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WO2008075614A1 - 核磁気共鳴計測装置およびコイルユニット - Google Patents

核磁気共鳴計測装置およびコイルユニット Download PDF

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WO2008075614A1
WO2008075614A1 PCT/JP2007/074056 JP2007074056W WO2008075614A1 WO 2008075614 A1 WO2008075614 A1 WO 2008075614A1 JP 2007074056 W JP2007074056 W JP 2007074056W WO 2008075614 A1 WO2008075614 A1 WO 2008075614A1
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WO
WIPO (PCT)
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coil
magnetic field
capacitor
measuring apparatus
magnetic resonance
Prior art date
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Ceased
Application number
PCT/JP2007/074056
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English (en)
French (fr)
Inventor
Hisaaki Ochi
Yoshihisa Soutome
Yoshitaka Bito
Takeshi Yatsuo
Hiroyuki Takeuchi
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
Hitachi Ltd
Hitachi Healthcare Manufacturing Ltd
Original Assignee
Hitachi Ltd
Hitachi Medical Corp
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.)
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Publication date
Application filed by Hitachi Ltd, Hitachi Medical Corp filed Critical Hitachi Ltd
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Priority to US12/519,832 priority patent/US8203342B2/en
Publication of WO2008075614A1 publication Critical patent/WO2008075614A1/ja
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Ceased legal-status Critical Current

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    • G01R33/565—Correction of image distortions, e.g. due to magnetic field inhomogeneities
    • G01R33/5659—Correction of image distortions, e.g. due to magnetic field inhomogeneities caused by a distortion of the RF magnetic field, e.g. spatial inhomogeneities of the RF magnetic field

Definitions

  • the present invention relates to a nuclear magnetic resonance measurement apparatus (hereinafter referred to as “MRI apparatus”) and a coil unit used therefor.
  • MRI apparatus nuclear magnetic resonance measurement apparatus
  • Background art MRI apparatus
  • An MRI apparatus places an object in a uniform static magnetic field generated by a magnet, irradiates the object with an electromagnetic field, excites nuclear spins in the object, and then generates nuclear spins.
  • a nuclear magnetic resonance signal that is an electromagnetic wave is received, and the subject is imaged.
  • Irradiation of electromagnetic waves and reception of nuclear magnetic resonance signals are performed by RF coils that transmit or receive radio frequency (RF) electromagnetic waves.
  • RF radio frequency
  • the so-called birdcage type RF coil described in Patent Document 1 is usually formed on a cylindrical RF base, and is a linear conductor (lang) that extends in the axial direction of the cylinder (Z-axis direction). And arc-shaped conductors (rings) at the ends of these conductors. Depending on the number of rungs, for example, it is called “16 rung birdcage coil”.
  • a capacitor is arranged on the ring. Attach electrical components such as capacitors and diodes to tune and form an RF transmitter coil.
  • Figure 16 shows an example of a high-pass birdcage RF coil.
  • This RF coinore is placed facing each other so that the center axis of the two loop conductors 28, 29 force S loop is common and parallel to the z axis of the coordinate axis, and is parallel to the z axis of the coordinate axis (Fig. 16).
  • 12 straight conductors 30 are connected.
  • This The plurality of linear conductors 30 are arranged at equal intervals.
  • the direction of the z-axis of the coordinate axis is the same as the direction 100 of the static magnetic field generated by the magnet of the MRI apparatus.
  • a plurality of capacitors Cr are arranged between the connection points of the plurality of straight conductors 30 and the loop conductors 28 and 29, and the feeding point 35 is arranged in one of the capacitors.
  • the birdcage type RF coil has an advantage of being easy to tune, and is widely used in horizontal magnetic field type MRI apparatuses.
  • the Q value of the coil decreases as the frequency used increases as the magnetic field of the MRI increases.
  • the resonance frequency of hydrogen nuclei exceeds 160 MHz like MRI equipment with static magnetic field strength of 4 Tesla or more! This causes a problem that it is difficult to use because the Q value decreases significantly.
  • a birdcage type RF coinor is used as an RF coil for transmission of an MRI system for human radiography up to a static magnetic field strength of 3 Tesla! /.
  • the QD method is a method of detecting a magnetic resonance signal using two RF coils arranged with their axes orthogonal to each other.
  • a magnetic resonance signal is detected by the QD method, a signal whose phase is shifted by 90 degrees is detected from each RF coil.
  • the signal-to-noise ratio is theoretically improved by a factor of 2 compared to the case of receiving with one RF coil.
  • a high-frequency magnetic field is applied, circularly polarized light is applied, so that only half the power is required, so that high-frequency heat generation in the human body can be reduced.
  • the QD method is effective in terms of the uniformity of the captured image, and can improve the sensitivity uniformity of the xy plane.
  • the birdcage RF coil is easy to implement the QD method due to the symmetry of its structure. By arranging the two power supply ports for transmitting and receiving signals at positions that are perpendicular to each other, it is possible to transmit and receive using the QD method with a single coil.
  • Fig. 17 shows an example of applying the QD method to the birdcage RF coil shown in Fig. 16.
  • Two power supply ports 35-1 and 35-2 are arranged at right angles to each other.
  • birdcage type RF coils have a high uniformity of sensitivity distribution in the X-axis direction and the y-axis direction.
  • the sensitivity distribution uniformity in the z-axis direction is generally proportional to the length of the rung.
  • Shooting area it is desirable that the sensitivity non-uniformity (RF power non-uniformity) within the imaging region at the time of excitation be within 30%.
  • the length of the rung must be approximately 1.5 times the length of the imaging area in the z-axis direction so that the sensitivity non-uniformity within the imaging area during excitation is within 30%. It is. For example, if the length of the shooting area in the z-axis direction is 35 cm, the rung length must be 53 cm.
  • the multiple patch resonator described in Patent Document 2 has a plurality of linear conductors (rungs) extending in the Z-axis direction inside the cylindrical RF shield at equal intervals. Connect the RF shields via a capacitor.
  • Multiple patch resonators do not have the ring found in birdcage RF coils.
  • Multiple patch resonators can be used in MRI machines with static magnetic field strengths exceeding 3 Tesla because the Q value of coinores can be kept high even when the frequency used is high, as the magnetic field of MRI equipment increases. Has merit.
  • multiple patch resonator tuning is more complex than birdcage RF coils. This is because the ring part does not exist! /, So the multiple rungs have high electromagnetic independence! /.
  • a circularly polarized wave can be transmitted and received by using two power supply ports arranged at right angles to each other in a small-sized coil such as a head imaging coil. is there.
  • a coil with a large size such as a whole body imaging coil (transmission coil)
  • transmission coil a 90 ° phase shift from the four feed ports shifted by 90 ° It is common to send and receive. Since there is no ring part, the electromagnetic independence of multiple rungs is high.
  • Patent Document 1 US Pat. No. 4,916,418
  • Patent Document 2 US Patent No. 5557247
  • the RF shield can be arranged at a certain distance from the conductor of the RF coil. it can.
  • the RF shield has two functions: a) reduce the noise emitted from the gradient coil, and b) shield the electromagnetic coupling between the gradient coil conductor and the RF coil. It is configured by appropriately stacking and is attached to a resin support member, or is attached to the surface of a gradient magnetic field coil.
  • the birdcage RF coil for transmission has a human body inserted therein, its ring diameter is generally large. For this reason, the distance between the RF shield and the RF coil is generally narrow.
  • the distance between the RF shield and the RF coil typically needs to be 10 to 40 mm. If they are close to each other, a) the high-frequency eddy current increases and the magnetic field is canceled, resulting in poor magnetic field generation efficiency.b) The magnetic field distribution in the vicinity of the RF coil changes abruptly. In general, it is difficult to narrow this distance to 10 mm or less because the problem arises that the non-uniformity of RF power increases.
  • a shielded birdcage type RF coil in which a guard ring as a shield is arranged inside the ring part is known! /, (Non-patent document Do with guard ring) In birdcage RF coils, it is known that the guard ring works to suppress the electric field component.
  • a gradient coil can be disposed outside the RF shield.
  • an active shield gradient magnetic field coil consisting of a main coil and a shield coil
  • it is generated in a container or metal member surrounding a static magnetic field generation source (magnet) by arranging coils that generate magnetic fields in opposite directions. Reduce eddy currents.
  • the static magnetic field generation source (magnet) force S can be placed on the outermost side.
  • superconducting magnets and permanent magnets are widely used today as static magnetic field sources. Regardless of the type of static magnetic field generation source, the magnetic field generation efficiency is improved by approaching the subject area without depending on the cylindrical type or the opposed type, and a more inexpensive static magnetic field generation source can be obtained. It becomes possible to configure.
  • the total thickness from the RF coil to the gradient magnetic field coil typically requires a thickness of about 150 mm. If this thickness is further reduced, the inner diameter of the superconducting magnet can be reduced if the inner diameter of the force bar is the same, so that the superconducting magnet can be constructed at low cost. Alternatively, if the inner diameter of the same superconducting magnet is used, the space on the subject side can be increased. Or, even if the thickness is the same, between the main coil and shield coil of the gradient coil In other words, by expanding the RF coil RF shield interval, the magnetic field generation efficiency of the gradient coil and RF coil can be improved, and the cost of an amplifier such as an amplifier connected to each can be reduced. As one method for satisfying such a requirement, an arrangement of a gradient magnetic field coil having a dent and an RF coil positioned in the dent is known (for example, Patent Document 3).
  • Patent Document 3 shows a configuration in which the gradient magnetic field coil protrudes inward in the axial direction at a portion where no RF coil exists in order to reduce energy required for the gradient magnetic field coil.
  • the main coil shield coil spacing is widened at the part where it has the same thickness, so it is possible to increase the magnetic field generation efficiency and increase the gradient magnetic field strength or the rising speed of the gradient magnetic field. Can be speeded up.
  • the performance of the gradient coil can be further improved by shortening the axial length (run length) of the RF coil and shortening the axial length of the dent.
  • the axial length (run length) of the RF coil is shortened, the sensitivity distribution uniformity in the z-axis direction deteriorates.
  • the length of the rung is the same as the length of the imaging area in the z-axis direction in order to reduce the sensitivity non-uniformity in the imaging area during excitation to within 30% using a birdcage RF coil. About 5 times is necessary. Therefore, for example, when the axial length (run length) of the RF coil is shortened to 40 cm, there is a problem that the length in the Z-axis direction of the imaging region where the nonuniform sensitivity is within 30% is only about 27 cm.
  • An object of the present invention is to provide an RF coil having a wide region with uniform sensitivity in the axial direction even if the rung length of the birdcage type RF coil is shortened in view of the above-mentioned problems of the prior art. is there.
  • Non-Patent Document 1 Q. Chen et al., “Guard— Ring Coupled Birdcage Resonator for MRI”, Nobuyuki Shinji 3 ⁇ 4, EMCJ9 5-80, pp31—38 (1996)
  • Patent Document 3 International Publication No. 2003062846 Pamphlet
  • the MRI apparatus of the present invention that solves the above-described problems includes, as an example, an annular static magnetic field generation source that generates a static magnetic field, and an inspection region surrounded by the static magnetic field generation source.
  • a gradient magnetic field coil disposed along the gradient magnetic field coil at a position closer to the center of the inspection region than the gradient magnetic field coil and located on a plane substantially orthogonal to the direction of the static magnetic field.
  • a high-frequency coil comprising a plurality of first capacitors arranged on a coil and the second loop coil and / or the linear conductor; and installed between the gradient magnetic field coil and the high-frequency coil;
  • a first connection comprising: a conductor part covering an outer periphery of the first power supply circuit; and a power feeding circuit that electrically connects the high-frequency coil and the conductor part via a second capacitor and is installed in parallel with the second capacitor.
  • annular static magnetic field generation source for generating a static magnetic field
  • a gradient magnetic field coil arranged along the static magnetic field generation source in an inspection region surrounded by the static magnetic field generation source
  • a first loop coil and a first loop coil disposed along the gradient magnetic field coil at a position closer to the center of the inspection region than the gradient magnetic field coil and positioned substantially perpendicular to the direction of the static magnetic field.
  • the gradient magnetic field coil has a first portion surrounding the outer periphery of the high-frequency coil and a second portion near the end of the gradient magnetic field coil, and the diameter of the first portion is the second portion. It is characterized by being larger than the diameter of this part.
  • an annular static magnetic field generation source for generating a static magnetic field
  • a gradient coil disposed along the static magnetic field generation source in an inspection region surrounded by the static magnetic field generation source
  • the first loop coil and the second loop coil are disposed along the gradient magnetic field coil at a position closer to the center of the inspection area than the gradient magnetic field coil, and located on a plane substantially orthogonal to the direction of the static magnetic field.
  • a loop coil is connected to the first loop coil and the second loop coil. Subsequently, a plurality of linear conductors substantially parallel to the direction of the static magnetic field, and a plurality of first capacitors disposed on the first loop coil, the second loop coil and / or the linear conductor.
  • an RF coil having a wide area with a uniform sensitivity in the axial direction can be realized.
  • the RF transmitter coil can be installed in the recess inside the gradient magnetic field coil having a small diameter.
  • the gradient coil having improved magnetic field generation efficiency is provided.
  • An MRI system can be configured.
  • FIG. 1 is an external view of the MRI system, in which the z-axis direction is the static magnetic field direction.
  • the device is arranged so that, for example, it is substantially horizontal with respect to the magnetostatic field direction.
  • FIG. 1 shows an MRI apparatus equipped with a horizontal magnetic field type magnet 2.
  • An inspection object 1 laid on a table 301 is inserted into an imaging space in the bore of the magnet 2 and imaged.
  • FIG. 2 is a block diagram showing the overall configuration of an embodiment of the MRI apparatus according to the present invention.
  • This MRI apparatus uses a NMR phenomenon to obtain a tomographic image of a subject.As shown in FIG. 2, the MRI apparatus includes a static magnetic field generation system 2, a gradient magnetic field generation system 3, a transmission system 5, The receiving system 6, the signal processing system 7, the sequencer 4, and the central processing unit (CPU) 8 are configured.
