WO2013065480A1 - 磁気共鳴イメージング装置およびアンテナ装置 - Google Patents

磁気共鳴イメージング装置およびアンテナ装置 Download PDF

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WO2013065480A1
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rung
electric field
magnetic resonance
sheet
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秀太 羽原
悦久 五月女
竹内　博幸
久晃 越智
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株式会社 日立メディコ
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    • G01R33/365—Decoupling of multiple RF coils wherein the multiple RF coils have the same function in MR, e.g. decoupling of a receive coil from another receive coil in a receive coil array, decoupling of a transmission coil from another transmission coil in a transmission coil array

Definitions

  • the present invention measures nuclear magnetic resonance (Nuclear Magnetic Resonance: hereinafter referred to as NMR) signals from hydrogen, phosphorus, etc. in a subject, and images nuclear density distribution, relaxation time distribution, etc. More particularly, the present invention relates to an antenna device that performs at least one of transmission of a high-frequency signal and reception of an NMR signal.
  • NMR Nuclear Magnetic Resonance
  • a high-frequency signal which is an electromagnetic wave
  • a subject placed in a uniform static magnetic field generated by a static magnetic field magnet to excite nuclear spins in the subject and to generate nuclear spins.
  • the subject is imaged by receiving a nuclear magnetic resonance signal and processing the signal.
  • High-frequency signal irradiation and nuclear magnetic resonance signal reception are performed by a device called an RF antenna or an RF coil that transmits or receives radio frequency (RF) electromagnetic waves.
  • RF radio frequency
  • the RF coil classification includes a transmission antenna that performs only transmission, a reception antenna that performs only reception, and a transmission and reception antenna that performs both transmission and reception.
  • a transmission antenna that performs only transmission
  • a reception antenna that performs only reception
  • a transmission and reception antenna that performs both transmission and reception.
  • cylindrical transmitting antennas examples include a so-called birdcage type or birdcage type (see, for example, Non-Patent Document 1 and Patent Document 1), and a so-called TEM type (see, for example, Patent Document 2 and Patent Document 3). .)
  • these transmission antennas about 16 to 32 bar-shaped conductors, which are generally called rungs (crossbars or ladder bars) and are arranged in parallel with the central axis of the cylinder, are installed along the side of the cylinder.
  • Such a cylindrical transmission antenna is used in an MRI apparatus called a tunnel type.
  • a tunnel is formed by arranging cylindrical static magnetic field magnets, and the subject enters the tunnel while lying on a bed, and imaging is performed.
  • Examples of the receiving antenna include, for example, an example in which a conductor is bent in a loop shape (see, for example, Patent Document 4) and an example in which the conductor is bent in a figure 8 (see, for example, Non-Patent Document 2). . Since such a receiving antenna is arranged closer to the subject than the transmitting antenna, the sensitivity is higher than that of the volume antenna, but the sensitivity region is often partial and narrow.
  • the subject is a conductor, such as a human body, so that when an RF magnetic field is irradiated toward the subject, a shielding current called eddy current flows on the subject surface.
  • This shielding current prevents the RF magnetic field from penetrating into the subject, and the nuclear spin in the subject is not sufficiently excited.
  • the RF magnetic field may not reach the inside of the subject sufficiently.
  • the spatial distribution of the RF magnetic field becomes non-uniform, and if it is multi-channeled to prevent this, or if it is multi-channeled to speed up imaging, coupling between channels tends to occur.
  • the present invention has been made in view of the above circumstances, and can suppress the coupling and suppress the coupling to a uniform spatial distribution of the RF magnetic field regardless of the magnetic field strength of the MRI apparatus.
  • An object is to provide a technique for realizing a good RF coil.
  • the present invention includes a pad-shaped electric field conductor having a predetermined area on both outer sides of a rung conductor that forms a loop-shaped circuit and is a part of a configuration for driving as an antenna.
  • the present invention includes at least one of a magnet that generates a static magnetic field to form a static magnetic field, a high-frequency signal transmitted to the static magnetic field, and a nuclear magnetic resonance signal generated from a subject placed in the static magnetic field.
  • the RF coil includes a sheet-like conductor and an antenna unit, and the antenna unit is disposed at a predetermined distance from the sheet-like conductor.
  • a rung conductor, and two electric field conductors disposed at both ends of the rung conductor at a predetermined distance from the sheet conductor, the rung conductor and the sheet conductor are provided by the RF coil.
  • a magnetic resonance imaging apparatus comprising a loop circuit that resonates at a frequency of the high-frequency signal to be transmitted or the nuclear magnetic resonance signal to be received.
  • the present invention also includes a sheet-like conductor and an antenna portion, and the antenna portion has a rung conductor disposed at a predetermined distance from the sheet-like conductor and a predetermined distance from the sheet-like conductor. And the two electric field conductors disposed at both ends of the rung conductor, wherein the rung conductor and the sheet-like conductor constitute a loop circuit that resonates at a predetermined frequency.
  • An antenna device is provided.
  • an RF coil that can suppress the coupling and make the spatial distribution of the RF magnetic field uniform, regardless of the magnetic field intensity of the MRI apparatus, and can improve the penetration of the RF magnetic field into the subject.
  • Schematic configuration diagram of the MRI apparatus of the first embodiment The perspective view of the antenna apparatus of 1st embodiment (a) is explanatory drawing for demonstrating the magnetic field coupling of the antenna apparatus of 2 channels, (b) is explanatory drawing for demonstrating the electric field coupling of the antenna apparatus of this embodiment.
  • FIG. 1 is a schematic configuration diagram of an MRI apparatus 100 of the present embodiment.
  • the MRI apparatus 100 transmits a high-frequency signal to the subject 112, a magnet 101 that forms a static magnetic field in the measurement space in which the subject 112 is arranged, a gradient magnetic field coil 102 that gives a magnetic field gradient in a predetermined direction to the static magnetic field, and
  • an RF coil 103 that receives a nuclear magnetic resonance signal generated from the subject 112 and a high-frequency signal transmitted from the RF coil 103 are generated and transmitted to the RF coil 103, and the nuclear magnetic resonance signal received by the RF coil 103
  • the transmitter / receiver 104 that performs signal processing on the magnetic field, the gradient magnetic field power source 109 that supplies current to the gradient coil 102, the drive of the transceiver 104 and the gradient magnetic field power source 109 are controlled, and various information processing and operations by the operator are performed.
  • the data processing unit 105 functions as an imaging unit that images internal information of the subject 112 from a nuclear magnetic resonance signal received by the RF coil 103 and subjected to various signal processing by the transceiver 104.
  • the gradient magnetic field power source 109 and the gradient magnetic field coil 102 are connected by a gradient magnetic field control cable 107.
  • the RF coil 103 and the transceiver 104 are connected by a transmission / reception cable 106 that transmits and receives signals between the RF coil 103 and the transceiver 104.
  • the transceiver 104 includes a synthesizer, a power amplifier, a reception mixer, an analog / digital converter, a transmission / reception changeover switch, and the like.
  • the MRI apparatus 100 is classified into a horizontal magnetic field method and a vertical magnetic field method depending on the direction of the static magnetic field formed by the magnet 101.
  • the magnet 101 In the case of the horizontal magnetic field method, the magnet 101 generally has a cylindrical bore (central space) and generates a static magnetic field in the horizontal direction in FIG.
  • the vertical magnetic field method a pair of magnets are arranged above and below the subject to generate a static magnetic field in the vertical direction in FIG.
  • an RF signal 103 and a gradient magnetic field coil 102 irradiate a subject 112 placed in a static magnetic field with intermittent high frequency signals and gradient magnetic fields at intervals of several milliseconds.
  • a nuclear magnetic resonance signal emitted from the subject 112 in resonance with the high-frequency signal is received, signal processing is performed, and a magnetic resonance image is acquired.
  • the subject 112 is, for example, a predetermined part of the human body.
  • the subject 112 lies on the bed 111 and is disposed inside the RF coil 103.
  • the high-frequency signal and the gradient magnetic field are transmitted and applied by the RF coil 103 and the gradient magnetic field coil 102, respectively.
  • the RF coil 103, the gradient magnetic field coil 102, and the bed 111 are arranged in a static magnetic field space formed by the magnet 101.
  • a single RF coil is shown as the RF coil 103 that transmits a high-frequency signal and receives a nuclear magnetic resonance signal.
  • the present invention is not limited to this.
  • an RF coil composed of a plurality of coils may be used as the RF coil 103, such as combining a wide range imaging RF coil and a local RF coil.
  • the high-frequency signal transmitted by the RF coil 103 and the nuclear magnetic resonance signal received by the RF coil 103 are collectively referred to as electromagnetic waves.
  • an RF coil 103 that can suppress coupling between channels even when a multi-channel coil is used, and that allows good penetration of an RF magnetic field into the human body.
  • details of the RF coil 103 of the present embodiment that realizes this will be described with reference to the drawings.
  • the case where the antenna device 200 having a shape close to a planar shape is used as the RF coil 103 will be described as an example.
  • FIG. 2 is a perspective view of the antenna device 200 used as the RF coil 103 of the present embodiment.
  • the antenna device 200 of the present embodiment includes a sheet-like conductor (hereinafter referred to as a sheet-like conductor) 210 that functions as a ground plane (a ground plane), and an antenna unit 220.
  • the antenna unit 220 includes a rung conductor 221, an electric field conductor 222, a frequency adjustment capacitor 223, and a connection terminal 224.
  • the sheet-like conductor 210, the rung conductor 221, the frequency adjustment capacitor 223, and the connection terminal 224 realize a function as an antenna that resonates at a predetermined frequency and performs at least one of transmission and reception of electromagnetic waves.
  • FIG. 2 illustrates a case where two antenna units 220 are arranged on one sheet-like conductor 210 to form a two-channel antenna device 200.
  • the rung conductor 221 is made of one or more elongated flat plates or tapes, or rods or cylinders. In the case of an elongated flat plate, the plate-like surface is disposed substantially parallel to the surface of the sheet-like conductor 210. In the case of the tape shape, if the tape surface is arranged substantially parallel to the surface of the sheet-like conductor 210, there are many cases where the space is effectively used and the performance is good.
  • the rung conductor 221 is arranged on the side of the sheet-like conductor 210 where the subject 112 is arranged at a predetermined distance (space) from the sheet-like conductor 210.
  • the rung conductor 221 is disposed substantially parallel to the rung conductor 221 of the adjacent antenna unit 220 (channel).
  • the electric field conductor 222 is made of a plate-shaped conductor having a predetermined area, and is electrically connected to both ends of the rung conductor 221. At this time, it is desirable to connect so that the electric resistance is almost zero, which is 0.1 ⁇ or less.
  • the electric field conductor 222 is separated from the sheet conductor 210 by a predetermined distance (space) on the side of the sheet conductor 210 where the subject 112 is disposed, and the plate-like surface is the sheet conductor. It is arranged substantially parallel to the surface.
  • the electric field conductor 222 is disposed so as to be close to the electric field conductor 222 of the adjacent antenna unit (channel) 220.
  • the electric field conductor 222 has a plate shape as described above, and a voltage applied to the rung conductor 221 is transmitted to generate an electric field. This electric field suppresses the shielding current flowing on the surface of the subject 112 due to the magnetic field generated by the current flowing in the rung conductor 221.
  • the width w 2 of the electric field conductor 222 in the short axis direction of the rung conductor 221 is Width greater than 1 This is to reduce coupling between channels as will be described later.
  • the area S 2 of the electric field conductor 222 is preferably larger than the area S 1 of the rung conductor 221. This is to improve the penetration of the RF magnetic field into the deep part of the subject 112, as will be described later.
  • the frequency adjusting capacitor 223 is disposed between both end portions of the rung conductor 221 and the sheet-like conductor 210 just below, and connects both end portions of the rung conductor 221 and the sheet-like conductor 210.
  • the number of frequency adjustment capacitors 223 is 2N.
  • the two end portions of the rung conductor 221 are connected to each other by the frequency adjustment capacitor 223, whereby the two frequency adjustment capacitors 223, the one rung conductor 221 and the sheet-like conductor 210 form a loop-like circuit.
  • the value of the frequency adjustment capacitor 223 is adjusted so that the antenna device 200 resonates at the frequency used by the MRI apparatus 100.
  • the antenna device 200 transmits and receives an electromagnetic wave having a predetermined frequency as the RF coil 103 of the MRI apparatus 100.
  • the frequency adjustment capacitor 223, for example, a capacitor having a value of several pF to several tens of pF is used.
  • the electric field conductor 222 has a wide area and faces the sheet-like conductor 210, and therefore has a capacitor component spatially. Therefore, the capacitance of the capacitor that contributes to determining the resonance frequency of the antenna device 200 is the sum of the capacitance of the frequency adjustment capacitor 223 as an element and the capacitance of the capacitor component of the electric field conductor 222 and the sheet-like conductor 210.
  • the capacitor component of the electric field conductor 222 and the sheet-like conductor 210 is also taken into consideration.
  • the connection terminal 224 is a transmission and / or reception terminal provided on one end of the rung conductor 221 and the sheet-like conductor 210 immediately below.
  • the end of the coaxial cable 230 is connected to the connection terminal 224 provided on the rung conductor 221 and the sheet-like conductor 210 immediately below. That is, the inner conductor and the outer conductor of the coaxial cable 230 are connected to the rung conductor 221 side and the sheet-like conductor 210 side of the connection terminal 224, respectively.
  • the coaxial cable 230 is used as the transmission / reception cable 106 described above, and connects the antenna apparatus 200 and the MRI apparatus 100 main body (transceiver 104).
  • the antenna device 200 transmits and receives electromagnetic waves via the coaxial cable 230.
  • the connection terminal 224 is also referred to as a transmission / reception terminal, a port of the antenna device 200, a feeding point, or the like.
  • the connection terminal 224 is provided for each channel.
  • connection terminal 224 may be configured to have a matching circuit function by using several lumped constant elements such as capacitors and inductors, for example.
  • the antenna device 200 includes a conductor support structure for disposing the rung conductor 221 and the electric field conductor 222 while maintaining a predetermined distance from the sheet-like conductor 210.
  • the multi-channel (two-channel) antenna device 200 of the present embodiment having the above configuration can reduce the interference (coupling) between channels, and the penetration of the RF magnetic field into the subject 112 is favorable.
  • the interference coupling
  • the antenna device 200 of the present embodiment can reduce interference (coupling) between channels.
  • two rung conductors 221 are arranged adjacent to each other.
  • the rung conductors 221a and 221b are used, respectively.
  • the electric field conductors 222 connected to the electric field conductors 222a and 222b, respectively, are referred to as antenna parts 220a and 220b, respectively.
  • the electric field conductors 222 are connected to both ends of the rung conductor 221, respectively.
  • a current 721 flows through one rung conductor 221a
  • a charge 724 is generated in the electric field conductor 222a
  • a charge 725 having an opposite sign is applied to the electric field conductor 222b of the adjacent channel (antenna unit 220b).
  • a voltage is generated in the adjacent antenna unit 220b by the charge 725 having the opposite sign, and a force for causing a reverse current 726 to flow is applied to the other rung conductor 221b.
  • a force that causes a reverse current to flow through the rung conductor 221a acts. This is called electric field coupling.
  • the electric field conductors 222 of the two adjacent antenna units 220 are arranged close to each other as shown in FIG.
  • the force due to the electric field coupling is increased, approaching the force due to the magnetic field coupling, and the interference (coupling) between the channels is reduced.
  • the proximity of the electric field conductors 222 of the adjacent antenna units 220 can be realized by making the interval of the electric field conductors 222 of the adjacent antenna units 220 narrower than the interval of the rung conductors 221 of the adjacent antenna units 220.
  • the width w 2 of the electric field conductor 222 is made larger than the width w 1 of the rung conductor 221, thereby making the interval between the electric field conductors 222 of adjacent antenna portions 220 smaller than the interval between the rung conductors 221.
  • the sheet-like conductor 210 is made of copper foil having a width of 360 mm, a length of 400 mm, and a thickness of 30 microns, and a rung conductor 221 having a width of w 1 20 mm and a length of 200 mm is separated from the distance 20 mm.
  • the antenna device 200 of the present embodiment is configured by arranging and connecting the electric field conductor 222 having a width w 2 of 130 mm and a length of 80 mm to both ends thereof.
  • the rung conductor 221 and the electric field conductor 222 are made of a conductor such as copper foil, for example. Further, if the interval between the electric field conductors 222 in adjacent channels is 10 mm, the interval between adjacent rung conductors 221 can be made narrower than 120 mm.
  • the antenna device 200 of the present embodiment has the electric field conductor 222, thereby suppressing the shielding current generated on the surface of the subject 112 and increasing the penetration of the magnetic field into the subject 112, FIG. This will be described with reference to FIG.
  • FIG. 4 and 5 show the current, magnetic field lines, and electric field at predetermined moments when an AC voltage is applied to the antenna device 200.
  • FIG. a phantom 113 simulating a living body is used as the subject 112.
  • the phantom 113 has a cylindrical shape, in which an aqueous solution composed of water and an electrolyte is enclosed.
  • the aqueous solution filled in the phantom 113 has a predetermined electrical conductivity.
  • the size of the phantom 113 is, for example, about 20 cm in diameter and about 30 cm in length in the case of simulating a human head.
