(57)【要約】【課題】ＭＲＩ装置で用いられる８の字型の形状を有するＲＦコイルにおいて交差する導電経路の間の浮遊容量を通して流れる電流を削減する。【解決手段】本発明のＲＦコイルは、導電経路が交差する８の字型コイルとその交差する導電経路の間を接続するインピーダンス調整用コイルで構成される。このインピーダンス調整用コイルと交差する導電経路の間の浮遊容量によって、交差する導電経路の間が並列に接続され、ＭＲＩ装置の静磁場の強度に比例するラーモア周波数において、交差する導電経路の間のインピーダンスが増加し、交差する導電経路の間を流れる電流が減少する。また、本発明のＲＦコイルは、導電経路が交差する８の字型コイルと、その交差する導電経路の間を並列に接続するインピーダンス調整用キャパシタとインピーダンス調整用コイルで構成される。【選択図】図１
2008119357.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
８の字型の形状であって、導電経路が交差する８の字型コイルと、
上記交差する導電経路の間を接続するインピーダンス調整用コイルと
を有し、
上記インピーダンス調整用コイルと上記交差する導電経路の間の浮遊容量によって上記交差する導電経路の間が並列に接続され、静磁場の強度に比例するラーモア周波数において、上記交差する導電経路の間のインピーダンスが増加し、上記交差する導電経路の間を流れる電流が減少する
ＭＲＩ装置用ＲＦコイル。
【請求項２】
上記インピーダンス調整用コイルと上記交差する導電経路の間に生ずる浮遊容量が、静磁場の強度に比例するラーモア周波数において並列共振する
請求項１に記載のＭＲＩ装置用ＲＦコイル。
【請求項３】
上記交差する導電経路の間を接続するインピーダンス調整用キャパシタを有し、
上記インピーダンス調整用キャパシタ、上記インピーダンス調整用コイル、及び上記交差する導電経路の間に生じる浮遊容量によって上記交差する導電経路の間が並列に接続される
請求項１に記載のＭＲＩ装置用ＲＦコイル。
【請求項４】
上記インピーダンス調整用キャパシタ、上記インピーダンス調整用コイル、及び上記交差する導電経路の間に生ずる浮遊容量が、静磁場の強度に比例するラーモア周波数において並列共振する
請求項３に記載のＭＲＩ装置用ＲＦコイル。
【請求項５】
８の字型の形状であって導電経路が交差する８の字型コイルと、当該交差する導電経路の間を接続するインピーダンス調整用コイルとを有し、当該インピーダンス調整用コイルと当該交差する導電経路の間の浮遊容量によって当該交差する導電経路の間が並列に接続されるＭＲＩ装置用ＲＦコイルの使用方法であって、
上記交差する導電経路の間のインピーダンスが増加し、上記交差する導電経路の間を流れる電流が減少する強度の静磁場が印加される
ＭＲＩ装置用ＲＦコイルの使用方法。
【請求項６】
上記インピーダンス調整用コイルと上記交差する導電経路の間に生ずる浮遊容量が並列共振する強度の静磁場が印加される
請求項５に記載のＭＲＩ装置用ＲＦコイルの使用方法。
【請求項７】
上記ＭＲＩ装置用ＲＦコイルが、上記交差する導電経路の間を接続するインピーダンス調整用キャパシタを有し、当該インピーダンス調整用キャパシタ、上記インピーダンス調整用コイル、及び上記交差する導電経路の間に生じる浮遊容量によって上記交差する導電経路の間が並列に接続される
請求項５に記載のＭＲＩ装置用ＲＦコイルの使用方法。
【請求項８】
上記インピーダンス調整用キャパシタ、上記インピーダンス調整用コイル、及び上記交差する導電経路の間に生ずる浮遊容量が、並列共振する強度の静磁場が印加される
請求項７に記載のＭＲＩ装置用ＲＦコイルの使用方法。
【請求項９】
８の字型の形状であって、導電経路が交差する８の字型コイルと、当該交差する導電経路の間を接続するインピーダンス調整用コイルとを有し、当該インピーダンス調整用コイルと当該交差する導電経路の間の浮遊容量によって当該交差する導電経路の間が並列に接続され、静磁場の強度に比例するラーモア周波数において、当該交差する導電経路の間のインピーダンスが増加し、当該交差する導電経路の間を流れる電流が減少するＲＦコイルを含み、
上記ＲＦコイルによって、ＲＦパルスの送信、または磁気共鳴信号の受信、またはＲＦパルスの送信と磁気共鳴信号の受信が行われる
