(57)【要約】【課題】ＲＦコイル間の磁気的干渉抑制用のプリアンプに改善を加えて、電流抑制のＱ値を上げて高い干渉抑制効果を得るＭＲＩ装置を提供する。【解決手段】被検体の表面に沿ってあるいはその表面を囲むように並置した複数のＲＦコイル（Ｌ１）により受信される信号を検出するプリアンプ（３２）を各別に備え、この複数のプリアンプ（３２）それぞれに複数のＲＦコイル（Ｌ１）間の磁気的干渉を低減させるようにしたＭＲＩ装置が提供される。プリアンプ（３２）のそれぞれを、図１１（ｂ）に示すように、その最適信号源インピーダンスＺ0に対して当該プリアンプ（３２）自体の入力インピーダンスＺｉｎが｜Ｚ０｜＜｜Ｚｉｎ｜の関係を満足するように形成する。【選択図】  図７
2004209297.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
被検体の表面に沿ってあるいはその表面を囲むように並置した複数のＲＦコイルにより受信される信号を検出するプリアンプを各別に備え、この複数のプリアンプそれぞれに前記複数のＲＦコイル間の磁気的干渉を低減させるようにしたＭＲＩ装置において、
前記プリアンプのそれぞれを、このプリアンプの最適信号源インピーダンスＺ０に対して当該プリアンプ自体の入力インピーダンスＺｉｎが｜Ｚ０｜＜｜Ｚｉｎ｜の関係を満足するように形成したことを特徴とするＭＲＩ装置。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ）や磁気共鳴スペクトロスコピー（ＭＲＳ）におけるＲＦコイルのダンピング回路に係り、とくに受信専用の“Phased Array Coil”と呼ばれるＲＦコイルに採用できるプリアンプの低入力インピーダンスを利用したダンピング回路に関する。
【背景技術】
【０００２】
一般に、磁気共鳴イメージングにおいては、被検体が静磁場Ｂ０中に置かれ、この被検体に撮影断面決定用の傾斜磁場と伴に高周波磁場Ｂ１が印加される。この高周波磁場Ｂ１の印加に付勢されて被検体が発生するＭＲ信号は、位置情報付加用の傾斜磁場を印加しながら収集される。上記高周波磁場の被検体への送信及び被検体からのＭＲ信号の受信を担うのがＲＦコイルであり、ＭＲＩ装置の磁石部内の被検体近傍に配設される。
【０００３】
ＭＲ信号のレベルは非常に小さいため、ＲＦコイルの感度を高めると伴に受信ノイズを最小に抑えることが極めて重要である。つまり、Ｓ／Ｎ比の高いことがＲＦコイルに求められる重要な要件の一つになっている。
【０００４】
このような状況の中で、広いＦＯＶ（Field of View）にわたって高Ｓ／Ｎ比のＭＲ画像を得るためのＲＦコイルの１つとして、従来、複数個の表面コイルと複数チャンネルの信号収集回路とを備えたフェーズドアレイコイル（phased array coil）のユニットがたとえば非特許文献１及び２に示す如く知られている。
【０００５】
このフェーズドアレイコイルのユニットで問題となるのが複数の表面コイル相互間の磁気的カップリング（結合）である。この磁気的カップリングを無視できるレベルまで抑えないと、高Ｓ／Ｎ比のコイルユニットは実現できない。磁気的カップリングを抑制する一手法として「プリダンプ」と呼ばれるダンピング回路がある。
【０００６】
まず、ダンピング回路の原理を図４を使って説明する。同図（ａ）には２つのＲＦコイル−１，２を例示し、同図（ｂ）にはその等価回路を示す。これらの図において、Ｉ１：ＲＦコイル−１の高周波電流、Ｉ２：ＲＦコイル−２の高周波電流、ｅｉ：被検体から誘導されたＭＲ信号電圧、ω：共振角周波数、Ｃ１，Ｃ２：ＲＦコイル−１，−２のコンデンサ、Ｒ１，Ｒ２：ＲＦコイル−１，−２の抵抗、Ｌ１，Ｌ２：ＲＦコイル−１，−２のインダクタンス、Ｍ：相互インダクタンス、ｅＭ１：起電圧（＝ｊωＭＩ２）、ｅＭ２：起電圧（＝ｊωＭＩ１）、とすると、