  • FIG. 4 is a diagram for explaining the influence of the magnetic lines of force 702 generated by the alternating current 701 flowing in the rung conductor 221 on the phantom 113.
  • FIG. 4 When the current 701 flows, lines of magnetic force (B) 702 are generated so as to surround the current 701 according to Maxwell's equations.
  • the magnetic field line (B) 702 passes between the sheet-like conductor 210 and the rung conductor 221 and enters from the cylindrical side surface of the phantom 113 and tries to penetrate.
  • an eddy current (surface current) 703 is generated on the surface of the phantom 113 with respect to the magnetic field lines (B) 702 to be penetrated.
  • This eddy current (surface current) 703 acts to prevent penetration of the magnetic lines of force 502. Further, the eddy current (surface current) 703 flows in a direction parallel to and opposite to the current flowing through the rung conductor 221 on the cylindrical side surface closest to the rung conductor 221.
  • FIG. 5 is a diagram for explaining the influence of the voltage 711 applied to the electric field conductor 222 by the alternating current 701 flowing in the rung conductor 221 on the phantom 113.
  • FIG. 5 When the current 701 flows, a positive voltage 711 is applied to one of the electric field conductors 222 at both ends of the rung conductor 221.
  • an electric field (E) 712 having a polarity with respect to the cylindrical end portion of the phantom 113 is generated from the electric field conductor 222 to which the positive voltage 711 is applied.
  • the electric field (E) 712 generated here is generated up to the other end of the phantom 113, and becomes a positive voltage on the left side of the drawing and a negative voltage on the right side of the drawing.
  • the electric field (E) 712 induces a current 713 in a portion near the rung conductor 221 on the surface of the phantom 113.
  • the direction of the current 713 is opposite to the eddy current (surface current) 703 shown in FIG.
  • the current 713 generated on the surface of the phantom 113 by the electric field (E) 712 cancels the eddy current (surface current) 703 flowing on the surface of the phantom 113. That is, the eddy current 703 on the surface of the phantom 113 can be suppressed by the electric field 712 generated by the voltage 711 applied to the electric field conductor 222. Then, by suppressing the eddy current 703, the number that prevents the magnetic field lines 702 from entering is reduced, and the magnetic field lines 702 penetrate deeper into the phantom 113.
  • the electric field conductor 222 In order to effectively apply an electric field to the subject 112 by the electric field conductor 222, it is desirable that the area of the electric field conductor 222 is large.
  • the electric field conductor 222 having a large area is realized by making the horizontal width w 2 of the electric field conductor 222 larger than the horizontal width w 1 of the rung conductor 221.
  • the electric field can be efficiently applied to the subject 112 as the area of the electric field conductor 222 is increased.
  • the electric field conductor 222 only needs to have an area capable of generating an electric field that can suppress the eddy current 703.
  • the MRI apparatus of the present embodiment is generated from the magnet 101 that generates a static magnetic field to form the static magnetic field, the transmission of a high-frequency signal to the static magnetic field, and the subject placed in the static magnetic field
  • the rung conductor 221 and the sheet-like conductor 210 constitute a loop circuit that resonates at the frequency of the high-frequency signal transmitted by the RF coil 103 or the received nuclear magnetic resonance signal.
  • the electric field conductor 222 generates a sufficient electric field as necessary to suppress the shielding current flowing on the subject surface by the magnetic field generated by the current flowing through the rung conductor 221.
  • the RF coil 103 is a multi-channel antenna including a plurality of the antenna units 220, and the electric field conductor 222 of each antenna unit 220 suppresses magnetic field coupling between the rung conductors 221 of the adjacent antenna units 220. A voltage to be generated is generated in the electric field conductor 222 of the adjacent antenna unit 220.
  • the rung conductor 221 and the electric field conductor 222 are electrically connected.
  • the interval between the electric field conductors 222 of the adjacent antenna units 220 may be narrower than the interval between the rung conductors 221 of the adjacent antenna units 220. Further, the area of the electric field conductor 222 may be determined so as to generate the electric field.
  • the antenna device 200 used as the RF coil 103 includes electric field conductors 222 having a predetermined area at both ends of a rung conductor 221 that is a component of an antenna that transmits and receives electromagnetic waves.
  • the antenna device 200 of the present embodiment can reduce the coupling current between adjacent channels, suppress the shielding current generated on the surface of the subject 112, and reduce the RF magnetic field. Good penetration into the specimen.
  • the MRI apparatus 100 of the present embodiment can improve the sensitivity of the RF coil 103 in the deep part of the subject.
  • the MRI apparatus of the present embodiment can uniformize the spatial distribution of the RF magnetic field by controlling it with multiple channels without any performance degradation due to magnetic field coupling.
  • the imaging speed can be increased by using a multi-channel antenna.
  • the width w 2 of the field conductors 222 is greater than the width w 1 of the rung conductor 221, an electric field conductor 222 between the adjacent channels Since they are close to each other, electric field coupling that suppresses magnetic field coupling can be generated more effectively.
  • the antenna device 200 of the present embodiment since the area S 2 of the field conductors 222, the size capable of generating an electric field to suppress the shielding current, suppressing effectively shielding current, RF magnetic field Can penetrate deeply into the subject 112.
  • An electric field is also generated at the end of the rung conductor of the conventional TEM antenna.
  • the width of the conductor does not change between the center portion and the end portion of the rung conductor. Therefore, even when the same voltage as that of the antenna device 200 of the present embodiment is applied, the effective area of the end portion of the rung conductor is small, so that an electric field cannot be effectively applied to the subject.
  • some birdcage type antennas have ring conductors connected to both ends of the rung conductor, and the ring conductor part is wider than the rung conductor part.
  • the birdcage type ring conductor is connected so as to form a ring around the cylindrical shape, and the voltage does not necessarily increase at the end of the rung conductor. Therefore, the magnitude
  • connection terminal 224 is provided for one channel, and the voltage supplied via the connection terminal 224 suppresses the function of the antenna and the shielding current by the electric field conductor 222. And realize.
  • the antenna device 200 can configure the RF coil 103 that can arrange a plurality of channels with a simple configuration and has good penetration of the RF magnetic field into the human body. That is, according to the present embodiment, a high-performance RF coil 103 can be realized with a simple configuration.
  • the capacitance of the capacitor formed by the electric field conductor 222 and the sheet-like conductor 210 can be changed by changing the area of the electric field conductor 222 or by inserting a dielectric between the electric field conductor 222 and the sheet-like conductor 210. More specifically, the area of the electric field conductor 222 can be increased or decreased by cutting the end portion of the electric field conductor 222 or adding a copper plate to the end portion. Further, by placing a Teflon (registered trademark) plate or the like as a dielectric between the sheet-like conductor 210 and the electric field conductor 222, the capacitance of the capacitor can be increased.
  • connection terminal 224 that is the connection point between the end of the coaxial cable 230 and the antenna device 200 is installed near one end of the rung conductor 221 as shown in FIG.
  • the installation position of the connection terminal 224 is not limited to this.
  • the central portion of the rung conductor 221 may be used.
  • a gap is provided at the center of the rung conductor 221 and the coaxial cable 230 is connected to both ends thereof.
  • the coaxial cable 230 may be connected to both the end portion of the electric field conductor 222 and the sheet-like conductor 210.
  • the antenna device 200 is used as the RF coil 103 that is used for both transmission and reception.
  • the antenna device 200 may be used as an RF coil for transmission only or reception only.
  • the RF coil 103 (antenna device 200) needs a function called detuning. This is a function of shifting the resonance frequency in order to prevent interference with other antenna devices 200.
  • the antenna device 200 is provided with a gap 241 between the rung conductor 221 and one electric field conductor 222, for example, as shown in FIG.
  • the gaps 241 are connected by a diode (not shown).
  • the antenna device 200 performs a normal operation as an antenna when a current flows through the diode and the rung conductor 221 and the electric field conductor 222 are connected.
  • the antenna device 200 resonates with the capacitor component formed between the electric field conductor 222 and the sheet-like conductor 210 on the side where the connection is cut off. Therefore, the resonance frequency is shifted and detuned.
  • the coupling is reduced by arranging the electric field conductors 222 between adjacent channels close to each other, but the present invention is not limited to this.
  • a capacitor having a capacity of several pF may be connected between two adjacent electric field conductors 222 to suppress coupling.
  • a method of cutting off interference between two antennas by connecting the conductors of two adjacent antennas with a capacitor is known as a prior art.
  • the antenna unit 220 has been described by taking as an example the case where one rung conductor 221 is provided for the pair of electric field conductors 222, but the number of rung conductors 221 is not limited thereto. .
  • the antenna unit 220 may include a plurality of rung conductors 221.
  • FIG. 7 illustrates an example in which two antenna portions 220 configured by connecting three rung conductors 221 as a set to a pair of electric field conductors 222 are arranged in a plane.
  • the frequency adjustment capacitors 223 are provided at both ends of one rung conductor 221.
  • two capacitors 223 are shown for one channel, but a total of six capacitors 223 can be provided at both ends of the three rung conductors 221, respectively.
  • the connection terminal 224 is not illustrated. However, one connection terminal 224 is arranged for each channel (antenna unit 220).
  • the number of rung conductors 221 connecting the 222 electric field conductors is not limited to this.
  • the two-channel antenna device 200 including two antenna units 220 has been described as an example, but the number of antenna units 220 (channels) is not limited thereto. Regardless of the number of antenna portions 220 (channels), as in this embodiment, the rung conductors 221 of each antenna unit 220 are arranged so as to be substantially parallel to the rung conductors 221 of adjacent antenna units. The electric field conductor 222 of 220 is arranged so as to be close to the electric field conductor 222 of the adjacent antenna unit.
  • Second Embodiment a second embodiment to which the present invention is applied will be described.
  • the rung conductor 221 and the electric field conductor 222 are electrically connected.
  • the rung conductor 221 and the electric field conductor 222 are not electrically connected.
  • the MRI apparatus 100 of the present embodiment has basically the same configuration as that of the first embodiment. However, as described above, the configuration of the antenna device used as the RF coil 103 is different. Hereinafter, the present embodiment will be described focusing on an antenna device different from the first embodiment.
  • FIG. 8 is a diagram for explaining the antenna device 300 of the second embodiment.
  • the antenna device 300 of the present embodiment includes a sheet-like conductor 310 and an antenna unit 320.
  • the antenna unit 320 includes a rung conductor 321, an electric field conductor 322, a frequency adjustment capacitor 323, and a connection terminal 324.
  • Each has the same function as that of the same name in the first embodiment. Further, the configuration and arrangement of each part are basically the same as those in the first embodiment.
  • the antenna unit 320 of this embodiment includes a rung conductor 321 and two electric field conductors 322, respectively. That is, in the antenna unit 320 of the present embodiment, as shown in FIG. 8, the rung conductor 321 and the electric field conductor 322 are not electrically connected.
  • the rung conductor 321 and the electric field conductor 322 are arranged on the sheet conductor 310 while maintaining a predetermined distance from the sheet conductor 310. Further, the lateral width of the electric field conductor 322 is made larger than the lateral width of the rung conductor 321. Further, it is desirable that the area of the electric field conductor 322 is larger than the area of the rung conductor 321.
  • the rung conductors 321 of adjacent antenna units 320 are arranged to be substantially parallel to each other. In addition, the electric field conductors 322 of adjacent antenna portions (channels) are arranged close enough to suppress coupling. Each arrangement is realized by a conductor support structure (not shown) as in the first embodiment.
  • the frequency adjustment capacitor 323 is connected to both ends of the rung conductor 321 and connected to the sheet-like conductor 310.
  • the rung conductor 321, the frequency adjustment capacitor 323, and the sheet-like conductor 310 form a loop-like circuit.
  • the circuit formed by the two frequency adjustment capacitors 323, the rung conductor 321 and the sheet-like conductor 310 functions as a one-channel antenna.
  • the frequency adjustment capacitor 323 is adjusted so that the antenna device 300 resonates at a frequency used in the MRI apparatus 100.
  • the antenna device 300 of the present embodiment functions as the RF coil 103 of the MRI apparatus 100.
  • FIG. 8 illustrates a two-channel antenna device 300 including two antenna units 320 sharing one sheet-like conductor 310.
  • connection terminals 324 are arranged in each antenna unit 320 by the total number of the rung conductors 221 and the electric field conductors 222.
  • one rung conductor 221 and two electric field conductors 222 are arranged.
  • three connection terminals 324 (324a, 324b, 324c) are arranged in one antenna unit 320.
  • one connection terminal 324a is provided on one end of the rung conductor 321 and the sheet-like conductor 310 immediately below. That is, the central conductor of the coaxial cable 330a that connects the main body of the MRI apparatus 100 and the antenna device 300 is connected to the rung conductor 321 side of the connection terminal 324a, and the outer conductor of the coaxial cable 330a is connected to the sheet-like conductor 310 side.
  • the remaining two connection terminals 324b and 324c are provided on the two electric field conductors 322 and the sheet-like conductor 210, respectively, and are connected to the MRI apparatus 100 by coaxial cables 330b and 330c, respectively.
  • the coaxial cables 330a, 330b, and 330c connected to the connection terminals 324a, 324b, and 324c may be gathered along the sheet-like conductor 310.
  • the coaxial cable 330c connected to the connection terminal 324c is wired along the sheet-like conductor 310 up to the connection terminal 324a and wired together with the coaxial cable 330a connected to the connection terminal 324a. Is illustrated. With this configuration, wiring to the antenna device 300 is facilitated.
  • phase of the voltage applied to each of the three connection terminals 324a, 324b, and 324c when the antenna device 300 of the present embodiment is used as the transmission antenna of the RF coil 103 will be described. Also in this embodiment, as in the first embodiment, an electric field having a polarity is generated in the electric field conductor 322, thereby canceling the shielding current on the surface of the subject 112 by the reverse current flowing on the surface of the subject 112, The penetration of the magnetic field by the current flowing through the rung conductor 321 is improved.
  • connection between the connection terminal 324a of the rung conductor 221 and the electric field conductor 222 connected to the side on which the connection terminal 324a of the rung conductor 221 is disposed Power is supplied to the terminal (324b in the example of FIG. 8) in the same phase.
  • the connection terminal (324c in the example of FIG. 8) of the electric field conductor 222 connected to the side where the connection terminal 324a of the rung conductor 221 is not disposed is 180 degrees from the phase fed to the connection terminals 324a and 324b. It is desirable to supply power with a different phase (opposite phase).
  • the antenna device 300 of the present embodiment also generates an electric field that causes a current to flow in a direction that cancels the shielding current, as in the first embodiment.
  • Fig. 9 shows a specific example of the voltage applied to each feeding point (connection terminal 324).
  • the horizontal axis represents time and the vertical axis represents voltage.
  • the connection terminal 324a and 324b have a solid line sine waveform voltage 801
  • the connection terminal 324c has a dotted line sine waveform 180 degrees out of phase with the voltage applied to the connection terminals 324a and 324b.
  • a voltage 802 is given.
  • connection terminal 324c There are the following methods for changing the waveform of the voltage supplied to the connection terminal 324c by 180 degrees from the waveform of the voltage supplied to the other two connection terminals 324a and 324b.
  • the output from one power amplifier is divided into three outputs with the same phase. And it supplies to connection terminal 324a, 324b, 324c, respectively.
  • the lengths of the coaxial cables 330a, 330b, and 330c used for feeding are the same as those of 330a and 330b, and 330c is lengthened or shortened by a half wavelength of the frequency used. With this configuration, the phase entering the connection terminal 324c can be shifted by 180 degrees.
  • the lateral width w 2 of the electric field conductor 322 is increased by the lateral width w 1 of the rung conductor 321;
  • the electric field conductors 222 of adjacent antenna units 220 are arranged so that the distance between them is narrower than the distance between the rung conductors 221.
  • the area of the electric field conductor 322 is set to a size that can generate an electric field that can suppress the eddy current generated on the surface of the subject 112.
  • the voltage generated in the frequency adjusting capacitor 223 is transmitted to the electric field conductor 222, and the voltage is applied thereto. Therefore, the voltage applied to the electric field conductor 222 is limited, and is adjusted by the area of the electric field conductor 222 in order to generate a necessary electric field.
  • the voltage applied to the electric field conductor 322 can be controlled independently of the current applied to the rung conductor 321. Therefore, the electric field to be generated can be adjusted by adjusting the magnitude of the voltage. For this reason, the freedom degree of the area of the electric field conductor 322 is large compared with 1st embodiment.
  • the MRI apparatus includes a magnet 101 that generates a static magnetic field to form a static magnetic field, a high-frequency signal transmitted to the static magnetic field, and a subject 112 placed in the static magnetic field.
  • An RF coil 103 that performs at least one of reception of the generated nuclear magnetic resonance signal, and the RF coil 103 includes a sheet-like conductor 310 and an antenna part 320, and the antenna part 320 has the sheet-like shape.
  • a rung conductor 321 disposed at a predetermined distance from the conductor 310, and two electric field conductors 322 disposed at both ends of the rung conductor 321 at a predetermined distance from the sheet-like conductor 310.
  • the rung conductor 321 and the sheet-like conductor 310 constitute a loop circuit that resonates at the frequency of the high-frequency signal transmitted by the RF coil 103 or the received nuclear magnetic resonance signal.
