WO2014208501A1 - 磁気共鳴イメージング装置及びｒｆコイルアッセンブリ - Google Patents

磁気共鳴イメージング装置及びｒｆコイルアッセンブリ Download PDF

Info

Publication number
WO2014208501A1
WO2014208501A1 PCT/JP2014/066564 JP2014066564W WO2014208501A1 WO 2014208501 A1 WO2014208501 A1 WO 2014208501A1 JP 2014066564 W JP2014066564 W JP 2014066564W WO 2014208501 A1 WO2014208501 A1 WO 2014208501A1
Authority
WO
WIPO (PCT)
Prior art keywords
coil
tuning
fixture
matching
state
Prior art date
Application number
PCT/JP2014/066564
Other languages
English (en)
French (fr)
Inventor
正良 土畑
悦久 五月女
Original Assignee
株式会社日立製作所
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by 株式会社日立製作所 filed Critical 株式会社日立製作所
Priority to US14/897,669 priority Critical patent/US10653335B2/en
Priority to JP2015524039A priority patent/JP6005279B2/ja
Publication of WO2014208501A1 publication Critical patent/WO2014208501A1/ja

Links

Images

Classifications

    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/05—Detecting, measuring or recording for diagnosis by means of electric currents or magnetic fields; Measuring using microwaves or radio waves 
    • A61B5/055—Detecting, measuring or recording for diagnosis by means of electric currents or magnetic fields; Measuring using microwaves or radio waves  involving electronic [EMR] or nuclear [NMR] magnetic resonance, e.g. magnetic resonance imaging
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01R—MEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
    • G01R33/00—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables
    • G01R33/20—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
    • G01R33/28—Details of apparatus provided for in groups G01R33/44 - G01R33/64
    • G01R33/32—Excitation or detection systems, e.g. using radio frequency signals
    • G01R33/34—Constructional details, e.g. resonators, specially adapted to MR
    • G01R33/34084—Constructional details, e.g. resonators, specially adapted to MR implantable coils or coils being geometrically adaptable to the sample, e.g. flexible coils or coils comprising mutually movable parts
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01R—MEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
    • G01R33/00—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables
    • G01R33/20—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
    • G01R33/28—Details of apparatus provided for in groups G01R33/44 - G01R33/64
    • G01R33/32—Excitation or detection systems, e.g. using radio frequency signals
    • G01R33/36—Electrical details, e.g. matching or coupling of the coil to the receiver
    • G01R33/3628—Tuning/matching of the transmit/receive coil
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01R—MEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
    • G01R33/00—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables
    • G01R33/20—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
    • G01R33/28—Details of apparatus provided for in groups G01R33/44 - G01R33/64
    • G01R33/32—Excitation or detection systems, e.g. using radio frequency signals
    • G01R33/36—Electrical details, e.g. matching or coupling of the coil to the receiver
    • G01R33/3664—Switching for purposes other than coil coupling or decoupling, e.g. switching between a phased array mode and a quadrature mode, switching between surface coil modes of different geometrical shapes, switching from a whole body reception coil to a local reception coil or switching for automatic coil selection in moving table MR or for changing the field-of-view

