JP3549641B2 - Ｍｒｉ用ｒｆコイル - Google Patents

Description

【０００１】
【発明の属する技術分野】
この発明は、ＭＲＩ（Ｍａｇｎｅｔｉｃ Ｒｅｓｏｎａｎｃｅ Ｉｍａｇｉｎｇ）用ＲＦコイルに関し、さらに詳しくは、静磁場や傾斜磁場に乱れを与えないようにすると共にデカップリング性能を低下させないように改良したＭＲＩ用ＲＦコイルに関する。
【０００２】
【従来の技術】
図８は、従来の１ターン・ソレノイド（１ ｔｕｒｎ ｓｏｌｅｎｏｉｄ）またはループ・ギャップ・コイル（ｌｏｏｐ ｇａｐ ｃｏｉｌ） と呼ばれるタイプのＭＲＩ用ＲＦコイルの一例を示す模式的外観図である。このタイプのＭＲＩ用ＲＦコイルには、首部用，膝部用，大腿部用など各種のものがある。
このＭＲＩ用ＲＦコイル７００は、シート状の導体（銅やアルミなど）を両端間に短い間隙ｇを空けて筒状に丸めた如き形状のエレメント５１と、前記間隙ｇの複数箇所で前記両端間に介設された複数のコンデンサ５３と、前記エレメント５１の両端間に接続されたデカップリング回路（ブロッキング回路とも呼ばれる）５０１とを具備して構成されている（複数の共振コンデンサ５３を介設する理由は、高周波電流は、一般に表皮効果により、円筒状のエレメント５１の左右両端側に多く流れようとするため、前記左右両端の近傍にそれぞれ共振コンデンサを介設することが好ましく、他の箇所にも共振コンデンサを介設することが、いっそう好ましいからである）。
前記デカップリング回路５０１は、前記コンデンサ５３との共振周波数がＭＲＩ用ＲＦパルスの周波数に略合うようにインダクタンス値を定めたインダクタ１と，スイッチ用ダイオード２との直列回路である。さらに、前記インダクタ１の一端および前記スイッチ用ダイオード２の一端の接続点と，前記スイッチ用ダイオード２の他端（カソード）には、同軸ケーブルＷの心線と外部導体がそれぞれ接続されている。
【０００３】
このＭＲＩ用ＲＦコイル７００は、垂直方向の静磁場Ｂｏ中に置かれる。そして、被検体を励起するために別の送信コイル（例えばボディコイル）からＭＲＩ用ＲＦパルスを送信する時は、同軸ケーブルＷおよび前記インダクタ１を通じて前記スイッチ用ダイオード２に順方向電圧（アノード電圧＞カソード電圧）を加える。これにより、前記スイッチ用ダイオード２がオンし、前記コンデンサ５３と前記インダクタ１とによりＭＲＩ用ＲＦパルスに対する共振回路が形成される。この結果、前記エレメント５１はＭＲＩ用ＲＦパルスに対して共振しなくなり、ＭＲＩ用ＲＦコイル７００はＭＲＩ用ＲＦパルスに対してコイルとして機能しなくなる（別の送信コイルとデカップリング状態になる）。これにより、ＭＲＩ用ＲＦパルスは、ＭＲＩ用ＲＦコイル７００に妨げられずに、被検体を有効に励起することが出来る。
次に、被検体からのＮＭＲ（Ｎｕｃｌｅａｒ Ｍａｇｎｅｔｉｃ Ｒｅｓｏｎａｎｃｅ）信号を受信する時は、同軸ケーブルＷおよび前記インダクタ１を通じて前記スイッチ用ダイオード２に逆方向電圧（アノード電圧＜カソード電圧）を加える。これにより、前記スイッチ用ダイオード２がオフし、前記コンデンサ５３と前記インダクタ１とによる共振回路が形成されなくなる。この結果、前記エレメント５１と前記コンデンサ５３とによりＮＭＲ信号に対する共振回路が形成され、ＮＭＲ信号が前記エレメント５１に受信され、前記同軸ケーブルＷを通じてＭＲＩ装置本体（図示せず）に伝送される（このとき、同軸ケーブルＷにはＮＭＲ信号に直流のバイアス電圧が重畳されるが、バイアス電圧は前記コンデンサ５３でカットされるから支障はない）。
