JP4201810B2 - Ｍｒｉ装置用ｒｆコイルおよびｍｒｉ装置 - Google Patents

Description

本発明は、ＭＲＩ装置用ＲＦコイル、ＭＲＩ装置用ＲＦコイルの使用方法、およびＭＲＩ装置に関する。詳しくは、被検体にＲＦパルスを送信し、また被検体からの磁気共鳴信号を受信するための８の字型の形状を有するＭＲＩ装置用ＲＦコイル、ＭＲＩ装置用ＲＦコイルの使用方法、およびそれを用いたＭＲＩ装置に関する。

ＭＲＩ装置は、磁気共鳴現象を利用して磁気共鳴信号を発生させ、被検体の断層画像を撮影する装置である。ＭＲＩ装置では、ＲＦパルスの送信と磁気共鳴信号の受信を行うＲＦコイルの効率を向上させることが、画質の向上や撮像時間短縮等につながる重要な課題である。

図７は、８の字型コイルを示す図である。図７（ａ）は８の字型コイル２を上から見た図であり、図７（ｂ）は８の字型コイル２を図７（ａ）の矢印の方向に見た図である。８の字型コイル２は導電経路が２つのループを形成し、その中心部のｘ点とy点において導電経路が交差する。８の字型コイル２はＭＲＩ装置においてＲＦパルスの送信や磁気共鳴信号の受信を行うために使用される（例えば、特許文献１参照）。

８の字型コイル２の導電経路は理想的にはａ→ｂ→ｃ→ｄ→ｅ→ｆ→ｇ→ｈ→ａである。しかし、８の字型コイル２の中心部のｘ点とy点で導電経路が薄い絶縁体を通して重なるため、ｘ点とy点の間に重なり部分の幾何学的形状で定まる浮遊容量３が生じる。このため、この導電経路の重なり部分において浮遊容量３を通して流れる電流ｉ_ｆが存在する。送信するＲＦパルスの周波数、または受信する磁気共鳴信号の周波数（以下、磁気共鳴信号等の周波数という。）をω、浮遊容量３の大きさをＣ_ｆとすると、ｘ点とy点の間のインピーダンスＺは数式１で表される。なお、周波数ωは、ｆ＝ω／２πとも表される。

上式より浮遊容量３が大きいとき、または周波数ωが高いとき、インピーダンスＺが小さくなり、電流ｉ_ｆが増大する。
特開２００２−３０６４４２号公報

従来、ＭＲＩ装置の磁気共鳴信号等の周波数は６４ＭＨｚ程度までであり、低かったため、ｘ点とy点の間のインピーダンスＺが大きく、浮遊容量３を通して流れる電流ｉ_ｆは微少であった。しかし、最近、再構成画像の画質を向上させるために、磁気共鳴信号等の周波数が１００ＭＨｚを超えるＭＲＩ装置が開発された。このような高い周波数では、電流ｉ_ｆによって生じる８の字型コイル２の左右のループの間の磁気的結合や左右のループと他の送信用ＲＦコイルや他の受信用ＲＦコイルとの間の磁気的結合の影響を無視できなくなる。このため、電流ｉ_ｆが大きいときは、磁気的結合を除去するためのデカップリング回路を２個以上（左右のループに最低１個づつ）付加する必要が生じる。

また、ＭＲＩ装置の磁気共鳴信号等の周波数が低い場合であっても、形状が大きく、導電経路の重なり部分の面積が広い８の字型コイル２を用いるときは、浮遊容量３が増大する。このため、同様に電流ｉ_ｆによる左右のループの間の磁気的結合等の影響を無視できなくなる。

８の字型コイル２の交差部分の幅を狭くすることにより浮遊容量３を小さく抑えることもできるが、この方法では交差部分の導電経路の抵抗が大きくなるため、８の字型コイル２におけるＲＦパルスの送信効率と磁気共鳴信号の受信感度が低下する。

本発明はかかる事情に鑑みてなされたものであり、８の字型の形状を有するＲＦコイルにおいて導電経路の交差部分の浮遊容量を通して流れる電流を削減することによって、ＭＲＩ装置におけるデカップリング回路の個数を削減するとともに、８の字型の形状を有するＲＦコイルにおけるＲＦパルスの送信効率と磁気共鳴信号の受信感度を向上させることを目的とする。

