JPH06343618A

JPH06343618A - Ｍｒｉ用ｒｆプローブ

Info

Publication number: JPH06343618A
Application number: JP5137241A
Authority: JP
Inventors: Takayuki Nabeshima; 貴之鍋島; Tetsuhiko Takahashi; 哲彦高橋; Yoshikuni Matsunaga; 良国松永; Etsuji Yamamoto; 悦治山本; Kageyoshi Katakura; 景義片倉
Original assignee: Hitachi Ltd; Hitachi Medical Corp
Current assignee: Hitachi Ltd; Hitachi Healthcare Manufacturing Ltd
Priority date: 1993-06-08
Filing date: 1993-06-08
Publication date: 1994-12-20
Anticipated expiration: 2016-10-09
Also published as: JP3216938B2; US5489847A; DE4419730A1; DE4419730C2

Abstract

(57)【要約】【目的】複数のコイル間の電磁気的結合を除去した共
振型ＭＲＩ用ＲＦプローブを提供する。【構成】単位コイル１、２の等価回路は、導電ループ
１１、２１と共振用コンデンサ１２、２２及び、導電ル
ープに直列に挿入されたインダクタ１３、２３からな
る。導電ループ１１、２１の分布定数は、等価インダク
タ１４、２４、等価抵抗１５、２５で示し、コンデンサ
１６、２６はインピーダンスマッチング用のコンデンサ
で示す。Ｌ₁、Ｌ₂の間の相互インダクタンスＭ₁による
電磁気的結合を導電ループに直列に挿入したＬ₁’と
Ｌ₂’の間に相互インダクタンスＭ₂を持たせ、｜Ｍ₁｜
＝｜Ｍ₂｜に調整して、コイル１、２の間の電磁気的結
合を除去する。Ｌ₁がＬ₂に誘起する電流の向きと、
Ｌ₁’がＬ₂’に誘起する電流の向きとが逆とするように
Ｌ₁’とＬ₂’を結合する。Ｌ₁'、Ｌ₂'は、Ｌ₁、Ｌ₂の
０．３〜３倍程度が好ましい。【効果】高Ｓ／Ｎ、広視野のＭＲ画像を撮像できるＭ
Ｒ装置を提供できる。

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】

【産業上の利用分野】本発明は、被検体中の水素や燐等
からの核磁気共鳴（以下、「ＮＭＲ」と記す。）信号を
測定し、核の密度分布や緩和時間分布等を映像化する磁
気共鳴撮影（以下「ＭＲＩ」と記す。)装置及びＭＲＩ
装置の信号検出部に好適なＭＲＩ用ＲＦプローブに関す
る。

【０００２】

【従来の技術】ＭＲＩ装置においては、被検体（例え
ば、人）の関心部位からの信号を共振型高周波コイルで
検出している。コイルの高感度化の一手法として、複数
個のコイルを隣接させて配列し、上記各コイルで受信し
たＮＭＲ信号を合成する方法がある。この方法の原理に
ついては、特表平２−５００１７５号公報、あるいはマ
グネティックレゾナンスインメディスン（ｍａｇ
ｎｅｔｉｃｒｅｓｏｎａｎｃｅｉｎｍｅｄｉｃｉ
ｎｅ）１６巻１９２頁から２２５頁（１９９０年）に記
載されている。

【０００３】

【発明が解決しようとする課題】上記従来の技術では、
プローブ出力を単に合成して検出すると信号対雑音比
（Ｓ／Ｎ）が向上しないので、Ｓ／Ｎを上げるために複
数個のプローブ出力をそれぞれ独自に検出する必要があ
る。そのために各コイルの電磁気的結合を除去し、コイ
ル間のノイズの相関を低減する必要がある。しかし、コ
イル間の結合が強い場合、コイル間の電磁気的結合を安
定に除去する手段はなく、ノイズの相関を充分には低減
できないという問題があった。本発明の目的は、このよ
うに複数個のプローブ出力信号から画像を合成するＭＲ
Ｉ装置において、コイル間の電磁気的結合が強い場合に
もそれを容易に除去できる機構を有するＭＲＩ用ＲＦプ
ローブを提供し、またこれを用いた高感度なＭＲＩ装置
を提供することにある。

【０００４】

【課題を解決するための手段】上記目的は、ほぼ同一の
共振周波数を有する、導電ループと共振用コンデンサ及
びこの導電ループに直列に挿入されたインダクタからな
る共振型ＭＲＩ用ＲＦプローブを単位コイルとして、こ
れら複数個の単位コイルを近接して配置し、かつ、各々
の単位コイルに挿入されたインダクタの間に電磁気的結
合を生じさせ、単位コイル間の電磁気的結合をキャンセ
ルして低減する。

【０００５】即ち、共振用コンデンサを有する導電ルー
プとこの導電ループに直列に挿入されたインダクタから
なる単位コイルを複数個含み、少なくとも２つのインダ
クタの間に電磁気的結合を生じさせ、単位コイル間の電
磁気的結合を除去するＭＲＩ用ＲＦプローブであり、イ
ンダクタが空芯コイルであることに特徴を有し、空芯コ
イルの巻数が１〜１０ターン、空芯コイルの断面積が１
０〜１０００ｍｍ²、コイルを形成する線材の断面積が
１０〜１００ｍｍ²であることに特徴がある。インダク
タが生成する磁場の向きが、単位コイルの生成する磁場
方向とは異なり、インダクタのインダクタンスは導電ル
ープの分布定数のインダクタンスの０．１〜３倍である
ことを特徴とする。また、インダクタは空間的に一様な
ＲＦ磁場に対しては誘導電流を生じなく、インダクタは
８の字の形状をなすことを特徴とする。さらに、インダ
クタの周辺に磁気シールドが配置されていることにも特
徴がある。導電ループはマルチプルエレメントレゾネー
タの一部分を構成しており、インダクタを二組有し、イ
ンダクタがそれぞれマルチプルエレメントレゾネータの
直交する二組のエレメントのそれぞれに接続されている
ことにも特徴がある。

