JP5229857B2 - 磁気共鳴イメージング装置用高周波コイル、および、それを用いた磁気共鳴イメージング装置 - Google Patents

Description

本発明は、磁気共鳴イメージング装置（以下、ＭＲＩ装置という）に係り、特に、感度の均一性の高い平面状高周波コイルと、それを用いたＭＲＩ装置に関するものである。

ＭＲＩ装置は、生体に均一な静磁場を作用させた状態で高周波磁場パルスを照射し、生体中の水素などの原子核スピンを励起させ、この励起により発生する核磁気共鳴信号（ＮＭＲ信号）を検出し、検出されたＮＭＲ信号にフーリエ変換を行って画像を再構成する装置である。被検体の任意箇所における断層像等を撮像することができ、医療診断等に用いられる。

このＭＲＩ装置において、被検体への高周波磁場パルスの照射（送信）およびＮＭＲ信号の検出（受信）には、高周波コイル（以下、ＲＦコイルという）が用いられる。ＲＦコイルとしては種々の形態のものが知られているが、特許文献１，２および３には、平面状のバードケージコイルが開示されている。平面状バードケージコイルは、コイル近傍で主平面に平行な方向について感度が高いため、被検体の表面近傍を撮像するのに適している。平面状バードケージコイルに、共振周波数で給電を行うと定在波が立ち、定在波の節にあたる２つの位置（９０°ずれた２地点）から相互に給電を行うことにより、２つの位置から同時に送信もしくは受信をする直交検波（ＱＤ：Quadrature Detection)が可能である。
特開８−２８０６５２号公報 特開２００２−２２４０８２号公報 特開２００５−２１３２５号公報

特許文献１に記載されているように、一般的な平面状バードケージ型ＲＦコイルは、同心円状に配置された内側のリング状導体と外側のリング状導体とを、径方向に配置した複数の直線状導体により接続した構造である。この構造は、径方向に平行な磁界に対する感度分布が不均一であるという問題がある。例えば、図８（ａ）のように、外側リング４１と内側リング４２を備える平面状バードケージ型ＲＦコイルにおいて、外側リング４１の中心を原点とし、主平面内にＸ軸Ｙ軸を、主平面に垂直な方向にＺ軸をとると、Ｘ軸上（Ｚ＝０．３ｃ：Ｚ＝ｃは撮像空間の中心位置）の各位置におけるＸ軸に平行な磁界に対する感度の絶対値は、図８（ｂ）に示すように、外側および内側リング４１、４２上で鋭いピークを示し、リング４１、４２の中間位置およびリング４２の中心で殆どゼロになる。このような感度分布は、ＲＦコイルからＺ軸方向に離れるにつれ、図８（ｃ）、（ｄ）のようになだらかになるものの、ピークは残り、全体の感度も低下する。このため、送信時には、被検体領域の核スピンを均一に励起することが困難であり、受信時には、ＮＭＲ信号の受信強度が空間的に不均一となる。

コイル中央領域での感度の不均一性の改善を図るために、図９（ａ）のように内側リング４２の径を外側リング４１の径に近づけることが考えられるが、Ｘ軸上の位置でＸ軸に平行な磁界に対する感度の絶対値は図９（ｂ）〜（ｄ）のような分布となり、Ｚ軸方向に少し離れた位置（図９（ｃ）、（ｄ））では中央領域の感度分布は平坦になる。しかし、感度ピークが、中央領域よりも外側に位置するため、送信時には給電電力の利用効率が低下し、受信時には中央領域の感度が低下する。

一方、特許文献３の図２に開示されているような、外側リングと内側リングとの中間にさらに中間リングを配置した平面状バードケージコイル構造は、中間リングにどのような向きの電流が流れるかにより、感度分布は大きく異なる。すなわち、中間リングの電流が外側リングの電流の分流になると、中間リングと内側リングの電流は逆向きになるため、内側リングから生じる磁界と中間リングから生じる磁界が逆極性となって互いに打ち消し合い、中央領域の感度は低下し、感度分布も勾配が大きくなる。一方、中間リングと内側リングとに同じ向きの電流が流れた場合には、生じる磁界の極性が同じであるため、それらの和の感度が得られ、中央領域の感度分布を改善できる可能性がある。しかしながら、中間リングにどのような向きの電流が流れるかは、コイル径やキャパシタンスの容量等の要素に依存する。