  • CPU central processing unit
  • the static magnetic field generation system 2 includes a permanent magnet type, normal conduction type, or superconductivity type static magnetic field generation source disposed around the subject 1. If the vertical magnetic field method is used, the space around the subject 1 is in a direction substantially perpendicular to the body axis. If the horizontal magnetic field method is used, the direction is the body axis direction. Generate a substantially uniform static magnetic field. In the case of the horizontal static magnetic field method, for example, an annular static magnetic field generation source surrounding the examination region including the subject can be used.
  • the gradient magnetic field generation system 3 includes a gradient magnetic field coil 9 wound in the three axes of X, ⁇ , and Z, which is the coordinate system (stationary coordinate system) of the MRI apparatus, and gradients that drive the respective gradient magnetic field coils.
  • Gradient magnetic field Gx, Gy, Gz is applied to the three axes of X, ⁇ , and Z by driving the gradient magnetic field power supply 10 of each coil according to the command from the sequencer 4. .
  • a slice direction gradient magnetic field pulse (Gs) is applied in a direction orthogonal to the slice plane (imaging cross section) to set a slice plane for the subject 1, and the slice plane is orthogonal to each other and orthogonal to the slice plane.
  • phase encoding direction gradient magnetic field pulse (Gp) and the frequency encoding direction gradient magnetic field pulse (Gf) are applied in the remaining two directions, and the positional information in each direction is encoded in the echo signal.
  • the gradient magnetic field coil 9 is arranged along the static magnetic field generation source.
  • the sequencer 4 is a control means that repeatedly applies a high-frequency magnetic field pulse (hereinafter referred to as "RF pulse” and! /), And a gradient magnetic field pulse in a predetermined noise sequence, and operates under the control of the CPU8.
  • RF pulse high-frequency magnetic field pulse
  • Various commands necessary for collecting the tomographic image data of specimen 1 are sent to transmission system 5, gradient magnetic field generation system 3, and reception system 6.
  • the transmission system 5 irradiates the subject 1 with an RF pulse in order to cause nuclear magnetic resonance to occur in the nuclear spins of the atoms constituting the living tissue of the subject 1, and includes a high-frequency oscillator 11, a modulator 12, and a high-frequency amplifier. 13 and a high-frequency coil (transmission coil) 14a on the transmission side.
  • the high-frequency noise output from the high-frequency oscillator 11 is amplitude-modulated by the modulator 12 at the timing specified by the sequencer 4, and the amplitude-modulated high-frequency noise is amplified by the high-frequency amplifier 13 and then applied to the subject 1.
  • the high-frequency coil 14a arranged close to the RF coil, the subject 1 is irradiated with RF noise.
  • the receiving system 6 detects an echo signal (NMR signal) emitted by nuclear magnetic resonance of nuclear spins constituting the biological tissue of the subject 1, and receives a high-frequency coil (receiving coil) 14b on the receiving side and a signal amplifier. 15, quadrature detector 16, and A / D converter 17.
  • the NMR signal of the response of the subject 1 induced by the electromagnetic wave irradiated from the high-frequency coil 14a on the transmission side is detected by the high-frequency coil 14b arranged close to the subject 1, and the signal is increased.
  • the width detector 15 After being amplified by the width detector 15, it is divided into two orthogonal signals by the quadrature phase detector 16 at the timing according to the command from the sequencer 4, and each is converted to a digital amount by the A / D converter 17, Sent to signal processing system 7.
  • the signal processing system 7 performs various data processing and display and storage of processing results.
  • the signal processing system 7 includes an external storage device such as an optical disk 19 and a magnetic disk 18, a display 20 including a CRT, a ROM 21, a RAM 22 and the like.
  • the CPU 8 executes processing such as signal processing and image reconstruction, and displays the tomographic image of the subject 1 as a result. And recorded on the magnetic disk 18 of the external storage device.
  • the operation unit 25 inputs various control information of the MRI apparatus and control information of processing performed by the signal processing system 7 and includes a trackball or mouse 23 and a keyboard 24.
  • the operation unit 25 is disposed in the vicinity of the display 20, and the operator views the display 20 and interactively controls various processes of the MRI apparatus through the operation unit 25.
  • the high-frequency coil 14a and the gradient magnetic field coil 9 on the transmission side are of a vertical magnetic field type in a space where a static magnetic field is generated by a static magnetic field generation system 2 into which the subject 1 is inserted. If it is a horizontal magnetic field system, it is installed so as to surround the subject 1.
  • the high-frequency coil 14b on the reception side is installed so as to face or surround the subject 1.
  • the high-frequency coil is arranged in the inspection region at a position closer to the center than the gradient magnetic field coil.
  • the basic coil configuration is the same as the configuration shown in FIG. That, RF coils, two loop conductors 28, 29 are common center axis of the loop, and is disposed to face so as to be parallel to the z axis of the coordinate axes, a plurality parallel to the z axis of the coordinate axes (Fig. 16 In this case, 12 straight conductors 30 are connected. At this time, the plurality of linear conductors 30 are arranged at equal intervals. A plurality of ring capacitors Cr are arranged between the connection points of the plurality of straight conductors 30 and the loop conductors 28 and 29, and the feeding point 35 is arranged in one of the plurality of ring capacitors Cr.
  • This RF coil is installed in the MRI apparatus so that the direction of the z-axis of the coordinate axis is the same as the direction 100 of the static magnetic field generated by the magnet 2 of the MRI apparatus. If the horizontal magnetic field method, The loop conductor is located on a plane substantially orthogonal to the direction of the static magnetic field, and the linear conductor is arranged substantially parallel to the direction of the static magnetic field.
  • the radionuclide to be imaged by an MRI apparatus is widely used in clinical practice! /, And the hydrogen nuclei (protons) that are the main constituents of the subject.
  • the form or function of the human head, abdomen, limbs, etc. can be imaged in two or three dimensions.
  • the coil unit of the present embodiment includes a cylindrical gradient coil 51, an RF coil 52 disposed inside the gradient coil, and a gradient coil 51 and an RF coil 52. And an RF shield 53 arranged in the.
  • the RF coil 52 is a birdcage type RF coil having two ring portions (loop coils) and a plurality of rung portions connecting the ring portions, and the number of rungs is 12, for example.
  • the diameter of the portion (first portion) surrounding the outer periphery of the rung portion of the RF coil 52 is larger than the diameter near the end of the gradient coil (second portion). That is, in the z-axis direction (static magnetic field direction) in the left diagram of Fig. 3 (a) and (b), there is no RF coil! /, And the gradient coil (GC) is It protrudes inward in the axial direction.
  • the connecting portion between the first portion and the second portion is tapered.
  • the RF shield 53 is composed of a conductor portion, and is disposed between the gradient coil 51 and the birdcage type RF coil 52 so as to cover the outer periphery of the RF coil 52.
  • the RF shield 53 has a shape in which two cylindrical conductors having different diameters are joined to the recess of the gradient magnetic field coil 51.
  • the sizes of the gradient coil 51 and the RF coil 52 are not particularly limited.
  • the diameter of the ring part of the RF coil in Fig. 3 (a) is 60 cm, and the rung length ( The axial length in the z-axis direction is 53cm. If the length of the shooting area in the z-axis direction is typically 35 cm, the rung length is about 1.5 times the length of the shooting area in the z-axis direction. This satisfies the condition to keep the non-uniformity of sensitivity within 30% at the time of excitation.
  • the diameter near the entrance of the RF shield is 60cm, and the RF shield part covering the outer periphery of the RF coil rung The diameter is 68cm.
  • the rung length of the RF coil in Fig. 3 (b) is 40 cm shorter than that in (a).
  • the performance of the gradient coil can be further improved by shortening the axial length (run length) of the RF coil and shortening the axial length of the recess. Can do. This is because the part where the gap between the main coil of the gradient magnetic field and the shield coil of the gradient magnetic field is wide is larger than that shown in Fig. 3 (a).
  • the main coil of the gradient magnetic field arranged at the protruding part can be brought closer to the center position of the RF coil that substantially matches the center of the imaging region, the performance of the gradient magnetic field coil can be further improved. it can.
  • the sensitivity distribution uniformity in the z-axis direction of the RF coil is degraded.
  • the sensitivity non-uniformity (RF power non-uniformity) within the imaging area at the time of excitation be within 30%.
  • the length of the rung must be about 1.5 times the length of the imaging area in the z-axis direction so that the sensitivity non-uniformity within the imaging area during excitation can be kept within 30% using a birdcage RF coil. is there .
  • the length in the Z-axis direction of the imaging region where the sensitivity non-uniformity is within 30% is approximately 27 cm.
  • the rung length of 40 cm is about 1.14 times the length of the shooting area in the z-axis direction.
  • the length of the shooting area in which the non-uniform sensitivity is within 30% is shown in Fig. 3 (a). About 23% smaller than the total.
  • the protruding portion (the first inner diameter is smaller). Because the gap between the main coil of the gradient magnetic field and the shield coil of the gradient magnetic field is widened, it is possible to increase the magnetic field generation efficiency. As a result, the gradient magnetic field strength can be increased, or the gradient magnetic force can be increased. Also, by making the connecting part between the protruding part (first part) and the inner part (second part) into a taper shape, there is an effect of increasing the mechanical strength of the RF shield. . Even in the mounting of gradient magnetic field coils, the mechanical strength can be increased by forming the connecting portions having different inner diameters into a tapered shape. [0040] ⁇ Second Embodiment>
  • the coil unit of the present embodiment is different from the first embodiment in the shape of the gradient coil and the RF shield.
  • Figure 4 shows an example.
  • the same elements are denoted by the same reference numerals, and the description thereof is omitted.
  • the gradient magnetic field coinole 55 and the RF scene red 57 have an inner shape J that is slanted.
  • a gradient magnetic field coil having a dent can also be formed by cutting a part of two cones connecting the RF shield with a cylindrical conductor and using a conductor formed by joining the two cones. I can do it. That is, the gradient magnetic field coil and the RF shield can have a configuration such as a gradient magnetic field coil having a dent by making the inner diameter smaller from the center to the end in the static magnetic field direction. I can do it.
  • FIGS. 4 (a) and 4 (b) are the same except that the length of the rung portion of the RF coil 52 is different and the inner slope of the RF shield 57 is different accordingly.
  • the ring diameter of the RF coil in Fig. 4 (a) is 60 cm, and the rung length (axis length in the z-axis direction) is 53 cm.
  • the diameter of the RF shield inlet is 60cm, the same as the ring diameter of the RF coil.
  • the maximum diameter of the RF shield is 68cm.
  • the diameter of the ring part of the RF coil in Fig. 4 (b) is 60 cm, and the rung length (axis length in the z-axis direction) is 40 cm.
  • the distance between the RF coil ring conductor in Fig. 4 (b) and the RF shield is larger than that of the RF coil in Fig. 4 (a).
  • the high-frequency magnetic field generation efficiency is higher by 15% or more than that of the RF coil of Fig. 4 (a).
  • the rung length of 40 cm is about 1.14 times the length of the shooting area in the z-axis direction.
  • the high-frequency magnetic field generation efficiency is improved by 15% or more. Can be made.
  • the magnetic field generation efficiency of the gradient magnetic field can be increased as in the first embodiment.
  • the main coil position of the gradient magnetic field can be brought closer to the center position of the RF coil that is substantially coincident with the center of the imaging region. It can be improved further.
  • the shape of the gradient coil and the RF shield is the same as that of the second embodiment (Fig. 4), and a force S is provided between the RF coil and the RF shield via a capacitor. It is characterized in that a plurality of connection portions for electrical connection are provided.
  • Figure 5 shows an example.
  • the birdcage RF coil 52 is connected to two ring portions 501 existing on two surfaces substantially perpendicular to the direction of the static magnetic field (z) and the ring portion 501.
  • Ranging part 502 and ring part 501 and RF shield 57 are connected via capacitors 504-1, 504-2, 504-3, and 504-4, respectively.
  • the connection part is joined to the joint part of the ring and the rung.
  • a birdcage RF coil and an RF shield are joined via a capacitor and a connection! Power is supplied from both ends of capacitor 504-1, which is one of four capacitors placed at the connection between the RF coil and RF shield.
  • the ring diameter of the RF coil in Fig. 5 is 60cm and the rung length (axis length in the z-axis direction) is
  • the number of rungs is 12.
  • the diameter of the RF shield entrance is 60cm, the same as the ring diameter of the RF coil.
  • the maximum diameter of the RF shield is 68cm.
  • the sensitivity distribution on the z-axis of the birdcage RF coil shown in Fig. 5 (a) is shown by the solid line in Fig. 6 (a).
  • the sensitivity distribution indicated by the dotted line in Fig. 6 (a) is the sensitivity distribution on the z-axis of the birdcage RF coiner shown in Fig. 4 (b).
  • the sensitivity distribution uniform region on the z-axis of the birdcage RF coil shown in Fig. 5 (a) solid-line double-ended arrow
  • the sensitivity distribution uniform area is defined as the length in the Z-axis direction of the imaging area where the sensitivity non-uniformity is within 30%.
  • the RF coil rung existing on the plane parallel to the static magnetic field direction (z direction) including the RF coil center and the RF coil / RF shield connection part where the feed point exists is connected to the RF via the capacitor and connection part.
  • the shield connections 505-2, 505-3, 505-4
  • the current flowing in the direction parallel to the static magnetic field direction (z direction) on the RF shield can be increased. Improve the sensitivity distribution uniformity of the force S.
  • FIG. 5 (b) shows a modification of the coil unit shown in FIG. 5 (a).
  • FIG. 5 (b) shows a ring part, a rung part connected to the ring part, and twelve connection parts each connecting the ring part and the RF shield via a capacitor. Again, the connection is joined to the ring and rung joint.
  • the four joints 505-1, 505-2, 505-3, and 505-4 on Fig. 5 (a) are connected to the capacitor at the 8 junctions between the ring and the rung. It is connected to the RF shield through the part.
  • the substantial angle seen from the coil center of the RF coil / RF shield connection 505-1 where the feed point exists and the adjacent RF coil / RF shield connection is 30 °.
  • RF coil / RF shield connection 505-2, 505-3 existing on the plane parallel to the static magnetic field direction (z direction) including the RF coil / RF shield connection where the RF coil center and feed point exist
  • 505-4 is also placed between the RF coil / RF shield connection at a substantial angle of 30 ° viewed from the coil center! /.