【０００６】また、共振用コンデンサを有する導電ルー
プとこの導電ループに直列に挿入されたインダクタから
なり、ほぼ同一の共振周波数を有する単位コイルを近接
して複数個配置し、少なくとも２つのインダクタの間に
電磁気的結合を生じさせ、単位コイル間の電磁気的結合
を除去を除去するＭＲＩ用ＲＦプローブに特徴があり、
単位コイルの形状は円形、楕円形、矩形、鞍型コイルも
しくはソレノイドコイルのいずれかとする。複数個の単
位コイルはそれぞれの中心軸を共有し対向しており、お
のおのの単位コイルが検出するＲＦ磁場の方向あるいは
検出する磁場とは直交する方向、または単位コイルの中
心軸方向にに一定の間隔を持って配置されている。イン
ダクタの間の電磁気的結合は、それぞれのインダクタの
中心軸が略同一の線上になるように近接させて配置して
なされ、インダクタの電磁気的結合の大きさは調整可能
であり、インダクタの電磁気的結合の大きさの調整は、
各インダクタ間の距離を変化させること、各インダクタ
の軸をずらすことによりなされる。

【０００７】上記したＭＲＩ用ＲＦプローブからなる第
１のＭＲＩ用ＲＦプローブと、この第１のＭＲＩ用ＲＦ
プローブが作るＲＦ磁場と直交する方向にＲＦ磁場を形
成する第２のＲＦプローブとを組み合わせてＱＤプロー
ブとして動作させることにも特徴を有し、第１のＭＲＩ
用ＲＦプローブがソレノイドコイル、またはソレノイド
アレイコルであり、第２のＭＲＩ用ＲＦプローブが鞍型
コイル、又は鞍型アレイコイルであることに特徴があ
る。また、以上説明したＭＲＩ用ＲＦプローブはＭＲＩ
装置の信号検出系として使用され、乳房撮影、顎関節撮
影に使用してもよい。さらに、インダクタンスの電磁気
的結合は、ケーブル等による補助導電ループを介して行
なってもよく、あるいは複数のインダクタは各インダク
タが接続された導電ループから最短距離の位置に配置さ
れていてもよい。

【０００８】

【作用】単位コイルに挿入されているインダクタの電磁
気的結合により単位コイル間の電磁気的結合を相殺でき
るので、コイル間にノイズの相関がなくなり、Ｓ／Ｎが
向上する。さらに、単位コイル間の電磁気的結合の大き
さは各単位コイルの相対的位置の変更により容易に変化
させ調整することができる。

【０００９】

【実施例】以下、本発明の実施例を図面に基づいて詳細
に説明する。

【００１０】（実施例１）図１は本発明の第１の実施例
である、共振型ＭＲＩ用ＲＦプローブの単位コイルの等
価回路を示す図である。共振型ＭＲＩ用ＲＦプローブで
あるコイル１は、導電ループ１１と共振用コンデンサ１
２（容量はＣ₁）及び、導電ループに直列に挿入された
インダクタ１３（インダクタンスはＬ₁'）からなる。導
電ループ１１の分布定数は、等価インダクタ１４（イン
ダクタンスはＬ₁）と等価抵抗１５（抵抗値はＲ₁）で示
してある。また、コンデンサ１６（容量はＣ₁'）はイン
ピーダンスマッチング用のコンデンサである。この共振
コイルが作る主たるＲＦ磁場の方向は、紙面を垂直に貫
く方向である。この共振コイルを０．３ＴのＭＲＩ用Ｒ
Ｆプローブに適用する例を説明する。静磁場が０．３Ｔ
のときのプロトン（¹Ｈ）のＭＲ周波数は１２．７８Ｍ
Ｈｚである。導電ループ１１は２５ｍｍ幅の銅板からな
り、その形状は直径２５０ｍｍの円形コイルとする。Ｃ
₁は１２０ｐＦ、Ｃ₁'は２０６０ｐＦ、Ｌ₁'は０．９１
μＨである。インダクタ１３は線径１ｍｍφのエナメル
線で形成した巻数１０ターン、直径１５ｍｍφの円筒型
空芯コイルである。共振コイル全体のＱ値は負荷時で１
９１であった。導電ループの等価分布定数であるＬ₁は
０．４２μＨ、Ｒ₁は０．２２Ωである。本実施例にお
いてはインダクタ１３のインダクタンスＬ₁'が導電ルー
プ１１の等価分布定数のインダクタンスＬ₁の約２.２倍
である。一般には、この比、Ｌ₁’／Ｌ₁は、０．１〜３
倍程度が好適である。この理由については後に述べる。