  • the electric field conductor 322 generates an electric field that suppresses a shielding current flowing on the surface of the subject 112 by a magnetic field generated by a current flowing in the rung conductor 321.
  • the RF coil 103 is a multi-channel antenna including a plurality of the antenna units 320, and the electric field conductor 322 of each antenna unit 320 suppresses magnetic field coupling between the rung conductors 321 of the adjacent antenna units 320.
  • a voltage to be generated is generated in the electric field conductor 322 of the adjacent antenna unit 320.
  • the rung conductor 321 and the electric field conductor 322 are electrically disconnected, and a voltage is applied to the electric field conductor 322 independently of the rung conductor 321, and the voltage The size to be generated.
  • the interval between the electric field conductors 322 of the adjacent antenna units 320 may be narrower than the interval between the rung conductors 321 of the adjacent antenna units 320.
  • the electric field conductor 222 having a predetermined area is provided at both ends of the rung conductor 221 that is a component of the antenna that transmits and receives electromagnetic waves.
  • the antenna device 200 of the present embodiment can reduce the coupling current between adjacent channels, suppress the shielding current generated on the surface of the subject 112, and reduce the RF magnetic field. Good penetration into the specimen.
  • the MRI apparatus 100 of the present embodiment can improve the sensitivity of the RF coil 103 in the deep part of the subject.
  • the MRI apparatus of this embodiment makes the spatial distribution of the RF magnetic field uniform by controlling it with multiple channels without any performance degradation due to magnetic field coupling. be able to.
  • the rung conductor 321 and the electric field conductor 322 are not electrically connected. Therefore, the voltage applied to the electric field conductor 322 can be controlled independently of the rung conductor 221 that transmits and receives electromagnetic waves, and transmission and reception of electromagnetic waves and suppression of shielding current can be optimally controlled, respectively. it can.
  • the size of the electric field conductor 322 is not limited by the generation of an electric field, and the electric field conductor 322 can be formed with a higher degree of freedom.
  • connection terminal 324a with respect to the rung conductor 321 does not matter. However, when the position of the connection terminal 324a is different from that in FIG. 8, the relationship of the phase of the voltage waveform applied to each terminal is not a relationship in which the simple 180-degree phase is reversed as shown in FIG. Further, either one of transmission and reception may be realized. In this case, detuning is realized by cutting a part of the rung conductor 321 constituting the loop circuit and connecting it with a diode. In order to reduce coupling, a capacitor having a capacity of several pF may be connected between two adjacent rung conductors 321. Further, the pair of electric field conductors 322 may be configured to include a plurality of rung conductors 321 (not shown) in which both end portions are connected between adjacent rung conductors 321.
  • connection terminal is provided for each rung conductor 321 and each of the pair of electric field conductors 322.
  • the two-channel antenna device 300 including two antenna units 320 has been described as an example, but the number of channels is not limited thereto.
  • the sheet-like conductor is formed in a cylindrical shape or a cylindrical shape of an elliptical cylinder, and a plurality of antenna portions each constituting one channel are arranged inside the sheet-like conductor.
  • the MRI apparatus 100 of the present embodiment has basically the same configuration as that of the first embodiment. However, the configuration of the antenna device used as the RF coil 103 is different as described above. As shown in FIG. 10, the antenna device 400 of this embodiment has a cylindrical shape as a whole. Therefore, the MRI apparatus 100 of the present embodiment is of a horizontal magnetic field type having a cylindrical bore.
  • the present embodiment will be described with reference to FIGS. 10 and 11, focusing on the antenna device, which is different from the first embodiment.
  • FIG. 10 is an external view of the antenna device 400 of the present embodiment.
  • four antenna parts 420 are provided in the cylindrical sheet-like conductor 410 on the upper right, lower right, lower left, and upper left when viewed from the opening on one side of the cylinder, and configured as a four-channel antenna. This will be described as an example.
  • the antenna device 400 of this embodiment also includes a sheet-like conductor 410 and an antenna unit 420, as in the first embodiment.
  • the antenna unit 420 includes a rung conductor 421, an electric field conductor 422, a frequency adjustment capacitor, and a connection terminal.
  • the frequency adjustment capacitor and the connection terminal are not shown for simplicity of explanation.
  • FIG. 11 is a diagram in which the rung conductor 421 and the electric field conductor 422 are extracted from the antenna unit 420 of the present embodiment.
  • the sheet-like conductor 410 of the present embodiment is obtained by deforming the sheet-like conductor that was flat in the first and second embodiments into a cylindrical shape. Inside this cylindrical sheet-like conductor 410, four sets of four antenna portions 420 are arranged. Also in the present embodiment, one antenna unit 420 constitutes one channel.
  • each antenna unit 420 includes a pair of electric field conductors 422 and a plurality of rung conductors 421.
  • Each rung conductor 421 is disposed in parallel between the pair of electric field conductors 422.
  • FIG. 11 illustrates a case where there are ten rung conductors 421.
  • a magnetic field can be generated in a wider range in the circumferential direction inside the cylinder, and a wide antenna sensitivity region can be realized.
  • the lateral width w 2 of the electric field conductor 422 is made larger than the width w 1 of one rung conductor 421 in the circumferential direction of the antenna device 400.
  • the area of the electric field conductor 422 is increased as much as possible to generate an electric field that flows a current that cancels the shielding current.
  • the rung conductor 421 and the electric field conductor 422 are arranged at a predetermined distance from the sheet-like conductor 410 as in the first embodiment.
  • the sheet-like conductor 410 is cylindrical
  • the sheet-like conductor 410 is disposed on a virtual cylinder coaxial with the sheet-like conductor 410.
  • the sheet-like conductor 410 has an elliptic cylinder shape
  • the sheet-like conductor 410 is disposed on a virtual elliptic cylinder that is coaxial with the sheet-like conductor 410.
  • the placement on the virtual cylinder and the virtual elliptic cylinder is realized by a conductor support structure (not shown).
  • the sheet-like conductor 410 may be disposed on a virtual elliptic cylinder having a different aspect ratio from that of the sheet-like conductor 410 or on a virtual curved surface having another shape.
  • a virtual elliptic cylinder 411 or the virtual curved surface where the distance from the sheet-like conductor 410 becomes shorter as it goes in the major axis radial direction of the ellipse of the section of the sheet-like conductor 410 May be arranged.
  • the antenna device 400 that can be photographed with a human being installed inside can be configured. Further, when the diameter of the cylindrical sheet-like conductor 410 is about 270 mm, the antenna device 400 that can be photographed with the human head placed inside can be configured.
  • the irradiation RF given to the subject 112 can be optimized by changing the amplitude and phase of the RF waveform transmitted to each channel. Can do.
  • This method is called RF shimming or parallel RF irradiation.
  • the MRI apparatus includes a magnet 101 that generates a static magnetic field to form a static magnetic field, a high-frequency signal transmitted to the static magnetic field, and a subject 112 placed in the static magnetic field.
  • An RF coil 103 that performs at least one of reception of generated nuclear magnetic resonance signals, and the RF coil 103 includes a sheet-like conductor 410 and an antenna portion 420, and the antenna portion 420 is the sheet-like shape.
  • a rung conductor 421 disposed at a predetermined distance from the conductor 410, and two electric field conductors 422 disposed at both ends of the rung conductor 421 at a predetermined distance from the sheet-like conductor 410.
  • the rung conductor 421 and the sheet-like conductor 410 constitute a loop circuit that resonates at the frequency of the high-frequency signal transmitted by the RF coil 103 or the received nuclear magnetic resonance signal.
  • the electric field conductor 422 generates an electric field that suppresses a shielding current flowing on the surface of the subject 112 by a magnetic field generated by a current flowing through the rung conductor 421.
  • the RF coil 103 is a multi-channel antenna including a plurality of the antenna units 420, and the electric field conductor 422 of each antenna unit 420 suppresses magnetic field coupling between the rung conductors 421 of the adjacent antenna units 420.
  • a voltage to be generated is generated in the electric field conductor 422 of the adjacent antenna unit 420.
  • It further includes two frequency adjustment capacitors that connect both end portions of the rung conductor 421 and the sheet-like conductor 410 substantially directly below the rung conductor 421, and the value of the frequency adjustment capacitor is determined by the loop circuit as the high-frequency signal or the It is adjusted to resonate at the frequency of the nuclear magnetic resonance signal.
  • the antenna unit 420 includes a plurality of antenna units 420.
  • Each antenna unit 420 includes a connection terminal for connecting the RF coil 103 to the MRI apparatus 100.
  • the connection terminal is connected to the rung conductor 421 and the sheet-like conductor 410.
  • the sheet-like conductor 410 has a cylindrical shape, and the phase and amplitude of the voltage supplied to the antenna units 420 via the connection terminals are optimized by the high-frequency signal transmitted from the RF coil 103. To be controlled independently.
  • the sheet-like conductor 410 may be an elliptic cylinder. Further, the antenna unit 420 may be arranged on a virtual curved surface such that the distance from the sheet-like conductor becomes shorter as it goes in the major axis radial direction of the cross section of the elliptic cylinder. In addition, the electric field conductor 422 may be wider than the rung conductor 421 in the short axis direction of the rung conductor 421.
  • the antenna device 400 of this embodiment includes electric field conductors 422 having a predetermined area at both ends of a rung conductor 421 that is a component of an antenna that transmits and receives electromagnetic waves.
  • the antenna device 400 of the present embodiment can reduce the coupling current between adjacent channels, suppress the shielding current generated on the surface of the subject 112, and reduce the RF magnetic field. Good penetration into the specimen.
  • this antenna device 200 As the RF coil 103, the sensitivity of the RF coil 103 in the deep part of the subject can be improved in the MRI apparatus 100 of the present embodiment.
  • the MRI apparatus of the present embodiment makes the spatial distribution of the RF magnetic field uniform by controlling it with multiple channels without any performance degradation due to magnetic field coupling. be able to.
  • the antenna device 400 of the present embodiment when four antenna portions 420 having a plurality of rung conductors 421 are arranged as a four-channel antenna, the size and shape are In the MRI apparatus 100 of 3 Tesla or more, it is suitable as a transmission / reception antenna for the trunk.
  • Each electric field conductor 422 may be provided with a cut (slit) 441 as shown in FIG.
  • a cut (slit) 441 By inserting the slit 441, eddy current generated on the surface of the electric field conductor 422 due to the magnetic field generated by the gradient coil 102 can be reduced. Thereby, it is possible to reduce the heat generation and the adverse effect on the image due to the eddy current generated on the surface of the electric field conductor 422.
  • FIG. 11 illustrates a case where four slits 441 are provided in one electric field conductor 422 and the electric field conductor 422 is divided into five partial conductors.
  • Each partial conductor is connected to an adjacent partial conductor by a slit connection capacitor at both ends of the slit 441.
  • As the slit connection capacitor one having several hundred to several thousand pF is used.
  • the slit connection capacitor is electrically disconnected in the alternating magnetic field of several kHz used in the gradient magnetic field, and is adjusted to act as one wide electric field conductor 422 in the alternating magnetic field of several tens of MHz used as the RF coil 103.
  • the antenna device 400 of the present embodiment may include a bridge conductor 442 that connects between one end of the rung conductor 421 between adjacent channels (antenna section 420). Both ends of the bridge conductor 442 and the end of the rung conductor 421 of the adjacent channel (antenna unit 420) are connected by a coupling reduction capacitor.
  • the coupling between channels is further reduced by configuring in this way.
  • the bridge conductor 442 is used when the coupling between the channels is large and a slight coupling remains even though the electric field conductor 422 is provided. For example, by using a coupling reduction capacitor of several pF for the connection between the bridge conductor 442 and the rung conductor 421, the coupling between channels can be reduced to about ⁇ 15 dB or less in terms of the S parameter.
  • the voltage applied to the electric field conductor 422 may be as high as several kV.
  • processing such as rounding corners of the electric field conductor 422 or corona doping coating on the end portions may be performed.
  • an air layer may be provided at the end of the electric field conductor 422 in order to prevent creeping discharge. This is intended to reduce the contact surface between the conductor support structure and the electric field conductor 422.
  • the configuration in which the electric field conductor and the rung conductor are electrically connected is described as an example, but the present invention is not limited to this.
  • the electric field conductor and the rung conductor may be electrically disconnected.
  • a connection terminal is provided for each rung conductor and each of the pair of electric field conductors, and the coaxial cable 430 is connected.
  • the capacitance of the capacitor by the electric field conductor 422 and the sheet-like conductor 410 may be changed by the same method as in the first embodiment.
  • the position of the connection terminal with respect to the rung conductor 421 is not limited. Further, either one of transmission and reception may be realized.
  • a gap is provided between the rung conductor 421 and the electric field conductor 422, and the gap is connected with a diode to realize detuning.
  • the number of rung conductors 421 between the pair of electric field conductors 422 may be one.
  • the configuration in which the slit 441 is provided in the electric field conductor 422 and the configuration in which the bridge conductor 442 is disposed between the adjacent antenna portions 420 (channels) and connected by the coupling reduction capacitor can be applied to other embodiments. is there.
  • the four-channel antenna device 400 including the four antenna units 420 has been described as an example, but the number of channels is not limited thereto.
  • the antenna device used as the RF coil of the MRI apparatus of the present embodiment makes it possible to adjust the rung conductor to a desired length.
  • the MRI apparatus 100 of the present embodiment has basically the same configuration as that of the first embodiment. However, as described above, the configuration of the antenna device used for the RF coil 103 is different. Hereinafter, the present embodiment will be described focusing on the antenna device, which is different from the first embodiment.
  • FIG. 13 is an external view of the antenna device 500 of the present embodiment.
  • the antenna device 500 of this embodiment also includes a sheet-like conductor 510 and an antenna unit 520, as in the first embodiment.
  • the antenna unit 520 includes a rung conductor 521, an electric field conductor 522, a frequency adjustment capacitor, and a connection terminal.
  • the frequency adjustment capacitor and the connection terminal are not shown.
  • Each configuration has the same function as the configuration of the same name in the first embodiment.
  • the frequency adjustment capacitors are connected to both ends of the rung conductor 521 and are connected to the sheet-like conductor 510, respectively.
  • the rung conductor 521, the frequency adjustment capacitor, and the sheet-like conductor 510 form a loop-like circuit.
  • the circuit formed by the two frequency adjustment capacitors, the rung conductor 521, and the sheet-like conductor 510 functions as a one-channel antenna.
  • One connection terminal is provided for each channel.
  • the frequency adjustment capacitor is adjusted so that the antenna device 500 resonates at a frequency used in the MRI apparatus 100.
  • the antenna device 500 of the present embodiment functions as the RF coil 103 of the MRI apparatus 100.
  • FIG. 13 shows, as an example, a 4-channel antenna device 500 including four antenna units 520.
  • the sheet-like conductor 510 exemplifies a case where a part of the cylindrical side surface is cut off.
  • the rung conductor 521 of this embodiment is connected to a pair of electric field conductors 522 at both ends, respectively, as in the first embodiment.
  • the rung conductor 521 of the present embodiment is made of an elongated flat plate, a tape shape, a rod shape, or a cylindrical conductor, as in the first embodiment.
  • a folded portion 541 is provided at a part thereof.
  • FIG. 13 illustrates a rung conductor 521 having a folded portion 541 that is rotated once so that a tape-shaped conductor forms a ring.
  • the rung conductor 521 When the rung conductor 521 is traced from the end, the rung conductor 521 that has progressed in one direction is folded once at the folded portion 541 and then traveled in the opposite direction, and is folded again and proceeds in the same direction as the first, reaching the other end.
  • a portion 542 of the folded portion 541 that folds once and advances backward passes through a region closer to the sheet-like conductor 510 than the other portions.
  • the rung conductor 521 of the present embodiment is arranged so that the distance from the sheet-like conductor 510 is kept constant at the portion 542 that advances in the opposite direction and the portion parallel to the other sheet-like conductor 510. Further, the sheet-like conductor 510 is arranged so as not to touch it.
  • the electric field conductor 522 is arranged at a distance similar to that of the sheet-like conductor 510 and the portion 542 that runs in the opposite direction of the rung conductor 521. The arrangement is realized by a conductor support structure (not shown) as in the first embodiment.
  • the shape of the folded portion 541 is also referred to as a spiral shape. Moreover, since it looks like a ring when viewed from the side, it can also be called a loop shape.
  • the effective length of the rung conductor 521 is increased by making the rung conductor 521 into a shape having the folded portion 541 shown in FIG. Therefore, in the present embodiment, the voltage generated at both end portions of the rung conductor 521 is higher than that of the rung conductor 521 that does not have the folded portion 541.
  • the effective length of the rung conductor 521 of the present embodiment can be adjusted by changing the length of the folded portion 541.
  • the capacity of the frequency adjustment capacitor required for resonance can be reduced.
  • a frequency adjustment capacitor is not necessary.
  • the frequency adjustment capacitor is not required, it is not necessary to solder the frequency adjustment capacitor to the sheet-like conductor 510. Therefore, the antenna unit 520 can be freely moved on the sheet-like conductor 510, and the degree of design freedom is increased. Increase.
  • the number of turns (the number of rotations of the spiral) of the turn-back portion 541 is one, but the number of turns is not limited.