  • the capacitance of the capacitor arranged on the ring of the birdcage RF coil shown in Fig. 5 (b) is substantially equal to the capacitance of the capacitor arranged at the RF coil / RF shield connection.
  • the sensitivity distribution on the z axis when set to the value and tuned to 128MHz is shown by the solid line in Fig. 6 (b).
  • the sensitivity distribution shown by the dotted line in Fig. 6 (b) is the sensitivity distribution on the z-axis of the normal bird cage type RF coil shown in Fig. 4 (b).
  • the static magnetic field direction (z Current) flowing in a direction parallel to the direction (direction) can be increased, thereby improving the sensitivity distribution uniformity in the z direction.
  • the RF coil / RF shield connection is arranged symmetrically about a straight line that passes through the center of the RF coil and is substantially parallel to the direction of the static magnetic field (z direction).
  • the capacitance of the capacitor arranged at the junction between the ring and the RF shield of the birdcage RF coil shown in Fig. 5 (b) is larger than the capacitance of the capacitor arranged on the ring.
  • the sensitivity distribution on the z-axis when tuning to 128 MHz is shown by the solid line in Fig. 6 (c).
  • the sensitivity distribution indicated by the dotted line in Fig. 6 (c) is the sensitivity distribution on the z-axis of the birdcage RF coil shown in Fig. 4 (b).
  • the sensitivity distribution (solid line) on the z-axis of the birdcage RF coil shown in Fig. 6 (c) is more central than the sensitivity distribution (dotted line) on the z-axis of the birdcage RF coil shown in Fig. 4 (b).
  • the size of is reduced by about 3%.
  • the sensitivity distribution uniform region on the z-axis of the birdcage RF coil shown in Fig. 6 (c) (solid-line double-ended arrow) is the sensitivity on the z-axis of the birdcage RF coil in Fig. 4 (b). It is approximately 25% larger than the uniform distribution area (dotted arrows).
  • FIG. 7 (a) shows a modification of the coil unit shown in FIG.
  • FIG. 7 (a) shows a ring part, a rung part connected to the ring part, and twelve connection parts each connecting the ring part and the RF shield via a capacitor.
  • the birdcage RF coil and the RF shield are joined at 12 locations via the capacitor and the connection.
  • the twelve connections are joined to the ring and rung joints, respectively.
  • the RF coil / RF shield connection exists on the plane parallel to the static magnetic field direction (z direction), including the RF coil center and the RF coil / RF shield connection part where the feed point exists.
  • 505-1, 505-2, 505-3, and 505-4 are sandwiched between RF coil / RF shield connections (8 locations) at a substantial angle of 60 ° when viewed from the coil center.
  • the capacitance of the capacitor placed on the RF coil / RF shield connection of the birdcage type RF coil shown in Fig. 7 (a) is set to 20 pF, and the capacitance of the capacitor placed on the ring is set to 7 pF, 128 MHz
  • the sensitivity distribution on the z-axis when tuned to is shown by the solid line in Fig. 7 (b).
  • the sensitivity distribution indicated by the dotted line in Fig. 7 (b) is the sensitivity distribution on the z-axis of the birdcage RF coinore shown in Fig. 4 (b).
  • Figure 8 shows the angle from the center of the ring between the RF coil / RF shield connection where the feed point exists and the RF coil / RF shield connection between them, and the expansion of the uniform sensitivity distribution region.
  • the relationship of the degree is shown in a graph.
  • the horizontal axis is the RF coil / R where the feed point exists. This is the angle ⁇ between the F shield connection part and the RF coil / RF shield connection part sandwiching it, as viewed from the ring center.
  • the vertical axis represents the RF coil / RF shield when the length of the uniform region of sensitivity distribution on the ⁇ axis of the non-joined RF cage / RF shield is 100%.
  • the sensitivity distribution in the plane substantially perpendicular to the ⁇ axis can be changed by changing the capacitance of the capacitor arranged at the RF coil / RF shield connection.
  • Power S can be.
  • Figure 9 shows the sensitivity distribution on the y-axis when the capacitance of the capacitor placed at the RF coil / RF shield connection is changed to 10 ⁇ F, 20pF, 30pF, 40pF. Shown with a chain line.
  • the sensitivity distribution indicated by the dotted line in Fig. 9 is the sensitivity distribution on the y-axis of the birdcage RF coil shown in Fig. 4 (b).
  • the capacitance of the capacitor placed at the RF coil / RF shield connection was changed, the capacitance of the capacitor placed on the ring was adjusted and tuned to 128 MHz. From Fig. 9, it can be seen that the sensitivity distribution on the y-axis changes when the capacitance of the capacitor placed at the RF coil / RF shield connection is changed to 10pF, 20pF, 30pF, and 40pF.
  • Capacitors placed in the RF coil / RF shield connection are composed of variable capacitors, and a variable capacitor capacitance adjustment mechanism is installed, so that the sensitivity distribution can be changed to the desired distribution. For example, excitation of the fat layer on the subject's abdominal surface or back surface can be intentionally reduced, and the sensitivity of the deep part of the abdomen can be increased intentionally.
  • the coil unit of the present embodiment is substantially the same in shape of the gradient coil and the RF shield as in the first embodiment (FIG. 3), but a capacitor is provided between the RF coil and the RF shield. It is characterized by providing a plurality of connection portions that are electrically connected via the.
  • Figure 10 shows an example.
  • the gradient coil is protruding inward in the axial direction at the part where the RF coil does not exist (part where the inner diameter is smaller). That is, regarding the inner diameter of the gradient coil, the inner diameter of the first part covering the outer periphery of the rung portion of the RF coil is larger than the inner diameter of the second part near the end of the gradient coil without the RF coil. It is connected. By doing so, the gap between the main coil of the gradient magnetic field and the shield coil of the gradient magnetic field is widened at the protruded portion, so that the magnetic field generation efficiency can be increased, and the gradient magnetic field strength is increased or the gradient magnetic field is increased. Can increase the speed.
  • the connecting portion between the first portion and the second portion is tapered.
  • the RF coil is a birdcage type RF coil with 12 rungs. A part of the ring and the RF shield are joined via a capacitor and a connection part. Power is supplied from one.
  • the ring diameter of the RF coil in Fig. 10 (a) is 60cm
  • the rung length (axis length in the z-axis direction) is 30cm.
  • the RF coil shown in Fig. 10 (a) has a shorter axial length (run length) of the RF coil than the RF coil (run length 40cm) shown in Fig. 3 (b). For this reason, in the gradient coil shown in FIG. 10 (a), the ratio of the portion where the gradient coil protrudes inward in the axial direction is longer than the gradient coil shown in FIG. 3 (b). This is about 15% higher than the above, so the magnetic field generation efficiency of the gradient coil can be increased.
  • Figure 10 (b) shows the sensitivity distribution when tuning the capacitor to 128MHz by setting the capacitance of the capacitor placed on the ring to 7pF and the capacitance of the capacitor placed at the junction of the RF coil / RF shield to 30pF. Show.
  • the sensitivity distribution indicated by the solid line is the sensitivity distribution on the z-axis of the birdcage RF coil shown in Fig. 10 (a).
  • the sensitivity distribution indicated by the dotted line in Fig. 10 (b) is the sensitivity distribution on the z-axis of a birdcage RF coil without an RF coil / RF shield connection.
  • the diameter of the ring part of the RF coil in Fig. 11 is 60 cm, and the rung length (axis length in the z-axis direction) is 40 cm. The number of rungs is 24.
  • the RF coil / RF shield connection part 505-1 where the feed point exists is positioned at an angle of 30 ° when viewed from the ring center.
  • the RF coil / RF shield connection 505-6, 505-6 ' is located at an angle of 45 ° when viewed from the center of the ring and 505-5'. The connection is located.
  • RF coil / RF shield connection part existing on a plane substantially parallel to the direction of the static magnetic field (z direction) including the RF coil center and RF coil / RF shield connection part 505-1 Similarly, for 505-2, RF coil / RF shield connection parts 505-7, 505-7 ', 505-8, and 505-8' at angles of 30 ° and 45 ° viewed from the coil center are the connection parts. It is arranged along the arc of the ring of the RF coil so as to sandwich 505-2.
  • the sensitivity distribution is substantially the same as when / 2) is set. This is because the RF coil / RF shield connection shown in Figure 11 and the current path that flows on the RF shield, the RF coil / RF shield connection where the feed point exists, and the RF coil / RF between them This is because the path of the current flowing on the RF shield is similar when the angle seen from the ring center with the shield connection is set to 37.5 degrees. Increasing the number of connections increases the number of parts and complicates the configuration.
  • the number of rungs can only be an integer value that is a multiple of 4. Therefore, as shown in the above example, the RF coil is effectively between two rungs. / The same sensitivity distribution as when RF shield connection is provided is realized! / In the case of RF coil / RF shield connection, the RF coil / RF shield connection where the feed point exists is sandwiched between multiple RF coils / RF shield connection Is feasible with [0066] As described above, a plurality of RF coil / RF shield connection portions existing on a plane parallel to the static magnetic field direction (z direction) including the RF coil center and the RF coil / RF shield connection portion where the feeding point exists are provided. Even if it is sandwiched between the RF coil / RF shield connection part, the sensitivity distribution uniformity in the z direction is improved.
  • the QD method is applied to a birdcage RF coil having an RF coil / RF shield connection
  • the ring diameter of the RF coil shown in FIG. 12 is 60 cm
  • the rung length (axis length in the z-axis direction) is 40 cm.
  • the number of rungs is 24.
  • the birdcage RF coil with RF coil / RF shield connection shown in Fig. 12 has two feeding points 35-1 and 35-2.
  • the RF coil / RF shield connection 505-10, 505-20 where each feed point exists is sandwiched by the RF coil / RF shield connection located at an angle of 30 ° when viewed from the ring center.
  • a plurality of connecting portions are arranged along the circular arc of the ring. This configuration improves the sensitivity distribution uniformity in the z direction and improves the sensitivity uniformity on the xy plane compared to a birdcage RF coil without an RF coil / RF shield connection. it can.
  • the S / N ratio is theoretically improved by a factor of 2 during reception, compared to the case of a single feeding point. This is because when the signal obtained from one port (feeding point) is delayed by 90 degrees and added to the signal obtained from the other port, the signal size is doubled. This is because the noise can only be doubled. In addition, when radiating a high-frequency magnetic field, the circularly polarized light is radiated, so that only half the power is required.
  • FIG. 13 shows a modification of the sixth embodiment.
  • the ring diameter of the RF coil shown in FIG. 13 is 60 cm, and the rung length (axis length in the z-axis direction) is 40 cm.
  • the number of rungs is 24.
  • the birdcage RF coil having the RF coil / RF shield connection shown in FIG. 13 has two feeding points 35-1 and 35-2.
  • RF coil / RF shield connection part 505-10, 505-20 where the center of the RF coil and the feeding point exist, respectively, on two planes that are substantially parallel to the static magnetic field direction (z direction)
  • This RF coil is sandwiched between the RF coil / RF shield connection part where the RF coil / RF shield connection part 505-10 where one feeding point exists is located at an angle of 45 ° when viewed from the center of the ring.
  • the RF coil / RF shield connection 505-20 where other feed points exist is sandwiched between the RF coil / RF shield connection located at an angle of 45 ° when viewed from the ring center.
  • the 1 RF coil / RF shield connection that sandwiches 1 feeding point is the same as 1 RF coil / RF shield connection that sandwiches the other feeding point (in the part shown as 35-3 in Figure 13). is there).
  • This RF coil consists of an RF coil / RF shield connection part where the RF coil / RF shield connection part where the feed point exists is located at an angle of 45 ° when viewed from the center of the ring, ° Operates as an RF coil applying the QD method to an RF coil placed at a different angle.
  • the example shown in Figure 12 In comparison, since the number of RF coil / RF shield connection parts is small, the manufacturing cost can be reduced.
  • FIG. 14 shows another modification of the sixth embodiment.
  • the ring diameter of the RF coil shown in FIG. 14 is 60 cm, and the rung length (axis length in the z-axis direction) is 40 cm.
  • the rung number is 12. Tuned to 128MHz, the resonance frequency of hydrogen nuclei at a static magnetic field strength of 3 Tesla.
  • the birdcage RF coil having the RF coil / RF shield junction shown in FIG. 14 has two feeding points 35-1 and 35-2.
  • the RF coil / RF shield connection 505-10, 505-20 where each feeding point exists is sandwiched between the RF coil / RF shield connection located at an angle of 30 ° when viewed from the ring center.
  • the sensitivity distribution uniformity in the z direction can be improved and the sensitivity uniformity of the xy plane can be improved compared to a birdcage RF coil without an RF coil / RF shield connection. it can. Since the number of rungs is 12, all rung force 3 ⁇ 4F are connected as a result.
  • a general multiple patch resonator for example, the one described in Patent Document 2
  • a multiple patch resonator having a large size such as a transmission coil
  • four positions shifted by 90 degrees are required. While it is common to send and receive pulses that are 90 degrees out of phase from the power supply port, this method allows the QD method to be implemented with a high-frequency RF coil at a high frequency of 128 MHz.
  • the QD method can be implemented by transmitting and receiving noises that are 90 degrees out of phase from the two power supply ports.
  • the force S described for the specific embodiment of the present invention, and the configurations other than the above include the RF coil center and the RF coil / RF shield connection portion where the feed point is present. Even if the RF coil / RF shield connection part existing on the plane parallel to the (direction) is sandwiched between the RF coil / RF shield connection part, the sensitivity distribution uniformity in the z direction is improved. For example, as shown in Fig. 15, even if the gradient coil does not have a dent and the RF shield is also a cylindrical conductor, the sensitivity distribution of the birdcage coil is improved by providing an RF coil / RF shield connection. Can be made. Industrial applicability
  • the RF coil of the present invention can be used as any component of an MRI apparatus, and can be applied to any device using an electromagnetic wave having a frequency of several MHz to several GHz.
  • FIG. 1 is an overview of a magnetic resonance imaging apparatus.