ＭＲＩ装置。
【請求項１０】
上記インピーダンス調整用コイルと上記交差する導電経路の間に生ずる浮遊容量が、静磁場の強度に比例するラーモア周波数において並列共振する
請求項９に記載のＭＲＩ装置。
【請求項１１】
上記ＲＦコイルが、上記交差する導電経路の間を接続するインピーダンス調整用キャパシタを有し、上記インピーダンス調整用キャパシタ、上記インピーダンス調整用コイル、及び上記交差する導電経路の間に生じる浮遊容量によって上記交差する導電経路の間が並列に接続される
請求項９に記載のＭＲＩ装置。
【請求項１２】
上記インピーダンス調整用キャパシタ、上記インピーダンス調整用コイル、及び上記交差する導電経路の間に生ずる浮遊容量が、静磁場の強度に比例するラーモア周波数において並列共振する
請求項１１に記載のＭＲＩ装置。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、ＭＲＩ装置用ＲＦコイル、ＭＲＩ装置用ＲＦコイルの使用方法、およびＭＲＩ装置に関する。詳しくは、被検体にＲＦパルスを送信し、また被検体からの磁気共鳴信号を受信するための８の字型の形状を有するＭＲＩ装置用ＲＦコイル、ＭＲＩ装置用ＲＦコイルの使用方法、およびそれを用いたＭＲＩ装置に関する。
【背景技術】
【０００２】
ＭＲＩ装置は、磁気共鳴現象を利用して磁気共鳴信号を発生させ、被検体の断層画像を撮影する装置である。ＭＲＩ装置では、ＲＦパルスの送信と磁気共鳴信号の受信を行うＲＦコイルの効率を向上させることが、画質の向上や撮像時間短縮等につながる重要な課題である。
【０００３】
図７は、８の字型コイルを示す図である。図７（ａ）は８の字型コイル２を上から見た図であり、図７（ｂ）は８の字型コイル２を図７（ａ）の矢印の方向に見た図である。８の字型コイル２は導電経路が２つのループを形成し、その中心部のｘ点とy点において導電経路が交差する。８の字型コイル２はＭＲＩ装置においてＲＦパルスの送信や磁気共鳴信号の受信を行うために使用される（例えば、特許文献１参照）。
【０００４】
８の字型コイル２の導電経路は理想的にはａ→ｂ→ｃ→ｄ→ｅ→ｆ→ｇ→ｈ→ａである。しかし、８の字型コイル２の中心部のｘ点とy点で導電経路が薄い絶縁体を通して重なるため、ｘ点とy点の間に重なり部分の幾何学的形状で定まる浮遊容量３が生じる。このため、この導電経路の重なり部分において浮遊容量３を通して流れる電流ｉｆが存在する。送信するＲＦパルスの周波数、または受信する磁気共鳴信号の周波数（以下、磁気共鳴信号等の周波数という。）をω、浮遊容量３の大きさをＣｆとすると、ｘ点とy点の間のインピーダンスＺは数式１で表される。なお、周波数ωは、ｆ＝ω／２πとも表される。
【０００５】
【数１】
2008119357.tif 000003
【０００６】
上式より浮遊容量３が大きいとき、または周波数ωが高いとき、インピーダンスＺが小さくなり、電流ｉｆが増大する。
【特許文献１】特開２００２−３０６４４２号公報
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【０００７】
従来、ＭＲＩ装置の磁気共鳴信号等の周波数は６４ＭＨｚ程度までであり、低かったため、ｘ点とy点の間のインピーダンスＺが大きく、浮遊容量３を通して流れる電流ｉｆは微少であった。しかし、最近、再構成画像の画質を向上させるために、磁気共鳴信号等の周波数が１００ＭＨｚを超えるＭＲＩ装置が開発された。このような高い周波数では、電流ｉｆによって生じる８の字型コイル２の左右のループの間の磁気的結合や左右のループと他の送信用ＲＦコイルや他の受信用ＲＦコイルとの間の磁気的結合の影響を無視できなくなる。このため、電流ｉｆが大きいときは、磁気的結合を除去するためのデカップリング回路を２個以上（左右のループに最低１個づつ）付加する必要が生じる。
【０００８】
また、ＭＲＩ装置の磁気共鳴信号等の周波数が低い場合であっても、形状が大きく、導電経路の重なり部分の面積が広い８の字型コイル２を用いるときは、浮遊容量３が増大する。このため、同様に電流ｉｆによる左右のループの間の磁気的結合等の影響を無視できなくなる。
【０００９】