Definitions

  • the present invention relates to a magnetic resonance imaging apparatus (MRI apparatus), and relates to a high-frequency coil (RF coil) used on a patient table and its fixture.
  • MRI apparatus magnetic resonance imaging apparatus
  • RF coil high-frequency coil
  • the MRI apparatus arranges a subject in a uniform static magnetic field space in a shield room, applies a gradient magnetic field and an excitation high-frequency magnetic field, and generates a nuclear magnetic resonance signal generated by using a nuclear magnetic resonance phenomenon as a high-frequency coil. It is an apparatus that receives an image with an (RF receiving coil) and images an inspection object. The range that can be photographed simultaneously is limited to the range of the static magnetic field space at the maximum, and the range where high image quality is obtained is limited to the sensitivity range of the RF receiving coil.
  • the performance required for the RF receiving coil includes a high S / N ratio for high image quality, a wide sensitivity range for wide-field imaging, and parallel imaging performance for high-speed imaging.
  • Parallel imaging is a method of shortening imaging time by simultaneously measuring signals using a receiving coil composed of a plurality of coil elements.
  • a plurality of rectangular or circular loop coil elements are arranged in a certain direction (body width direction or body axis direction), and the phase encoding direction is selected in that direction. If the arrangement of the coil elements is optimal, this is a technique that can reduce the time to 1 / the number arranged in the phase encoding direction.
  • the electromagnetic coupling between the plurality of loop-shaped coil elements needs to be sufficiently small. This is because, if there is electromagnetic coupling between the coil elements, noise interferes between the coil elements and degrades the SN ratio of the image.
  • magnetic coupling generated between the elements is suppressed by using a low input impedance amplifier and capacitor for signal detection / amplification connected to each element. According to this method, if the distance between the two coil elements is large to some extent, the electromagnetic coupling between the two coil elements can be reduced to a level that causes no problem in practice.
  • Non-Patent Document 1 when the loop dimension of the coil element is large with respect to the distance between the two coil elements, the magnetic coupling cannot be suppressed only by the method described in Non-Patent Document 1.
  • magnetic coupling between the coil elements can be removed by appropriately overlapping two adjacent coil elements (about 10% in area).
  • the degree of overlap is not appropriate, the resonance point of the input impedance of the coil is divided into two or more because of mutual inductive coupling.
  • the electromagnetic coupling between the two is so large that the resonance point of the input impedance of the coil is divided into two or more, the magnetic coupling cannot be suppressed even if the method described in Non-Patent Document 1 is used.
  • the RF receiving coil that receives a nuclear magnetic resonance signal
  • it can also be realized with the same coil structure as an RF irradiation coil for applying a high-frequency magnetic field.
  • an irradiation coil what is connected to the RF coil is not a low noise amplifier and receiver with low input impedance for signal detection / amplification, but a power amplifier and pulse generator (transmission modulator) with low output impedance.
  • the performance required for the irradiation coil includes high irradiation efficiency for reducing SAR (specific absorption rate), uniform magnetic field generation performance, and the like.
  • the excitation magnetic field distribution in the subject can be made uniform, and the SAR (specific absorption rate) can be reduced.
  • SAR specific absorption rate
  • the coil can be used as a transmission / reception RF coil. Therefore, in the following description, since it relates to a coil that can be used as both an irradiation coil and a reception coil, it is described as “RF coil” in the sense of including “RF reception coil” and “RF irradiation coil”. To do.
  • a wide-range RF coil having a wide sensitivity range by arranging a plurality of loop-like coil elements as described above (for example, in the body width direction and the body axis direction) is used.
  • an RF coil for each region is provided. Used.
  • the RF coil is composed of a plurality of coil elements, and the coil element is provided in a unit having a dedicated shape for each imaging region of the subject, in which electromagnetic coupling is minimized. It is optimally arranged so as to be suppressed.
  • the wide-range RF coil and the dedicated RF coil for each part as described above are appropriately set on the top board for each photographing by an operator.
  • the operator has a burden of carrying the RF coil, and it is necessary to accurately align the subject and the RF coil.
  • the size is large and the weight is increased.
  • the positional relationship between the subject and the coil is not correct, the subject needs to be separated from the coil and reset.
  • RF coils that require high image quality, high-speed imaging, low SAR, and uniform irradiation magnetic field control, as well as improved usability, are required for RF coils.
  • an RF coil permanently invented or built in the cradle was invented on a cradle (stand or top plate) covering the subject.
  • a whole body imaging technique using both parallel imaging and table movement has come to be used.
  • the RF coil used in that case is arranged with a plurality of three-dimensional elements such as the saddle coil described in the above-mentioned Patent Document 1, or a plurality of loop-shaped coil elements as described above are arranged two-dimensionally.
  • the RF coil has a wide sensitivity range.
  • a wide-range RF coil consisting of multiple elements is permanently installed on the table, and when a part of the element moves to the center of the magnetic field together with the position of the cradle, it is appropriately selected and controlled to operate seamlessly over a wide area such as the whole body. It becomes possible to shoot.
  • the dedicated RF coil for each part is also installed at a fixed position in the cradle together with the wide-range RF coil, similarly, seamless imaging can be performed by appropriately selecting and controlling the element located at the center of the magnetic field together with the position of the top plate. Become. In either case, the “lower coil” positioned below the body thickness direction of the subject is built in the cradle or permanently installed in the cradle, thereby shortening the patient setting time.
  • the subject when setting the subject on the RF coil that is permanently installed in the cradle, in the case of the “lower coil” that is positioned below the body thickness direction of the subject, the subject can be set while being permanently installed.
  • the “upper coil” positioned on the upper side with respect to the body thickness direction of the subject it becomes an obstacle when setting the subject. Therefore, when setting the subject, provide a structure in which the “upper coil” and the “lower coil” are divided or the “upper coil” slides relative to the “lower coil”. This facilitates patient and coil settings.
  • the RF coil described above does not change the shape of the coil, but in order to achieve a higher SN ratio and irradiation efficiency, there is a case where a flexible structure is used so that the coil is in close contact with the subject. .
  • a flexible structure is used so that the coil is in close contact with the subject.
  • the coil may be subject to the subject depending on the imaging site. In some cases, it is advantageous to use it by wrapping it.
  • Patent Document 2 discloses a fixing belt for fixing the position of a subject on a table (bed), in which an RF coil is at least partially incorporated and arranged in the fixing belt.
  • the RF coil installed and arranged in the fixed belt is coupled to the electronic device in the table by conductive coupling, or is coupled to the electronic device in the table by capacitive coupling or inductive coupling, thereby making patient setting easier.
  • the lower coil permanently installed on the top plate on the table can select the imaging position and the non-imaging position for the subject placed on the lower coil. At least a part of the structure is deformable. Accordingly, the subject and the coil are brought into close contact with each other at the time of imaging, and a high S / N ratio is realized, and the lower coil becomes flat at the time of non-imaging, so that the setting of the subject becomes easy.
  • Patent Document 4 This is to provide a plurality of capacitor banks and switch them to suppress reflection even when the load fluctuates, thereby preventing a reduction in irradiation efficiency.
  • a deformable RF coil that is mainly used as a lower coil that is paired with the upper coil, such as a top-plate permanent RF coil or a built-in RF coil, is used by being tightly wound around the subject.
  • the RF coil is a receiving coil, the S / N ratio is lowered.
  • the RF coil is an irradiation coil, the increase in power required for the RF power amplifier There is a problem that SAR increases.
  • an object of the present invention is to realize an RF coil that can be deformed at least partially according to the subject and always has a high S / N ratio or high irradiation efficiency regardless of its shape.
  • the site-specific dedicated RF flexible coil that is used by changing the coil shape in accordance with the shape and size of the object to be imaged, the same high SN ratio or high irradiation efficiency is always obtained regardless of the shape. Is to realize.
  • At least one correction circuit for correcting the matching state and the tuning state of the coil, which changes depending on the shape is provided in the RF coil, at least a part of which can be deformed according to the subject.
  • the correction circuit can be switched by the output of the means for detecting the shape.
  • At least one correction circuit for correcting the correction is provided, and the correction circuit can be switched by the output of the means for detecting the coil shape.
  • a patient fixing tool for example, a fixing belt used when the coil is closely attached to the subject and fixed is used.
  • a patient fixture is provided with a plurality of connectors and a plurality of tracks in a flexible material, and by connecting the connector provided to the fixture and the connector provided to the coil, It can be set as the structure fixed with the flexible coil deform
  • control is performed so that a necessary correction circuit is electrically operated depending on the coil shape.
  • a circuit for controlling the matching circuit according to the load of the irradiation coil shown in Patent Document 4, or at least a part of the switching circuit and the matching circuit or tuning circuit shown in Patent Document 5 is used. Use.
  • a coil whose performance is not deteriorated by the deformation of the coil even for the RF coil that can be deformed according to the subject In particular, in the case of a receiving coil, a high SN ratio can always be realized regardless of the shape of the coil and the subject. Further, when the RF coil also serves as the irradiation coil, the alignment state is always maintained regardless of the shape of the coil and the subject, and high irradiation efficiency can be realized with low SAR. Further, if a transmission / reception changeover switch for switching between irradiation and reception is provided, a transmission / reception coil having a high SAR and a low SAR can always be realized regardless of the shape of the coil and the subject.
  • the technique of the present invention is used for a patient fixing tool for imaging while moving the body position and joints of a subject such as a joint motion device, the RF flexible coil for each region and its device always having good performance Can be provided at low cost.
  • FIG. 1 It is a block diagram which shows the structure of the MRI apparatus of 1st embodiment of this invention.
  • (a) is sectional drawing of the top-plate permanent RF coil and fixture of the said embodiment
  • (b) is a top view. It is a top view which shows the pattern of the coil element of the said top-plate permanent RF coil. It is a circuit diagram which shows the detail of the coil element of the said RF coil.
  • (a) is a top view of the fixture used for the said RF coil
  • (b) is sectional drawing similarly.
  • (a) is sectional drawing of the connector position of the said RF coil
  • (b) is a plane (back surface) figure of the said RF coil. It is the figure which showed the example of the connector used for said 1st embodiment.
  • FIG. 13 shows connections in the fixture of the second embodiment corresponding to FIG. It is a circuit diagram.
  • (a) is sectional drawing of RF coil of 3rd embodiment of this invention,
  • (b) is a top view,
  • (c) is a top view of the modification of RF coil of 3rd embodiment.
  • (a) is a partial sectional view showing a first use state of the RF coil for shoulder imaging according to the fourth embodiment of the present invention, and
  • (b) is a partial cross section showing a second use state (photographing in the ABER state).
  • FIGS. 1 to 20 components having the same function and configuration are denoted by the same reference numerals, and redundant description is omitted.
  • Embodiment 1 First, the MRI apparatus according to the first embodiment of the present invention will be described with reference to FIGS.
  • the MRI apparatus includes a gantry 100 including a static magnetic field generation apparatus (101) that generates a static magnetic field, a gradient magnetic field generation coil 102 that generates a gradient magnetic field, and an inspection arranged in the gantry 100.
  • a table 400 for placing the object 104 and an RF coil 300 for receiving a nuclear magnetic resonance signal generated from the inspection object 104 are provided (FIG. 1).
  • a part (301) of the RF coil 300 is fixed to the gantry 100 or the table 400, and at least another part (300c) is made of a flexible material so as to be in close contact with the object 104 to be inspected. (FIGS. 2A and 2B, FIG. 3).
  • the MRI apparatus includes a fixture 500 for fixing the RF coil 300 around the inspection object 104, a detection unit (306, 505) for detecting the shape of the RF coil 300, and a detection unit (306, 505).
  • a detection unit for detecting the shape of the RF coil 300
  • a detection unit (306, 505).
  • a matching switching circuit 307-2 and a tuning switching circuit 307-1 for changing the matching constant and the tuning constant of the RF coil 300 in accordance with the output (FIGS. 2, 4 to 6).
  • the matching circuit configured to be in an optimum matching state and a tuning state ( 309-1-2) and tuning circuits (308-1-5).
  • the detection units (306, 505) are fixed to the RF coil side connector 306 provided along with the RF coil 300, the fixture side connector 505 provided along with the fixture 500, and the RF coil side connector 306.
  • a mechanism switch (307-1a, 307-1b, 307-2a) that switches on and off of the connection between the terminals when the tool-side connector 505 is connected.
  • the matching switching circuit 307-2 and the tuning switching circuit 307-2 have their circuit configurations changed in accordance with switching of the mechanism switches (307-1a, 307-1b, 307-2a) on and off, and the mechanism switch (307 -1a, 307-1b, and 307-2a), the matching circuits 309-1 and 2 and the tuning circuits 308-1 and 308-1 are optimally matched and tuned with the shape of the RF coil 300 corresponding to the on and off states, respectively. Switch 5 respectively.
  • the mechanism switches (316, 510, 307-1a, 307-1b, 307-2) are switches that are pressed when the RF coil side connector 306 is fitted to any of the plurality of fixture side connectors 505.
  • a switch (307-1a, 307-1b, 307-2a) for turning on or off the connection between the terminals by the switch button (FIG. 7).
  • FIG. 1 is a diagram showing the configuration of the MRI apparatus of the present invention.
  • the gantry 100 includes a magnet 101 that generates a static magnetic field, a gradient magnetic field generation coil 102 that generates a gradient magnetic field, and a high-frequency irradiation coil 103 that generates a high-frequency magnetic field.
  • an RF coil 300 is installed on a top plate on a patient table 400, and a subject (inspection object) 104 is placed thereon.
  • the fixture 500 is used to mount the RF coil 300 and the subject 104.
  • the position of is fixed.
  • the gradient magnetic field generating coil 102 is composed of three-axis gradient magnetic field coils orthogonal to each other.
  • the sequencer 110 also sends commands to the gradient magnetic field power source 107 and the high frequency magnetic field generator 106 to generate a gradient magnetic field and an RF pulse from the gradient magnetic field coil 102 and the high frequency irradiation coil 103, respectively.
  • the high-frequency magnetic field generator 106 includes an RF pulse generator and a power amplifier that amplifies the RF pulse, and the amplified RF pulse output is received via the high-frequency irradiation coil 103 at a timing according to a command from the sequencer 110.
  • the gradient magnetic field power source 107 also applies a gradient magnetic field to the subject 104 from the gradient magnetic field coils of each of the three axes at a timing according to a command from the sequencer 110.
  • a magnetic resonance signal generated from the subject 104 is received by the RF coil 300, amplified by a preamplifier (not shown here) in the RF coil, and then transmitted to the receiver 105.
  • a preamplifier not shown here
  • the receiver 105 appropriate signal processing is performed, and after A / D conversion (sampling), detection is performed.
  • the detected signal is sent to the calculation unit 111, where it is resampled and then subjected to digital signal processing such as image reconstruction, and the result is displayed on the display device 109.
  • digital data and measurement conditions can be stored in the storage medium 108 as necessary.
  • the sequencer 110 performs control so that each apparatus operates at the programmed timing and intensity according to the measurement conditions stored in the storage medium 108 and the command received from the calculation unit 111.
  • those that describe the application timing of RF pulses, the application of gradient magnetic fields, the reception of nuclear magnetic resonance signals, and the intensity of RF pulses and gradient magnetic fields are called imaging sequences.
  • FIG. 2A is a cross-sectional view of the patient table 400 and the RF coil 300 and the fixture 500 that are permanently or built in the patient table 400
  • FIG. 2B is a top view thereof.
  • FIG. 3 is a plan view showing a pattern of coil elements provided in the RF coil 300. In FIG. 3, the detailed circuit of the coil element is omitted. As shown in FIG. 3, the coil elements 331, 332, 333, 334, 335, 336, 337, and 338, which are substantially rectangular loops, are arranged so that adjacent ones partially overlap each other. Portions that overlap with adjacent coil elements actually cross the bridge so as not to conduct each other.
  • the entire central coil elements 331 and 332 and partial patterns of the coil elements 332 and 334 are formed inside the resin case 302.
  • a pattern of overlapping portions of the coil element 335 and the coil element 337 is formed inside the resin case 302.
  • a pattern of a portion where the coil element 333 and the coil element 335 intersect with each other is formed inside the resin case 303-2.
  • a part of the vertical pattern in which the coil element 333 and the coil element 335 overlap is formed.
  • the RF coil 300 includes a coil tuning switching circuit 307-1 and a matching switching circuit 307-2 attached to these coil elements (FIG. 4).
  • the tuning switching circuit 307-1 and the matching switching circuit 307-2 are provided inside the resin cases 301, 302, 303-1, 303-2, 302-3, 304-1, 304-2, 304-3, and the like. .
  • the resin case 301 is also provided with a coil power supply circuit and a matching circuit.
  • the power supply circuit is a power supply for a preamplifier used at the time of reception.
  • a power supply for a detune circuit for preventing coupling with the irradiation coil is also included.
  • this power supply circuit is provided in the resin case 301, the power supply circuit may be provided in the patient table as long as the RF coil 300 is permanently installed or built in the patient table.
  • FIG. 4 is a detailed circuit diagram including the coil element 337 among the coil elements 331 to 338 shown in FIG. 3 and the circuit associated therewith.
  • Capacitors 308-1 to 305-1 constitute a coil tuning circuit.
  • Capacitors 309-1 and 309-2 constitute a matching circuit. Since this figure shows a case where the RF coil is a transmission / reception coil, a detune circuit necessary for the reception coil is not provided.
  • the detuning circuit is constituted by an inductor and a diode that resonate in parallel with the tuning capacitor.
  • the tuning switching circuit 307-1 is normally in a non-conducting state, and a switch 307-1a that is brought into a conducting state when a plug 510 of a connector 505 described later is engaged with the catcher 316, and is normally in a conducting state and is connected to the connector 505.
  • a switch 307-1b is brought into a non-conductive state when the plug 510 is fitted.
  • the matching switching circuit 307-2 is normally in a conductive state, and includes a switch 307-2a that is turned off when the plug 510 of the connector 505 is engaged with the catcher 316.
  • FIG. 5 shows a fixture 500 used when fixing the RF coil 300 together with the subject 104
  • FIG. 5 (a) is a plan view in a state where the RF coil 300 is spread out on a plane
  • FIG. 5 (b) is in the same state. It is sectional drawing.
  • the patient fixing device 500 includes a flexible portion 504 whose end is fixed to the patient table 400.
  • the connector portions 501-1 to 501-6 and the flexible portions 502-1 to 502-6 are alternately connected.
  • Have. Connection portions 503-1 and 503-2 are further connected to the flexible portions 502-6-1 and 501-6-2, respectively.
  • the fixture 500 has a structure that can be bent at the portions of the flexible portions 502-1 to 6-4 and 504, and can be wound around the RF coil 300.
  • Fixture side connectors 505-1 to 505-6-2 are respectively provided at the center positions of the upper surfaces of the connector portions 501-1 to 501-6-2.
  • the flexible parts 502-1 to 502-1 to 6 are made of a flexible material, whereby the fixture 500 can be bent and wound around the RF coil 300. Further, the left from the connector portion 501-5 branches into the flexible portions 502-5-1 and 502-5-2.
  • FIG. 6A is a cross-sectional view of a cross section passing through the connector center of each resin case of the RF coil 300
  • FIG. 6B is a bottom view of the RF coil 300.
  • the RF coil 300 is provided with RF coil side connectors 306-2, 306-1, and 306-3 on the bottom surfaces of the cases 302, 303, and 304, respectively.
  • each connector 505, 306 is shown in FIG.
  • the fixture side connector 505 is provided with a projecting plug 510
  • the RF coil side connector 306 is provided with a catcher 316.
  • plug 510 When plug 510 is pushed into catcher 316, it fits into catcher 316.
  • the connector 306 and the connector 505 are fixed, and the switch button at the center of the catcher 316 is pressed by the plug 510.
  • These switch buttons are linked to switches 307-1b and 307-2a that are always on and turned off only when the button is pressed, and switches 307-1a that are always off and are turned on only when the button is pressed.
  • An output signal indicating whether or not the connector is connected is obtained by the switch.
  • FIG. 8 is a view showing a form in which the flexible RF coil 300 of the present embodiment is used in a flat state on a patient table.
  • the flat shape as shown in FIG. 8 is paired with the upper coil (not shown in the figure) provided on the upper side of the subject as compared with the case where the RF coil 300 is used alone as a receiving coil or a transmitting / receiving coil. Often used as a lower coil.
  • the connectors 306-1 to 305-1 and 505-1 to 55-1 are all disconnected
  • the switch 307-1a in FIG. 4 is non-conductive (OFF)
  • the switches 307-1b and 307-2a are conductive. (ON) state.
  • FIG. 9 shows a state in which the flexible RF coil 300 is used while being wound around the subject 104.
  • the RF coil side connector 306-2 and the fixture side connector 505-4 are connected together with the RF coil side connector 306-3 and the fixture side connector 505-6 at the same time as winding.
  • the plug 510 of the connector 505-4 is fitted into the catcher of the connector 306-2, so that the switch 307-2a in FIG.
  • the state in which the matching circuit is composed of the capacitors 309-1 and 309-2 is switched to the state composed of only the capacitor 309-1.
  • the plug 510 of the connector 505-6 is fitted to the catcher 316 of the connector 306-2, so that the switch 307-1a in FIG.
  • the switch 307-1b switches from the conductive state to the non-conductive state. That is, the configuration in which the capacitor 308-5 is added in parallel to the capacitor 308-1 of the tuning circuit is switched to the configuration in which the capacitor 308-4 is added in parallel.
  • an element (for example, 337) of an RF coil 300 that resonates at a frequency of 128 MHz, has a rectangular loop size of about 15 cm on a side, and is divided by three tuning capacitors 308-1 to 30-3.
  • a cylindrical load equivalent to a subject of about 30 cm is placed on the RF coil 300.
  • the distance between the element and the load varies depending on the channel.
  • the optimum value of the matching capacitor 309 of the element whose distance is close is about 48 pF
  • the optimum value of the matching capacitor 309 of the element (337) far from the load is about 90 pF. I know it will be.
  • the sensitivity in the flat state is higher when the matching capacitor 309 and the tuning capacitor 308 adjusted in the flat state are used than when the matching capacitor 309 and the tuning capacitor 308 adjusted in the wound state are used.
  • the sensitivity in the wound state can be obtained by using the matching capacitor 309 and the tuning capacitor 308 adjusted in a flat state at the center of the load, and using the matching capacitor and the tuning capacitor adjusted in a wound state.
  • the matching capacitor 309 adjusted in a wound state and the matching capacitor 309 adjusted in a flat state using the tuning capacitor 308 are used. And it has been found that it is 15% higher than with the tuning capacitor 308. That is, if the capacitance value of the capacitor 309-1 is designed to be 35 pF and the capacitance value of the capacitor 309-2 is 55 pF with respect to an element far from the load, the combined capacitance of the matching capacitor 309 is changed by the switching circuit. Is switched from 90 pF to 35 pF.
  • the tuning capacitors 308-1 to 30-3 are designed to have a capacitance value of about 10 pF and the tuning capacitors 308-4 and 308-5 have a capacitance value of about 6 pF, an optimum tuning capacitor can be selected by the switching circuit. .
  • an RF coil that is always highly sensitive can be realized even in a flat state or a wound state.
  • the above describes the case where the load equivalent to the subject 104 is a cylinder, but there is a similar tendency even if an elliptical load is considered for the case of FIG. It has been found that the difference in the optimum capacity value is smaller than that in the case of a cylindrical load.
  • FIG. 10 is a flowchart showing a procedure for starting imaging in the embodiment of the MRI apparatus using the flexible RF coil.
  • the flexible RF coil 300 is permanently installed on the patient table 400.
  • the sequence protocol is confirmed by the sequencer 100 in preparation for photographing (s902).
  • the table / coil control unit 200 also turns on the patient table 400 and the power supply unit (provided in the case 301) in the permanent or built-in flexible RF coil 300.
  • the imaging region set in the sequencer 100 is determined (s903).
  • the process proceeds to s903, and the scan start confirmation is displayed as it is.
  • a portion where it is better to wind the coil such as the abdomen or kidney of the human body is designated, in order to confirm the state of the flexible RF coil 300 (flat state or wound state), in s904
  • the state of the RF coil side connector 306 is confirmed.
  • s905 if the plug (terminal) 510 of the fixture side connector 505 is fitted to any of the RF coil side connectors 306-1 to 303-1, that is, if it is connected to the fixture side connector 505, It is determined that the RF coil 300 is in a wound state. As shown in FIG. 9, if the plug (terminal) 510 of the connector 505 is fitted to the RF coil side connectors 306-2 and 306-3, the capacitors of the matching circuit and the tuning circuit as described in FIG. The values of 308 and 309 are automatically switched to values optimally adjusted in the wound state. Accordingly, the process proceeds to s908, and a scan start confirmation is displayed.
  • the table is provided via the coil internal circuit.
  • the coil control unit 200 detects it. Then, the process proceeds to s906, and a display prompting the winding of the RF coil 300 based on the control method programmed by the sequencer 110 and the calculation unit 111 is displayed on the display device 109 or the gantry monitor 112.
  • the table / coil control unit 200 In order for the table / coil control unit 200 to detect whether the plug (terminal) 510 of the connector 505 is fitted to any of the RF coil side connectors 306-1 to 306-1-3, for example, as shown in FIG.
  • Each of the coil-side connectors 306-1 to 306-1 is additionally provided with a switch that is turned on when the plug (terminal) 510 of the connector 505 similar to the switch 307-1a in FIG.
  • the signal path for transmitting the logical sum of the above to the RF table / coil control unit 200 is provided in the RF coil.
  • a scan start confirmation display is displayed on the display device 109 (s908), and scanning is started (s909).
  • the sequencer 110 sends a command to the gradient magnetic field power source 107 and the high frequency magnetic field generator 106 to generate a gradient magnetic field and an RF pulse from the gradient magnetic field coil 102 and the high frequency irradiation coil 103, respectively.
  • a high-frequency magnetic field generator 106 composed of an RF pulse generator 314 and a power amplifier 313 that amplifies the RF pulse irradiates the RF pulse output amplified at a timing according to a command from the sequencer 110 from the high-frequency irradiation coil 103, Applied to the subject 104.
  • the gradient magnetic field power source 107 also applies a gradient magnetic field to the subject 104 from the gradient magnetic field coils of each of the three axes at a timing according to a command from the sequencer 110.
  • a magnetic resonance signal generated from the subject 104 is received by the flexible RF coil 300 of the present invention, amplified by a preamplifier (not shown here) in the RF coil 300, and then transmitted to the receiver 105.
  • a preamplifier not shown here
  • the receiver 105 appropriate signal processing is performed, and after A / D conversion (sampling), detection is performed.
  • the detected signal is sent to the calculation unit 111, where it is resampled and then subjected to digital signal processing such as image reconstruction, and the result is displayed on the display unit 109.
  • the flexible RF coil 300 is always the optimum coil parameter regardless of whether the flexible RF coil 300 is used in a flat state with emphasis on usability or is wound with emphasis on image quality. (Capacitor values of matching circuit and tuning circuit) are selected. Thereby, a flexible RF receiving coil having always high sensitivity or a flexible RF transmitting / receiving coil having high irradiation efficiency can be realized.
  • the RF coil 300, the fixture 500, the detection units (306, 505), the matching switching circuit 307-2, and the tuning switching circuit 307-1 are described as a part of the MRI apparatus.
  • the configuration may be independent of the MRI apparatus as an RF coil assembly.
  • the RF coil assembly can be used by being connected to an existing MRI apparatus.
  • Embodiment 2 ⁇ Embodiment 2 >> Hereinafter, the second embodiment will be described with reference to FIGS. 11 to 18.
  • the detection unit (306b, 505b) includes an RF coil side connector 306 provided along with the RF coil 300, a fixture side connector 505 provided along with the fixture 500, When the RF coil side connector 306 and the fixture side connector 505 are connected, a coaxial switch connector (316b, 317b, 513b) that transmits the control voltage supplied via the internal wiring of the fixture 500 is included (see FIG. 11, FIG. 12, FIG. 15).
  • the circuit configuration of the matching switching circuit 307b-2 and the tuning switching circuit 307b-1 varies depending on the control voltage transmitted from the coaxial switch connectors (316b, 317b, 513b).
  • the matching circuits 309-1 to -2 and the tuning circuits 308-1 to 308-2 are optimally matched and tuned in each shape of the RF coil 300 corresponding to the connection state of the RF coil side connector 306 and the fixture side connector 505. 5 are switched (FIG. 16).
  • the matching switching circuit 307b-2 and the tuning switching circuit 307b-1 are PIN diodes 321-1 and 321-2 whose ON / OFF state changes depending on the control voltage transmitted from the coaxial switch connectors (316b, 317b, and 513b), respectively. , 321-3.
  • FIG. 11A is a cross-sectional view of the patient table 400 and the flexible RF coil 300 according to the second embodiment
  • FIG. 11B is a top view thereof.
  • the number of connector portions 501 and flexible portions 502 of the fixture 500 is increased, and the overall length of the fixture 500 is longer than that in the first embodiment.
  • the connector portion 501 of the fixture 500 is provided with the fixture-side connector 505b as in the first embodiment, except that the number of connector portions 501 is increased.
  • 12, 13, and 14 are cross-sectional views of the state in which the flexible RF coil 300 of the second embodiment is wound around the subject 104.
  • the RF coil 300 can be wound around subjects of various sizes, and the fixture-side connector 505b to be connected and the RF coil side are connected.
  • the degree of freedom of combination of the connector 306b is increased.
  • the combination of the connected connectors is such that the fixture connector 505b-4 is connected to the coil side connector 306b-2.
  • the length of the fixture 500 is excessive, electrical connection is unnecessary here, and the fixture 500 may be fixed by an adjuster 503 or the like. In the case of the subject in FIG.
  • the fixture side connectors 505b-4 are respectively connected to the. Further, in the case of the subject in FIG. 14, the fixture-side connector 505b-3 is connected to the coil-side connector 306b-2, and the fixture-side connector 505b-5 is connected to the coil-side connector 306b-3.
  • the coil side connector 306b and the fixture side connector 505b those shown in FIG. 7 may be used, but coaxial switch connectors 306b and 505b as shown in FIGS. 15A and 15B may be used.
  • the RF coil side connector 306b is plug-like, contrary to the first embodiment, and the fixture side connector 505b has a catcher 513b that restrains the plug 316b.
  • the plug 316b is mechanically fitted to the catcher 513b, thereby not only turning on or off the electrical contact provided on the catcher 513b side, but also the tip of the mating plug 316b becomes an electrical contact. Yes.
  • FIG. 15A and 15B the RF coil side connector 306b is plug-like, contrary to the first embodiment, and the fixture side connector 505b has a catcher 513b that restrains the plug 316b.
  • the plug 316b is mechanically fitted to the catcher 513b, thereby not only turning on or off the electrical contact provided on the catcher 513b side
  • the RF coil side connector 306b has a cylindrical chassis 317b and a central conductor (plug) 316b inside thereof.
  • the plug 316b is fitted to the catcher 513b of the fixture-side connector 505b shown in FIG.
  • the spring conductor 510b inside the catcher 513b is pushed down.
  • FIG. 15C the connection between the first terminal 511b and the second terminal 512b, which is in the conductive state (on) before the fitting, is turned off (off).
  • FIG. 15C the connection between the first terminal 511b and the second terminal 512b, which is in the conductive state (on) before the fitting, is turned off (off).
  • the tip of the center conductor 316b contacts the spring conductor 510b, and the first terminal 511b and the third terminal 318b on the RF coil 300 side connected to the center conductor (plug) 316b.
  • the connection between is turned on.
  • the cylindrical chassis 317b is connected to the chassis 317b on the catcher 513b side.
  • a semiconductor element 321 is used as the matching switching circuit 307b-2 or the tuning circuit switching circuit 307b-1 (in FIG. 16, a case where a PIN diode is used as an example).
  • the circuit which performs electrical control using (shown) becomes usable.
  • FIG. 17 shows the structure of the RF coil 300 of the second embodiment using the coaxial switch connectors 306b and 505b and the flexible wiring board.
  • FIG. 17A is an outline view of a part (right half) of the flexible RF coil 300.
  • the resin case 301 and the resin cases 303, 302, and 304 arranged on the right side thereof are sequentially connected through the flexible portion.
  • the coil elements 331, 333, 335, and 337 shown in FIG. 3 are formed inside these elements.
  • FIG. 17A the positions where these coil elements are formed are indicated by broken lines.
  • blocks 353, 352, and 354 inside the resin cases 303, 302, and 304 indicate a tuning switching circuit or a matching switching circuit associated with each coil element.
  • FIG. 17B shows a cross section of the fixture 500.
  • One end of the flexible wiring board 506 is fixed to the resin case 301.
  • the flexible wiring board 506 connects the connectors 505b-1 to 505b-6 in order, and finally connects the fixture connection portion 5
  • the flexible wiring board 506 is formed with three pairs of reciprocating lines 506-1 to 506-1-3. One end of these reciprocating lines is connected to the power supply unit inside the resin case 301. The other end is connected to the fixture connecting portion 503, and the connecting portion 503 is connected to the dummy loads 509-1 to 50-3.
  • a voltage of several volts is applied between the hot line and the GND line of each reciprocal line pair, and a constant current flows.
  • the inductors are placed at regular intervals in the middle of the round-trip line so as to have a high impedance in terms of high frequency, but are omitted in FIG. In the example of FIG.
  • the most proximal connector 505b-1 of the fixture 500 is inserted into the second hot line 506-2, and hereinafter the connector 505b-2 is connected to the third hot line 506-3.
  • the connector 505b-3 is connected to the first hot line 506-1
  • the connector 505b-4 is connected to the first hot line 506-1
  • the connector 505b-5 is connected to the second hot line 506-2
  • the connector 505b-6 is connected to the connector 505b-6.
  • Each is inserted into the third hot line 506-2.
  • the fixture 500 having the connectors 505b arranged in such an array may be a flexible wiring board having a plurality of wirings formed in a single wiring layer, or a flexible wiring board having multiple wiring layers. This can also be realized using.
  • FIG. 16 shows an example of a coil element circuit including a matching switching circuit 307b-2 and a tuning switching circuit 307b-1 using this. That is, whether or not the capacitor 308-4 is added to the matching capacitor 308-1 depends on whether the PIN diode 321-3 is on or off. In the example of FIG. 16, a forward control voltage is applied to the PIN diode 321-3 via the RF coil side connector 306b-2 to turn it on.
  • the PIN diode 321-1 is turned on by the control signal, and whether or not the capacitor 308-4 is additionally connected to the tuning capacitor 308-1 is determined by whether the PIN diode 321-1 is on or off. Is controlled by applying a forward control voltage to the PIN diode 321-1 via the RF coil side connector 306b-3. Alternatively, whether or not the capacitor 308-5 is added to the tuning capacitor 308-1 is controlled by turning on / off the PIN diode 321-2.
  • the mechanism switch shown in FIG. 7 can also be used in the second embodiment, the position of the switching circuit 307 and the position of the RF coil side connector 306 are restricted. Therefore, in the present embodiment, the coaxial switch connector of FIG. 15 is adopted to make an electrical switching circuit, thereby relaxing the restriction and increasing the degree of freedom of design. Also, by increasing the number of switching circuits in parallel, the variable range of the capacitance value of the capacitor can be expanded relatively easily.
  • control is made to the PIN diode 321-1 for switching the tuning capacitor 308-1 via the connector 505b-1 and the connector 306b-1 connected to the second line 506-2.
  • a signal is transmitted.
  • a control signal is transmitted to the PIN diode 321-3 for switching the matching capacitor 309-1 via the connector 505b-3 and the connector 306b-2 connected to the first line 506-2.
  • the connection between the coaxial connector 306b-3 and the coaxial connector 505b-4 has already switched the line at the previous stage, and therefore no control signal is transmitted from the connector 306b-3 to the RF coil tuning circuit.
  • the connection between the coaxial connector 306b-3 and the coaxial connector 505b-4 has already switched the line at the previous stage, and therefore no control signal is transmitted from the connector 306b-3 to the RF coil tuning circuit.
  • the connector 306b-2 and the connector 505b-3 are connected, and the connector 306b-3 and the connector 505b-5 are connected, respectively.
  • a control signal is transmitted from one line 506-1 to the PIN diode 321-3 for switching the matching capacitor 309-1 via the connector 505b-3 and the connector 306b-2.
  • a control signal is transmitted from the second line 506-2 to the PIN diode 307-1 for switching the tuning capacitor 308-1 via the connector 505b-5 and the connector 306b-3.
  • FIG. 19 shows an RF coil 300 according to the third embodiment, in which (a) is a sectional view and (b) is a plan view (top view).
  • the RF coil 300 of the present embodiment is a two-dimensional array type coil in which coil elements are arranged not only in the lateral direction but also in the body axis direction of the subject. As shown in FIG. 3, an array type coil in which eight coil elements are arranged in the column direction (8 columns) and three (3 rows) are arranged in the row direction (8 columns and 3 rows) is shown. is there.
  • the portion of the RF coil 300 covered with the resin case 301 is fixed to the patient table 400, but the other portions are wrapped around the subject 104 and can be used. .
  • the coil array portion 300c of the RF coil 300 is flexible.
  • Belt-like fixtures 500-1 and 500-2 are provided on the left and right of the two positions in the body axis direction, respectively, and the RF coil 300 wound around the subject 104 is fixed from the outside.
  • These fixtures 500-1 and 500-2 are provided with a fixture-side connector, and the RF coil 300 is provided with an RF coil-side connector.
  • the fitting detection mechanism is also a mechanism that detects by turning on and off the contact provided on the RF coil side connector, and a control signal from the fixture side wiring as in the second embodiment.
  • any coaxial connector switch that transmits to the RF coil side can be employed, and the same effect can be obtained.
  • the circuit by the connector connection of this invention is applied to the coil of 1 row of 3 rows with one or more fixed belts. Control may be performed.
  • FIG. 19C shows a modification of the third embodiment.
  • the first portion 300-1 that forms an array of 6 coil elements (6 1 row) and 2 (3 rows) of 8 coil elements are arranged.
  • the flexible coil is divided into the second portion 300-2 constituting the (8 columns 2 rows) array.
  • the array coil of the first portion 300-1 is wound around the neck, and the array coil of 8 columns and 2 rows of the second portion 300-2 is wound around the body.
  • each of the arrays 300-1 and 300-2 includes fixtures 500-3 and 500-4.
  • a mechanism for detecting a change in shape by connector connection and controlling the circuit is provided in each of the first part (300-1) and the second part (300-2) whose shape can be changed independently. Provide.
  • the optimum coil parameters are always selected according to the coil shape at the time of shooting, and the sensitivity is always high. It is possible to realize a flexible RF receiving coil having a flexible RF coil and a flexible RF transmitting / receiving coil having high irradiation efficiency.
  • FIG. 20 shows a fourth embodiment of the present invention.
  • This embodiment is a flexible RF coil dedicated to reception or for transmission / reception for photographing a shoulder joint.
  • FIG. 20 (a) is a diagram showing normal shoulder joint photography
  • FIG. 20 (b) is a diagram showing shoulder joint photography in a state where the arm is raised, which is called ABER body position.
  • ABER body position As described above, in joint imaging, imaging may be performed while changing the body position.
  • the flexible RF coil 300 according to the present embodiment always provides an optimal matching state and tuning state for any body position.
  • FIG. 20 shows a fourth embodiment of the present invention.
  • This embodiment is a flexible RF coil dedicated to reception or for transmission / reception for photographing a shoulder joint.
  • FIG. 20 (a) is a diagram showing normal shoulder joint photography
  • FIG. 20 (b) is a diagram showing shoulder joint photography in a state where the arm is raised, which is called ABER body position.
  • imaging may be performed while changing the body position.
  • the left and right flexible portions are wrapped around the subject's shoulder in a symmetrical shape, and the coil side connector 306-3 and the fixture side connector 505-5 are wound. Is connected.
  • the right flexible part is wound around the shoulder, and is held by fixing the tip of the fixture 500 in this state.
  • the coil side connector 306-2 and the fixture connector 505-3 are connected.
  • the left flexible portion is extended flat, and the coil side connector 306-1 and the fixture connector 505-1 are connected. Thus, it is used asymmetrically.
  • the optimum matching capacitor and tuning capacitor in each state are obtained in advance, the connection state of the connector corresponding to each coil shape is determined, and the optimum matching capacitor or tuning capacitor is determined for each state. It is obvious that the optimum coil parameter can always be implemented by assembling the tuning switching circuit and the matching switching circuit.