  • FIG. 2 is a configuration diagram showing an outline of an MRI apparatus to which the present invention is applied.
  • FIG. 3 is a diagram showing an embodiment (first embodiment) of a gradient magnetic field coil having a recess and an RF coil located in the recess.
  • FIG. 4 is a diagram showing an embodiment (second embodiment) of a gradient magnetic field coil having a recess and an RF coil positioned in the recess.
  • FIG. 5 is a view showing an embodiment (third embodiment) of a coil unit having an RF coil / RF shield connection portion of the present invention.
  • FIG. 6 is a diagram showing an example of sensitivity distribution of the RF coil of the present invention.
  • FIG. 7 is a diagram showing a modified example of the coil unit of the third embodiment and its sensitivity distribution.
  • FIG. 8 is a diagram showing the relationship between the position of the RF coil / RF shield connection part of the coil unit of the present invention and the degree of expansion of the sensitivity distribution uniform region.
  • FIG. 9 is a diagram showing the sensitivity distribution of the RF coil of the present invention.
  • FIG. 10 is a diagram showing one embodiment (fourth embodiment) of the coil unit of the present invention and its sensitivity distribution.
  • FIG. 11 shows an embodiment (fifth embodiment) of a coil unit of the present invention.
  • FIG. 12 shows an embodiment (sixth embodiment) in which the QD method is applied to the RF coil of the present invention.
  • FIG. 13 is a diagram showing an embodiment (a modification of the sixth embodiment) in which the QD method is applied to the RF coil of the present invention.
  • FIG. 14 is a diagram showing an embodiment (a modification of the sixth embodiment) in which the QD method is applied to the RF coil of the present invention.
  • FIG. 15 is a diagram showing an embodiment of a birdcage RF coil of the present invention.
  • FIG. 16 shows a conventional birdcage RF coil.
  • FIG. 17 is a diagram showing a QD configuration of a conventional birdcage RF coil.

Landscapes

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Abstract

　バードケージ型ＲＦコイルのラング長を短くしても軸方向に感度の均一な広い領域を持つコイルユニットを提供する。 　コイルユニットは、静磁場発生源に沿って配置される傾斜磁場コイルと、傾斜磁場コイルよりも検査領域の中心に近い位置で、傾斜磁場コイルに沿って配置される高周波コイルと、傾斜磁場コイルと高周波コイルとの間に設置され、高周波コイルの外周を覆う導体部とを備える。高周波コイルは、静磁場の方向と実質的に直交する面に位置する第１ループコイル及び第２ループコイルと、第１ループコイルと第２ループコイルとを接続し、静磁場の方向と実質的に平行な複数の線状導体と、第１ループコイルと第２ループコイルとに配置される複数の第１キャパシタとを具備する。さらにコイルユニットは、高周波コイルと導体部とを第２キャパシタを介して電気的に接続し、かつ第２キャパシタと並列に設置される給電回路を具備する第１接続部と、高周波コイルと導体部とを第３キャパシタを介して接続する第２接続部とを有する。

Description

明 細 書
核磁気共鳴計測装置およびコイルユニット
技術分野
[0001] 本発明は核磁気共鳴計測装置（以下、「MRI装置」という）およびそれに用いられる コイルユニットに関する。 背景技術
[0002] MRI装置は、マグネットが発生する均一な静磁場中に被検体を配置し、被検体に 電磁場を照射し、被検体内の核スピンを励起すると共に、その後、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、被検体を画像化する。電磁波の照射と核 磁気共鳴信号の受信は、ラジオ周波数 (RF)の電磁波を送信あるいは受信する RF コイルによって行なわれ、 MRI装置に適した種々の形状の送信コイル、受信コイル或 いは兼用コイルが開発されている。電磁波の照射や磁気共鳴信号の検出を行う RF コイルにおいては、照射効率および照射均一性の向上、受信感度および感度分布 の均一性向上が求められている。
[0003] 被検体内の核スピンを励起する際には、撮影領域を正確に撮影するために均一な 感度分布を持つコイルが必要である。バードケージ型の RFコイルやマルチプルパッ チレゾネーターは均一な感度領域を持つコイルとして知られている（例えば、特許文 献 1、 2)。
[0004] 特許文献 1に述べられた、いわゆるバードケージ型の RFコイルは、通常、円筒形状 の RFベース上に形成され、円筒の軸方向（Z軸方向）に伸びる直線状の導体 (ラング )と、これら導体の端部にある円弧状の導体（リング)からなる。ラングの数によって、例 えば、「16ラングのバードケージコイル」と称される。ハイパス型の RFコイルの場合は 、上記リング上にキャパシタが配置されている。キャパシタ、ダイオード等の電気部品 を取り付けてチューニングを行い、 RF送信コイルを形成する。ハイパス型のバードケ ージ型 RFコイルの例を図 16に示す。この RFコィノレは、 2つのループ導体 28、 29力 S ループの中心軸が共通かつ座標軸の z軸に平行となるように対向して配置され、座 標軸の z軸に平行な複数（図 16では 12本）の直線導体 30で接続されている。このと き、複数の直線導体 30は等間隔で配置されている。なお、座標軸の z軸の方向と M RI装置のマグネットが発生する静磁場の向き 100は同方向とする。複数の直線導体 30とループ導体 28、 29との接続点の間には、複数のキャパシタ Crが配置され、給電 点 35はキャパシタの 1つに配置される。
[0005] バードケージ型 RFコイルはチューニングが容易であるというメリットがあり、水平磁 場型 MRI装置で広く用いられている。ただし、 MRI装置の高磁場化にともない、使用 する周波数が高くなると、コイルの Q値が低下するという問題点がある。特に 4テスラ 以上の静磁場強度の MRI装置のように水素原子核の共鳴周波数が 160MHzを超 える領域にお!/、て、 RF送信コイルのように寸法が大きなコイルでは RFコイルの寸法 が波長を越えるため Q値の低下が著しぐ使用が困難になるという問題点がある。こ のため人体撮影用 MRI装置の送信用 RFコイルとして、バードケージ型の RFコィノレ が用いられるのは静磁場強度 3テスラくら!/、までである。
[0006] RFコイルの照射効率や受信感度を向上させる方法として、 QD (Quadrature
Detection)方式が知られている。 QD方式は、互いの軸を直交させて配置した 2つ の RFコイルを用いて磁気共鳴信号を検出する方法である。 QD方式で磁気共鳴信 号を検出すると、 90度だけ位相がずれた信号がそれぞれの RFコイルから検出される 。これらの検出信号を合成することにより、 1つの RFコイルで受信した場合に比べて、 SN比が理論的に^ 2倍向上する。また、高周波磁場の照射時には、円偏波を照射 することから電力が 1/2で済むため、人体の高周波発熱を小さくすることができる。さ らに、 QD方式は撮影画像の均一度の点からも有効であり、 xy面の感度均一性を向 上すること力 Sできる。バードケージ型の RFコイルは、その構造の対称性から QD方式 を実施することが容易である。信号を送受信するための 2つの給電ポートを互いに直 交した位置に配置することで、一つのコイルで QD方式による送受信が可能となる。 図 16に示したバードケージ型 RFコイルに QD方式を適用した例を図 17に示す。 2つ の給電ポート 35-1と 35-2が互いに直交した位置に配置されている。
[0007] また一般にバードケージ型の RFコイルは、 X軸方向と y軸方向の感度分布の均一性 が高いという特長をもつ。
一方、 z軸方向の感度分布均一性は、一般にはラングの長さに比例する。撮影領域 を正確に撮影するためには、励起時の撮影領域内における感度不均一 (RFパワー の不均一性）は 30%以内であることが望まれる。バードケージ型の RFコイルを用い て励起時の撮影領域内における感度不均一を 30%以内とするためには、ラングの 長さは撮影領域の z軸方向の長さの 1. 5倍程度必要である。例えば、撮影領域の z 軸方向の長さが 35cmである場合は、ラング長は 53cm必要となる。
[0008] 一方、特許文献 2に述べられた、マルチプルパッチレゾネーターは、円筒状 RFシ 一ルドの内側に Z軸方向に伸びる直線状の導体 (ラング)を等間隔に複数配置し、ラ ングと RFシールド間をキャパシタを介して接続する。マルチプルパッチレゾネーター にはバードケージ型 RFコイルに見られるリング部は存在しない。マルチプルパッチレ ゾネーターは MRI装置の高磁場化にともない、使用する周波数が高くなつてもコィノレ の Q値を高く保つことができるため、静磁場強度 3テスラを越す MRI装置においても 使用可能であるというメリットを有する。ただし、マルチプルパッチレゾネーターのチュ 一ユングは、バードケージ型 RFコイルと比較すると複雑となる。これはリング部が存 在しな!/、ことから、複数個存在するラングの電磁気的な独立性が高!/、ためである。
[0009] マルチプルパッチレゾネーターで QD方式を実施する場合、頭部撮影用コイルのよ うに寸法が小さいコイルでは互いに直交した位置に配置された 2つの給電ポートを用 いるだけで円偏波送受信可能である。一方、全身撮影用コイル (送信用コイル）のよう に寸法が大きいコイルで円偏波送受信するためには、 90度ずつ位置のずれた 4つ の給電ポートから 90度ずつ位相のずれたノ ルスを送受信するのが一般的である。こ れもリング部が存在しないことから、複数個存在するラングの電磁気的な独立性が高 ぐ 0度の位置のラングに給電しても、 180度の位置 (反対側に位置する）のラングの 電流までは影響が及びにくいからである。給電ポートが 2個から 4個に増えることは、 より使用時の調整を複雑にし、コストも増加させる。
[0010] 特許文献 1 :米国特許 4916418号
特許文献 2：米国特許 5557247号公報
発明の開示
発明が解決しょうとする課題
[0011] ところで、 RFコイルの導体から一定の距離を置いて、 RFシールドを配置することが できる。 RFシールドは、 a)傾斜磁場コイルから放出されるノイズを低減する、 b)傾斜 磁場コイル導体と RFコイルとの電磁結合を遮蔽する、という 2つの働きを持ち、非磁 性金属箔ゃ網を適宜積層して構成され、樹脂製支持部材に貼り付けられるか、傾斜 磁場コイルの表面に貼り付けて配置する。
[0012] 送信用バードケージ型 RFコイルは、内部に人体が揷入されるため、そのリング直径 は一般に大きい。このため RFシールドと RFコイルの距離は一般に狭くなる。 RFシー ルドと RFコイルの距離は、典型的には 10から 40mmの距離が必要である。近接させ ると、 a)高周波渦電流が増えて磁場を打ち消してしまうため、磁場の発生効率が悪く なる、 b)RFコイル近傍での磁場分布が急激に変化することになり、撮影領域におけ る RFパワーの不均一性が大きくなる、という課題が生じるため、この間隔を 10mm以 下に狭くすることは一般には難しレ、。
[0013] バードケージ型 RFコイルの変形例として、リング部分の内側にシールドであるガー ドリングを配置するシールド付バードケージ型 RFコイルが知られて!/、る（非特許文献 D oガードリング付バードケージ型 RFコイルでは、ガードリングの働きにより電界成分 の抑制効果があることが知られている。
[0014] RFシールドの外側には傾斜磁場コイルを配置することができる。メインコイル、シー ルドコイルからなるアクティブシールド傾斜磁場コイルの場合は、互いに逆向きの磁 場を発生させるコイルを配置することで、静磁場発生源（マグネット）を囲む容器もしく は金属部材に発生する渦電流を低減する。そして、最も外側に静磁場発生源 (マグ ネット）力 S配置すること力 Sできる。静磁場発生源としては、今日では超電導磁石、永久 磁石が広く用いられている。いずれの静磁場発生源であっても、また、円筒型、対向 型の形に依存せずに、被検者領域に近づけたほうが磁場発生効率が向上し、より安 価な静磁場発生源を構成することが可能になる。
