WO2012165295A1 - 共振回路 - Google Patents

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WO2012165295A1
WO2012165295A1 PCT/JP2012/063325 JP2012063325W WO2012165295A1 WO 2012165295 A1 WO2012165295 A1 WO 2012165295A1 JP 2012063325 W JP2012063325 W JP 2012063325W WO 2012165295 A1 WO2012165295 A1 WO 2012165295A1
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WO
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coil
resonance circuit
circuit
resonance
capacitor
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芳親 吉岡
大松 朱
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University of Osaka NUC
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Osaka University NUC
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    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01R—MEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
    • G01R33/00—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables
    • G01R33/20—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
    • G01R33/28—Details of apparatus provided for in groups G01R33/44 - G01R33/64
    • G01R33/32—Excitation or detection systems, e.g. using radio frequency signals
    • G01R33/34—Constructional details, e.g. resonators, specially adapted to MR
    • G01R33/341—Constructional details, e.g. resonators, specially adapted to MR comprising surface coils
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01R—MEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
    • G01R33/00—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables
    • G01R33/20—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
    • G01R33/28—Details of apparatus provided for in groups G01R33/44 - G01R33/64
    • G01R33/32—Excitation or detection systems, e.g. using radio frequency signals
    • G01R33/36—Electrical details, e.g. matching or coupling of the coil to the receiver
    • G01R33/3628—Tuning/matching of the transmit/receive coil

Definitions

  • the present invention relates to a resonance circuit, and more particularly to a resonance circuit used in a magnetic resonance apparatus.
  • the magnetic resonance method is non-invasive and can examine the structure and state of an object (sample), and has recently been suitably used not only for research but also for diagnosis.
  • magnetic resonance imaging Magnetic Resonance Imaging: MRI
  • nuclear magnetic resonance Nuclear Magnetic Resonance: NMR
  • a strong magnetic field is applied to a sample, and a precession around the direction of the static magnetic field is induced in the magnetic moment of the nucleus with a nuclear spin in the sample, and orthogonal to the direction of the static magnetic field.
  • a high frequency magnetic field is applied to excite the precession of the nuclear magnetic moment, and then the electromagnetic wave emitted when the precession of the nuclear magnetic moment returns from the excited state to the ground state is sampled. Observe as a unique high frequency magnetic field.
  • the MRI apparatus collects data on the spin density distribution of the nuclei of hydrogen atoms and the relaxation time distribution of magnetization at the examination site of the sample using the magnetic resonance phenomenon, and displays a tomographic image of the examination site.
  • Patent Document 1 describes a magnetic resonance apparatus that transmits and receives electromagnetic waves using an LC circuit.
  • the coil and the capacitor of the LC circuit are configured to resonate with an electromagnetic wave having a predetermined frequency, and the resonance frequency is expressed as 1 / (2 ⁇ ⁇ ⁇ (LC)).
  • signal sensitivity in a magnetic resonance apparatus is not so high, and improvement in sensitivity is desired.
  • the integration time can be reduced to 1 ⁇ 4, and when the integration times are equal, the resolution can be improved.
  • a magnetic resonance apparatus in which the static magnetic field used for magnetic resonance is increased is underway.
  • a magnetic resonance apparatus that applies a static magnetic field exceeding a magnetic flux density of 7 T (300 MHz) has been developed for humans, and for small animals, a magnetic field that applies a static magnetic field of a magnetic flux density of 11.7 T (500 MHz) or higher has been developed.
  • a resonance device has been developed.
  • the inductance of the coil can be increased by increasing the number of turns of the coil and / or the diameter of the coil.
  • the LC circuit may not be able to transmit and / or receive electromagnetic waves of a predetermined frequency.
  • the static magnetic field in the magnetic resonance apparatus is relatively large, it is difficult to increase the number of turns of the coil and / or the diameter of the coil.
  • the frequency of the electromagnetic wave that resonates with the nuclear moment of hydrogen atoms is 500 MHz or more.
  • a 1-turn or 2-turn coil having an inner diameter of about 10 mm is used.
  • the present invention has been made in view of the above problems, and an object thereof is to provide a resonance circuit with improved sensitivity in magnetic resonance.
  • a resonance circuit according to the present invention is a resonance circuit used in a magnetic resonance apparatus, and the resonance circuit performs at least one of transmission of an electromagnetic wave having a predetermined frequency to a sample and reception of the electromagnetic wave from a sample
  • the resonant circuit includes a coil and an LC circuit having at least one capacitor electrically connected to the coil, and a transmission line electrically connected to the LC circuit, and the coil of the LC circuit and The capacitor is configured to resonate at a frequency different from the predetermined frequency, and the LC circuit and the transmission line are configured to resonate at the predetermined frequency.
  • the coil and the capacitor of the LC circuit are configured to resonate at a frequency lower than the predetermined frequency.
  • the transmission line transmits the electromagnetic wave in a TEM mode.
  • the transmission line includes the first conductor and the second conductor electrically connected to the LC circuit, and the first conductor and the second conductor correspond to the predetermined frequency.
  • the first conducting wire and the second conducting wire are not short-circuited with each other.
  • the transmission line includes a coaxial cable.
  • the transmission line is configured such that impedance is substantially zero when viewed from the LC circuit.
  • the coil has a first wiring and a second wiring
  • the at least one capacitor has a capacitor connected to the first wiring and the second wiring.
  • the coil has a plurality of turns.
  • the plurality of turns have different diameters.
  • the coil has three or more turns.
  • the coil has an inner diameter of 10 mm or more.
  • the predetermined frequency is 500 MHz or more.
  • the coil has a shape that matches the sample.
  • a resonance circuit according to the present invention is a resonance circuit used in a magnetic resonance apparatus, and the resonance circuit performs at least one of transmission of an electromagnetic wave having a predetermined frequency to a sample and reception of the electromagnetic wave from a sample,
  • the predetermined frequency is 500 MHz or more
  • the resonance circuit has a coil having three or more turns, and the inner diameter of the coil is 10 mm or more.
  • a resonance circuit with improved sensitivity in magnetic resonance can be provided.
  • FIG. 1 is a schematic diagram of an embodiment of a resonant circuit according to the present invention. It is a schematic diagram of the magnetic resonance apparatus provided with the resonance circuit shown in FIG. 1 is a schematic diagram of an embodiment of a resonant circuit according to the present invention. 1 is a schematic diagram of an embodiment of a resonant circuit according to the present invention. It is a schematic diagram of the resonant circuit of this embodiment. It is a schematic diagram of the resonant circuit of this embodiment. It is a schematic diagram of the resonant circuit of this embodiment. It is a schematic diagram of the resonant circuit of this embodiment. It is a schematic diagram of the resonant circuit of this embodiment.
  • (A) is the schematic diagram which has arrange
  • (b) is a figure which shows the image obtained by (a).
  • (A) to (f) are images obtained by using the resonance circuit of the comparative example.
  • (A) to (f) are images obtained by using the resonance circuit of the comparative example.
  • (A) And (b) is the graph which showed distribution in the image of FIG.13 (f).
  • (A) is an image obtained using the resonance circuit of the comparative example, and (b) is an image obtained using the resonance circuit shown in FIG. (A) And (b) is a schematic diagram of the coil in the resonance circuit of this embodiment.
  • (A) is an image obtained using the resonance circuit of the comparative example, and (b) is an image obtained using the resonance circuit shown in FIG. (A), (b) and (c) are images obtained using the resonance circuit of the comparative example.
  • (A), (b), and (c) are images obtained using the resonance circuit shown in FIG. It is the image obtained using the resonance circuit of this embodiment.
  • FIG. 1 shows a schematic diagram of a resonance circuit 10 of the present embodiment.