  • a spiral-shaped rung conductor 521 that rotates a plurality of times such as twice or three times may be configured.
  • the other structural features of the rung conductor 521 and the electric field conductor 522 are the same as those of the first embodiment. That is, the lateral width w 2 of the electric field conductor 522 is made larger than the lateral width w 1 of the rung conductor 521.
  • the area of the electric field conductor 522 is set to a size that can generate an electric field that suppresses the shielding current. For example, it is desirable to make it larger than the area of the rung conductor 521.
  • the rung conductors 521 of the adjacent antenna units 520 are basically arranged substantially parallel to each other. Further, the electric field conductors 522 of adjacent antenna portions (channels) are arranged close enough to suppress coupling.
  • the MRI apparatus includes a magnet 101 that generates a static magnetic field to form a static magnetic field, a high-frequency signal transmitted to the static magnetic field, and a subject 112 placed in the static magnetic field.
  • An RF coil 103 that performs at least one of reception of the generated nuclear magnetic resonance signal, and the RF coil 103 includes a sheet-like conductor 510 and an antenna part 520, and the antenna part 520 is the sheet-like shape.
  • a rung conductor 521 disposed at a predetermined distance from the conductor 510, and two electric field conductors 522 disposed at both ends of the rung conductor 521 at a predetermined distance from the sheet-like conductor 510.
  • the rung conductor 521 and the sheet-like conductor 510 constitute a loop circuit that resonates at the frequency of the high-frequency signal transmitted by the RF coil 103 or the received nuclear magnetic resonance signal.
  • the electric field conductor 522 generates an electric field that suppresses a shielding current flowing on the surface of the subject 112 by a magnetic field generated by a current flowing in the rung conductor 521.
  • the RF coil 103 is a multi-channel antenna including a plurality of the antenna units 520, and the electric field conductor 522 of each antenna unit 520 suppresses magnetic field coupling between the rung conductors 521 of the adjacent antenna units 520.
  • a voltage to be generated is generated in the electric field conductor 522 of the adjacent antenna unit 520.
  • It further comprises two frequency adjustment capacitors that connect both end portions of the rung conductor 521 and the sheet-like conductor 510 substantially directly below the rung conductor 521, and the value of the frequency adjustment capacitor is determined by the loop circuit as the high-frequency signal or the It is adjusted to resonate at the frequency of the nuclear magnetic resonance signal.
  • the rung conductor 521 has a shape capable of adjusting the length of the rung conductor 521, and the length of the rung conductor 521 is such that the loop circuit resonates at the frequency of the high-frequency signal or the nuclear magnetic resonance signal. Adjusted.
  • the rung conductor 521 may have a spiral shape.
  • the rung conductor 521 and the electric field conductor 522 may be electrically connected. Further, the interval between the electric field conductors 522 of the adjacent antenna units 520 may be narrower than the interval between the rung conductors 521 of the adjacent antenna units 520. Further, the area of the electric field conductor 522 may be determined so as to generate the electric field.
  • the antenna device 500 used as the RF coil 103 includes electric field conductors 522 having a predetermined area at both ends of a rung conductor 521 that is a component of an antenna that transmits and receives electromagnetic waves.
  • the antenna device 500 of the present embodiment can reduce the coupling current between adjacent channels, suppress the shielding current generated on the surface of the subject 112, and reduce the RF magnetic field. Good penetration into the specimen.
  • the MRI apparatus 100 of the present embodiment can improve the sensitivity of the RF coil 103 in the deep part of the subject. Further, by using this antenna device 500 as the RF coil 103, the MRI apparatus of the present embodiment makes the spatial distribution of the RF magnetic field uniform by controlling it with multiple channels without any performance degradation due to magnetic field coupling. be able to.
  • the width w 2 of the field conductors 522 is greater than the width w 1 of the rung conductor 521, an electric field conductor 522 between the adjacent channels Since they are close to each other, electric field coupling that suppresses magnetic field coupling can be generated more effectively.
  • the antenna device 500 of the present embodiment since the area S 2 of the field conductors 222, the size capable of generating an electric field to suppress the shielding current, suppressing effectively shielding current, RF magnetic field Can penetrate deeply into the subject 112.
  • connection terminal is provided for one channel, and the voltage supplied through the connection terminal serves as an antenna and suppresses the shielding current by the electric field conductor 522. Realize.
  • the length of the rung conductor 521 can be increased.
  • capacitance of a frequency adjustment capacitor can be reduced and said effect can be acquired with a simple structure.
  • not only the length of the rung conductor 521 can be increased, but also the desired length can be adjusted. Thereby, a frequency adjustment capacitor can be made unnecessary, and an antenna device having the same effect can be realized with a simpler configuration.
  • the antenna device 500 can configure the RF coil 103 that can arrange a plurality of channels with a simple configuration and has good penetration of the RF magnetic field into the human body. That is, according to the present embodiment, a high-performance antenna device can be realized with a simple configuration.
  • the antenna device 500 of the present embodiment is useful when it is desired to increase the voltage applied to the electric field conductor 522 and when it is not desired to provide a frequency adjusting capacitor for connecting the sheet-like conductor 510 and the rung conductor 521.
  • the method for extending the effective length of the rung conductor 521 is not limited to providing the folded portion 541.
  • the conductor constituting the rung conductor 521 may be processed as shown in FIG.
  • FIG. 14 is an external view of an antenna device 600 that is a modification of the antenna device 500 of the present embodiment.
  • the antenna device 600 of this modification also includes a sheet-like conductor 610 and an antenna unit 620.
  • FIG. 14 illustrates a case where three antenna units 620 are arranged inside a cylindrical sheet-like conductor 610 to constitute a three-channel antenna device.
  • FIG. 15 shows the antenna unit 620 extracted.
  • the antenna unit 620 includes a pair of electric field conductors 622, one or more rung conductors 621 connecting the electric field conductors 622, a frequency adjustment capacitor 623, and a connection terminal 624.
  • a coaxial cable 630 that connects to the main body of the MRI apparatus 100 is connected to the connection terminal 624.
  • Each unit has the same function as the configuration of the same name in the other embodiments. The arrangement and configuration are basically the same.
  • the rung conductor 621 of the present modification is composed of a flat plate or tape-shaped conductor.
  • the tape-shaped conductor includes cuts 641 that are alternately formed from the left and right. By providing the notches 641 from the left and right, the effective length of the rung conductor 621 is increased, and a current flows in a zigzag manner on the rung conductor 621.
  • the rung conductor 621 of this modification has a meandering shape due to the notches 641.
  • the inductance of the rung conductor 621 is increased, and the resonance frequency of the antenna device 600 having the rung conductor 621 as a component can be lowered.
  • this modification is useful when it is desired to increase the inductance of the rung conductor 621.
  • the antenna device 600 of the present modification includes a thin cylindrical structure 651 as a casing portion that supports the rung conductor 621 and the electric field conductor 622 connected to both ends thereof.
  • This thin cylindrical structure 651 is made of a material such as FRP.
  • the thin cylindrical structure 651 is connected to and supported by a support member 652 disposed on the sheet-like conductor 610.
  • the support member 652 is made of a material such as FRP and has a structure like a wall or a beam.
  • the support member 652 is disposed avoiding conductor portions such as the rung conductor 621 and the electric field conductor 622. The reason for disposing the conductor portion is to avoid creeping discharge due to high voltage.
  • coaxial cable 630 used for at least one of transmission and reception is disposed between the thin cylindrical structure 651 and the sheet-like conductor 610.
  • the thin structure 651 for supporting the rung conductor 621 and the electric field conductor 622 connected to both ends thereof and the support member 652 can be applied to other embodiments as a conductor support structure.
  • the shape of the rung conductor in the present embodiment is not only a linear shape, but also a spiral shape, a meandering shape, etc., and functions as an antenna by forming a loop circuit with the sheet-like conductor 510 and the frequency adjustment capacitor. As long as it is done, various shapes are possible.
  • the capacitance of the capacitor by the electric field conductor 522 and the sheet-like conductor 510 may be changed by the same method as in the first embodiment.