【００１１】（実施例２）次に、図１に示したコイル１
を２つ近接して配置した、本発明の第２の実施例である
ＲＦプローブを等価回路により図２に示す。第２のコイ
ル（コイル２）は、導電ループ２１、共振用コンデンサ
２２（容量はＣ₂）、導電ループに直列に挿入されたイ
ンダクタ２３（インダクタンスはＬ₂'）からなる。導電
ループ２１の分布定数は、等価インダクタ２４（インダ
クタンスはＬ₂）と等価抵抗２５（抵抗値はＲ２）で示
してある。コイル１、２の間には相互インダクタンスＭ
₁が存在し、これは、等価インダクタ１４、２４のイン
ダクタンスＬ₁、Ｌ₂を用いて、Ｍ₁ ²＝ｋ₁ ²（Ｌ₁Ｌ₂）
（ｋ₁はＬ₁とＬ₂間のカップリング定数）で表わされ
る、電磁気的結合をもつ。本実施例では導電ループに直
列に挿入したインダクタ１３、２３の間にＭ₂ ²＝ｋ
₂ ²（Ｌ₁’Ｌ₂’）（ｋ₂はＬ₁’、Ｌ₂’間のカップリン
グ定数）で表される相互インダクタンスＭ₂を持たせ、
｜Ｍ₁｜＝｜Ｍ₂｜に調整することにより、コイル１、２
の間の電磁気的結合を除去する。このとき、インダクタ
１４がインダクタ２４に誘起する電流の向きとインダク
タ１３がインダクタ２３に誘起する電流の向きが逆にな
るようにインダクタ１３、２３を結合する。インダクタ
ンスＬ₁'、Ｌ₂'は、等価インダクタンスＬ₁、Ｌ₂の０．
３〜３倍程度が好適である。その理由はインダクタンス
Ｌ₁'、Ｌ₂'がＬ₁、Ｌ₂に比べ小さすぎると、ｋ₂を理論
的な最大値（＝１）にしても｜Ｍ₁｜＞｜Ｍ₂｜となり、
前述の条件（｜Ｍ₁｜＝｜Ｍ₂｜）を達成できず、電磁気
的結合を除去できない。さらに、Ｌ₁'、Ｌ₂'がＬ₁、Ｌ₂
に比べ大きすぎると、これに伴う放射損や、コイルが長
くなることによる導体損が無視できなくなり、出力感度
が下がるため、実用上問題となり好ましくない。

【００１２】（実施例３）図３に本発明の第３の実施例
である、共振型ＲＦプローブの具体的な形状の一例を示
す。コイル１とコイル２は直径２５０ｍｍの円形ループ
コイルである。コイル１、２はその中心軸（Ｙ軸）が一
致しており、円形ループコイルである銅板の中心間距離
１２５ｍｍを隔てて重なっている。導電ループ１１と２
１は、図３には示していないがアクリル円筒状ボビンの
表面に固定されている。図３では共振用コンデンサとマ
ッチング用コンデンサは省略してある。共振コイルのＲ
Ｆ磁場の方向は、コイル１、２の中心軸の方向に一致し
ている。被検体４１（例えば人体頭部、もしくはこれを
模擬したファントム）は、２つの導電ループ１１、２１
の内部に配置される。ＭＲＩ装置における強い静磁場４
は典型的には、図３に示すようにコイルの中心軸方向と
直交している。カップリング定数ｋ₁は、ループ１１と
ループ２１が作る電磁場が互いに重なり合っていること
から生じる結合であり、２つのコイル間の距離によって
その値が決定される。本発明の特徴であるインダクタ１
３、２３は、図３に示されるように各導電ループから延
長され互いにごく近接して配置されている。カップリン
グ定数ｋ₂はインダクタ１３と２３の近接の程度により
決定されるのため、この配置（近接の程度）を調整する
ことによりカップリング定数ｋ₂の値を変化でき、最適
条件に調整できる。一般に、共振周波数が等しい２つの
コイルが電磁気的結合を有するとき、そのインピーダン
ス−周波数特性は、図４（ａ）、（ｂ）に示すように、
単体のときの共振周波数（ｆ）と異なる２つの共振周波
数（ｆ₁，ｆ₂）が、各々のコイルに表れる。図３に示す
ような２つのコイルでも、インダクタ１３と２３がない
（または、インダクタ１３と２３との間に電磁気的結合
がない）場合には、図４（ｂ）と同様の周波数−インピ
ーダンス特性（ｆ〜｜Ｚ｜）を示した。このとき、各コ
イルの出力のノイズは互いに相関しており、２つのコイ
ルの出力を合成してアレイコイルとして用いても期待さ
れる感度向上は得られなかった。図３に示す実施例で
は、このノイズの相関を前述のようにインダクタ１３と
２３の電磁気的結合により除去した結果、図４（ａ）に
示すコイル単体のときと同様な周波数特性が得られ、ま
た、アレイコイルとして期待される感度向上が得られ
た。図５に図３で示した実施例のコイル１とコイル２の
Ｙ軸方向の感度分布の測定結果を示す。図５から各コイ
ルは完全に異なる分布をしており、相関が無いことがわ
かる。このような２つのコイルの出力を合成すると図５
に示したように高感度で軸方向に視野が広い特性が得ら
れることが判かる。

【００１３】（実施例４）図２、図３で示した実施例は
さらに複数のコイルに関しても適用でき、３個のコイル
に関して適用した実施例であり、第４の実施例であるイ
ンダクタの具体的配置の一例を図６に示す。具体的な構
成例を図６（ａ）に、その等価回路を図６（ｂ）に示
す。本実施例では図２、図３と同様に、コイル６１の等
価インダクタンス６４と、コイル６２の等価インダクタ
ンス６５との間の電磁気的結合をインダクタ６１−１、
６２−１の間に電磁気的結合（相互インダクタンス）を
持たせることにより除去し、コイル６２の等価インダク
タンス６５と、コイル６３の等価インダクタンス６６と
の間の電磁気的結合をインダクタ６２−１、６３−１の
間に電磁気的結合（相互インダクタンス）を持たせるこ
とにより除去し、コイル６１の等価インダクタンス６４
と、コイル６３の等価インダクタンス６６との間の電磁
気的結合をインダクタ６１−１、６３−１の間に電磁気
的結合（相互インダクタンス）を持たせることにより除
去する。これにより、アレイコイル６を構成するコイル
６１、６２、６３の各コイルのアイソレーションを行う
ことができる。