[0015] 上述のそれぞれの部品を重ねると、 RFコイルから傾斜磁場コイルまでの合計厚さ は典型的には 150mm程度の厚さが必要となる。この厚さをより薄くすると、同一の力 バー内径であれば超電導磁石内径を小さく出来るので超電導磁石を安く構成できる 。もしくは、同じ超電導磁石の内径であれば、被検者側の空間を広くすることが出来 る。もしくは、同じ厚さであっても、傾斜磁場コイルのメインコイル一シールドコイル間 隔ゃ、 RFコイル RFシールド間隔を広げることで、傾斜磁場コイル、 RFコイルの磁 場発生効率を向上し、それぞれに接続されたアンプ等の増幅器に掛かるコストを低 減することが出来る。このような要求を満たす 1つの方法として、凹みを有する傾斜磁 場コイルとその凹みの中に位置する RFコイルの配置が知られている（例えば、特許 文献 3)。
[0016] 特許文献 3では、傾斜磁場コイルに必要とされるエネルギーを低減するために、 RF コイルの存在しない部位において、傾斜磁場コイルが軸方向内側にせり出す構成が 示されている。こうすることで、同じ厚さであれば飛び出させた部位においてはメイン コイル シールドコイル間隔が拡がっているので、磁場発生効率を上げることが可能 になり、傾斜磁場強度の増大もしくは傾斜磁場の立ち上がり速度の高速化を図ること が出来る。 RFコイルの軸長（ラング長）を短くして凹みの軸方向の長さを短くすれば、 より傾斜磁場コイルの性能を向上させることができる。
しかしながら、 RFコイルの軸長（ラング長）を短くすると、 z軸方向の感度分布均一 性は劣化する。前述したように、バードケージ型 RFコイルを用いて励起時の撮影領 域内における感度不均一を 30%以内とするためには、ラングの長さは撮影領域の z 軸方向の長さの 1. 5倍程度必要である。従って、例えば、 RFコイルの軸長（ラング長 )を 40cmと短くすると、感度不均一が 30%以内となる撮影領域の Z軸方向の長さは およそ 27cmしかなくなるという問題点がある。
[0017] 本発明の目的は、上記従来技術の問題点を鑑み、バードケージ型 RFコイルのラン グ長を短くしても軸方向に感度の均一な広い領域を持つ RFコイルを提供することに ある。
[0018] 非特許文献 1 : Q. Chen他著、「ガードリングを結合させた MRI用鳥かご型共振器 (G uard— Ring Coupled Birdcage Resonator for MRI)」、信 技幸 ¾、 EMCJ9 5— 80, pp31— 38 (1996)
特許文献 3：国際公開 2003062846号パンフレット
課題を解決するための手段
[0019] 上記課題を解決する本発明の MRI装置は、一例として、静磁場を発生させる環状 の静磁場発生源と、前記静磁場発生源で囲まれる検査領域で前記静磁場発生源に 沿って配置される傾斜磁場コイルと、前記傾斜磁場コイルよりも前記検査領域の中心 に近い位置で、前記傾斜磁場コイルに沿って配置され、前記静磁場の方向と実質的 に直交する面に位置する第 1ループコイル及び第 2ループコイルと、前記第 1ループ コイルと前記第 2ループコイルとを接続し、前記静磁場の方向と実質的に平行な複数 の線状導体と、前記第 1ループコイルと前記第 2ループコイル及び/又は線状導体と に配置される複数の第 1キャパシタとを具備する高周波コイルと、前記傾斜磁場コィ ルと前記高周波コイルとの間に設置され、前記高周波コイルの外周を覆う導体部と、 前記高周波コイルと前記導体部とを第 2キャパシタを介して電気的に接続し、かつ前 記第 2キャパシタと並列に設置される給電回路とを具備する第 1接続部と、前記高周 波コイルと前記導体部とを第 3キャパシタを介して接続する第 2接続部とを有すること を特徴とする。
[0020] また、他の例として、静磁場を発生させる環状の静磁場発生源と、前記静磁場発生 源で囲まれる検査領域で前記静磁場発生源に沿って配置される傾斜磁場コイルと、 前記傾斜磁場コイルよりも前記検査領域の中心に近!/、位置で、前記傾斜磁場コイル に沿って配置され、前記静磁場の方向と実質的に直交する面に位置する第 1ループ コイル及び第 2ループコイルと、前記第 1ループコイルと前記第 2ループコイルとを接 続し、前記静磁場の方向と実質的に平行な複数の線状導体と、前記第 1ループコィ ルと前記第 2ループコイル及び/又は線状導体とに配置される複数の第 1キャパシタ とを具備する高周波コイルと、前記傾斜磁場コイルと前記高周波コイルとの間に設置 される導体部とを有し、前記導体部は前記高周波コイルの外周を覆い、前記傾斜磁 場コイルは、前記高周波コイルの外周を囲む第 1の部分と、前記傾斜磁場コイルの端 部近傍の第 2の部分とを有し、前記第 1の部分の直径は前記第 2の部分の直径よりも 大きいことを特徴とする。
[0021] さらに他の例として、静磁場を発生させる環状の静磁場発生源と、前記静磁場発生 源で囲まれる検査領域で前記静磁場発生源に沿って配置される傾斜磁場コイルと、 前記傾斜磁場コイルよりも前記検査領域の中心に近!/、位置で、前記傾斜磁場コイル に沿って配置され、前記静磁場の方向と実質的に直交する面に位置する第 1ループ コイル及び第 2ループコイルと、前記第 1ループコイルと前記第 2ループコイルとを接 続し、前記静磁場の方向と実質的に平行な複数の線状導体と、前記第 1ループコィ ルと前記第 2ループコイル及び/又は線状導体とに配置される複数の第 1キャパシタ とを具備する高周波コイルと、前記傾斜磁場コイルと前記高周波コイルとの間に設置 される導体部とを有し、前記導体部は前記高周波コイルの外周を覆い、前記傾斜磁 場コイルは、前記静磁場発生源によって生じる静磁場の方向の中心部から端部へ向 力、つて内径が小さくなる形状を有することを特徴とする。
発明の効果
[0022] 本発明によればバードケージ型 RFコイルのラング長を短くしても軸方向に感度の 均一な広!/、領域を持つ RFコイルを実現できる。このような RF送信コイルによれば、 径の小さな傾斜磁場コイルの内側の凹みに RF送信コイルを設置することが出来るよ うになり、結果として、磁場発生効率を向上させた傾斜磁場コイルを備えた MRI装置 を構成することが出来る。
発明を実施するための最良の形態
[0023] 以下、詳細に本発明に関する RFコイルおよび MRI装置の好適な実施の形態につ いて説明する。なお、これにより本発明が限定されるものではない。
[0024] まず、本発明が適用される磁気共鳴撮像装置の全体構成について説明する。図 1 は MRI装置の外観図であり、図中、 z軸の方向が静磁場方向である。装置は、静磁 場方向について、例えば実質的に水平方向となるように配置される。図 1は水平磁場 方式のマグネット 2を備えた MRI装置で、テーブル 301に寝かせられた検査対象 1は マグネット 2のボア内の撮像空間に揷入され撮像される。
[0025] 本発明に係る MRI装置の一例の全体概要を図 2に基づいて説明する。図 2は、本 発明に係る MRI装置の一実施例の全体構成を示すブロック図である。この MRI装置 は、 NMR現象を利用して被検体の断層画像を得るもので、図 2に示すように、 MRI 装置は静磁場発生系 2と、傾斜磁場発生系 3と、送信系 5と、受信系 6と、信号処理系 7と、シーケンサ 4と、中央処理装置（CPU) 8とを備えて構成される。
[0026] 静磁場発生系 2は、被検体 1の周りに配置される永久磁石方式、常電導方式あるい は超電導方式の静磁場発生源を備える。垂直磁場方式であれば、被検体 1の周りの 空間にその体軸と実質的に直交する方向に、水平磁場方式であれば、体軸方向に 実質的に均一な静磁場を発生させる。水平静磁場方式の場合には、例えば被検体 を含む検査領域を囲む環状の静磁場発生源を用いることができる。
[0027] 傾斜磁場発生系 3は、 MRI装置の座標系（静止座標系）である X, Υ, Zの 3軸方向 に巻かれた傾斜磁場コイル 9と、それぞれの傾斜磁場コイルを駆動する傾斜磁場電 源 10とから成り、シ—ケンサ 4からの命令に従ってそれぞれのコイルの傾斜磁場電源 10を駆動することにより、 X, Υ, Zの 3軸方向に傾斜磁場 Gx, Gy, Gzを印加する。 例えば、撮影時には、スライス面（撮影断面）に直交する方向にスライス方向傾斜磁 場パルス（Gs)を印加して被検体 1に対するスライス面を設定し、そのスライス面に直 交して且つ互いに直交する残りの 2つの方向に位相エンコード方向傾斜磁場パルス (Gp)と周波数エンコード方向傾斜磁場パルス (Gf)を印加して、エコー信号にそれぞ れの方向の位置情報をエンコードする。傾斜磁場コイル 9は、水平静磁場方式の場 合には、静磁場発生源に沿って配置される。
[0028] シーケンサ 4は、高周波磁場パルス（以下、「RFパルス」と!/、う）と傾斜磁場パルスを ある所定のノ ルスシーケンスで繰り返し印加する制御手段で、 CPU8の制御で動作 し、被検体 1の断層画像のデータ収集に必要な種々の命令を送信系 5、傾斜磁場発 生系 3、および受信系 6に送る。
送信系 5は、被検体 1の生体組織を構成する原子の原子核スピンに核磁気共鳴を 起こさせるために、被検体 1に RFパルスを照射するもので、高周波発振器 11と変調 器 12と高周波増幅器 13と送信側の高周波コイル (送信コイル） 14aとから成る。高周 波発振器 11から出力された高周波ノ ルスをシーケンサ 4からの指令によるタイミング で変調器 12により振幅変調し、この振幅変調された高周波ノ ルスを高周波増幅器 1 3で増幅した後に被検体 1に近接して配置された高周波コイル 14aに供給することに より、 RFノ ルスが被検体 1に照射される。
受信系 6は、被検体 1の生体組織を構成する原子核スピンの核磁気共鳴により放出 されるエコー信号 (NMR信号)を検出するもので、受信側の高周波コイル (受信コィ ノレ） 14bと信号増幅器 15と直交位相検波器 16と、 A/D変換器 17とから成る。送信 側の高周波コイル 14aから照射された電磁波によって誘起された被検体 1の応答の NMR信号が被検体 1に近接して配置された高周波コイル 14bで検出され、信号増 幅器 15で増幅された後、シーケンサ 4からの指令によるタイミングで直交位相検波器 16により直交する二系統の信号に分割され、それぞれが A/D変換器 17でディジタ ル量に変換されて、信号処理系 7に送られる。
[0029] 信号処理系 7は、各種データ処理と処理結果の表示及び保存等を行うもので、光 ディスク 19、磁気ディスク 18等の外部記憶装置と、 CRT等からなるディスプレイ 20と 、 ROM21、 RAM22などのメモリとを有し、受信系 6からのデータが CPU8に入力さ れると、 CPU8が信号処理、画像再構成等の処理を実行し、その結果である被検体 1の断層画像をディスプレイ 20に表示すると共に、外部記憶装置の磁気ディスク 18 等に記録する。
操作部 25は、 MRI装置の各種制御情報や上記信号処理系 7で行う処理の制御情 報を入力するもので、トラックボール又はマウス 23、及び、キーボード 24から成る。こ の操作部 25はディスプレイ 20に近接して配置され、操作者がディスプレイ 20を見な 力 ¾操作部 25を通してインタラクティブに MRI装置の各種処理を制御する。
[0030] なお、図 2において、送信側の高周波コイル 14aと傾斜磁場コイル 9は、被検体 1が 揷入される静磁場発生系 2によって静磁場が発生する空間内に、垂直磁場方式であ れば被検体 1に対向して、水平磁場方式であれば被検体 1を取り囲むようにして設置 されている。また、受信側の高周波コイル 14bは、被検体 1に対向して、或いは取り囲 むように設置されている。高周波コイルは、検査領域において、傾斜磁場コイルよりも 中心に近い位置で配置される。
[0031] 高周波コイルとしてバードケージ型 RFコイルを用いる場合の、基本的なコイル構成 は図 16に示す構成と同様である。すなわち、 RFコイルは、 2つのループ導体 28、 29 がループの中心軸が共通し、かつ座標軸の z軸に平行となるように対向して配置され 、座標軸の z軸に平行な複数（図 16では 12本）の直線導体 30で接続されている。こ のとき、複数の直線導体 30は等間隔で配置されている。複数の直線導体 30とルー プ導体 28、 29との接続点の間には、複数のリングキャパシタ Crが配置され、給電点 3 5は複数のリングキャパシタ Crの 1つに配置される。
この RFコイルは、座標軸の z軸の方向と MRI装置のマグネット 2が発生する静磁場 の向き 100が同方向となるように、 MRI装置に設置される。水平磁場方式であれば、 ループ導体は、静磁場方向と実質的に直交する面に位置し、直線導体は静磁場の 方向と実質的に平行に配置される。
[0032] 現在 MRI装置の撮像対象核種は、臨床で普及して!/、るものとしては、被検体の主 たる構成物質である水素原子核 (プロトン)である。プロトン密度の空間分布や、励起 状態の緩和時間の空間分布に関する情報を画像化することで、人体頭部、腹部、四 肢等の形態または、機能を 2次元もしくは 3次元的に撮像する。
[0033] 以下、本発明の MRI装置に用いられるコイルユニットの実施の形態を説明する。
[0034] <第 1の実施の形態〉
本実施の形態のコイルユニットは、図 3に示すように、円筒状の傾斜磁場コイル 51と 傾斜磁場コイルの内側に配置される RFコイル 52と、傾斜磁場コイル 51と RFコイル 5 2との間に配置される RFシールド 53とを備えている。 RFコイル 52は、 2つのリング部 (ループコイル）とそれを接続する複数のラング部を有するバードケージ型 RFコイル であり、例えば、ラング数は 12である。
[0035] 傾斜磁場コイル 51は、 RFコイル 52のラング部の外周を囲む部分（第 1の部分）の 直径が、傾斜磁場コイルの端部近傍 (第 2の部分）の直径よりも大きい。すなわち、図 3 (a)及び (b)の左図の z軸方向（静磁場方向）にお!/、て、 RFコイルの存在しな!/、部 位で、傾斜磁場コイル (GC)が軸方向内側にせり出している。また、第 1の部分と第 2 の部分との接続部は、テーパー形状とする。
RFシールド 53は導体部からなり、傾斜磁場コイル 51とバードケージ型 RFコイル 52 の間に、 RFコイル 52の外周を覆うように配置される。 RFシールド 53は、傾斜磁場コ ィル 51の凹みにあわせて 2つの異なる直径の円柱型導体を接合させた形状となって いる。