  • the position of the connection terminal with respect to the rung conductor 521 is not limited. Further, either one of transmission and reception may be realized.
  • a gap is provided between the rung conductor 521 and one of the electric field conductors 522, and the gap is connected with a diode to realize detuning.
  • a capacitor having a capacity of several pF may be connected between two adjacent electric field conductors 522.
  • a plurality of rung conductors 321 may be provided for the pair of electric field conductors 522.
  • the antenna device 500 or 600 has been described by taking a four-channel antenna including four antenna units 520 or 620 as an example, but the number of antenna units (channels) is limited to this. Absent.
  • the antenna device has a plurality of channels.
  • a one-channel antenna device including a sheet-like conductor and an antenna unit may be used.
  • the antenna device of each of the above embodiments by providing an electric field conductor, the permeability of the magnetic field to the subject An antenna device with high height can be obtained.
  • an RF coil that improves the penetration of the RF magnetic field into the subject can be realized in an environment where the spatial distribution of the RF magnetic field is uniform.
  • the antenna device of each of the above embodiments can be applied not only as an RF coil of an MRI apparatus but also to any device using an electromagnetic wave having a frequency of several MHz to several GHz.
  • MRI apparatus 101 magnet, 102 gradient coil, 103 RF coil, 104 transmitter / receiver, 105 data processor, 106 transmit / receive cable, 107 gradient magnetic field control cable, 108 display device, 109 gradient magnetic field power supply, 111 bed, 112 subject , 113 phantom, 200 antenna device, 210 sheet conductor, 220 antenna section, 221 rung conductor, 222 electric field conductor, 223 frequency adjustment capacitor, 224 connection terminal, 230 coaxial cable, 241 gap, 300 antenna device, 310 sheet conductor, 320 antenna section, 321 rung conductor, 322 electric field conductor, 323 frequency adjustment capacitor, 324 connection terminal, 324a connection terminal, 324b connection terminal, 324c connection terminal, 330a coaxial cable, 330b coaxial cable, 330c coaxial cable, 400 antenna device, 410 Sheet conductor, 411 virtual elliptic cylinder, 420 antenna section, 421 runs Conductor, 422 electric field conductor, 430 coaxial cable, 441 slit,

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Abstract

　MRI装置の磁場強度によらず、カップリングを抑えてRF磁場の空間分布を均一化でき、かつ、RF磁場の被検体内部への浸透を良好にする技術を提供する為に、ループ状の回路を形成し、アンテナとして駆動する構成の一部であるラング導体の両端外側に、所定の面積を有するパッド状の電界導体を備える。具体的には、シート状導体と、アンテナ部と、を備え、前記アンテナ部は、前記シート状導体から所定の距離をおいて配置されるラング導体と、前記シート状導体から所定の距離をおいて、前記ラング導体の両端部に配置される2つの電界導体と、前記ラング導体およびシート状導体に設けられる送信および受信端子である接続端子と、を備え、前記ラング導体と前記シート状導体とは、予め定めた周波数で共振するループ回路を構成することを特徴とするアンテナ装置を提供する。

Description

磁気共鳴イメージング装置およびアンテナ装置
　本発明は、被検体中の水素や燐等からの核磁気共鳴(Nuclear Magnetic Resonance:以下NMRという)信号を計測し、核の密度分布や緩和時間分布等を画像化する核磁気共鳴イメージング(Magnetic Resonance Imaging:以下MRIとする)技術に関し、特に、高周波信号の送信およびNMR信号の受信の少なくとも一方を行うアンテナ装置に関する。
　MRI装置では、静磁場マグネットが発生する均一な静磁場中に配置された被検体に電磁波である高周波信号を照射し、被検体内の核スピンを励起すると共に、核スピンが発生する電磁波である核磁気共鳴信号を受信し、信号処理することにより、被検体を画像化する。高周波信号の照射と核磁気共鳴信号の受信とは、ラジオ周波数(RF)の電磁波を送信あるいは受信するRFアンテナもしくはRFコイルと呼ばれる装置によって行なわれる。
　RFコイルの分類として、送信のみ行う送信アンテナ、受信のみ行う受信アンテナ、送信と受信の双方を行う送受信アンテナがある。3テスラ以下の静磁場強度を持つ、ヒト撮像用MRI装置においては、主に円筒形状や円盤形状の大きな送信アンテナと、シート状や円筒形など様々な形状を持つ比較的小さな受信アンテナが組み合わせて使用されることが多い。
　円筒形の送信アンテナの例として、鳥かご型もしくはバードケージ型と呼ばれるもの(例えば、非特許文献1および特許文献1参照。)と、TEM型と呼ばれるもの(例えば、特許文献2および特許文献3参照。)とがある。これらの送信アンテナでは、通常、ラング(横木、あるいは、はしごの横棒)と呼ばれる円筒の中心軸と平行に配置された棒状の導体が、円筒側面に沿って16～32本程度設置される。このような円筒形の送信アンテナは、トンネル型と呼ばれるMRI装置で用いられる。トンネル型MRI装置では、円筒形状の静磁場マグネットが配置されることによりトンネルが形成され、被検体は、ベットに寝た状態でトンネル内部に入り、撮影が行われる。
　受信アンテナの例として、たとえば導体をループ状に曲げて構成した例(例えば、特許文献4参照。)や8の字などに曲げて構成した例(例えば、非特許文献2参照。)などがある。このような受信アンテナは、送信アンテナよりも被検体のそばに配置されるため、ボリュームアンテナに比べて感度は高いが感度領域が部分的で狭い場合が多い。
米国特許第7688070号明細書 米国特許第4751464号明細書 米国特許第5557247号明細書 特表2004-511278号公報
Cecil E. Hayes, et al.,"An Efficient,Highly Homogeneous Radiofrequency Coil for Whole-Body NMR Imaging at 1.5T", Journal of Magnetic Resonance (1985)Vol.63:p.622-628 Xiaoliang Zhang, et al,"Higher-Order Harmonic Transmittion-Line RF Coil Design for MR Applications", Magnetic Resonance in Medecine (2005)Vol.53:p.1234
　近年、トンネル型MRI装置において、3テスラあるいは7テスラという高磁場が用いられるようになっている。3テスラ以上の高磁場MRI装置では、RF電磁波(RF磁場とも呼ぶ。)の人体内部での波長が短くなるため、定在波が存在しやすくなり、RF磁場の空間的分布が不均一になることがある。これに対して、送信アンテナのチャンネル数を増やし、個々のチャンネルを制御することで不均一を低減する試みがなされている。しかし、送信アンテナのチャンネル数を増やすと、各チャンネル間でカップリングと呼ばれる干渉が生じ、アンテナ性能が劣化する。このチャンネル間のカップリングは送信アンテナと同様に、受信のアンテナにも起こる。
　カップリングとは別に、被検体は、例えば人体のように導電体であるため、被検体に向けてRF磁場が照射されると、被検体表面に渦電流と呼ばれる遮蔽電流が流れる。この遮蔽電流により、RF磁場の被検体内部への浸透が妨げられ、被検体内の核スピンが十分に励起されない。
　このように、高磁場化したMRI装置に従来のアンテナをそのまま用いると、被検体内部に十分RF磁場が行き届かなくなる場合がある。また、RF磁場の空間的分布が不均一になり、これを防ごうとして多チャンネル化したり、また、撮像の高速化のために多チャンネル化すると、チャンネル間でカップリングが発生しやすい。
　本発明は、上記事情に鑑みてなされたもので、MRI装置の磁場強度によらず、カップリングを抑えてRF磁場の空間分布を均一化でき、かつ、RF磁場の被検体内部への浸透を良好にするRFコイルを実現する技術を提供することを目的とする。
　本発明は、ループ状の回路を形成し、アンテナとして駆動する構成の一部であるラング導体の両端外側に、所定の面積を有するパッド状の電界導体を備える。
　本発明は、静磁場を発生し静磁場を形成するマグネットと、前記静磁場への高周波信号の送信および前記静磁場内に置かれた被検体から発生する核磁気共鳴信号の受信の少なくとも一方を行うRFコイルと、を備えた磁気共鳴イメージング装置において、前記RFコイルは、シート状導体と、アンテナ部と、を備え、前記アンテナ部は、前記シート状導体から所定の距離をおいて配置されるラング導体と、前記シート状導体から所定の距離をおいて、前記ラング導体の両端部に配置される2つの電界導体と、を備え、前記ラング導体と前記シート状導体とは、当該RFコイルが送信する前記高周波信号または受信する前記核磁気共鳴信号の周波数で共振するループ回路を構成することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置を提供する。
　また、本発明は、シート状導体と、アンテナ部と、を備え、前記アンテナ部は、前記シート状導体から所定の距離をおいて配置されるラング導体と、前記シート状導体から所定の距離をおいて、前記ラング導体の両端部に配置される2つの電界導体と、を備え、前記ラング導体と前記シート状導体とは、予め定めた周波数で共振するループ回路を構成することを特徴とするアンテナ装置を提供する。
　本発明によれば、MRI装置の磁場強度によらず、カップリングを抑えてRF磁場の空間分布を均一化でき、かつ、RF磁場の被検体内部への浸透を良好にするRFコイルを実現できる。
第一の実施形態のMRI装置の概略構成図 第一の実施形態のアンテナ装置の斜視図 (a)は、2チャンネルのアンテナ装置の磁界カップリングを説明するための説明図、(b)は、本実施形態のアンテナ装置の電界カップリングを説明するための説明図 RF磁場を与えることによりファントムに発生する遮蔽電流を説明するための説明図 本実施形態のアンテナ装置の電界導体に与えられる電圧がファントムに与える影響を説明するための説明図 第一の実施形態のアンテナ装置の変形例の斜視図 第一の実施形態のアンテナ装置の変形例の斜視図 第二の実施形態のアンテナ装置の斜視図 第二の実施形態のアンテナ装置の各接続端子に与える電圧のグラフ 第三の実施形態のアンテナ装置の斜視図 第三の実施形態のアンテナ装置のアンテナ部の斜視図 第三の実施形態のアンテナ部の配置を説明するための説明図 第四の実施形態のアンテナ装置の斜視図 第四の実施形態のアンテナ装置の変形例の斜視図 第四の実施形態のアンテナ装置の変形例のアンテナ部の斜視図
　<<第一の実施形態>>
　以下、本発明を適用する第一の実施形態について説明する。
　まず、本実施形態のMRI装置の構成について説明する。図1は、本実施形態のMRI装置100の概略構成図である。MRI装置100は、被検体112が配置される計測空間に静磁場を形成するマグネット101と、静磁場に所定の方向の磁場勾配を与える傾斜磁場コイル102と、高周波信号を被検体112に送信するとともに被検体112から発生する核磁気共鳴信号を受信するRFコイル103と、RFコイル103から送信される高周波信号を作成してRFコイル103に送信するとともに、RFコイル103が受信した核磁気共鳴信号に対し信号処理を行う送受信機104と、傾斜磁場コイル102に電流を供給する傾斜磁場電源109と、送受信機104および傾斜磁場電源109の駆動を制御するとともに、種々の情報処理およびオペレータによる操作を行うデータ処理部105と、データ処理部105の処理結果を表示するための表示装置108と、被検体112を載置するベッド111と、を備える。なお、データ処理部105は、RFコイル103が受信し、送受信機104により各種の信号処理が行われた核磁気共鳴信号から被検体112の内部情報を画像化する画像化部として機能する。
　傾斜磁場電源109と傾斜磁場コイル102とは傾斜磁場制御ケーブル107で接続される。また、RFコイル103と送受信機104とは、RFコイル103と送受信機104との間で信号を送受信する送受信ケーブル106で接続される。送受信機104は、図示していないが、シンセサイザ、パワーアンプ、受信ミキサ、アナログデジタルコンバータ、送受信切り替えスイッチなどを備える。
　MRI装置100は、マグネット101が形成する静磁場の方向によって、水平磁場方式と垂直磁場方式とに区別される。水平磁場方式の場合は、一般的に、マグネット101は円筒状のボア(中心空間)を有し、図1中左右方向の静磁場を発生する。一方、垂直磁場方式の場合は、一対の磁石が被検体を挟んで上下に配置され、図1中上下方向の静磁場を発生する。
　上記構成を有するMRI装置100では、静磁場中に配置された被検体112に対し、RFコイル103および傾斜磁場コイル102により、数ミリ秒間隔程度の断続した高周波信号、傾斜磁場を照射する。また、その高周波信号に共鳴して被検体112から発せられる核磁気共鳴信号を受信して信号処理を行い、磁気共鳴像を取得する。被検体112は、例えば、人体の所定の部位である。被検体112は、ベッド111に横たわり、RFコイル103の内部に配置される。また、高周波信号および傾斜磁場は、RFコイル103および傾斜磁場コイル102により、それぞれ送信および印加される。RFコイル103、傾斜磁場コイル102、および、ベッド111は、マグネット101が形成する静磁場空間内に配置される。
　なお、図1では、高周波信号の送信と核磁気共鳴信号の受信とを行なうRFコイル103として、単一のRFコイルが示されているが、これに限られない。例えば、広範囲撮像用のRFコイルと局所用のRFコイルとを組み合わせるなど、複数のコイルから構成されるRFコイルをRFコイル103として用いてもよい。また、特に区別する必要が無い場合、RFコイル103が送信する高周波信号と、RFコイル103が受信する核磁気共鳴信号とを、電磁波と総称する。
　本実施形態では、多チャンネルコイルであっても、チャンネル間のカップリングを抑制でき、かつ、RF磁場の人体内部への浸透を良好にするRFコイル103を提供する。以下、これを実現する本実施形態のRFコイル103の詳細を図を用いて説明する。ここでは、RFコイル103として平面形状に近い形状を有するアンテナ装置200を用いる場合を例にあげて説明する。
　図2は、本実施形態のRFコイル103として用いるアンテナ装置200の斜視図である。本図に示すように、本実施形態のアンテナ装置200は、グラウンドプレーン(接地面)の役割を果たすシート状の導体(以後、シート状導体と呼ぶ。)210と、アンテナ部220と、を備える。そして、アンテナ部220は、ラング導体221と、電界導体222と、周波数調整キャパシタ223と、接続端子224と、を備える。
　シート状導体210とラング導体221と周波数調整キャパシタ223と接続端子224とにより、所定の周波数で共振し、電磁波の送受信の少なくとも一方を行うアンテナとしての機能を実現する。なお、図2では、1つのシート状導体210上に、2つのアンテナ部220が配置され、2チャンネルのアンテナ装置200を構成する場合を例示する。
　ラング導体221は、1以上の細長い平板またはテープ状、もしくは棒状や筒状の導体で作成される。細長い平板状の場合、板状面がシート状導体210の面に略平行に配置される。テープ状の場合、テープ面がシート状導体210の面に略平行に配置すると空間の有効利用と性能上良い場合が多い。また、ラング導体221は、シート状導体210の被検体112が配置される側に、シート状導体210から所定の距離(スペース)を隔てて配置される。ラング導体221は、隣接するアンテナ部220(チャンネル)のラング導体221と略平行に配置される。
　電界導体222は、所定の面積を有する板状の導体で作成され、ラング導体221の両端にそれぞれ電気的に接続される。このとき、電気抵抗が0．1Ω以下のほぼゼロとなるよう接続されることが望ましい。また、電界導体222は、ラング導体221同様、シート状導体210の被検体112が配置される側に、シート状導体210から所定の距離(スペース)を隔てて、板状面がシート状導体の面に略平行に配置される。また、電界導体222は、隣接するアンテナ部(チャンネル)220の電界導体222と、近接するよう配置される。
　電界導体222は、上述のように板状を有し、ラング導体221に付与される電圧が伝わり、電界を発生する。この電界は、ラング導体221に流れる電流が作る磁場による被検体112表面に流れる遮蔽電流を抑制する。
　なお、本実施形態のように多チャンネルのアンテナ装置200の場合、ラング導体221の短軸方向(つまり2つのラング導体221の隣接方向)において、電界導体222の幅w2は、ラング導体221の幅w1より大きくする。これは、後述するように、チャンネル間のカップリングを低減するためである。また、電界導体222の面積S2は、ラング導体221の面積S1より大きいことが望ましい。これは、後述するように、RF磁場の被検体112の深部への浸透を良好にするためである。
　周波数調整キャパシタ223は、ラング導体221の両端部それぞれと、略直下のシート状導体210との間に配置され、ラング導体221の両端部それぞれとシート状導体210とを接続する。ラング導体221の数がNの場合、周波数調整キャパシタ223の数は2Nである。
　このように、ラング導体221の両端部がそれぞれ周波数調整キャパシタ223により接続されることにより、2つの周波数調整キャパシタ223と1つのラング導体221とシート状導体210とはループ状の回路を形成する。周波数調整キャパシタ223の値は、MRI装置100で使用する周波数でアンテナ装置200が共振するように調整される。これにより、アンテナ装置200は、MRI装置100のRFコイル103として、所定の周波数の電磁波を送受信する。なお、周波数調整キャパシタ223には、例えば、数pFから数10pFの値のキャパシタが使用される。
　なお、電界導体222は広い面積を持ち、シート状導体210と対向しているため、空間的にキャパシタ成分を持つ。そのため、アンテナ装置200の共振周波数を決定することに寄与するキャパシタの容量は、素子としての周波数調整キャパシタ223の容量と電界導体222とシート状導体210とによるキャパシタ成分の容量の和となる。周波数調整キャパシタ223の容量を決定する場合は、この、電界導体222とシート状導体210とによるキャパシタ成分も考慮する。
　接続端子224は、ラング導体221の片方の端部と直下のシート状導体210とに設けられる送信および/または受信端子である。ラング導体221と直下のシート状導体210とに設けられる接続端子224には、同軸ケーブル230の端部が接続される。すなわち、同軸ケーブル230の内部導体および外部導体は、それぞれ、接続端子224のラング導体221側およびシート状導体210側に接続される。そして、この同軸ケーブル230は、上述の送受信ケーブル106として用いられるもので、アンテナ装置200とMRI装置100本体(送受信機104)とを接続する。アンテナ装置200は、この同軸ケーブル230を介して電磁波を送受信する。なお、接続端子224は、送受信端子、アンテナ装置200のポート、給電点等とも呼ばれる。また、接続端子224は、チャンネル毎に設けられる。
　なお、接続端子224は、例えば、キャパシタやインダクタなど数個の集中定数素子を使用して、マッチング回路の機能も持たせて構成してもよい。