【数１】
2004209297.tif 000003
【数２】
2004209297.tif 000004
【０００７】
が成立する。（１），（２）式よりＩ２を消去してＩ１を求めると、
【数３】
2004209297.tif 000005
【０００８】
となる。したがって、
【数４】
2004209297.tif 000006
【０００９】
（４）式から、ＲＦコイル−１に接続されているインピーダンスＺが共振角周波数ωで高抵抗になると、ＲＦコイル−２に対して磁気的結合Ｍによって誘導される起電圧ｅＭ２が小さくなることが分る。つまり、このインピーダンスＺがダンピング回路を成し、ＲＦコイル−１からＲＦコイル−２への磁気的カップリングを抑えることができる。インピーダンスＺは、例えば電気的な並列共振回路によって構成すればよい。
【００１０】
このダンピング回路を成す並列共振回路の一例を説明する。
【００１１】
前述した非特許文献１によれば、最適信号源インピーダンスが５０［Ω］の低雑音プリアンプをＧａＡｓＦＥＴのソース接地回路で形成すると、入力部分のインピーダンス変換回路により、その入力インピーダンスＲｉｎが極端に小さくなる（Ｒｉｎ＜３［Ω］）ことが報告されている。
【００１２】
すなわち、入力インピーダンスＲinは低いが、信号源インピーダンスが５０［Ω］で低雑音指数（低Noise Figure）を呈するプリアンプが得られる。
【００１３】
ところでＲＦコイルには、その共振周波数を高めるために、コイルエレメントの途中の数個所にいわゆる「短縮コンデンサ」を介挿させることが多い。
【００１４】
これらのプリアンプと短縮コンデンサを適宜に組み合わせると、前述した非特許文献２に示すダンピング回路組込み形のフェーズドアレイコイルユニットが形成される。このコイルユニットの例を図５、６に示す。
【００１５】
この内、図６の回路は４コイル形のフェーズドアレイコイルユニットの内の一方のコイル対についての詳細構造を示す。隣接する表面コイル１０，１１は相互インダクタンスが零になるように互いに一部オーバラップして配置されるとともに、各々の表面コイル１０（１１）はチューニング用コンデンサＣ２を利用して、このコンデンサＣ２及び集中定数型インダクタＬ２並びにλ／２波長の同軸ケーブル（λ／２ケーブル）１２（１３）を順次介して低入力インピーダンスで低雑音指数のプリアンプ１４（１５）に接続されている。プリアンプ１４，１５の入力インピーダンスＲｉｎ，Ｒｉｎ′は、共振角周波数ωにおいてλ／２ケーブル１２，１３を通しても全く変化せず、共にＲｉｎ，Ｒｉｎ′＜３［Ω］のままであるから、図６の点線で囲んだ部分が共列共振回路を形成する。つまり、コンデンサＣ２とインダクタＬ２とで並列共振回路を形成するように、集中定数型インダクタＬ２が調整される。これにより、プリアンプ１４（１５）の低入力インピーダンスを利用してＲＦコイルのＱ値を下げ、磁気的カップリングを低減する、という「プリダンプ回路」が実現される。
【非特許文献１】“The NMR Phased Array”，P.B.Roemer et al., Magn. Reson. Med. 16, 192 (1990)
【非特許文献２】“Volume Imaging with MR Phased Arrays”，Cecil E.Hayes. et al., Magn. Reson. Med. 18, 309 (1991)