上記目的を達成するために、本発明のＭＲＩ装置用ＲＦコイルは、８の字型の形状であって、導電経路が交差する８の字型コイルと、上記交差する導電経路の間を接続するインピーダンス調整用コイルとを有し、上記インピーダンス調整用コイルと上記交差する導電経路の間の浮遊容量によって上記交差する導電経路の間が並列に接続され、静磁場の強度に比例するラーモア周波数において、上記交差する導電経路の間のインピーダンスが増加し、上記交差する導電経路の間を流れる電流が減少する。

好ましくは、本発明のＭＲＩ装置用ＲＦコイルは、上記インピーダンス調整用コイルと上記交差する導電経路の間に生ずる浮遊容量が、静磁場の強度に比例するラーモア周波数において並列共振する。

好ましくは、本発明のＭＲＩ装置用ＲＦコイルは、上記交差する導電経路の間を接続するインピーダンス調整用キャパシタを有し、上記インピーダンス調整用キャパシタ、上記インピーダンス調整用コイル、及び上記交差する導電経路の間に生じる浮遊容量によって上記交差する導電経路の間が並列に接続される。

好ましくは、本発明のＭＲＩ装置用ＲＦコイルは、上記インピーダンス調整用キャパシタ、上記インピーダンス調整用コイル、及び上記交差する導電経路の間に生ずる浮遊容量が、静磁場の強度に比例するラーモア周波数において並列共振する。

また、本発明のＭＲＩ装置用ＲＦコイルの使用方法は、８の字型の形状であって導電経路が交差する８の字型コイルと、当該交差する導電経路の間を接続するインピーダンス調整用コイルとを有し、当該インピーダンス調整用コイルと当該交差する導電経路の間の浮遊容量によって当該交差する導電経路の間が並列に接続されるＭＲＩ装置用ＲＦコイルの使用方法であって、上記交差する導電経路の間のインピーダンスが増加し、上記交差する導電経路の間を流れる電流が減少する強度の静磁場が印加される。

好ましくは、本発明のＭＲＩ装置用ＲＦコイルの使用方法は、上記インピーダンス調整用コイルと上記交差する導電経路の間に生ずる浮遊容量が並列共振する強度の静磁場が印加される。

好ましくは、本発明のＭＲＩ装置用ＲＦコイルの使用方法は、上記ＭＲＩ装置用ＲＦコイルが、上記交差する導電経路の間を接続するインピーダンス調整用キャパシタを有し、当該インピーダンス調整用キャパシタ、上記インピーダンス調整用コイル、及び上記交差する導電経路の間に生じる浮遊容量によって上記交差する導電経路の間が並列に接続される。

好ましくは、本発明のＭＲＩ装置用ＲＦコイルの使用方法は、上記インピーダンス調整用キャパシタ、上記インピーダンス調整用コイル、及び上記交差する導電経路の間に生ずる浮遊容量が、並列共振する強度の静磁場が印加される。

また、本発明のＭＲＩ装置は、８の字型の形状であって、導電経路が交差する８の字型コイルと、当該交差する導電経路の間を接続するインピーダンス調整用コイルとを有し、当該インピーダンス調整用コイルと当該交差する導電経路の間の浮遊容量によって当該交差する導電経路の間が並列に接続され、静磁場の強度に比例するラーモア周波数において、当該交差する導電経路の間のインピーダンスが増加し、当該交差する導電経路の間を流れる電流が減少するＲＦコイルを含み、上記ＲＦコイルによって、ＲＦパルスの送信、または磁気共鳴信号の受信、またはＲＦパルスの送信と磁気共鳴信号の受信が行われる。

好ましくは、本発明のＭＲＩ装置は、上記インピーダンス調整用コイルと上記交差する導電経路の間に生ずる浮遊容量が、静磁場の強度に比例するラーモア周波数において並列共振する。

好ましくは、本発明のＭＲＩ装置は、上記ＲＦコイルが、上記交差する導電経路の間を接続するインピーダンス調整用キャパシタを有し、上記インピーダンス調整用キャパシタ、上記インピーダンス調整用コイル、及び上記交差する導電経路の間に生じる浮遊容量によって上記交差する導電経路の間が並列に接続される。