　なお、図示はしていないが、本実施形態のアンテナ装置200は、シート状導体210上から所定の距離を保ち、ラング導体221と電界導体222とを配置するための、導体支持構造を備える。
　以下、上記構成を有する本実施形態の多チャンネル(2チャンネル)のアンテナ装置200が、チャンネル間の干渉(カップリング)を低減可能であり、かつ、被検体112へのRF磁場の浸透が良好になることを説明する。
　まず、本実施形態のアンテナ装置200が、チャンネル間の干渉(カップリング)を低減可能なことを、図3(a)および図3(b)を用いて説明する。
　本実施形態のアンテナ装置200では、ラング導体221が2本、隣り合って配置される。ここでは、それぞれ、ラング導体221a、221bとする。また、それぞれに接続される電界導体222を、それぞれ、電界導体222a、222bとし、それぞれを備えるアンテナ部220を、アンテナ部220a、アンテナ部220bとする。
　図3(a)に示すように、一方のラング導体221aに交流の電流721が流れると、その交流が作る磁場722を介して2本のラング導体221aおよび221bはカップリングを起こし、他方のラング導体221bにも同位相の電流723を流そうとする力が働く。逆に、ラング導体221bに電流が流れると、同様に、ラング導体221aに同位相の電流を流そうとする力が働く。これは磁界カップリングと呼ばれる。
　本実施形態のアンテナ装置200では、ラング導体221の両端部に電界導体222がそれぞれ接続される。図3(b)に示すように、一方のラング導体221aに電流721が流れると、電界導体222aに荷電724が生じ、隣接するチャンネル(アンテナ部220b)の電界導体222bには逆符号の荷電725が生じる。この逆符号の荷電725により隣接するアンテナ部220bに電圧が生じ、他方のラング導体221bには逆向きの電流726を流そうとする力が働く。逆に、ラング導体221bに電流が流れると、ラング導体221aには逆向きの電流を流そうとする力が働く。これは電界カップリングと呼ばれる。
　例えば、ラング導体221aに電流721が流れると、ここで説明した磁界カップリングと電界カップリングとにより、ラング導体221bに、互いに逆向きの電流(723、726)を流そうとする力が働く。従って、電界導体222aと電界導体222bとによる電界カップリングによる力を磁界カップリングによる力に近づけることにより、隣り合うチャンネル間のカップリングによりラング導体221bに流れる電流を、ゼロに近づけることができる。例えば、2つの力が拮抗した場合は、ラング導体221aに電流721が流れても、ラング導体221bには電流が流れない。すなわち、2つの力を拮抗させることにより、ラング導体221aに電流721が流れる際、隣り合うチャンネル間のカップリングによりラング導体221bに流れる電流をゼロにすることができる。
　本実施形態のアンテナ装置200では、隣り合う2つのアンテナ部220の電界導体222は、図2に示すように、近接して配置される。隣り合うアンテナ部220の電界導体222を近接して配置することで、電界カップリングによる力を大きくし、磁界カップリングによる力に近づけ、チャンネル間の干渉(カップリング)を低減する。
　なお、隣り合うアンテナ部220の電界導体222同士を近接させることは、隣り合うアンテナ部220の電界導体222の間隔を、隣り合うアンテナ部220のラング導体221の間隔よりも狭くすることで実現できる。例えば、本実施形態では、電界導体222の幅w2を、ラング導体221の幅w1より大きくすることにより、隣り合うアンテナ部220の電界導体222の間隔を、ラング導体221の間隔より狭くする。
　例えば、シート状導体210が幅360ミリ、長さ400ミリ、厚さ30ミクロンの銅箔でできており、そこから距離20ミリ離して幅w120ミリ、長さ200ミリのラング導体221を配置し、その両端に幅w2130ミリ、長さ80ミリの電界導体222を接続させることにより、本実施形態のアンテナ装置200を構成する。ラング導体221と電界導体222とは、例えば、銅箔などの導体で作成する。また、隣り合うチャンネルの電界導体222の間隔を10ミリとすれば、隣り合うラング導体221の間隔120ミリよりも狭く構成できる。
　次に、本実施形態のアンテナ装置200が、電界導体222を有することにより、被検体112表面に発生する遮蔽電流を抑制し、磁場の被検体112への浸透を増大させることを、図4、および図5を用いて説明する。
　図4および図5には、交流電圧がアンテナ装置200に印加された場合の、所定の瞬間の電流、磁力線、電界を示す。ここでは、被検体112として、生体を模擬したファントム113を用いる。ファントム113は、円筒形状を有し、その内部に、水と電解質とからなる水溶液が封入されたものである。ファントム113の内部に満たされる水溶液は、所定の電気伝導度を持つ。ファントム113のサイズは、例えば、ヒトの頭部を模擬したものの場合、直径20センチ、長さ30センチ程度とする。
　図4は、ラング導体221に流れる交流電流701により発生する磁力線702が、ファントム113に与える影響を説明するための図である。電流701が流れると、マクスウエルの方程式により、電流701を取り巻くように磁力線(B)702が発生する。磁力線(B)702は、シート状導体210とラング導体221との間を通り、ファントム113の円筒側面から侵入し、貫通しようとする。
　このとき、生体を模擬したファントム113内の水溶液が電気伝導度を持つため、貫通しようとする磁力線(B)702に対してファントム113表面に渦電流(表面電流)703が発生する。この渦電流(表面電流)703は、磁力線502の貫通を妨げようと作用する。また、この渦電流(表面電流)703は、ラング導体221に一番近い円筒側面では、ラング導体221に流れる電流に平行かつ逆向きに流れる。
　図5は、ラング導体221に流れる交流電流701により電界導体222に与えられる電圧711が、ファントム113に与える影響を説明するための図である。電流701が流れると、ラング導体221の両端の電界導体222のうち、一方の電界導体222にプラスの電圧711が与えられることとなる。プラスの電圧711が与えられた方の電界導体222から、図5に示すように、ファントム113の円筒端部に対して極性を有する電界(E)712が生じる。ここで生じる電界(E)712は、ファントム113の他端部まで生じ、図面左側では正の電圧、図面右側では負の電圧となる。この電界(E)712により、ファントム113の表面のラング導体221に近い部分に電流713が誘起される。この電流713の向きは、図4に示す渦電流(表面電流)703とは逆向きとなる。
　従って、電界(E)712によりファントム113の表面に生じる電流713は、ファントム113の表面に流れる渦電流(表面電流)703を打ち消すものとなる。すなわち、電界導体222に与えられる電圧711により発生する電界712によって、ファントム113表面の渦電流703を抑制することができる。そして、渦電流703が抑制されることにより、磁力線702の侵入を妨げるものが低減し、磁力線702は、ファントム113のより深く内部に浸透する。
　なお、電界導体222により効果的に被検体112へ電界を付与するためには、電界導体222の面積が大きいことが望ましい。本実施形態では、電界導体222の横幅w2をラング導体221の横幅w1よりも大きくすることにより、広い面積を持つ電界導体222を実現する。本実施形態のアンテナ装置200では、電界導体222の面積を大きくするほど被検体112に対して効率良く電界を付与することができる。ただし、電界導体222は、渦電流703を抑制できる電界を発生可能な面積を有していればよい。
　以上説明したように、本実施形態のMRI装置は、静磁場を発生し静磁場を形成するマグネット101と、前記静磁場への高周波信号の送信および前記静磁場内に置かれた被検体から発生する核磁気共鳴信号の受信の少なくとも一方を行うRFコイル103と、を備え、前記RFコイル103は、シート状導体210と、アンテナ部220と、を備え、前記アンテナ部220は、前記シート状導体210から所定の距離をおいて配置されるラング導体221と、前記シート状導体210から所定の距離をおいて、前記ラング導体221の両端部に配置される2つの電界導体222と、を備え、前記ラング導体221と前記シート状導体210とは、当該RFコイル103が送信する前記高周波信号または受信する前記核磁気共鳴信号の周波数で共振するループ回路を構成する。
　前記電界導体222は、前記ラング導体221に流れる電流が作る磁場により前記被検体表面に流れる遮蔽電流を抑制する必要にして充分な電界を発生させる。また、前記RFコイル103は、前記アンテナ部220を複数備える多チャンネルアンテナであって、各アンテナ部220の前記電界導体222は、隣接する前記アンテナ部220のラング導体221間の磁界カップリングを抑制する電圧を、当該隣接するアンテナ部220の前記電界導体222に発生させる。
　前記ラング導体221の両端部と当該ラング導体221の略直下のシート状導体210とを接続する2つの周波数調整キャパシタ223をさらに備え、前記周波数調整キャパシタ223の値は、前記ループ回路が前記高周波信号または前記核磁気共鳴信号の周波数で共振するよう調整される。また、前記ラング導体221と前記電界導体222とは、電気的に接続される。
　隣接する前記アンテナ部220の電界導体222の間隔は、当該隣接するアンテナ部220のラング導体221の間隔より狭くしてもよい。また、前記電界導体222は、前記電界を発生させるよう面積が決定されてもよい。
　すなわち、本実施形態では、RFコイル103として用いるアンテナ装置200は、電磁波を送受信するアンテナの構成要素であるラング導体221の両端に、所定の面積を有する電界導体222を備える。この電界導体222を備えることにより、本実施形態のアンテナ装置200は、隣り合うチャンネル間のカップリング電流を低減でき、また、被検体112の表面に発生する遮蔽電流を抑制し、RF磁場の被検体内部への浸透を良好にできる。
　このアンテナ装置200をRFコイル103として用いることにより、本実施形態のMRI装置100では、RFコイル103の被検体深部での感度を向上させることができる。また、このアンテナ装置200をRFコイル103として用いることにより、本実施形態のMRI装置では、磁界カップリングによる性能低下無しに、RF磁場の空間分布を、多チャンネル化して制御することにより均一化したり、多チャンネル化したアンテナを用いて撮像の速度を早くすることができる。
　特に、本実施形態のアンテナ装置200によれば、ラング導体221の短軸方向において、電界導体222の幅w2がラング導体221の幅w1より大きく、隣接するチャンネル間の電界導体222同士が近接しているため、磁界カップリングを抑える電界カップリングをより効果的な発生させることができる。
　また、本実施形態のアンテナ装置200によれば、電界導体222の面積S2を、遮蔽電流を抑える電界を発生させることが可能な大きさとしているため、効果的に遮蔽電流を抑え、RF磁場を、被検体112内部に深く浸透させることができる。
　なお、従来のTEM型アンテナのラング導体端部にも電界は生じる。しかし、従来のTEM型アンテナではラング導体の中心部と端部とで導体の幅が変わらない。従って、本実施形態のアンテナ装置200と同じ電圧を与えた場合であっても、ラング導体端部の有効な面積が小さいために、電界を効果的に被写体に対して付与することができない。
　また、鳥かご型のアンテナには、ラング導体の両端にリング導体が接続され、リング導体部分がラング導体部分よりも幅広くなっているものも存在する。しかし、鳥かご型のリング導体は円筒形状に1周、輪を作るように接続されており、電圧が必ずしもラング導体の端部で高くなるわけではない。そのため、ラング導体の端部が付与する電界の大きさは限定される。従って、本実施形態のアンテナ装置200同様の効果は得られない。また、鳥かご型アンテナは2チャンネル以上の独立チャンネルの構成が困難である。
　また、本実施形態のアンテナ装置200によれば、1チャンネルに1つの接続端子224を設け、その接続端子224を介して供給する電圧により、アンテナとしての機能と、電界導体222による遮蔽電流の抑制とを実現する。
　従って、本実施形態のアンテナ装置200により、簡易な構成で、複数のチャンネルを配置することができ、かつ、RF磁場の人体内部への浸透が良好なRFコイル103を構成できる。すなわち、本実施形態によれば、簡易な構成で高性能のRFコイル103を実現できる。
　なお、アンテナ装置200の共振周波数を調整する方法としては、周波数調整キャパシタ223の値を変える方法の他に、電界導体222とシート状導体210とによるキャパシタの容量を変える方法がある。電界導体222とシート状導体210とによるキャパシタの容量は、電界導体222の面積を変えること、または、電界導体222とシート状導体210との間に誘電体を入れることによって、変えることができる。より具体的には電界導体222の端部を切断したり、端部に銅板を付加することにより、電界導体222の面積の増減が可能である。また、誘電体として、テフロン(登録商標)の板などをシート状導体210と電界導体222との間に入れることでキャパシタ容量を増やすことができる。
　なお、本実施形態では、同軸ケーブル230の端部とアンテナ装置200との接続点である接続端子224は、図2に示すようにラング導体221の片方の端部付近に設置しているが、接続端子224の設置位置はこの限りではない。例えば、ラング導体221の中央部であってもよい。この場合、ラング導体221の中央部にギャップを設け、その両端部に同軸ケーブル230を接続する。また、例えば、電界導体222の端部とシート状導体210の双方に同軸ケーブル230を接続するよう構成してもよい。
　また、本実施形態では、アンテナ装置200は、送受信兼用のRFコイル103として用いられるが、送信のみ、あるいは、受信のみのRFコイルとして用いてもよい。この場合、RFコイル103(アンテナ装置200)には、デチューニングと言われる機能が必要になる。これは、他のアンテナ装置200との干渉を防ぐために、共振周波数をずらす機能である。
　この場合、アンテナ装置200は、例えば、図6に示すように、ラング導体221と、一方の電界導体222との間にギャップ241を設ける。そして、このギャップ241間をダイオード(不図示)で接続する。このような構成とすると、ダイオードに電流が流れ、ラング導体221と電界導体222とが接続された状態では、アンテナ装置200はアンテナとしての通常動作を行う。一方、ダイオードの電流を切ることで両者の接続が切られた状態では、アンテナ装置200は、接続が切られた側の電界導体222とシート状導体210との間の形成されるキャパシタ成分が共振に寄与しなくなるため、共振の周波数がずれ、デチューニングされる。
　また、上記実施形態では、カップリングの低減を、隣接するチャンネル間の電界導体222同士を近接して配置することにより実現しているが、これに限られない。例えば、隣接する2つの電界導体222間に数pFの容量を持つキャパシタを接続し、カップリングの抑制を実現してもよい。隣り合う2つのアンテナの導体をキャパシタで接続することで2つのアンテナ間の干渉を切る方法は従来技術として知られている。
　また、本実施形態では、アンテナ部220では、一対の電界導体222に対し、1のラング導体221を備える場合を例にあげて説明しているが、ラング導体221の数はこれに限られない。例えば、図7に示すように、アンテナ部220は、複数のラング導体221を備えてもよい。
　図7には、3本のラング導体221を1組として一対の電界導体222に接続して構成したアンテナ部220を、2つ平面状に並べたものを例示する。周波数調整キャパシタ223は、1のラング導体221の両端に設けられる。図7においては、1チャンネルにつき2つのキャパシタ223を図示しているが、3本あるラング導体221の両端それぞれに合計6つのキャパシタ223を設けることも可能である。なお、ここでは、接続端子224は、図示しない。ただし、接続端子224は、各チャンネル(アンテナ部220)に1つ配置される。電界導体222巻を接続するラング導体221の本数はこれに限られない。
　一対の電界導体222間を、複数本のラング導体221で接続することにより、より広い範囲で磁場を発生させることができ、広いアンテナ感度を実現できる。
　また、本実施形態では、アンテナ部220を2つ備える2チャンネルのアンテナ装置200を例にあげて説明したが、アンテナ部220(チャンネル)の数はこれに限られない。
アンテナ部220(チャンネル)数がいくつであっても、本実施形態同様、各アンテナ部220のラング導体221は、隣り合うアンテナ部のラング導体221と略平行になるように配置し、各アンテナ部220の電界導体222は、隣り合うアンテナ部の電界導体222と近接するよう配置する。
　<<第二の実施形態>>
　次に、本発明を適用する第二の実施形態について説明する。第一の実施形態のRFコイルでは、ラング導体221と電界導体222とは、電気的に接続される。一方、本実施形態では、ラング導体221と電界導体222とは、電気的に非接続とする。
　本実施形態のMRI装置100は、基本的に第一の実施形態と同様の構成を有する。ただし、上述のように、RFコイル103として用いるアンテナ装置の構成が異なる。以下、本実施形態について、第一の実施形態と異なるアンテナ装置に主眼をおいて説明する。
　図8は、第二の実施形態のアンテナ装置300を説明するための図である。本実施形態のアンテナ装置300は、第一の実施形態同様、シート状導体310と、アンテナ部320とを備える。また、アンテナ部320は、ラング導体321と、電界導体322と、周波数調整キャパシタ323と、接続端子324と、を備える。それぞれ、第一の実施形態の同名のものと同機能を有する。また、各部の構成および配置も基本的に第一の実施形態と同様である。
　ただし、本実施形態のアンテナ部320は、ラング導体321と、2つの電界導体322とを、それぞれ、別個に備える。すなわち、本実施形態のアンテナ部320では、図8に示すように、ラング導体321と電界導体322とは、電気的に接続されていない。
　本実施形態においても、シート状導体310上に、シート状導体310と所定の距離を保ち、ラング導体321と電界導体322とは配置される。また、電界導体322の横幅は、ラング導体321の横幅より大きくする。また、電界導体322の面積はラング導体321の面積より大きくすることが望ましい。隣接するアンテナ部320のラング導体321同士は略平行となるよう配置される。また、隣接するアンテナ部(チャンネル)の電界導体322同士は、カップリングを抑制可能なだけ十分に近接して配置される。各配置は、第一の実施形態同様、導体支持構造(不図示)により実現される。
　また、周波数調整キャパシタ323は、ラング導体321の両端にそれぞれ接続され、シート状導体310と接続する。ラング導体321と周波数調整キャパシタ323とシート状導体310とは、ループ状の回路を形成する。これにより、2つの周波数調整キャパシタ323と、ラング導体321と、シート状導体310とで形成される回路は、1チャンネルのアンテナとして機能する。また、このとき、周波数調整キャパシタ323は、MRI装置100で使用する周波数でアンテナ装置300が共振するよう調整される。これにより、本実施形態のアンテナ装置300は、MRI装置100のRFコイル103として機能する。図8では、1つのシート状導体310を共有する2つのアンテナ部320からなる、2チャンネルのアンテナ装置300を例示する。
　また、本実施形態のアンテナ装置300では、接続端子324は、各アンテナ部320に、ラング導体221と電界導体222との合計数、配置される。例えば、本実施形態では、1のラング導体221と2つの電界導体222とが配置される。従って、1のアンテナ部320に3つの接続端子324(324a、324b、324c)が配置される。
　例えば、本実施形態のアンテナ装置300では、1つの接続端子324aは、ラング導体321の片方の端部と直下のシート状導体310とに設けられる。すなわち、MRI装置100本体とアンテナ装置300とを接続する同軸ケーブル330aの中心導体が接続端子324aのラング導体321側に、同軸ケーブル330aの外部導体がシート状導体310側に接続される。残りの2つ接続端子324b、324cは、2つの電界導体322それぞれとシート状導体210とに設けられ、それぞれ、同軸ケーブル330b、330cでMRI装置100と接続される。
　本実施形態では、このような構成を有するため、各電界導体322には、それぞれの電界導体322に設けられる接続端子324b、324cを介して電圧が与えられる。従って、本実施形態のアンテナ装置300では、ラング導体321に流す電流と、電界導体322に与える電圧とを独立して制御できる。
　なお、各接続端子324a、324b、324cへ接続される同軸ケーブル330a、330b、330cは、シート状導体310に沿わせ、まとめてもよい。例えば、図8には、接続端子324cに接続される同軸ケーブル330cをシート状導体310に沿って接続端子324aのところまで配線し、接続端子324aに接続される同軸ケーブル330aとまとめて配線する場合を例示する。このように構成することにより、アンテナ装置300への配線が容易になる。
　ここで、本実施形態のアンテナ装置300をRFコイル103の送信アンテナとして用いる際に、3つの接続端子324a、324b、324cそれぞれに与える電圧の位相を説明する。本実施形態においても、第一の実施形態同様、電界導体322に極性を有する電界を発生させ、それにより被検体112の表面に流れる逆向きの電流により、被検体112表面の遮蔽電流を打ち消し、ラング導体321に流れる電流による磁場の浸透を良好にする。
　被検体112表面の遮蔽電流を打ち消す電流を流す電界を発生させるためには、ラング導体221の接続端子324aと、ラング導体221の接続端子324aが配置される側に接続される電界導体222の接続端子(図8の例では、324b)とには、同位相で給電する。そして、ラング導体221の接続端子324aが配置されていない側に接続される電界導体222の接続端子(図8の例では、324c)には、接続端子324aおよび324bへの給電した位相とは180度異なった位相(逆位相)で給電することが望ましい。
　このように給電することにより、両電界導体322に、第一の実施形態のアンテナ装置200と同位相の電圧を供給できる。これにより、本実施形態のアンテナ装置300も、第一の実施形態と同様に、遮蔽電流を打ち消す方向に電流を流す電界を発生する。