本発明の目的は、中央領域の感度分布が均一で、かつ電力効率のよい磁気共鳴イメージング装置用高周波コイルを提供することにある。

上記目的を達成するために、本発明の第１の態様により提供される磁気共鳴イメージング装置用高周波コイルは、外側から順に同心円状に配置された第１、第２および第３リング導体と、第１リング導体と第２リング導体と第３リング導体とを接続する複数の直線状導体と、第１、第２および第３リング導体、もしくは、複数の直線状エレメントに配置された複数のキャパシタンスと、第１リング導体に設けられた１以上の給電点とを有する。給電点から共振周波数で給電した場合、第２リング導体に流れる電流の向きのパターンは、第３リング導体に流れる電流の向きのパターンと同じである。これにより、第２リング導体と第３リング導体とに流れる電流で生じる磁界（感度）は、極性が同じになり、互いに重ね合わせられるため、第２リング導体と第３リング導体との間の領域の感度を平坦にすることができる。また、第１リング導体から生じる磁界（感度）は、第２リング導体がない場合と同等であるので、電力効率も低下しない。

第２リング導体の径は、第１リング導体の径の１／２以下に設定することが望ましい。これにより、第２リング導体に第３リング導体と同じパターンの電流を流れるようにするための設計が容易になる。

複数のキャパシタンスが、第１、第２および第３リング導体に配置されている場合、第２リング導体に配置された複数のキャパシタンスの容量Ｃｍと第３リング導体に配置された複数の前記キャパシタンスの容量Ｃｓとの比（Ｃｍ／Ｃｓ）は、１．０以上２．０以下に設定することが望ましい。これにより、第２リング導体に第３リング導体と同じ向きの電流を流れるようにすることができる。

また、本発明の第２の態様により提供される磁気共鳴イメージング装置用高周波コイルは、外側から順に同心円状に配置された第１、第２および第３リング導体と、第１リング導体と第２リング導体と第３リング導体とを接続する複数の直線状導体と、第１、第２および第３リング導体、もしくは、複数の直線状エレメントに配置された複数のキャパシタンスと、第１リング導体に設けられた１以上の給電点とを有する。直線状導体には、分岐導体が接続され、分岐導体は、第１、第２および第３リング導体の主平面内で、直線状導体から分岐し、再び前記直線状導体に合流するように構成されている。これにより、直線状導体から分岐導体に分流した電流により形成される磁界の向きは、直線状導体および分岐導体の上部で主平面に平行になるため、分岐導体が配置されている部分において感度むらを低減でき、感度分布を均一化できる。分岐導体の電流は、直線状導体の電流の分流であるため、コイルの給電効率は低下しない。

複数の直線状導体は、第１、第２および第３リング導体の径方向に配置され、一端が前記第１リング導体に他端が前記第３リング導体に接続された構成にすることができる。この場合、分岐導体が直線状導体に合流する位置は、直線状導体と第３リング導体との接続点にする。これにより、第３リング導体の径が小さい場合でも分岐導体を配置することができ、第３リング導体の近傍まで感度分布の均一性を向上させることができる。

分岐導体は、直線状導体ごとにそれぞれ複数配置され、複数の分岐導体はそれぞれ直線部を有する構成にすることができる。この場合、直線部は、分岐導体と直線状導体との合流位置を中心に放射状に配置する。

分岐導体が直線状導体から分岐する位置は、第１リング導体と第２リング導体との間とすることができる。これにより、第２リング導体の内側領域のみならず第２リングよりも外側の領域まで、感度分布の均一性を向上させることができる。

給電点から共振周波数で給電した場合、第２リング導体に流れる電流の向きのパターンは、第３リング導体に流れる電流の向きのパターンと同じであることが望ましい。これにより、リング状導体により形成される磁界（感度）の分布を低減することができる。

また、本発明の第３の態様によれば、磁気共鳴イメージング装置が提供される。すなわち、撮像空間に静磁場を発生する静磁場発生部と、撮像空間に配置された被検体に傾斜磁場を印加する傾斜磁場発生部と、被検体に高周波磁場を照射する高周波照射部と、被検体が発生する核磁気共鳴信号を取得する受信部と、受信部の取得した信号を演算処理し、画像を再構成する信号処理部と、高周波照射部、傾斜磁場発生部および受信部の動作を制御して所定の撮像パルスシーケンスを実行させる制御部とを有する磁気共鳴イメージング装置であって、高周波照射部は、高周波送信コイルを含み、受信部は、高周波受信コイルを含む。このとき、高周波送信コイルおよび高周波受信コイルのうち少なくも一方として、第１または第２の態様の磁気共鳴イメージング装置用高周波コイルを用いる。これにより、被検体の表面近傍の撮像領域を一様に励起でき、ＮＭＲ信号を感度良く受信することができる磁気共鳴イメージング装置が提供される。

