JP3516493B2 - Ｍｒｉ用バードケージコイルおよびｍｒｉ装置 - Google Patents

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】

【産業上の利用分野】この発明は、ＭＲＩ（Magnetic R
esonance Imaging）用バードケージコイルおよびＭＲＩ
装置に関し、さらに詳しくは、複数のエレメントを第１
リングと第２リングの間に介設してバードケージ状の構
造とし，ＭＲＩ用ＲＦパルスの送信コイルまたはＮＭＲ
信号の受信コイルとして使用されるＭＲＩ用バードケー
ジコイルおよびそのＭＲＩ用バードケージコイルを用い
たＭＲＩ装置に関する。

【０００２】

【従来の技術】図９は、従来のローパス（low pass）型
のＭＲＩ用バードケージコイルの一例を示す構成図であ
る。このＭＲＩ用バードケージコイル５００は、第１リ
ングＲ１と第２リングＲ２の間に多数のエレメントＥを
介設し、各エレメントを略中央の１箇所の分割点で第１
リング側エレメント部分と第２リング側エレメント部分
とに２分割し、第１リング側エレメント部分と第２リン
グ側エレメント部分とに跨がってコンデンサＣｏを接続
すると共に、前記エレメントＥと誘導的に結合するピッ
クアップコイル５１ｐ，５１ｑを２箇所に設け、それら
ピックアップコイル５１ｐ，５１ｑから外部へ伝送路を
導出した構成である。前記ピックアップコイル５１ｐ，
５１ｑは、一般に、前記第１リングＲ１（または前記第
２リングＲ２）の中心から見た幾何学的位置がπ／２だ
け異なるように離して設置される。また、コンデンサＣ
ｏの容量Ｃｏは、エレメントＥのインダクタンスとの間
の共振周波数がＭＲＩ用ＲＦパルスまたはＮＭＲ信号の
周波数に略合うように定められる。

【０００３】なお、ＭＲＩ用バードケージコイル５００
を送信コイルとして用いるときは、ＭＲＩ用ＲＦパルス
が前記ピックアップコイル５１ｐ，５１ｑに給電され
る。一方、ＭＲＩ用バードケージコイル５００を受信コ
イルとして用いるときは、ＮＭＲ信号が前記ピックアッ
プコイル５１ｐ，５１ｑから取り出される。

【０００４】図１０は、従来のＭＲＩ用バードケージコ
イルの他の一例の構成図である。このＭＲＩ用バードケ
ージコイル６００は、第１リングＲ１と第２リングＲ２
の間に多数のエレメントＥを介設し、各エレメントを略
中央の１箇所の分割点で第１リング側エレメント部分と
第２リング側エレメント部分とに２分割し、第１リング
側エレメント部分と第２リング側エレメント部分とに跨
がってコンデンサＣｏを接続すると共に、所定の２つの
エレメントＥｐ，Ｅｑに介設されたコンデンサＣｏ，Ｃ
ｏにバラン（BALance to UNbalance transformer）１１
ｐ，１１ｑをそれぞれ接続し、それらバラン１１ｐ，１
１ｑからそれぞれ同軸ケーブルＳＰ，ＳＱを外部へ導出
した構成である。前記エレメントＥｐ，Ｅｑは、一般
に、前記第１リングＲ１（または前記第２リングＲ２）
の中心から見た幾何学的位置がπ／２だけ異なるように
選択される。

【０００５】また、コンデンサＣｏの容量Ｃｏは、エレ
メントＥのインダクタンスとの間の共振周波数がＭＲＩ
用ＲＦパルスまたはＮＭＲ信号の周波数に略合うように
定められる。前記バラン１１ｐ，１１ｑを介して同軸ケ
ーブルＳＰ，ＳＱを接続する理由は、同軸ケーブルＳ
Ｐ，ＳＱの外部導体が零電位であるのに対し、前記各コ
ンデンサＣｏの両端が必ずしも零電位にならないからで
ある。

【０００６】なお、ＭＲＩ用バードケージコイル６００
を送信コイルとして用いるときは、ＭＲＩ用ＲＦパルス
が前記エレメントＥｐ，Ｅｑに給電される。一方、ＭＲ
Ｉ用バードケージコイル６００を受信コイルとして用い
るときは、ＮＭＲ信号が前記エレメントＥｐ，Ｅｑから
取り出される。