好ましくは、本発明のＭＲＩ装置は、上記インピーダンス調整用キャパシタ、上記インピーダンス調整用コイル、及び上記交差する導電経路の間に生ずる浮遊容量が、静磁場の強度に比例するラーモア周波数において並列共振する。

本発明によれば、８の字型の形状を有するＲＦコイルにおいて導電経路の交差部分の浮遊容量を通して流れる電流を削減することによって、ＭＲＩ装置におけるデカップリング回路の個数を削減するとともに、８の字型の形状を有するＲＦコイルにおけるＲＦパルスの送信効率と磁気共鳴信号の受信感度を向上させることができる。

図１は、本発明の第１の実施形態に係るＲＦコイルを示す図である。ＲＦコイル１は、８の字型コイル２と、８の字型コイル２の導電経路が交差するｘ点とｙ点の間を接続するインピーダンス調整用コイル４で構成される。ｘ点とｙ点の間には、重なり部分の幾何学的形状で定まる浮遊容量３が生じるため、ｘ点とｙ点の間は浮遊容量３とインピーダンス調整用コイル４によって並列に接続される。なお、図１の８の字型コイル２は導電経路の交差部分を平面上に展開したものであり、８の字型コイル２の導電経路は実際には所定の幅を有するが、簡略化して線で示してある。

インピーダンス調整用コイル４のインダクタンスをＬ_１とすると、磁気共鳴信号等の周波数ωにおいて、ｘ点とy点の間のインピーダンスＺ_１は次式となる。

ωＣ_ｆと１／ωＬ_１の値が近くなるほど、インピーダンスＺ_１は大きくなり、ｘ点とｙ点の間を流れる電流ｉ_ｆは小さくなる。

浮遊容量３とインピーダンス調整用コイル４が並列共振するとき、理想的にはインピーダンスＺ_１の絶対値が無限大となり、電流ｉ_ｆは０となる。このとき、周波数ω_ｐは次式となる。

ただし、実際にはインダクタンスＬ_１のみのインピーダンス調整用コイルは存在せず、ごく小さなものではあるが抵抗Ｒがある。このため、並列共振時のインピーダンスＺ_１の絶対値は次式となる。

このように、磁気共鳴信号等の周波数ω_ｐで浮遊容量３とインピーダンス調整用コイル４が並列共振するようにインピーダンス調整用コイル４のインダクタンスＬ_１を設定すると、インピーダンスＺ_１は極値をとり、ｘ点とy点の間を流れる電流ｉ_ｆは最小となる。

図２は、本発明の第１の実施形態に係るＲＦコイルが磁気共鳴信号の受信に用いられるＭＲＩ装置の一例を示す図である。ＭＲＩ装置５は、図２に示すように、マグネットシステム５１、傾斜磁場駆動部５２、ＲＦ送信コイル駆動部５３、データ収集部５４、制御部５５、クレードル５６、オペレータコンソール５７を有している。

マグネットシステム５１は、図２に示すように、概ね円柱状の内部空間（ボア）５１１を有し、ボア５１１内には、クッションを介して被検体５０を載せたクレードル５６が図示しない搬送部によって搬入される。マグネットシステム５１内には、図２に示すように、ボア５１１内のマグネットセンタ（走査する中心位置）の周囲に、ＲＦコイル１、静磁場発生部５１２、傾斜磁場コイル部５１３、及びＲＦ送信コイル部５１４が配置されている。

静磁場発生部５１２は、ボア５１１内に静磁場を形成する。静磁場の方向は、図２では、被検体５０の体軸方向と平行である。すなわち、ＭＲＩ装置５は水平磁場型ＭＲＩ装置である。ただし、本実施形態のＲＦコイル１は、垂直磁場型ＭＲＩ装置に対しても用いることができる。