８の字型コイル２の交差部分の幅を狭くすることにより浮遊容量３を小さく抑えることもできるが、この方法では交差部分の導電経路の抵抗が大きくなるため、８の字型コイル２におけるＲＦパルスの送信効率と磁気共鳴信号の受信感度が低下する。
【００１０】
本発明はかかる事情に鑑みてなされたものであり、８の字型の形状を有するＲＦコイルにおいて導電経路の交差部分の浮遊容量を通して流れる電流を削減することによって、ＭＲＩ装置におけるデカップリング回路の個数を削減するとともに、８の字型の形状を有するＲＦコイルにおけるＲＦパルスの送信効率と磁気共鳴信号の受信感度を向上させることを目的とする。
【課題を解決するための手段】
【００１１】
上記目的を達成するために、本発明のＭＲＩ装置用ＲＦコイルは、８の字型の形状であって、導電経路が交差する８の字型コイルと、上記交差する導電経路の間を接続するインピーダンス調整用コイルとを有し、上記インピーダンス調整用コイルと上記交差する導電経路の間の浮遊容量によって上記交差する導電経路の間が並列に接続され、静磁場の強度に比例するラーモア周波数において、上記交差する導電経路の間のインピーダンスが増加し、上記交差する導電経路の間を流れる電流が減少する。
【００１２】
好ましくは、本発明のＭＲＩ装置用ＲＦコイルは、上記インピーダンス調整用コイルと上記交差する導電経路の間に生ずる浮遊容量が、静磁場の強度に比例するラーモア周波数において並列共振する。
【００１３】
好ましくは、本発明のＭＲＩ装置用ＲＦコイルは、上記交差する導電経路の間を接続するインピーダンス調整用キャパシタを有し、上記インピーダンス調整用キャパシタ、上記インピーダンス調整用コイル、及び上記交差する導電経路の間に生じる浮遊容量によって上記交差する導電経路の間が並列に接続される。
【００１４】
好ましくは、本発明のＭＲＩ装置用ＲＦコイルは、上記インピーダンス調整用キャパシタ、上記インピーダンス調整用コイル、及び上記交差する導電経路の間に生ずる浮遊容量が、静磁場の強度に比例するラーモア周波数において並列共振する。
【００１５】
また、本発明のＭＲＩ装置用ＲＦコイルの使用方法は、８の字型の形状であって導電経路が交差する８の字型コイルと、当該交差する導電経路の間を接続するインピーダンス調整用コイルとを有し、当該インピーダンス調整用コイルと当該交差する導電経路の間の浮遊容量によって当該交差する導電経路の間が並列に接続されるＭＲＩ装置用ＲＦコイルの使用方法であって、上記交差する導電経路の間のインピーダンスが増加し、上記交差する導電経路の間を流れる電流が減少する強度の静磁場が印加される。
【００１６】
好ましくは、本発明のＭＲＩ装置用ＲＦコイルの使用方法は、上記インピーダンス調整用コイルと上記交差する導電経路の間に生ずる浮遊容量が並列共振する強度の静磁場が印加される。
【００１７】
好ましくは、本発明のＭＲＩ装置用ＲＦコイルの使用方法は、上記ＭＲＩ装置用ＲＦコイルが、上記交差する導電経路の間を接続するインピーダンス調整用キャパシタを有し、当該インピーダンス調整用キャパシタ、上記インピーダンス調整用コイル、及び上記交差する導電経路の間に生じる浮遊容量によって上記交差する導電経路の間が並列に接続される。
【００１８】
好ましくは、本発明のＭＲＩ装置用ＲＦコイルの使用方法は、上記インピーダンス調整用キャパシタ、上記インピーダンス調整用コイル、及び上記交差する導電経路の間に生ずる浮遊容量が、並列共振する強度の静磁場が印加される。
【００１９】
また、本発明のＭＲＩ装置は、８の字型の形状であって、導電経路が交差する８の字型コイルと、当該交差する導電経路の間を接続するインピーダンス調整用コイルとを有し、当該インピーダンス調整用コイルと当該交差する導電経路の間の浮遊容量によって当該交差する導電経路の間が並列に接続され、静磁場の強度に比例するラーモア周波数において、当該交差する導電経路の間のインピーダンスが増加し、当該交差する導電経路の間を流れる電流が減少するＲＦコイルを含み、上記ＲＦコイルによって、ＲＦパルスの送信、または磁気共鳴信号の受信、またはＲＦパルスの送信と磁気共鳴信号の受信が行われる。
【００２０】
好ましくは、本発明のＭＲＩ装置は、上記インピーダンス調整用コイルと上記交差する導電経路の間に生ずる浮遊容量が、静磁場の強度に比例するラーモア周波数において並列共振する。
【００２１】