【０００７】図１１は、上記ＭＲＩ用バードケージコイ
ル６００の等価回路図である。Ｌ１は第１リング側エレ
メント部分のインダクタンス、Ｌ２は第２リング側エレ
メント部分のインダクタンス、Ｌｏ／（１−ｃｏｓ｛β
ｍ｝）は第１リングＲ１または第２リングＲ２に沿って
一周するときに位相が２ｍπだけ回転する定在波のモー
ドｍに対するリング部のインダクタンスである。エレメ
ントＥの本数をＮとするとき、βｍ＝２ｍπ／Ｎ，ｍ＝
０〜Ｎ／２である。この等価回路は、ＭＲＩ用ＲＦパル
スまたはＮＭＲ信号の周波数に共振している。即ち、Ｍ
ＲＩ用ＲＦパルスまたはＮＭＲ信号の角周波数をωとす
るとき、 １／（ｊ・ω・Ｃｏ）＋ｊ・ω・（Ｌ１＋Ｌ２） ＋２・Ｌｏ／（１−cos｛βｍ｝）＝０ …(１) である。

【０００８】

【発明が解決しようとする課題】上記従来のＭＲＩ用バ
ードケージコイル５００では、ピックアップコイル５１
ｐ，５１ｑを小さくすると、結合度が低下するため、効
率が低下する問題点がある。一方、ピックアップコイル
５１ｐ，５１ｑを大きくすると、結合度が向上し、効率
が向上するが、ピックアップコイル５１ｐ，５１ｑ自身
が発生する磁場によりＭＲＩ用バードケージコイル５０
０の磁場均一性が損われる問題点がある。また、ピック
アップコイル５１ｐ，５１ｑの相互干渉を防止する必要
があるので、両者の取付位置や取付精度に十分留意しな
ければならず、構成が複雑化し、製造時や保守時の作業
が煩雑となる問題点がある。他方、上記従来のバードケ
ージコイル６００では、バラン１１ｐ，１１ｑが必要と
なるため、構成が複雑化し、製造時や保守時の作業が煩
雑となる問題点がある。そこで、この発明の目的は、効
率を向上でき、磁場均一性を損わず、構成を簡素化で
き、製造時や保守時の作業性に優れたＭＲＩ用バードケ
ージコイルおよびそのＭＲＩ用バードケージコイルを用
いたＭＲＩ装置を提供することにある。

【０００９】

【課題を解決するための手段】第１の観点では、この発
明は、第１リングと，第２リングと、それらリング間に
介設された複数のエレメントとを有するＭＲＩ用バード
ケージコイルにおいて、略中央の２箇所の近接した分割
点で第１リング側エレメント部分と中央エレメント部分
と第２リング側エレメント部分とに３分割された少なく
とも１つの３分割エレメントと、略中央の１箇所の分割
点で第１リング側エレメント部分と第２リング側エレメ
ント部分とに２分割された複数の２分割エレメントと、
前記３分割エレメントの第１リング側エレメント部分と
中央エレメント部分とに跨がって接続された第１コンデ
ンサと、前記３分割エレメントの中央エレメント部分と
第２リング側エレメント部分とに跨がって接続された第
２コンデンサと、前記２分割エレメントの第１リング側
エレメント部分と第２リング側エレメント部分とに跨が
って接続されたか又は形成された第３コンデンサと、前
記３分割エレメントの中央エレメント部分に中心導体が
接続されると共に前記第１リングに導かれて当該リング
に外部導体が接続され且つ当該リングから外部へ導出さ
れた同軸ケーブルとを具備してなることを特徴とするＭ
ＲＩ用バードケージコイルを提供する。

【００１０】第２の観点では、この発明は、上記第１の
観点のＭＲＩ用バードケージコイルにおいて、前記３分
割エレメントを２つ具備し、それら３分割エレメントに
それぞれ接続された同軸ケーブルは、エレメントに沿っ
て前記第１リングへ導かれ、当該リング上で一箇所に集
合し、その集合点から外部へ導出されてなることを特徴
とするＭＲＩ用バードケージコイルを提供する。

【００１１】第３の観点では、この発明は、第１リング
と，第２リングと、それらリング間に介設された複数の
エレメントとを有するＭＲＩ用バードケージコイルにお
いて、誘電体基板の片面に形成され略中央の１箇所の分
割点で第１リング側エレメント部分と第２リング側エレ
メント部分とに２分割された少なくとも１つの外部接続
用エレメントと、略中央の１箇所の分割点で第１リング
側エレメント部分と第２リング側エレメント部分とに２
分割された複数の通常エレメントと、前記外部接続用エ
レメントが形成された誘電体基板の他の片面に形成され
前記外部接続用エレメントの第１リング側エレメント部
分との間に第１コンデンサを構成すると共に前記外部接
続用エレメントの第２リング側エレメント部分との間に
第２コンデンサを構成する容量構成用導体と、前記通常
エレメントの第１リング側エレメント部分と第２リング
側エレメント部分とに跨がって接続されたか又は形成さ
れた第３コンデンサと、前記容量構成用導体から前記第
１リング側エレメント部分に沿って対向しながら前記第
１リングの近傍まで引き出されたマイクロストリップラ
イン（Ｍicrostrip Line）と、そのマイクロストリップ
ラインの第１リング近傍端部に中心導体が接続されると
共に第１リングに外部導体が接続され且つ当該リングか
ら外部へ導出された同軸ケーブルとを具備したことを特
徴とするＭＲＩ用バードケージコイルを提供する。