傾斜磁場コイル部５１３は、例えば、腹部に置かれたＲＦコイル１が受信する磁気共鳴信号に３次元の位置情報を持たせるために、静磁場発生部５１２が形成した静磁場の強度に勾配を付ける傾斜磁場を発生する。傾斜磁場コイル部５１３が発生する傾斜磁場は、スライス選択傾斜磁場、周波数エンコード傾斜磁場及び位相エンコード傾斜磁場の３種類であり、これら３種類の傾斜磁場に対応して傾斜磁場コイル部５１３は３系統の傾斜磁場コイルを有する。傾斜磁場駆動部５２は、制御部５５の指示に基づいて駆動信号ＤＲ１を傾斜磁場コイル部５１３に与えて傾斜磁場を発生させる。傾斜磁場駆動部５２は、傾斜磁場コイル部５１３の３系統の傾斜磁場コイルに対応して、図示しない３系統の駆動回路を有する。

ＲＦ送信コイル部５１４は、静磁場発生部５１２が形成した静磁場空間内で被検体５０の体内のプロトンのスピンを励起し、磁気共鳴信号を発生させるためにＲＦパルスを送信する。ＲＦ送信コイル駆動部５３は、制御部５５の指示に基づいて駆動信号ＤＲ２をＲＦ送信コイル部５１４に与えてＲＦパルスを発生させる。

データ収集部５４は、例えば、腹部を撮像するために置かれたＲＦコイル１によって受信した磁気共鳴信号を取り込み、オペレータコンソール５７のデータ処理部５７１に出力する。

制御部５５は、高速スピンエコー法や高速グラジエントエコー法等のパルスシーケンスに従って傾斜磁場駆動部５２とＲＦ送信コイル駆動部５３を制御し、駆動信号ＤＲ１と駆動信号ＤＲ２を発生させる。また、制御部５５は、データ収集部５４を制御する。

オペレータコンソール５７は、図２に示すように、データ処理部５７１、画像データベース５７２、操作部５７３、及び表示部５７４を有している。データ処理部５７１は、ＭＲＩ装置５全体の制御や画像再構成処理等を行う。データ処理部５７１には、制御部５５が接続されており、制御部５５の上位にあってそれを統括する。また、データ処理部５７１には、画像データベース５７２、操作部５７３、及び表示部５７４が接続されている。画像データベース５７２は、例えば記録再生可能なディスク装置等により構成され、データ収集部５４で収集されたデータ、及び再構成された再構成画像データを記録する。操作部５７３は、キーボードやマウス等により構成される。表示部５７４は、グラフィックディスプレイ等により構成される。

図３は、基本的なグラジエントエコー法のパルスシーケンスを示す図である。ＭＲＩ装置５のボア５１１内では、静磁場発生部５１２によって静磁場が常に形成されている。まず、傾斜磁場コイル部５１３によってスライス選択傾斜磁場Ｇ_ＳＳが印加され、同時にＲＦ送信コイル部５１４がＲＦパルスを送信する。スライス選択傾斜磁場Ｇ_ＳＳとＲＦパルスによって被検体の特定のスライスが選択され、そのスライス内のプロトンのスピンが励起される。次に、傾斜磁場コイル部５１３によってスライス選択傾斜磁場Ｇ_ＳＳに直交する方向に位相エンコード傾斜磁場Ｇ_ＰＥが印加され、スライス内のプロトンのスピンによって生成される磁気共鳴信号の位相が位相エンコード方向に変化する。最後に、傾斜磁場コイル部５１３によって周波数エンコード傾斜磁場Ｇ_ＦＥが印加され、周波数エンコード方向に磁気共鳴信号の周波数が変化する。そして、周波数エンコード傾斜磁場Ｇ_ＦＥが印加されている間に、ＲＦコイル１によって磁気共鳴信号が受信される。

なお、図２と図３ではＲＦコイル１を磁気共鳴信号の受信に用いる例を示したが、ＲＦコイル１をＲＦパルスの送信に用いても良い。ＲＦコイル１を被検体の表面近くに配置することにより、撮像対象領域以外に照射されるＲＦパルスを最小限に抑えることができる。このため、撮像対象領域以外の単位重量あたりの熱吸収比（ｓｐｅｃｉｆｉｃ ａｂｓｏｒｐｔｉｏｎ ｒａｔｅ、ＳＡＲ）を低く抑えることができる。