好ましくは、本発明のＭＲＩ装置は、上記ＲＦコイルが、上記交差する導電経路の間を接続するインピーダンス調整用キャパシタを有し、上記インピーダンス調整用キャパシタ、上記インピーダンス調整用コイル、及び上記交差する導電経路の間に生じる浮遊容量によって上記交差する導電経路の間が並列に接続される。
【００２２】
好ましくは、本発明のＭＲＩ装置は、上記インピーダンス調整用キャパシタ、上記インピーダンス調整用コイル、及び上記交差する導電経路の間に生ずる浮遊容量が、静磁場の強度に比例するラーモア周波数において並列共振する。
【発明の効果】
【００２３】
本発明によれば、８の字型の形状を有するＲＦコイルにおいて導電経路の交差部分の浮遊容量を通して流れる電流を削減することによって、ＭＲＩ装置におけるデカップリング回路の個数を削減するとともに、８の字型の形状を有するＲＦコイルにおけるＲＦパルスの送信効率と磁気共鳴信号の受信感度を向上させることができる。
【発明を実施するための最良の形態】
【００２４】
図１は、本発明の第１の実施形態に係るＲＦコイルを示す図である。ＲＦコイル１は、８の字型コイル２と、８の字型コイル２の導電経路が交差するｘ点とｙ点の間を接続するインピーダンス調整用コイル４で構成される。ｘ点とｙ点の間には、重なり部分の幾何学的形状で定まる浮遊容量３が生じるため、ｘ点とｙ点の間は浮遊容量３とインピーダンス調整用コイル４によって並列に接続される。なお、図１の８の字型コイル２は導電経路の交差部分を平面上に展開したものであり、８の字型コイル２の導電経路は実際には所定の幅を有するが、簡略化して線で示してある。
【００２５】
インピーダンス調整用コイル４のインダクタンスをＬ１とすると、磁気共鳴信号等の周波数ωにおいて、ｘ点とy点の間のインピーダンスＺ１は次式となる。
【００２６】
【数２】
2008119357.tif 000004
【００２７】
ωＣｆと１／ωＬ１の値が近くなるほど、インピーダンスＺ１は大きくなり、ｘ点とｙ点の間を流れる電流ｉｆは小さくなる。
【００２８】
浮遊容量３とインピーダンス調整用コイル４が並列共振するとき、理想的にはインピーダンスＺ１の絶対値が無限大となり、電流ｉｆは０となる。このとき、周波数ωｐは次式となる。
【００２９】
【数３】
2008119357.tif 000005
【００３０】
ただし、実際にはインダクタンスＬ１のみのインピーダンス調整用コイルは存在せず、ごく小さなものではあるが抵抗Ｒがある。このため、並列共振時のインピーダンスＺ１の絶対値は次式となる。
【００３１】
【数４】
2008119357.tif 000006
【００３２】
このように、磁気共鳴信号等の周波数ωｐで浮遊容量３とインピーダンス調整用コイル４が並列共振するようにインピーダンス調整用コイル４のインダクタンスＬ１を設定すると、インピーダンスＺ１は極値をとり、ｘ点とy点の間を流れる電流ｉｆは最小となる。
【００３３】
図２は、本発明の第１の実施形態に係るＲＦコイルが磁気共鳴信号の受信に用いられるＭＲＩ装置の一例を示す図である。ＭＲＩ装置５は、図２に示すように、マグネットシステム５１、傾斜磁場駆動部５２、ＲＦ送信コイル駆動部５３、データ収集部５４、制御部５５、クレードル５６、オペレータコンソール５７を有している。
【００３４】
マグネットシステム５１は、図２に示すように、概ね円柱状の内部空間（ボア）５１１を有し、ボア５１１内には、クッションを介して被検体５０を載せたクレードル５６が図示しない搬送部によって搬入される。マグネットシステム５１内には、図２に示すように、ボア５１１内のマグネットセンタ（走査する中心位置）の周囲に、ＲＦコイル１、静磁場発生部５１２、傾斜磁場コイル部５１３、及びＲＦ送信コイル部５１４が配置されている。
【００３５】
静磁場発生部５１２は、ボア５１１内に静磁場を形成する。静磁場の方向は、図２では、被検体５０の体軸方向と平行である。すなわち、ＭＲＩ装置５は水平磁場型ＭＲＩ装置である。ただし、本実施形態のＲＦコイル１は、垂直磁場型ＭＲＩ装置に対しても用いることができる。
【００３６】