【００１２】上記第３の観点のＭＲＩ用バードケージコ
イルにおいて、前記マイクロストリップラインのライン
幅は、ＭＲＩ装置が規定している最大の体重の人体が負
荷されたときのインピーダンスがＭＲＩ用ＲＦパルスを
増幅する送信アンプの特性インピーダンスと略一致する
ように選ぶことが好ましい。あるいは、ＭＲＩ装置で最
もスキャンされる人数が多いと思われる体重（例えば６
０ｋｇ）の人体が負荷されたときに、ＮＭＲ信号を増幅
する受信アンプでの雑音指数が最低となるようなインピ
ーダンスを与えるように選ぶことが好ましい。

【００１３】第４の観点では、この発明は、上記第１の
観点から上記第３の観点のいずれかのＭＲＩ用バードケ
ージコイルと、ＭＲＩ用スキャンシーケンスを制御する
ためのシーケンス制御回路と、画像再構成処理を行う計
算機と、ＭＲＩ像を表示する表示装置とを具備したこと
を特徴とするＭＲＩ装置を提供する。

【００１４】

【作用】上記第１の観点のＭＲＩ用バードケージコイル
では、外部接続機能をもたせるエレメント（３分割エレ
メント）をその略中央の近接した２箇所の分割点で分割
する。すなわち、第１リング側エレメント部分と中央エ
レメント部分と第２リング側エレメント部分とに３分割
する。そして、第１リング側エレメント部分と中央エレ
メント部分とに跨がって第１コンデンサを接続し、中央
エレメント部分と第２リング側エレメント部分とに跨が
って第２コンデンサを接続する。一方、外部接続機能を
もたせないエレメント（２分割エレメント）をその略中
央の１箇所の分割点で２分割する。すなわち、第１リン
グ側エレメント部分と第２リング側エレメント部分とに
２分割する。そして、第１リング側エレメント部分と第
２リング側エレメント部分とに跨がって第３コンデンサ
を接続するか又は形成する。さらに、前記中央エレメン
ト部分に同軸ケーブルの中心導体を接続すると共に前記
第１リングに同軸ケーブルの外部導体を接続し、第１リ
ングから外部へ同軸ケーブルを導出する。上記ＭＲＩ用
バードケージコイルの第１リングは導体のみからなり、
そのインダクタンスは十分小さいので、第１リングはど
の部分でも零電位となる。そこで、同軸ケーブルの外部
導体を接続してもよい。また、同軸ケーブルの中心導体
は、中央エレメント部分に接続されることで、第１コン
デンサおよび第２コンデンサを介して第１リング側エレ
メント部分と第２リング側エレメント部分とに接続され
ることになる。従って、ピックアップコイルやバランを
用いることなく、同軸ケーブルによりＭＲＩ用ＲＦパル
スの給電やＮＭＲ信号の取り出しを行える。このため、
効率を向上でき、磁場均一性を損わず、構成を簡素化で
き、製造時や保守時の作業性を向上できる。

【００１５】上記第２の観点のＭＲＩ用バードケージコ
イルでは、３分割エレメントを２つ具備し、それら３分
割エレメントにそれぞれ接続した同軸ケーブルをエレメ
ントに沿って第１リングへ導き、当該リング上で一箇所
に集合させ、その集合点から外部へ導出する。上記第１
の観点のＭＲＩ用バードケージコイルを用いるため、効
率を向上でき、磁場均一性を損わず、構成を簡素化で
き、製造時や保守時の作業性を向上できる。また、各同
軸ケーブルを一箇所に集合させるため、さらに作業性が
良くなる。