以下、本発明の実施形態について図面を用いて説明する。
（第１の実施の形態）
まず、第１の実施の形態のＭＲＩ装置の構成を図１を用いて具体的に説明する。図１のように、ＭＲＩ装置は、静磁場発生系２２と、傾斜磁場発生系４と、送信系３と、受信系５と、信号処理系６と、シーケンサ２と、中央処理装置（ＣＰＵ）１と、被検体１１を搭載するベッド３９とを備えている。

シーケンサ２は、ＣＰＵ１からの制御指令に基づいて動作し、被検体１１のデータを収集するための所定のパルスシーケンスの実行に必要な種々の命令を送信系３、傾斜磁場発生系４、受信系５に送信する。

静磁場発生系２２は、静磁場発生源を有し、ベッド３９に搭載された被検体１１が配置される撮像空間に、体軸と直交する方向に均一な静磁場を発生させる。静磁場発生源としては、永久磁石、常電導磁石または超電導磁石を用いることができる。

送信系３は、高周波発振器７と変調器８と高周波増幅器９ａ〜９ｄと送信コイル１０ａ、１０ｂとを有する。高周波発振器７が発振した高周波信号は、シーケンサ２からの信号に応じて変調器８で変調され、高周波増幅器９ａ〜９ｄで増幅され、被検体１１に近接して配置された送信コイル１０ａ、１０ｂに供給される。これにより、被検体１１に核磁気共鳴を起こさせる高周波磁場パルスが、送信コイル１０ａ、１０ｂから被検体１１に所定のタイミングで照射される。

受信系５は、被検体１１から放出される核磁気共鳴信号（ＮＭＲ信号）を受信し、検出するものであり、受信コイル１４とプリアンプ１５と検波回路１６とＡ／Ｄ変換器１７とを備えている。ＮＭＲ信号は、被検体１１に近接して配置された受信コイル１４によって受信され、プリアンプ１５および検波回路１６によって所望の信号が検出された後、Ａ／Ｄ変換器１７でディジタル量に変換され、ＣＰＵ１（信号処理系６）に送られる。

傾斜磁場発生系４は、傾斜磁場コイル１３ａ、１３ｂと、傾斜磁場コイル１３ａ、１３ｂに電流を供給する傾斜磁場電源１２とを有する。傾斜磁場コイル１３ａ、１３ｂはそれぞれ、被検体１１に対して、互いに直交する軸方向（Ｘ，Ｙ，Ｚ軸方向）に独立に傾斜磁場を印加する３つのコイルを含む。傾斜磁場電源１２は、シーケンサ２からの命令に従って傾斜磁場コイル１３ａ、１３ｂに駆動電流を供給することにより、被検体１１に、スライス面を設定するための傾斜磁場パルスと、ＮＭＲ信号に対して位置情報をエンコードするための傾斜磁場パルスおよび周波数エンコードのための傾斜磁場パルスを所定のタイミングでそれぞれ印加する。

信号処理系６は、ＣＰＵ１と磁気ディスク１８や光ディスク１９等の外部記憶装置と、再構成した画像等を表示するＣＲＴ等のディスプレイ２０と、操作者からの指示の入力を受け付けるためのキーボードやマウス等の操作部２１とを有している。ＣＰＵ１は、受信系５からデータを受け取ると、信号処理および画像再構成処理等を実行し、再構成した画像をディスプレイ２０に表示するとともに外部記憶装置（例えば磁気ディスク１８）にデータを格納する。また、ＣＰＵ１は、操作部２１を介して操作者から撮像方法、撮像条件等を指示する入力を受け付け、外部記憶装置に格納されたプログラムをＣＰＵ１に内蔵するメモリに展開して実行することにより、指示された撮像方法を実現するパルスシーケンスを作成し、シーケンサ２に受け渡し、撮像を実行させる。

つぎに、送信コイル１０ａ、１０ｂおよび受信コイル１４の構造について説明する。本実施の形態では、送信コイル１０ａ、１０ｂまたは受信コイル１４として、もしくは、送信コイル１０ａ、１０ｂと受信コイル１４とを兼用するコイルとして、図２に示すような平面状バードケージコイル型のＲＦコイル１０を用いる。