図４は、傾斜磁場と静磁場の強度Ｂ_０の関係を示す図である。図４（ａ）に示すように、ボア５１１内では常に一定の強度Ｂ_０を持った静磁場が印加されている。そこに、傾斜磁場が印加されると、静磁場の強度Ｂ_０に対して磁場を付け加えたり差し引いたりし、図４（ｂ）に示すような磁場が発生する。中心（x=0）における合成磁場の強度は静磁場の強度Ｂ_０である。ただし、静磁場の強度Ｂ_０と比較すると、傾斜磁場の勾配は小さい。なお、スライス選択傾斜磁場Ｇ_ＳＳ、位相エンコード傾斜磁場Ｇ_ＰＥ、または周波数エンコード傾斜磁場Ｇ_ＦＥのいずれも静磁場の強度Ｂ_０と図４に示す関係がある。

一方、送信されるＲＦパルスの中心周波数は、次式で表されるラーモア周波数ω_ｔである。

γは磁気回転比であり、Ｂ_ｔは外部磁場の強度である。ＭＲＩ装置５がスライスの位置を選択する方法は２種類あり、その方法によりＲＦパルスの中心周波数Ｂ_ｔは異なる。

第１のスライス位置選択方法は、クレードル５６を移動させて撮像対象であるスライスを磁場強度Ｂ_０の位置、すなわち図４（ｂ）におけるｘ=０の位置まで移動させる方法である。この場合、中心周波数Ｂ_ｔ＝γＢ_０である。ＲＦパルスは、中心周波数γＢ_０を中心として、選択されるスライスの幅に対応する狭い幅の周波数帯域を有する。

第２のスライス位置選択方法は、ＲＦパルスの周波数をスライスの位置ｘに対応させて変化させる方法である。この場合、Ｂ_ｔは選択されるスライスの位置ｘに対応するスライス選択傾斜磁場の強度Ｂ_ＳＳ（ｘ）と静磁場の強度Ｂ_０の和であり、Ｂ_ｔ＝Ｂ_０＋Ｂ_ＳＳ（ｘ）である。このように、ＲＦパルスの中心の磁場強度Ｂ_ｔは静磁場の強度Ｂ_０を中心として変化する。ただし、上述したように、スライス選択傾斜磁場Ｇ_ＳＳの勾配は小さい。このため、スライス選択傾斜磁場の強度Ｂ_ＳＳ（ｘ）は、静磁場の強度Ｂ_０に比べて極めて小さく、ＲＦパルスの中心周波数γＢ_ｔはラーモア周波数γＢ_０を中心としてごく狭い範囲で変化する。従って、ＲＦパルスの周波数帯域の中にラーモア周波数γＢ_０が含まれるとは限らないが、ＲＦパルスに含まれる周波数はラーモア周波数γＢ_０に極めて近い。

図５は、ＲＦコイルのｘ点とy点の間のインピーダンスＺ_１の変化の一例を示す図である。静磁場の強度Ｂ_０に対応するラーモア周波数γＢ_０で浮遊容量３とインピーダンス調整用コイル４が並列共振する場合の例である。横軸はＲＦコイル１の導電経路を流れる電流の周波数ω、縦軸はインピーダンスＺ_１の絶対値であり、ΔωはインピーダンスＺ_１の変化がフラットとみなせる周波数の範囲を示す。ラーモア周波数γＢ_０を中心としてラーモア周波数γＢ_０に近いほどインピーダンスＺ_１の変化はフラットに近くなる。

ＲＦコイル１をＲＦパルスの送信に用いる場合、インピーダンスＺ_１の変化がフラットでないと、周波数領域におけるＲＦパルスのパワーのフラットさが損なわれる。このため、浮遊容量３とインピーダンス調整用コイル４はラーモア周波数γＢ_０で並列共振することが望ましい。このとき、ＲＦパルスの周波数が変化する範囲においてインピーダンスＺ_１の変化がフラットとみなせる範囲がもっとも広くなり、ｘ点とy点の間を流れる電流ｉ_ｆが減少する程度が最も大きくなる。