  • the resonance circuit 10 is used in a magnetic resonance apparatus.
  • the resonant circuit 10 performs at least one of transmission of an electromagnetic wave (high frequency) having a predetermined frequency to the sample and reception of the electromagnetic wave from the sample.
  • the frequency of the electromagnetic wave resonating in the resonance circuit 10 is set according to the static magnetic field in the magnetic resonance apparatus.
  • the predetermined frequency described above may be referred to as the resonance frequency of the resonance circuit.
  • the resonance circuit 10 includes an LC circuit 20 and a transmission line 30 electrically connected to the LC circuit 20.
  • the LC circuit 20 includes a coil 22 and a capacitor 24 that is electrically connected to the coil 22.
  • the coil 22 has one or more turns.
  • the LC circuit 20 may have a plurality of capacitors 24.
  • the capacitor 24 may be connected to the coil 22 in series, or may be connected to the coil 22 in parallel. A plurality of capacitors connected in series and in parallel to the coil 22 may be used as the capacitor 24.
  • the transmission line 30 transmits electromagnetic waves in a TEM (Transverse Electromagnetic) mode.
  • TEM Transverse Electromagnetic
  • the transmission line 30 for example, a coaxial cable, a Lecher line, or a strip line is used.
  • the transmission line 30 is configured such that the impedance is substantially zero when viewed from the LC circuit 20.
  • the coil 22 and the capacitor 24 of the LC circuit 20 have a resonance frequency different from the resonance frequency of the resonance circuit 10, but the LC circuit 20 and the transmission line 30 are used simultaneously. And is configured to resonate at a predetermined resonance frequency. For this reason, even if the configuration of the LC circuit 20 is changed, the resonance circuit 10 can transmit and / or receive an electromagnetic wave having a resonance frequency. For example, when the number of turns of the coil 22 of the LC circuit 20 is increased, the reception sensitivity of the electromagnetic wave can be improved. On the other hand, the frequency at which the LC circuit 20 resonates may be reduced. By providing this, a decrease in the resonance frequency in the resonance circuit 10 can be suppressed.
  • the LC circuit 20 and the transmission line 30 are configured so that the impedance of the resonance circuit 10 is minimized with respect to a predetermined frequency.
  • the resonance frequency of the LC circuit 20 itself may be lower than a predetermined frequency, and the resonance frequency of the transmission line 30 itself may be higher than the predetermined frequency.
  • the resonance frequency of the LC circuit 20 itself may be higher than a predetermined frequency, and the resonance frequency of the transmission line 30 itself may be lower than the predetermined frequency.
  • the LC circuit 20 may be connected in parallel with the transmission line 30.
  • FIG. 2 shows a schematic diagram of the magnetic resonance apparatus 100 including the resonance circuit 10.
  • the magnetic resonance apparatus 100 includes a resonance circuit 10, a static magnetic field generation unit 110 that applies a static magnetic field, and a gradient magnetic field generation unit 120 that applies a gradient magnetic field.
  • the static magnetic field generation unit 110 is formed of a coil and is connected to a static magnetic field generation power source 112.
  • the gradient magnetic field generation unit 120 is formed of a coil and is connected to the gradient magnetic field generation power source 122.
  • each of the static magnetic field generation unit 110 and the gradient magnetic field generation unit 120 is provided in a cylindrical shape, and the sample is disposed at the center portion thereof.
  • the coil 22 of the resonance circuit 10 is used as a surface coil of the magnetic resonance apparatus 100.
  • the resonant circuit 10 transmits electromagnetic waves to the sample and receives electromagnetic waves from the sample, but the resonant circuit 10 performs one of transmission of electromagnetic waves to the sample and reception of electromagnetic waves from the sample, and the other. May be performed by another circuit.
  • a high-power electromagnetic wave may be irradiated using a large-diameter transmission circuit provided outside, and a high frequency may be locally received using the resonance circuit 10 as a reception circuit.
  • the magnetic moment of a hydrogen nucleus that receives electromagnetic energy is 42.6 MHz / T.
  • the frequency of electromagnetic waves transmitted and received from hydrogen atoms is 64 MHz.
  • the frequency of the electromagnetic wave is 128 MHz.
  • the frequency of the electromagnetic wave is 500 MHz.
  • FIG. 3 shows a schematic diagram of the resonance circuit 10 of the present embodiment.
  • the coil 22 is formed of one-turn wiring, and the coil 22 is connected in series with the capacitor 24.
  • the width of the wiring is 0.5 mm.
  • the coil 22 is formed in a planar shape.
  • the transmission line 30 has conducting wires 32 and 34.
  • the conducting wire 32 is electrically connected to the LC circuit 20.
  • one end of the conducting wire 34 is electrically connected to the LC circuit 20, and typically the other end of the conducting wire 34 is grounded.
  • the conducting wire 32 may be referred to as a first conducting wire
  • the conducting wire 34 may be referred to as a second conducting wire.
  • the length L of the conducting wires 32 and 34 is approximately 1 ⁇ 4 of the wavelength corresponding to the predetermined frequency. Strictly speaking, this wavelength is not the wavelength in vacuum or air, but the wavelength of electromagnetic waves propagating through the conducting wires 32 and 34.
  • the transmission line 30 transmits electromagnetic waves using ⁇ / 4 TEM (Transverse Electromagnetic).
  • the first conducting wire 32 and the second conducting wire 34 are not short-circuited with each other, and the transmission line 30 is configured so that the impedance is substantially zero when viewed from the LC circuit 20.
  • the length L of the conducting wires 32 and 34 is approximately 1 ⁇ 4 of the wavelength corresponding to the predetermined frequency, but the present invention is not limited to this.
  • the length L of the conducting wires 32 and 34 may be an odd multiple of approximately 1 ⁇ 4 of the wavelength corresponding to the predetermined frequency.
  • FIG. 4 shows a schematic diagram of the resonance circuit 10 of the present embodiment.
  • a coaxial cable is used as the transmission line 30.
  • the first conducting wire 32 is used as an inner conductor (core wire) of the coaxial cable 30, and the second conducting wire 34 is used as an outer conductor of the coaxial cable 30.
  • An insulating member is provided between the conducting wire 32 and the conducting wire 34.
  • the insulating member is made of polyethylene, and the characteristic impedance of the coaxial cable 30 is about 50 ⁇ .
  • the capacitor 24 is provided closer to the coil 22 than the transmission line 30, but the present invention is not limited to this.
  • the capacitor 24 is connected in series to the coil 22, but the present invention is not limited to this.
  • FIG. 5 shows a schematic diagram of the resonance circuit 10 of the present embodiment.
  • capacitors 24 a and 24 b are provided between the coil 22 and the transmission line (coaxial cable) 30.
  • the capacitor 24 a is connected in series with the coil 22, and the capacitor 24 b is connected in parallel with the coil 22.
  • the capacitors 42 and 44 are provided on the opposite side of the coil 22 with respect to the transmission line (coaxial cable) 30.
  • the capacitors 42 and 44 are provided between the transmission line (coaxial cable) 30 and a control circuit (not shown) that controls the resonance circuit 10.
  • the capacitances of the capacitors 42 and 44 can be changed.
  • the capacitor 42 is provided in the resonance circuit 10 in order to match the transmission system with the same impedance.
  • the capacitor 44 is used for tuning, and is provided so that the circuit resonates at a specific frequency so that the electromagnetic wave can be easily received.
  • Such capacitors 42 and 44 are also called variable capacitors (variable capacitors).
  • the conducting wire 34 and the capacitor 44 are grounded.
  • the conducting wire 34 and the capacitor 44 may be grounded while being physically connected.
  • the capacitor 24 is provided at a location different from the coil 22, but the capacitor may be provided in the coil 22.