【００１４】（実施例５）本発明の第５の実施例であ
る、インダクタの具体的配置の一例を図７に示す。イン
ダクタ１３と２３は、ともに前述した巻数１０ターン、
直径１５ｍｍφ、線径１ｍｍφの空芯コイルである。イ
ンダクタ１３の中心軸１３１とインダクタ２３の中心軸
２３１はほぼ一致しており、インダクタ１３、２３の間
の距離５１は３〜４ｍｍである。インダクタ１３と導電
ループ１１を接続する導線１３２、インダクタ２３と導
電ループ２１を接続する導線２３２は不要な磁束が貫
き、誘導電流を生ずることがないように、その往復線路
の間隔を極力狭くしてある。空芯コイルの巻数を１〜１
０ターン、空芯コイルの断面積を１０〜１０００ｍｍ²
（例えば、空芯コイルの直径を５〜３０ｍｍφ）、空芯
コイルを形成する線材の断面積を１０〜１００ｍｍ
²（例えば、線材の線径を３．６〜１０ｍｍφ程度）程
度にするのが、占有体積、作りやすさ、ハンドリングの
良さの点から好適であった。なお、空芯コイルの断面積
が小さすぎると必要なインダクタンスが得られなかっ
た。また、巻数が多すぎたり、線材の断面積が小さすぎ
るとインダクタのロスが大きくなり、プローブの出力感
度が下がるなどの問題が生じた。次にインダクタの結合
係数の調整方法を説明する。図７に示されたインダクタ
１３と２３との間の電磁気的結合は、インダクタ１３と
２３の間の距離５１を移動変化させること、インダクタ
１３の中心軸１３１と２３の中心軸２３１をずらすこと
により、外部から容易に調節して変更できる。移動機構
はネジによるスライド機構など公知の技術を利用でき
る。但し、強い磁場中で利用することを考え、移動機構
は非磁性材料、例えば、アクリル樹脂などで構成するの
が好ましい。移動機構のネジの駆動は、手動もしくは自
動である。自動駆動するには超音波モーターを利用でき
る。自動駆動では、被検体の形状によりわずかに異なる
コイル間相互作用を被検体毎に自動調整することも可能
である。一般に共振コイルが作るＲＦ磁場の方向と、図
７に示したようなな空芯コイルによって作られる主たる
磁場の方向とが直交している場合には、ＲＦ磁場による
インダクタへの誘導電流は生じないため、インダクタ間
の電磁気的結合はＲＦ磁場の影響を受けず、安定である
ので、このような配置が望ましい。本実施例では、電磁
気的結合を除去するためのインダクタ１３、２３はコイ
ル１１、２１の近傍に配置してあるが、各コイルの出力
をケーブル１３２、２３２を用いて取り出し、電磁気的
結合を除去するためのインダクタを各々のケーブルの途
中に配置してもよい。円筒状コイルを用いる場合、以下
に説明するように図７に示したインダクタの配置以外の
配置が可能である。

【００１５】（実施例６）本発明の第６の実施例であ
る、インダクタの具体的配置の他の例を図８に示す。図
８は２つの空芯コイルを１ターンずつ交互に巻いて、各
空芯コイルを配置する例を示す。このとき、２つの空芯
コイルの相互位置の調整は、図６に示した実施例と同様
にインダクタ１３の中心軸１３１’と２３の中心軸２３
１’（図８では中心軸１３１’、１３２’は一致してい
る）の位置をずらして行うことができる。

【００１６】（実施例７）本発明の第７の実施例であ
る、インダクタの具体的配置の他の例を図９に示す。イ
ンダクタ１３と２３として、円筒状コイル以外にも図９
に示すような８の字型の形状をなすコイルを使用でき
る。この実施例では、インダクタは、空間的に一様なＲ
Ｆ磁場に対して誘導電流を生じないという特徴を有す
る。従って、外部の状況に影響されず安定なプローブを
実現できる。この場合も、空芯コイルの場合と同様に、
その相対位置を変化させ、カップリング定数ｋ₂を調節
することが可能である。

【００１７】（実施例８）本発明の第８の実施例であ
る、インダクタの具体的配置の他の例を図１０に示す。
本実施例が図７の実施例と異なる点は、インダクタの電
磁気的結合を補助コイル６０を介して行う点である。電
磁気的結合はインダクタ１３と６０−１の間、インダク
タ２３と６０−２の間でなされる。本実施例の回路は図
２に等価な回路となる。また、カップリングｋ₂の調整
方法は、以上に説明した各実施例に準じて行うことがで
きる。

【００１８】（実施例９）第９の実施例として、本発明
をアレイコイルに適用したＱＤ（ Quadrature Detction
）プローブの一例を図１１に示す。本実施例では、図
３に示した共振コイル１、２からなるアレイコイル３が
被検体（図示せず）の体軸（Ｙ軸）方向に配列されてい
る。図１１には、本発明の特徴である導電ループに追加
されたインダクタ１３、２３が示されている。なお、ア
レイコイルが作るＲＦ磁場はＹ方向、静磁場はＺ方向で
ある。ＱＤプローブを形成する場合、Ｘ方向のＲＦ磁場
を作るコイルが必要であり、本実施例では、鞍型コイル
８−１と８−２からなる鞍型アレイコイル８を用いてＸ
方向のＲＦ磁場を作っている。単位鞍型コイル間のアイ
ソレーションの確保には図３の実施例と同様に、即ちイ
ンダクタをコイルに直列に挿入し、そのインダクタ間の
電磁気的結合によって、コイル間のアイソレーションを
確保することができる。但し、鞍型アレイコイルではコ
イル間のカップリングが小さいので、従来公知の複数の
各鞍型コイルをわずかにオーバーラップさせ電磁気的結
合を除去することもできる。本実施例では、アレイコイ
ル２組によりＱＤ化しているので、プローブの総合Ｓ／
Ｎが極めて高く視野も広いという特徴がある。なお、上
記の単位鞍型コイル−１、８−２及び、単位共振コイル
１、２をスイッチ等にて切り替えることにより、頸頭部
のスイッチャブルコイルとしても利用可能である。