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【００１６】
しかしながら、上述した図６記載のフェーズドアレイコイルユニットによれば、インダクタＬ２とコンデンサＣ２がＭＲ信号受信時の共振角周波数で並列共振する必要があるので、数値的には、ω２Ｌ２Ｃ２＝１という条件を満たすように設定せざるを得ない。このため、共振周波数ｆ０が６３．９ＭＨｚ（＝ω／２π、１．５ＴのＭＲＩ装置相当）の場合、インダクタＬ２のインダクタンス値が非常に低くなってしまい、殆んど集中定数型の電気素子のリード線相当のインダクタンス・オーダになってしまうことから、計算値を呈するインダクタＬ２の製作自体が非常に難しく、精度の悪いインダクタＬ２になってしまうとともに、そのインダクタンス値の調整も敏感過ぎて非常に難しい。従って、フェーズドアレイコイルユニットのＦＯＶは大きく且つＳ／Ｎ比も高いという条件が満たされず、プリダンプ回路の機能の不十分さに起因するＳ／Ｎ比の低下に因ってＭＲ画像の画質が向上しないという問題があった。
【００１７】
また当然に、プリダンプ回路の機能を得るための診断時のＲＦコイルの調整も難しい作業となる。図６に示すプリダンプ回路の場合、「インダクタＬ２を接続しない状態でプリアンプからみたインピーダンスが５０［Ω］になるようにコンデンサＣ２を調整する」、次いで「インダクタＬ２をコンデンサＣ２と並列共振するように調整する」、次いで「プリアンプからみたインピーダンスが５０［Ω］になるようにコンデンサＣ２を再調整する」、次いで「インダクタＬ２を再調整する」、という手順を繰り返してインダクタＬ２及びコンデンサＣ２を最終調整値に漸近させるという手間の掛かる調整作業を行わざるを得なかった。
【００１８】
本発明は上述した従来技術の問題に鑑みてなされたもので、ＲＦコイル間の磁気的干渉抑制用のプリアンプに改善を加えて、電流抑制のＱ値を上げて高い干渉抑制効果を得ることを、その目的とする。
【課題を解決するための手段】
【００１９】
上記目的を達成するため、請求項に記載のＭＲＩ装置では、被検体の表面に沿ってあるいはその表面を囲むように並置した複数のＲＦコイルにより受信される信号を検出するプリアンプを各別に備え、この複数のプリアンプそれぞれに前記複数のＲＦコイル間の磁気的干渉を低減させる。このプリアンプのそれぞれを、このプリアンプの最適信号源インピーダンスＺ０に対してプリアンプ自体の入力インピーダンスＺｉｎが｜Ｚ０｜＜｜Ｚｉｎ｜の関係を満足するように形成したことを特徴とする。
【発明の効果】
【００２０】
本発明によれば、プリアンプ回路が｜Ｚ０｜＜｜Ｚｉｎ｜を満足すると、高Ｑ値のコンデンサのみから構成された整合回路の損失は無視できるので、電流抑圧回路のＱ値はプリアンプのＱ値でほぼ決まることになる。この場合、Ｚｉｎ＝ｊＸＬ＋ｒｉｎあるいはＺｉｎ＝−ｊＸＬ＋ｒｉｎとすれば、この回路のＱ値はＱ＝ＸＬ／ｒｉｎで与えられ、Ｚｉｎ＞＞１であるほど電圧抑制回路のＱ値は高くなり抑圧効果も高くなる。
【発明を実施するための最良の形態】
【００２１】
（第１の実施の形態）
以下、本発明の第１の実施形態に係るＭＲＩ装置のＲＦコイルのダンピング回路を図１及び図２に基づいて説明する。
【００２２】
図１に示す回路は、医療診断用のＭＲＩ（磁気共鳴イメージング）装置に組み込まれる受信専用のＲＦコイル及びそのダンピング回路の構成を示す。
【００２３】