　図9に各給電点(接続端子324)に与える電圧の具体例を示す。図9では、横軸は時間、縦軸は電圧を表す。本図に示すように、接続端子324aと324bとには、実線のサイン波形の電圧801を、接続端子324cには接続端子324aおよび324bに与える電圧とは180度位相が異なる点線のサイン波形の電圧802を与える。
　接続端子324cに供給する電圧の波形を、他の2つの接続端子324aおよび324bに供給する電圧の波形と180度変える方法には、以下の手法がある。1つのパワーアンプからの出力を、それぞれの位相を同じとする3つの出力に分割する。そして、それぞれ、接続端子324a，324b，324cに供給する。その際、給電に用いる各同軸ケーブル330a，330b，330cの長さを、330aと330bとは同じとし、330cは、使用している周波数の半波長分、長く、あるいは短くする。このように構成することで、接続端子324cに入る位相を180度ずらすことができる。
　本実施形態のアンテナ装置300においても、第一の実施形態同様、チャンネル間のカップリングを効果的に抑制するため、電界導体322の横幅w2は、ラング導体321の横幅w1よい大きくし、隣り合うアンテナ部220の電界導体222の間隔が、ラング導体221の間隔より狭くなるよう配置する。
　また、同様に、電界導体322の面積を、被検体112の表面に発生する渦電流を抑制できる電界を発生可能な大きさとする。第一の実施形態では、電界導体222には、周波数調整キャパシタ223に生じる電圧が伝わり、電圧が与えられる。従って、電界導体222に与えられる電圧には制約があり、必要な電界を生じさせるためには、電界導体222の面積で調整する。一方、上述のように、本実施形態では、電界導体322に与える電圧は、ラング導体321に与える電流とは独立して制御可能である。従って、電圧の大きさを調整することで、発生させる電界も調整可能である。このため、第一の実施形態に比べ、電界導体322の面積の自由度は大きい。
　以上説明したように、本実施形態のMRI装置は、静磁場を発生し静磁場を形成するマグネット101と、前記静磁場への高周波信号の送信および前記静磁場内に置かれた被検体112から発生する核磁気共鳴信号の受信の少なくとも一方を行うRFコイル103と、を備え、前記RFコイル103は、シート状導体310と、アンテナ部320と、を備え、前記アンテナ部320は、前記シート状導体310から所定の距離をおいて配置されるラング導体321と、前記シート状導体310から所定の距離をおいて、前記ラング導体321の両端部に配置される2つの電界導体322と、を備え、前記ラング導体321と前記シート状導体310とは、当該RFコイル103が送信する前記高周波信号または受信する前記核磁気共鳴信号の周波数で共振するループ回路を構成する。
　前記電界導体322は、前記ラング導体321に流れる電流が作る磁場により前記被検体112表面に流れる遮蔽電流を抑制する電界を発生させる。また、前記RFコイル103は、前記アンテナ部320を複数備える多チャンネルアンテナであって、各アンテナ部320の前記電界導体322は、隣接する前記アンテナ部320のラング導体321間の磁界カップリングを抑制する電圧を、隣接するアンテナ部320の前記電界導体322に発生させる。
　前記ラング導体321の両端部と当該ラング導体321の略直下のシート状導体310とを接続する2つの周波数調整キャパシタ323をさらに備え、前記周波数調整キャパシタ323の値は、前記ループ回路が前記高周波信号または前記核磁気共鳴信号の周波数で共振するよう調整される。また、前記ラング導体321と前記電界導体322とは、電気的に非接続であり、前記電界導体322には、前記ラング導体321とは独立して電圧が付与され、当該電圧は、前記電界を発生させる大きさとする。
　隣接する前記アンテナ部320の電界導体322の間隔は、当該隣接するアンテナ部320のラング導体321の間隔より狭くしてもよい。
　すなわち、本実施形態によれば、第一の実施形態同様、電磁波を送受信するアンテナの構成要素であるラング導体221の両端に、所定の面積を有する電界導体222を備える。この電界導体222を備えることにより、本実施形態のアンテナ装置200は、隣り合うチャンネル間のカップリング電流を低減でき、また、被検体112の表面に発生する遮蔽電流を抑制し、RF磁場の被検体内部への浸透を良好にできる。
　このアンテナ装置200をRFコイル103として用いることにより、本実施形態のMRI装置100では、RFコイル103の被検体深部での感度を向上させることができる。また、このアンテナ装置200をRFコイル103として用いることにより、本実施形態のMRI装置では、磁界カップリングによる性能低下無しに、RF磁場の空間分布を、多チャンネル化して制御することにより均一化することができる。
　さらに、本実施形態のアンテナ装置300では、ラング導体321と、電界導体322とは、電気的に非接続である。従って、電界導体322への付与する電圧を、電磁波を送受信するラング導体221とは独立して制御することができ、電磁波の送受信と、遮蔽電流の抑制とを、それぞれ、最適に制御することができる。
　電界導体322に与える電圧を独自に制御可能であるため、電界導体322のサイズに、電界発生による制約はなく、より高い自由度で電界導体322を形成することができる。
　本実施形態においても、第一の実施形態同様、各種の変形が可能である。ラング導体321に対する接続端子324aの位置は問わない。ただし、接続端子324aの位置が図8と異なる場合は、各端子に与える電圧波形の位相の関係が図9のような単純な180度位相が逆転する関係ではなくなる。また、送受信いずれか一方を実現するようにしてもよい。この場合、ループ回路を構成するラング導体321の一部を切断してダイオードで接続することで、デチューニングを実現する。また、カップリングを低減させるため、隣接する2つのラング導体321間に数pFの容量を持つキャパシタを接続してもよい。さらに、一対の電界導体322に対し、隣接するラング導体321間でそれぞれ両端部分を接続した複数のラング導体321(図示せず)を備えるよう構成してもよい。
　なお、一対の電界導体322に対し、複数のラング導体321を備える場合、各ラング導体321と、一対の電界導体322それぞれに、接続端子を設ける。
　また、本実施形態も、第一の実施形態同様、2つのアンテナ部320を備える2チャンネルのアンテナ装置300を例にあげて説明したが、チャンネル数はこれに限られない。
　<<第三の実施形態>>
　次に、本発明を適用する第三の実施形態を説明する。本実施形態では、シート状導体を円筒または楕円筒の筒状に構成し、その内側に、それぞれ1チャンネルを構成する複数のアンテナ部を配置する。
　本実施形態のMRI装置100は、基本的に第一の実施形態と同様の構成を有する。ただし、上述のようにRFコイル103として用いるアンテナ装置の構成が異なる。本実施形態のアンテナ装置400は、図10に示すように、全体として筒状を有する。従って、本実施形態のMRI装置100は、円筒状のボアを有する水平磁場方式のものとする。以下、本実施形態について、第一の実施形態と異なる、アンテナ装置に主眼をおいて、図10および図11を用いて説明する。
　図10は、本実施形態のアンテナ装置400の外観図である。ここでは、一例として、円筒状のシート状導体410内に、円筒の片側の開口部から見て、右上、右下、左下、左上に、4つのアンテナ部420を設け、4チャンネルのアンテナとして構成した場合を例にあげて説明する。
　本図に示すように、本実施形態のアンテナ装置400も、第一の実施形態同様、シート状導体410と、アンテナ部420とを備える。また、アンテナ部420は、ラング導体421と、電界導体422と、周波数調整キャパシタと、接続端子とを備える。なお、本図では、説明を簡単にするため、周波数調整キャパシタと接続端子とは図示しない。
　接続端子には、第一の実施形態同様、同軸ケーブルが接続される。アンテナ装置400は、この同軸ケーブルを介してMRI装置100に接続される。図11は、本実施形態のアンテナ部420の、ラング導体421と電界導体422とを抜き出した図である。
　本実施形態のシート状導体410は、上述のように、第一、および第二の実施形態では平面状だったシート状導体を円筒形状に変形したものである。この円筒状のシート状導体410の内部に、4チャンネルの4組のアンテナ部420が配置される。本実施形態においても、1のアンテナ部420が1のチャンネルを構成する。
　図11に示すように、各アンテナ部420は、一対の電界導体422と、複数のラング導体421とを備える。各ラング導体421は、一対の電界導体422間に平行に配置される。図11では、ラング導体421が10本である場合を例示する。
　上述のように、一対の電界導体422間を、複数本のラング導体421で接続することにより、円筒内部の周方向により広い範囲で磁場を発生させることができ、広いアンテナ感度領域を実現できる。
　本実施形態のアンテナ装置400においても、アンテナ装置400の周方向において、電界導体422の横幅w2は、1本のラング導体421の幅w1より大きくする。これにより、電界導体422の面積を、遮蔽電流を打ち消す電流を流す電界を発生可能なだけ大きくする。
　ラング導体421および電界導体422は、第一の実施形態同様、シート状導体410から、所定の距離だけ離して配置される。例えば、シート状導体410が円筒状の場合、シート状導体410と同軸の仮想円筒上に配置する。また、シート状導体410が楕円筒状の場合、シート状導体410と同軸の仮想楕円筒上に配置する。仮想円筒、仮想楕円筒上への配置は、導体支持構造(不図示)により実現する。
　なお、シート状導体410が楕円筒状の場合、シート状導体410と、扁平率が異なる仮想楕円筒上、または、他の形状の仮想曲面上に配置されてもよい。この場合、例えば、図12に示すように、シート状導体410の断面の楕円の長軸半径方向に行くに従って、シート状導体410との距離が短くなるような仮想楕円筒411上または仮想曲面上に配置されてもよい。
　例えば、円筒形状のシート状導体410の直径を600ミリとすれば、ヒトを内部に設置して撮影できるアンテナ装置400を構成できる。また、円筒形状のシート状導体410の直径を270ミリ程度とすれば、ヒト頭部を中に設置して撮影できるアンテナ装置400を構成できる。
　なお、このように円筒または楕円筒内部に4チャンネルのアンテナを構成する場合、それぞれのチャンネルに送信するRF波形の振幅と位相とを変えることにより、被検体112に与える照射RFを最適化することができる。この方法はRFシミングあるいは、並列RF照射と呼ばれる。これらの方法を本実施形態のアンテナ装置400に適用することにより3テスラ以上の高磁場MRI装置において顕著となる照射RFの不均一を低減することができる。
　以上説明したように、本実施形態のMRI装置は、静磁場を発生し静磁場を形成するマグネット101と、前記静磁場への高周波信号の送信および前記静磁場内に置かれた被検体112から発生する核磁気共鳴信号の受信の少なくとも一方を行うRFコイル103と、を備え、前記RFコイル103は、シート状導体410と、アンテナ部420と、を備え、前記アンテナ部420は、前記シート状導体410から所定の距離をおいて配置されるラング導体421と、前記シート状導体410から所定の距離をおいて、前記ラング導体421の両端部に配置される2つの電界導体422と、を備え、前記ラング導体421と前記シート状導体410とは、当該RFコイル103が送信する前記高周波信号または受信する前記核磁気共鳴信号の周波数で共振するループ回路を構成する。
　前記電界導体422は、前記ラング導体421に流れる電流が作る磁場により前記被検体112表面に流れる遮蔽電流を抑制する電界を発生させる。また、前記RFコイル103は、前記アンテナ部420を複数備える多チャンネルアンテナであって、各アンテナ部420の前記電界導体422は、隣接する前記アンテナ部420のラング導体421間の磁界カップリングを抑制する電圧を、隣接するアンテナ部420の前記電界導体422に発生させる。
　前記ラング導体421の両端部と当該ラング導体421の略直下のシート状導体410とを接続する2つの周波数調整キャパシタをさらに備え、前記周波数調整キャパシタの値は、前記ループ回路が前記高周波信号または前記核磁気共鳴信号の周波数で共振するよう調整される。
　前記アンテナ部420を複数備え、前記各アンテナ部420は、それぞれ、当該RFコイル103を前記MRI装置100に接続する接続端子を備え、前記接続端子は、前記ラング導体421およびシート状導体410に接続され、前記シート状導体410は筒状であり、前記各接続端子を介して前記各アンテナ部420に供給される電圧の位相および振幅は、当該RFコイル103から送信される前記高周波信号が最適化されるよう、独立して制御される。
　前記シート状導体410は、楕円筒状であってもよい。また、前記アンテナ部420は、前記楕円筒の断面の長軸半径方向に行くに従って、前記シート状導体との距離が短くなるような仮想曲面上に配置されてもよい。また、前記ラング導体421の短軸方向において、前記電界導体422の幅は、前記ラング導体421の幅より広くしてもよい。
　すなわち、本実施形態のアンテナ装置400は、第一の実施形態同様、電磁波を送受信するアンテナの構成要素であるラング導体421の両端に、所定の面積を有する電界導体422を備える。この電界導体422を備えることにより、本実施形態のアンテナ装置400は、隣り合うチャンネル間のカップリング電流を低減でき、また、被検体112の表面に発生する遮蔽電流を抑制し、RF磁場の被検体内部への浸透を良好にできる。
　このアンテナ装置200をRFコイル103として用いることにより、本実施形態のMRI装置100では、RFコイル103の被検体深部での感度を向上させることができる。また、このアンテナ装置200をRFコイル103として用いることにより、本実施形態のMRI装置では、磁界カップリングによる性能低下無しに、RF磁場の空間分布を、多チャンネル化して制御することにより均一化することができる。
　特に、本実施形態のアンテナ装置400によれば、図10に示すように、複数のラング導体421を有するアンテナ部420を、4つ並べ、4チャンネルのアンテナとして構成すると、そのサイズと形状とから3テスラ以上のMRI装置100において、体幹部の送受信アンテナとして好適である。
　なお、各電界導体422は、図11に示すように、切れ目(スリット)441を備えていてもよい。スリット441を入れることにより、傾斜磁場コイル102が発生する磁場によって電界導体422表面に発生する渦電流を低減することができる。これにより、電界導体422の表面に発生する渦電流による、発熱や画像への悪影響を低減することができる。
　図11では、1の電界導体422に、4本のスリット441を入れ、電界導体422を5つの部分導体に分割する場合を例示する。各部分導体は、隣接する部分導体と、スリット441の両端部分でスリット接続キャパシタで接続する。スリット接続キャパシタには、数100から数千pFのものを用いる。スリット接続キャパシタは、傾斜磁場で使用する数kHzの交流磁場では電気的に分断され、RFコイル103として使用する数10MHz以上の交流磁場では1つの広い電界導体422として作用するよう調整される。このような構造を取り入れることで、傾斜磁場の渦電流を影響を著しく減少させることができる。
　更に、本実施形態のアンテナ装置400は、図10に示すように、隣り合うチャンネル(アンテナ部420)間のラング導体421の片側の端部間を結ぶブリッジ導体442を備えてもよい。ブリッジ導体442の両端と、隣り合うチャンネル(アンテナ部420)のラング導体421の端部とは、カップリング低減キャパシタで接続する。本実施形態のアンテナ装置400では、このように構成することにより、更にチャンネル間のカップリングを減少させる。このブリッジ導体442は、チャンネル間のカップリングが大きく、電界導体422を付与したにもかかわらず、わずかなカップリングが残る場合に使用する。例えば、ブリッジ導体442とラング導体421との間の接続に、数pFのカップリング低減キャパシタを使用することで、チャンネル間のカップリングをSパラメータの値で-15dB以下程度にすることができる。
　なお、電界導体422にかかる電圧は、数kV程度に高くなる場合がある。その際のコロナ放電などを防止するため、電界導体422の角の部分を丸くする、端部をコロナドープコーティングする、といった加工を施しても良い。
　また、沿面放電を防ぐために、電界導体422の端部に空気層を設けてもよい。これは、導体支持構造と電界導体422との接触面を減らすことを目的としたものである。
　なお、本実施形態では、第一の実施形態同様、電界導体とラング導体とが電気的に接続されている構成を例にあげて説明したが、これに限られない。第二の実施形態のように、電界導体とラング導体とは電気的に非接続であってもよい。この場合は、第二の実施形態のように、各ラング導体、一対の電界導体それぞれに、接続端子を設け、同軸ケーブル430を接続する。
　また、第一の実施形態同様、共振周波数を調整するため、第一の実施形態と同様の手法で電界導体422とシート状導体410とによるキャパシタの容量を変えるよう構成してもよい。また、ラング導体421に対する接続端子の位置は問わない。また、送受信いずれか一方を実現するようにしてもよい。この場合、第一の実施形態同様、ラング導体421と電界導体422との間にギャップを設け、その間をダイオードで接続し、デチューニングを実現する。また、一対の電界導体422間のラング導体421は、1本であってもよい。
　なお、電界導体422にスリット441を入れる構成、および、隣接するアンテナ部420(チャンネル)間にブリッジ導体442を配置し、カップリング低減キャパシタで接続する構成は、他の実施形態にも適用可能である。
　また、本実施形態においても、4つのアンテナ部420を備える4チャンネルのアンテナ装置400を例にあげて説明したが、チャンネル数はこれに限られない。
　<<第四の実施形態>>
　次に、本発明を適用する第四の実施形態を説明する。本実施形態のMRI装置のRFコイルとして用いるアンテナ装置は、ラング導体を所望の長さに調製可能とする。
　本実施形態のMRI装置100は、基本的に第一の実施形態と同様の構成を有する。ただし、上述のように、RFコイル103に用いるアンテナ装置の構成が異なる。以下、本実施形態について、第一の実施形態と異なる、アンテナ装置に主眼をおいて説明する。
　図13は、本実施形態のアンテナ装置500の外観図である。本実施形態のアンテナ装置500も、第一の実施形態同様、シート状導体510と、アンテナ部520とを備える。また、アンテナ部520は、ラング導体521と、電界導体522と、周波数調整キャパシタと、接続端子とを備える。ここでは、説明を簡単にするため、周波数調整キャパシタと、接続端子とは図示しない。なお、各構成は、第一の実施形態の同名の構成と同様の機能を有する。
　また、周波数調整キャパシタは、ラング導体521の両端に接続され、それぞれ、シート状導体510と接続する。ラング導体521と周波数調整キャパシタとシート状導体510とは、ループ状の回路を形成する。これにより、2つの周波数調整キャパシタと、ラング導体521と、シート状導体510とで形成される回路は、1チャンネルのアンテナとして機能する。接続端子は、チャンネル毎に1つ設けられる。また、このとき、周波数調整キャパシタは、MRI装置100で使用する周波数でアンテナ装置500が共振するよう調整される。これにより、本実施形態のアンテナ装置500は、MRI装置100のRFコイル103として機能する。
　図13には、一例として、4つのアンテナ部520により構成される4チャンネルのアンテナ装置500を示す。なお、シート状導体510は、円筒側面の一部分を切り取った形状の場合を例示する。
　図13に示すように、本実施形態のラング導体521は、第一の実施形態同様、一対の電界導体522を、その両端にそれぞれ接続する。そして、本実施形態のラング導体521は、第一の実施形態同様、細長い平板またはテープ状、もしくは棒状や筒状の導体で作成される。ただし、その一部に折り返し部541を有する。
　図13には、テープ状の導体が輪を作るように一回転した折り返し部541を有するラング導体521を例示する。ラング導体521を端からたどると、一方向に進んでいたラング導体521が、折り返し部541で一度折り返して逆向きに進み、もう一度折り返してはじめと同じ方向に進み、他方の端まで達する。折り返し部541の、1度折り返して逆に進む部分542は、その他の部分よりも、シート状導体510に近い領域を通る。
　本実施形態のラング導体521は、逆に進む部分542と、その他のシート状導体510に平行な部分とで、それぞれ、シート状導体510との距離を一定に保つよう配置する。また、シート状導体510には触れないように配置する。なお、電界導体522は、シート状導体510と、ラング導体521の逆に進む部分542以外と同様の距離を保ち、配置される。配置は、第一の実施形態同様、導体支持構造(不図示)により実現する。
　なお、折り返し部541の形状は、らせん(スパイラル)形状とも呼ぶ。また、横から見ると輪になって見えるのでループ形状とも呼ぶことができる。
　ラング導体521を、図13に示す折り返し部541を有する形状にすることで、ラング導体521の実効的な長さが長くなる。従って、本実施形態では、ラング導体521両端部分に生じる電圧が、折り返し部541を有しないラング導体521に比べて高くなる。
　さらに、本実施形態のラング導体521は、その実効的な長さを、折り返し部541の長さを変化させることで調整可能である。ラング導体521を含むアンテナ装置500の共振周波数fと、ラング導体521の実効的なインダクタンスLと、周波数調整キャパシタの容量を含むアンテナ部520とシート状導体510とによるキャパシタ成分Cとは、f＝α(L×C)-1/2の関係を有する(ここで、αは比例定数)。すなわち、共振周波数fは、ラング導体521の実効的なインダクタンスLと、キャパシタ成分の容量Cとにより定まる。従って、ラング導体521の実効的な長さを調整することによりインダクタンスLを調整することができ、アンテナ装置500を所望の共振周波数とするための周波数調整キャパシタの容量を調整することができる。
　例えば、ラング導体521の実効的な長さを長くすることにより、共振に必要な周波数調整キャパシタの容量を小さくできる。また、ラング導体521の実効的な長さによっては、周波数調整キャパシタが不要となる。周波数調整キャパシタが不要の場合、シート状導体510への周波数調整キャパシタのハンダ付けが不要となるため、アンテナ部520をシート状導体510の上で自由に移動させることができ、設計の自由度が増す。