【００１９】（実施例１０）第１０の実施例として、図
１１に示したＱＤプローブに好適な受信系の一例のブロ
ックを図１２に示す。入力端９０−１、９０−２には単
位鞍型コイル８−１、単位共振コイル１(図１０参照)か
らの、入力端９０−３、９０−４には単位鞍型コイル８
−２、単位共振コイル２(図１１参照)からの信号がそれ
ぞれ入力され、入力端９０−１、９０−２、９０−３、
９０−４に入力された各信号はそれぞれプリアンプ９１
−１、９１−２、９１−３、９１−４で増幅される。プ
リアンプ９１−１と９１−２(及び９１−３と９１−４)
からの出力は、互いの位相が同相になるように位相シフ
タ９４−１、９４−２(及び９４−３、９４−４)で位相
が調整される。より具体的には、位相シフト量として例
えば、９４−１(９４−３)は０度、９４−２（９４−
４）は＋９０度あるいは、−９０度に設定される。次に
９４−１と９４−２(９４−３、９４−４)の出力は、ア
ッテネータ９５−１、９５−２（９５−３、９５−４）
で最適状態となるようにゲインが調整される。アッテネ
ータ９５−１、９５−２（９５−３、９５−４）からの
出力は、加算器９３−１（９３−２）で加算される。加
算器９３−１(９３−２)の出力は直交位相検波器９６−
１(９６−２)に接続され、フィルタ９２−１(９２−２)
で不用な周波数帯域のノイズが除去される。フイルタ９
２−１と９２−２の出力信号は、加算器９３−３で加算
され次に、Ａ／Ｄ変換器９７でデジタル信号に変換され
る。フィルタ９２−１、９２−２と加算器９３−３は、
アナログ高速スイッチで代替することも可能である。ま
た、直交位相検波器９６−１、９６−２の出力を直接Ａ
／Ｄ変換した後に、デジタル的に信号加算してもよい。
本実施例は、単位鞍型コイル８−１と単位共振コイル
１、単位鞍型コイル８−２と単位共振コイル２のように
直交配置されたそれぞれのコイルからの信号を、位相と
ゲインを調整し加算した後に、各直交配置されたコイル
でのそれぞれの加算信号を加算しており、安定にアレイ
コイルのＱＤ化ができる。

【００２０】図１３は、本発明に係る核磁気共鳴装置の
全体構成例を示す図である。この核磁気共鳴装置は、Ｎ
ＭＲ現象を利用して被検体４１の断層画像を得るもので
あり、静磁場発生磁石３０、信号処理部３８、高周波送
信部３２、高周波受信部３３、傾斜磁場発生部３５、表
示部４０及びこれらを制御する制御部３１からなる。静
磁場発生磁石３０は、被検体４１の周りに強く均一な垂
直方向の静磁場を発生するもので、被検体４１の周りの
空間に配置されている。高周波送信部３２の出力は、送
信コイル３４に送られ高周波磁場を発生する。傾斜磁場
発生部３５の出力は、傾斜磁場コイル３６に送られ、
Ｘ、Ｙ、Ｚの３方向の傾斜磁場Ｇｘ、Ｇｙ、Ｇｚを発生
する。この傾斜磁場の加え方により、被検体４１におけ
る断層面を設定することができる。高周波受信部３３
は、受信コイル３７の信号を受信する。受信コイル３７
と高周波受信部３３には、本発明の各実施例において説
明される構成のＲＦプローブが使用される。高周波受信
部３３の出力は、信号処理部３８でフーリエ変換や画像
再構成等の処理をされ、その後表示部４０で表示され
る。なお、送信コイル３４と受信コイル３７と傾斜磁場
コイル３６は、被検体４１の周りの空間に配置されてい
る。

