JPH0998959A

JPH0998959A - Ｍｒｉ装置

Info

Publication number: JPH0998959A
Application number: JP7257981A
Authority: JP
Inventors: Takashi Minemura; 隆司峯邑; Motoji Haratou; 基司原頭
Original assignee: Toshiba Corp
Current assignee: Toshiba Corp
Priority date: 1995-10-04
Filing date: 1995-10-04
Publication date: 1997-04-15

Abstract

(57)【要約】【課題】大きなＦＯＶ且つ高Ｓ／Ｎ比を得るとともに、
回路素子の製作、調整が容易なフェーズドアレイコイル
用のダンピング回路を有するＭＲＩ装置を提供。【解決手段】フェーズドアレイ形のＲＦコイル２０は複
数の表面コイル２０_１，２０_２を有する。ダンピング回
路２１_１，２１_２の各々は、表面コイル２０_１，２０_２
の夫々に個別に接続されたインピーダンスマッチング用
の複数の整合回路２１１_１，２１１_２と、整合回路２１
１_１，２１１_２の夫々に個別に接続された複数の線路長
変更可能な同軸ケーブル２１２_１，２１２_２と、同軸ケ
ーブル２１２_１，２１２_２の夫々に個別に接続された低
入力インピーダンスのプリアンプ２１３_１，２１３_２と
を備える。整合回路２１１_１（２１１_２）、同軸ケーブ
ル２１２_１（２１２_２）、及びプリアンプ２１３_１（２
１３_２）の全体が受信ＭＲ信号に並列共振するように同
軸ケーブル２１２_１（２１２_２）の線路長を設定。

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】

【発明の属する技術分野】本発明は、磁気共鳴イメージ
ング（ＭＲＩ）や磁気共鳴スペクトロスコピー（ＭＲ
Ｓ）におけるＲＦコイルのダンピング回路に係り、とく
に受信専用の“Rhased Array Coil ”と呼ばれるＲＦコ
イルに採用できるプリアンプの低入力インピーダンスを
利用したダンピング回路に関する。

【０００２】

【従来の技術】一般に、磁気共鳴イメージングにおいて
は、被検体が静磁場Ｂ₀中に置かれ、この被検体に撮影
断面決定用の傾斜磁場と伴に高周波磁場Ｂ₁が印加され
る。この高周波磁場Ｂ₁の印加に付勢されて被検体が発
生するＭＲ信号は、位置情報付加用の傾斜磁場を印加し
ながら収集される。上記高周波磁場の被検体への送信及
び被検体からのＭＲ信号の受信を担うのがＲＦコイルで
あり、ＭＲＩ装置の磁石部内の被検体近傍に配設され
る。

【０００３】ＭＲ信号のレベルは非常に小さいため、Ｒ
Ｆコイルの感度を高めると伴に受信ノイズを最小に抑え
ることが極めて重要である。つまり、Ｓ／Ｎ比の高いこ
とがＲＦコイルに求められる重要な要件の一つになって
いる。

【０００４】このような状況の中で、広いＦＯＶ（Fiel
d of View ）にわたって高Ｓ／Ｎ比のＭＲ画像を得るた
めのＲＦコイルの１つとして、従来、複数個の表面コイ
ルと複数チャンネルの信号収集回路とを備えたフェーズ
ドアレイコイル（phasedarry coil）のユニットが知ら
れている（例えば、“The NMR Phased Array”，P.B.Ro
emer et al., Magn. Reson. Med. 16, 192 (1990),また
は“Volume Imag-ing with MR Phased Arrays”，Cecil
E.Hayes. et al., Magn. Reson. Med. 18, 309 (1991)
参照）。

【０００５】このフェーズドアレイコイルのユニットで
問題となるのが複数の表面コイル相互間の磁気的カップ
リング（結合）である。この磁気的カップリングを無視
できるレベルまで抑えないと、高Ｓ／Ｎ比のコイルユニ
ットは実現できない。磁気的カップリングを抑制する一
手法として「プリダンプ」と呼ばれるダンピング回路が
ある。

【０００６】まず、ダンピング回路の原理を図４を使っ
て説明する。同図（ａ）には２つのＲＦコイル−１，２
を例示し、同図（ｂ）にはその等価回路を示す。これら
の図において、Ｉ₁：ＲＦコイル−１の高周波電流、Ｉ
₂：ＲＦコイル−２の高周波電流、ｅ_i：被検体から誘
導されたＭＲ信号電圧、ω：共振角周波数、Ｃ₁，
Ｃ₂：ＲＦコイル−１，−２のコンデンサ、Ｒ₁，
Ｒ₂：ＲＦコイル−１，−２の抵抗、Ｌ₁，Ｌ₂：ＲＦ
コイル−１，−２のインダクタンス、Ｍ：相互インダク
タンス、ｅ_M1：起電圧（＝ｊωＭＩ₂）、ｅ_M2：起電圧
（＝ｊωＭＩ₁）、とすると、

【数１】

【数２】が成立する。（１），（２）式よりＩ₂を消去してＩ₁
を求めると、

【数３】となる。したがって、

【数４】（４）式から、ＲＦコイル−１に接続されているインピ
ーダンスＺが共振角周波数ωで高抵抗になると、ＲＦコ
イル−２に対して磁気的結合Ｍによって誘導される起電
圧ｅ_M2が小さくなることが分る。つまり、このインピー
ダンスＺがダンピング回路を成し、ＲＦコイル−１から
ＲＦコイル−２への磁気的カップリングを抑えることが
できる。インピーダンスＺは、例えば電気的な並列共振
回路によって構成すればよい。