図２のＲＦコイル１０は、同心円状に配置された３つのリング状導体（外側リング１０１、中間リング１０２および内側リング１０３）を含んでいる。最も半径の大きい外側リング１０１上には、複数の同容量のキャパシタンスＣ１〜Ｃ１２が等間隔で直列に配置されている。同様に、２番目に半径の大きい中間リング１０２上には、キャパシタンスＣ１３〜Ｃ２４が、最も半径の小さい内側リング１０３上には、キャパシタンスＣ２５〜３６がそれぞれ配置されている。各リング１０１、１０２、１０３上のキャパシタンスの個数は、それぞれ４ｎ個（ｎ＝１，２，３・・・の任意の数）である。ここでは１２個（ｎ＝３）としている。

外側リング１０１から内側リング１０３に向かって、複数本の直線状導体（エレメントと称する）５１〜６２が放射状に配置され、外側リング１０１，中間リング１０２および内側リング１０３は、各エレメント５１〜６２と電気的に接続されている。エレメント５１〜６２の本数は、４ｍ本（ｍ＝１，２，３・・・の任意の数）である。ここでは、１２本（ｍ＝３）としている。

外側リング１０１上の中心角で９０°離れた位置の２つのキャパシタンスＣ１、Ｃ１０には、同軸ケーブルが接続され、給電点７１、７２を構成している。同軸ケーブルには直列にバラン７３、７４が接続され、バラン７３，７４を介して入出力ポート７５，７６に接続されている。なお、給電点７１、７２には、送受信を切り替えるための切り替え回路を接続することができる。また、給電点は、給電点７１または７２の一方のみを備える構成とすることもできる。

外側リング１０１のキャパシタンスＣ１〜Ｃ１２の容量は、給電点７１、７２から共振周波数でシングル給電した場合に、外側リング１０１に一周期（２π）の定在波がそれぞれ立つように設計されている。中間リング１０２のキャパシタンスＣ１３〜２４ならびに内側リング１０３のキャパシタンスＣ２５〜Ｃ３６についてもそれぞれ同様に設計されている。これにより、給電点７１から９０°ずれた給電点７２は、給電点７１から給電した場合に生じる定在波の節に位置することになるため、２つの給電点７１、７２からＱＤ給電が可能となる。

さらに、本実施の形態では、ＲＦコイル１０の径方向の磁界に対する感度分布を、中央領域においてできるだけ平坦にするため、各リング１０１、１０２、１０３の半径、および、キャパシタンスＣ１〜Ｃ１２、Ｃ１３〜Ｃ２４、Ｃ２５〜Ｃ３６の容量の大きさを以下のように設計している。

まず、内側リング１０３の半径ｒ３は、物理的に可能な範囲でできるだけ小さい値に設計されている。内側リング１０３の内側領域では、内側リング１０３を流れる電流によって生じる磁束が中心付近でコイルの主平面に対して垂直に交差するため、コイルの径方向の感度が０になり、内側リング１０３の内側領域は、感度が急激に変化する。そこで、感度分布をできるだけ平坦にするためには、この内側領域を可能な限り小さくすることが望ましい。よって、内側リング１０３の半径ｒ３を物理的に可能な範囲でできるだけ小さい値に定める。物理的に可能な範囲でできるだけ小さくするとは、リング１０３に配置するキャパシタンスＣ２５〜Ｃ３６の物理的なサイズやリング１０３を構成する導体の最小曲率半径等を考慮し、リング１０３を構成できる最小な半径にすることを言う。

つぎに、ＲＦコイル１０の中央領域の感度分布を平坦にするために、中間リング１０２に流れる電流が、内側リング１０３に流れる電流の分流となるように、中間リング１０２の半径ｒ２を定める。平面状バードケージコイルは、シングル給電の場合、特許文献１（図２参照）に記載されているように所定のパターンの定在波が立ち、内側リングに流れる電流のパターンは、外側リングに流れる電流のパターンとは逆向きであることが知られている。図８（ｂ）を用いてすでに説明したように、リング１０３の中心を原点とし、主平面内にＸ軸Ｙ軸を、主平面に垂直な方向にＺ軸をとると、Ｘ軸上（Ｚ＝０．３ｃ：Ｚ＝ｃは撮像空間の中心位置）の各位置におけるＸ軸に平行な磁界に対する感度の絶対値は、内側リングおよび外側リングの位置でピークを示し、その中間位置で谷になる。本実施の形態では、外側リング１０１と内側リング１０３との中間に中間リング１０２を配置した構造とし、かつ、図３（ａ）に示すように、外側リング１０１から内側リング１０３に向かう電流を中間リング１０２に分流させることにより、中間リング１０２と内側リング１０３とに電流の向きが同じパターンの電流が流れるようにする。