【０００４】
前記デカップリング回路５０１は、アクティブ（Ａｃｔｉｖｅ；能動）型のデカップリング回路と呼ばれる。
【０００５】
図９は、従来のＭＲＩ用ＲＦコイルの他例を示す模式的外観図である。
このＭＲＩ用ＲＦコイル８００は、１ターン・ソレノイドとしての基本構成を有している点では上記のＭＲＩ用ＲＦコイル７００と同様であるが、デカップリング回路６０１の構成が異なる。すなわち、このデカップリング回路６０１は、インダクタ１と，逆並列接続されたスイッチ用ダイオード２ａ，２ｂ（バリスタでもよい）との直列回路になっている。さらに、インダクタ１の一端および逆並列接続されたスイッチ用ダイオード２ａ，２ｂの一端の接続点と，前記逆並列接続されたスイッチ用ダイオード２ａ，２ｂの他端には、同軸ケーブルＷの心線と外部導体がそれぞれ接続されている。
【０００６】
被検体を励起するために別の送信コイル（例えばボディコイル）からＭＲＩ用ＲＦパルスを送信すると、前記エレメント５１に誘起する電圧により前記スイッチ用ダイオード２ａ，２ｂに順方向電圧がかかり、前記スイッチ用ダイオード２ａ，２ｂがオンし、前記コンデンサ５３と前記インダクタ１とによりＭＲＩ用ＲＦパルスに対する共振回路が形成される。この結果、前記エレメント５１はＭＲＩ用ＲＦパルスに対して共振しなくなり、ＭＲＩ用ＲＦコイル８００はＭＲＩ用ＲＦパルスに対してコイルとして機能しなくなる。これにより、ＭＲＩ用ＲＦパルスは、ＭＲＩ用ＲＦコイル８００に妨げられずに、被検体を有効に励起することが出来る。
次に、被検体からのＮＭＲ信号を受信する時は、前記エレメント５１に誘起する電圧が微弱なため前記スイッチ用ダイオード２ａ，２ｂに順方向電圧がかからず、前記スイッチ用ダイオード２ａ，２ｂがオフし、前記コンデンサ５３と前記インダクタ１とによる共振回路が形成されなくなる。この結果、前記エレメント５１と前記コンデンサ５３とによりＮＭＲ信号に対する共振回路が形成され、ＮＭＲ信号が前記エレメント５１に受信され、前記同軸ケーブルＷを通じてＭＲＩ装置本体（図示せず）に伝送される。
【０００７】
前記デカップリング回路６０１は、パッシブ（Ｐａｓｓｉｖｅ；受動）型のデカップリング回路と呼ばれる。
【０００８】
【発明が解決しようとする課題】
図１０は、上記従来のＭＲＩ用ＲＦコイル７００で、前記スイッチ用ダイオード２をオンし、前記コンデンサ５３と前記インダクタ１とによりＭＲＩ用ＲＦパルスに対する共振回路を形成した状態を示している。ＭＲＩ用ＲＦパルスによって生じた高周波電流ｉが、破線で示すようにループ状に流れるため、磁場Ｂｆが発生する。上記従来のＭＲＩ用ＲＦコイル８００でも同様である。
しかし、磁場Ｂｆが発生すると、間隙ｇの近傍の静磁場Ｂｏや傾斜磁場を乱し、感度むらを起こす問題点がある。また、被検体との電磁気的な結合を生じて、デカップリング性能を低下させる問題点がある。この問題点は、エレメント５１の幅が広いほど、前記磁場Ｂｆが広範囲に発生するので、顕著となる。
そこで、この発明の目的は、前記磁場Ｂｆの発生を抑制し、静磁場や傾斜磁場に乱れを与えないようにすると共にデカップリング性能を低下させないように改良したＭＲＩ用ＲＦコイル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、２つの導体が間隙を空けて対向する間隙部分を有し、その間隙部分の複数箇所でコンデンサが介設され、それらコンデンサとの共振周波数がＭＲＩ用ＲＦパルスの周波数（またはＮＭＲ信号の周波数）に略合うようにインダクタンス値を定めたインダクタとスイッチ手段の直列回路からなるデカップリング回路が前記２つの導体端部間に介設されたＭＲＩ用ＲＦコイルにおいて、前記デカップリング回路の介設箇所を、前記複数のコンデンサを介設した複数の箇所の略中央としたことを特徴とするＭＲＩ用ＲＦコイルを提供する。