  • FIG. 6 shows a schematic diagram of the resonance circuit 10 of the present embodiment.
  • the coil 22 has wirings 22a and 22b separated from each other.
  • the width of the wirings 22a and 22b is about 0.5 mm.
  • the wirings 22a and 22b may be referred to as a first wiring 22a and a second wiring 22b.
  • the first wiring 22a and the second wiring 22b are connected. Is provided with a capacitor 24c.
  • the capacitor 24c is connected to both the first wiring 22a and the second wiring 22b.
  • the capacitor 24c is a chip capacitor.
  • an electromagnetic wave having a predetermined frequency can be transmitted and / or received via the control circuit (not shown) even if the configuration of the LC circuit 20 is slightly changed. For example, when the number of turns of the coil 22 is increased, the reception sensitivity of the electromagnetic wave can be improved.
  • the frequency of the electromagnetic wave resonating in the LC circuit 20 may be reduced, but a capacitor 24c is provided. As a result, a decrease in the resonance frequency of the resonance circuit 10 can be suppressed.
  • the coil 22 may be one turn. In general, the smaller the diameter of the coil 22, the more uniform the intensity of electromagnetic waves transmitted and received. On the other hand, as the diameter of the coil 22 is larger, the inductance is increased, and the distance between the coil 22 and a region where electromagnetic waves can be transmitted and received can be increased.
  • the coil 22 may be formed of a wiring having two or more turns.
  • FIG. 7 shows a schematic diagram of the resonance circuit 10 of the present embodiment.
  • the coil 22 has two turns.
  • the inductance increases and the distance between the coil 22 and the region where electromagnetic waves can be transmitted and received can be increased.
  • the wirings having different diameters are configured concentrically. In this case, since the coil 22 has wiring with different diameters, electromagnetic waves can be transmitted and received substantially uniformly over a relatively wide area.
  • the number of turns of the coil 22 is 2, but the present invention is not limited to this.
  • the number of turns of the coil 22 may be three or more.
  • FIG. 8 shows a schematic diagram of the resonance circuit 10 of the present embodiment.
  • the coil 22 has three turns.
  • the diameter (inner diameter) of the coil 22 is 10 mm or more.
  • the resonance circuit 10 includes capacitors 24a, 24b, 24c, 42, and 44.
  • the capacitances (capacitances) of the capacitors 24a, 24b, and 24c are about 1 pF, about 1 pF, and about 2 pF, respectively, and the capacitances (capacitances) of the capacitors 42 and 44 are all adjusted to 4 pF or less.
  • the length of the coil 22 is about 10 cm, and an alternating current of about 2.5 A flows through the coil 22.
  • the resonance frequency can be set to 500 MHz.
  • the hydrogen nuclei absorb and resonate with 500 MHz electromagnetic waves, and emit the absorbed electromagnetic waves.
  • the resonant circuit 10 can measure the state of hydrogen atoms in the sample by irradiating an electromagnetic wave having a frequency of 500 MHz and receiving the electromagnetic wave having a frequency of 500 MHz.
  • the coaxial cable 30 is about 15 cm.
  • the speed of the electromagnetic wave propagating through the coaxial cable 30 is smaller than that in vacuum or air and the shortening rate is larger than 1, strictly speaking, the coaxial cable 30 is shorter than 15 cm.
  • the diameter of the coil 22 is 10 mm or more and the capacitor 24c is provided. However, when the diameter of the coil 22 is small, the capacitor 24c may be omitted. However, since the diameter of the coil 22 is relatively large, the resonance circuit 10 can transmit and receive electromagnetic waves at a point relatively distant from the coil 22, and is suitable for imaging of the brain, spinal cord, and heart of a mouse, for example. Used.
  • FIG. 9A shows a schematic diagram in which the coil 22 of the resonance circuit 10 is arranged on the head of the mouse
  • FIG. 9B shows an example of an image obtained by using the resonance circuit 10.
  • FIG. 10 shows a resonance circuit 90 of a comparative example.
  • the resonance circuit 90 includes a two-turn coil 92 and capacitors 94a and 94b.
  • the capacitor 94 a is connected in series to the coil 92, and the capacitor 94 b is connected to the coil 92 in parallel.
  • FIGS. 11 and 12 show imaging results using the coil 92 of the resonance circuit 90 of the comparative example as a surface coil.
  • imaging was performed using a pulse sequence of multi-slice multi-echo (MSME).
  • MSME multi-slice multi-echo
  • the magnetic flux density is 11.7 T
  • the resonance frequency is 500 MHz.
  • FIGS. 12 (a) to 12 (f) are images obtained by slicing the phantom into 12 parts from the top.
  • AVANCE 500WB manufactured by Bruker as a magnetic resonance apparatus
  • imaging was performed with a coil 92 placed on the left side of the phantom.
  • white portions indicate portions where electromagnetic waves are strong, and move away from the resonance circuit 90 toward the right.
  • FIG. 13 and 14 show the imaging results using the resonance circuit 10 of the present embodiment.
  • imaging was performed using a multi-slice multi-echo (MSME) pulse sequence.
  • MSME multi-slice multi-echo
  • the magnetic flux density is 11.7 T
  • the resonance frequency is 500 MHz.
  • FIGS. 13 (a) to 13 (f) and FIGS. 14 (a) to 14 (f) are images obtained by slicing the phantom into 12 parts from the top.
  • AVANCE 500WB manufactured by Bruker as a magnetic resonance apparatus
  • imaging was performed with the coil 22 placed on the left side of the phantom.
  • the resonance circuit 10 of the present embodiment is more effective in the horizontal and vertical directions than the resonance circuit 10. Strong electromagnetic waves are obtained even in remote locations.
  • FIG. 15A shows a change in the intensity of the electromagnetic wave along the depth direction (the right direction of FIG. 12A), and
  • FIG. 15B shows the intensity of the electromagnetic wave along the width direction at the depth Da. Showing change.
  • a strong electromagnetic wave cannot be obtained even if the irradiation electromagnetic wave is too strong or too weak.
  • FIG. 16A shows a change in the intensity of the electromagnetic wave in the depth direction
  • FIG. 16B shows a change in the intensity of the electromagnetic wave in the width direction at the depth Db.
  • the electromagnetic wave is irradiated in a wide and deep range by using the coil 22 of the resonance circuit 10 as the surface coil. Due to the resonance circuit 10, the depth and width of the measurement region are improved about twice as much as those of the resonance circuit 90.
  • FIG. 17 (a) shows a diagram in which the head of a mouse is imaged by a FLASH (Fast Low-angle Shot) sequence with a Bruker AVANCE 500WB using the resonance circuit 90 of the comparative example.
  • the coil 92 of the resonance circuit 90 is used as a surface coil, the scalp close to the coil 92 is emphasized, while the sensitivity is drastically decreased in the left-right direction and the depth direction.
  • FIG. 17B is a diagram showing an image of the head of a mouse in a FLASH sequence with a Bruker AVANCE 500WB using the resonance circuit 10 of the present embodiment. As shown in FIG. 17B, when the coil 22 of the resonance circuit 10 is used as a surface coil, almost the entire head of the mouse can be imaged with high sensitivity.
  • the coil 22 of the resonant circuit 10 may be deformed according to the shape of the sample.
  • the coil 22 when viewed from the side, the coil 22 may be deformed so as to align with the convex portion of the sample (for example, the head of the mouse).
  • the coil 22 may be deformed so as to be aligned with the convex portion of the sample (for example, the head of the mouse) when viewed from the front.
  • the resonance circuit 10 of the present embodiment has 3 turns
  • the coil of the resonance circuit of the comparative example has 2 turns.