これにより、中間リング１０２と内側リング１０３には、同径方向の対応する周位置の電流の向きが同じになるため、電流により生じる磁界は、同じ極性となる。ただし、給電電力は一定であり、中間リング１０２に流れる電流は内側リング１０３に流れる電流の分流であるため、中間リング１０２と内側リング１０３とにより生じる磁界の強度は、分流していない図８（ｂ）の内側リングの磁界（感度）のピークよりも低くなる。中間リング１０２と内側リング１０３とにより生じる磁界を重ね合わせることにより、磁界強度の谷の部分と山の部分との強度差が小さくなり、平坦になる。一方、外側リング１０１の生じる磁界の強度は変化しない。

したがって、ＲＦコイル１０の感度分布は、中間リング１０２と内側リング１０３とに流れる電流強度が等しい場合、図３（ｂ）に実線で示すように、中間リング１０２による感度と内側リング１０３による感度の重ね合わせとなり、中間リング１０２と内側リング１０３との間の領域においては、感度分布をほぼ平坦にすることができる。なお、図３（ｂ）には、図８（ｂ）の感度を破線で、図９（ｂ）の感度を一点鎖線でそれぞれ示した。

中間リング１０２に流れる電流が、内側リング１０３に流れる電流の分流となる条件は、キャパシタンスＣ１３〜Ｃ３６の容量と、外側リング１０１の半径ｒ１に対する中間リング１０２の半径ｒ２の割合に依存する。一方で、中間リング１０２の内側の感度分布が平坦になる領域が、被検体１１の関心領域を覆うサイズであることも仕様として要求される。

よって、中間リング１０２に流れる電流が、内側リング１０３に流れる電流の分流となり、かつ、中間リング１０２の半径が関心領域の半径よりも大きくなるように、実験または計算により外側リング１０１および中間リング１０２の半径およびキャパシタンスＣ１３〜Ｃ３６の容量を定める。

発明者らの実験によれば、中間リング１０２の半径を外側リング１０１の半径のおよそ１／２以下にすることにより、中間リング１０２に流れる電流が、内側リング１０３に流れる電流の分流となり、同じパターンの電流を流すことができる。よって、中間リング１０２は、必要とされる関心領域が覆うことができる大きさであり、かつ、外側リング１０１の１／２以下になるように、外側リング１０１および中間リング１０２の半径を決定する。

また、中間リング１０２の半径ｒ２と中間リング１０２のＬ成分とは比例する関係にある。一方、共振周波数ωは一定である（ω＝１／√（ＬＣ））。よって、中間リング１０２のキャパシタンスＣ１３〜Ｃ２４の容量（Ｃｍ）は、図４に示すように、半径ｒ２に反比例させて小さい値（Ｃｍ・ｒ２＝一定）に設定する。

さらに、中間リング１０２に流れる電流と、内側リング１０３に流れる電流の大きさがほぼ等しくなるように、キャパシタンスＣ１３〜２４の容量（Ｃｍ）と、キャパシタンスＣ２５〜Ｃ３６の容量（Ｃｓ）との比（Ｃｍ／Ｃｓ：コンデンサバランス）を決定する。例えば、キャパシタンスＣ１３〜２４の容量（Ｃｍ）と、キャパシタンスＣ２５〜Ｃ３６の容量（Ｃｓ）とを種々変化させて、電流値または感度分布の測定を行い、図５のようにコンデンサバランス（Ｃｍ／Ｃｓ）と感度分布の均一性との関係を求める。この関係に基づいて感度分布の均一性が最大となるようにコンデンサバランス（Ｃｍ／Ｃｓ）を決定する手法を用いることができる。