Landscapes

  • Physics & Mathematics (AREA)
  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • Condensed Matter Physics & Semiconductors (AREA)
  • General Physics & Mathematics (AREA)
  • Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
  • Nuclear Medicine, Radiotherapy & Molecular Imaging (AREA)
  • Engineering & Computer Science (AREA)
  • Medical Informatics (AREA)
  • Biophysics (AREA)
  • Pathology (AREA)
  • High Energy & Nuclear Physics (AREA)
  • Biomedical Technology (AREA)
  • Heart & Thoracic Surgery (AREA)
  • Radiology & Medical Imaging (AREA)
  • Molecular Biology (AREA)
  • Surgery (AREA)
  • Animal Behavior & Ethology (AREA)
  • General Health & Medical Sciences (AREA)
  • Public Health (AREA)
  • Veterinary Medicine (AREA)
  • Magnetic Resonance Imaging Apparatus (AREA)

Abstract

　患者テーブル上に常設され、変形可能なＲＦコイルを備えた磁気共鳴イメージング装置にて、ＲＦコイルが天板上にフラット状態でも検査対象に巻き付けられた状態でも常に整合状態と同調状態を保つことができるようにする。　変形可能なＲＦコイル３００に設けられたコイル側コネクタ３０６－２，３０６－３は、固定具側コネクタ５０６-１～５０６－６のいずれかと嵌合した状態を検知する検知部を構成し、この検知部の出力でＲＦコイル３００のコイルエレメントの同調回路及び整合回路を切り替えて同調および整合のパラメータを変化させ、ＲＦコイル３００が巻きつけられたという状態変化に対して整合状態と同調状態を保つ。