ここでは、上記受信用ＲＦコイルとして、フェーズドアレイコイル（phased array coil）２０が採用されている。このフェーズドアレイコイル（以下、単に「アレイコイル」と言う）２０は、受信チャンネル数分の複数（ここでは一例として２チャンネルとする）の表面コイル２０１，２０２を有し、この表面コイル２０１，２０２が被検体Ｐの体表に沿って近接して並置される（但し、後述するプリダンプ回路の機能によってコイル同士を一部オーバラップさせて配置する必要はない）。
【００２４】
表面コイル２０１，２０２の各々は例えばループ状を成し、その途中１箇所又は複数箇所に集中定数型要素の短縮コンデンサＣ１が挿入され、共振周波数が高められている。
【００２５】
アレイコイル２０には図示の如く受信経路を兼ねるダンピング回路部２１が接続されている。このダンピング回路部２１は前記２つの表面コイル２０１，２０２（つまり、受信チャンネル）に対応して個別に設けられた２つのダンピング回路２１１，２１２を備える。ダンピング回路２１１，２１２の各々は、ここでは、プリアンプの低入力インピーダンスを利用して表面コイル２０１（２０２）のＱ値を下げ、表面コイル２０１，２０２間の磁気的カップリングを低減させる、いわゆる「プリダンプ回路」の構成を採っている。
【００２６】
２つのダンピング回路２１１，２１２の各々は、インピーダンスをチューニング及びマッチングさせるチューニング・マッチング回路２１１１（２１１２）と、線路長が調整された同軸ケーブル２１２１（２１２２）と、低入力インピーダンスのプリアンプ２１３１（２１３２）とを備える。
【００２７】
チューニング・マッチング回路２１１１，２１１２の夫々は、表面コイル２０１（２０２）のループ内に挿入される集中定数型要素のチューニング用コンデンサＣＴと、このコンデンサＣＴの両端に各々接続された集中定数型要素の２つの連動するマッチング用コンデンサＣＭ，ＣＭとを備える。
【００２８】
このマッチング用コンデンサＣＭ，ＣＭの他端は同軸ケーブル２１２１（２１２２）の信号線及びアース線に各々接続される。この同軸ケーブル２１２１，２１２２の線路長Ｄはダンピング回路２１１，２１２の夫々が回路全体でＭＲ信号の共振角周波数に対して電気的な並列共振を起こす長さに調整（又は設定）される。同軸ケーブル２１２１，２１２２としては例えば、その長さを調整し易い可変同軸管（ライン・ストレッチャーＴＭ；ヒロセ電機製）を用いてもよい。
【００２９】
同軸ケーブル２１２１，２１２２の夫々の他端はプリアンプ２１３１（２１３２）に接続されている。このプリアンプ２１３１，２１３２の入力インピーダンスＲｉｎは非常に低く、例えばＲin＜３［Ω］であり、また最適信号源インピーダンスがＺｃ（ここでは５０［Ω］）で、低雑音指数のアンプとなっている。このプリアンプ２１３１，２１３２の出力側は図示しないが、それぞれが独立した受信チャンネルを成し、表面コイル２０１，２０２が受信したＭＲ信号を独立して検波し、フーリエ変換した後、コンピュータのソフトウェア処理によってそれら２チャンネルの信号を“Sum of Squares”の重み付け処理に付すようになっている。
【００３０】
ここで、前述した同軸ケーブル２１２１，２１２２の線路長Ｄの決め方を説明する。
【００３１】
一般に、図２に示す如く、低入力インピーダンスＲｉｎで最適信号源インピーダンスがＺｃ（ほとんどの場合、５０［Ω］）の低雑音プリアンプに、長さ＝Ｄ、特性インピーダンス＝Ｚｃの同軸ケーブル（無損失と仮定する）を接続したとき、プリアンプとは反対側の他端から同軸ケーブルを見たインピーダンスＺは次式で表わされる。
【数５】
2004209297.tif 000007