発明者らの測定によると、中間リング１０２の半径ｒ２が外側リング１０１の１／２程度の時、内側リング１０３のキャパシタンスの容量（Ｃｓ）が、中間リング１０２のキャパシタンスの容量（Ｃｍ）よりも大きい場合には、内側リング１０３を流れる電流が中間リング１０２を流れる電流よりも大きくなる傾向にあることが確認された。内側リング１０３の電流が中間リング１０２の電流よりも大きくなると、内側リング１０３上の感度のピークが中間リング１０２上の感度のピークよりも大きくなり、感度勾配が大きくなる。そこで、図５のように、内側リング１０３のキャパシタンスの容量（Ｃｓ）と、中間リング１０２のキャパシタンスの容量（Ｃｍ）とが等しい（Ｃｍ／Ｃｓ＝１）関係から、徐々に中間リング１０２のキャパシタンスＣｍよりも内側リング１０３のキャパシタンスの容量（Ｃｓ）の方が小さい（Ｃｍ／Ｃｓ＞１）関係に容量を少しずつ変化させながら感度分布または電流値を測定する。これにより、感度分布の均一度が最も高い値になる（中間リング１０２に流れる電流値と、内側リング１０３に流れる電流値が１：１になる）コンデンサバランス（Ｃｍ／Ｃｓ）の値を求めることができる。これにより、内側リング１０３と中間リング１０２のキャパシタンスの容量Ｃｓ、Ｃｍを決定する。

発明者らが具体的に求めたコンデンサバランス（Ｃｍ／Ｃｓ）としては、１．０〜２．０の範囲が望ましい。

関心領域の半径を２２５ｍｍとした場合、外側リング１０１の半径ｒ１は、４５０ｍｍ以上、中間リング１０２の半径ｒ２は、２２５ｍｍ以上（ｒ１）／２以下、内側リング１０３の半径ｒ３は、できるだけ小さいこと（例えば８０ｍｍ）が望ましい。

このように、本実施の形態のＲＦコイル１０では、コンデンサバランスおよび各リング１０１〜１０３の半径を適切に設計することにより、図３（ｂ）のように、中間リング１０２と内側リング１０３の感度を同等にすることができる。よって、Ｘ軸上（Ｚ＝０．３ｃ）の各位置におけるＸ軸に平行な磁界に対する感度の絶対値は、図３（ｂ）のように、中間リング１０２と内側リング１０３の間の領域ではほぼ平坦な分布を示す。また、Ｚ方向に離れるにつれ、図３（ｃ）、（ｄ）に示すように、中間リング１０２と内側リング１０３の間の領域における平坦な感度分布を維持したまま、内側リング１０３の内側、および、外側リング１０１と中間リング１０２との間の領域でも、なだらかな勾配へと感度分布が変化する。この感度分布は、従来の内側リングと外側リングのみのバードケージ型コイルの図８（ｂ）〜（ｄ）の感度分布よりも均一度が高く、しかも、内側リングの径が大きいバードケージ型コイルの図９（ｂ）〜（ｄ）の感度分布よりも、外周部の感度ピークと平坦領域の感度の差が小さい。よって、送受信時の感度均一性と電力効率のバランスがとれた平面バードケージ型ＲＦコイル１０を提供できる。

上述の図２のＲＦコイル１０は、３つのリング１０１，１０２，１０３にそれぞれ同じ数のキャパシタンスを配置した構造であったが、図６に示すＲＦコイル２１０のように、リング１０１，１０２，１０３にはキャパシタンスを配置せず、エレメント５１〜６２の外側リング１０１と中間リングとの間、および、中間リング１０２と内側リング１０３との間に、それぞれキャパシタンスＧ１〜Ｇ１２、Ｇ１３〜Ｇ２４を配置した構成にすることもできる。この場合も、図２の構成と同様に、中間リング１０２の電流が、内側リングの電流の分流となるように、かつ、中間リング１０２に流れる電流と、内側リング１０３に流れる電流の大きさがほぼ等しくなるように、キャパシタンスＧ１〜Ｇ１２の容量と、キャパシタンスＧ１３〜Ｇ２４の容量（Ｃｓ）との比、ならびに、リング１０１、１０２の半径を決定する。また、リング１０３の半径は可能な限り小さくする点も図２の構成と同様である。

これにより、図６のＲＦコイル２１０は、図３（ｂ）〜（ｄ）と同様の感度分布を得ることができるため、感度の均一性と電力効率のバランスのとれた平面バードケージ型ＲＦコイルを提供できる。

また、図６のＲＦコイル２１０は、キャパシタンスの個数が、図２のＲＦコイル１０よりも少ないため、低コストで製造できるという利点がある。

また、図２および図６のＲＦコイル１０、２１０は、外側リング１０１と内側リング１０３との間に、一つの中間リング１０２を配置した構成であったが、中間リングの数を２以上に増やすこともできる。この場合も、２以上の中間リングを流れる電流が内側リング１０３の電流の分流となり、電流の向きのパターンが同じになるようにする。これにより、さらに感度分布の均一度を向上させることができる。