  • the resonance circuit 10 of the present embodiment has a ⁇ / 4 coaxial cable as the transmission line 30, whereas the resonance circuit of the comparative example does not have a transmission line.
  • FIG. 19A shows a cross-sectional view of the waist of the mouse using the resonance circuit of the comparative example
  • FIG. 19B shows the cross of the waist of the mouse using the resonance circuit 10 of the present embodiment. The figure which imaged the field is shown.
  • FIG. 19A and FIG. 19B when the resonance circuit of the comparative example is used, an image with sufficient sensitivity cannot be obtained.
  • FIG. 20 is a diagram in which blood vessels near the spinal cord of a mouse are imaged using the resonance circuit of the comparative example.
  • FIGS. 20 (a), 20 (b), and 20 (c) are sagittal planes, transverse sections, and coronal shapes. Each face is shown.
  • FIG. 21 is an image of blood vessels in the vicinity of the spinal cord of the mouse using the resonance circuit 10 of the present embodiment.
  • FIGS. 21 (a), 21 (b), and 21 (c) are sagittal planes and cross sections. And coronal plane respectively.
  • the resonance circuit of the comparative example When the resonance circuit of the comparative example is used, the blood vessel on the right side of the image farther than the blood vessel of the spinal cord (the arrow portion in FIGS. 20 (a) to 20 (c)) can be observed relatively well, whereas the periphery of the spinal cord The blood vessels are very difficult to see.
  • the resonance circuit 10 of the present embodiment when the resonance circuit 10 of the present embodiment is used, not only the spinal cord but also a deep abdominal aorta, branched blood vessels, and thick veins such as the inferior vena cava are also present. I can observe.
  • FIG. 22 shows an MRI image of the popliteal lymph node of the mouse imaged using the resonance circuit 10 of the present embodiment. As shown in FIG. 22, labeled immune cells are observed at the single cell level in the region surrounded by the arrow tip. Thus, by using the resonance circuit 10 of the present embodiment, observation can be performed at the single cell level.
  • one resonance circuit is used in the magnetic resonance apparatus, and one coil is provided in the resonance circuit.
  • the present invention is not limited to this.
  • a plurality of resonance circuits may be used in the magnetic resonance apparatus, or a plurality of coils may be provided in one resonance circuit.
  • a plurality of coils may be provided in one resonance circuit.
  • the resonance circuit 10 includes the transmission line 30, but the present invention is not limited to this.
  • the resonance circuit 10 that resonates at a frequency of 500 MHz or more may include the coil 22 having an inner diameter of 10 mm or more and 3 turns or more without including the transmission line 30.
  • the resonance circuit 10 can resonate at a frequency of 500 MHz or more without including the transmission line 30, and have the coil 22 having an inner diameter of 10 mm or more and 3 turns or more. it can.
  • the resonance circuit 10 that resonates at a frequency of 500 MHz or more may include a coil 22 having a diameter (inner diameter) of 10 cm or more and one turn or more.
  • the resonance circuit 10 receives electromagnetic waves from hydrogen nuclei, and the resonance circuit is used in a magnetic resonance imaging (MRI) apparatus, but the present invention is not limited to this.
  • the resonant circuit 10 may transmit or receive electromagnetic waves from nuclei other than hydrogen atoms.
  • a resonance circuit with improved sensitivity in the magnetic resonance method can be provided.