【００１６】上記第３の観点のＭＲＩ用バードケージコ
イルでは、外部接続機能をもたせるエレメント（外部接
続用エレメント）を誘電体基板の片面に形成し、略中央
の１箇所の分割点で分割する。すなわち、第１リング側
エレメント部分と第２リング側エレメント部分とに２分
割する。また、前記外部接続用エレメントの第１リング
側エレメント部分との間に第１コンデンサを構成すると
共に前記外部接続用エレメントの第２リング側エレメン
ト部分との間に第２コンデンサを構成する容量構成用導
体を前記誘電体基板の他の片面に形成する。さらに、前
記容量構成用導体から前記第１リング側エレメント部分
に沿って対向しながら前記第１リングの近傍まで引き出
されたマイクロストリップラインを前記誘電体基板の他
の片面に形成する。一方、外部接続機能をもたせないエ
レメント（通常エレメント）をその略中央の１箇所の分
割点で第１リング側エレメント部分と第２リング側エレ
メント部分とに２分割する。そして、第１リング側エレ
メント部分と第２リング側エレメント部分とに跨がって
第３コンデンサを接続するか又は形成する。さらに、前
記マイクロストリップラインの第１リング近傍端部に同
軸ケーブルの中心導体を接続すると共に前記第１リング
に同軸ケーブルの外部導体を接続し、第１リングから外
部へ同軸ケーブルを導出する。上記ＭＲＩ用バードケー
ジコイルの第１リングは導体のみからなり、そのインダ
クタンスは十分小さいので、第１リングは零電位とな
る。そこで、同軸ケーブルの外部導体を接続できる。ま
た、同軸ケーブルの中心導体は、第１コンデンサおよび
第２コンデンサを介しているので、外部接続用エレメン
トに接続できる。従って、ピックアップコイルやバラン
を用いることなく、同軸ケーブルによりＭＲＩ用ＲＦパ
ルスの給電やＮＭＲ信号の取り出しを行える。このた
め、効率を向上でき、磁場均一性を損わず、構成を簡素
化でき、製造時や保守時の作業性を向上できる。また、
マイクロストリップラインを用いるので、コイル表面を
滑らか（平面的で，凹凸がないこと）にすることが出来
る。

【００１７】一般に被検体の体重が重いほどＭＲＩ用Ｒ
Ｆパルスの強度を強くする必要がある。そこで、上記第
３の観点のＭＲＩ用バードケージコイルにおいて、マイ
クロストリップラインの幅を、ＭＲＩ装置が規定してい
る最大の体重の人体が負荷されたときのインピーダンス
がＭＲＩ用ＲＦパルスを増幅する送信アンプの特性イン
ピーダンスと略一致するように選ぶと、被検体全般に対
してＭＲＩ用ＲＦパルスを十分な強度で印加できる。一
方、マイクロストリップラインの幅を、ＭＲＩ装置で最
もスキャンされる人数が多いと思われる体重（例えば６
０ｋｇ）の人体が負荷されたときに、ＮＭＲ信号を増幅
する受信アンプでの雑音指数が最低となるようなインピ
ーダンスを与えるように選ぶと、ノイズの少ない良好な
ＮＭＲ信号を取り出せる確率を最大にすることが出来
る。

【００１８】上記第４の観点のＭＲＩ装置は、上記第１
の観点から上記第３の観点のいずれかに記載のＭＲＩ用
バードケージコイルを具備したものなので、上記第１の
観点から上記第３の観点と同じ作用を奏する。

【００１９】

【実施例】以下、図に示す実施例によりこの発明をさら
に詳細に説明する。なお、これによりこの発明が限定さ
れるものではない。

【００２０】−第１実施例− 図１は、この発明の第１実施例のＭＲＩ用バードケージ
コイル１００の構成図である。このＭＲＩ用バードケー
ジコイル１００は、第１リングＲ１と第２リングＲ２の
間に多数のエレメントＥを介設し、バードケージ形状と
したものである。外部接続機能をもたせる２つのエレメ
ント（３分割エレメント）Ｅｐ，Ｅｑについては、その
略中央の近接した２箇所の分割点で第１リング側エレメ
ント部分と中央エレメント部分と第２リング側エレメン
ト部分とに３分割し、第１リング側エレメント部分と中
央エレメント部分とに跨がって第１コンデンサＣ１を接
続し、中央エレメント部分と第２リング側エレメント部
分とに跨がって第２コンデンサＣ２を接続する。これら
３分割エレメントＥｐ，Ｅｑは、一般に、前記第１リン
グＲ１（または前記第２リングＲ２）の中心から見た幾
何学的位置がπ／２だけ異なるように選択する。前記３
分割エレメントＥｐ，Ｅｑ以外の外部接続機能をもたせ
ない複数のエレメント（２分割エレメント）について
は、その略中央の１箇所の分割点で第１リング側エレメ
ント部分と第２リング側エレメント部分とに２分割し、
第１リング側エレメント部分と第２リング側エレメント
部分とに跨がって第３コンデンサＣ３を接続する。さら
に、前記３分割エレメントＥｐ，Ｅｑの中央エレメント
部分には、同軸ケーブルＳＰ，ＳＱの中心導体を接続す
る。また、同軸ケーブルＳＰ，ＳＱを第１リング側エレ
メント部分に沿って第１リングＲ１まで導き、同軸ケー
ブルＳＰ，ＳＱの外部導体を第１リングＲ１に接続点Ｐ
Ｐ，ＰＱで接続する。そして、同軸ケーブルＳＰ，ＳＱ
を第１リングＲ１から外部へ導出する。第１コンデンサ
Ｃ１の容量をＣ１、第２コンデンサＣ２の容量をＣ２、
第３コンデンサＣ３の容量をＣ３とするとき、 １／Ｃ１＋１／Ｃ２＝１／Ｃ３＝１／Ｃｏ …(２) である。ここで、ＣｏはエレメントＥのインダクタンス
との間の共振周波数がＭＲＩ用ＲＦパルスまたはＮＭＲ
信号の周波数に略合うように定められる。