Description

磁気共鳴イメージング装置及びＲＦコイルアッセンブリ
　本発明は、磁気共鳴イメージング装置（ＭＲＩ装置）に関するものであり、患者テーブル上で用いられる高周波コイル（ＲＦコイル）及びその固定具に関するものである。
　ＭＲＩ装置は、シールドルーム内において、均一な静磁場空間に被検者を配置し、傾斜磁場及び励起用高周波磁場を印加し、核磁気共鳴現象を利用して発生する核磁気共鳴信号を高周波コイル（ＲＦ受信コイル）で受信し、検査対象を画像化する装置である。同時に撮影できる範囲は最大でも静磁場空間の範囲に限定され、高画質の得られる範囲はＲＦ受信コイルの感度範囲に限られる。
　ＲＦ受信コイルに求められる性能としては、高画質のための高いＳＮ比、広視野撮影のための広い感度範囲、及び高速撮像のためのパラレルイメージング性能などがある。パラレルイメージングとは、複数個のコイルエレメントから構成される受信コイルを用いて同時に信号計測を行い、撮影時間を短縮する方法である。矩形或いは円形のループ状コイルエレメントをある方向（体幅方向或いは体軸方向）に複数並べ、その方向に位相エンコード方向を選択する。コイルエレメントの並べ方が最適であれば、位相エンコード方向に並べた個数分の１に時間短縮できる技術である。また、このループ状コイルエレメントを２次元状に複数（例えば体幅方向と体軸方向に）並べることで、更に高速な撮像が可能でかつ全身のような広範囲に感度領域をもつ受信コイルを実現できる。
　良好なパラレルイメージングを実現するためには、複数のループ状コイルエレメント間の互いの電磁気的カップリングが十分小さい必要がある。コイルエレメント間の電磁気的カップリングがあると、コイルエレメント間でノイズが干渉し、画像のＳＮ比を劣化させるためである。それを回避するため非特許文献１に記載された方法では、各エレメントに接続される信号検出・増幅用の低入力インピーダンスのアンプとキャパシタを用いて互いのエレメント間に生じる磁気結合を抑制する。この方法によれば、２つのコイルエレメント間の距離がある程度大きければ２つのコイルエレメント間の電磁気的カップリングを実用上問題無い程度にまで低減できる。但し、２つのコイルエレメント間の距離に対してコイルエレメントのループ寸法が大きい場合は、非特許文献１に記載の方法だけでは磁気結合を抑制しきれない。この場合、隣り合う２つのコイルエレメントを適度にオーバーラップ（面積で１０％程度）させることにより、コイルエレメント間の磁気結合を除去することができる。オーバーラップの度合いが適当でない場合、相互の誘導結合のため、コイルの入力インピーダンスの共振点が２つ以上に割れる。コイルの入力インピーダンスの共振点が２つ以上に割れるほど両者の電磁気的カップリングが大きい場合は、非特許文献１に記載の方法を用いても磁気結合を抑制しきれない。従って、実際には、非特許文献１の方法とオーバーラップさせる方法を併用してカップリングを十分小さい程度にまで低減する方が望ましい。また、カップリングを低減したい２つのコイル各々に、補助コイルを直列に接続することにより、コイル間の誘導結合を除去することもできる。
　以上の記載は、主に核磁気共鳴信号を受信するＲＦ受信コイルについて述べたが、高周波磁場を印加するためのＲＦ照射コイルとしても、同様のコイル構造で実現できる。照射コイルの場合、ＲＦコイルに接続されるのは、信号検出・増幅用の低入力インピーダンスの低雑音アンプ及び受信器ではなく、低出力インピーダンスのパワーアンプ及びパルス発生器（送信変調器）となる。照射コイルに求められる性能としては、低ＳＡＲ（比吸収率）化のための高い照射効率、均一磁場発生性能などがある。そのために、複数のコイルエレメントに対してそれぞれ異なる振幅と位相の高周波磁場を供給したり、所望の部位のみに励起磁場が照射されるように高周波磁場を供給するエレメントを制御したりすることで、被検者における励起用磁場分布を均一にしたり、ＳＡＲ(比吸収率)を低減したりすることができる。これらの技術を、ＲＦシミング或いはパラレル送信という。この場合も、受信コイルの場合と同様に、コイルエレメント間の電磁気的カップリングが十分小さい必要がある。以上のような複数エレメントからなるコイルの別の使用形態を考えると、受信用のアンプと送信用のアンプとコイルの間に送受信切り替え回路を用いれば、送受信兼用ＲＦコイルとして用いることができる。従って、以下の記載においては、照射コイルとしても受信コイルとしても用いることのできるコイルに関するので、「ＲＦ受信コイル」と「ＲＦ照射コイル」の二つを包含する意味で、「ＲＦコイル」と記載する。
　ところで、広い範囲を一度に検査する場合、上述したようなループ状コイルエレメントを２次元状に複数（例えば体幅方向と体軸方向に）並べることによって感度範囲を広げた広範囲ＲＦコイルが用いられる。また、頭部や肩などのような局所的な範囲を高精細に検査する場合においては、部位別の（頭部の場合は頭部専用の、肩の場合は肩関節専用の）ＲＦコイルが用いられる。部位別ＲＦコイルの場合も、ＲＦコイルは複数のコイルエレメントから成り、コイルエレメントは被検者の撮影部位別に専用の形状を有したユニット内に具備され、その中で電磁気的な結合が最小限に抑えられるように最適に配置される。
　以上のような広範囲ＲＦコイルや部位別専用ＲＦコイルは、従来、オペレータによって撮影毎に天板上に適宜セッティングされる。オペレータは、その都度、ＲＦコイルを持ち運びする負担があり、また、被検者とＲＦコイルを正確に位置合わせする必要があった。特に、前述した広範囲の感度範囲をもつＲＦコイルの場合は、サイズが大きく、重量も増すため、持ち運ぶ際のオペレータの作業負担が増大していた。更に、被検者とコイルの位置関係が正しくない場合には、被検者をコイルから離し、再セッティングする必要があった。
　そのような背景から、ＲＦコイルに対する要求として、高画質・高速撮像・低SAR・均一照射磁場制御などの要求に加えて、使い勝手向上という要求が高まり、撮影毎のコイルセッティングが不要なＲＦコイルが望まれた。そして、特許文献１のように、被検者を覆うクレードル（架台もしくは天板）上に常設或いはクレードル内に内蔵されるＲＦコイルが発明された。そして、パラレルイメージングとテーブル移動を併用した全身撮影の手法が用いられるようになった。その場合に用いられるＲＦコイルは、前述の特許文献１で記載されたサドルコイルのような立体上のエレメントを複数個並べたり、前述したようなループ状コイルエレメントを２次元状に複数個並べたりするもので、広範囲に感度範囲をもつＲＦコイルである。複数エレメントからなる広範囲ＲＦコイルがテーブル上に常設され、その一部のエレメントがクレードルの位置とともに磁場中心の位置に移動したら動作するように適宜選択制御されることによって、全身のような広範囲をシームレスに撮影することが可能となる。また、部位別専用ＲＦコイルも広範囲ＲＦコイルとともにクレードルの決まった位置に常設されれば、同様に、天板の位置とともに磁場中心に位置するエレメントを適宜選択制御することによってシームレスな撮影が可能となる。いずれの場合も、被検者の体厚方向に対して下側に位置する「下側コイル」がクレードル内に内蔵されたり、クレードルに常設されたりすることで患者セッティング時間を短縮している。
　また、クレードルに常設されたＲＦコイルに被検者をセッティングする場合、被検者の体厚方向に対して下側に位置する「下側コイル」の場合は常設したまま被検者をセッティングできるが、被検者の体厚方向に対して上側に位置する「上側コイル」の場合は被検者をセッティングする際の邪魔になる。そこで、被検者をセッティングする際は、「上側コイル」と「下側コイル」が分割されたり、「上側コイル」が「下側コイル」に対してスライド移動したりするような構造を設けることによって、患者とコイルのセッティングを容易にしている。
　以上で述べたＲＦコイルは、コイルの形状が変化しないものであるが、より高いＳＮ比や照射効率を実現するため、コイルを被検者に対して密着するようにフレキシブル構造にする場合がある。従来は患者をセッティングする際の利便性を優先にしてフラット形状で用いる常設型の広範囲ＲＦコイルの下側コイルの場合でも、一部をフレキシブル構造にすれば、撮影部位によってはコイルを被検者に対して巻き付けて用いる方が有利な場合もある。また、部位別専用ＲＦコイルをフレキシブル構造にすれば、関節のような動きを撮影対象とする撮影を可能としたり、撮影対象のサイズが異なる場合でも常に密着したコイル形状で撮影したりすることができる。このようなフレキシブル構造をもつＲＦコイルを用いる撮影においては、より高い画質の画像を得るために、コイルと被検者の位置関係を固定するための患者固定用ベルトが用いられる。特許文献２では、テーブル（寝台）上で被検者を位置固定するための固定ベルトが開示されており、そこでは、ＲＦコイルが少なくとも部分的に固定ベルトに組み込み配置されている。そして、固定ベルト内に組み込み配置されたＲＦコイルが導電結合によってテーブル内の電子装置と結合されるか、容量結合或いは誘導結合によってテーブル内の電子装置と結合されることで、より簡便な患者セッティングを実現している。また、特許文献３では、テーブル上の天板に常設された下側コイルが、その下側コイルの上に置かれた被検者に対して、撮影位置と非撮影位置とを選択できるように少なくとも一部が変形可能な構造となっている。これにより、撮影時には被検者とコイルが密着されて高いＳＮ比を実現し、非撮影時には下側コイルがフラットになるので被検者のセッティングが容易となる。
　一般に、照射コイルは、負荷との整合が十分でないと、反射波を生じ、照射効率が低下するが、それを解決するための技術として、特許文献４のような技術が開示されている。これは、キャパシタバンクを複数設け、それぞれ切り替えることによって負荷が変動しても反射を抑えて照射効率の低下を防ぐものである。
特開２００３－１０１４６号公報 特開２００９－１１８３６号公報 特開２００８－１７８４５３号公報 特許第３８１６６１８号公報 実開昭６３－６５４０８号公報
P. B. Roemer， W. A. Edelstein， C. E. Hayes， S. P.　Souza， and O. M. Mueller， : "The NMR Phased Array"，  Magnetic Resonance in Medicine， vol.16， pp.192-225(1990).
　しかしながら、天板常設型ＲＦコイル或いは天板内蔵型ＲＦコイルなど、主に上側コイルと対を成す下側コイルとして使用される変形可能なＲＦコイルでは、被検者に対して密着に巻き付けて用いる場合と巻き付けずに用いる場合とで、コイルの特性が変化し、該ＲＦコイルが受信コイルの場合はＳＮ比の低下を招き、該ＲＦコイルが照射コイルの場合はＲＦパワーアンプに要する電力増加やＳＡＲ増加を招く、という課題がある。
　また、部位別専用ＲＦコイルでも広範囲ＲＦコイルでも、撮影対象の形や被検者の大きさに合わせてコイル形状を変形させて用いるフレキシブルコイルの場合、形状変化によってコイルの特性が変化し、該ＲＦコイルが受信コイルの場合はＳＮ比の低下を招き、該ＲＦコイルが照射コイルの場合はＲＦパワーアンプに要する電力増加やＳＡＲ増加を招く、という課題がある。
　従って本発明の目的は、少なくとも一部が被検者に合わせて変形可能なＲＦコイルであって、その形状によらず常に高いＳＮ比或いは高い照射効率を実現することにある。また、撮影対象の形や大きさに合わせてコイル形状を変形させて用いる部位別専用ＲＦフレキシブルコイルの場合であっても全く同様で、その形状によらず、常に高いＳＮ比或いは高い照射効率を実現することである。
　上記課題を解決するために、少なくとも一部が被検者に合わせて変形可能なＲＦコイルにおいて、形状によって変化するコイルの整合状態及び同調状態を補正するための補正回路を少なくとも一つ設け、コイル形状を検知する手段の出力により補正回路を切り替えられるようにする。また、撮影対象の形や被検者の大きさに合わせてコイル形状を変形させて用いるフレキシブルタイプの部位別専用ＲＦコイルであっても全く同様に、形状によって変化するコイルの整合状態及び同調状態を補正するための補正回路を少なくとも一つ設け、コイル形状を検知する手段の出力によってその補正回路を切り替えられるようにする。
　コイル形状を検知する手段としては被検者にコイルを密着させて固定する際に用いる患者固定具（例えば固定ベルト）を用いる。例えば、患者固定具は、フレキシブルな素材の中に、複数のコネクタと複数の線路が備えられており、固定具に備えられたコネクタとコイルに備えたコネクタを接続することによって、被検者と被検者形状に沿った形に変形したフレキシブルコイルとともに固定される構造とすることができる。コイル形状と接続されるコネクタの組合せが1対１に対応するように、固定具側のコネクタとコイル側のコネクタを配置することにより、その接続の組合せによってコイル形状を認識する。
　以上の方法で、コイル形状によって必要な補正回路が電気的に動作状態となるように制御される。なお、補正回路としては、特許文献４に示される照射コイルの負荷に応じて整合回路を制御する回路、もしくは特許文献５に示されている、切り替え回路と整合回路或いは同調回路の少なくとも一部を用いる。
　以上、本発明によれば、被検者に合わせて変形可能なＲＦコイルに対しても、コイルの変形によって性能が劣化しないコイルを実現できる。特に、受信コイルの場合は、コイル及び被検者の形状によらず常に高いＳＮ比を実現できる。また、ＲＦコイルが照射コイルを兼用する場合は、コイル及び被検者の形状によらず常に整合状態が保たれ、低ＳＡＲで高い照射効率を実現できる。また、照射と受信を切り替えるための送受切り替えスイッチを備えれば、コイル及び被検者の形状によらず常に高い照射効率とＳＮ比をもち、ＳＡＲの低い送受信兼用コイルを実現できる。
　更には、ジョイントモーションデバイスのような被検者の体位や関節を動かしながら撮影する場合の患者固定具に対して本発明の技術を用いれば、常に性能の良い部位別のＲＦフレキシブルコイルとそのデバイスを安価に提供することができる。
本発明の第一の実施形態のＭＲＩ装置の構成を示すブロック図である。 (a)は上記実施形態の天板常設型ＲＦコイル及び固定具の断面図であり、(b)は平面図である。 上記天板常設型ＲＦコイルのコイルエレメントのパターンを示す平面図である。 上記ＲＦコイルのコイルエレメントの詳細を示す回路図である。 (a)は上記ＲＦコイルに用いる固定具の平面図であり、(b)は同じく断面図である。 (a)は上記ＲＦコイルのコネクタ位置の断面図であり、(b)は上記ＲＦコイルの平面（裏面）図である。 上記第一の実施形態に用いたコネクタの例を示した図である。 下側コイルとしてフラットな状態で用いられる時の上記ＲＦコイルの断面図である。 被検者に対して巻き付けた状態で用いられる時の上記ＲＦコイルの断面図である。 本発明の第一の実施形態の撮像開始の手順を示すフロー図である。 (a)は本発明の第二の実施形態の及び固定具の断面図、(b)は平面図である。 上記第二の実施形態のＲＦコイルが被検者に巻き付けられた状態を示す断面図である。 第二の実施形態のＲＦコイルが大きなサイズの被検者の撮像に用いられる状態を示す断面図である。 上記の第二の実施形態のＲＦコイルが小さなサイズの被検者の撮像に用いられる状態を示す断面図である。 上記第二の実施形態に用いたコネクタの例を示した図であり、(a)はＲＦコイル側コネクタを、(b)は固定具側コネクタを、(c)は両者が離れている時の回路図を、(d)は両者が嵌合している時の回路図を示している。 上記第二の実施形態のＲＦコイルのコイルエレメントの詳細を示す回路図である。 (a)は上記第二の実施形態のＲＦコイルの断面図、(b)は固定具の構造を示す断面図、(c)は固定具内の多層配線基板と同軸スイッチコネクタの接続を示す回路図である。 (a)は図１３に対応して上記第二の実施形態の固定具内の接続を示す回路図、(b)は図１４に対応して第二の実施形態の固定具内の接続を示す回路図である。 (a)は本発明の第三の実施形態のＲＦコイルの断面図、(b)は平面図、(c)は第三の実施形態のＲＦコイルの変形例の平面図である。 (a)は本発明の第四の実施形態の肩撮像用のＲＦコイルの第一の使用状態を示す部分断面図、(b)は第二の使用状態（ＡＢＥＲ状態の撮影）を示す部分断面図である。
　以下、図１から図２０を用いて、本発明の実施形態について説明する。尚、以下の説明において、同一の機能及び構成を有する構成要素については同一符号を付し、重複説明は省略する。
　＜＜実施形態１＞＞
　まず、図１から図１０を用いて、本発明の第一の実施形態のＭＲＩ装置について説明する。
　第一の実施形態のＭＲＩ装置は、静磁場を発生する静磁場発生装置（１０１）と傾斜磁場を発生する傾斜磁場発生コイル１０２を具備したガントリ１００と、ガントリ１００の中に配置された、検査対象１０４を載置するためのテーブル４００と、検査対象１０４から発生する核磁気共鳴信号を受信するＲＦコイル３００を有する（図１）。ＲＦコイル３００は、一部（３０１）が、ガントリ１００またはテーブル４００に固定され、他の少なくとも一部（３００ｃ）が、フレキシブルな素材で、検査対象１０４に密着するように変形可能に構成されている（図２（ａ），（ｂ）、図３）。また、ＭＲＩ装置には、ＲＦコイル３００を検査対象１０４の周囲に固定するための固定具５００と、ＲＦコイル３００の形状を検知する検知部（３０６，５０５）と、検知部（３０６，５０５）の出力に応じてＲＦコイル３００の整合定数及び同調定数を変化させる整合切替回路３０７－２及び同調切替回路３０７－１とが備えられている（図２、図４～図６）。