（第２の実施の形態）
第２の実施の形態として、図７（ａ）のＲＦコイル３１０について説明する。

図７（ａ）のＲＦコイル３１０は、第１の実施の形態の図２のＲＦコイル１０と同様の構成であるが、エレメント５１〜６２には、両脇にそれぞれ分岐エレメント１５１〜１６２、２５１〜２６２が接続されている。分岐エレメント１５１〜１６２、２５１〜２６２は、中間リング１０２よりも外側の所定の位置でエレメント５１〜６２からそれぞれ分岐し、エレメント５１〜６２がそれぞれ内側リング１０３に接続される位置でエレメント５１〜６２に再び接続されて合流している。

このように、分岐エレメント１５１〜１６２、２５１〜２６２を設けたことにより、図７（ｂ）に示したように各エレメント５１〜６２に流れる電流は、両脇の分岐エレメントに分流する。エレメントと両脇の分岐エレメントとを流れる電流の向きは同じであるため、生じる磁界は相互に加算され、エレメント５１〜６２と両脇の分岐エレメントの上部では、磁界の向きがコイルの主平面にほぼ平行な向きで平坦な磁界が生じる。また、この磁界の向きは、エレメント５１〜６２に直交する方向である。

これにより、エレメントとその両脇の分岐エレメントの上部では、コイルの主平面に平行な方向であって、エレメント５１〜６２に垂直な方向に感度が得られる。これにより、隣接するエレメントとエレメントとの間で感度が低下するのを防止でき、中間リング１０２の周方向に沿った磁界を均一化することができる。よって、中間リング１０２と内側リング１０３との間の領域では、中間リング１０２の周方向について、感度の分布が均一になる。

また、図７のＲＦコイル３１０は、分岐エレメント１５１〜１６２、２５１〜２６２以外の構成は、図２のＲＦコイル１０と同じであるため、径方向に平行な方向の感度分布についても平坦である。

これにより、図７のＲＦコイル３１０は、主平面に平行な磁界を、径方向のみならず周方向についても均一な感度分布で受信することができる。よって、送受信時の感度均一性と電力効率のバランスがとれた平面バードケージ型ＲＦコイル３１０を提供できる。

また、図７（ａ）の構成では、エレメント５１〜６２から分岐エレメント１５１〜１６２、２５１〜２６２へと分岐する位置は、中間リング１０２よりも外側に設定されているため、周方向の磁界に対して均一な感度分布が得られる領域を、中間リング１０２よりも外側まで広げることができる。

図７（ａ）のＲＦコイル３１０は、第１の実施の形態のＲＦコイル１０と同様に、図１のＭＲＩ装置の送信コイル１０ａ、１０ｂおよび受信コイル１４の一方、として、もしくは、両方を兼用するコイルとして使用することができる。

第１の実施の形態のＭＲＩ装置の全体構成を示すブロック図。 第１の実施の形態のＲＦコイル１０の構成を示す説明図。 （ａ）図２のＲＦコイル１０の軸方向と、給電点７１からシングル給電した場合に流れる電流の向きを示す説明図、（ｂ）Ｚ＝０．３ｃにおけるＸ軸方向に沿った位置の感度の絶対値を示すグラフ、（ｃ）および（ｄ）Ｚ軸方向に離れた位置におけるＸ軸方向に沿った位置の感度の絶対値を示すグラフ。 第１の実施の形態のＲＦコイル１０において、中間リング１０２のキャパシタンスの容量Ｃｍと、中間リング１０２の半径ｒ２との関係を示すグラフ。 第１の実施の形態のＲＦコイル１０において、中間リング１０２のキャパシタンスの容量Ｃｍと内側リング１０３のキャパシタンスの容量Ｃｓとの比（Ｃｍ／Ｃｓ）と、磁界（感度）均一度との関係を示すグラフ。 第１の実施の形態のキャパシタンスをエレメントに配置したＲＦコイル２１０の構成を示す説明図。 第１の実施の形態のＲＦコイル３１０の構成を示す説明図。 （ａ）従来の平面状バードケージコイルの構成と軸方向を示す説明図、（ｂ）〜（ｄ）Ｘ軸方向に沿った位置の感度の絶対値を示すグラフ。 （ａ）従来の平面状バードケージコイルの内側リングを大きくした構成と軸方向を示す説明図、（ｂ）〜（ｄ）Ｘ軸方向に沿った位置の感度の絶対値を示すグラフ。