【００３２】
ここでβは位相定数（＝２π／λ）、λは波長である。
【００３３】
この（５）式は、Ｒｉｎ＜＜Ｚｃであるので、次式（６）に近似できる。
【００３４】
［数６］
Ｚ≒ｊＺｃtan βＤ        ……（６）
（６）式から分るように、インピーダンスＺは同軸ケーブルの長さＤに応じて変わるので、長さＤを０〜λ（λ：共振周波数での波長）の間で適切に選ぶと、任意のリアクタンスを得ることができる。
【００３５】
そこで、「プリダンプ回路」を実現するには、上述の任意に設定可能なリアクタンスと「チェーニング・マッチング回路」とが共振周波数に対して並列共振回路となるようにすればよい。
【００３６】
本実施形態に戻って、いまチューニング・マッチング回路２１１１，２１１２のコンデンサＣＴ、ＣＭは従来から行われているのと同様の要領でＺｃ＝例えば５０［Ω］にマッチング調整済みであるとする。またプリアンプ２１３１，２１３２の入力インピーダンスＲinは前述したように充分低い。
【００３７】
「プリダンプ回路」を実現させるには、上述の原理から、図１中の点線で囲ったダンピング回路２１１，２１２の夫々が全体として並列共振を起こすようにすればよい。「長さＤの同軸ケーブル２１２１（２１２２）をプリアンプ２１３１（２１３２）に接続したインピーダンス」をｊＸとおくと、
【数７】
2004209297.tif 000008
【００３８】
が成り立つ必要がある。これを前記（６）式を用いて変形すると、
【数８】
2004209297.tif 000009
【００３９】
となる。この（８）式で決められる長さＤに同軸ケーブル２１２１，２１２２が長さ調整される。
【００４０】
なお、同軸ケーブル２１２１，２１２２の実装上の実際の線路長は、上記（８）式から求められる長さＤを基本とするものの、必ずしもその計算値Ｄに限定されることなく、同軸ケーブルが低損失であれば実装上の要求に応じて、半波長（λ／２）の整数倍の長さを余分に加えた長さに設定してもよい。これにより、表面コイル２０１（２０２）とプリアンプ２１３１（２１３２）との間の距離を稼ぐことができる。
【００４１】
また、プリアンプ２１３１，２１３２の入力インピーダンスは低抵抗である場合を説明したが、低入力インピーダンスを意図して製作したプリアンプであっても、その入力段に挿入しているＬ，Ｃ回路から成るインピーダンス変換回路の調整の難しさから、実際には多少のリアクタンス分が残っている。そのような場合でも、同軸ケーブルが呈する正又は負のリアクタンス分にプリアンプのリアクタンス分を吸収させるようにその長さＤを決めればよい。
【００４２】
本実施形態に係るダンピング回路２１１，２１２の作用効果を説明する。
【００４３】
チューニング用コンデンサＣＴで被検体毎のチューニングがとられ、このコンデンサＣＴとマッチング用コンデンサＣＭ，ＣＭとで表面コイル２０１（２０２）のインピーダンスが５０［Ω］（＝Ｚｃ）となるようにマッチングがとられる。その後、前述したようにラーモア周波数で並列共振を起こす線路長Ｄに定めた、特性インピーダンス＝５０［Ω］（＝Ｚｃ）の同軸ケーブル２１２１，２１２２を接続する（又は、同軸ケーブル２１２１，２１２２の線路長Ｄを並列共振を起こす長さに合わせる）。線路長Ｄが任意であっても同軸ケーブル２１２１，２１２２の特性インピーダンスＺｃは変わらないから、低雑音指数のプリアンプ２１３１，２１３２から見込んだ信号源インピーダンスは常にＺｃ（＝５０［Ω］）であることが保証される。つまり、「ノイズ・フィギュア・マッチング」は常に最適状態に保持される。
【００４４】