　例えば、ＲＦコイル３００は、テーブル４００上にフラットに載置された状態で、その上に検査対象１０４が置かれた場合に、最適な整合状態と同調状態になるように構成された整合回路（３０９－１～２）及び同調回路（３０８－１～５）を含む。検知部（３０６，５０５）は、ＲＦコイル３００に付随して設けられたＲＦコイル側コネクタ３０６と、固定具５００に付随して設けられた固定具側コネクタ５０５と、ＲＦコイル側コネクタ３０６と固定具側コネクタ５０５が接続されたときに、端子間の接続のオンとオフとが切り替わる機構スイッチ（３０７－１ａ、３０７－１ｂ，３０７－２ａ）とを含む。整合切替回路３０７－２および同調切替回路３０７－２は、機構スイッチ（３０７－１ａ、３０７－１ｂ，３０７－２ａ）のオンとオフの切り替わりに応じて回路構成が変化して、機構スイッチ（３０７－１ａ、３０７－１ｂ，３０７－２ａ）のオンとオフの状態にそれぞれ対応するＲＦコイル３００の形状で最適な整合状態および同調状態に、整合回路３０９－１～２および同調回路３０８－１～５をそれぞれ切り替える。
　また、例えば、機構スイッチ（３１６、５１０、３０７－１ａ、３０７－１ｂ，３０７－２）は、ＲＦコイル側コネクタ３０６が複数の固定具側コネクタ５０５のいずれかと嵌合したときに押下されるスイッチ用ボタン（３１６）と、スイッチ用ボタンにより端子間の接続をオンもしくはオフにするスイッチ（３０７－１ａ、３０７－１ｂ，３０７－２ａ）とを含むように構成する（図７）。
　以下、さらに具体的に説明する。図１は、本発明のＭＲＩ装置の構成図を示した図である。ガントリ１００は、静磁場を発生するマグネット１０１と傾斜磁場を発生する傾斜磁場発生コイル１０２と高周波磁場を発生する高周波照射コイル１０３を備える。ガントリ１００内には、患者テーブル４００の上の天板にＲＦコイル３００が設置され、その上に被検者（検査対象）１０４が載置され、固定具５００でＲＦコイル３００と被検者１０４の位置が固定される。一般に、傾斜磁場発生コイル１０２は、互いに直交する３軸の傾斜磁場コイルから構成される。また、シーケンサ１１０は、傾斜磁場電源１０７と高周波磁場発生機１０６に命令を送り、傾斜磁場及びＲＦパルスをそれぞれ傾斜磁場コイル１０２及び高周波照射コイル１０３から発生する。通常、高周波磁場発生機１０６は、ＲＦパルス発生器とＲＦパルスを増幅するパワーアンプから構成され、増幅されたＲＦパルス出力がシーケンサ１１０からの命令に従ったタイミングで高周波照射コイル１０３を介して被検者１０４に印加される。また、傾斜磁場電源１０７も、シーケンサ１１０からの命令に従ったタイミングで、3軸各々の傾斜磁場コイルから被検者１０４に傾斜磁場を印加する。被検者１０４から発生した磁気共鳴信号はＲＦコイル３００により受信され、ＲＦコイル内のプリアンプ（ここでは図示せず）で増幅されたのち、受信器１０５まで伝送される。受信器１０５においては適当な信号処理がなされ、Ａ／Ｄ変換（サンプリング）された後、検波される。検波された信号は、計算部１１１に送られ、ここでリサンプリング処理された後、画像再構成等のデジタル信号処理が行われ、結果は表示装置１０９に表示される。また、必要に応じてデジタルデータや測定条件を記憶媒体１０８に記憶することもできる。なお、シーケンサ１１０は、記憶媒体１０８に保存された測定条件や、計算部１１１から受けた命令に従って、各装置がプログラムされたタイミング及び強度で動作するように制御を行う。このプログラムのうち、特にＲＦパルスの印加、傾斜磁場の印加、核磁気共鳴信号の受信のタイミングや、ＲＦパルスと傾斜磁場の強度を記述したものは撮影シーケンスと呼ばれている。
　以下、図２～６を用いて、本発明を実現するための構成要件を説明する。
　図２（ａ）は、患者テーブル４００、並びにこれに常設或いは内蔵されるＲＦコイル３００及び固定具５００の断面図であり、図２（ｂ）はこれらの上面図である。図３はＲＦコイル３００の内部に備えられたコイルエレメントのパターンを示す平面図である。図３ではコイルエレメントの詳細回路は省略している。図３のように、概ね矩形のループ状のコイルエレメント３３１、３３２、３３３、３３４、３３５、３３６、３３７、３３８は、隣り合うもの同士が一部重なって配列する。隣接するコイルエレメントと重なる部分は実際には互いに導通しないようにブリッジ交差している。固い素材の樹脂でできている樹脂ケース３０１の内部に、中央のコイルエレメント３３１および３３２の全体、及びコイルエレメント３３２、３３４の一部のパターンが形成されている。樹脂ケース３０２の内部にはコイルエレメント３３５とコイルエレメント３３７との相互に重なる部分のパターンが形成される。樹脂ケース３０３－１、３０３－３の内部にはコイルエレメント３３３とコイルエレメント３３５との相互に交差する部分のパターンが形成されている。樹脂ケース３０３－２の内部にはコイルエレメント３３３とコイルエレメント３３５との重なりあった縦方向パターンの部分が形成される。コイルエレメント３３７は右先端に配置されるので、その端部がさらに別のコイルエレメントと重なる構造ではないが、コイルエレメント３３７の斜め方向パターンの部分は樹脂ケース３０４－１、３０４－３に覆われる。また縦方向パターンの中央部分も樹脂ケース３０４－２に覆われる。各コイルエレメントの、上記各樹脂ケース３０１，３０２，３０３－１～３、３０４－１～３で覆われた部分以外は、フレキシブルな素材の樹脂で覆われている。ＲＦコイル３００には、上記の配列するコイルエレメント３３１～３３８に加えて、これらコイルエレメントに付属するコイルの同調切替回路３０７－１および整合切替回路３０７－２が備えられている（図４）。同調切替回路３０７－１、整合切替回路３０７－２は、樹脂ケース３０１、３０２，３０３－１、３０３－２、３０２－３、３０４－１、３０４－２、３０４－３などの内部に設けられる。また、樹脂ケース３０１には、コイルの電源回路、及び整合回路も設けられている。電源回路とは、受信時に用いるプリアンプ用の電源のことである。また、ＲＦコイル３００が受信コイルの場合は照射コイルとのカップリングを防ぐためのデチューン回路用の電源も含む。尚、この電源回路は、樹脂ケース３０１内に備えたが、ＲＦコイル３００が患者テーブルに常設或いは内蔵しているものであれば、電源回路も患者テーブル内に備えても良い。
　図４は、図３で示したコイルエレメント３３１～３３８のうちのコイルエレメント３３７と、それに付随する回路を含めて詳細に示した回路図である。キャパシタ３０８－１～５はコイルの同調回路を構成する。キャパシタ３０９－１及び３０９－２は整合回路を構成する。本図は、ＲＦコイルが送受兼用コイルである場合を示しているため、受信コイルに必要なデチューン回路は備えない。なお、受信コイルの場合は、デチューン回路が同調用キャパシタに対して並列共振するようなインダクタとダイオードによって構成される。また、３１１が送／受を切り替えるための送／受切り替えスイッチ、３１２が受信用低雑音アンプ、３１３が照射用パワーアンプ、３１４が高周波波形発生器、１０５が受信器となる。同調切替回路３０７－１は通常は非導通状態であり、後述のコネクタ５０５のプラグ５１０がキャッチャ３１６に嵌合することによって導通状態になるスイッチ３０７－１aと、通常は導通状態でありコネクタ５０５のプラグ５１０が嵌合することによって非導通状態となるスイッチ３０７－１bを有している。整合切替回路３０７－２は、通常は導通状態であり、コネクタ５０５のプラグ５１０がキャッチャ３１６に嵌合することによって非導通状態になるスイッチ３０７－２aを有している。
　図５は、ＲＦコイル３００を被検者１０４とともに固定する際に用いる固定具５００を示し、図５（a）は平面に広げた状態での平面図、図５（ｂ）は同じ状態での断面図である。患者固定具５００は、患者テーブル４００に端が固定されたフレキシブル部５０４を含み、以下、コネクタ部５０１－１～５０１－６とフレキシブル部５０２－１～５０２－６とが交互に連結した構造を持つ。フレキシブル部５０２－６－１及び５０１－６－２には更に接続部５０３－１、５０３－２がそれぞれ連結する。固定具５００は、フレキシブル部５０２－１～６及び５０４の部分で湾曲可能な構造となっており、ＲＦコイル３００に対して巻き付けることが可能となる。各コネクタ部５０１－１～５０１－６－２の上面の中心位置には固定具側コネクタ５０５－１～５０５―６－２が各々備えられる。フレキシブル部５０２－１～６は柔軟素材で構成され、これにより固定具５００は湾曲してＲＦコイル３００に対して巻き付けることが可能となっている。また、コネクタ部５０１－５から左はフレキシブル部５０２－５－１、５０２－５－２と二手に分岐する。
　図６（ａ）はＲＦコイル３００の各樹脂ケースのコネクタ中心を通る断面の断面図であり、図６（ｂ）はＲＦコイル３００の底面図である。ＲＦコイル３００は、図６に示すように、ケース３０２、３０３、３０４の底面側にそれぞれＲＦコイル側コネクタ３０６－２、３０６－１、３０６－３が備え付けられている。
　それぞれのコネクタ５０５，３０６の構造は、図７に示される。固定具側コネクタ５０５は、突起状のプラグ５１０が設けられ、ＲＦコイル側コネクタ３０６には、キャッチャ３１６が設けられている。プラグ５１０は、キャッチャ３１６に押し込まれるとキャッチャ３１６に嵌合する。すると、コネクタ３０６とコネクタ５０５とが固定されるとともに、プラグ５１０によってキャッチャ３１６の中央部のスイッチ用ボタンが押下される。このスイッチ用ボタンは、常時オンで、ボタン押下時のみオフとなるスイッチ３０７－１ｂ，３０７－２ａ、および常時オフで、ボタン押下時にのみオンとなるスイッチ３０７－１ａに連動しており、これらのスイッチにより、コネクタが接続されたか否かの出力信号が得られる構造になっている。
　図８は、本実施形態のフレキシブルＲＦコイル３００が患者テーブルの上にフラットな状態で置かれて使用される形態を示した図である。図８のようなフラットな形状は、ＲＦコイル３００が単独で受信コイルもしくは送受信兼用コイルとして用いられる場合よりも、ＲＦコイル３００が被検体の上側に設けた上側コイル（図では省略）と対を成す下側コイルとして用いる場合に多く使われる。この場合、各コネクタ３０６－１～３及び５０５－１～５は、全て非接続状態であり、図４のスイッチ３０７－１aは非導通（ＯＦＦ）に、スイッチ３０７－１b及び３０７－２aは導通（ＯＮ）状態になる。コイルエレメントの整合回路と同調回路はこの状態で最適な性能が得られるようにキャパシタ３０８－１～３、３０８－５、３０９－１及び３０９－２の容量値が選択される。次に、図９はフレキシブルＲＦコイル３００が被検者１０４に巻き付けられた状態で使用される状態を示す。この場合、ＲＦコイル側コネクタ３０６－２と固定具側コネクタ５０５－４が、また、ＲＦコイル側コネクタ３０６－３と固定具側コネクタ５０５－６が巻き付けと同時にそれぞれ接続される。コネクタ３０６－２と５０５－４が接続状態になると、コネクタ３０６－２のキャッチャにコネクタ５０５－４のプラグ５１０が嵌合し、それによって、図４のスイッチ３０７－２aが導通状態から非導通状態に切り替わる。すなわち、整合回路がキャパシタ３０９－１と３０９－２で構成されている状態からキャパシタ３０９－１のみで構成される状態に切り替わる。コネクタ３０６－３と５０５－６が接続状態になると、コネクタ３０６－２のキャッチャ３１６にコネクタ５０５－６のプラグ５１０が嵌合し、それによって、図４のスイッチ３０７－１aが非導通状態から導通状態へ、スイッチ３０７－１ｂが導通状態から非導通状態へ切り替わる。すなわち、同調回路のキャパシタ３０８－１に対してキャパシタ３０８－５が並列に加えられた構成から、キャパシタ３０８－４が並列に加えられた構成に切り替わる。
　具体例として、周波数１２８ＭＨｚに共振し、矩形ループサイズが一辺約１５ｃｍ程度で、３個の同調キャパシタ３０８－１～３で分割したＲＦコイル３００のエレメント（例えば３３７）を考え、胴周りサイズが直径約３０ｃｍ程度の被検者と等価な円柱負荷がそのＲＦコイル３００の上に置かれた場合を考える。フレキシブルＲＦコイル３００がフラットな状態の場合、エレメントと負荷の距離はチャンネルによって異なる。電磁界シミュレーションによると、その距離が近いエレメントの整合キャパシタ３０９の最適値が４８ｐＦ程度であるのに対して、負荷からの距離が遠いエレメント（３３７）の整合キャパシタ３０９の最適値が約９０ｐＦ程度になることが分かっている。一方、巻き付け状態に置かれた場合、エレメントと負荷の距離が全チャンネルほぼ等しくなり、整合キャパシタ３０９の最適値が３５ｐＦ程度になることが分かっている。同調回路のキャパシタ３０８に対しては、いずれの場合でも、１０ｐＦ±２ｐＦとなることが分かっている。フラットな状態での感度は、フラットで調整された整合キャパシタ３０９及び同調キャパシタ３０８を用いた方が巻き付けた状態で調整された整合キャパシタ３０９及び同調キャパシタ３０８を用いた場合よりも高い。一方、巻き付けた状態での感度は、負荷の中心部では、フラットな状態で調整された整合キャパシタ３０９及び同調キャパシタ３０８を用いても巻き付けた状態で調整された整合キャパシタ及び同調キャパシタを用いても差は小さい（約１０％未満である）が、負荷の表面から浅い部分では、巻き付けた状態で調整された整合キャパシタ３０９及び同調キャパシタ３０８を用いた方がフラットな状態で調整された整合キャパシタ３０９及び同調キャパシタ３０８を用いた場合よりも１５％以上高くなることが分かっている。すなわち、負荷からの距離が遠いエレメントに対して、キャパシタ３０９－１の容量値が３５ｐＦ、キャパシタ３０９－２の容量値が５５ｐＦになるように設計すれば、切り替え回路によって、整合キャパシタ３０９の合成容量が９０ｐＦから３５ｐＦに切り替えられる。また、同調キャパシタ３０８－１～３の容量値が約１０ｐＦ、同調キャパシタ３０８－４及び３０８－５の容量値が約６ｐＦになるように設計すれば、切り替え回路によって、最適な同調キャパシタを選択できる。以上のようにして、フラットな状態でも巻き付けた状態でも常に感度の高いＲＦコイルを実現できる。以上は、被検者１０４と等価な負荷が円柱の場合を述べたが、図８の用に楕円型の負荷を考えても同様な傾向があり、フラットの場合の最適容量値と巻き付けた場合の最適容量値の差は円柱型負荷の場合よりも小さいことが分かっている。
　図１０は上記フレキシブルＲＦコイルが用いられたＭＲＩ装置の実施形態における撮像開始の手順を示すフロー図である。本実施形態では、フレキシブルＲＦコイル３００は、患者テーブル４００の上に常設される。システム電源が投入されると（ｓ９０１）、撮影準備のためにシーケンサ１００にてシーケンスプロトコルが確認される（ｓ９０２）。同時に、テーブル・コイル制御部２００より患者テーブル４００及び常設或いは内蔵されるフレキシブルＲＦコイル３００内の電源部（ケース３０１内に具備）も投入される。次に、シーケンサ１００に設定してあった撮影部位が判別される（ｓ９０３）。判別された撮影部位が脊椎撮影のように人体の背中側の場合は、ＲＦコイル３００を巻き付ける必要がないので、ｓ９０３に進み、そのままスキャン開始確認の表示がされる。一方、人体の腹部や腎臓のようにコイルを巻き付けた方が良い部位が指定されていた場合、フレキシブルＲＦコイル３００の状態（フラットな状態か巻き付けられた状態か）を確認するために、ｓ９０４でＲＦコイル側コネクタ３０６の状態が確認される。ｓ９０５で、ＲＦコイル側コネクタ３０６－１～３のいずれかに固定具側コネクタ５０５のプラグ（端子）５１０が嵌合している、つまり固定具側コネクタ５０５と接続している状態であれば、ＲＦコイル３００が巻き付けられた状態であると判定される。また、図９のように、ＲＦコイル側コネクタ３０６－２と３０６－３にコネクタ５０５のプラグ（端子）５１０が嵌合していれば、図４で説明したように整合回路や同調回路のキャパシタ３０８，３０９の値が、巻き付けた状態で最適調整された値に自動的に切り替わる。したがって、ｓ９０８に進み、スキャン開始確認の表示がされる。一方、ＲＦコイル側コネクタ３０６－１～３のどれにもコネクタ５０５のプラグ（端子）５１０が嵌合していない、つまり固定具コネクタ５０５と非接続状態であれば、コイル内部回路を介してテーブル・コイル制御部２００がそれを検知する。するとｓ９０６に進み、シーケンサ１１０及び計算部１１１でプログラムされた制御方法に基づいてＲＦコイル３００を巻きつけることを促す表示が表示装置１０９或いはガントリモニタ１１２に表示される。尚、ＲＦコイル側コネクタ３０６－１～３のいずれかにコネクタ５０５のプラグ（端子）５１０が嵌合しているか否をテーブル・コイル制御部２００が検知するために、例えば、図６に示したコイル側コネクタ３０６－１～３には、図４のスイッチ３０７－１aと同様なコネクタ５０５のプラグ（端子）５１０の嵌合でオンとされるスイッチをそれぞれ追加して設け、それらのスイッチの出力の論理和をＲＦテーブル・コイル制御部２００に伝達する信号経路をＲＦコイル内に設ける。
　以上のフローが完了した後、スキャン開始確認表示が表示装置１０９に表示され（ｓ９０８）、スキャンが開始される（ｓ９０９）。スキャン開始後は、シーケンサ１１０が、傾斜磁場電源１０７と高周波磁場発生機１０６に命令を送り、傾斜磁場及びＲＦパルスをそれぞれ傾斜磁場コイル１０２及び高周波照射コイル１０３から発生する。ＲＦパルス発生器３１４とＲＦパルスを増幅するパワーアンプ３１３から構成された高周波磁場発生機１０６は、シーケンサ１１０からの命令に従ったタイミングで増幅されたＲＦパルス出力を高周波照射コイル１０３から照射し、被検者１０４に印加する。また、傾斜磁場電源１０７も、シーケンサ１１０からの命令に従ったタイミングで、3軸各々の傾斜磁場コイルから被検者１０４に傾斜磁場を印加する。被検者１０４から発生した磁気共鳴信号が、本発明のフレキシブルＲＦコイル３００により受信され、ＲＦコイル３００内のプリアンプ（ここでは図示せず）で増幅されたのち、受信器１０５まで伝送される。受信器１０５においては適当な信号処理がなされ、Ａ／Ｄ変換（サンプリング）された後、検波される。検波された信号は、計算部１１１に送られ、ここでリサンプリング処理された後、画像再構成等のデジタル信号処理が行われ、結果は表示部１０９に表示される。