上記第１の観点のＭＲＩ用ＲＦコイルでは、複数のコンデンサとインダクタとが共振した時の高周波電流がインダクタの左側にあるコンデンサを流れる場合とインダクタの右側にあるコンデンサを流れる場合とで、電流ループの向きが逆になる。従って、それらループの電流により生じる磁場の向きも逆となり、相互に打ち消し合う結果となる。このため、前記磁場が静磁場や傾斜磁場に乱れを与えないように出来る。また、デカップリング性能を低下させないように出来る。
【００１０】
上記構成において、「２つの導体」とは、例えば、本発明の実施の形態として、図１，図３を参照して後で詳説するように、シート状の導体を両端間に短い間隙を空けて筒状に丸めた如き形状のエレメントの概念を含むものである。
【００１１】
第２の観点では、この発明は、上記の構成のＭＲＩ用ＲＦコイルにおいて、前記エレメントは、シート状の導体をその両端間が間隙を空けて対向するように略円筒状に丸めた如き形状であることを特徴とするＭＲＩ用ＲＦコイルを提供する。
上記第２の観点のＭＲＩ用ＲＦコイルでは、１ターン・ソレノイドまたはループ・ギャップ・コイルと呼ばれるタイプのＭＲＩ用ＲＦコイルの性能を向上することが出来る。
【００１２】
【発明の実施の形態】
以下、図に示す実施の形態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。
【００１３】
−第１の実施形態−
図１は、この発明の第１の実施形態のＭＲＩ用ＲＦコイルを示す模式的外観図である。
このＭＲＩ用ＲＦコイル１００は、シート状の導体（銅やアルミなど）を両端間に短い間隙ｇを空けて筒状に丸めた如き形状のエレメント１１と、前記間隙ｇの複数箇所で前記両端間に介設された複数のコンデンサ３ａ，３ｂと、それらコンデンサ３ａ，３ｂを介設した複数の箇所の略中央に介設されたアクティブ型のデカップリング回路１０１とを具備して構成されている。前記デカップリング回路１０１は、前記コンデンサ３ａ，３ｂとの共振周波数がＭＲＩ用ＲＦパルスの周波数に略合うようにインダクタンス値を定めたインダクタ１と，スイッチ用ダイオード２との直列回路である（インダクタ１の一端と，スイッチ用ダイオード２の一端とはランド導体を介して接続されている）。さらに、前記ランド導体と，スイッチ用ダイオード２の他端には、同軸ケーブルＷの心線と外部導体がそれぞれ接続されている。
【００１４】
このＭＲＩ用ＲＦコイル１００は、垂直方向の静磁場Ｂｏ中に置かれる。そして、被検体を励起するために別の送信コイル（例えばボディコイル）からＭＲＩ用ＲＦパルスを送信する時は、同軸ケーブルＷおよび前記インダクタ１を通じて前記スイッチ用ダイオード２に順方向電圧（アノード電圧＞カソード電圧）を加える。これにより、前記スイッチ用ダイオード２がオンし、前記コンデンサ３ａ，３ｂと前記インダクタ１とによりＭＲＩ用ＲＦパルスに対する共振回路が形成される。この結果、前記エレメント１１はＭＲＩ用ＲＦパルスに対して共振しなくなり、ＭＲＩ用ＲＦコイル１００はＭＲＩ用ＲＦパルスに対してコイルとして機能しなくなる。これにより、ＭＲＩ用ＲＦパルスは、ＭＲＩ用ＲＦコイル１００に妨げられずに、被検体を有効に励起することが出来る。