ただし、必ずしもラーモア周波数γＢ_０で浮遊容量３とインピーダンス調整用コイル４が並列共振する必要はない。ラーモア周波数γＢ_０が極めて高いため、ラーモア周波数γＢ_０の近傍の周波数において、浮遊容量３とインピーダンス調整用コイル４が並列共振するならば、ｘ点とy点の間のインピーダンスＺ_１が増加し、ｘ点とy点の間を流れる電流ｉ_ｆがＲＦコイル１の左右のループの間の磁気的結合の影響等を無視できる程度まで減少するという効果を得ることができる。

被検体５０がＲＦパルスを受けると、選択されたスライス内のプロトンのスピンのみが励起され、ＲＦパルスの周波数と同一の周波数の磁気共鳴信号を発生する。上述したように、ＲＦパルスは一定の帯域幅を有するため、励起されたスライスから発せられる磁気共鳴信号の周波数も一定の範囲を有する。

周波数エンコード傾斜磁場Ｇ_ＦＥが印加されると、周波数エンコード傾斜磁場Ｇ_ＦＥの勾配に応じて周波数エンコード方向に磁気共鳴信号の周波数が変化する。スライスから発生する磁気共鳴信号は、この周波数が変化した磁気共鳴信号が重ね合わされたものである。その中心周波数は、上述したスライス位置の選択方法に応じて、ラーモア周波数γＢ_０またはラーモア周波数γ｛Ｂ_０＋Ｂ_ＳＳ（ｘ）｝である。ただし、周波数エンコード傾斜磁場Ｇ_ＦＥの印加によって生じる磁場強度の変化も、静磁場の強度Ｂ_０に比べて極めて小さい。このため、周波数エンコード傾斜磁場Ｇ_ＦＥが印加されるとき、磁気共鳴信号の周波数はラーモア周波数γＢ_０を中心として狭い範囲で変化する。

ＲＦコイル１をＲＦパルスの受信に用いる場合も、送信の場合と同様にインピーダンスＺ_１の変化がフラットであることは重要である。インピーダンスＺ_１の変化がフラットでないと、受信感度が周波数に依存することとなり、再構成画像の画質が低下する。このため、受信のときも浮遊容量３とインピーダンス調整用コイル４はラーモア周波数γＢ_０で並列共振することが望ましい。このとき、磁気共鳴信号の周波数が変化する範囲においてインピーダンスＺ_１の変化がフラットとみなせる範囲がもっとも広くなり、ｘ点とy点の間を流れる電流ｉ_ｆが減少する程度が最も大きくなる。

ただし、送信の場合と同様、ＲＦコイル１を磁気共鳴信号の受信に用いる場合も、必ずしも静磁場の強度Ｂ_０に比例するラーモア周波数γＢ_０で浮遊容量３とインピーダンス調整用コイル４が並列共振する必要はない。ラーモア周波数γＢ_０が極めて高いため、ラーモア周波数γＢ_０の近傍の周波数において、浮遊容量３とインピーダンス調整用コイル４が並列共振するならば、ｘ点とy点の間のインピーダンスＺ_１が増加し、ｘ点とy点の間を流れる電流ｉ_ｆがＲＦコイル１の左右のループの間の磁気的結合の影響等を無視できる程度まで減少するという効果を得ることができる。

図６は、本発明の第２の実施形態に係るＲＦコイルを示す図である。ＲＦコイル６は、８の字型コイル２と、８の字型コイル２の導電経路が交差するｘ点とｙ点の間を並列に接続するインピーダンス調整用キャパシタ７とインピーダンス調整用コイル８で構成される。図６のＲＦコイル６も、第１の実施形態に係るＲＦコイル１と同様に、例えば、図２のＭＲＩ装置５で磁気共鳴信号を受信するために用いられ、また、ＲＦパルスを送信するために用いられる。

インピーダンス調整用キャパシタ７の容量をＣ_２、インピーダンス調整用コイル８のインダクタンスをＬ_２とすると、ＲＦコイル６における磁気共鳴信号等の周波数ωにおいてｘ点とy点の間のインピーダンスＺ_２は次式となる。