傾斜磁場コイル部５１３は、例えば、腹部に置かれたＲＦコイル１が受信する磁気共鳴信号に３次元の位置情報を持たせるために、静磁場発生部５１２が形成した静磁場の強度に勾配を付ける傾斜磁場を発生する。傾斜磁場コイル部５１３が発生する傾斜磁場は、スライス選択傾斜磁場、周波数エンコード傾斜磁場及び位相エンコード傾斜磁場の３種類であり、これら３種類の傾斜磁場に対応して傾斜磁場コイル部５１３は３系統の傾斜磁場コイルを有する。傾斜磁場駆動部５２は、制御部５５の指示に基づいて駆動信号ＤＲ１を傾斜磁場コイル部５１３に与えて傾斜磁場を発生させる。傾斜磁場駆動部５２は、傾斜磁場コイル部５１３の３系統の傾斜磁場コイルに対応して、図示しない３系統の駆動回路を有する。
【００３７】
ＲＦ送信コイル部５１４は、静磁場発生部５１２が形成した静磁場空間内で被検体５０の体内のプロトンのスピンを励起し、磁気共鳴信号を発生させるためにＲＦパルスを送信する。ＲＦ送信コイル駆動部５３は、制御部５５の指示に基づいて駆動信号ＤＲ２をＲＦ送信コイル部５１４に与えてＲＦパルスを発生させる。
【００３８】
データ収集部５４は、例えば、腹部を撮像するために置かれたＲＦコイル１によって受信した磁気共鳴信号を取り込み、オペレータコンソール５７のデータ処理部５７１に出力する。
【００３９】
制御部５５は、高速スピンエコー法や高速グラジエントエコー法等のパルスシーケンスに従って傾斜磁場駆動部５２とＲＦ送信コイル駆動部５３を制御し、駆動信号ＤＲ１と駆動信号ＤＲ２を発生させる。また、制御部５５は、データ収集部５４を制御する。
【００４０】
オペレータコンソール５７は、図２に示すように、データ処理部５７１、画像データベース５７２、操作部５７３、及び表示部５７４を有している。データ処理部５７１は、ＭＲＩ装置５全体の制御や画像再構成処理等を行う。データ処理部５７１には、制御部５５が接続されており、制御部５５の上位にあってそれを統括する。また、データ処理部５７１には、画像データベース５７２、操作部５７３、及び表示部５７４が接続されている。画像データベース５７２は、例えば記録再生可能なディスク装置等により構成され、データ収集部５４で収集されたデータ、及び再構成された再構成画像データを記録する。操作部５７３は、キーボードやマウス等により構成される。表示部５７４は、グラフィックディスプレイ等により構成される。
【００４１】
図３は、基本的なグラジエントエコー法のパルスシーケンスを示す図である。ＭＲＩ装置５のボア５１１内では、静磁場発生部５１２によって静磁場が常に形成されている。まず、傾斜磁場コイル部５１３によってスライス選択傾斜磁場ＧＳＳが印加され、同時にＲＦ送信コイル部５１４がＲＦパルスを送信する。スライス選択傾斜磁場ＧＳＳとＲＦパルスによって被検体の特定のスライスが選択され、そのスライス内のプロトンのスピンが励起される。次に、傾斜磁場コイル部５１３によってスライス選択傾斜磁場ＧＳＳに直交する方向に位相エンコード傾斜磁場ＧＰＥが印加され、スライス内のプロトンのスピンによって生成される磁気共鳴信号の位相が位相エンコード方向に変化する。最後に、傾斜磁場コイル部５１３によって周波数エンコード傾斜磁場ＧＦＥが印加され、周波数エンコード方向に磁気共鳴信号の周波数が変化する。そして、周波数エンコード傾斜磁場ＧＦＥが印加されている間に、ＲＦコイル１によって磁気共鳴信号が受信される。
【００４２】
なお、図２と図３ではＲＦコイル１を磁気共鳴信号の受信に用いる例を示したが、ＲＦコイル１をＲＦパルスの送信に用いても良い。ＲＦコイル１を被検体の表面近くに配置することにより、撮像対象領域以外に照射されるＲＦパルスを最小限に抑えることができる。このため、撮像対象領域以外の単位重量あたりの熱吸収比（ｓｐｅｃｉｆｉｃ ａｂｓｏｒｐｔｉｏｎ ｒａｔｅ、ＳＡＲ）を低く抑えることができる。
【００４３】
図４は、傾斜磁場と静磁場の強度Ｂ０の関係を示す図である。図４（ａ）に示すように、ボア５１１内では常に一定の強度Ｂ０を持った静磁場が印加されている。そこに、傾斜磁場が印加されると、静磁場の強度Ｂ０に対して磁場を付け加えたり差し引いたりし、図４（ｂ）に示すような磁場が発生する。中心（x=0）における合成磁場の強度は静磁場の強度Ｂ０である。ただし、静磁場の強度Ｂ０と比較すると、傾斜磁場の勾配は小さい。なお、スライス選択傾斜磁場ＧＳＳ、位相エンコード傾斜磁場ＧＰＥ、または周波数エンコード傾斜磁場ＧＦＥのいずれも静磁場の強度Ｂ０と図４に示す関係がある。
【００４４】