　以上のように、第一の実施形態ではフレキシブルＲＦコイル３００が、部位によっては使い勝手重視でフラットな状態で用いられても、画質重視で巻き付けられた状態で用いられても、常に最適なコイルパラメータ（整合回路及び同調回路のキャパシタ値）が選択される。これにより、常に高い感度をもつフレキシブルＲＦ受信コイル、或いは、高い照射効率をもつフレキシブルＲＦ送受兼用コイルを実現できる。
　なお、上述の実施形態では、ＲＦコイル３００、固定具５００、検知部（３０６、５０５）、整合切替回路３０７－２および同調切替回路３０７－１をＭＲＩ装置の一部として説明したが、これらの構成を、ＲＦコイルアッセンブリとして、ＭＲＩ装置から独立した構成とすることも可能である。この場合、ＲＦコイルアッセンブリを、既存のＭＲＩ装置に接続して用いることが可能になる。
　＜＜実施形態２＞＞
　以下、図１１～図１８を用いて、第二の実施形態を説明する。
　第二の実施形態では、検知部（３０６ｂ，５０５ｂ）は、ＲＦコイル３００に付随して設けられたＲＦコイル側コネクタ３０６と、固定具５００に付随して設けられた固定具側コネクタ５０５と、ＲＦコイル側コネクタ３０６と固定具側コネクタ５０５が接続されたときに、固定具５００の内部配線を介して供給された制御電圧を伝達する同軸スイッチコネクタ（３１６ｂ、３１７ｂ，５１３ｂ）とを含む（図１１、図１２、図１５）。整合切替回路３０７ｂ－２及び同調切替回路３０７ｂ－１は、同軸スイッチコネクタ（３１６ｂ、３１７ｂ，５１３ｂ）から伝達される制御電圧により回路構成が変化する。これにより、ＲＦコイル側コネクタ３０６と固定具側コネクタ５０５の接続状態に対応するＲＦコイル３００の各形状で最適な整合状態および同調状態に、整合回路３０９－１～２および同調回路３０８－１～５をそれぞれ切り替える（図１６）。
　例えば、整合切替回路３０７ｂ－２及び同調切替回路３０７ｂ－１は、それぞれ同軸スイッチコネクタ（３１６ｂ、３１７ｂ，５１３ｂ）から伝達される制御電圧によりオンオフの状態が変化するＰＩＮダイオード３２１－１，３２１－２，３２１－３を含む構成にすることができる。
　以下、具体的に説明する。図１１（a）は第二の実施形態の患者テーブル４００およびフレキシブルＲＦコイル３００の断面図、図１１（b）はそれらの上面図である。第二の実施形態では第一の実施形態に比べて、固定具５００のコネクタ部５０１とフレキシブル部５０２の個数が増え、固定具５００の全体の長さが長いものとなっている。固定具５００のコネクタ部５０１に固定具側コネクタ５０５ｂが備えられる点は第一の実施形態と同様で、コネクタ部５０１の個数が増えている点が異なる。図１２、図１３、図１４は、第二の実施形態のフレキシブルＲＦコイル３００が被検体１０４に巻き付けられた状態の断面図である。第二の実施形態では、固定具５００の長さを長くすることによって、様々なサイズの被検者にＲＦコイル３００を巻き付けることを可能とし、かつ、接続する固定具側コネクタ５０５ｂとＲＦコイル側コネクタ３０６ｂの組合せの自由度を増している。例えば、図１２の被検者１０４の場合、接続しているコネクタの組合せは、コイル側コネクタ３０６ｂ－２に固定具コネクタ５０５ｂ－４が接続している。また、固定具５００の長さが余っているが、ここは電気的な接続は不要であり、アジャスタ５０３などによって固定すればよい。また、図１３の被検者の場合は、コイル側コネクタ３０６ｂ－１に固定具側コネクタ５０５ｂ－１が、コイル側コネクタ３０６ｂ－２に固定具側コネクタ５０５ｂ－３が、コイル側コネクタ３０６ｂ－３に固定具側コネクタ５０５ｂ－４がそれぞれ接続している。更に図１４の被検者の場合は、コイル側コネクタ３０６ｂ－２に固定具側コネクタ５０５ｂ－３が、コイル側コネクタ３０６ｂ－３に固定具側コネクタ５０５ｂ－５がそれぞれ接続している。
　また、コイル側コネクタ３０６ｂ及び固定具側コネクタ５０５ｂとしては、図７で示したものでもよいが、図１５（ａ）および（ｂ）で示すような同軸スイッチコネクタ３０６ｂと５０５ｂを用いてもよい。図１５（ａ），（ｂ）の同軸コネクタは、第一の実施形態とは逆に、ＲＦコイル側コネクタ３０６ｂがプラグ状であり、固定具側コネクタ５０５ｂはそのプラグ３１６ｂを拘束するキャッチャ５１３ｂを構成する。同軸スイッチコネクタでは、プラグ３１６ｂがキャッチャ５１３ｂに機械的に嵌合し、それによりキャッチャ５１３ｂ側に設けた電気接点をオンまたはオフするだけではなく、嵌合するプラグ３１６ｂの先端も電気接点となっている。図１５（a）に示すとおり、ＲＦコイル側コネクタ３０６ｂは筒状シャーシ３１７ｂとその内側の中心導体（プラグ）３１６ｂを有する。プラグ３１６ｂは、図１５（ｂ）に示す固定具側コネクタ５０５ｂのキャッチャ５１３ｂに嵌合する。すると図１５（ｃ）、（ｄ）のように、キャッチャ５１３ｂの内部のばね導体５１０ｂが押し下げられる。これにより、嵌合前は図１５（ｃ）に示すように導通状態（オン）であった第１端子５１１ｂと第２端子５１２ｂとの間の接続は非導通（オフ）となる。そのかわりに、図１５（ｄ）のように、中心導体３１６ｂの先端がばね導体５１０ｂに接触して、第１端子５１１ｂと、中心導体（プラグ）３１６ｂに繋がるＲＦコイル３００側の第３端子３１８ｂとの間の接続はオンとなる。また筒状シャーシ３１７ｂはキャッチャ５１３ｂ側のシャーシ３１７ｂに接続される。
　同軸スイッチコネクタ３０６ｂと５０５ｂを用いると、図１６に示したように、整合切替回路３０７ｂ－２や同調回路切替回路３０７ｂ－１として半導体素子３２１（図１６では、一例としてＰＩＮダイオードを用いた場合を示した）を用いて電気的な制御をする回路が使用可能になる。
　図１７は、この同軸スイッチコネクタ３０６ｂ、５０５ｂとフレキシブル配線基板を用いた第二実施形態のＲＦコイル３００の構造を示す。図１７（a)はフレキシブルＲＦコイル３００の一部分（右半分）の外形図である。樹脂ケース３０１と、そこから右に並ぶ樹脂ケース３０３、３０２、３０４はフレキシブル部を介して順につながる。図３に示すコイルエレメント３３１、３３３、３３５、３３７はこれらの内部に形成される。図１７（a)ではこれらコイルエレメントが形成される位置を破線で示す。また樹脂ケース３０３、３０２、３０４それぞれの内部のブロック３５３、３５２、３５４は各コイルエレメントに付随する同調切替回路もしくは整合切替回路を示す。図１７（ｂ）は固定具５００の断面を示す。フレキシブル配線基板５０６の一端は樹脂ケース３０１に固定される。フレキシブル配線基板５０６はコネクタ５０５ｂ－１から５０５ｂ－６までを順に接続し、最後に固定具接続部５０３を接続する。
　詳細には、図１７（ｃ）に示すように、フレキシブル配線基板５０６には3対の往復線路５０６－１～３が形成される。これら往復線路の一端は樹脂ケース３０１の内部の電源部と接続されている。もう一端は、固定具接続部５０３に接続され、接続部５０３の中ではそれぞれダミーロード５０９－１～３に接続される。これにより、各往復線路対のホットラインとＧＮＤライン間に数Ｖの電圧がかかり、一定の電流が流れるようになっている。なお、より詳細には、高周波的に高いインピーダンスになるようにインダクタが往復線路の途中に一定の間隔で置かれているが、図１７（ｃ）では省略してある。図１７（ｃ）の例では、固定具５００の最も根元側のコネクタ５０５ｂ－１は２番目のホットライン５０６－２に挿入され、以下コネクタ５０５ｂ－２は３番目のホットライン５０６－３に、コネクタ５０５ｂ－３は１番目のホットライン５０６－１に、コネクタ５０５ｂ－４は１番目のホットライン５０６－１に、コネクタ５０５ｂ－５は２番目のホットライン５０６－２に、コネクタ５０５ｂ－６は３番目のホットライン５０６－２にそれぞれ挿入されている。このようなアレイ状に並べられたコネクタ５０５ｂを備えた固定具５００は、単一の配線層内に複数の配線を形成したフレキシブル配線基板を用いても、また多層の配線層を持つフレキシブル配線基板を用いても実現できる。
　固定具側コネクタ５０５ｂのいずれかにＲＦコイル側コネクタ３０６ｂが挿入されると、図１５で説明した通り、同軸線路が切り替わり、挿入されたＲＦコイル側コネクタ３０６ｂを介して、ＲＦコイル３００の整合切替回路或いは同調切替回路に電圧がかかるようになる。これを利用した整合切替回路３０７ｂ－２、及び同調切替回路３０７ｂ－１を備えたコイルエレメントの回路の例を図１６に示す。すなわち、整合用キャパシタ３０８－１に対してキャパシタ３０８－４が追加されるか否かがＰＩＮダイオード３２１－３のオン、オフで決まる。図１６の例ではＲＦコイル側コネクタ３０６ｂ－２を介してＰＩＮダイオード３２１－３に順方向の制御電圧が印加されてオンとなる。また、制御信号によってＰＩＮダイオード３２１－１がＯＮにされ、同調用キャパシタ３０８－１にキャパシタ３０８－４が追加して接続されるか否かがＰＩＮダイオード３２１－１のオン、オフで決まり、これはＲＦコイル側コネクタ３０６ｂ－３を介して順方向の制御電圧をＰＩＮダイオード３２１－１に印加するか否かで制御する。或いは同調用キャパシタ３０８－１に更にキャパシタ３０８－５を追加するか否かがＰＩＮダイオード３２１－２のオンオフで制御される。なお、第二の実施形態においても図７に示した機構スイッチを用いることもできるが、切替回路３０７の位置とＲＦコイル側コネクタ３０６の位置に制約が生じてしまう。そこで本実施形態では、図１５の同軸スイッチコネクタを採用して電気的な切替回路にすることで、その制約を緩和し、設計の自由度を増している。また、切替回路の並列数を増やすことによって、比較的容易にキャパシタの容量値の可変幅を広げることができる。
　図１２のコイル装着の状態では、ＲＦコイル側コネクタ３０６ｂ－２と固定側コネクタ５０５ｂ－４が接続されるため、図１７(c)に示すとおり第一の線路５０６－１に接続されたコネクタ５０５ｂ－４からコネクタ３０６ｂ－２を介して図１６の整合用キャパシタ３０９－１を切り替えるためのＰＩＮダイオード３２１－３へ制御信号が伝送される。また、図１３のコイル装着の状態では、ＲＦコイル側コネクタ３０６ｂ－１と固定側コネクタ５０５ｂ－１が、また、コネクタ３０６ｂ－２とコネクタ５０５ｂ－３が、また、コネクタ３０６ｂ－３とコネクタ５０５ｂ－４がそれぞれ接続される。したがって、図１８(a)に示すとおり第二の線路５０６－２に接続されたコネクタ５０５ｂ－１とコネクタ３０６ｂ－１を介して同調用キャパシタ３０８－１を切り替えるためのＰＩＮダイオード３２１－１へ制御信号が伝送される。また、第一の線路５０６－２に接続されたコネクタ５０５ｂ－３とコネクタ３０６ｂ－２を介して整合用キャパシタ３０９－１を切り替えるためのＰＩＮダイオード３２１－３へ制御信号が伝送される。但し、同軸コネクタ３０６ｂ－３と同軸コネクタ５０５ｂ－４の接続は、その前段で既に線路が切り替わるため、コネクタ３０６ｂ－３からＲＦコイル同調回路への制御信号の伝送は行われない。また、図１４のコイル装着の状態では、コネクタ３０６ｂ－２とコネクタ５０５ｂ－３が、また、コネクタ３０６ｂ－３とコネクタ５０５ｂ－５がそれぞれ接続されるため、図１８（ｂ）に示すとおり、第一の線路５０６－１からコネクタ５０５ｂ－３とコネクタ３０６ｂ－２を介して整合用キャパシタ３０９－１を切り替えるためのＰＩＮダイオード３２１－３に制御信号が伝達される。また、第二の線路５０６－２からコネクタ５０５ｂ－５とコネクタ３０６ｂ－３とを介して同調用キャパシタ３０８－１を切り替えるためのＰＩＮダイオード３０７－１へ制御信号が伝送される。
　＜＜実施形態３＞＞
　図１９は第三の実施形態のＲＦコイル３００を示し、(a)はその断面図、(b)は、平面図（上面図）である。本実施形態のＲＦコイル３００は、横方向だけでなく被検者の体軸方向にもコイルエレメントが並んだ２次元アレイ型コイルである。図示したのは、図３と同様に、８個のコイルエレメントを列方向に並べたもの（８列）を行方向に３つ（３行）配置した（８列３行）のアレイ型コイルである。第一の実施形態と同様に、ＲＦコイル３００の樹脂ケース３０１で覆われた部分は患者テーブル４００に固定されているが、それ以外の部分は被検者１０４に巻き付けて使用可能になっている。すなわちＲＦコイル３００のコイルアレイ部分３００ｃはフレキシブルである。体軸方向の２箇所の位置からそれぞれ左右に、ベルト状の固定具５００－１、５００－２が備えられ、被検者１０４に巻き付けられたＲＦコイル３００を外側から固定する。これらの固定具５００－１、５００－２には固定具側コネクタが、またＲＦコイル３００にはＲＦコイル側コネクタが備えられ、両者が嵌合しているか否かでするＲＦコイル３００の形状（巻きつけられているか否か）を判別し、コイルエレメントの整合回路、もしくは同調回路を自動的に切り替えるよう構成する点は先の実施形態と同様である。その嵌合の検出機構も、第一の実施形態のように、ＲＦコイル側コネクタに設けた接点のオンオフで検出する機構、また第二実施形態のように固定具側の配線からの制御信号をＲＦコイル側に伝達する同軸コネクタスイッチのいずれも採用でき、同じ効果が得られる。なお、この実施形態のように、３行分のコイルをまとめて被検者に巻き付ける場合は、一本以上の固定ベルトで３行のうちの一行のコイルに対して本発明のコネクタ接続による回路制御を行えばよい。
　一方、図１９（ｃ）は第三の実施形態の変形例を示す。この変形例では、６個のコイルエレメントを並べた（６個1行）のアレイを形成する第１部分３００－１と、８個のコイルエレメントを並べたものを２つ（３行）配置した（８列２行）のアレイを構成する第２部分３００－２とにフレキシブルコイルが分かれている。例えば、第１部分３００－１のアレイコイルは首の周辺に巻き付け、第２部分３００－２の８列２行のアレイコイルは胴体に巻きつけるなど、両者はそれぞれ独自の形状にして撮影する。このため、それぞれのアレイ３００－１，３００－２に固定具５００－３、５００－４を備える。この変形例の場合は、独立して形状を変化できる第１部分（３００－１）と第２部分（３００－２）のそれぞれに、コネクタ接続によって形状変化を検出して回路制御を行う機構を設ける。
　以上のように、２次元アレイ状に並ぶアレイコイルであっても、撮影時のコイル形状に応じて、常に最適なコイルパラメータ（整合回路及び同調回路のキャパシタ値）が選択され、常に高い感度をもつフレキシブルＲＦ受信コイル、或いは、高い照射効率をもつフレキシブルＲＦ送受兼用コイルを実現することができる。
　＜＜実施形態４＞＞
　図２０に、本発明の第四の実施形態を示す。本実施形態は肩関節を撮影するための受信専用、或いは送受信兼用のフレキシブルＲＦコイルである。図２０(a)が通常の肩関節撮影を示す図、図２０(b)が、ＡＢＥＲ体位と言われる、腕を上げた状態での肩関節撮影を示す図である。このように、関節撮影においては、体位を変えて撮影することがあるが、本実施形態のフレキシブルＲＦコイル３００では、どの体位に対しても、常に最適な整合状態と同調状態を提供する。図２０(a)では、これまで述べた実施形態と同様に、左右のフレキシブル部が対称な形で被検者の肩に巻きつけられ、コイル側コネクタ３０６－３と固定具側コネクタ５０５－５が接続される。図２０(b)では、右側のフレキシブル部が肩に巻きつけ、その状態で固定具５００の先端を固定することで保持される。コイル側コネクタ３０６－２と固定具コネクタ５０５－３が接続される。左側のフレキシブル部は平坦に伸ばされ、コイル側コネクタ３０６－１と固定具コネクタ５０５－１が接続される。このように、左右非対称に用いられる。このような場合でも、それぞれの状態で最適な整合キャパシタ及び同調キャパシタを予め求めておき、それぞれのコイル形状に対応したコネクタの接続状態を決定し、それぞれの状態に最適な整合キャパシタ或いは同調キャパシタになるように同調切替回路と整合切替回路を組むことで、常に最適なコイルパラメータ実施可能であることは明らかである。
１００　ガントリ（点線で囲まれた部分）
１０１　マグネット
１０２　傾斜磁場発生コイル
１０３　高周波照射コイル
１０４　被検者
１０５　受信器
１０６　高周波（ＲＦ）磁場発生機
１０７　傾斜磁場電源
１０８　記憶媒体
１０９　表示装置
１１０　シーケンサ
１１１　計算部
１１２　ガントリモニタ
２００　テーブル・コイル制御部
３００　フレキシブルＲＦコイル
３０１，３０２，３０３，３０４，３０３－１・・３０３－３，３０４－１・・・３０４－３　樹脂ケース
３０６，３０６－１・・３０６－３，３０６ｂ，３０６ｂ－１・・３０６ｂ－３　ＲＦコイル側コネクタ
３０７－１，３０７ｂ－１　同調切替回路
３０７－２，３０７ｂ－２　整合切替回路
３０８－１・・・３０８－５　同調キャパシタ
３０９－１，３０９－２　整合キャパシタ
３１１　送受切り替えスイッチ
３１２　プリアンプ
３１３　パワーアンプ
３１４　送信器
３２１－１・・・３２１－３　ＰＩＮダイオード
３３１・・３３８　コイルエレメント
４００　患者テーブル
５００　患者固定具
５０１　患者固定具コネクタ部
５０２　患者固定具フレキシブル部
５０３　患者固定具接続部（アジャスタ）
５０４　患者固定具フレキシブル部
５０５，５０５－１・・・５０５－６，５０５ｂ，５０５ｂ－１・・・５０５ｂ－６　固定具側コネクタ
５０６　フレキシブル多層基板
５０６－１・・・５０６－３　往復線路
５１０　固定具側コネクタの第一の端子
５１１　固定具側コネクタの第二の端子
５１２　固定具側コネクタの第三の端子
５１３　固定具側コネクタのハウジング