【００２１】なお、上記ＭＲＩ用バードケージコイル１
００を送信コイルとして用いるときは、ＭＲＩ用ＲＦパ
ルスが前記３分割エレメントＥｐ，Ｅｑに給電される。
一方、ＭＲＩ用バードケージコイル１００を受信コイル
として用いるときは、ＮＭＲ信号が前記３分割エレメン
トＥｐ，Ｅｑから取り出される。

【００２２】図２は、上記ＭＲＩ用バードケージコイル
１００の等価回路図である。Ｌ１は第１リング側エレメ
ント部分のインダクタンス、Ｌ２は第２リング側エレメ
ント部分のインダクタンス、Ｌｏ／（１−ｃｏｓ｛β
ｍ｝）は第１リングＲ１または第２リングＲ２に沿って
一周するときに位相が２ｍπだけ回転する定在波のモー
ドｍに対するリング部のインダクタンスである。エレメ
ントＥの本数をＮとするとき、βｍ＝２ｍπ／Ｎ，ｍ＝
０〜Ｎ／２である。なお、中央エレメント部分は、十分
短いので無視できる。

【００２３】この等価回路は、ＭＲＩ用ＲＦパルスまた
はＮＭＲ信号の周波数に共振している。即ち、ＭＲＩ用
ＲＦパルスまたはＮＭＲ信号の角周波数をωとすると
き、 １／（ｊ・ω）・（１／Ｃ１＋１／Ｃ２）＋ｊ・ω・（Ｌ１＋Ｌ２） ＋２・Ｌｏ／（１−cos｛βｍ｝）＝０ …(３) である。上記(３)式は、前記(２)式を考慮すれば、前記
(１)式に一致する。

【００２４】上記第１実施例のＭＲＩ用バードケージコ
イル１００によれば、同軸ケーブルＳＰ，ＳＱを第１リ
ングＲ１から外部へ導出でき、バランやピックアップコ
イルを用いることなく、ＭＲＩ用ＲＦパルスの給電やＮ
ＭＲ信号の取り出しを行える。このため、効率を向上で
き、磁場均一性を損わず、構成を簡素化でき、製造時や
保守時の作業性を向上できる。

【００２５】−第２実施例− 図３は、この発明の第２実施例のＭＲＩ装置１５０のブ
ロック図である。このＭＲＩ装置１５０において、マグ
ネットアセンブリ１は、内部に被検体を挿入するための
空間部分（孔）を有し、この空間部分を取りまくように
して、被検体に一定の静磁場を印加する主磁場コイル１
６と、勾配磁場を発生するための勾配磁場コイル１４
と、送信コイルまたは受信コイルとして機能する上記第
１実施例のＭＲＩ用バードケージコイル１００が配置さ
れている。前記主磁場コイル１６は、主磁場電源２に接
続されている。前記勾配磁場コイル１４は、勾配磁場電
源３に接続されている。前記ＭＲＩ用バードケージコイ
ル１００は、ＲＦ電力増幅器および前置増幅器５に接続
されている。

【００２６】シーケンス制御回路８は、計算機７からの
指令に従い、記憶しているパルスシーケンスに基づいて
勾配磁場電源３を操作し、前記マグネットアセンブリ１
の勾配磁場コイル１４から勾配磁場を発生させると共
に、ゲート変調回路９を操作し、ＲＦ発振回路１０の高
周波出力信号を所定タイミング・所定包絡線のパルス状
信号に変調し、それをＭＲＩ用ＲＦパルスとしてＲＦ電
力増幅器４に加え、ＲＦ電力増幅器４でパワー増幅した
後、前記マグネットアセンブリ１のＭＲＩ用バードケー
ジコイル１００に印加し、目的の領域を選択励起する。