【０００７】このダンピング回路を成す並列共振回路の
一例を説明する。

【０００８】前述したP.B.Roemer et al. らによる文献
によれば、最適信号源インピーダンスが５０［Ω］の低
雑音プリアンプをＧａＡｓＦＥＴのソース接地回路で形
成すると、入力部分のインピーダンス変換回路により、
その入力インピーダンスＲ_inが極端に小さくなる（Ｒ_in
＜３［Ω］）ことが報告されている。

【０００９】すなわち、入力インピーダンスＲ_inは低い
が、信号源インピーダンスが５０［Ω］で低雑音指数
（低Noise Figure）を呈するプリアンプが得られる。

【００１０】ところでＲＦコイルには、その共振周波数
を高めるために、コイルエレメントの途中の数個所にい
わゆる「短縮コンデンサ」を介挿させることが多い。

【００１１】これらのプリアンプと短縮コンデンサを適
宜に組み合わせると、前述したCecil E.Hayes らが提案
している、ダンピング回路組込み形のフェーズドアレイ
コイルユニットが形成される。このコイルユニットの例
を図５、６に示す。

【００１２】この内、図６の回路は４コイル形のフェー
ズドアレイコイルユニットの内の一方のコイル対につい
ての詳細構造を示す。隣接する表面コイル１０，１１は
相互インダクタンスが零になるように互いに一部オーバ
ラップして配置されるとともに、各々の表面コイル１０
（１１）はチューニング用コンデンサＣ₂を利用して、
このコンデンサＣ₂及び集中定数型インダクタＬ₂並び
にλ／２波長の同軸ケーブル（λ／２ケーブル）１２
（１３）を順次介して低入力インピーダンスで低雑音指
数のプリアンプ１４（１５）に接続されている。プリア
ンプ１４，１５の入力インピーダンスＲ_in，Ｒ_in′は、
共振角周波数ωにおいてλ／２ケーブル１２，１３を通
しても全く変化せず、共にＲ_in，Ｒ_in′＜３［Ω］のま
まであるから、図６の点線で囲んだ部分が共列共振回路
を形成する。つまり、コンデンサＣ₂とインダクタＬ₂
とで並列共振回路を形成するように、集中定数型インダ
クタＬ₂が調整される。これにより、プリアンプ１４
（１５）の低入力インピーダンスを利用してＲＦコイル
のＱ値を下げ、磁気的カップリングを低減する、という
「プリダンプ回路」が実現される。

【００１３】

【発明が解決しようとする課題】しかしながら、上述し
た図６記載のフェーズドアレイコイルユニットによれ
ば、インダクタＬ₂とコンデンサＣ₂がＭＲ信号受信時
の共振角周波数で並列共振する必要があるので、数値的
には、ω²Ｌ₂Ｃ₂＝１という条件を満たすように設定
せざるを得ない。このため、共振周波数ｆ₀が６３．９
ＭＨｚ（＝ω／２π、１．５ＴのＭＲＩ装置相当）の場
合、インダクタＬ₂のインダクタンス値が非常に低くな
ってしまい、殆んど集中定数型の電気素子のリード線相
当のインダクタンス・オーダになってしまうことから、
計算値を呈するインダクタＬ₂の製作自体が非常に難し
く、精度の悪いインダクタＬ₂になってしまうととも
に、そのインダクタンス値の調整も敏感過ぎて非常に難
しい。従って、フェーズドアレイコイルユニットのＦＯ
Ｖは大きく且つＳ／Ｎ比も高いという条件が満たされ
ず、プリダンプ回路の機能の不十分さに起因するＳ／Ｎ
比の低下に因ってＭＲ画像の画質が向上しないという問
題があった。

【００１４】また当然に、プリダンプ回路の機能を得る
ための診断時のＲＦコイルの調整も難しい作業となる。
図６に示すプリダンプ回路の場合、「インダクタＬ₂を
接続しない状態でプリアンプからみたインピーダンスが
５０［Ω］になるようにコンデンサＣ₂を調整する」、
次いで「インダクタＬ₂をコンデンサＣ₂と並列共振す
るように調整する」、次いで「プリアンプからみたイン
ピーダンスが５０［Ω］になるようにコンデンサＣ₂を
再調整する」、次いで「インダクタＬ₂を再調整す
る」、という手順を繰り返してインダクタＬ₂及びコン
デンサＣ₂を最終調整値に漸近させるという手間の掛か
る調整作業を行わざるを得なかった。

【００１５】本発明は上述した従来技術の問題に鑑みて
なされたもので、フェーズドアレイコイルに求められて
いる大きなＦＯＶ且つ高Ｓ／Ｎ比の要件を充分に満足さ
せるとともに、回路素子の製作、調整が容易なフェーズ
ドアレイコイル用のダンピング回路を提供することを、
第１の目的とする。

【００１６】また、ＲＦコイルアセンブリとＲＦコイル
間の磁気的干渉抑制用のプリアンプとの間に設ける整合
回路に改善を加え、信号源インピーダンスの調整と干渉
抑制のための電流抑圧の調整とを容易にすることを、第
２の目的とする。