Claims (12)

  1. 　静磁場を発生する静磁場発生装置と傾斜磁場を発生する傾斜磁場発生コイルを具備したガントリと、
    　前記ガントリの中に配置された、検査対象を載置するためのテーブルと、
    　一部が前記ガントリまたは前記テーブルに固定され、他の少なくとも一部がフレキシブルな素材で前記検査対象に密着するように変形可能に構成され、前記検査対象から発生する核磁気共鳴信号を受信するＲＦコイルと、
    　前記ＲＦコイルを検査対象の周囲に固定するための固定具と、
    　前記ＲＦコイルの形状を検知する検知部と、
    　前記検知部の出力に応じて前記ＲＦコイルの整合定数及び同調定数を変化させる整合切替回路及び同調切替回路と、を有することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  2. 　前記ＲＦコイルは、前記テーブル上にフラットに載置された状態で、その上に前記検査対象が置かれた場合に、最適な整合状態と同調状態になるように構成された整合回路及び同調回路を含み、
    　前記検知部は、前記ＲＦコイルに付随して設けられたＲＦコイル側コネクタと、前記固定具に付随して設けられた固定具側コネクタと、前記ＲＦコイル側コネクタと前記固定具側コネクタが接続されたときに、端子間の接続のオンとオフとが切り替わる機構スイッチとを含み、
    　前記整合切替回路および同調切替回路は、前記機構スイッチのオンとオフの切り替わりに応じて回路構成が変化して、前記機構スイッチのオンとオフの状態にそれぞれ対応する前記ＲＦコイルの形状で最適な整合状態および同調状態に、前記整合回路および前記同調回路をそれぞれ切り替えることを特徴とする請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。
  3. 　前記固定具側コネクタは複数であり、
    　前記機構スイッチは、前記ＲＦコイル側コネクタが複数の固定具側コネクタのいずれかと嵌合したときに押下されるスイッチ用ボタンと、該スイッチ用ボタンにより前記端子間の接続をオンもしくはオフにするスイッチとを含むことを特徴とする請求項２に記載の磁気共鳴イメージング装置。
  4. 　前記ＲＦコイルは、前記テーブル上にフラットに載置され、その上に前記検査対象が置かれた状態で最適な整合状態と同調状態になるように構成された整合回路及び同調回路を備え、
    　前記検知部は、前記ＲＦコイルに付随して設けられたＲＦコイル側コネクタと、前記固定具に付随して設けられた固定具側コネクタと、前記ＲＦコイル側コネクタと前記固定具側コネクタが接続されたときに、前記固定具の内部配線を介して供給された制御電圧を伝達する同軸スイッチコネクタとを含み、
    　前記整合切替回路及び同調切替回路は、前記同軸スイッチコネクタから伝達される制御電圧により回路構成が変化して、前記ＲＦコイル側コネクタと前記固定具側コネクタの接続状態に対応する前記ＲＦコイルの各形状で最適な整合状態および同調状態に、前記整合回路および前記同調回路をそれぞれ切り替えることを特徴とする請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。
  5. 　前記整合切替回路及び同調切替回路は、それぞれ前記同軸スイッチコネクタから伝達される制御電圧によりオンオフの状態が変化するＰＩＮダイオードを含むことを特徴とする請求項４に記載の磁気共鳴イメージング装置。
  6. 　前記固定具の表面には、複数の前記同軸スイッチコネクタを配列して装備され、
    　前記固定具の内部には、前記複数の同軸スイッチコネクタの少なくとも一部に制御電圧を電源装置から導く複数の往復線路を形成されたフレキシブル配線基板が配置されていることを特徴とする請求項４記載の磁気共鳴イメージング装置。
  7. 　前記ＲＦコイルは、前記検査対象に対して高周波磁場を照射し、かつ、前記核磁気共鳴信号を受信する送受信兼用ＲＦコイルであることを特徴とする請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置。
  8. 　前記ＲＦコイルの前記テーブルに固定された前記一部は、前記テーブルの内部に固定されていることを特徴とする請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置。
  9. 　前記固定具は、前記一端が前記テーブルに固定されていることを特徴とする請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置。
  10. 　静磁場を発生する静磁場発生装置と傾斜磁場を発生する傾斜磁場発生コイルを具備したガントリと、検査対象を載置するテーブルとを備える磁気共鳴イメージング装置の、前記検査対象から発生する核磁気共鳴信号を受信するＲＦコイルとして少なくとも用いられるＲＦコイルアッセンブリであって、
    　前記ＲＦコイルは、検査対象に巻きつけることが可能なように少なくとも一部がフレキシブルな素材で構成され、
    　前記ＲＦコイルアッセンブリは、
    　前記ＲＦコイルを前記検査対象に巻きつけられた状態で固定するための固定具と、
    　前記ＲＦコイルが巻きつけられたか否かの形状変化を検知する検知部と、
    　前記検知部の出力に応じて前記ＲＦコイルの整合定数及び同調定数を変化させる整合切替回路及び同調切替回路とを備えることを特徴とするＲＦコイルアッセンブリ。
  11. 　前記ＲＦコイルは、前記検査対象に対して取りえる複数の形状状態のひとつでそれぞれ最適な整合状態および同調状態になるように構成された整合回路及び同調回路を含み、
    　前記検知部は、前記ＲＦコイルに付随して設けられたＲＦコイル側コネクタと、前記固定具に付随して設けられた固定具側コネクタと、前記ＲＦコイル側コネクタと前記固定具側コネクタが接続されたときに、端子間のオンまたはオフが切り替わる機構スイッチとを含み、
    　前記整合切替回路および同調切替回路は、前記機構スイッチのオンとオフの切り替わりに応じて回路構成が変化して、前記機構スイッチのオンとオフの状態にそれぞれ対応する前記ＲＦコイルの形状で最適な整合状態および同調状態に、前記整合回路および同調回路をそれぞれ切り替えることを特徴とする請求項１０に記載のＲＦコイルアッセンブリ。
  12. 　前記ＲＦコイルは、前記検査対象に対して取りえる複数の形状状態のひとつでそれぞれ最適な整合状態および同調状態になるように構成された整合回路及び同調回路を含み、
    　前記検知部は、前記ＲＦコイルに付随して設けられたＲＦコイル側コネクタと、前記固定具に付随して設けられた固定具側コネクタと、前記ＲＦコイル側コネクタと前記固定具側コネクタが接続されたときに、前記固定具の内部配線を介して供給された制御電圧を伝達する同軸スイッチコネクタとを含み、
    　前記整合切替回路及び同調切替回路は、前記同軸スイッチコネクタから伝達される制御電圧により回路構成が変化して、前記ＲＦコイル側コネクタと前記固定具側コネクタの接続状態に対応する前記ＲＦコイルの各形状で最適な整合状態および同調状態に、前記整合回路および同調回路をそれぞれ切り替えることを特徴とする請求項１０に記載のＲＦコイルアッセンブリ。
PCT/JP2014/066564 2013-06-26 2014-06-23 磁気共鳴イメージング装置及びｒｆコイルアッセンブリ WO2014208501A1 (ja)