[0036] 傾斜磁場コイル 51及び RFコイル 52の大きさは特に限定されるものではないが、一 例として、図 3 (a)の RFコイルのリング部の直径は 60cm、このときのラング長（z軸方 向の軸長）は 53cmである。撮影領域の z軸方向の長さが典型的に 35cmであるとす ると、ラング長は撮影領域 z軸方向の長さの約 1. 5倍である。これは励起時の撮影領 域内における感度不均一を 30%以内とするための条件を満たしている。 RFシールド の入口付近の直径は 60cm、 RFコイルのラング部の外周を覆う RFシールド部分の 直径は 68cmである。
[0037] 図 3 (b)の RFコイルのラング長は (a)のときよりも短く 40cmである。図 3 (b)の左図に 示すように、 RFコイルの軸長（ラング長）を短くして凹み部分の軸方向の長さを短くす れば、より傾斜磁場コイルの性能を向上させることができる。これは傾斜磁場のメイン コイルと傾斜磁場のシールドコイルとの間隔が広い部分が図 3 (a)に示したものより大 きいためである。また、飛び出させた部位に配置された傾斜磁場のメインコイルを、撮 影領域の中心とほぼ一致する RFコイルの中心位置に近づけることができるため、傾 斜磁場コイルの性能をより向上させることができる。
[0038] ただし、 RFコイルの軸長（ラング長）を短くすると、 RFコイルの z軸方向の感度分布 均一性は劣化する。撮影領域を正確に撮影するためには、励起時の撮影領域内に おける感度不均一（RFパワーの不均一性）は 30%以内であることが望まれる。バー ドケージ型 RFコイルを用いて励起時の撮影領域内における感度不均一を 30%以内 とするためには、ラングの長さは撮影領域の z軸方向の長さの 1. 5倍程度必要である 。例えば、 RFコイルの軸長（ラング長）を 40cmと短くすると、感度不均一が 30%以内 となる撮影領域の Z軸方向の長さはおよそ 27cmとなる。すなわち、撮影領域の z軸方 向の長さが典型的に 35cmであるとすると、ラング長 40cmは撮影領域 z軸方向の長 さの約 1. 14倍である。ラング長を撮影領域 z軸方向の長さの約 1. 14倍まで短くする と、感度不均一が 30%以内となる撮影領域の Z軸方向の長さは、図 3 (a)に示す場 合に比べておよそ 23%小さくなる。
[0039] 本実施の形態によれば、 RFコイルの存在しない部位で、傾斜磁場コイル（GC)が 軸方向内側にせり出した構造とすることにより、せり出させた部位（内径がより小さい 第 1の部分）にお!/、ては傾斜磁場のメインコイルと傾斜磁場のシールドコイルとの間 隔が拡がっているので、磁場発生効率を上げることが可能になる。これにより、傾斜 磁場強度の増大もしくは傾斜磁場の立ち上力 ^速度の高速化を図ることが出来る。 またせり出させた部位（第 1の部分）とその内側の部分（第 2の部分）との接続部をテ 一パー形状にすることにより、 RFシールドの機械的強度が高くなるという効果がある 。傾斜磁場コイルの実装においても、異なる内径の接続部分をテーパー形状にする ことにより、機械的強度が高くなるという効果がある。 [0040] <第 2の実施の形態〉
本実施の形態のコイルユニットは、第一の実施の形態とは、傾斜磁場コイルと RFシ 一ルドの形状が異なる。図 4にその一例を示す。図 4においても、同じ要素は同じ符 号で示し、説明を省略する。図示するように、本実施の形態のコイルユニットでは、傾 斜磁場コィノレ 55と RFシーノレド 57は、その内佃 Jが斜めの形状になっている。このよう に RFシールドを円筒状の導体でなぐ 2つの円錐の一部を切り取りその 2つを接合さ せた形状の導体を用いることによつても、凹みを有する傾斜磁場コイルを構成するこ とが出来る。すなわち、傾斜磁場コイル及び RFシールドについて、静磁場方向にお ける中心部から端部へ向かって内径が小さくなる形状とすることによつてもくぼみを有 する傾斜磁場コイルなどの構成を取ることが出来る。
[0041] 図 4 (a)、（b)は、 RFコイル 52のラング部の長さが異なり、それに合わせて RFシー ルド 57の内側の傾斜が異なる以外は同様である。一例として、図 4 (a)の RFコイルの リング部直径は 60cm、このときのラング長（z軸方向の軸長）は 53cmである。 RFシー ルド入口の直径は、 RFコイルのリング部直径と同じ 60cmである。 RFシールドの最大 直径は、 68cmである。図 4 (b)の RFコイルのリング部直径は 60cm、ラング長（z軸方 向の軸長）は 40cmである。図 4 (b)の RFコイルのリング部導体と RFシールドの距離 は、図 4 (a)の RFコイルのそれと比べて大きい。
[0042] このような RFコイルを 3テスラの静磁場強度の MRI装置に設置し、 3テスラにおける 水素原子核の共鳴周波数 128MHzで使用する場合について検討した。この場合に ラング長が 53cmあると、 RFコイルのリング部と RFシールドの距離が短くなり、高周波 渦電流が増えて高周波磁場を打ち消してしまうため、 RFコイルの高周波磁場発生効 率は悪くなる。
[0043] これに対し、図 4 (b)の RFコイルのようにラング長を短くすると、高周波磁場発生効 率は、図 4 (a)の RFコイルのそれと比べて 15%以上高くなるという効果がある。撮影 領域の z軸方向の長さが典型的に 35cmであるとすると、ラング長 40cmは撮影領域 z 軸方向の長さの約 1. 14倍である。すなわち、図 4に示した RFシールドにおいては、 ラング長を撮影領域 z軸方向の長さの約 1. 5倍から約 1. 14倍まで短くすると、高周 波磁場発生効率を 15%以上向上させることができる。 [0044] 本実施の形態によれば、第 1の実施の形態と同様に、傾斜磁場の磁場発生効率を 上げることが可能となる。加えて、内径が連続的にかわる形状とすることにより、撮影 領域の中心とほぼ一致する RFコイルの中心位置に傾斜磁場のメインコイル位置をよ り近づけることができるため、傾斜磁場コイルの性能をより向上させることができる。
[0045] <第 3の実施の形態〉
本実施の形態のコイルユニットは、傾斜磁場コイル及び RFシールドの形状は、第 2 の実施の形態（図 4)と同様である力 S、 RFコイルと RFシールドとの間をキャパシタを介 して電気的に接続する複数の接続部を設けたことが特徴である。図 5にその一例を 示す。
[0046] 図 5 (a)ではバードケージ型 RFコイル 52が、静磁場方向（z)方向に実質的に垂直 な 2つの面上に存在する 2つのリング部 501と、リング部 501に接続するラング部 502と にカロえ、リング部 501と RFシールド 57とをキャパシタ 504-1、 504-2、 504-3、 504-4を 介して各々接続する 4つの接続部 505-1、 505-2、 505-3、 505-4とを具備する。ここで 、接続部は、リングとラングの接合部に接合されている。図 5 (a)では、バードケージ 型 RFコイルと RFシールドがキャパシタと接続部を介して接合されて!/、る。 RFコイルと RFシールドの接続部に配置される 4つのキャパシタのうちの 1つのキャパシタ 504-1 の両端から給電する。
[0047] 一例として、図 5の RFコイルのリング部直径は 60cm、ラング長（z軸方向の軸長）は
40cmである。ラング数は 12である。 RFシールド入口の直径は、 RFコイルのリング部 直径と同じ 60cmである。 RFシールドの最大直径は、 68cmである。このような RFコィ ルを 3テスラの静磁場強度の MRI装置に設置し、 3テスラにおける水素原子核の共 鳴周波数 128MHzで使用する場合について検討した。
[0048] 図 5 (a)に示したバードケージ型 RFコイルの z軸上の感度分布を図 6 (a)の実線で 示す。図 6 (a)の点線で示した感度分布は図 4 (b)に示したバードケージ型 RFコィノレ の z軸上の感度分布である。図 5 (a)に示したバードケージ型 RFコイルの z軸上の感 度分布均一領域 (実線両端矢印）は、図 4 (b)のバードケージ型 RFコイルの z軸上の 感度分布均一領域（点線両端矢印）よりも約 7%拡大している。ここで、感度分布均 一領域とは、感度不均一が 30%以内となる撮影領域の Z軸方向の長さと定義した。 [0049] このようにバードケージ型 RFコイルのリングの一部と RFシールドをキャパシタを介し て接合し、その 1つから給電することにより、感度分布均一度が向上するという効果が ある。すなわち、 RFコイルと RFシールドをキャパシタを介して接続することにより、 RF シールド上に流れる高周波電流のパスをコントロールし、これにより感度分布をコント ロールし、感度分布均一度を向上している。また、 RFコイル中心と給電ポイントの存 在する RFコイル/ RFシールド接続部を含んで静磁場方向（z方向)に平行な面上に 存在する RFコイルのラングをキャパシタと接続部を介して RFシールドと接続すること により（接続部 505-2、 505-3、 505-4)、 RFシールド上に静磁場方向（z方向)と平行な 方向に流れる電流を増やすことができ、これにより z方向の感度分布均一性を向上さ せること力 Sでさる。
[0050] 図 5 (b)に図 5 (a)のコイルユニットの変形例を示す。図 5 (b)では、リング部と、リング 部に接続するラング部と、リング部と RFシールドとをキャパシタを介して各々接続する 12個の接続部が示されている。ここでも、接続部は、リングとラングの接合部に接合さ れている。図 5 (b)では、図 5 (a)の 4つの接続部 505-1、 505-2、 505-3、 505-4の両隣 のリング部とラング部の接合部 8箇所を、キャパシタと接続部を介して RFシールドと接 合している。ラング数が 12なので、給電ポイントの存在する RFコイル/ RFシールド 接続部 505-1とその隣の RFコイル/ RFシールド接続部のコイル中心から見た実質 的な角度は 30° である。 RFコイル中心と給電ポイントの存在する RFコイル/ RFシ 一ルド接続部を含んで静磁場方向（z方向)に平行な面上に存在する RFコイル/ RF シールド接続部 505-2、 505-3、 505-4も同様に、コイル中心から見た実質的な角度 3 0° の位置の RFコイル/ RFシールド接続部に挟まれて配置されて!/、る。
[0051] 図 5 (b)に示したバードケージ型 RFコイルのリング上に配置されたキャパシタの容 量と、 RFコイル/ RFシールド接続部に配置されたキャパシタの容量とを実質的に等 しい値に設定して、 128MHzにチューニングしたときの、 z軸上の感度分布を図 6 (b) の実線で示す。図 6 (b)の点線で示した感度分布は図 4 (b)に示した通常のバードケ ージ型 RFコイルの z軸上の感度分布である。図 6 (b)に示したバードケージ型 RFコィ ルの z軸上の感度分布均一領域 (実線両端矢印）は、通常のバードケージ型 RFコィ ルの z軸上の感度分布均一領域（点線両端矢印）よりも約 14%拡大している。 [0052] このようにバードケージ型 RFコイルのリングの一部と RFシールドとをキャパシタと接 続部を介して接合し、その 1つから給電することにより、感度分布均一度が向上すると いう効果がある。すなわち、 RFコイルと RFシールドをキャパシタを介して接続すること により、 RFシールド上に流れる高周波電流のパスをコントロールし、これにより感度分 布をコントロールし、感度分布均一度を向上している。 RFコイル中心と給電ポイント の存在する RFコイル/ RFシールド接続部を含んで静磁場方向（z方向)に平行な面 上に存在する RFコイルのラングを RFシールドと接続し、さらに、それらの接続部を、 前記静磁場方向（z方向)に平行な面に対して対称な位置の RFコイル/ RFシールド 接続部に挟まれて配置する構成とすることにより、 RFシールド上に静磁場方向（z方 向)と平行な方向に流れる電流を増やすことができ、これにより z方向の感度分布均一 性を向上させることができる。 RFコイル/ RFシールド接続部は RFコイルの中心部を 通ってかつ静磁場方向（z方向）と実質的に平行な直線について、線対称に配置され る。これによりラング上あるいは RFシールド上に流れる電流力 給電点に対して対称 な大きさとなるため、 xy面の感度分布の均一性を向上させることができる。
[0053] 図 5 (b)に示したバードケージ型 RFコイルのリングと RFシールドとの接合部に配置 されたキャパシタの容量を、リング上に配置されたキャパシタの容量よりも大きレ、値と して、 128MHzにチューニングしたときの、 z軸上の感度分布を図 6 (c)の実線で示 す。 RFコイル/ RFシールド接続部に配置されたキャパシタ容量を 20pFとし、リング 上に配置されたキャパシタの容量を 5pFとした時、 128MHzにチューニングした。図 6 (c)の点線で示した感度分布は図 4 (b)に示したバードケージ型 RFコイルの z軸上 の感度分布である。図 6 (c)に示したバードケージ型 RFコイルの z軸上の感度分布（ 実線）は、図 4 (b)のバードケージ型 RFコイルの z軸上の感度分布（点線）よりも中心 感度の大きさは約 3%低下する。一方で、図 6 (c)に示したバードケージ型 RFコイル の z軸上の感度分布均一領域 (実線両端矢印）は、図 4 (b)のバードケージ型 RFコィ ルの z軸上の感度分布均一領域（点線両端矢印）よりも約 25%拡大している。
[0054] このようにバードケージ型 RFコイルのリングの一部と RFシールドとをキャパシタと接 続部を介して接合し、その 1つから給電することにより、感度分布均一度が向上すると いう効果がある。すなわち、 RFコイルと RFシールドをキャパシタを介して接続すること により、 RFシールド上に流れる高周波電流のパスをコントロールすることにより、感度 分布をコントロールすることにより感度分布均一度を向上している。バードケージ型 R Fコイル/ RFシールド接合部に配置されたキャパシタの容量を大きい値とすることに より、 RFシールド上に流れる電流をより増やすことができ、これにより z方向の感度分 布均一性を向上させることができる。
[0055] 図 7 (a)に、図 5のコイルユニットの変形例を示す。図 7 (a)では、リング部と、リング 部に接続するラング部と、リング部と RFシールドとをキャパシタを介して各々接続する 12個の接続部が示されている。つまり、バードケージ型 RFコイルと RFシールドがキ ャパシタと接続部を介して 12箇所で接合されている。ここでも、 12個の接続部は、そ れぞれリングとラングの接合部に接合されている。