【００１７】さらに、そのようなプリアンプ回路に改善
を加えて、電流抑制のＱ値を上げ、高い干渉抑制効果を
得ることを、さらに第３の目的とする。

【００１８】

【課題を解決するための手段】上記第１の目的を達成す
るため、請求項１〜５記載のＭＲＩ装置では、被検体の
表面に沿って並置する複数のＲＦコイルを有するコイル
ユニットに接続され、かつ前記複数のＲＦコイル相互間
の磁気的結合を低減させるダンピング回路を備える。こ
のダンピング回路は、前記ＲＦコイルの夫々に個別に接
続されたインピーダンスマッチング用の複数の整合回路
と、この複数の整合回路の夫々に個別に接続された複数
の線路長変更可能な同軸ケーブルと、この複数の同軸ケ
ーブルの夫々に個別に接続され且つ前記ＲＦコイルの夫
々が受信したＭＲ信号を検出する複数の低入力インピー
ダンスのプリアンプとを備え、前記複数のＲＦコイル夫
々の受信チャンネル毎に、前記ＭＲ信号の周波数に前記
整合回路、同軸ケーブル、及びプリアンプの全体が並列
共振するように当該同軸ケーブルの線路長を設定した。
これにより、いわゆるプリアンプを用いた「プリダンプ
回路」の機能が得られ、並列共振を起こさせるために従
来使用していた集中定数型のインダクタを使う必要が無
くなる。

【００１９】また上記第２の目的を達成するため、請求
項６〜１０記載のＭＲＩ装置では、被検体に沿って並置
する複数のＲＦコイルを有するコイルユニットと前記複
数のＲＦコイル相互間の磁気的干渉低減の目的で使われ
るプリアンプとの間に介挿される整合回路を備える。こ
の整合回路を、前記プリアンプの最適信号源インピーダ
ンスに整合させるための調整可能な２個のコンデンサ
と、主コイルに流れる電流を抑圧する目的の可変または
固定値の１個のコンデンサとの合計３個のコンデンサに
よって構成したことを特徴とする。

【００２０】さらに上記第３の目的を達成するため、請
求項１１記載のＭＲＩ装置では、被検体の表面に沿って
あるいはその表面を囲むように並置する複数のＲＦコイ
ルを有するコイルアセンブリに接続され且つ前記複数の
ＲＦコイル間の磁気的干渉低減を目的として使われるプ
リアンプを備える。このプリアンプを、このプリアンプ
の最適信号源インピーダンスＺ₀に対してプリアンプ自
体の入力インピーダンスＺ_inが、｜Ｚ₀｜＜｜Ｚ_in｜の
関係を満足するように形成したことを特徴とする。

【００２１】

【発明の実施の形態】

（第１の実施の形態）以下、本発明の第１の実施形態に
係るＭＲＩ装置のＲＦコイルのダンピング回路を図１及
び図２に基づいて説明する。

【００２２】図１に示す回路は、医療診断用のＭＲＩ
（磁気共鳴イメージング）装置に組み込まれる受信専用
のＲＦコイル及びそのダンピング回路の構成を示す。

【００２３】ここでは、上記受信用ＲＦコイルとして、
フェーズドアレイコイル（phasedarray coil ）２０が
採用されている。このフェーズドアレイコイル（以下、
単に「アレイコイル」と言う）２０は、受信チャンネル
数分の複数（ここでは一例として２チャンネルとする）
の表面コイル２０₁，２０₂を有し、この表面コイル２
０₁，２０₂が被検体Ｐの体表に沿って近接して並置さ
れる（但し、後述するプリダンプ回路の機能によってコ
イル同士を一部オーバラップさせて配置する必要はな
い）。

【００２４】表面コイル２０₁，２０₂の各々は例えば
ループ状を成し、その途中１箇所又は複数箇所に集中定
数型要素の短縮コンデンサＣ₁が挿入され、共振周波数
が高められている。

【００２５】アレイコイル２０には図示の如く受信経路
を兼ねるダンピング回路部２１が接続されている。この
ダンピング回路部２１は前記２つの表面コイル２０₁，
２０₂（つまり、受信チャンネル）に対応して個別に設
けられた２つのダンピング回路２１₁，２１₂を備え
る。ダンピング回路２１₁，２１₂の各々は、ここで
は、プリアンプの低入力インピーダンスを利用して表面
コイル２０₁（２０₂）のＱ値を下げ、表面コイル２０
₁，２０₂間の磁気的カップリングを低減させる、いわ
ゆる「プリダンプ回路」の構成を採っている。

【００２６】２つのダンピング回路２１₁，２１₂の各
々は、インピーダンスをチューニング及びマッチングさ
せるチューニング・マッチング回路２１１₁（２１
１₂）と、線路長が調整された同軸ケーブル２１２
₁（２１２₂）と、低入力インピーダンスのプリアンプ
２１３₁（２１３₂）とを備える。

【００２７】チューニング・マッチング回路２１１₁，
２１１₂の夫々は、表面コイル２０₁（２０₂）のルー
プ内に挿入される集中定数型要素のチューニング用コン
デンサＣ_Tと、このコンデンサＣ_Tの両端に各々接続さ
れた集中定数型要素の２つの連動するマッチング用コン
デンサＣ_M，Ｃ_Mとを備える。

【００２８】このマッチング用コンデンサＣ_M，Ｃ_Mの
他端は同軸ケーブル２１２₁（２１２₂）の信号線及び
アース線に各々接続される。この同軸ケーブル２１
２₁，２１２₂の線路長Ｄはダンピング回路２１₁，２
１₂の夫々が回路全体でＭＲ信号の共振角周波数に対し
て電気的な並列共振を起こす長さに調整（又は設定）さ
れる。同軸ケーブル２１２₁，２１２₂としては例え
ば、その長さを調整し易い可変同軸管（ライン・ストレ
ッチャー^TM；ヒロセ電機）を用いてもよい。