  • Such a resonance circuit is preferably used in a magnetic resonance method for a local area of a small animal or a person. Further, by realizing a multi-channel magnetic resonance apparatus by simultaneously using a plurality of coils of the resonance circuit according to the present invention, it is possible to suitably perform measurement for the entire human head and abdomen.

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  • Magnetic Resonance Imaging Apparatus (AREA)

Abstract

　本発明による共振回路（１０）は、磁気共鳴装置に用いられる共振回路である。共振回路（１０）は、所定の周波数を有する電磁波のサンプルへの送信およびサンプルからの電磁波の受信の少なくとも一方を行う。共振回路（１０）は、コイル（２２）、および、コイル（１０）に電気的に接続された少なくとも１つのキャパシタ（２４）を有するＬＣ回路（２０）と、ＬＣ回路（２０）に電気的に接続された伝送線路（３０）とを備える。ＬＣ回路（２０）のコイル（２２）およびキャパシタ（２４）は、所定の周波数とは異なる周波数で共振するように構成されており、ＬＣ回路（２０）および伝送線路（３０）は、前記所定の周波数で共振するように構成されている。

Description

共振回路
　本発明は、共振回路に関し、より詳細には、磁気共鳴装置に用いられる共振回路に関する。
　磁気共鳴法は、非侵襲的で対象物（サンプル）内の構造および状態を調べることができ、近年、研究のみならず診断にも好適に用いられている。例えば、磁気共鳴法を用いた手法として、磁気共鳴画像法（Ｍａｇｎｅｔｉｃ　Ｒｅｓｏｎａｎｃｅ　Ｉｍａｇｉｎｇ：ＭＲＩ）や核磁気共鳴法（Ｎｕｃｌｅａｒ　Ｍａｇｎｅｔｉｃ　Ｒｅｓｏｎａｎｃｅ：ＮＭＲ）が知られている。
　磁気共鳴装置では、サンプルに強力な磁場を印加して、サンプル中の核スピンを持った原子核の磁気モーメントに静磁場方向を軸とする歳差運動を惹起させた状態で、静磁場方向に直交する向きの高周波磁場を印加して、原子核の磁気モーメントの歳差運動を励起し、その後、原子核の磁気モーメントの歳差運動が励起状態から基底状態に戻る際に放出される電磁波を、サンプルに固有な高周波磁界として観測する。特に、ＭＲＩ装置では、磁気共鳴現象を利用してサンプルの検査部位における水素原子の核のスピンの密度分布や磁化の緩和時間分布に関するデータを収集し、検査部位の断層画像が表示される。
　一般的には、磁気共鳴装置の電磁波の送受信は、コイルおよびキャパシタを有するＬＣ回路の共振を利用して行われる（例えば、特許文献１参照）。特許文献１には、ＬＣ回路を用いて電磁波の送受信を行う磁気共鳴装置が記載されている。ＬＣ回路のコイルおよびキャパシタは、所定の周波数を有する電磁波と共振するように構成されており、共振周波数は１／（２π×√（ＬＣ））と表される。
特開２０１１－７８８２４号公報
　一般に、磁気共鳴装置における信号の感度はそれほど高くなく、感度の向上が望まれている。例えば、感度が２倍になると積算時間を１／４に短縮でき、また、積算時間が等しい場合、解像度を向上させることができる。
　現在、感度を向上させるために、磁気共鳴に用いられる静磁場を増大させた磁気共鳴装置の開発が進められている。例えば、人間用に、磁束密度７Ｔ（３００ＭＨｚ）を越える静磁場を印加する磁気共鳴装置が開発されており、また、小動物用では、磁束密度１１．７Ｔ（５００ＭＨｚ）以上の静磁場を印加する磁気共鳴装置が開発されている。
　また、感度を向上させるために、コイルのインダクタンスを増大させて誘起電圧を増大することも検討されている。例えば、コイルのインダクタンスは、コイルの巻き数および／またはコイルの径を増大させることによって増大させることができる。しかしながら、一般に、単純に、コイルの巻き数および／またはコイルの径を増大させてコイルのインダクタンスを増大させる場合、ＬＣ回路が所定の周波数の電磁波を送信および／または受信できないことがある。特に、磁気共鳴装置における静磁場が比較的大きい場合、コイルの巻き数および／またはコイルの径を増大させることは困難であった。例えば、磁束密度１１．７Ｔ以上の静磁場を印加する磁気共鳴装置では、水素原子の原子核モーメントの共振する電磁波の周波数は５００ＭＨｚ以上となる。この場合、内径１０ｍｍ程度の１ターンまたは２ターンのコイルが用いられているが、内径１０ｍｍを小さくすることなくコイルのターン数を増大させることは困難であり、感度を向上させることは困難であった。
　本発明は上記課題を鑑みてなされたものであり、その目的は、磁気共鳴における感度を改善した共振回路を提供することにある。
　本発明による共振回路は、磁気共鳴装置に用いられる共振回路であって、前記共振回路は、所定の周波数を有する電磁波のサンプルへの送信およびサンプルからの前記電磁波の受信の少なくとも一方を行い、前記共振回路は、コイル、および、前記コイルに電気的に接続された少なくとも１つのキャパシタを有するＬＣ回路と、前記ＬＣ回路に電気的に接続された伝送線路とを備え、前記ＬＣ回路の前記コイルおよび前記キャパシタは、前記所定の周波数とは異なる周波数で共振するように構成されており、前記ＬＣ回路および前記伝送線路は、前記所定の周波数で共振するように構成されている。
　ある実施形態において、前記ＬＣ回路の前記コイルおよび前記キャパシタは、前記所定の周波数よりも低い周波数で共振するように構成されている。
　ある実施形態において、前記伝送線路は、前記電磁波をＴＥＭモードで伝送する。
　ある実施形態において、前記伝送線路は、前記ＬＣ回路と電気的に接続された前記第１導線および前記第２導線を有し、前記第１導線および前記第２導線は、前記所定の周波数に対応する波長のほぼ１／４の長さを有しており、前記第１導線および前記第２導線は互いに短絡していない。
　ある実施形態において、前記伝送線路は同軸ケーブルを含む。
　ある実施形態において、前記伝送線路は、前記ＬＣ回路からみてインピーダンスがほぼゼロになるように構成されている。
　ある実施形態において、前記コイルは、第１配線および第２配線を有し、前記少なくとも１つのキャパシタは、前記第１配線および前記第２配線と接続されたキャパシタを有する。
　ある実施形態において、前記コイルは複数のターンを有する。
　ある実施形態において、前記複数のターンは異なる径を有している。
　ある実施形態において、前記コイルは３以上のターンを有する。
　ある実施形態において、前記コイルは１０ｍｍ以上の内径を有する。
　ある実施形態において、前記所定の周波数は５００ＭＨｚ以上である。
　ある実施形態において、前記コイルは、前記サンプルに整合する形状を有している。
　本発明による共振回路は、磁気共鳴装置に用いられる共振回路であって、前記共振回路は、所定の周波数を有する電磁波のサンプルへの送信およびサンプルからの前記電磁波の受信の少なくとも一方を行い、前記所定の周波数は５００ＭＨｚ以上であり、前記共振回路は、３以上のターンを有するコイルを有し、前記コイルの内径は１０ｍｍ以上である。
　本発明によれば、磁気共鳴における感度の改善された共振回路を提供することができる。