一方、送信されるＲＦパルスの中心周波数は、次式で表されるラーモア周波数ωｔである。
【００４５】
【数５】
2008119357.tif 000007
【００４６】
γは磁気回転比であり、Ｂｔは外部磁場の強度である。ＭＲＩ装置５がスライスの位置を選択する方法は２種類あり、その方法によりＲＦパルスの中心周波数Ｂｔは異なる。
【００４７】
第１のスライス位置選択方法は、クレードル５６を移動させて撮像対象であるスライスを磁場強度Ｂ０の位置、すなわち図４（ｂ）におけるｘ=０の位置まで移動させる方法である。この場合、中心周波数Ｂｔ＝γＢ０である。ＲＦパルスは、中心周波数γＢ０を中心として、選択されるスライスの幅に対応する狭い幅の周波数帯域を有する。
【００４８】
第２のスライス位置選択方法は、ＲＦパルスの周波数をスライスの位置ｘに対応させて変化させる方法である。この場合、Ｂｔは選択されるスライスの位置ｘに対応するスライス選択傾斜磁場の強度ＢＳＳ（ｘ）と静磁場の強度Ｂ０の和であり、Ｂｔ＝Ｂ０＋ＢＳＳ（ｘ）である。このように、ＲＦパルスの中心の磁場強度Ｂｔは静磁場の強度Ｂ０を中心として変化する。ただし、上述したように、スライス選択傾斜磁場ＧＳＳの勾配は小さい。このため、スライス選択傾斜磁場の強度ＢＳＳ（ｘ）は、静磁場の強度Ｂ０に比べて極めて小さく、ＲＦパルスの中心周波数γＢｔはラーモア周波数γＢ０を中心としてごく狭い範囲で変化する。従って、ＲＦパルスの周波数帯域の中にラーモア周波数γＢ０が含まれるとは限らないが、ＲＦパルスに含まれる周波数はラーモア周波数γＢ０に極めて近い。
【００４９】
図５は、ＲＦコイルのｘ点とy点の間のインピーダンスＺ１の変化の一例を示す図である。静磁場の強度Ｂ０に対応するラーモア周波数γＢ０で浮遊容量３とインピーダンス調整用コイル４が並列共振する場合の例である。横軸はＲＦコイル１の導電経路を流れる電流の周波数ω、縦軸はインピーダンスＺ１の絶対値であり、ΔωはインピーダンスＺ１の変化がフラットとみなせる周波数の範囲を示す。ラーモア周波数γＢ０を中心としてラーモア周波数γＢ０に近いほどインピーダンスＺ１の変化はフラットに近くなる。
【００５０】
ＲＦコイル１をＲＦパルスの送信に用いる場合、インピーダンスＺ１の変化がフラットでないと、周波数領域におけるＲＦパルスのパワーのフラットさが損なわれる。このため、浮遊容量３とインピーダンス調整用コイル４はラーモア周波数γＢ０で並列共振することが望ましい。このとき、ＲＦパルスの周波数が変化する範囲においてインピーダンスＺ１の変化がフラットとみなせる範囲がもっとも広くなり、ｘ点とy点の間を流れる電流ｉｆが減少する程度が最も大きくなる。
【００５１】
ただし、必ずしもラーモア周波数γＢ０で浮遊容量３とインピーダンス調整用コイル４が並列共振する必要はない。ラーモア周波数γＢ０が極めて高いため、ラーモア周波数γＢ０の近傍の周波数において、浮遊容量３とインピーダンス調整用コイル４が並列共振するならば、ｘ点とy点の間のインピーダンスＺ１が増加し、ｘ点とy点の間を流れる電流ｉｆがＲＦコイル１の左右のループの間の磁気的結合の影響等を無視できる程度まで減少するという効果を得ることができる。
【００５２】
被検体５０がＲＦパルスを受けると、選択されたスライス内のプロトンのスピンのみが励起され、ＲＦパルスの周波数と同一の周波数の磁気共鳴信号を発生する。上述したように、ＲＦパルスは一定の帯域幅を有するため、励起されたスライスから発せられる磁気共鳴信号の周波数も一定の範囲を有する。
【００５３】
周波数エンコード傾斜磁場ＧＦＥが印加されると、周波数エンコード傾斜磁場ＧＦＥの勾配に応じて周波数エンコード方向に磁気共鳴信号の周波数が変化する。スライスから発生する磁気共鳴信号は、この周波数が変化した磁気共鳴信号が重ね合わされたものである。その中心周波数は、上述したスライス位置の選択方法に応じて、ラーモア周波数γＢ０またはラーモア周波数γ｛Ｂ０＋ＢＳＳ（ｘ）｝である。ただし、周波数エンコード傾斜磁場ＧＦＥの印加によって生じる磁場強度の変化も、静磁場の強度Ｂ０に比べて極めて小さい。このため、周波数エンコード傾斜磁場ＧＦＥが印加されるとき、磁気共鳴信号の周波数はラーモア周波数γＢ０を中心として狭い範囲で変化する。
【００５４】