被検体が磁気共鳴現象により発生させたＭＲ信号は複数の表面コイル２０１，２０２で同時に独立して受信される。ＭＲ信号のラーモア周波数で複数のダンピング回路２１１，２１２が各々並列共振状態になるから、表面コイル２０１，２０２間の磁気的カップリングに因る相手方からの誘導電流は抑制され、互いのコイル間の磁気的カップリングは的確に遮断される。
【００４５】
表面コイル２０１，２０２で受信されたＭＲ信号は、その電圧変化としてプリアンプ２１３１，２１３２により各々検出される。プリアンプ２１３１，２１３２の出力信号は各々、独立して検波、フーリエ変換された後、コンピュータのソフトウェアに拠って例えば“Sum of Squares”の処理に付される。この結果、ノイズはそのままのレベルでＭＲ信号のみを強調（複数のコイル受信分を加算）する重み付け処理がなされ、この後、ＭＲ画像の再構成処理に付される。
【００４６】
この結果、いわゆる「プリダンプ回路」に拠ってコイル相互の磁気的結合を殆んど消した状態で、アレイコイル２０を使ってＭＲ信号を個別に受信できることから、ＦＯＶは大きく、かつＳ／Ｎ比は単一の表面コイルと同等の良好な値が得られる。
【００４７】
一方、本実施形態の構成によれば、従来方式のチューニング・マッチング回路の構成を変えずにそのままで適用できることから、従来のＭＲＩ装置への実施も容易で、良好なプリダンプ回路の機能を発揮させることができる。
【００４８】
また、従来のプリダンプ回路（図６参照）のときの素子定数（Ｌ２，Ｃ２）の調整の如く、最適信号源インピーダンス及び並列共振状態を同時に確保せんがため、それらの素子定数を漸近させながら何回も再調整するという複雑で時間の掛かる手間が不要になる。それは、僅かな回路要因でインダクタンスの値が大きく振らつく集中定数型の低インダクタ（Ｌ２）を使う必要が無いからである。つまり、いわゆるプリアンプを用いた「プリダンプ回路」の機能が得られ、並列共振を起こさせるために従来使用していた集中定数型のインダクタを使う必要が無くなる。
【００４９】
本実施形態では、「チューニング・マッチング回路２１１１，２１１２の調整」、次いで「同軸ケーブル２１２１，２１２２の長さ調整」の２段階で済むから、プリダンプのためのＲＦコイル調整の手間が大幅に簡素化され、検査者への負担が著しく軽減されるとともに、患者スループットの向上も可能になる。
【００５０】
さらに、同軸ケーブルは一般にその長さ方向の特性インピーダンスが常に所定値となるように精密に製造されている。このため、任意値のインダクタンスＬは、（５）式から
［数９］
ｊωＬ＝ｊＺｃtan βＤ
となり、このインダクタンスＬを得るときの必要な長さＤは
【数１０】
2004209297.tif 000010
【００５１】
で得られる。つまり、同軸ケーブルを長さ調整するだけで正でも負でも必要なリアクタンスを得ることができ、前述した集中定数型の低インダクタンスのインダクタ（Ｌ２）と等価なインダクタンスを正確に且つ簡単に得ることができる。これによって、前述した同軸ケーブルの長さ調整が正確且つ安定したものとなるから、前述したように高精度なプリダンプ回路の機能及び簡単且つ正確なＲＦコイル調整を可能にしている。
【００５２】
（第２の実施の形態）
図３に本発明の第２の実施形態に係るＭＲＩ装置のＲＦコイルのダンピング回路を示す。なお、このダンピング回路において前述した実施形態の構成要素と同一又は同等のものには同一の符号を付してその説明を省略する。
【００５３】