【００２７】前置増幅器５は、マグネットアセンブリ１
のＭＲＩ用バードケージコイル１００で検出された被検
体からのＮＭＲ信号を増幅し、位相検波器１２に入力す
る。位相検波器１２は、ＲＦ発振回路１０の出力を参照
信号とし、前置増幅器５からのＮＭＲ信号を位相検波し
て、Ａ／Ｄ変換器１１に与える。Ａ／Ｄ変換器１１は、
位相検波後のアナログ信号をディジタル信号に変換し
て、計算機７に入力する。計算機７は、Ａ／Ｄ変換器１
１からのデジタル信号に対する画像再構成処理を行い、
目的画像（前記目的の領域のＮＭＲ画像）を生成する。
この目的画像は、表示装置６にて表示される。また、計
算機７は、操作卓１３から入力された情報を受け取るな
どの全体的な制御を受け持つ。上記第２実施例のＭＲＩ
装置１５０は、上記第１実施例のＭＲＩ用バードケージ
コイル１００を備えたものなので、上記第１実施例と同
じ効果を奏する。

【００２８】−第３実施例− 図４は、この発明の第３実施例のＭＲＩ用バードケージ
コイル１００ａの構成図である。このＭＲＩ用バードケ
ージコイル１００ａは、回路構成的には第１実施例のＭ
ＲＩ用バードケージコイル１００と同じであるが、第３
コンデンサＣ３の構成方法が第１実施例とは異なる。す
なわち、円筒状誘電体基板Ｓの外周面に、第１リングＲ
１と第２リングＲ２を形成すると共に，外部接続機能を
持たせないエレメント（通常エレメント）の第１リング
側エレメント部分Ｅａを形成する。また、前記円筒状誘
電体基板Ｓの内周面に、外部接続機能を持たせないエレ
メントの第２リング側エレメント部分Ｅｂを形成する。
これにより、前記第１リング側エレメント部分Ｅａと前
記第２リング側エレメント部分Ｅｂとが基板を挟んで対
向する部分（エレメントの略中央）に容量が構成され、
コンデンサ素子を実装することなくコンデンサＣ３を構
成できる。

【００２９】上記第３実施例のＭＲＩ用バードケージコ
イル１００ａによれば、コンデンサ素子を用いることな
くコンデンサＣ３を構成できるので、部品数を低減する
ことが出来る。

【００３０】−第４実施例− 図５は、本発明の第４実施例のＭＲＩ用バードケージコ
イル１００ｂの構成図である。このＭＲＩ用バードケー
ジコイル１００ｂは、第１実施例のバードケージコイル
１００が２つのエレメントＥｐ，Ｅｑを用いてＭＲＩ用
ＲＦパルスを給電したり，ＮＭＲ信号を取り出したのに
対し、１つのエレメントＥｐだけを用いてＭＲＩ用ＲＦ
パルスを給電したり，ＮＭＲ信号を取り出すようにした
構成である。

【００３１】上記第４実施例のＭＲＩ用バードケージコ
イル１００ｂによれば、同軸ケーブルＳＰを第１リング
Ｒ１から外部へ導出でき、バランやピックアップコイル
を用いることなく、ＭＲＩ用ＲＦパルスの給電やＮＭＲ
信号の取り出しを行える。このため、効率を向上でき、
磁場均一性を損わず、構成を簡素化でき、製造時や保守
時の作業性を向上できる。

【００３２】−第５実施例− 図６は、この発明の第５実施例のＭＲＩ用バードケージ
コイル２００の構成図である。このＭＲＩ用バードケー
ジコイル２００は、第１実施例のＭＲＩ用バードケージ
コイル１００と基本的に同じ構成であるが、同軸ケーブ
ルＳＰ，ＳＱの外部導体を第１リングＲ１上の接続点Ｐ
Ｐ，ＰＱにそれぞれ接続した後、同軸ケーブルＳＰ，Ｓ
Ｑを第１リングＲ１に沿って集合点ＰＲに集合させ、そ
の集合点ＰＲから外部へ同軸ケーブルＳＰ，ＳＱを導出
した構成である。上記ＭＲＩ用バードケージコイル２０
０の等価回路は図２と同じである。上記第５実施例のＭ
ＲＩ用バードケージコイル２００によれば、第１実施例
のＭＲＩ用バードケージコイル１００と同様に、効率を
向上でき、磁場均一性を損わず、構成を簡素化でき、製
造時や保守時の作業性を向上できる。また、同軸ケーブ
ルＳＰ，ＳＱを第１リングＲ１の一箇所から外部へ導出
できるため、さらに作業性が良くなる。