符号の説明

１…ＣＰＵ、２…シーケンサ、３…送信系、４…傾斜磁場発生系、５…受信系、６…信号処理系、１０…ＲＦ（高周波）コイル、２１０…ＲＦコイル、３１０…ＲＦコイル２２…静磁場発生系、２１…操作部、１１被検体、１３ａ、１３ｂ…傾斜磁場コイル、１２…傾斜磁場電源、７…高周波発振器、８…変調器、９ａ、９ｂ、９ｃ、９ｄ…高周波増幅器、１０ａ、１０ｂ…送信コイル、１４…受信コイル、１５…（高周波）増幅器、１６…検波回路、１７…ＡＤ変換器、１８…磁気ディスク、１９…光ディスク、２０…ディスプレイ、１０１…外側リング、１０２…中間リング、１０３…内側リング、７１，７２…給電点、７３、７４…バラン、７５、７６…入出力ポート、５１〜６２…エレメント、Ｃ１〜Ｃ３６…キャパシタンス。

Claims (9)

1. 磁気共鳴イメージング装置用高周波コイルであって、
   外側から順に同心円状に配置された第１、第２および第３リング導体と、前記第１リング導体と第２リング導体と第３リング導体とを接続する複数の直線状導体と、前記第１、第２および第３リング導体、もしくは、前記複数の直線状導体に配置された複数のキャパシタンスと、前記第１リング導体に設けられた１以上の給電点とを有し、
   前記給電点から共振周波数で給電した場合、前記第２リング導体に流れる電流の向きのパターンは、前記第３リング導体に流れる電流の向きのパターンと同じであることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置用高周波コイル。
2. 請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置用高周波コイルにおいて、前記第２リング導体の径は、第１リング導体の径の１／２以下であることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置用高周波コイル。
3. 請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置用高周波コイルであって、前記複数のキャパシタンスは、前記第１、第２および第３リング導体に配置され、
   前記第２リング導体に配置された複数の前記キャパシタンスの容量Ｃｍと第３リング導体に配置された複数の前記キャパシタンスの容量Ｃｓとの比（Ｃｍ／Ｃｓ）は、１．０以上２．０以下であることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置用高周波コイル。
4. 請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置用高周波コイルにおいて、前記直線状導体には、分岐導体が接続され、該分岐導体は、前記第１、第２および第３リング導体の主平面内に配置され、前記直線状導体から分岐し、再び前記直線状導体に合流することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置用高周波コイル。
5. 請求項４に記載の磁気共鳴イメージング装置用高周波コイルにおいて、複数の前記直線状導体は、前記第１、第２および第３リング導体の径方向に配置され、一端が前記第１リング導体に他端が前記第３リング導体に接続され、
   前記分岐導体が前記直線状導体に合流する位置は、前記直線状導体と前記第３リング導体との接続点であることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置用高周波コイル。
6. 請求項５に記載の磁気共鳴イメージング装置用高周波コイルにおいて、
   前記分岐導体は、前記直線状導体ごとに、それぞれ複数配置され、該複数の分岐導体はそれぞれ直線部を有し、該直線部は、該分岐導体と前記直線状導体との合流位置を中心に放射状に配置されていることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置用高周波コイル。
7. 請求項４ないし６のいずれか１項に記載の磁気共鳴イメージング装置用高周波コイルにおいて、前記分岐導体が前記直線状導体から分岐する位置は、前記第１リング導体と第２リング導体との間であることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置用高周波コイル。
8. 請求項６または７に記載の磁気共鳴イメージング装置用高周波コイルにおいて、前記直線状導体ごとにそれぞれ複数配置された前記分岐導体は、前記直線状導体の両脇に配置され、
   前記第２のリング導体は、前記分岐導体と接続され、隣合う前記分岐導体の間の前記第２のリング導体には、前記キャパシタンスが配置されていることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置用高周波コイル。
9. 撮像空間に静磁場を発生する静磁場発生部と、撮像空間に配置された被検体に傾斜磁場を印加する傾斜磁場発生部と、前記被検体に高周波磁場を照射する高周波照射部と、前記被検体が発生する核磁気共鳴信号を取得する受信部と、前記受信部の取得した信号を演算処理し、画像を再構成する信号処理部と、前記高周波照射部、前記傾斜磁場発生部および受信部の動作を制御して所定の撮像パルスシーケンスを実行させる制御部とを有し、
   前記高周波照射部は、高周波送信コイルを含み、前記受信部は、高周波受信コイルを含み、該高周波送信コイルおよび前記高周波受信コイルのうち少なくも一方は、請求項１ないし８のいずれか１項に記載の磁気共鳴イメージング装置用高周波コイルであることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。

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