Priority Applications (2)

Application Number Priority Date Filing Date Title
US14/897,669 US10653335B2 (en) 2013-06-26 2014-06-23 Magnetic resonance imaging device and RF coil assembly with matching switch circuit and tuning switch circuit
JP2015524039A JP6005279B2 (ja) 2013-06-26 2014-06-23 磁気共鳴イメージング装置及びｒｆコイルアッセンブリ

Applications Claiming Priority (2)

Application Number Priority Date Filing Date Title
JP2013133283 2013-06-26
JP2013-133283 2013-06-26

Publications (1)

Publication Number Publication Date
WO2014208501A1 true WO2014208501A1 (ja) 2014-12-31

Family

ID=52141836

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
PCT/JP2014/066564 WO2014208501A1 (ja) 2013-06-26 2014-06-23 磁気共鳴イメージング装置及びｒｆコイルアッセンブリ

Country Status (3)

Country Link
US (1) US10653335B2 (ja)
JP (1) JP6005279B2 (ja)
WO (1) WO2014208501A1 (ja)

Cited By (6)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN107132499A (zh) * 2016-02-29 2017-09-05 西门子保健有限责任公司 具有可调节开口的磁共振成像线圈
EP3302262A4 (en) * 2015-05-28 2018-06-20 Samsung Electronics Co., Ltd. Head coil and magnetic resonance imaging apparatus employing the same
CN108663642A (zh) * 2017-03-31 2018-10-16 西门子(深圳)磁共振有限公司 一种射频线圈的调谐去谐结构和去谐方法
JP2019047851A (ja) * 2017-09-07 2019-03-28 キヤノンメディカルシステムズ株式会社 アレイコイル
JP2020124345A (ja) * 2019-02-04 2020-08-20 株式会社日立製作所 高周波コイル、および、それを用いた磁気共鳴撮像装置
US10884082B2 (en) 2018-06-28 2021-01-05 Canon Medical Systems Corporation Magnetic resonance imaging apparatus

Families Citing this family (11)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US10048333B2 (en) * 2015-06-02 2018-08-14 Quality Electrodynamis, LLC Magnetic resonance imaging (MRI) coil with constant capacitance coupling
US20170067973A1 (en) * 2015-09-03 2017-03-09 Samsung Electronics Co., Ltd Coil assembly and magnetic resonance imaging apparatus including the same
TWI667487B (zh) * 2016-09-29 2019-08-01 美商超精細研究股份有限公司 射頻線圈調諧方法及裝置
US10921400B2 (en) * 2016-11-23 2021-02-16 GE Precision Healthcare LLC Conforming posterior radio frequency (RF) coil array for a magnetic resonance imaging (MRI) system
CN109963507B (zh) 2016-11-23 2023-07-04 通用电气公司 用于磁共振成像(mri)系统的前部射频(rf)线圈阵列
EP3187889B1 (de) * 2017-04-26 2019-02-27 Siemens Healthcare GmbH Anpassbare mri-lokalspulenanordnung
JP6886908B2 (ja) * 2017-11-01 2021-06-16 株式会社日立製作所 アレイコイル及び磁気共鳴撮像装置
US10969447B2 (en) * 2017-11-22 2021-04-06 General Electric Company Flexible radio frequency coil array with detachable straps for MR imaging
JP7092541B2 (ja) * 2018-04-10 2022-06-28 富士フイルムヘルスケア株式会社 アレイコイル及び磁気共鳴撮像装置
EP3674736A1 (en) * 2018-12-24 2020-07-01 Koninklijke Philips N.V. Adjusting of radiofrequency array using a camera system
DE102021204738A1 (de) * 2021-05-11 2022-11-17 Siemens Healthcare Gmbh Magnetresonanzvorrichtung mit Patientenlagerungsvorrichtung

Citations (4)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPH0345246A (ja) * 1989-07-12 1991-02-26 Toshiba Corp Ｍｒｉ装置用受信コイル
JPH03264053A (ja) * 1990-03-15 1991-11-25 Toshiba Corp 検出器保持装置
JP2006006400A (ja) * 2004-06-22 2006-01-12 Hitachi Medical Corp 磁気共鳴イメージング装置
JP2007530972A (ja) * 2004-03-31 2007-11-01 バリアン・インコーポレイテッド Ｎｍｒ用コンデンサスイッチ

Family Cites Families (8)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPS6365408U (ja) 1986-10-21 1988-04-30
US5543712A (en) * 1994-12-22 1996-08-06 The Regents Of The University Of California Parasitic compensating matching circuit integral with ground breaker for MRI RF coils
US5670881A (en) 1996-02-09 1997-09-23 Toshiba America, Inc. Discrete step remotely adjustable matching circuit for MRI RF coils
US6054858A (en) * 1997-01-27 2000-04-25 General Electric Company Method to automatically tune MRI RF coils
JP2003010146A (ja) 2001-06-19 2003-01-14 Ge Medical Systems Global Technology Co Llc Ｒｆコイル及びｍｒｉ装置
JP2008178453A (ja) 2007-01-23 2008-08-07 Toshiba Corp 磁気共鳴イメージング装置及び受信コイルアセンブリ
US7816918B2 (en) * 2007-05-24 2010-10-19 The Johns Hopkins University Optimized MRI strip array detectors and apparatus, systems and methods related thereto
DE102007030629A1 (de) 2007-07-02 2009-01-08 Siemens Ag Anordnung zur Lagerung eines Patienten

Patent Citations (4)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPH0345246A (ja) * 1989-07-12 1991-02-26 Toshiba Corp Ｍｒｉ装置用受信コイル
JPH03264053A (ja) * 1990-03-15 1991-11-25 Toshiba Corp 検出器保持装置
JP2007530972A (ja) * 2004-03-31 2007-11-01 バリアン・インコーポレイテッド Ｎｍｒ用コンデンサスイッチ
JP2006006400A (ja) * 2004-06-22 2006-01-12 Hitachi Medical Corp 磁気共鳴イメージング装置

Cited By (11)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
EP3302262A4 (en) * 2015-05-28 2018-06-20 Samsung Electronics Co., Ltd. Head coil and magnetic resonance imaging apparatus employing the same
CN107132499A (zh) * 2016-02-29 2017-09-05 西门子保健有限责任公司 具有可调节开口的磁共振成像线圈
KR20170101820A (ko) 2016-02-29 2017-09-06 지멘스 헬스케어 게엠베하 조절가능한 오프닝을 갖는 자기 공명 이미징 코일
US10209325B2 (en) 2016-02-29 2019-02-19 Siemens Healthcare Gmbh Magnetic resonance imaging coil with adjustable opening
KR101961904B1 (ko) * 2016-02-29 2019-03-25 지멘스 헬스케어 게엠베하 조절가능한 오프닝을 갖는 자기 공명 이미징 코일
CN108663642A (zh) * 2017-03-31 2018-10-16 西门子(深圳)磁共振有限公司 一种射频线圈的调谐去谐结构和去谐方法
JP2019047851A (ja) * 2017-09-07 2019-03-28 キヤノンメディカルシステムズ株式会社 アレイコイル
US11307275B2 (en) 2017-09-07 2022-04-19 Canon Medical Systems Corporation Array coil
US10884082B2 (en) 2018-06-28 2021-01-05 Canon Medical Systems Corporation Magnetic resonance imaging apparatus
JP2020124345A (ja) * 2019-02-04 2020-08-20 株式会社日立製作所 高周波コイル、および、それを用いた磁気共鳴撮像装置
JP7112346B2 (ja) 2019-02-04 2022-08-03 富士フイルムヘルスケア株式会社 高周波コイル、および、それを用いた磁気共鳴撮像装置

Also Published As

Publication number Publication date
JP6005279B2 (ja) 2016-10-12
JPWO2014208501A1 (ja) 2017-02-23
US10653335B2 (en) 2020-05-19
US20160135711A1 (en) 2016-05-19

Similar Documents

Publication Publication Date Title
JP6005279B2 (ja) 磁気共鳴イメージング装置及びｒｆコイルアッセンブリ
US10641849B2 (en) Size-variable local coil matrix with variable decoupling
JP6145115B2 (ja) Ｍｒ画像生成のためのマルチ共振ｔ／ｒアンテナ
US8742759B2 (en) High-frequency coil and magnetic resonance imaging device
JP5675921B2 (ja) 高周波コイルおよびそれを用いた磁気共鳴撮像装置
WO2011122084A1 (ja) Ｒｆコイル及び磁気共鳴撮像装置
JP5508906B2 (ja) 磁気共鳴イメージング装置およびｒｆコイル
US8179136B2 (en) Radio frequency (RF) coil array with double asymmetric saddle coil pairs
US20070096739A1 (en) Magnetic resonance imaging apparatus
JP2007325826A (ja) ２重同調ｒｆコイル
CN110168393A (zh) 低磁场强度下运行的磁共振断层成像设备和局部线圈矩阵
US20190310330A1 (en) Multi-turn magnetic resonance imaging (mri) array coil operable at low magnetic field strength
US8928450B2 (en) Transformer assembly for a magnetic resonance imaging system
US7759936B2 (en) RF coil and magnetic resonance imaging apparatus
US20220120831A1 (en) Mri saddle based flexible array coil
JP2016158884A (ja) 磁気共鳴イメージングの局所コイル装置、及び、磁気共鳴イメージング装置
US8674799B2 (en) Transformer assembly for a magnetic resonance imaging system
JPWO2015012201A1 (ja) 高周波コイル及び磁気共鳴撮像装置
US11519985B2 (en) MRI apparatus and its communication method
JP6998445B2 (ja) Ｔｘモード及びｒｘモードのためのｒｆアンテナデバイスのフィールド均質化のためのパッシブｒｆシム共振器
Seregin et al. Energy-harvesting coil for circularly polarized fields in magnetic resonance imaging
US20110140700A1 (en) Multiple-frequency rf trap and mri system
US11874350B2 (en) Local coil with detuning function
CN108020798B (zh) 用于对一个或多个受检者进行磁共振成像的系统和方法
JP4945207B2 (ja) 磁気共鳴撮像装置及びｒｆコイル

Legal Events

Date Code Title Description
121 Ep: the epo has been informed by wipo that ep was designated in this application

Ref document number: 14816734

Country of ref document: EP

Kind code of ref document: A1

ENP Entry into the national phase

Ref document number: 2015524039

Country of ref document: JP

Kind code of ref document: A

WWE Wipo information: entry into national phase

Ref document number: 14897669

Country of ref document: US

NENP Non-entry into the national phase

Ref country code: DE

122 Ep: pct application non-entry in european phase

Ref document number: 14816734

Country of ref document: EP

Kind code of ref document: A1