【００３３】−第６実施例− 図７は、この発明の第６実施例のＭＲＩ用バードケージ
コイル３００の構成図である。このＭＲＩ用バードケー
ジコイル３００は、円筒状誘電体基板Ｓの外周面に第１
リングＲ１と第２リングＲ２と多数のエレメントＥを形
成し、バードケージ形状としたものである。外部接続機
能をもたせる２つのエレメント（外部接続用エレメン
ト）Ｅｐ，Ｅｑについては、その略中央の１箇所の分割
点で第１リング側エレメント部分と第２リング側エレメ
ント部分とに２分割する。これら外部接続用エレメント
Ｅｐ，Ｅｑは、一般に、前記第１リングＲ１（または前
記第２リングＲ２）の中心から見た幾何学的位置がπ／
２だけ異なるように選択する。前記円筒状誘電体基板Ｓ
の内周面には、前記外部接続用エレメントＥｐ，Ｅｑの
第１リング側エレメント部分との間に第１コンデンサＣ
１を構成すると共に前記第２リング側エレメント部分と
の間に第２コンデンサＣ２を構成する容量構成用導体３
１ｐ，３１ｑを形成する。また、前記容量構成用導体３
１ｐ，３１ｑから前記第１リング側エレメント部分に沿
って対向しながら前記第１リングＲ１の近傍までマイク
ロストリップライン３２ｐ，３２ｑを形成する。一方、
前記外部接続用エレメントＥｐ，Ｅｑ以外の外部接続機
能をもたせない複数のエレメント（通常エレメント）に
ついては、その略中央の１箇所の分割点で第１リング側
エレメント部分と第２リング側エレメント部分とに２分
割し、第１リング側エレメント部分と第２リング側エレ
メント部分とに跨がって第３コンデンサＣ３を接続する
（上記第３実施例と同様にして第３コンデンサＣ３を形
成してもよい）。さらに、前記マイクロストリップライ
ン３２ｐ，３２ｑの第１リング近傍端部Ｔｐ，Ｔｑに同
軸ケーブルＳＰ，ＳＱの中心導体を接続すると共に、第
１リングＲ１に同軸ケーブルＳＰ，ＳＱの外部導体を接
続し、第１リングＲ１から外部へ同軸ケーブルＳＰ，Ｓ
Ｑを導出する。第１コンデンサＣ１の容量をＣ１、第２
コンデンサＣ２の容量をＣ２、第３コンデンサＣ３の容
量をＣ３とするとき、 １／Ｃ１＋１／Ｃ２＝１／Ｃ３＝１／Ｃｏ …(４) である。ここで、ＣｏはエレメントＥのインダクタンス
との間の共振周波数がＭＲＩ用ＲＦパルスまたはＮＭＲ
信号の周波数に略合うように定められる。

【００３４】なお、上記ＭＲＩ用バードケージコイル３
００を送信コイルとして用いるときは、ＭＲＩ用ＲＦパ
ルスが前記外部接続用エレメントＥｐ，Ｅｑに給電され
る。一方、ＭＲＩ用バードケージコイル１００を受信コ
イルとして用いるときは、ＮＭＲ信号が前記外部接続用
エレメントＥｐ，Ｅｑから取り出される。

【００３５】図８は、前記円筒状誘電体基板Ｓの内周面
からマイクロストリップライン３２ｐの近傍を見たとき
の斜視透視図である。Ｅｐ１は第１リング側エレメント
部分、ＥＰ２は第２リング側エレメント部分である。

【００３６】マイクロストリップライン３２ｐの特性イ
ンピーダンスは同軸ケーブルＳＰの特性インピーダンス
と略等しく定めることが好ましい。または、前記マイク
ロストリップライン３２ｐの幅は、ＭＲＩ装置１５０が
規定している最大の体重の人体が負荷されたときのイン
ピーダンスがＭＲＩ用ＲＦパルスを増幅するＲＦ電力増
幅器４の特性インピーダンスと略一致するように選ぶ。
これにより、被検体全般に対してＭＲＩ用ＲＦパルスを
十分な強度で印加できる。なお、前記マイクロストリッ
プライン３２ｐｑの幅を、ＭＲＩ装置で最もスキャンさ
れる人数が多いと思われる体重（例えば６０ｋｇ）の人
体が負荷されたときに、ＮＭＲ信号を増幅する受信アン
プでの雑音指数が最低となるようなインピーダンスを与
えるように選んでもよい。この場合、多くの被検体のＭ
ＲＩ像の画質を向上できる。