本発明による共振回路の実施形態の模式図である。 図１に示した共振回路を備えた磁気共鳴装置の模式図である。 本発明による共振回路の実施形態の模式図である。 本発明による共振回路の実施形態の模式図である。 本実施形態の共振回路の模式図である。 本実施形態の共振回路の模式図である。 本実施形態の共振回路の模式図である。 本実施形態の共振回路の模式図である。 （ａ）はマウスに対して本実施形態の共振回路のコイルを配置した模式図であり、（ｂ）は（ａ）によって得られた像を示す図である。 比較例の共振回路の模式図である。 （ａ）～（ｆ）は比較例の共振回路を用いて得られた像である。 （ａ）～（ｆ）は比較例の共振回路を用いて得られた像である。 （ａ）～（ｆ）は図８に示した共振回路を用いて得られた像である。 （ａ）～（ｆ）は図８に示した共振回路を用いて得られた像である。 （ａ）および（ｂ）は図１２（ａ）の像における分布を示したグラフである。 （ａ）および（ｂ）は図１３（ｆ）の像における分布を示したグラフである。 （ａ）は比較例の共振回路を用いて得られた像であり、（ｂ）は図８に示した共振回路を用いて得られた像である。 （ａ）および（ｂ）は本実施形態の共振回路におけるコイルの模式図である。 （ａ）は比較例の共振回路を用いて得られた像であり、（ｂ）は図８に示した共振回路を用いて得られた像である。 （ａ）、（ｂ）および（ｃ）は比較例の共振回路を用いて得られた像である。 （ａ）、（ｂ）および（ｃ）は図８に示した共振回路を用いて得られた像である。 本実施形態の共振回路を用いて得られた像である。
　以下、図面を参照して本発明による共振回路の実施形態を説明する。
　図１に、本実施形態の共振回路１０の模式図を示す。共振回路１０は磁気共鳴装置に用いられる。共振回路１０は、所定の周波数を有する電磁波（高周波）のサンプルへの送信およびサンプルからの電磁波の受信の少なくとも一方を行う。共振回路１０において共振する電磁波の周波数は、磁気共鳴装置における静磁場に応じて設定される。なお、本明細書の以下の説明において、上述した所定の周波数を共振回路の共振周波数と呼ぶことがある。
　共振回路１０は、ＬＣ回路２０と、ＬＣ回路２０に電気的に接続された伝送線路３０とを備える。ＬＣ回路２０は、コイル２２およびコイル２２に電気的に接続されたキャパシタ（コンデンサ）２４を有する。コイル２２は１以上のターンを有している。ＬＣ回路２０は複数のキャパシタ２４を有していてもよい。キャパシタ２４はコイル２２に直列に接続されていてもよく、コイル２２に並列に接続されてもよい。また、キャパシタ２４としてコイル２２に直列及び並列に接続された複数のキャパシタを用いてもよい。
　伝送線路３０は、電磁波をＴＥＭ（Ｔｒａｎｓｖｅｒｓｅ　Ｅｌｅｃｔｒｏｍａｇｎｅｔｉｃ）モードで伝送する。伝送線路３０として、例えば、同軸ケーブル、レッヘル線またはストリップ線路が用いられる。例えば、伝送線路３０はＬＣ回路２０からみてインピーダンスがほぼゼロになるように構成されている。
　本実施形態の共振回路１０において、ＬＣ回路２０のコイル２２およびキャパシタ２４自体は、共振回路１０の共振周波数とは異なる共振周波数を有しているが、ＬＣ回路２０および伝送線路３０を同時に用いることで所定の共振周波数で共振するように構成されている。このため、ＬＣ回路２０の構成が変更されても、共振回路１０は共振周波数の電磁波を送信および／または受信することができる。例えば、ＬＣ回路２０のコイル２２の巻き数を増加させると、電磁波の受信感度を向上させることができる一方で、それに伴い、ＬＣ回路２０の共振する周波数が低減することがあるが、伝送線路３０を設けることにより、共振回路１０における共振周波数の低下を抑制することができる。
　例えば、ＬＣ回路２０が伝送線路３０と直列に接続されている場合、所定の周波数に対して共振回路１０のインピーダンスが最も小さくなるように、ＬＣ回路２０および伝送線路３０は構成される。例えば、ＬＣ回路２０自体の共振周波数は所定の周波数よりも低く、伝送線路３０自体の共振周波数は所定の周波数よりも高くてもよい。あるいは、ＬＣ回路２０自体の共振周波数は所定の周波数よりも高く、伝送線路３０自体の共振周波数は所定の周波数よりも低くてもよい。なお、ＬＣ回路２０は伝送線路３０と並列に接続されてもよい。
　図２に、共振回路１０を備えた磁気共鳴装置１００の模式図を示す。磁気共鳴装置１００は、共振回路１０と、静磁場を印加する静磁場発生部１１０と、傾斜磁場を印加する傾斜磁場発生部１２０とを備える。例えば、静磁場発生部１１０はコイルから形成されており、静磁場発生電源１１２に接続されている。また、例えば、傾斜磁場発生部１２０はコイルから形成されており、傾斜磁場発生電源１２２に接続されている。例えば、静磁場発生部１１０および傾斜磁場発生部１２０はそれぞれ円筒状に設けられており、サンプルは、これらの中心部分に配置される。例えば、共振回路１０のコイル２２は、磁気共鳴装置１００の表面コイルとして用いられる。
　また、ここでは、共振回路１０は、サンプルに電磁波を送信するとともにサンプルからの電磁波を受信するが、共振回路１０は、サンプルへの電磁波の送信およびサンプルからの電磁波を受信の一方を行い、他方は別の回路によって行われてもよい。例えば、外側に設けられた大きな径の送信回路を用いて大きなパワーの電磁波を照射して、受信回路として共振回路１０を用いて局所的に高周波を受信してもよい。
　電磁波のエネルギーを受ける水素原子核の磁気モーメントは、４２．６ＭＨｚ／Ｔである。例えば、磁束密度が１．５Ｔの場合、水素原子から送受信される電磁波の周波数は６４ＭＨｚである。磁束密度が３Ｔの場合、電磁波の周波数は１２８ＭＨｚである。磁束密度が１１．７Ｔの場合、電磁波の周波数は５００ＭＨｚである。なお、共振回路における共振周波数が所定の周波数よりも数ＭＨｚずれると、電磁波との共振が起こらず、所定の周波数の電磁波の送受信が行われない。
　図３に、本実施形態の共振回路１０の模式図を示す。図３に示した共振回路１０では、コイル２２は１ターンの配線から形成されており、コイル２２はキャパシタ２４と直列に接続されている。例えば、配線の幅は０．５ｍｍである。また、ここでは、コイル２２は平面状に形成されている。
　伝送線路３０は導線３２、３４を有している。導線３２はＬＣ回路２０と電気的に接続されている。なお、図３に示した共振回路１０では、導線３４の一端はＬＣ回路２０と電気的に接続されており、典型的には、導線３４の他端は接地されている。本明細書において導線３２を第１導線と呼ぶことがあり、導線３４を第２導線と呼ぶことがある。
　例えば、導線３２、３４の長さＬは、所定の周波数に対応する波長のほぼ１／４である。なお、厳密には、この波長は、真空または空気中の波長ではなく、導線３２、３４を伝搬する電磁波の波長である。この場合、伝送線路３０は、λ／４ＴＥＭ（Ｔｒａｎｓｖｅｒｓｅ　Ｅｌｅｃｔｒｏｍａｇｎｅｔｉｃ）で電磁波を伝送する。図３に示した共振回路１０では、第１導線３２および第２導線３４は互いに短絡しておらず、伝送線路３０はＬＣ回路２０からみてインピーダンスがほぼゼロになるように構成されている。
　なお、図３に示した共振回路１０では、導線３２、３４の長さＬは、所定の周波数に対応する波長のほぼ１／４であったが、本発明はこれに限定されない。導線３２、３４の長さＬは、所定の周波数に対応する波長のほぼ１／４の奇数倍であってもよい。
　伝送線路３０として同軸ケーブルが好適に用いられる。図４に、本実施形態の共振回路１０の模式図を示す。図４に示した共振回路１０では、伝送線路３０として同軸ケーブルを用いている。第１導線３２は同軸ケーブル３０の内部導体（芯線）として用いられており、第２導線３４は同軸ケーブル３０の外部導体として用いられている。導線３２と導線３４との間には絶縁部材が設けられている。例えば、絶縁部材はポリエチレンから形成されており、同軸ケーブル３０の特性インピーダンスは約５０Ωである。
　なお、上述した説明では、キャパシタ２４は伝送線路３０よりもコイル２２側に設けられたが、本発明はこれに限定されない。また、図３および図４に示した共振回路１０では、キャパシタ２４はコイル２２に直列に接続されたが、本発明はこれに限定されない。
　図５に、本実施形態の共振回路１０の模式図を示す。図５に示した共振回路１０では、キャパシタ２４ａ、２４ｂがコイル２２と伝送線路（同軸ケーブル）３０との間に設けられている。キャパシタ２４ａはコイル２２と直列に接続されており、キャパシタ２４ｂはコイル２２と並列に接続されている。
　キャパシタ４２、４４は伝送線路（同軸ケーブル）３０に対してコイル２２とは反対側に設けられている。なお、キャパシタ４２、４４は、伝送線路（同軸ケーブル）３０と、共振回路１０を制御する制御回路（図示せず）との間に設けられている。