次に、被検体からのＮＭＲ信号を受信する時は、同軸ケーブルＷおよび前記インダクタ１を通じて前記スイッチ用ダイオード２に逆方向電圧（アノード電圧＜カソード電圧）を加える。これにより、前記スイッチ用ダイオード２がオフし、前記コンデンサ３ａ，３ｂと前記インダクタ１とによる共振回路が形成されなくなる。この結果、前記エレメント１１と前記コンデンサ３ａ，３ｂとによりＮＭＲ信号に対する共振回路が形成され、ＮＭＲ信号が前記エレメント１１に受信され、前記同軸ケーブルＷを通じてＭＲＩ装置本体（図示せず）に伝送される（このとき、同軸ケーブルＷにはＮＭＲ信号に直流のバイアス電圧が重畳されるが、バイアス電圧は前記コンデンサ３ａ，３ｂでカットされるから支障はない）。
【００１５】
図２は、上記ＭＲＩ用ＲＦコイル１００で、前記スイッチ用ダイオード２をオンし、前記コンデンサ３ａ，３ｂと前記インダクタ１とによりＭＲＩ用ＲＦパルスに対する共振回路を形成した状態を示している。ＭＲＩ用ＲＦパルスによって生じた高周波電流ｉが、破線で示すようにループ状に流れるため、磁場Ｂａ，Ｂｂが発生する。ここで、高周波電流ｉがインダクタ１の左側にあるコンデンサ３ａを流れる場合とインダクタ１の右側にあるコンデンサ３ｂを流れる場合とで、電流ループの向きが逆になる。従って、それらループの電流により生じる磁場Ｂａ，Ｂｂの向きも逆となり、相互に打ち消し合う結果となる。このため、前記磁場Ｂａ，Ｂｂが静磁場Ｂｏや傾斜磁場に乱れを与えないように出来る。また、デカップリング性能を低下させないように出来る。
【００１６】
−第２の実施形態−
図３において、ＭＲＩ用ＲＦコイル２００は、図１のアクティブ型のデカップリング回路１０１の代りにパッシブ型のデカップリング回路２０１を用いたものである。
このＭＲＩ用ＲＦコイル２００によっても図１のＭＲＩ用ＲＦコイル１００と同様の効果が得られる。
【００１７】
−第３の実施形態−
図４において、ＭＲＩ用ＲＦコイル３００は、比較的に幅の広いリング導体Ｒ１，Ｒ２の間に多数のエレメントＥを設けた構成のハイパス型のバードケージコイルである。リング導体Ｒ１，Ｒ２に設けられた間隙ｇの複数箇所にはコンデンサ４ａ，４ｂが介設されると共に、それらコンデンサ４ａ，４ｂを介設した複数の箇所の略中央にはデカップリング回路２０１（１０１でもよい）が接続されている。さらに、いずれかの間隙ｇに介設されたコンデンサ４ａのうち１つの両端には、ＮＭＲ信号を伝送するための同軸ケーブルＷの心線と外部導体がそれぞれ接続されている。
このＭＲＩ用ＲＦコイル３００によっても図１のＭＲＩ用ＲＦコイル１００と同様の効果が得られる。
【００１８】
−第４の実施形態−
図５において、ＭＲＩ用ＲＦコイル４００は、リング導体Ｒ１１，Ｒ１２の間に比較的に幅の広い多数のエレメントＥａを設けた構成のローパス型のバードケージコイルである。各エレメントＥａに設けられた間隙ｇの複数箇所にはコンデンサ５ａ，５ｂが介設されると共に、それらコンデンサ５ａ，５ｂを介設した複数の箇所の略中央にはデカップリング回路２０１（１０１でもよい）が接続されている。さらに、いずれかの間隙ｇに介設されたコンデンサ５ａのうち１つの両端には、ＮＭＲ信号を伝送するための同軸ケーブルＷの心線と外部導体がそれぞれ接続されている。
このＭＲＩ用ＲＦコイル４００によっても図１のＭＲＩ用ＲＦコイル１００と同様の効果が得られる。
【００１９】
−第５の実施形態−