同図において、受信用ＲＦコイルとしての２チャンネルの表面コイル２０１，２０２から成るアレイコイル２０に、受信経路を兼ねるダンピング回路部２１が接続されている。ダンピング回路部２１は表面コイル２０１，２０２各々に対応して独立したダンピング回路２１１，２１２を有しており、同図ではその一方の回路２１１のみについて詳細に示す。
【００５４】
ダンピング回路２１１は図示の如く、チューニング・マッチング回路２２１、線路長Ｄ′の同軸ケーブル２２２、及び低入力インピーダンスＲｉｎ′のプリアンプ２２３（低雑音指数で、最適信号源インピーダンスＺｃ）を備える。
【００５５】
チューニング・マッチング回路２２１は表面コイル２０１（２０２）のループ内に直列に介挿された連動する２つの集中定数型のチューニング用コンデンサＣＴ′、ＣＴ′と、これらのコンデンサＣＴ′，ＣＴ′間に直列に介挿された１つの集中定数型のマッチング用コンデンサＣＭ′とから成る。そしてマッチング用コンデンサＣＭ′の両端から同軸ケーブル２２２が引き出され、このケーブル２２２にプリアンプ２２３が接続されている。
【００５６】
その他の構成は前述したものと同一である。
【００５７】
この実施形態の場合も、チューニング／マッチング後に、図３中の点線で囲んだ部分、すなわちマッチング用コンデンサＣＭ′、同軸ケーブル２２２、及びプリアンプ２２３の全体がＭＲ信号受信時に並列共振状態となることで、前述したプリダンプ機能を発揮させ、表面コイル２０１，２０２間の磁気的結合を抑制させることができる。
【００５８】
そのためには、「長さＤ′の同軸ケーブルをプリアンプに接続したときのインピーダンス」をｊＸ′とおくと、
【数１１】
2004209297.tif 000011
【００５９】
が成立する必要があり、線路長Ｄ′は、
【数１２】
2004209297.tif 000012
【００６０】
となる。ここでβは位相定数（＝２π／λ）である。つまり、同軸ケーブル２２２の線路長をこの（10）式で計算される値に調整することで、前述した図１，２の実施形態と同等の作用効果を得ることができる。このように、従来最も一般的な構成のチューニング・マッチング回路２２１に対しても本発明のダンピング回路を容易に付加することができ、従来のＭＲＩ装置に対するマイナーチェンジでＭＲＩ装置に転換させることができる。
【００６１】
なお、前記実施形態ではアレイコイルを形成する表面コイルの数を「２」（２チャンネル）として説明してきたが、表面コイルは当然に「３」以上であっても同様に実施できる。
【００６２】
（第３の実施の形態）
第３の実施形態に係るＭＲＩ装置のＲＦコイルを図７に基づき説明する。
【００６３】
図７に、各ＲＦコイルに設ける整合回路の基本的な回路構成を示す。図中、Ｌ１は磁気共鳴信号を検出するための、各ＲＦコイルとしての主コイルであり、Ｃ１は短縮コンデンサである。また、符号３０は主コイルが接続される整合回路を示す。整合回路３０は伝送線路３１（例えば同軸ケーブル）を介してプリアンプ３２に接続されている。
【００６４】
整合回路３０は、容量調整が可能な可変コンデンサＣＴ、連動する２個の可変コンデンサＣｆ、Ｃｆおよび連動する２個の可変コンデンサＣＭ、ＣＭの３種類のコンデンサ群よりなる。
【００６５】
この内、コンデンサＣＴ，ＣＭはそれぞれ主コイルＬ１のチューニング及びマッチングの状態を調整するためのコンデンサで、ＲＦコイルの共振周波数、出力インピーダンスを支配的に調整する。これら２つの可変パラメータにより、主コイルＬ１の等価直列抵抗ｒ1はプリアンプ３２の最適信号源インピーダンスになるよう調整される。
【００６６】