【００２９】同軸ケーブル２１２₁，２１２₂の夫々の
他端はプリアンプ２１３₁（２１３₂）に接続されてい
る。このプリアンプ２１３₁，２１３₂の入力インピー
ダンスＲ_inは非常に低く、例えばＲ_in＜３［Ω］であ
り、また最適信号源インピーダンスがＺ_c（ここでは５
０［Ω］）で、低雑音指数のアンプとなっている。この
プリアンプ２１３₁，２１３₂の出力側は図示しない
が、それぞれが独立した受信チャンネルを成し、表面コ
イル２０₁，２０₂が受信したＭＲ信号を独立して検波
し、フーリエ変換した後、コンピュータのソフトウェア
処理によってそれら２チャンネルの信号を“Sum of Squ
ares”の重み付け処理に付すようになっている。

【００３０】ここで、前述した同軸ケーブル２１２₁，
２１２₂の線路長Ｄの決め方を説明する。

【００３１】一般に、図２に示す如く、低入力インピー
ダンスＲ_inで最適信号源インピーダンスがＺ_c（ほとん
どの場合、５０［Ω］）の低雑音プリアンプに、長さ＝
Ｄ、特性インピーダンス＝Ｚ_cの同軸ケーブル（無損失
と仮定する）を接続したとき、プリアンプとは反対側の
他端から同軸ケーブルを見たインピーダンスＺは次式で
表わされる。

【００３２】

【数５】ここでβは位相定数（＝２π／λ）、λは波長である。

【００３３】この（５）式は、Ｒ_in＜＜Ｚ_cであるの
で、次式（６）に近似できる。

【００３４】

【数６】（６）式から分るように、インピーダンスＺは同軸ケー
ブルの長さＤに応じて変わるので、長さＤを０〜λ
（λ：共振周波数での波長）の間で適切に選ぶと、任意
のリアクタンスを得ることができる。

【００３５】そこで、「プリダンプ回路」を実現するに
は、上述の任意に設定可能なリアクタンスと「チェーニ
ング・マッチング回路」とが共振周波数に対して並列共
振回路となるようにすればよい。

【００３６】本実施例に戻って、いまチューニング・マ
ッチング回路２１１₁，２１１₂のコンデンサＣ_T、Ｃ
_Mは従来から行われているのと同様の要領でＺ_c＝例え
ば５０［Ω］にマッチング調整済みであるとする。また
プリアンプ２１３₁，２１３₂の入力インピーダンスＲ
_inは前述したように充分低い。

【００３７】「プリダンプ回路」を実現させるには、上
述の原理から、図１中の点線で囲ったダンピング回路２
１₁，２１₂の夫々が全体として並列共振を起こすよう
にすればよい。「長さＤの同軸ケーブル２１２₁（２１
２₂）をプリアンプ２１３₁（２１３₂）に接続したイ
ンピーダンス」をｊＸとおくと、

【数７】が成り立つ必要がある。これを前記（６）式を用いて変
形すると、

【数８】となる。この（８）式で決められる長さＤに同軸ケーブ
ル２１２₁，２１２₂が長さ調整される。

【００３８】なお、同軸ケーブル２１２₁，２１２₂の
実装上の実際の線路長は、上記（８）式から求められる
長さＤを基本とするものの、必ずしもその計算値Ｄに限
定されることなく、同軸ケーブルが低損失であれば実装
上の要求に応じて、半波長（λ／２）の整数倍の長さを
余分に加えた長さに設定してもよい。これにより、表面
コイル２０₁（２０₂）とプリアンプ２１３₁（２１３
₂）との間の距離を稼ぐことができる。

【００３９】また、プリアンプ２１３₁，２１３₂の入
力インピーダンスは低抵抗である場合を説明したが、低
入力インピーダンスを意図して製作したプリアンプであ
っても、その入力段に挿入しているＬ，Ｃ回路から成る
インピーダンス変換回路の調整の難しさから、実際には
多少のリアクタンス分が残っている。そのような場合で
も、同軸ケーブルが呈する正又は負のリアクタンス分に
プリアンプのリアクタンス分を吸収させるようにその長
さＤを決めればよい。

【００４０】本実施形態に係るダンピング回路２１₁，
２１₂の作用効果を説明する。

【００４１】チューニング用コンデンサＣ_Tで被検体毎
のチューニングがとられ、このコンデンサＣ_Tとマッチ
ング用コンデンサＣ_M，Ｃ_Mとで表面コイル２０₁（２
０₂）のインピーダンスが５０［Ω］（＝Ｚ_c）となる
ようにマッチングがとられる。その後、前述したように
ラーモア周波数で並列共振を起こす線路長Ｄに定めた、
特性インピーダンス＝５０［Ω］（＝Ｚ_c）の同軸ケー
ブル２１２₁，２１２₂を接続する（又は、同軸ケーブ
ル２１２₁，２１２₂の線路長Ｄを並列共振を起こす長
さに合わせる）。線路長Ｄが任意であっても同軸ケーブ
ル２１２₁，２１２₂の特性インピーダンスＺ_cは変わ
らないから、低雑音指数のプリアンプ２１３₁，２１３
₂から見込んだ信号源インピーダンスは常にＺ_c（＝５
０［Ω］）であることが保証される。つまり、「ノイズ
・フィギュア・マッチング」は常に最適状態に保持され
る。