【００２１】（実施例１１）第１１の実施例として、本
発明をアレイ化したマルチプルエレメントレゾネータに
適用した一例を図１４に示す。本実施例では、少なくと
も、静磁場中で各々の軸が略同一線上、かつ互いに略同
一の径を有する２つの略円柱状プローブからなる複合型
ＭＲＩ用ＲＦプローブにおいて、２つの略円柱状プロー
ブに対し、略同一線上にあるそれぞれの軸に対して直交
する平面内の直交する２方向の高周波電磁場成分による
カップリングを、各々除去するための１組のデカップリ
ング機構として、導電ループ素子に直列接続されるイン
ダクタ２組を配置している。本実施例では、第１のデカ
ップリング機構でｘ方向の磁場のカップリングを除去し
第２のデカップリング機構でｙ方向の磁場のデカップリ
ングを行うので、回転磁場に対しても完全かつ安定に円
柱状レゾネータ間の相互干渉を除去できる。本実施例で
は２つの互いに同一形状のマルチプルエレメントレゾネ
ータ（ＭＥＲ）１０１、１０２を用いている。ＭＥＲの
構成は、図１４では省略しているが、共通の軸に沿って
相隔たる１対の導電ループ素子と、導電ループ素子を電
気的に相互接続する複数個の軸方向導電セグメント（ラ
ング）と、導電ループもしくは軸方向導電セグメント
（ラング）に配置された複数個の容量素子からなり、本
実施例のＭＥＲとしては導電ループに容量素子が配置さ
れたハイパス型を用いる。レゾネータ１０１の給受電は
ピックアップコイルを介した誘導結合で行われ、ｘ方向
はポート１１１から、ｙ方向はポート１１２から与えら
れる。またレゾネータ１０２の給受電はピックアップコ
イルを介した誘導結合で行われ、ｘ方向はポート１２１
から、ｙ方向はポート１２２から与えられる。ｘ方向の
磁場の干渉を除去するインダクタ１０３、１０４がｘ−
ｚ平面上のＭＥＲのエレメントのリング部分に直列に挿
入されている。またｙ方向の磁場の干渉を除去するイン
ダクタ１０４、１０５はｙ−ｚ平面上のＭＥＲのエレメ
ントのリング部分に直列に挿入されている。インダクタ
１０３と１０４及び１０５と１０６は、それぞれ互いに
近傍に配置され電磁気的結合している。レゾネータ１０
１においてインダクタ１０５とインダクタ１０３は９０
°ずれた位置に、レゾネータ１０２においてインダクタ
１０６とインダクタ１０４は９０°ずれた位置に、それ
ぞれ接続されている。これらのインダクタの挿入位置
は、それぞれのＲＦ誘起電流が最も集中する部分であ
り、本発明の効果が最も発揮される部分である。

【００２２】次にマルチプルエレメントレゾネータ１０
１と１０２の具体的形状を述べる。例えば、１．５Ｔの
ＭＲＩ頭部撮像用プローブはその直径は３００ｍｍ、長
さは２００ｍｍ、エレメントの数が１６である。エレメ
ントは例えば直径３ｍｍの銅パイプである。エレメント
のコンデンサは約４０ｐＦである。給電方式はピックア
ップコイルを用いた誘導結合方式とする。ピックアップ
コイルはコイルの共振周波数はレゾネータのコンデンサ
容量を微調することで、どちらのポートに対しても６
３．８ＭＨｚ（プロトンの共鳴周波数）に調整できる。
またピックアップコイルとレゾネータ本体の電磁気的結
合状態を調整（その相対位置を変化させる）することで
インピーダンスを所望の値、例えば５０Ωに容易に調整
できる。インダクタは、例えば図７で説明したものと類
似の形態でよい。以上の構成は必要に応じて公知技術を
併用して全身用プローブ、局所用プローブなどにも適用
できる。本実施例では、直交する２方向の干渉を、２つ
のデカップリング機構でそれぞれ独立に除去する。従っ
て、回転磁場にたいしても干渉が無くなるのでＱＤ化が
実現できプローブの高感度化ができる。以上の説明で
は、送受信方式としてＱＤ方式を用いたがリニア方式を
用いてもよく、この場合インダクタは１組でもよい。ま
たレゾネータの給電方式は誘導結合型でなく、容量結合
型であってもよい。マルチプルエレメントレゾネータは
ハイパス型以外に、ローパス型、バンドパス型でもよ
い。これらの場合においても、インダクタの挿入部分は
レゾネータのうち最も電流が集中する部分を選択する。
また、レゾネータはスロッティドチューブレゾネータで
もよい。

【００２３】以上の各実施例で説明した単位コイルに設
けられた電磁気的結合を除去するためのインダクタは、
例えば図１５に示す、コンデンサ７１、７４、インダク
タ７２、７５からなるＬＣ回路、およびアンプの入力イ
ンピーダンス７３、７６を用いて、導電ループにおける
見かけ上のインピーダンスを高くすることにより電磁気
的結合を除去する方法との併用も可能である。また、以
上の各実施例で説明したインダクタの近傍には、磁気シ
ールドを配置することができ、それによって外部の影響
を受けにくくなりより好適となる。なお、本発明の各実
施例では各コイル１、２等には、それぞれ給電点が配置
されており（たとえば、図２では、給電点はコンデンサ
１６、２６を挟むように配置されている。）、インダク
タ１３、２３等は感度をもたないので、被検体がおかれ
た位置とは関係なく、たとえば、静磁場の外部にインダ
クタ１３、２３等を配置することもできる。さらに、図
２に示した本発明のＲＦプローブの等価回路構成は、以
上説明した各実施例以外にも、各実施例に当業者に公知
の技術を用いて適当な変更、例えば、補償コイルを用い
てアイソレーションを確保する方法と併用するような変
更を加えれば、顎関節用コイルや、乳房撮影用コイルに
も適用でき、これらのプローブの高感度化が達成できる
ことはいうまでもない。以上に示した本発明では、複数
のコイル間の電磁気的結合を除去するためにインダクタ
に流れる電流を利用しており、例えば、コンデンサから
なる電磁気的結合を除去するための回路を用いた電圧に
よる方法に比べ安定であり、調整パラメータも少ない等
のメリットがある。また、回路系が複雑でないため、ア
クティブデカップリングやプローブのフローティングが
容易である等の特徴を有する。

【００２４】

【発明の効果】本発明によれば、コイルに挿入したイン
ダクタの電磁気的結合により、複数コイル間の電磁気的
結合を除去できる。その結果、コイル間にノイズの相関
がなくなり、高Ｓ／Ｎで、広い視野において信号検出で
きるＭＲＩ用ＲＦプローブを提供することができる。