図６において、ＭＲＩ用ＲＦコイル５００は、比較的に幅の広いエレメントＥｓを両端間に狭い間隙ｇが空くように略Ｃの字型に形成した表面コイルである。前記間隙ｇの複数箇所にはコンデンサ６ａ，６ｂが介設されると共に、それらコンデンサ６ａ，６ｂを介設した複数の箇所の略中央にはデカップリング回路２０１（１０１でもよい）が接続されている。Ｗは、同軸ケーブルである。
このＭＲＩ用ＲＦコイル５００によっても図１のＭＲＩ用ＲＦコイル１００と同様の効果が得られる。
【００２０】
−第６の実施形態−
図７において、ＭＲＩ用ＲＦコイル６００は、エレメントＥ１，Ｅ２，Ｅ３，Ｅ４とアーチ導体Ａ１，Ａ２，Ａ３，Ａ４とを有する鞍型コイルである。アーチ導体Ａ２，Ａ４の接続部とエレメントＥ１，Ｅ３の接続部とは、比較的長い距離に渡って狭い間隙を隔てて対向している。この間隙の複数箇所には、コンデンサ７ａ，７ｂが介設されると共に、それらコンデンサ７ａ，７ｂを介設した複数の箇所の略中央にはデカップリング回路２０１（１０１でもよい）が接続されている。Ｗは、同軸ケーブルである。
このＭＲＩ用ＲＦコイル６００によっても図１のＭＲＩ用ＲＦコイル１００と同様の効果が得られる。
【００２１】
【発明の効果】
この発明のＭＲＩ用ＲＦコイルによれば、コンデンサとデカップリング回路とに流れるループ電流による磁場の発生を抑制できるため、静磁場や傾斜磁場に乱れを与えず、感度むらの発生を防止できる。また、デカップリング性能の低下を防止できる。
【図面の簡単な説明】
【図１】この発明の第１の実施形態にかかるＭＲＩ用ＲＦコイルを示す模式的外観図である。
【図２】図１のＭＲＩ用ＲＦコイルにおける高周波電流の説明図である。
【図３】この発明の第２の実施形態にかかるＭＲＩ用ＲＦコイルを示す模式的外観図である。
【図４】この発明の第３の実施形態にかかるＭＲＩ用ＲＦコイルを示す模式的外観図である。
【図５】この発明の第４の実施形態にかかるＭＲＩ用ＲＦコイルを示す模式的外観図である。
【図６】この発明の第５の実施形態にかかるＭＲＩ用ＲＦコイルを示す模式的外観図である。
【図７】この発明の第６の実施形態にかかるＭＲＩ用ＲＦコイルを示す模式的外観図である。
【図８】従来のＭＲＩ用ＲＦコイルの一例を示す模式的外観図である。
【図９】従来のＭＲＩ用ＲＦコイルの他例を示す模式的外観図である。
【図１０】図８のＭＲＩ用ＲＦコイルにおける高周波電流の説明図である。
【符号の説明】
１００，２００，３００ ＭＲＩ用ＲＦコイル
４００，５００，６００ ＭＲＩ用ＲＦコイル
１０１，２０１ デカップリング回路
１ インダクタ
２，２ａ，２ｂ スイッチ用ダイオード
３ａ，３ｂ，４ａ，４ｂ コンデンサ
５ａ，５ｂ，６ａ，６ｂ，７ａ，７ｂ コンデンサ
１１，Ｅ，Ｅａ，Ｅｓ，Ｅ１〜Ｅ４ エレメント
Ｗ 同軸ケーブル
ｇ 間隙

Claims (2)

1. ２つの導体が間隙を空けて対向する間隙部分を有し、その間隙部分の複数箇所でコンデンサが介設され、それらコンデンサとの共振周波数がＭＲＩ用ＲＦパルスの周波数（またはＮＭＲ信号の周波数）に略合うようにインダクタンス値を定めたインダクタとスイッチ手段の直列回路からなるデカップリング回路が前記２つの導体端部間に介設されたＭＲＩ用ＲＦコイルにおいて、
   前記デカップリング回路の介設箇所を、前記複数のコンデンサを介設した複数の箇所の略中央としたことを特徴とするＭＲＩ用ＲＦコイル。
2. 請求項１に記載のＭＲＩ用ＲＦコイルにおいて、前記エレメントは、シート状の導体をその両端間が間隙を空けて対向するように略円筒状に丸めた如き形状であることを特徴とするＭＲＩ用ＲＦコイル。

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