【００４２】被検体が磁気共鳴現象により発生させたＭ
Ｒ信号は複数の表面コイル２０₁，２０₂で同時に独立
して受信される。ＭＲ信号のラーモア周波数で複数のダ
ンピング回路２１₁，２１₂が各々並列共振状態になる
から、表面コイル２０₁，２０₂間の磁気的カップリン
グに因る相手方からの誘導電流は抑制され、互いのコイ
ル間の磁気的カップリングは好適に遮断される。

【００４３】表面コイル２０₁，２０₂が自分で受信し
たＭＲ信号はその電圧変化としてプリアンプ２１３₁，
２１３₂に各々検出される。プリアンプ２１３₁，２１
３₂の出力信号は各々、独立して検波、フーリエ変換さ
れた後、コンピュータのソフトウェアに拠って例えば
“Sum of Squares”の処理に付される。この結果、ノイ
ズはそのままのレベルでＭＲ信号のみを強調（複数のコ
イル受信分を加算）する重み付け処理がなされ、この
後、ＭＲ画像の再構成処理に付される。

【００４４】この結果、いわゆる「プリダンプ回路」に
拠ってコイル相互の磁気的結合を殆んど消した状態で、
アレイコイル２０を使ってＭＲ信号を個別に受信できる
ことから、ＦＯＶは大きく、かつＳ／Ｎ比は単一の表面
コイルと同等の良好な値が得られる。

【００４５】一方、本実施形態の構成によれば、従来方
式のチューニング・マッチング回路の構成を変えずにそ
のままで適用できることから、従来のＭＲＩ装置への実
施も容易で、良好なプリダンプ回路の機能を発揮させる
ことができる。

【００４６】また、従来のプリダンプ回路（図６参照）
のときの素子定数（Ｌ₂，Ｃ₂）の調整の如く、最適信
号源インピーダンス及び並列共振状態を同時に確保せん
がため、それらの素子定数を漸近させながら何回も再調
整するという複雑で時間の掛かる手間が不要になる。そ
れは、僅かな回路要因でインダクタンスの値が大きく振
らつく集中定数型の低インダクタ（Ｌ₂）を使う必要が
無いからである。本実施例では、「チューニング・マッ
チング回路２１１₁，２１１₂の調整」、次いで「同軸
ケーブル２１２₁，２１２₂の長さ調整」の２段階で済
むから、プリダンプのためのＲＦコイル調整の手間が大
幅に簡素化され、検査者への負担が著しく軽減されると
ともに、患者スループットの向上も可能になる。

【００４７】さらに、同軸ケーブルは一般にその長さ方
向の特性インピーダンスが常に所定値となるように精密
に製造されている。このため、任意値のインダクタンス
Ｌは、（５）式から

【数９】ｊωＬ＝ｊＺ_ctan βＤとなり、このインダクタンスＬを得るときの必要な長さ
Ｄは

【数１０】で得られる。つまり、同軸ケーブルを長さ調整するだけ
で正でも負でも必要なリアクタンスを得ることができ、
前述した集中定数型の低インダクタンスのインダクタ
（Ｌ₂）と等価なインダクタンスを正確に且つ簡単に得
ることができる。これによって、前述した同軸ケーブル
の長さ調整が正確且つ安定したものとなるから、前述し
たように高精度なプリダンプ回路の機能及び簡単且つ正
確なＲＦコイル調整を可能にしている。

【００４８】（第２の実施の形態）図３に本発明の第２
の実施形態に係るＭＲＩ装置のＲＦコイルのダンピング
回路を示す。なお、このダンピング回路において前述し
た実施形態の構成要素と同一又は同等のものには同一の
符号を付してその説明を省略する。

【００４９】同図において、受信用ＲＦコイルとしての
２チャンネルの表面コイル２０₁，２０₂から成るアレ
イコイル２０に、受信経路を兼ねるダンピング回路部２
１が接続されている。ダンピング回路部２１は表面コイ
ル２０₁，２０₂各々に対応して独立したダンピング回
路２１₁，２１₂を有しており、同図ではその一方の回
路２１₁のみについて詳細に示す。

【００５０】ダンピング回路２１₁は図示の如く、チュ
ーニング・マッチング回路２２１、線路長Ｄ′の同軸ケ
ーブル２２２、及び低入力インピーダンスＲ_in′のプリ
アンプ２２３（低雑音指数で、最適信号源インピーダン
スＺ_c）を備える。

【００５１】チューニング・マッチング回路２２１は表
面コイル２０₁（２０₂）のループ内に直列に介挿され
た連動する２つの集中定数型のチューニング用コンデン
サＣ_T′、Ｃ_T′と、これらのコンデンサＣ_T′，
Ｃ_T′間に直列に介挿された１つの集中定数型のマッチ
ング用コンデンサＣ_M′とから成る。そしてマッチング
用コンデンサＣ_M′の両端から同軸ケーブル２２２が引
き出され、このケーブル２２２にプリアンプ２２３が接
続されている。

【００５２】その他の構成は前述したものと同一であ
る。

【００５３】この実施形態の場合も、チューニング／マ
ッチング後に、図３中の点線で囲んだ部分、すなわちマ
ッチング用コンデンサＣ_M′、同軸ケーブル２２２、及
びプリアンプ２２３の全体がＭＲ信号受信時に並列共振
状態となることで、前述したプリダンプ機能を発揮さ
せ、表面コイル２０₁，２０₂間の磁気的結合を抑制さ
せることができる。