【００３７】上記ＭＲＩ用バードケージコイル３００の
等価回路は図２と同じである。上記第６実施例のＭＲＩ
用バードケージコイル３００によれば、第１実施例のＭ
ＲＩ用バードケージコイル１００と同様に、効率を向上
でき、磁場均一性を損わず、構成を簡素化でき、製造時
や保守時の作業性を向上できる。また、マイクロストリ
ップライン３２ｐ，３２ｑを用いるので、エレメントＥ
に同軸ケーブルＳＰ，ＳＱを沿わせる必要がなく、コイ
ル表面を滑らか（平面的で，凹凸がないこと）にするこ
とが出来る。

【００３８】

【発明の効果】この発明のＭＲＩ用バードケージコイル
およびＭＲＩ装置によれば、ピックアップコイルやバラ
ンを用いることなく、同軸ケーブルによりＭＲＩ用ＲＦ
パルスの給電やＮＭＲ信号の取り出しを行えるため、効
率を向上でき、磁場均一性を損わず、構成を簡素化で
き、製造時や保守時の作業性を向上できる。

【図面の簡単な説明】

【図１】この発明の第１実施例のＭＲＩ用バードケージ
コイルの構成図である。

【図２】図１のＭＲＩ用バードケージコイルの等価回路
図である。

【図３】この発明の第２実施例のＭＲＩ装置を示すブロ
ック図である。

【図４】この発明の第３実施例のＭＲＩ用バードケージ
コイルの構成図である。

【図５】この発明の第４実施例のＭＲＩ用バードケージ
コイルの構成図である。

【図６】この発明の第５実施例のＭＲＩ用バードケージ
コイルの構成図である。

【図７】この発明の第６実施例のＭＲＩ用バードケージ
コイルの構成図である。

【図８】図７のＭＲＩ用バードケージコイルにおけるマ
イクロストリップラインの近傍を円筒状誘電体基板の内
周面から見たときの斜視透視図である。

【図９】従来のＭＲＩ用バードケージコイルの一例を示
す構成図である。

【図１０】従来のＭＲＩ用バードケージコイルの他の一
例を示す構成図である。

【図１１】図１０のＭＲＩ用バードケージコイルの等価
回路図である。

【符号の説明】

１００，１００ａ，１００ｂ ＭＲＩ用バードケージコ
イル ２００，３００ ＭＲＩ用バードケージコ
イル １５０ ＭＲＩ装置 ４ ＲＦ電力増幅器 ５ 前置増幅器 Ｒ１ 第１リング Ｒ２ 第２リング Ｅ エレメント Ｅｐ，Ｅｑ ３分割エレメント又は外
部接続用エレメント Ｅａ，Ｅｐ１ 第１リング側エレメント
部分 Ｅｂ，ＥＰ２ 第２リング側エレメント
部分 Ｃ１ 第１コンデンサ Ｃ２ 第２コンデンサ Ｃ３ 第３コンデンサ ３１ｐ，３１ｑ 容量構成用導体 ３２ｐ，３２ｑ マイクロストリップライ
ン Ｓ 円筒状誘電体基板

Claims (2)

(57)【特許請求の範囲】
1. 【請求項１】 第１リングと、第２リングと、それらリ
   ング間に介設された複数のエレメントとを有するＭＲＩ
   用バードケージコイルにおいて、 誘電体基板の片面に形成され略中央の１箇所の分割点で
   第１リング側エレメント部分と第２リング側エレメント
   部分とに２分割された少なくとも１つの外部接続用エレ
   メントと、 略中央の１箇所の分割点で第１リング側エレメント部分
   と第２リング側エレメント部分とに２分割された複数の
   通常エレメントと、 前記外部接続用エレメントが形成された誘電体基板の他
   の片面に形成され前記外部接続用エレメントの第１リン
   グ側エレメント部分との間に第１コンデンサを構成する
   と共に前記外部接続用エレメントの第２リング側エレメ
   ント部分との間に第２コンデンサを構成する容量構成用
   導体と、 前記通常エレメントの第１リング側エレメント部分と第
   ２リング側エレメント部分とに跨って接続されたか又は
   形成された第３コンデンサと、 前記容量構成用導体から前記第１リング側エレメント部
   分に沿って対向しながら前記第１リングの近傍まで引き
   出されたマイクロストリップラインと、 そのマイクロストリップラインの第１リング近傍端部に
   中心導体が接続されると共に第１リングに外部導体が接
   続され且つ当該リングから外部へ導出された同軸ケーブ
   ルとを具備したことを特徴とするＭＲＩ用バードケージ
   コイル。
2. 【請求項２】 請求項１に記載のＭＲＩ用バードケージ
   コイルと、 ＭＲＩ用スキャンシーケンスを制御するためのシーケン
   ス制御回路と、 画像再構成処理を行う計算機と、 ＭＲＩ像を表示する表示装置とを具備したことを特徴と
   するＭＲＩ装置。