ω（Ｃ_ｆ＋Ｃ_２）と１／ωＬ_２の値が近くなるほど、インピーダンスＺ_２は大きくなり、ｘ点とｙ点の間を流れる電流ｉ_ｆは小さくなる。

浮遊容量３、インピーダンス調整用キャパシタ７、およびインピーダンス調整用コイル８が並列共振する場合、インピーダンスＺ_２の絶対値は無限大となり、電流ｉ_ｆは０となる。このとき、周波数ω_ｐは次式となる。

ただし、実際にはインピーダンス調整用コイル８にはごく小さなものではあるが抵抗がある。このため、磁気共鳴信号の周波数ω_ｐで並列共振するようにインピーダンス調整用キャパシタ７の容量Ｃ_２とインピーダンス調整用コイル８のインダクタンスＬ_２を設定すると、インピーダンスＺ_２は極値をとり、ｘ点とy点の間を流れる電流ｉ_ｆは最小となる。

上述したように、ＲＦパルスに含まれる周波数は静磁場の強度Ｂ_０に比例するラーモア周波数γＢ_０に極めて近い。このため、ＲＦコイル６をＲＦパルスの送信に用いる場合、ラーモア周波数γＢ_０で浮遊容量３、インピーダンス調整用キャパシタ７、及びインピーダンス調整用コイル８が並列共振することが望ましい。このとき、ＲＦパルスの周波数が変化する範囲においてインピーダンスＺ_２の変化がフラットとみなせる範囲がもっとも広くなり、ｘ点とy点の間を流れる電流ｉ_ｆが減少する程度が最も大きくなる。

ただし、必ずしもラーモア周波数γＢ_０で浮遊容量３、インピーダンス調整用キャパシタ７、及びインピーダンス調整用コイル８が並列共振する必要はない。ラーモア周波数γＢ_０が極めて高いため、ラーモア周波数γＢ_０の近傍の周波数おいて、浮遊容量３、インピーダンス調整用キャパシタ７、及びインピーダンス調整用コイル８が並列共振するならば、ｘ点とy点の間のインピーダンスＺ_２が増加し、ｘ点とy点の間を流れる電流ｉ_ｆがＲＦコイル６の左右のループの間の磁気的結合の影響等を無視できる程度まで減少するという効果を得ることができる。

また、ＲＦコイル６をＲＦパルスの受信に用いる場合も、送信の場合と同様にインピーダンスＺ_２の変化がフラットであることは重要である。このため、受信のときも浮遊容量３、インピーダンス調整用キャパシタ７、及びインピーダンス調整用コイル８はラーモア周波数γＢ_０で並列共振することが望ましい。このとき、磁気共鳴信号の周波数が変化する範囲においてインピーダンスＺ_２の変化がフラットとみなせる範囲がもっとも広くなり、ｘ点とy点の間を流れる電流ｉ_ｆが減少する程度が最も大きくなる。

ただし、送信の場合と同様、ＲＦコイル６を磁気共鳴信号の受信に用いる場も、必ずしもラーモア周波数γＢ_０で浮遊容量３、インピーダンス調整用キャパシタ７、及びインピーダンス調整用コイル８が並列共振する必要はない。ラーモア周波数γＢ_０が極めて高いため、ラーモア周波数γＢ_０の近傍の周波数おいて、浮遊容量３、インピーダンス調整用キャパシタ７、及びインピーダンス調整用コイル８が並列共振するならば、ｘ点とy点の間のインピーダンスＺ_２が増加し、ｘ点とy点の間を流れる電流ｉ_ｆがＲＦコイル６の左右のループの間の磁気的結合の影響等を無視できる程度まで減少するという効果を得ることができる。

第２の実施形態に係るＲＦコイル６は、ω（Ｃ_ｆ＋Ｃ_２）と１／ωＬ_２の大きさが近くなると、インピーダンスＺ_２が大きくなる。従って、第１の実施形態に係るＲＦコイル１で用いられるインピーダンス調整用コイル４のインダクタンスＬ_１と比べて、浮遊容量Ｃ_ｆに容量Ｃ_２が加算される分だけインダクタンスＬ_２は小さくても良くなる。このため、第１の実施形態に係るＲＦコイル１のインピーダンス調整用コイル４よりも第２の実施形態に係るＲＦコイル６のインピーダンス調整用コイル８の形状は小さくなる。