【００５４】そのためには、「長さＤ′の同軸ケーブル
をプリアンプに接続したときのインピーダンス」をｊ
Ｘ′とおくと、

【数１１】が成立する必要があり、線路長Ｄ′は、

【数１２】となる。ここでβは位相定数（＝２π／λ）である。つ
まり、同軸ケーブル２２２の線路長をこの（10）式で計
算される値に調整することで、前述した図１，２の実施
形態と同等の作用効果を得ることができる。このよう
に、従来最も一般的な構成のチューニング・マッチング
回路２２１に対しても本発明のダンピング回路を容易に
付加することができ、従来のＭＲＩ装置に対するマイナ
ーチェンジで本発明を実施したＭＲＩ装置に転換させる
ことができる。

【００５５】なお、前記実施形態ではアレイコイルを形
成する表面コイルの数を「２」（２チャンネル）として
説明してきたが、表面コイルは当然に「３」以上であっ
ても同様に実施できる。

【００５６】（第３の実施の形態）第３の実施形態に係
るＭＲＩ装置のＲＦコイルを図７に基づき説明する。

【００５７】図７に基本的な回路構成を示す。図中、Ｌ
₁は磁気共鳴信号を検出するための主コイルであり、Ｃ
₁は短縮コンデンサである。また、符号３０は主コイル
が接続される整合回路を示す。整合回路３０は伝送線路
３１（例えば同軸ケーブル）を介してプリアンプ３２に
接続されている。

【００５８】整合回路３０は、容量調整が可能な可変コ
ンデンサＣ_T、連動する２個の可変コンデンサＣ_f、Ｃ
_fおよび連動する２個の可変コンデンサＣ_M、Ｃ_Mの３
種類のコンデンサ群よりなる。

【００５９】この内、コンデンサＣ_T，Ｃ_Mはそれぞれ
コイルのチューニング、マッチング調製用のコンデンサ
で、ＲＦコイルの共振周波数、出力インピーダンスを支
配的に調整する。これら２つの可変パラメータにより、
主コイルの等価直列抵抗ｒ₁はプリアンプ３２の最適信
号源インピーダンスになるよう調整される。

【００６０】一方、主コイルＬ₁に流れる電流を抑圧す
るためにはチューニングコンデンサＣ_Tを含む並列共振
回路が形成されなければならないが、プリアンプ入力イ
ンピーダンスＺ_in、伝送線路長ｌ、およびマッチングコ
ンデンサＣ_Mの値はそれぞれ決まっているとすると、電
流抑圧回路、すなわち並列共振回路の共振周波数を調整
するためのパラメータが１つ不足してしまう。そこで、
図７の回路では、この問題を解決するために電流抑圧調
整用コンデンサとして、２連のコンデンサＣ_fを用いる
ことができる。

【００６１】すなわち、連動可変形のコンデンサＣ_fを
用いると、電流抑圧が最大となる周波数ｆ_dampが磁気共
鳴周波数ｆ₀に較べて低い周波数の場合、コンデンサＣ
_fの容量を小さくした後、ＲＦコイルの出力インピーダ
ンス、すなわちプリアンプの信号源となるインピーダン
スが最適となるようＣ_T，Ｃ_Mを微調し、再びｆ_dampと
ｆ₀とを比較する。未だｆ_damp＜ｆ₀であれば、Ｃ_fの
容量をさらに小さな値に変更し、ＲＦコイルの出力イン
ピーダンスをＣ_T，Ｃ_Mで再調整する。ｆ_dampがｆ₀に
略一致するまでこの調整を繰り返すことによって最適信
号源インピーダンスを有し、かつ電流抑圧状態となる整
合回路の回路定数が決定される。

【００６２】ｆ_damp＞ｆ₀の場合には、逆にコンデンサ
Ｃ_fの容量を大きくしていくことによって上述と同様に
調整可能である。

【００６３】この実施形態に係る応用実施形態を説明す
る。この一つに図８に示す実施形態が挙げられる。同図
の実施形態の整合回路３０では、コンデンサＣ_Mが連動
する構成ではなく、１個のコンデンサよりなる。

【００６４】また、図９の応用実施形態に係る回路構成
では、整合回路３０とプリアンプ３２との間の伝送線路
を省略し、両者を直結させるようにしている。

【００６５】さらに、図８及び図９の回路構成におい
て、図示していないが、整合回路３０とプリアンプ３２
の間にはバランと呼ばれる平衡・不平衡変換回路を挿入
するようにしてもよい。図７の回路では、そのようなバ
ランがなくても動作するように中性点を接地している。

【００６６】また、図７〜図９の回路構成では、伝送線
路３１（又は伝送線路側）とプリアンプ３２との整合回
路３０より見たインピーダンスはリアクタンス成分をも
っていることが、電流抑圧回路を形成する上での条件で
ある。実際の調整はＣ_T，Ｃ_Mを可変コンデンサとし、
Ｃ_fの可変コンデンサは、電流抑制調整後、この可変コ
ンデンサとおおよそ同じ容量の固定コンデンサに置き換
えることで電流抑圧回路の調整を済ませ、患者毎に
Ｃ_T，Ｃ_Mのみを微調整するだけで、ＲＦコイル間の干
渉は十分に抑圧されている場合が多い。

【００６７】さらに、上述した３種類のコンデンサ
Ｃ_T，Ｃ_M，Ｃ_f全部をそれぞれ１個のコンデンサ素子
で構成した整合回路３０も可能で、この一例を図１０に
示す。これにより最も簡単な構成で、信号源インピーダ
ンスと電流抑圧回路の調整が可能になる。