図 7 (a)のコイルユニットでは、 RFコイル中心と給電ポイントの存在する RFコイル/ RFシールド接続部を含んで静磁場方向（z方向)に平行な面上に存在する RFコィノレ /RFシールド接続部 505-1、 505-2、 505-3、 505-4が、コイル中心から見た実質的角 度が 60° の位置の RFコイル/ RFシールド接続部（8箇所）に挟まれて配置されてレヽ
[0056] 図 7 (a)に示したバードケージ型 RFコイルの RFコイル/ RFシールド接続部に配置 されたキャパシタ容量を 20pFとし、リング上に配置されたキャパシタの容量を 7pFに 設定し、 128MHzにチューニングしたときの、 z軸上の感度分布を図 7 (b)の実線で 示す。図 7 (b)の点線で示した感度分布は図 4 (b)に示したバードケージ型 RFコィノレ の z軸上の感度分布である。図 7 (a)に示したバードケージ型 RFコイルの z軸上の感 度分布均一領域 (実線両端矢印）は、図 4 (b)のバードケージ型 RFコイルの z軸上の 感度分布均一領域（点線両端矢印）よりも約 15%拡大している。このように、感度分 布均一領域の拡がりの度合!/、は、給電ポイントの存在する RFコイル/ RFシールド接 続部と、それを挟むように、 RFコイルのリングの円弧に沿って配置する 2つの RFコィ ル/ RFシールド接続部との、リング中心から見た角度に依存して!/、る。
[0057] 図 8に、給電ポイントの存在する RFコイル/ RFシールド接続部とそれを挟む RFコ ィル/ RFシールド接続部とのリング中心から見た角度と、感度分布均一領域の拡が りの度合いの関係をグラフにて示す。横軸は、給電ポイントの存在する RFコイル/ R Fシールド接続部と、それを挟む RFコイル/ RFシールド接続部との、リング中心から 見た角度 αである。縦軸は、 RFコィノレ/ RFシールドを接合しな!/、（非接合時）のバ ードケージ型 RFコイルの ζ軸上の感度分布均一領域の長さを 100%とした時に、 RF コイル/ RFシールド接続部を設けた時の感度分布均一領域の拡がりをパーセンテ ージで表したものである。角度 αが 10度〜 60度の時に、感度分布均一領域の拡が りが 15%以上となっていることが分かる。このようにバードケージ型 RFコイルの給電 ポイントの存在する RFコイル/ RFシールド接続部と、それを挟む RFコイル/ RFシ 一ルド接続部との、リング中心から見た角度を 10度〜 60度に設定することにより、感 度分布均一度が特に向上するという効果がある。
[0058] また、 RFコイル/ RFシールド接続部に配置するキャパシタ容量の大きさを変化さ せることにより、 ζ軸（静磁場方向）と実質的に垂直な面内の感度分布を変化させるこ と力 Sできる。図 9は、 RFコイル/ RFシールド接続部に配置するキャパシタ容量を 10ρ F, 20pF, 30pF, 40pFと変化させた時の y軸上の感度分布をそれぞれ、破線、実 線、一点鎖線、二点鎖線で示している。
図 9の点線で示した感度分布は図 4 (b)に示したバードケージ型 RFコイルの y軸上 の感度分布である。 RFコイル/ RFシールド接続部に配置するキャパシタ容量を変 化させた時、リング上に配置されたキャパシタの容量を調整して 128MHzにチュー二 ングした。図 9から RFコイル/ RFシールド接続部に配置するキャパシタ容量を 10pF , 20pF, 30pF, 40pFと変化させた時に、 y軸上の感度分布が変化していることが分 かる。 RFコイル/ RFシールド接続部に配置するキャパシタ容量を大きくするにした がって、 y軸上の原点から離れた座標における感度は低下することが分かる。 RFコィ ル/ RFシールド接続部に配置するキャパシタを可変容量キャパシタで構成し、可変 容量キャパシタ容量調整機構を設置することにより、感度分布を所望の分布に変化 させること力 Sできる。例えば、被験者腹部表面あるいは背部表面の脂肪層の励起は 意図的に少なくし、腹部深部の感度を意図的に高めることができる。
[0059] <第 4の実施の形態〉
本実施の形態のコイルユニットは、傾斜磁場コイル及び RFシールドの形状は、第 1 の実施の形態（図 3)とほぼ同様であるが、 RFコイルと RFシールドとの間をキャパシタ を介して電気的に接続する複数の接続部を設けたことが特徴である。図 10にその一 例を示す。
[0060] 図 10(a)左図の z軸方向において、 RFコイルの存在しない部位（内径がより小さい 部位）で、傾斜磁場コイルが軸方向内側にせり出している。すなわち、傾斜磁場コィ ルの内径について、 RFコイルのラング部の外周を覆う第 1の部分の内径が、 RFコィ ルの存在しない、傾斜磁場コイル端部近傍の第 2の部分の内径よりも大きくなつてい る。こうすることで、飛び出させた部位においては傾斜磁場のメインコイルと傾斜磁場 のシールドコイルとの間隔が拡がっているので、磁場発生効率を上げることが可能に なり、傾斜磁場強度の増大もしくは傾斜磁場の立ち上力 ^速度の高速化を図ることが 出来る。また第 1の部分と第 2の部分との接続部は、テーパー形状とする。
また RFコイルは、図 5に示すコイルユニットと同様に、ラング数が 12本のバードケー ジ型 RFコイルで、そのリングの一部と RFシールドとをキャパシタと接続部とを介して 接合し、その 1つから給電するようにしている。
一例として、図 10(a)の RFコイルのリング部直径は 60cm、ラング長（z軸方向の軸 長）は 30cmである。
[0061] 図 10(a)に示した RFコイルは、図 3 (b)に示した RFコイル（ラング長 40cm)よりも、 R Fコイルの軸長（ラング長）が短い。このため、図 10(a)に示した傾斜磁場コイルは、図 3 (b)に示した傾斜磁場コイルよりも、傾斜磁場コイルが軸方向内側にせり出している 部分の割合が傾斜磁場全体の長さに対して約 15%多いため、より傾斜磁場コイルの 磁場発生効率を上げることが可能である。
[0062] リング上に配置したキャパシタの容量を 7pF、 RFコイル/ RFシールドの接合部に 配置したキャパシタの容量を 30pFに設定し、 128MHzにチューニングした場合の感 度分布を図 10 (b)に示す。実線で示した感度分布は、図 10(a)に示したバードケー ジ型 RFコイルの z軸上の感度分布である。図 10(b)の点線で示した感度分布は、 RF コイル/ RFシールドの接続部がないバードケージ型 RFコイルの z軸上の感度分布 である。 RFコイル/ RFシールドの接続部がない場合、 RFコイルの z軸方向の感度 分布均一性は劣化するのに対し、 z軸方向の感度分布均一度が大きく向上している ことが分かる。このように、バードケージ型 RFコイルのリングの一部と RFシールドとを キャパシタを介して接合し、その 1つから給電することにより、感度分布均一度が向上 するという効果がある。
[0063] <第 5の実施の形態〉
図 11を用いて、 RFコイル/ RFシールドの接続部を有するバードケージ型 RFコィ ルの他の実施の形態について説明する。一例として、図 11の RFコイルのリング部直 径は 60cm、ラング長（z軸方向の軸長）は 40cmである。ラング数は 24である。
[0064] 図 11に示す RFコイルでは、給電ポイントの存在する RFコイル/ RFシールド接続 部 505-1を、リング中心から見て 30° の角度に位置する RFコイル/ RFシールド接続 部 505-5、 505-5'とリング中心から見て 45° の角度に位置する RFコイル/ RFシール ド接続部 505-6、 505-6'で挟むように、 RFコイルのリングの円弧に沿って複数の接続 部が配置されている。
[0065] RFコイル中心と給電ポイントの存在する RFコイル/ RFシールド接続部 505-1を含 んで静磁場方向（z方向)に実質的に平行な面上に存在する RFコイル/ RFシールド 接続部 505-2についても、同様に、コイル中心から見た角度 30° と 45° の位置の R Fコイル/ RFシールド接続部 505-7、 505-7'、 505-8、 505-8'が接続部 505-2を挟むよ うに、 RFコイルのリングの円弧に沿って配置されている。この構成では、給電ポイント の存在する RFコイル/ RFシールド接続部 505-1と、それを挟む RFコイル/ RFシー ルド接続部とのリング中心から見た角度を 37. 5度（= (30 + 45) /2)に設定した場 合と、実質上同じ感度分布となる。これは、図 11に示した RFコイル/ RFシールド接 続部とした場合の RFシールド上に流れる電流のパスと、給電ポイントの存在する RF コイル/ RFシールド接続部とそれを挟む RFコイル/ RFシールド接続部とのリング 中心から見た角度を 37. 5度に設定した場合の RFシールド上に流れる電流のパス が類似のものとなるためである。接続部の個数を増やすと部品点数が増加し、構成 が複雑となる力 ラング数は 4の倍数の整数値しかとれないため、上記の例のように、 実質上 2つのラングの間に RFコイル/ RFシールド接続部を設けた場合と同じ感度 分布を実現した!/、場合、給電ポイントの存在する RFコイル/ RFシールド接続部を、 複数の RFコイル/ RFシールド接続部で挟む構成とすることでそれを実現可能であ [0066] このように RFコイル中心と給電ポイントの存在する RFコイル/ RFシールド接続部 を含んで静磁場方向（z方向)に平行な面上に存在する RFコイル/ RFシールド接続 部を、複数の RFコイル/ RFシールド接続部で挟んでも、 z方向の感度分布均一度 が向上するという効果がある。
[0067] <第 6の実施の形態〉
図 12を用いて、 RFコイル/ RFシールドの接続部を有するバードケージ型 RFコィ ルに QD方式を適用する実施の形態について説明する。一例として、図 12に示した RFコイルのリング部直径は 60cm、ラング長（z軸方向の軸長）は 40cmである。ラング 数は 24である。 3テスラの静磁場強度における水素原子核の共鳴周波数である 128 MHzにチューニングして!/、る。
図 12に示した RFコイル/ RFシールドの接続部を有するバードケージ型 RFコイル は、 2つの給電ポイント 35— 1と 35— 2を有している。それぞれの給電ポイントの存在 する RFコイル/ RFシールド接続部 505-10、 505-20を、リング中心から見て 30° の 角度に位置する RFコイル/ RFシールド接続部で挟むように、 RFコイルのリングの円 弧に沿って複数の接続部が配置されている。この構成にすることにより、 RFコイル/ RFシールド接続部を有しないバードケージ型 RFコイルに比べて、 z方向の感度分布 均一度を向上し、かつ、 xy面の感度均一性を向上することができる。また、給電ボイ ントが単一の場合と比べて、受信時には、 SN比が理論的に^ 2倍向上する。これは 1つのポート（給電ポイント）から得られた信号を 90度位相を遅らせて、もう片方のポ ートから得られた信号に足し合わせると、信号の大きさは 2倍になるのに対して、ノィ ズは^ 2倍にしかならないためである。また、高周波磁場の照射時には、円偏波を照 射することから電力が 1/2で済むため、人体の高周波発熱を小さくすることができる
〇
[0068] 一般的なマルチプルパッチレゾネーター（例えば特許文献 2に記載のもの）におレ、 て、送信用コイルのように寸法が大きいマルチプルパッチレゾネーターで QD方式を 実施するためには、 90度ずつ位置のずれた 4つの給電ポートから 90度ずつ位相の ずれたパルスを送受信するのが一般的であるのに対して、本方式を用いれば 128M Hzという高い周波数で大きな寸法の RFコイルで QD方式を実施するにもかかわらず 、 2つの給電ポートから 90度位相のずれたノ ルスを送受信することで QD方式を実施 できる。マルチプルパッチレゾネーターは一般にリング部が存在しないことから、複数 個存在するラングの電磁気的な独立性が高ぐ 0度の位置のラングに給電しても 180 度の位置 (反対側に位置する）のラングの電流までは影響が及びにくいのに対して、 本実施例では、リング部が存在するため 0度の位置のラングに給電して 180度の位 置 (反対側に位置する）のラング電流にも影響を及ぼすことが可能であるためである。 QD方式において、給電ポートが少ないことは製造コストも低減でき、使用時の調整も 簡単にできるとレ、う効果がある。
図 13に第 6の実施の形態の変更例を示す。一例として、図 13に示した RFコイルの リング部直径は 60cm、ラング長（z軸方向の軸長）は 40cmである。ラング数は 24で ある。 3テスラの静磁場強度における水素原子核の共鳴周波数である 128MHzにチ ユーユングしている。図 13に示した RFコイル/ RFシールドの接続部を有するバード ケージ型 RFコイルは、 2つの給電ポイント 35— 1と 35— 2を有している。 RFコイル中 心と給電ポイントの存在する RFコイル/ RFシールド接続部 505-10、 505-20をそれぞ れ含んで静磁場方向（z方向)に実質的に平行な 2つの面上 (紙面に垂直な、互いに 直交する 2つの面）には、合計で 8つの RFコイル/ RFシールド接続部が存在する。 前記 8つの RFコイル/ RFシールド接続部以外には、前記 8つの RFコイル/ RFシ 一ルド接続部の中間に 8つの RFコイル/ RFシールド接続部が存在する（合計 16個 の接続部）。この RFコイルは、 1の給電ポイントの存在する RFコイル/ RFシールド接 続部 505- 10がリング中心から見て 45° の角度に位置する RFコイル/ RFシールド接 続部で挟まれている。また、他の給電ポイントの存在する RFコイル/ RFシールド接 続部 505-20がリング中心から見て 45° の角度に位置する RFコイル/ RFシールド接 続部で挟まれている。そして、 1の給電ポイントを挟む 1の RFコイル/ RFシールド接 続部は、他の給電ポイントを挟む 1の RFコイル/ RFシールド接続部と共通する（図 1 3の 35— 3で示す部分である）。この RFコイルは、給電ポイントの存在する RFコイル /RFシールド接続部がリング中心から見て 45° の角度に位置する RFコイル/ RF シールド接続部で挟まれた RFコイルと、該 RFコイルを 90° 角度をずらして配置した RFコイルに対して QD方式を適用した RFコイルとして動作する。図 12に示した例と 比較し、 RFコイル/ RFシールド接続部の個数が少ないため、製造コストを低減でき るという効果がある。