ＲＦコイル１をＲＦパルスの受信に用いる場合も、送信の場合と同様にインピーダンスＺ１の変化がフラットであることは重要である。インピーダンスＺ１の変化がフラットでないと、受信感度が周波数に依存することとなり、再構成画像の画質が低下する。このため、受信のときも浮遊容量３とインピーダンス調整用コイル４はラーモア周波数γＢ０で並列共振することが望ましい。このとき、磁気共鳴信号の周波数が変化する範囲においてインピーダンスＺ１の変化がフラットとみなせる範囲がもっとも広くなり、ｘ点とy点の間を流れる電流ｉｆが減少する程度が最も大きくなる。
【００５５】
ただし、送信の場合と同様、ＲＦコイル１を磁気共鳴信号の受信に用いる場合も、必ずしも静磁場の強度Ｂ０に比例するラーモア周波数γＢ０で浮遊容量３とインピーダンス調整用コイル４が並列共振する必要はない。ラーモア周波数γＢ０が極めて高いため、ラーモア周波数γＢ０の近傍の周波数において、浮遊容量３とインピーダンス調整用コイル４が並列共振するならば、ｘ点とy点の間のインピーダンスＺ１が増加し、ｘ点とy点の間を流れる電流ｉｆがＲＦコイル１の左右のループの間の磁気的結合の影響等を無視できる程度まで減少するという効果を得ることができる。
【００５６】
図６は、本発明の第２の実施形態に係るＲＦコイルを示す図である。ＲＦコイル６は、８の字型コイル２と、８の字型コイル２の導電経路が交差するｘ点とｙ点の間を並列に接続するインピーダンス調整用キャパシタ７とインピーダンス調整用コイル８で構成される。図６のＲＦコイル６も、第１の実施形態に係るＲＦコイル１と同様に、例えば、図２のＭＲＩ装置５で磁気共鳴信号を受信するために用いられ、また、ＲＦパルスを送信するために用いられる。
【００５７】
インピーダンス調整用キャパシタ７の容量をＣ２、インピーダンス調整用コイル８のインダクタンスをＬ２とすると、ＲＦコイル６における磁気共鳴信号等の周波数ωにおいてｘ点とy点の間のインピーダンスＺ２は次式となる。
【００５８】
【数６】
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【００５９】
ω（Ｃｆ＋Ｃ２）と１／ωＬ２の値が近くなるほど、インピーダンスＺ２は大きくなり、ｘ点とｙ点の間を流れる電流ｉｆは小さくなる。
【００６０】
浮遊容量３、インピーダンス調整用キャパシタ７、およびインピーダンス調整用コイル８が並列共振する場合、インピーダンスＺ２の絶対値は無限大となり、電流ｉｆは０となる。このとき、周波数ωｐは次式となる。
【００６１】
【数７】
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【００６２】
ただし、実際にはインピーダンス調整用コイル８にはごく小さなものではあるが抵抗がある。このため、磁気共鳴信号の周波数ωｐで並列共振するようにインピーダンス調整用キャパシタ７の容量Ｃ２とインピーダンス調整用コイル８のインダクタンスＬ２を設定すると、インピーダンスＺ２は極値をとり、ｘ点とy点の間を流れる電流ｉｆは最小となる。
【００６３】
上述したように、ＲＦパルスに含まれる周波数は静磁場の強度Ｂ０に比例するラーモア周波数γＢ０に極めて近い。このため、ＲＦコイル６をＲＦパルスの送信に用いる場合、ラーモア周波数γＢ０で浮遊容量３、インピーダンス調整用キャパシタ７、及びインピーダンス調整用コイル８が並列共振することが望ましい。このとき、ＲＦパルスの周波数が変化する範囲においてインピーダンスＺ２の変化がフラットとみなせる範囲がもっとも広くなり、ｘ点とy点の間を流れる電流ｉｆが減少する程度が最も大きくなる。
【００６４】
ただし、必ずしもラーモア周波数γＢ０で浮遊容量３、インピーダンス調整用キャパシタ７、及びインピーダンス調整用コイル８が並列共振する必要はない。ラーモア周波数γＢ０が極めて高いため、ラーモア周波数γＢ０の近傍の周波数おいて、浮遊容量３、インピーダンス調整用キャパシタ７、及びインピーダンス調整用コイル８が並列共振するならば、ｘ点とy点の間のインピーダンスＺ２が増加し、ｘ点とy点の間を流れる電流ｉｆがＲＦコイル６の左右のループの間の磁気的結合の影響等を無視できる程度まで減少するという効果を得ることができる。
【００６５】