【００６８】さらに、プリアンプ３２の改善に係る応用
実施形態を図１１（ａ），（ｂ）に基づき説明する。同
図（ａ）は従来の低入力インピーダンス回路、同図
（ｂ）は意図的にＺ₀＜｜Ｚ_in｜となるように調整した
回路である。同図（ａ）のプリアンプでは通常、磁気共
鳴周波数において、容量性リアクタンス分Ｘ_Cが誘導性
リアクタンス分Ｘ_Lに略等しく（絶対値）、プリアンプ
は入力インピーダンスＺ_inとして実部Ｒ_inのみを持つ。
このタイプのプリアンプを用いた場合、ＲＦコイル間の
磁気的結合を抑制する電流抑圧回路はその整合回路の一
部にインダクタンスを追加しなければならなかった。こ
れに対し、図１１（ｂ）のプリアンプ回路では、リアク
タンス成分を持つように意図的に調整されていて、その
入力インピーダンスは虚部成分と実部成分の両方をも
つ。通常、プリアンプの入力回路のロスはインダクタの
ロスで決まるが、そのインダクタのロスは形状や大きさ
に依存する。プリアンプを実装するスペースは限られて
いることから、使用できるインダクタの大きさには通
常、一定の限度があり、図１１（ａ），（ｂ）で使うイ
ンダクタのＱ値は大体同じになる。したがって、同図
（ａ）の従来のプリアンプ回路では余分なインダクタを
プリアンプの外部に追加しなければならなかったが、同
図（ｂ）ではそのようなことはなく、電流抑圧回路内の
直接等価抵抗は小さくて済むので、電流抑圧効果は高く
なるという利点がある。

【００６９】

【発明の効果】以上説明したように、請求項１〜５記載
の発明に係るＭＲＩ装置のＲＦコイルのダンピング回路
は、フェーズドアレイコイルに対するプリダンプ回路で
あって、整合回路及び低入力インピーダンスのプリアン
プをつなぐ同軸ケーブルの長さを、その整合回路、同軸
ケーブル、及びプリアンプの全体が受信チャンネル毎に
ＭＲ信号受信時に並列共振するように設定したことか
ら、プリダンプ回路の機能を得ることができ、大きなＦ
ＯＶを確保できるとともに、Ｓ／Ｎ比を単一ＲＦコイル
と同等の高い値に確保でき、高品質のＭＲ画像を再構成
できる。

【００７０】また、同軸ケーブルの線路長を変えても、
ＲＦコイルとプリアンプのＮＦマッチングは最適のまま
変わらないから、プリダンプ機能を得るために従来のよ
うに、極端に小さなインダクタンス値オーダのインダク
タを神経質に時間を掛けて調整しなければならないとい
う事態を回避できる。本発明によれば単に、「マッチン
グ調整」、次いで「同軸ケーブルの長さ調整」という二
段階の調整で済むから、従来に比べて調整作業が著しく
簡単化され且つ時間短縮されて、作業能率の向上及び作
業労力の軽減を図ることができる。

【００７１】さらに同軸ケーブルの長さ調整だけであ
り、格別新規の構成部品を追加している訳ではなく、非
常に簡単な構成で済みことから、従来の殆んどの整合回
路に容易に適用できるという利点がある。

【００７２】また請求項６〜１０記載の発明によれば、
整合回路を、従来のように２つの可変（連動を含む）コ
ンデンサにより構成するのとは異なり、３つの可変コン
デンサ（連動を含む）により構成することで、３つの可
変インピーダンスを専ら必要とする、信号源インピーダ
ンスの調整と電流抑圧回路の調整とを容易に実現でき
る。可変コンデンサだけから回路が構成されるというこ
とは、Ｑ値がコンデンサより通常低い固定または可変の
インダクタをもたないで済むことから、余計な損失が増
えないという利点がある。また、整合回路を中性点に対
してバランスさせて配置させておけば、平衡・不平衡変
換回路（バラン）が不要となり、その直結できる分だ
け、電流抑圧回路自体のＱ値を無駄に下げないで済む。

【００７３】さらに、プリアンプ回路が請求項１１記載
のように｜Ｚ₀｜＜｜Ｚ_in｜を満足すると、高Ｑ値のコ
ンデンサのみから構成された整合回路の損失は無視でき
るので、電流抑圧回路のＱ値はプリアンプのＱ値でほぼ
決まることになる。この場合、Ｚ_in＝ｊＸ_L＋ｒ_inある
いはＺ_in＝−ｊＸ_L＋ｒ_inとすれば、この回路のＱ値は
Ｑ＝Ｘ_L／ｒ_inで与えられ、Ｚ_in＞＞１であるほど電圧
抑制回路のＱ値は高くなり抑圧効果も高くなる。