図 14に第 6の実施の形態の別の変更例を示す。一例として、図 14に示した RFコィ ルのリング部直径は 60cm、ラング長（z軸方向の軸長）は 40cmである。ラング数は 1 2である。 3テスラの静磁場強度における水素原子核の共鳴周波数である 128MHz にチューニングしている。
図 14に示した RFコイル/ RFシールドの接合部を有するバードケージ型 RFコイル は、 2つの給電ポイント 35— 1と 35— 2を有している。それぞれの給電ポイントの存在 する RFコイル/ RFシールド接続部 505-10、 505-20は、リング中心から見て 30° の 角度に位置する RFコイル/ RFシールド接続部で挟まれている。この構成にすること により、 RFコイル/ RFシールド接続部を有しないバードケージ型 RFコイルに比べて 、 z方向の感度分布均一度を向上し、かつ、 xy面の感度均一性を向上することができ る。ラング数が 12であるため、結果的に全てのラング力 ¾Fシールドと接続されている 。一般的なマルチプルパッチレゾネーター（例えば特許文献 2に記載のもの）におい て、送信用コイルのように寸法が大きいマルチプルパッチレゾネーターで QD方式を 実施するためには、 90度ずつ位置のずれた 4つの給電ポートから 90度ずつ位相の ずれたパルスを送受信するのが一般的であるのに対して、本方式を用いれば 128M Hzという高い周波数で大きな寸法の RFコイルで QD方式を実施するにもかかわらず 、 2つの給電ポートから 90度位相のずれたノ ルスを送受信することで QD方式を実施 できる。一般的なマルチプルパッチレゾネーターではリング部が存在しないことから、 複数個存在するラングの電磁気的な独立性が高いため 1つのポートにおける調整が 、離れたラングの電流までは影響が及びにくいのに対して、本実施例では、リング部 が存在するため 1つのポートにおける調整により離れたラング電流にも影響を及ぼす ことが可能であるためである。 QD方式において、給電ポートが少ないことは製造コス トも低減でき、使用時の調整も簡単にできるという効果がある。
このコイルユニットは、図 12に示したコイルユニットと同様の効果が得られ、また性 能はほぼ同等であるが、ラング数が少ないため、製造コストを低減できるという効果が ある。 [0071] 以上、本発明を特定の形態について説明した力 S、上記以外の形態についても同様 に、 RFコイル中心と給電ポイントの存在する RFコイル/ RFシールド接続部を含んで 静磁場方向（z方向)に平行な面上に存在する RFコイル/ RFシールド接続部を、 RF コイル/ RFシールド接続部で挟んでも、 z方向の感度分布均一度が向上するという 効果がある。例えば、図 15に示す例のように、傾斜磁場コイルは凹みをもたず、 RF シールドも円筒導体の場合でも、 RFコイル/ RFシールド接続部を設けることにより バードケージ型コイルの感度分布を向上させることができる。 産業上の利用可能性
[0072] 本発明の RFコイルは、 MRI装置の一部品として使用可能のほ力、、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。
図面の簡単な説明
[0073] [図 1]磁気共鳴撮像装置の概観図である。
[図 2]本発明が適用される MRI装置の概要を示す構成図。
[図 3]凹みを有する傾斜磁場コイルとその凹みの中に位置する RFコイルの一実施形 態 (第 1の実施の形態)を示す図。
[図 4]凹みを有する傾斜磁場コイルとその凹みの中に位置する RFコイルの一実施形 態（第 2の実施の形態）を示す図。
[図 5]本発明の RFコイル/ RFシールド接続部を有するコイルユニットの一実施形態（ 第 3の実施の形態）を示す図。
[図 6]本発明の RFコイルの感度分布例を示した図。
[図 7]第 3の実施の形態のコイルユニットの変更例とその感度分布を示す図。
[図 8]本発明のコイルユニットの RFコイル/ RFシールド接続部の位置と感度分布均 一領域の拡がりの度合いの関係を示す図。
[図 9]本発明の RFコイルの感度分布を示す図。
[図 10]本発明のコイルユニットの一実施形態（第 4の実施の形態）とその感度分布を 示す図。
[図 11]本発明のコイルユニットの一実施形態（第 5の実施の形態）を示す図。
[図 12]本発明の RFコイルに QD方式を適用する一実施形態（第 6の実施の形態）を 示す図。
[図 13]本発明の RFコイルに QD方式を適用する一実施形態（第 6の実施の形態の変 更例)を示す図。
[図 14]本発明の RFコイルに QD方式を適用する一実施形態（第 6の実施の形態の変 更例)を示す図。
[図 15]本発明のバードケージ型 RFコイルの一実施形態を示す図。
[図 16]従来のバードケージ型 RFコイルを示す図。
[図 17]従来のバードケージ型 RFコイルを QD化した構成を示す図。
符号の説明
1···被検体、 2···静磁場発生系、 3···傾斜磁場発生系、 4···シーケンサ、 5···送信系 、 6···受信系、 7···信号処理系、 8···中央処理装置（CPU)、 9···傾斜磁場コイル、 10 …傾斜磁場電源、 11···高周波発信器、 12···変調器、 13···高周波増幅器、 14&··· 高周波コイル（送信コイル）、 14b…高周波コイル（受信コイル）、 15···信号増幅器、 1 6…直交位相検波器、 変換器、 18…磁気ディスク、 19…光ディスク、 20 …ディスプレイ、 21---ROM, 22---RAM, 23…トラックボーノレ又 (まマウス、 24···キー ボード。

Claims

請求の範囲
[1] 静磁場を発生させる環状の静磁場発生源と、
前記静磁場発生源で囲まれる検査領域で前記静磁場発生源に沿って配置される 傾斜磁場コイルと、
前記傾斜磁場コイルよりも前記検査領域の中心に近!/、位置で、前記傾斜磁場コィ ルに沿って配置され、前記静磁場の方向と実質的に直交する面に位置する第 1ルー プコイル及び第 2ループコイルと、前記第 1ループコイルと前記第 2ループコイルとを 接続し、前記静磁場の方向と実質的に平行な複数の線状導体と、前記第 1ループコ ィルと前記第 2ループコイル及び/又は線状導体に配置される複数の第 1キャパシタ とを具備する高周波コイルと、
前記傾斜磁場コイルと前記高周波コイルとの間に設置され、前記高周波コイルの 外周を覆う導体部とを備え、
前記高周波コイルと前記導体部とをキャパシタを介して電気的に接続する複数の 接続部を備え、前記複数の接続部の少なくとも一つの接続部においてキャパシタと 並列に設置される給電回路を具備することを特徴とする核磁気共鳴計測装置。
[2] 請求項 1に記載の核磁気共鳴計測装置であって、
前記接続部は、前記第 1ループコイルと前記導体部との間及び前記第 2ループと 前記導体部との間にそれぞれ備えられることを特徴とする核磁気共鳴計測装置。
[3] 請求項 1に記載の核磁気共鳴計測装置であって、
前記高周波コイルと前記導体部とを第 2のキャパシタを介して接続し、かつ前記第 2 のキャパシタと並列に設置される給電回路とを具備する第 1接続部と、
前記高周波コイルと前記導体部とを第 3キャパシタを介して接続する第 2接続部とを 有することを特徴とする核磁気共鳴計測装置。
[4] 請求項 3に記載の核磁気共鳴計測装置であって、
前記高周波コイルと前記導体部とを第 4キャパシタを介して接続する第 3接続部と、 前記高周波コイルと前記導体部とを第 5キャパシタを介して接続する第 4接続部と、 前記高周波コイルと前記導体部とを第 6キャパシタを介して接続する第 5接続部と、 前記高周波コイルと前記導体部とを第 7キャパシタを介して接続する第 6接続部とを さらに有し、
前記第 3接続部と前記第 4接続部とは、前記第 1ループコイルに沿ってかつ前記第 1接続部を挟んで配置され、
前記第 5接続部と前記第 6接続部とは、前記第 1ループコイルに沿ってかつ前記第 2接続部を挟んで配置されることを特徴とする核磁気共鳴計測装置。
[5] 請求項 4に記載の核磁気共鳴計測装置であって、
前記第 3接続部と前記第 4接続部とは、前記第 1接続部からみて前記第 1ループの 中心点を中心として 10度以上 60度以下の範囲に配置され、
前記第 5接続部と前記第 6接続部とは、前記第 2接続部からみて前記第 1ループの 中心点を中心として 10度以上 60度以下の範囲に配置されることを特徴とする請求項 1に記載の核磁気共鳴計測装置。
[6] 請求項 3に記載の核磁気共鳴計測装置であって、
前記第 2キャパシタ及び/第 3キャパシタは、前記第 1キャパシタよりも容量が大き V、ことを特徴とする核磁気共鳴計測装置。
[7] 請求項 4に記載の核磁気共鳴計測装置であって、
前記第 2キャパシタ、前記第 3キャパシタ、前記第 4キャパシタ、前記第 5キャパシタ 、前記第 6キャパシタ、及び前記第 7キャパシタは、前記第 1キャパシタよりも容量が 大き!/、ことを特徴とする核磁気共鳴計測装置。
[8] 請求項 3に記載の核磁気共鳴計測装置であって、
前記第 1キャパシタ及び/第 3キャパシタの容量は、前記第 2キャパシタの容量と実 質的に等しいことを特徴とする核磁気共鳴計測装置。
[9] 請求項 3に記載の核磁気共鳴計測装置であって、
前記第 2キャパシタ及び前記第 3キャパシタのいずれかが容量可変キャパシタであ ることを特徴とする核磁気共鳴計測装置。
[10] 請求項 1に記載の核磁気共鳴計測装置であって、
前記複数の接続部は、それぞれ、前記第 1ループコイルと前記複数の線状導体と の複数の接合部及び第 2ループコイルと前記複数の線状導体との複数の接合部の いずれかに接合することを特徴とする核磁気共鳴計測装置。
[11] 請求項 3に記載の核磁気共鳴計測装置であって、
前記第 1接続部と前記第 2接続部は、それぞれ、前記第 1ループコイルと前記複数 の線状導体との複数の接合部及び第 2ループコイルと前記複数の線状導体との複数 の接合部のいずれかに接合することを特徴とする核磁気共鳴計測装置。
[12] 請求項 2に記載の核磁気共鳴計測装置であって、
前記第 1接続部、前記第 2接続部、前記第 3接続部、前記第 4接続部、前記第 5接 続部、前記第 6接続部の各々は、前記第 1ループコイルと前記複数の線状導体との 複数の接合部及び第 2ループコイルと前記複数の線状導体との複数の接合部のい ずれかに接合することを特徴とする請求項 4に記載の核磁気共鳴計測装置。
[13] 請求項 1に記載の核磁気共鳴計測装置であって
前記傾斜磁場コイルは、前記高周波コイルの外周を囲む第 1の部分と、前記傾斜 磁場コイルの端部近傍の第 2の部分とを有し、前記第 1の部分の直径は前記第 2の 部分の直径よりも大きいことを特徴とする核磁気共鳴計測装置。
[14] 請求項 13に記載の核磁気共鳴計測装置であって、
前記傾斜磁場コイルは、前記第 1の部分と前記第 2の部分との間にテーパー部を有 することを特徴とする核磁気共鳴計測装置。
[15] 請求項 1に記載の核磁気共鳴計測装置であって
前記傾斜磁場コイルは、前記静磁場発生源によって生じる静磁場の方向の中心部 力 端部へ向かって内径が小さくなる形状を有することを特徴とする核磁気共鳴計測 装置。
[16] 請求項 3に記載の核磁気共鳴計測装置であって
前記第 2接続部は前記第 3キャパシタと並列に設置される給電回路を具備すること を特徴とする核磁気共鳴計測装置。
[17] 請求項 4に記載の核磁気共鳴計測装置であって
前記第 2接続部は前記第 3キャパシタと並列に設置される給電回路を具備すること を特徴とする核磁気共鳴計測装置。
[18] 静磁場を発生させる環状の静磁場発生源と、
前記静磁場発生源で囲まれる検査領域で前記静磁場発生源に沿って配置される 傾斜磁場コイルと、
前記傾斜磁場コイルよりも前記検査領域の中心に近!/、位置で、前記傾斜磁場コィ ルに沿って配置され、前記静磁場の方向と実質的に直交する面に位置する第 1ルー プコイル及び第 2ループコイルと、前記第 1ループコイルと前記第 2ループコイルとを 接続し、前記静磁場の方向と実質的に平行な複数の線状導体と、前記第 1ループコ ィルと前記第 2ループコイルとに配置される複数の第 1キャパシタとを具備する高周 波コイルと、
前記傾斜磁場コイルと前記高周波コイルとの間に設置される導体部とを有し、 前記導体部は前記高周波コイルの外周を覆い、前記傾斜磁場コイルは、前記高周 波コイルの外周を囲む第 1の部分と、前記傾斜磁場コイルの端部近傍の第 2の部分と を有し、前記第 1の部分の直径は前記第 2の部分の直径よりも大きいことを特徴とす る核磁気共鳴計測装置。
[19] 前記傾斜磁場コイルは、前記第 1の部分と前記第 2の部分との間にテーパー部を 有することを特徴とする請求項 18に記載の核磁気共鳴計測装置。
[20] 静磁場を発生させる環状の静磁場発生源と、
前記静磁場発生源で囲まれる検査領域で前記静磁場発生源に沿って配置される 傾斜磁場コイルと、
前記傾斜磁場コイルよりも前記検査領域の中心に近!/、位置で、前記傾斜磁場コィ ルに沿って配置され、前記静磁場の方向と実質的に直交する面に位置する第 1ルー プコイル及び第 2ループコイルと、前記第 1ループコイルと前記第 2ループコイルとを 接続し、前記静磁場の方向と実質的に平行な複数の線状導体と、前記第 1ループコ ィルと前記第 2ループコイルとに配置される複数の第 1キャパシタとを具備する高周 波コイルと、
前記傾斜磁場コイルと前記高周波コイルとの間に設置される導体部とを有し、 前記導体部は前記高周波コイルの外周を覆い、前記傾斜磁場コイルは、前記静磁 場発生源によって生じる静磁場の方向の中心部から端部へ向力、つて内径が小さくな る形状を有することを特徴とする核磁気共鳴計測装置。
[21] 印加されるべき静磁場の方向と実質的に直交する面に位置する第 1ループコイル 及び第 2ループコイルと、前記第 1ループコイルと前記第 2ループコイルとを接続し、 前記静磁場の方向と実質的に平行な複数の線状導体と、前記第 1ループコイルと前 記第 2ループコイルとに配置される複数の第 1キャパシタとを具備する高周波コイルと 前記高周波コイルの外周を覆う導体部とを備え、
前記高周波コイルと前記導体部とをキャパシタを介して電気的に接続する複数の 接続部を備え、前記複数の接続部の少なくとも一つの接続部においてキャパシタと 並列に設置される給電回路を具備することを特徴とするコイルユニット。
請求項 21に記載のコイルユニットであって、
前記高周波コイルと前記導体部とを第 2キャパシタを介して電気的に接続し、かつ 前記第 2キャパシタと並列に設置される給電回路とを具備する第 1接続部と、 前記高周波コイルと前記導体部とを第 3キャパシタを介して接続する第 2接続部とを 有するコイルユニット。
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