　ここでは、キャパシタ４２、４４は、容量（キャパシタンス）を変更可能である。キャパシタ４２は、伝送系を同一のインピーダンスに整合させるために共振回路１０に設けられている。また、キャパシタ４４は、チューニングに用いられ、特定の周波数で回路が共振し、電磁波を受信しやすくなるように設けられている。このようなキャパシタ４２、４４はバリコン（バリアブルコンデンサ）とも呼ばれる。なお、導線３４およびキャパシタ４４は接地されている。例えば、導線３４およびキャパシタ４４は物理的に接続された状態で接地されてもよい。
　なお、上述した共振回路１０では、キャパシタ２４はコイル２２とは別の箇所に設けられていたが、キャパシタをコイル２２内に設けてもよい。
　図６に、本実施形態の共振回路１０の模式図を示す。図６に示した共振回路１０においてコイル２２は、互いに分離された配線２２ａ、２２ｂを有する。配線２２ａ、２２ｂの幅は約０．５ｍｍである。本明細書において配線２２ａ、２２ｂを第１配線２２ａ、第２配線２２ｂと呼ぶことがある。
　図６に示した共振回路１０では、コイル２２と直列的に接続されたキャパシタ２４ａ、および、コイル２２と並列的に接続されたキャパシタ２４ｂに加えて、第１配線２２ａおよび第２配線２２ｂの間にキャパシタ２４ｃが設けられている。キャパシタ２４ｃは、第１配線２２ａおよび第２配線２２ｂの両方と接続されている。例えば、キャパシタ２４ｃはチップキャパシタである。このように、キャパシタ２４ｃを設けることにより、ＬＣ回路２０の構成を多少変更しても、制御回路（図示せず）を介して所定の周波数の電磁波を送信および／または受信することができる。例えば、コイル２２の巻き数を増加させると、電磁波の受信感度を向上させることができる一方で、それに伴い、ＬＣ回路２０において共振する電磁波の周波数が低減することがあるが、キャパシタ２４ｃを設けることにより、共振回路１０の共振周波数の低下を抑制することができる。
　また、上述したように、コイル２２は１ターンであってもよい。一般に、コイル２２の径が小さいほど、送受信される電磁波の強度を均一化することができる。一方、コイル２２の径が大きいほど、インダクタンスが増加し、コイル２２と電磁波の送受信可能な領域との距離を増加させることができる。
　なお、コイル２２は２以上のターンの配線から形成されてもよい。図７に、本実施形態の共振回路１０の模式図を示す。この共振回路１０において、コイル２２は２ターンを有している。このように、コイル２２のターン数を増大させることにより、誘導電圧（起電力）を増大させることができ、共振回路１０の感度を向上させることができる。
　なお、コイル２２のターン数が多いほど、インダクタンスが増加し、コイル２２と電磁波の送受信可能な領域との距離を増加できる。コイル２２が２以上のターンを有する場合、径の異なる配線が同心円形状に構成されていることが好ましい。この場合、コイル２２が径の異なる配線を有しているため、電磁波の送受信を比較的広い領域にわたってほぼ均一に行うことができる。
　なお、図７に示した共振回路１０ではコイル２２のターン数は２であったが、本発明はこれに限定されない。コイル２２の巻数は３以上であってもよい。
　図８に、本実施形態の共振回路１０の模式図を示す。図８に示した共振回路１０ではコイル２２は３ターンを有している。コイル２２の径（内径）は１０ｍｍ以上である。
　また、ここでは、共振回路１０は、キャパシタ２４ａ、２４ｂ、２４ｃ、４２、４４を有している。例えば、キャパシタ２４ａ、２４ｂ、２４ｃのキャパシタンス（容量）は、それぞれ、約１ｐＦ、約１ｐＦ、約２ｐＦであり、キャパシタ４２、４４のキャパシタンス（容量）はいずれも４ｐＦ以下に調整されている。また、コイル２２の長さは約１０ｃｍであり、コイル２２には約２．５Ａの交流電流が流れる。
　図８に示した共振回路１０では、共振周波数を５００ＭＨｚに設定することができる。例えば、磁束密度を１１．７Ｔに設定する場合、水素原子核は５００ＭＨｚの電磁波と共鳴して吸収し、また、吸収した電磁波を放出する。このため、共振回路１０が、周波数５００ＭＨｚの電磁波を照射し、周波数５００ＭＨｚの電磁波を受信することにより、サンプル内の水素原子の状態を測定することができる。この場合、同軸ケーブル３０は約１５ｃｍである。ただし、同軸ケーブル３０を伝搬する電磁波の速度は、真空中または空気中よりも小さく、短縮率は１よりも大きいので、厳密には、同軸ケーブル３０は１５ｃｍよりも短い。なお、ここでは、コイル２２の径が１０ｍｍ以上であり、キャパシタ２４ｃを設けているが、コイル２２の径が小さい場合、キャパシタ２４ｃを省略してもよい。ただし、コイル２２の径が比較的大きいことにより、共振回路１０は、コイル２２から比較的離れた地点の電磁波を送受信することができ、例えば、マウスの脳、脊髄および心臓などの撮像に好適に用いられる。
　図９（ａ）に、マウスの頭部に対して共振回路１０のコイル２２を配置した模式図を示し、図９（ｂ）に、共振回路１０を用いて得られる像の一例を示す。
　以下、比較例の共振回路と比較して本実施形態の共振回路１０の利点を説明する。ここでは、磁束密度１１．７Ｔの磁場を印加する磁気共鳴装置を用いる。この磁場に対応する電磁波の周波数は５００ＭＨｚである。
　図１０に、比較例の共振回路９０を示す。共振回路９０は、２ターンのコイル９２および、キャパシタ９４ａ、９４ｂを有している。キャパシタ９４ａはコイル９２に直列に接続されており、キャパシタ９４ｂはコイル９２に並列に接続されている。
　ここでは、ファントムとして、生理的食塩水＋ＣｕＳＯ4（０．４７ｇ／Ｌ）を用いる。図１１および図１２に、比較例の共振回路９０のコイル９２を表面コイルとして用いた撮像結果を示す。ここでは、撮像は、マルチスライスマルチエコー法（ｍｕｌｔｉ－Ｓｌｉｃｅ　Ｍｕｌｔｉ－Ｅｃｈｏ：ＭＳＭＥ）のパルスシークエンスを用いて行った。磁束密度は１１．７Ｔであり、共鳴周波数は５００ＭＨｚである。
　図１１（ａ）～図１１（ｆ）および図１２（ａ）～図１２（ｆ）はファントムを上から１２分割にスライスしたそれぞれの像である。磁気共鳴装置としてブルカー社（Ｂｒｕｋｅｒ）製のＡＶＡＮＣＥ　５００ＷＢを用いて、ファントムの左側にコイル９２を置いて撮像を行った。図１１および図１２において白い部分は電磁波が強い箇所を示しており、右方向に行くほど共振回路９０から離れる。
　図１３および図１４に、本実施形態の共振回路１０を用いた撮像結果を示す。ここでは、撮像は、マルチスライスマルチエコー（ｍｕｌｔｉ－Ｓｌｉｃｅ　Ｍｕｌｔｉ－Ｅｃｈｏ：ＭＳＭＥ）のパルスシークエンスを用いて行った。磁束密度１１．７Ｔであり、共鳴周波数は５００ＭＨｚである。
　図１３（ａ）～図１３（ｆ）および図１４（ａ）～図１４（ｆ）は、ファントムを上から１２分割にスライスしたそれぞれの像である。磁気共鳴装置としてブルカー社（Ｂｒｕｋｅｒ）製のＡＶＡＮＣＥ　５００ＷＢを用いて、ファントムの左側にコイル２２を置いて撮像を行った。図１１、図１２と図１３、図１４との比較から理解されるように、比較例の共振回路９０と比べて、本実施形態の共振回路１０では、左右・上下方向で共振回路１０からより離れた場所でも強い電磁波が得られている。
　図１５を参照して、比較例の共振回路９０を用いて得られた図１２（ａ）に示した像の中心に沿った電磁波の強度分布を説明する。図１５（ａ）に深さ方向（図１２（ａ）の右方向）に沿って電磁波の強度の変化を示し、図１５（ｂ）に、深さＤａにおける幅方向に沿った電磁波の強度の変化を示す。図１５（ａ）および図１５（ｂ）から理解されるように、照射電磁波が強すぎても弱すぎても、強い電磁波が得られない。
　図１６を参照して、本実施形態の共振回路１０を用いて得られた図１３（ｆ）に示した像の中心に沿った電磁波の強度分布を説明する。図１６（ａ）に深さ方向の電磁波の強度の変化を示し、図１６（ｂ）に深さＤｂにおける幅方向の電磁波の強度の変化を示す。図１５と図１６との比較から理解されるように、共振回路１０のコイル２２を表面コイルとして用いることにより、広くかつ深い範囲に電磁波を照射していることが理解される。共振回路１０により、測定領域の深さおよび幅は共振回路９０と比べて２倍程度に向上している。
　図１７（ａ）に、比較例の共振回路９０を用いてＢｒｕｋｅｒ　ＡＶＡＮＣＥ　５００ＷＢにてＦＬＡＳＨ（Ｆａｓｔ　Ｌｏｗ－ａｎｇｌｅ　Ｓｈｏｔ）シークエンスでマウスの頭部を撮像した図を示す。図１７（ａ）に示すように、共振回路９０のコイル９２を表面コイルとして用いた場合、コイル９２に近い頭皮が強調される一方で、左右方向および深さ方向で感度が急激に低下する。