【図面の簡単な説明】

【図１】本発明の第１の実施形態に係るＭＲＩ装置のダ
ンピング回路の回路図。

【図２】同軸ケーブルをプリアンプに接続するときのイ
ンピーダンス計算のための説明図。

【図３】本発明の第２の実施形態に係るＭＲＩ装置のダ
ンピング回路の回路図。

【図４】（ａ）はプリダンプを説明するための２チャン
ネルの表面コイルの回路図、（ｂ）は同図（ａ）の等価
回路図。

【図５】フェーズドアレイコイルの一例に係るコイル配
置を示す説明図。

【図６】フェーズドアレイコイルの他の例に係る回路
図。

【図７】本発明の第３の実施形態に係る整合回路の回路
図。

【図８】第３の実施形態の応用実施形態の一例を示す整
合回路の回路図。

【図９】第３の実施形態の応用実施形態の別の一例を示
す整合回路の回路図。

【図１０】第３の実施形態の応用実施形態の別の一例を
示す整合回路の回路図。

【図１１】第３の実施形態の応用実施形態の別の例を示
すための、（ａ）は従来のプリアンプ回路、（ｂ）はそ
の実施形態の係るプリアンプ回路。

【符号の説明】

２０アレイコイル（ＲＦコイルアセンブリ）２０₁，２０₂ 表面コイル（ＲＦコイル）２１₁，２１₂ ダンピング回路２１１₁，２１１₂ チューニング・マッチング回路２１２₁，２１２₂ 同軸ケーブル２１３₁，２１３₂ プリアンプ２２１チューニング・マッチング回路２２２同軸ケーブル２２３プリアンプ３０整合回路３１伝送線路（同軸ケーブル）３２プリアンプ

Claims

【特許請求の範囲】

【請求項１】被検体の表面に沿って並置する複数のＲ
Ｆコイルを有するコイルユニットに接続され、かつ前記
複数のＲＦコイル相互間の磁気的結合を低減させるダン
ピング回路を備えたＭＲＩ装置において、前記ダンピング回路は、前記ＲＦコイルの夫々に個別に
接続されたインピーダンスマッチング用の複数の整合回
路と、この複数の整合回路の夫々に個別に接続された複
数の線路長変更可能な同軸ケーブルと、この複数の同軸
ケーブルの夫々に個別に接続され且つ前記ＲＦコイルの
夫々が受信したＭＲ信号を検出する複数の低入力インピ
ーダンスのプリアンプとを備え、前記複数のＲＦコイル夫々の受信チャンネル毎に、前記
ＭＲ信号の周波数に前記整合回路、同軸ケーブル、及び
プリアンプの全体が並列共振するように当該同軸ケーブ
ルの線路長を設定したことを特徴とするＭＲＩ装置。
【請求項２】前記同軸ケーブルの特性インピーダンス
及び前記整合回路の出力インピーダンスは前記プリアン
プの最適信号源インピーダンスと一致する値である請求
項１記載のＭＲＩ装置。
【請求項３】前記同軸ケーブルの長さは、前記プリア
ンプの入力側からみたリアクタンス分を相殺して前記並
列共振を達成できる値である請求項２記載のＭＲＩ装
置。
【請求項４】前記整合回路は、各一端が前記ＲＦコイ
ルの所定位置２ケ所にそれぞれ分枝接続し且つ連動する
２つのマッチング用コンデンサを有し、このコンデンサ
の夫々の他端に前記同軸ケーブルの信号ライン及びアー
スラインを接続した構造である請求項１記載のＭＲＩ装
置。
【請求項５】前記整合回路は、前記ＲＦコイル中に介
挿された１つのマッチング用コンデンサを有し、このコ
ンデンサの両端に前記同軸ケーブルの信号ライン及びア
ースラインを接続した構造である請求項１記載のＭＲＩ
装置。
【請求項６】被検体に沿って並置する複数のＲＦコイ
ルを有するコイルユニットと前記複数のＲＦコイル相互
間の磁気的干渉低減の目的で使われるプリアンプとの間
に介挿される整合回路を備えたＭＲＩ装置において、前記整合回路を、前記プリアンプの最適信号源インピー
ダンスに整合させるための調整可能な２個のコンデンサ
と、主コイルに流れる電流を抑圧する目的の可変または
固定値の１個のコンデンサとの合計３個のコンデンサに
よって構成したことを特徴とするＭＲＩ装置。
【請求項７】前記整合回路は、可変または固定の集中
定数型インダクタンスを含まない状態で、主コイルに流
れる電流を抑圧する目的で使用するプリアンプを含む並
列共振回路を有し、この並列共振回路のインダクタンス
成分を前記プリアンプ内部のインダクタンス成分により
賄われるように形成した請求項６記載のＭＲＩ装置。
【請求項８】前記整合回路と前記プリアンプとの間を
つなぐ固定長の伝送線路を備え、前記プリアンプによる
電流抑圧の調整を前記整合回路のコンデンサの値を変え
ることにより実施するようにした請求項６記載のＭＲＩ
装置。
【請求項９】前記整合回路と前記プリアンプとの間を
つなぐ伝送線路を備え、この伝送線路の長さを実効的に
零と見做せる値に形成し、前記整合回路とプリアンプと
が実質的に一体になるように構成した請求項６記載のＭ
ＲＩ装置。
【請求項１０】前記整合回路の３個のコンデンサの内
の１個以上を、１対の連動コンデンサにより形成した請
求請６記載のＭＲＩ装置。
【請求項１１】被検体の表面に沿ってあるいはその表
面を囲むように並置する複数のＲＦコイルを有するコイ
ルアセンブリに接続され且つ前記複数のＲＦコイル間の
磁気的干渉低減を目的として使われるプリアンプを備え
たＭＲＩ装置において、前記プリアンプを、このプリアンプの最適信号源インピ
ーダンスＺ₀に対してプリアンプ自体の入力インピーダ
ンスＺ_inが、｜Ｚ₀｜＜｜Ｚ_in｜の関係を満足するよう
に形成したことを特徴とするＭＲＩ装置。