【図面の簡単な説明】

【図１】本発明の第１の実施例である、共振型ＭＲＩ用
ＲＦプローブの単位コイルの等価回路図。

【図２】本発明の第２の実施例であるＲＦプローブの等
価回路図。

【図３】本発明の第３の実施例である、共振型ＲＦプロ
ーブの具体的な形状の一例を示す斜視図。

【図４】本発明の効果を説明するための、コイルのイン
ピーダンス−周波数特性図。

【図５】本発明の第３の実施例のコイルの感度分布の測
定結果を示す図。

【図６】本発明の第４の実施例である、３個のコイルに
関するインダクタの具体的配置の一例を示す（ａ）斜視
図、（ｂ）等価回路図。

【図７】本発明の第５の実施例である、インダクタの具
体的配置の一例を示す図。

【図８】本発明の第６の実施例である、インダクタの具
体的配置の他の例を示す図。

【図９】本発明の第７の実施例である、インダクタの具
体的配置の他の例を示す図。

【図１０】本発明の第８の実施例である、インダクタの
具体的配置の他の例を示す図。

【図１１】本発明の第９の実施例である、インダクタの
配置をアレイコイルに適用したＱＤプローブの一例を示
す斜視図。

【図１２】本発明の第１０の実施例である、第９の実施
例のＱＤプローブに好適な受信系の一例を示すブロック
図。

【図１３】本発明に係る核磁気共鳴装置の全体構成例を
示す図。

【図１４】本発明の第１１の実施例である、インダクタ
の配置をアレイ化したマルチプルエレメントレゾネータ
に適用した一例を示す斜視図。

【図１５】本発明による電磁気的結合の除去方法と、Ｌ
Ｃ回路、およびアンプの入力インピーダンスを用い電磁
気的結合を除去する方法とを併用したＲＦプローブの等
価回路図。

【符号の説明】

１、２、６１、６２、６３、…単位コイル、３、６…ア
レイコイル、１３、２３、６０−１、６０−２、６１−
１、６２−２、６３−１、１０３、１０４、１０５、１
０６…インダクタ、８…鞍型アレイコイル、８−１、８
−２…単位鞍型コイル、１１、２１…導電ループ、１
２、２２…共振用コンデンサ、１４、２４６４、６５、
６６…等価インダクタ、１５、２５…等価抵抗、１６、
２６…コンデンサ、３０…静磁場発生磁石、３１…制御
部、３２…高周波送信部、３３…高周波受信部、３４…
送信コイル３５…傾斜磁場発生部、３６…傾斜磁場コイ
ル、３７…受信コイル、３８…信号処理部、４０…表示
部、４１…被検体、５１…インダクタ間の距離、６０…
補助コイル、７１、７４…コンデンサ、７２、７５…イ
ンダクタ、７３、７６…アンプの入力インピーダンス、
９０−１、９０−２、９０−３、９０−４…入力端、９
１−１、９１−２、９１−３、９１−４…プリアンプ、
９２−１、９２−２…フィルタ、９３−１、９３−２、
９３−３…加算器、９４−１、９４−２、９４−３、９
４−４…位相シフタ、９５−１、９５−２、９５−３、
９５−４…アッテネータ、９６−１、９６−２…直交位
相検波器、９７…Ａ／Ｄ変換器、１０１、１０２…マル
チプルエレメントレゾネータ、１１１、１１２、１２
１、１２２…ピックアップコイルのポート、１３２、２
３２…導線、１３１、１３１’２３１、２３１’…中心
軸。

───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (72)発明者松永良国東京都国分寺市東恋ケ窪１丁目280番地株式会社日立製作所中央研究所内 (72)発明者山本悦治東京都国分寺市東恋ケ窪１丁目280番地株式会社日立製作所中央研究所内 (72)発明者片倉景義東京都国分寺市東恋ケ窪１丁目280番地株式会社日立製作所中央研究所内