　図１７（ｂ）に、本実施形態の共振回路１０を用いてＢｒｕｋｅｒ　ＡＶＡＮＣＥ　５００ＷＢにてＦＬＡＳＨシークエンスでマウスの頭部を撮像した図を示す。図１７（ｂ）に示すように、共振回路１０のコイル２２を表面コイルとして用いた場合、マウスの頭部のほぼ全体を高感度に撮像できる。
　なお、共振回路１０のコイル２２はサンプルの形状に合わせて変形されてもよい。例えば、図１８（ａ）に示すように、側面から見て、コイル２２はサンプルの凸部（例えば、マウスの頭部）と整合するように変形されてもよい。また、図１８（ｂ）に示すように、正面から見て、コイル２２はサンプルの凸部（例えば、マウスの頭部）と整合するように変形されてもよい。このように、コイル２２をサンプルの形状に合わせることで照射する電磁波の均一度を向上させ、画像の感度ムラを小さくすることができる。
　以下に、図１９～図２１を参照して、磁気共鳴装置の表面コイルとして、本実施形態の共振回路１０または比較例の共振回路を用いて同一のマウスを測定した測定結果を説明する。ここでは、本実施形態の共振回路１０のコイル２２は３ターンであり、比較例の共振回路のコイルは２ターンである。なお、ここでも、本実施形態の共振回路１０は伝送線路３０としてλ／４同軸ケーブルを有しているのに対して、比較例の共振回路は伝送線路を有していない。
　図１９（ａ）に、比較例の共振回路を用いてマウスの腰部の横断面を撮像した図を示し、図１９（ｂ）に、本実施形態の共振回路１０を用いてマウスの腰部の横断面を撮像した図を示す。図１９（ａ）と図１９（ｂ）との比較から理解されるように、比較例の共振回路を用いると、十分な感度の画像が得られない。
　なお、比較例の共振回路を用いた場合、ある程度の感度で脊髄を観察する場合、電磁波の照射強度を増加させる必要があるが、この場合、脊髄付近は比較的観察しやくなる一方で、表面近傍を適切に観察できない。これに対して、本実施形態の比較回路１０を用いると、腰の表面から脊髄にかけた広い範囲にわたって十分な感度の画像を得ることができる。
　図２０は比較例の共振回路を用いてマウスの脊髄付近の血管を撮像した図であり、図２０（ａ）、図２０（ｂ）および図２０（ｃ）は矢状面、横断面および冠状面をそれぞれ示す。図２１は本実施形態の共振回路１０を用いてマウスの脊髄付近の血管を撮像した図であり、図２１（ａ）、図２１（ｂ）および図２１（ｃ）は矢状面、横断面および冠状面をそれぞれ示す。
　比較例の共振回路を用いた場合、脊髄の血管よりも離れた画像右側の血管（図２０（ａ）～図２０（ｃ）における矢印部分）は比較的充分に観察できるのに対して脊髄周囲の血管は非常に見えにくい。これに対して、本実施形態の共振回路１０を用いると、脊髄周囲だけでなく、更に深い箇所に存在している、腹大動脈やその分枝した血管、および、下大静脈等の太い静脈も観察できる。
　また、本実施形態の共振回路１０を用いると、細胞レベルの観察を行うことができる。図２２に、本実施形態の共振回路１０を用いて撮像された、マウスの膝窩リンパ節のＭＲＩ像を示す。図２２に示すように、矢印先端で囲まれた領域に、標識免疫細胞が単一細胞レベルで観察される。このように、本実施形態の共振回路１０を用いることにより、単一細胞レベルで観察を行うことができる。
　なお、上述した説明では、１つの共振回路が磁気共鳴装置に用いられており、また、共振回路に１つのコイルが設けられていたが、本発明はこれに限定されない。磁気共鳴装置の多チャンネル化を実現するために、複数の共振回路が磁気共鳴装置に用いられてもよく、あるいは、１つの共振回路に複数のコイルが設けられてもよい。このように、磁気共鳴装置に複数のコイルが設けられることにより、人の頭部全体や腹部全体を対象とした測定を好適に行うことができる。
　なお、上述した説明では、共振回路１０は伝送線路３０を備えていたが、本発明はこれに限定されない。例えば、周波数５００ＭＨｚ以上で共振する共振回路１０は、伝送線路３０を備えることなく内径１０ｍｍ以上で３ターン以上のコイル２２を有してもよい。例えば、コイル２２内に複数のキャパシタ２４を配置することにより、共振回路１０は、伝送線路３０を備えることなく、周波数５００ＭＨｚ以上で共振し、内径１０ｍｍ以上で３ターン以上のコイル２２を有することができる。このような共振回路１０では、コイル２２の径を比較的大きくすることができるため、例えば、マウスの脳、脊髄および心臓などを撮像することができる。また、周波数５００ＭＨｚ以上で共振する共振回路１０は径（内径）１０ｃｍ以上で１ターン以上のコイル２２を有してもよい。
　なお、上述した説明では、共振回路１０は水素原子核からの電磁波を受信しており、共振回路は磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ）装置に用いられたが、本発明はこれに限定されない。共振回路１０は水素原子以外の原子核からの電磁波を送信または受信してもよい。
　本発明によれば、磁気共鳴法において感度の改善された共振回路を提供することができる。このような共振回路は小動物または人の局部を対象とした磁気共鳴法に好適に用いられる。また、本発明による共振回路のコイルを複数同時に用いて磁気共鳴装置の多チャンネル化を実現することにより、人の頭部全体や腹部全体を対象とした測定を好適に行うことができる。
　１０　　共振回路
　２０　　ＬＣ回路
　２２　　コイル
　２４　　キャパシタ
　３０　　伝送線路
　１００　磁気共鳴装置

Claims (14)

  1. 　磁気共鳴装置に用いられる共振回路であって、
    　前記共振回路は、所定の周波数を有する電磁波のサンプルへの送信およびサンプルからの前記電磁波の受信の少なくとも一方を行い、
    　前記共振回路は、
    　コイル、および、前記コイルに電気的に接続された少なくとも１つのキャパシタを有するＬＣ回路と、
    　前記ＬＣ回路に電気的に接続された伝送線路と
    を備え、
    　前記ＬＣ回路の前記コイルおよび前記キャパシタは、前記所定の周波数とは異なる周波数で共振するように構成されており、
    　前記ＬＣ回路および前記伝送線路は、前記所定の周波数で共振するように構成されている、共振回路。
  2. 　前記ＬＣ回路の前記コイルおよび前記キャパシタは、前記所定の周波数よりも低い周波数で共振するように構成されている、請求項１に記載の共振回路。
  3. 　前記伝送線路は、前記電磁波をＴＥＭモードで伝送する、請求項１または２に記載の共振回路。
  4. [規則91に基づく訂正 04.07.2012]　
    　前記伝送線路は、前記ＬＣ回路と電気的に接続された第１導線および第２導線を有し、
    　前記第１導線および前記第２導線は、前記所定の周波数に対応する波長のほぼ１／４の長さを有しており、
    　前記第１導線および前記第２導線は互いに短絡していない、請求項１から３のいずれかに記載の共振回路。
  5. 　前記伝送線路は同軸ケーブルを含む、請求項１から４のいずれかに記載の共振回路。
  6. 　前記伝送線路は、前記ＬＣ回路からみてインピーダンスがほぼゼロになるように構成されている、請求項１から５のいずれかに記載の共振回路。
  7. 　前記コイルは、第１配線および第２配線を有し、
    　前記少なくとも１つのキャパシタは、前記第１配線および前記第２配線と接続されたキャパシタを有する、請求項１から６のいずれかに記載の共振回路。
  8. 　前記コイルは複数のターンを有する、請求項１から７のいずれかに記載の共振回路。
  9. 　前記複数のターンは異なる径を有している、請求項８に記載の共振回路。
  10. 　前記コイルは３以上のターンを有する、請求項１から９のいずれかに記載の共振回路。
  11. 　前記コイルは１０ｍｍ以上の内径を有する、請求項１から１０のいずれかに記載の共振回路。
  12. 　前記所定の周波数は５００ＭＨｚ以上である、請求項１から１１のいずれかに記載の共振回路。
  13. 　前記コイルは、前記サンプルに整合する形状を有している、請求項１から１２のいずれかに記載の共振回路。
  14. 　磁気共鳴装置に用いられる共振回路であって、
    　前記共振回路は、所定の周波数を有する電磁波のサンプルへの送信およびサンプルからの前記電磁波の受信の少なくとも一方を行い、
    　前記所定の周波数は５００ＭＨｚ以上であり、
    　前記共振回路は、３以上のターンを有するコイルを有し、前記コイルの内径は１０ｍｍ以上である、共振回路。
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