以上のように、第１の実施形態に係るＲＦコイル１と第２の実施形態に係るＲＦコイル６によれば、ＭＲＩ装置５の共鳴周波数において導電経路の交差部分の浮遊容量を通して流れる電流を削減することができる。このため、ＲＦコイル１またはＲＦコイル６をＭＲＩ装置５に用いることによって、磁気的結合を除去するためのデカップリング回路の個数を削減することができる。また、ＲＦコイル１とＲＦコイル６は交差部分の導電経路の幅を広くすることができるため、交差部分の導電経路の抵抗を小さくすることができる。このため、ＲＦパルスの送信効率と磁気共鳴信号の受信感度を向上させることができる。

更に、ＲＦコイル１またはＲＦコイル６とループ型コイルを組み合わせ、クワドラチャコイルを構成することができる。クワドラチャコイルとすることで、送信に使用するとき、ＲＦコイル１またはＲＦコイル６単体で用いる場合よりも送信効率を向上させることができる。また、受信に使用するとき、Ｓ／Ｎ比をＲＦコイル１またはＲＦコイル６単体で用いる場合よりも向上させることができる。

本発明の第１の実施形態に係るＲＦコイルを示す図である。 本発明の第１の実施形態に係るＲＦコイルが磁気共鳴信号の受信に用いられるＭＲＩ装置の一例を示す図である。 基本的なグラジエントエコー法のパルスシーケンスを示す図である。 傾斜磁場と静磁場の強度Ｂ_０の関係を示す図である。 ＲＦコイルのｘ点とy点の間のインピーダンスＺ_１の変化の一例を示す図である。 本発明の第２の実施形態に係るＲＦコイルを示す図である。 ８の字型コイルを示す図である。

符号の説明

１…ＲＦコイル、２…８の字型コイル、３…浮遊容量、４…インピーダンス調整用コイル、５…ＭＲＩ装置、６…ＲＦコイル、７…インピーダンス調整用キャパシタ、８…インピーダンス調整用コイル

Claims (4)

1. 導電経路が交差する８の字型の形状であって、静磁場の強度に比例する所定のラーモア周波数において共振する８の字型コイルと、
   前記交差する導電経路の間を接続するインピーダンス調整用コイルと、
   前記交差する導電経路の間を接続するインピーダンス調整用キャパシタとを有し、
   前記インピーダンス調整用コイル、前記記インピーダンス調整用キャパシタ及び前記交差する導電経路の間に生じる浮遊容量によって前記交差する導電経路の間が並列に接続され、
   前記ラーモア周波数において、前記記交差する導電経路の間のインピーダンスが増加し、前記記交差する導電経路の間を流れる電流が減少する
   ＭＲＩ装置用ＲＦコイル。
2. 前記インピーダンス調整用コイル、前記インピーダンス調整用キャパシタ及び前記交差する導電経路の間に生ずる浮遊容量が、前記ラーモア周波数において並列共振する
   請求項１に記載のＭＲＩ装置用ＲＦコイル。
3. 導電経路が交差する８の字型の形状であって、静磁場の強度に比例する所定のラーモア周波数において共振する８の字型コイルと、前記交差する導電経路の間を接続するインピーダンス調整用コイルと、前記交差する導電経路の間を接続するインピーダンス調整用キャパシタとを有し、前記インピーダンス調整用コイル、前記記インピーダンス調整用キャパシタ及び前記交差する導電経路の間に生じる浮遊容量によって前記交差する導電経路の間が並列に接続され、前記ラーモア周波数において、前記記交差する導電経路の間のインピーダンスが増加し、前記記交差する導電経路の間を流れる電流が減少するＲＦコイルを含み、
   前記ＲＦコイルによって、ＲＦパルスの送信、または磁気共鳴信号の受信、またはＲＦパルスの送信と磁気共鳴信号の受信とが行われる
   ＭＲＩ装置。
4. 前記ＲＦコイルにおいて、前記インピーダンス調整用コイル、前記インピーダンス調整用キャパシタ及び前記交差する導電経路の間に生ずる浮遊容量が前記ラーモア周波数において並列共振する
   請求項３に記載のＭＲＩ装置。