Claims

【特許請求の範囲】

【請求項１】共振用コンデンサを有する導電ループとこ
の導電ループに直列に挿入されたインダクタからなる単
位コイルを複数個含み、少なくとも２つの前記インダク
タの間に電磁気的結合を生じさせ、前記単位コイル間の
電磁気的結合を除去したことを特徴とするＭＲＩ用ＲＦ
プローブ。
【請求項２】前記インダクタは空芯コイルであることを
特徴とした請求項１に記載のＭＲＩ用ＲＦプローブ。
【請求項３】前記空芯コイルの巻数が１〜１０ターン、
前記空芯コイルの断面積が１０〜１０００ｍｍ²、前記
空芯コイルを形成する線材の断面積が１０〜１００ｍｍ
²であることを特徴とした請求項２に記載のＭＲＩ用Ｒ
Ｆプローブ。
【請求項４】前記インダクタが生成する磁場の向きが、
前記単位コイルの生成する磁場方向とは異なることを特
徴とした請求項１に記載のＭＲＩ用ＲＦプローブ。
【請求項５】前記インダクタのインダクタンスは前記導
電ループの分布定数のインダクタンスの０．１〜３倍で
あることを特徴とした請求項１に記載のＭＲＩ用ＲＦプ
ローブ。
【請求項６】前記インダクタは空間的に一様なＲＦ磁場
に対しては誘導電流を生じないことを特徴とした請求項
１に記載のＭＲＩ用ＲＦプローブ。
【請求項７】前記インダクタは８の字の形状をなすこと
を特徴とした請求項６に記載のＭＲＩ用ＲＦプローブ。
【請求項８】前記インダクタの周辺に磁気シールドが配
置されていることを特徴とした請求項１に記載のＭＲＩ
用ＲＦプローブ。
【請求項９】前記導電ループはマルチプルエレメントレ
ゾネータの一部分を構成していることを特徴とする請求
項１に記載のＭＲＩ用ＲＦプローブ。
【請求項１０】前記インダクタを二組有し、前記インダ
クタがそれぞれ前記マルチプルエレメントレゾネータの
直交する二組のエレメントのそれぞれに接続されている
ことを特徴とする請求項９に記載のＭＲＩ用ＲＦプロー
ブ。
【請求項１１】共振用コンデンサを有する導電ループと
この導電ループに直列に挿入されたインダクタからな
り、ほぼ同一の共振周波数を有する単位コイルを近接し
て複数個配置し、少なくとも２つの前記インダクタの間
に電磁気的結合を生じさせ、前記単位コイル間の電磁気
的結合を除去したことを特徴とするＭＲＩ用ＲＦプロー
ブ。
【請求項１２】前記単位コイルが円形、楕円形、矩形、
鞍型コイルもしくはソレノイドコイルのいずれかである
ことを特徴とした請求項１１に記載のＭＲＩ用ＲＦプロ
ーブ。
【請求項１３】前記複数個の単位コイルがそれぞれの中
心軸を共有し対向していることを特徴とした請求項１２
に記載のＭＲＩ用ＲＦプローブ。
【請求項１４】前記複数個の単位コイルは、おのおのの
前記単位コイルが検出するＲＦ磁場の方向、または検出
するＲＦ磁場と直交する方向に一定の間隔を持って配置
されていることを特徴とした請求項１１に記載のＭＲＩ
用ＲＦプローブ。
【請求項１５】前記インダクタの間の電磁気的結合は、
それぞれのインダクタの中心軸が略同一の線上になるよ
うに近接させて配置してなされることを特徴とした請求
項１１に記載のＭＲＩ用ＲＦプローブ。
【請求項１６】前記インダクタの電磁気的結合の大きさ
が調整可能であることを特徴とした請求項１１に記載の
ＭＲＩ用ＲＦプローブ。
【請求項１７】前記インダクタの電磁気的結合の大きさ
の調整がインダクタ間の距離を変化させなされることを
特徴とした請求項１６に記載のＭＲＩ用ＲＦプローブ。
【請求項１８】前記インダクタの電磁気的結合の大きさ
の調整が各インダクタの軸をずらしてなされることを特
徴とした請求項１６に記載のＭＲＩ用ＲＦプローブ。
【請求項１９】請求項１１に記載のＭＲＩ用ＲＦプロー
ブからなる第１のＭＲＩ用ＲＦプローブと、この第１の
ＭＲＩ用ＲＦプローブが作るＲＦ磁場と直交する方向に
ＲＦ磁場を形成する第２のＲＦプローブとを組み合わせ
てＱＤプローブとして動作させたことを特徴とするＭＲ
Ｉ用ＲＦプローブ。
【請求項２０】前記第２のＭＲＩ用ＲＦプローブが鞍型
コイルであることを特徴とした請求項１９に記載のＭＲ
Ｉ用ＲＦプローブ。
【請求項２１】前記第２のプローブがアレイコイルであ
ることを特徴とした請求項１９に記載のＭＲＩ用ＲＦプ
ローブ。
【請求項２２】請求項１１に記載のＭＲＩ用ＲＦプロー
ブを信号検出系としたことを特徴とした用いるＭＲＩ装
置。
【請求項２３】乳房撮影に使用するための請求項１１に
記載のＭＲＩ用ＲＦプローブ。
【請求項２４】顎関節撮影に使用するための請求項１１
に記載のＭＲＩ用ＲＦプローブ。
【請求項２５】前記インダクタンスの電磁気的結合が補
助導電ループを介して行われることを特徴とする請求項
１１に記載のＭＲＩ用ＲＦプローブ。
【請求項２６】前記複数のインダクタは各インダクタが
接続された前記導電ループから最短距離の位置に配置さ
れていることを特徴とする請求項１１に記載のＭＲＩ用
ＲＦプローブ。
【請求項２７】前記インダクタは空芯コイルであること
を特徴とした請求項１１に記載のＭＲＩ用ＲＦプロー
ブ。
【請求項２８】前記空芯コイルの巻数が１〜１０ター
ン、前記空芯コイルの断面積が１０〜１０００ｍｍ²、
前記空芯コイルを形成する線材の断面積が１０〜１００
ｍｍ²であることを特徴とした請求項２７に記載のＭＲ
Ｉ用ＲＦプローブ。
【請求項２９】前記インダクタが生成する磁場の向き
が、前記単位コイルの生成する磁場方向とは異なること
を特徴とした請求項１１に記載のＭＲＩ用ＲＦプロー
ブ。
【請求項３０】前記インダクタのインダクタンスは前記
導電ループの分布定数のインダクタンスの０．１〜３倍
であることを特徴とした請求項１１に記載のＭＲＩ用Ｒ
Ｆプローブ。
【請求項３１】前記インダクタは空間的に一様なＲＦ磁
場に対しては誘導電流を生じないことを特徴とした請求
項１１に記載のＭＲＩ用ＲＦプローブ。
【請求項３２】前記インダクタは８の字の形状をなすこ
とを特徴とした請求項３１に記載のＭＲＩ用ＲＦプロー
ブ。
【請求項３３】前記インダクタの周辺に磁気シールドが
配置されていることを特徴とした請求項１１に記載のＭ
ＲＩ用ＲＦプローブ。
【請求項３４】前記導電ループはマルチプルエレメント
レゾネータの一部分を構成していることを特徴とする請
求項１１に記載のＭＲＩ用ＲＦプローブ。
【請求項３５】前記インダクタを二組有し、前記インダ
クタがそれぞれ前記マルチプルエレメントレゾネータの
直交する二組のエレメントのそれぞれに接続されている
ことを特徴とする請求項３４に記載のＭＲＩ用ＲＦプロ
ーブ。