また、ＲＦコイル６をＲＦパルスの受信に用いる場合も、送信の場合と同様にインピーダンスＺ２の変化がフラットであることは重要である。このため、受信のときも浮遊容量３、インピーダンス調整用キャパシタ７、及びインピーダンス調整用コイル８はラーモア周波数γＢ０で並列共振することが望ましい。このとき、磁気共鳴信号の周波数が変化する範囲においてインピーダンスＺ２の変化がフラットとみなせる範囲がもっとも広くなり、ｘ点とy点の間を流れる電流ｉｆが減少する程度が最も大きくなる。
【００６６】
ただし、送信の場合と同様、ＲＦコイル６を磁気共鳴信号の受信に用いる場も、必ずしもラーモア周波数γＢ０で浮遊容量３、インピーダンス調整用キャパシタ７、及びインピーダンス調整用コイル８が並列共振する必要はない。ラーモア周波数γＢ０が極めて高いため、ラーモア周波数γＢ０の近傍の周波数おいて、浮遊容量３、インピーダンス調整用キャパシタ７、及びインピーダンス調整用コイル８が並列共振するならば、ｘ点とy点の間のインピーダンスＺ２が増加し、ｘ点とy点の間を流れる電流ｉｆがＲＦコイル６の左右のループの間の磁気的結合の影響等を無視できる程度まで減少するという効果を得ることができる。
【００６７】
第２の実施形態に係るＲＦコイル６は、ω（Ｃｆ＋Ｃ２）と１／ωＬ２の大きさが近くなると、インピーダンスＺ２が大きくなる。従って、第１の実施形態に係るＲＦコイル１で用いられるインピーダンス調整用コイル４のインダクタンスＬ１と比べて、浮遊容量Ｃｆに容量Ｃ２が加算される分だけインダクタンスＬ２は小さくても良くなる。このため、第１の実施形態に係るＲＦコイル１のインピーダンス調整用コイル４よりも第２の実施形態に係るＲＦコイル６のインピーダンス調整用コイル８の形状は小さくなる。
【００６８】
以上のように、第１の実施形態に係るＲＦコイル１と第２の実施形態に係るＲＦコイル６によれば、ＭＲＩ装置５の共鳴周波数において導電経路の交差部分の浮遊容量を通して流れる電流を削減することができる。このため、ＲＦコイル１またはＲＦコイル６をＭＲＩ装置５に用いることによって、磁気的結合を除去するためのデカップリング回路の個数を削減することができる。また、ＲＦコイル１とＲＦコイル６は交差部分の導電経路の幅を広くすることができるため、交差部分の導電経路の抵抗を小さくすることができる。このため、ＲＦパルスの送信効率と磁気共鳴信号の受信感度を向上させることができる。
【００６９】
更に、ＲＦコイル１またはＲＦコイル６とループ型コイルを組み合わせ、クワドラチャコイルを構成することができる。クワドラチャコイルとすることで、送信に使用するとき、ＲＦコイル１またはＲＦコイル６単体で用いる場合よりも送信効率を向上させることができる。また、受信に使用するとき、Ｓ／Ｎ比をＲＦコイル１またはＲＦコイル６単体で用いる場合よりも向上させることができる。
【図面の簡単な説明】
【００７０】
【図１】本発明の第１の実施形態に係るＲＦコイルを示す図である。
【図２】本発明の第１の実施形態に係るＲＦコイルが磁気共鳴信号の受信に用いられるＭＲＩ装置の一例を示す図である。
【図３】基本的なグラジエントエコー法のパルスシーケンスを示す図である。
【図４】傾斜磁場と静磁場の強度Ｂ０の関係を示す図である。
【図５】ＲＦコイルのｘ点とy点の間のインピーダンスＺ１の変化の一例を示す図である。
【図６】本発明の第２の実施形態に係るＲＦコイルを示す図である。
【図７】８の字型コイルを示す図である。
【符号の説明】
【００７１】
１…ＲＦコイル、２…８の字型コイル、３…浮遊容量、４…インピーダンス調整用コイル、５…ＭＲＩ装置、６…ＲＦコイル、７…インピーダンス調整用キャパシタ、８…インピーダンス調整用コイル
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図４】
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【図５】
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【図６】
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【図７】
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