　なお、図13では、折り返し部541の折り返し数(スパイラルの回転数)は1回であるが、回数は問わない。2回、3回など複数回回転するスパイラル形状のラング導体521を構成してもよい。
　また、本実施形態のアンテナ装置500においても、ラング導体521および電界導体522の、他の構成上の特徴は第一の実施形態と同様とする。すなわち、電界導体522の横幅w2は、ラング導体521の横幅w1より大きくする。また、電界導体522の面積は、遮蔽電流を抑える電界を発生させることが可能な大きさとする。例えば、ラング導体521の面積より大きくすることが望ましい。隣接するアンテナ部520のラング導体521同士は基本的に略平行となるよう配置する。また、隣接するアンテナ部(チャンネル)の電界導体522同士は、カップリングを抑制可能なだけ十分に近接して配置する。
　以上説明したように、本実施形態のMRI装置は、静磁場を発生し静磁場を形成するマグネット101と、前記静磁場への高周波信号の送信および前記静磁場内に置かれた被検体112から発生する核磁気共鳴信号の受信の少なくとも一方を行うRFコイル103と、を備え、前記RFコイル103は、シート状導体510と、アンテナ部520と、を備え、前記アンテナ部520は、前記シート状導体510から所定の距離をおいて配置されるラング導体521と、前記シート状導体510から所定の距離をおいて、前記ラング導体521の両端部に配置される2つの電界導体522と、を備え、前記ラング導体521と前記シート状導体510とは、当該RFコイル103が送信する前記高周波信号または受信する前記核磁気共鳴信号の周波数で共振するループ回路を構成する。
　前記電界導体522は、前記ラング導体521に流れる電流が作る磁場により前記被検体112表面に流れる遮蔽電流を抑制する電界を発生させる。また、前記RFコイル103は、前記アンテナ部520を複数備える多チャンネルアンテナであって、各アンテナ部520の前記電界導体522は、隣接する前記アンテナ部520のラング導体521間の磁界カップリングを抑制する電圧を、隣接するアンテナ部520の前記電界導体522に発生させる。
　前記ラング導体521の両端部と当該ラング導体521の略直下のシート状導体510とを接続する2つの周波数調整キャパシタをさらに備え、前記周波数調整キャパシタの値は、前記ループ回路が前記高周波信号または前記核磁気共鳴信号の周波数で共振するよう調整される。
　前記ラング導体521は、当該ラング導体521の長さを調整可能な形状を有し、前記ラング導体521の長さは、前記ループ回路が前記高周波信号または前記核磁気共鳴信号の周波数で共振するよう調整される。前記ラング導体521は、スパイラル形状を有してもよい。
　なお、前記ラング導体521と前記電界導体522とは、電気的に接続されていてもよい。また、隣接する前記アンテナ部520の電界導体522の間隔は、当該隣接するアンテナ部520のラング導体521の間隔より狭くしてもよい。また、前記電界導体522は、前記電界を発生させるよう面積が決定されてもよい。
　すなわち、本実施形態では、RFコイル103として用いるアンテナ装置500は、電磁波を送受信するアンテナの構成要素であるラング導体521の両端に、所定の面積を有する電界導体522を備える。この電界導体522を備えることにより、本実施形態のアンテナ装置500は、隣り合うチャンネル間のカップリング電流を低減でき、また、被検体112の表面に発生する遮蔽電流を抑制し、RF磁場の被検体内部への浸透を良好にできる。
　このアンテナ装置500をRFコイル103として用いることにより、本実施形態のMRI装置100では、RFコイル103の被検体深部での感度を向上させることができる。また、このアンテナ装置500をRFコイル103として用いることにより、本実施形態のMRI装置では、磁界カップリングによる性能低下無しに、RF磁場の空間分布を、多チャンネル化して制御することにより均一化することができる。
　特に、本実施形態のアンテナ装置500によれば、ラング導体521の短軸方向において、電界導体522の幅w2がラング導体521の幅w1より大きく、隣接するチャンネル間の電界導体522同士が近接しているため、磁界カップリングを抑える電界カップリングをより効果的に発生させることができる。
　また、本実施形態のアンテナ装置500によれば、電界導体222の面積S2を、遮蔽電流を抑える電界を発生させることが可能な大きさとしているため、効果的に遮蔽電流を抑え、RF磁場を、被検体112内部に深く浸透させることができる。
　また、本実施形態のアンテナ装置500によれば、1チャンネルに1つの接続端子を設け、その接続端子を介して供給する電圧により、アンテナとしての機能と、電界導体522による遮蔽電流の抑制とを実現する。
　さらに、本実施形態によれば、ラング導体521の長さを長くすることができる。これにより、周波数調整キャパシタの容量を低減することができ、簡易な構成で上記の効果を得ることができる。さらに、ラング導体521の長さを長くするだけでなく、所望の長さに調整することができる。これにより、周波数調整キャパシタを不要とすることができ、より簡易な構成で同様の効果を持つアンテナ装置を実現できる。
　従って、本実施形態のアンテナ装置500により、簡易な構成で、複数のチャンネルを配置することができ、かつ、RF磁場の人体内部への浸透が良好なRFコイル103を構成できる。すなわち、本実施形態によれば、簡易な構成で高性能のアンテナ装置を実現できる。
　特に、本実施形態のアンテナ装置500は、電界導体522に与える電圧を上げたい場合、シート状導体510とラング導体521とを接続する周波数調整キャパシタを設けたくない場合に有用である。
　なお、ラング導体521の実効的な長さを伸ばす手法は、折り返し部541を設けるものに限られない。例えば、図14に示すようにラング導体521を構成する導体を加工してもよい。
　図14は、本実施形態のアンテナ装置500の変形例のアンテナ装置600の外観図である。本変形例のアンテナ装置600も、シート状導体610と、アンテナ部620とを備える。図14には、円筒状のシート状導体610の内部に3つのアンテナ部620が配置され、3チャンネルのアンテナ装置を構成する場合を例示する。
　図15は、アンテナ部620を抜き出した図である。アンテナ部620は、一対の電界導体622と、その間を結ぶ1本以上のラング導体621と、周波数調整キャパシタ623と、接続端子624とを備える。接続端子624には、MRI装置100の本体と接続する同軸ケーブル630が接続される。各部は、他の実施形態の同名の構成と同機能である。配置、構成も基本的に同様である。
　本変形例のラング導体621は、図15に示すように、平板形状またはテープ状の導体で構成される。テープ状の導体は、左右から交互に入れられた切り込み641を備える。
左右からの切り込み641を備えることにより、ラング導体621の実効的な長さが長くなるとともに、ラング導体621上で電流がジグザクに流れる。
　本変形例のラング導体621は、この切り込み641により、蛇行形状をしているといえる。ラング導体621を、蛇行形状とすることにより、ラング導体621のインダクタンスが大きくなり、このラング導体621を構成要素とするアンテナ装置600の共振周波数を下げることができる。
　このように、本変形例は、ラング導体621のインダクタンスを大きくしたい場合に有用である。
　なお、本変形例のアンテナ装置600は、図14に示すように、ラング導体621とその両端部に接続された電界導体622とを支える筐体部分として、薄い円筒構造651を備える。この薄い円筒構造651は、FRPなどの材質で作られる。また、この薄い円筒構造651は、シート状導体610の上に配置される支持部材652に接続され、支えられる。
　支持部材652はFRPなどの素材で作られ、壁あるいは梁のような構造を有する。この支持部材652は、ラング導体621、電界導体622等の導体部分を避けて配置される。導体部分を避けて配置する理由は、高電圧による沿面放電を避けるためである。
　なお、送信および受信の少なくとも一方に用いる同軸ケーブル630は、薄い円筒構造651とシート状導体610との間に配置される。また、ラング導体621とその両端部に接続された電界導体622とを支えるの薄い構造651と、支持部材652とは、他の実施形態にも、導体支持構造として、適用可能である。
　以上、説明したように、本実施形態におけるラング導体の形状は、直線形状だけでなく、スパイラル形状や、蛇行形状など、シート状導体510と周波数調整キャパシタとともにループ回路を構成してアンテナとして機能しさえすれば、様々な形状が可能である。
　また、本実施形態においても、第一の実施形態同様、各種の変形が可能である。例えば、共振周波数を調整するため、第一の実施形態と同様の手法で電界導体522とシート状導体510とによるキャパシタの容量を変えるよう構成してもよい。また、ラング導体521に対する接続端子の位置は問わない。また、送受信いずれか一方を実現するようにしてもよい。この場合、第一の実施形態同様、ラング導体521と電界導体522の一方との間にギャップを設け、その間をダイオードで接続し、デチューニングを実現する。また、カップリングを低減させるため、隣接する2つの電界導体522間に数pFの容量を持つキャパシタを接続してもよい。さらに、一対の電界導体522に対し、複数のラング導体321を備えるよう構成してもよい。
　また、本実施形態においても、アンテナ装置500または600を、4つのアンテナ部520または620を備える4チャンネルのアンテナを例にあげて説明したが、アンテナ部(チャンネル)の数は、これに限られない。
　また、上記各実施形態では、アンテナ装置が複数チャンネルの場合を例にあげて説明したが、シート状導体とアンテナ部とから構成される1チャンネルのアンテナ装置であってもよい。1チャンネルのアンテナ装置の場合、隣接するチャンネル間のカップリングについては考慮する必要はないが、上記各実施形態のアンテナ装置によれば、電界導体を備えることにより、被検体への磁場の浸透度の高いアンテナ装置を得ることができる。例えば、高磁場のMRI装置であっても、RF磁場の空間分布に不均一が発生しにくい場合などは、複数チャンネルのアンテナ装置を用いてRF磁場の空間分布の不均一を調整する必要がない。このような場合、上記各実施形態の、1チャンネルのアンテナ装置を用い、RF磁場の空間分布が均一な環境下で、RF磁場の被検体内部への浸透を良好にするRFコイルを実現できる。
　また、上記各実施形態のアンテナ装置は、MRI装置のRFコイルとしてだけでなく、数MHzから数GHzの周波数を持つ電磁波を使用するあらゆる機器に応用可能である。
　100　MRI装置、101　マグネット、102　傾斜磁場コイル、103　RFコイル、104　送受信機、105　データ処理部、106　送受信ケーブル、107　傾斜磁場制御ケーブル、108　表示装置、109　傾斜磁場電源、111　ベッド、112　被検体、113　ファントム、200　アンテナ装置、210　シート状導体、220　アンテナ部、221　ラング導体、222　電界導体、223　周波数調整キャパシタ、224　接続端子、230　同軸ケーブル、241　ギャップ、300　アンテナ装置、310　シート状導体、320　アンテナ部、321　ラング導体、322　電界導体、323　周波数調整キャパシタ、324　接続端子、324a　接続端子、324b　接続端子、324c　接続端子、330a　同軸ケーブル、330b　同軸ケーブル、330c　同軸ケーブル、400　アンテナ装置、410　シート状導体、411　仮想楕円筒、420　アンテナ部、421　ラング導体、422　電界導体、430　同軸ケーブル、441　スリット、442　ブリッジ導体、500　アンテナ装置、510　シート状導体、520　アンテナ部、521：ラング導体、522　電界導体、541　折り返し部、542　逆に進む部分、600　アンテナ装置、610　シート状導体、620　アンテナ部、621　ラング導体、622　電界導体、623　周波数調整キャパシタ、624　接続端子、630　同軸ケーブル、641　切り込み、651　薄い円筒構造、652　支持部材、701　電流、702　磁力線、703　渦電流、711　電圧、712　電界、713　電流、721　電流、722　磁場、723　電流、724　荷電、725　荷電、726　電流、801　電圧、802　電圧

Claims (20)

  1. 　静磁場を発生し静磁場を形成するマグネットと、前記静磁場への高周波信号の送信および前記静磁場内に置かれた被検体から発生する核磁気共鳴信号の受信の少なくとも一方を行うRFコイルと、を備える磁気共鳴イメージング装置において、
    　前記RFコイルは、
    　シート状導体と、
    　アンテナ部と、を備え、
    　前記アンテナ部は、
    　前記シート状導体から所定の距離をおいて配置されるラング導体と、
    　前記シート状導体から所定の距離をおいて、前記ラング導体の両端部に配置される2つの電界導体と、を備え、
    　前記ラング導体と前記シート状導体とは、当該RFコイルが送信する前記高周波信号または受信する前記核磁気共鳴信号の周波数で共振するループ回路を構成すること
    　を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  2. 　請求項1記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    　前記電界導体は、前記ラング導体に流れる電流が作る磁場により前記被検体表面に流れる遮蔽電流を抑制する電界を発生させること
    　を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  3. 　請求項1または2記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    　前記RFコイルは、前記アンテナ部を複数備える多チャンネルアンテナであって、
    　各アンテナ部の前記電界導体は、隣接する前記アンテナ部のラング導体間の磁界カップリングを抑制する電圧を、隣接する前記アンテナ部の前記電界導体に発生させること
    　を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  4. 　請求項1記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    　前記ラング導体の短軸方向において、前記電界導体の幅は、前記ラング導体の幅より広いこと
    　を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  5. 　請求項3記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    　隣接する前記アンテナ部の電界導体の間隔は、当該隣接するアンテナ部のラング導体の間隔より狭いこと
    　を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  6. 　請求項1または2記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    　前記ラング導体の両端部と当該ラング導体の略直下のシート状導体とを接続する2つの周波数調整キャパシタをさらに備え、
    　前記周波数調整キャパシタの値は、前記ループ回路が前記高周波信号または前記核磁気共鳴信号の周波数で共振するよう調整されること
    　を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  7. 　請求項1または2記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    　前記ラング導体は、当該ラング導体の長さを調整可能な形状を有し、
    　前記ラング導体の長さは、前記ループ回路が前記高周波信号または前記核磁気共鳴信号の周波数で共振するよう調整されること
    　を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  8. 　請求項1または2記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    　前記アンテナ部は、前記ラング導体を複数備えること
    　を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  9. 　請求項1または2記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    　前記アンテナ部を複数備え、
    　前記各アンテナ部は、それぞれ、前記RFコイルを当該磁気共鳴イメージング装置に接続する接続端子を備え、
    　前記接続端子は、前記ラング導体およびシート状導体に接続され、
    　前記シート状導体は筒状であり、
    　前記各接続端子を介して前記各アンテナ部に供給される電圧の位相および振幅は、前記RFコイルから送信される前記高周波信号が最適化されるよう、独立して制御されること
    　を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  10. 　請求項9記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    　前記シート状導体は、楕円筒状であること
    　を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  11. 　請求項10記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    　前記アンテナ部は、前記楕円筒の断面の長軸半径方向に行くに従って、前記シート状導体との距離が短くなるような仮想曲面上に配置されること
    　を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  12. 　請求項1または2記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    　前記ラング導体と前記電界導体とは、電気的に接続されること
    　を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  13. 　請求項2記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    　前記電界導体は、前記電界を発生させるよう面積が決定されること
    　を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  14. 　請求項2記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    　前記ラング導体と前記電界導体とは、電気的に非接続であり、
    　前記電界導体には、前記ラング導体とは独立して電圧が付与され、
    　当該電圧は、前記電界を発生させる大きさであること
    　を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  15. 　請求項1または2記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    　前記核磁気共鳴信号に位置情報を付与する傾斜磁場を印加する傾斜磁場印加手段をさらに備え、
    　前記電界導体は、
    　スリットと、
    　当該スリットの両側を接続するスリット接続キャパシタと、を備え、
    　前記スリット接続キャパシタは、前記傾斜磁場で使用する交流磁場の周波数では、前記スリットの両側が電気的に分断されるよう調整されること
    　を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  16. 　請求項3記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    　隣接するチャンネルの前記電気導体間を接続し、前記磁界カップリングを抑制するカップリング低減キャパシタを備えること
    　を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  17. 　請求項7記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    　前記ラング導体は、スパイラル形状を有すること
    　を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  18. 　請求項7記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    　前記ラング導体は、平板形状を有し、左右交互に入れられた切り込みを備えること
    　を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  19. 　静磁場を発生し静磁場を形成するマグネットと、前記静磁場への高周波信号の送信および前記静磁場内に置かれた被検体から発生する核磁気共鳴信号の受信のいずれか一方を行うRFコイルと、を備えた磁気共鳴イメージング装置において、
    　前記RFコイルは、
    　シート状導体と、
    　アンテナ部と、を備え、
    　前記アンテナ部は、
    　前記シート状導体から所定の距離をおいて配置されるラング導体と、
    　前記シート状導体から所定の距離をおいて、前記ラング導体の両端部に配置される2つの電界導体と、
    　前記ラング導体と前記電界導体の一方とを接続するダイオードと、を備え、
    　前記ラング導体と前記シート状導体とは、当該RFコイルが送信する前記高周波信号または受信する前記核磁気共鳴信号の周波数で共振するループ回路を構成すること
    　を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  20. 　シート状導体と、
    　アンテナ部と、を備え、
    　前記アンテナ部は、
    　前記シート状導体から所定の距離をおいて配置されるラング導体と、
    　前記シート状導体から所定の距離をおいて、前記ラング導体の両端部に配置される2つの電界導体と、を備え、
    　前記ラング導体と前記シート状導体とは、予め定めた周波数で共振するループ回路を構成すること
    　を特徴とするアンテナ装置。
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