一方、主コイルＬ１に流れる電流を抑圧するためには、チューニングコンデンサＣＴを含む並列共振回路が形成されなければならないが、プリアンプ入力インピーダンスＺｉｎ、伝送線路長ｌ、およびマッチングコンデンサＣＭの値はそれぞれ決まっているとすると、電流抑圧回路、すなわち並列共振回路の共振周波数を調整するためのパラメータが１つ不足してしまう。そこで、図７の回路では、この問題を解決するために電流抑圧調整用コンデンサとして、２連のコンデンサＣｆを用いている。
【００６７】
すなわち、連動可変形のコンデンサＣｆを用いると、電流抑圧が最大となる周波数ｆｄａｍｐが磁気共鳴周波数ｆ０に較べて低い周波数の場合、コンデンサＣｆの容量を小さくした後、ＲＦコイルの出力インピーダンス、すなわちプリアンプの信号源となるインピーダンスが最適となるようＣＴ，ＣＭを微調し、再びｆｄａｍｐとｆ０とを比較する。未だｆｄａｍｐ＜ｆ０であれば、Ｃｆの容量をさらに小さな値に変更し、ＲＦコイルの出力インピーダンスをＣＴ，ＣＭで再調整する。ｆｄａｍｐがｆ０に略一致するまでこの調整を繰り返すことによって最適信号源インピーダンスを有し、かつ電流抑圧状態となる整合回路の回路定数が決定される。
【００６８】
ｆｄａｍｐ＞ｆ０の場合には、逆にコンデンサＣｆの容量を大きくしていくことによって上述と同様に調整可能である。
【００６９】
この実施形態に係る応用実施形態を説明する。この一つに図８に示す実施形態が挙げられる。同図の実施形態の整合回路３０では、コンデンサＣＭが連動する構成ではなく、１個のコンデンサよりなる。
【００７０】
また、図９の応用実施形態に係る回路構成では、整合回路３０とプリアンプ３２との間の伝送線路を省略し、両者を直結させるようにしている。
【００７１】
さらに、図８及び図９の回路構成において、図示していないが、整合回路３０とプリアンプ３２の間にはバランと呼ばれる平衡・不平衡変換回路を挿入するようにしてもよい。図７の回路では、そのようなバランがなくても動作するように中性点を接地している。
【００７２】
また、図７〜図９の回路構成では、伝送線路３１（又は伝送線路側）とプリアンプ３２との整合回路３０より見たインピーダンスはリアクタンス成分をもっていることが、電流抑圧回路を形成する上での条件である。実際の調整はＣＴ，ＣＭを可変コンデンサとし、Ｃｆの可変コンデンサは、電流抑制調整後、この可変コンデンサとおおよそ同じ容量の固定コンデンサに置き換えることで電流抑圧回路の調整を済ませ、患者毎にＣＴ，ＣＭのみを微調整するだけで、ＲＦコイル間、すなわち主コイル相互間の干渉は十分に抑圧されている場合が多い。
【００７３】
さらに、上述した３種類のコンデンサＣＴ，ＣＭ，Ｃｆ全部をそれぞれ１個のコンデンサ素子で構成した整合回路３０も可能であり、その一例を図１０に示す。これにより、最も簡単な構成で、整合回路３０は信号源インピーダンスとのマッチングと電流抑圧回路の調整が可能になる。
【００７４】
さらに、プリアンプ３２の改善に係る応用実施形態を図１１（ａ），（ｂ）に基づき説明する。同図（ａ）は従来の低入力インピーダンス回路、同図（ｂ）は意図的にＺ０＜｜Ｚｉｎ｜となるように調整した回路である。同図（ａ）のプリアンプは、通常、磁気共鳴周波数において、容量性リアクタンス分ＸＣｃが誘導性リアクタンス分ＸＬに略等しく（絶対値）、プリアンプは入力インピーダンスＺｉｎとして実部Ｒｉｎのみを持つ。このタイプのプリアンプを用いた場合、ＲＦコイル間の磁気的結合を抑制する電流抑圧回路はその整合回路の一部にインダクタンスを追加しなければならなかった。これに対し、図１１（ｂ）のプリアンプ回路は、リアクタンス成分を持つように意図的に調整されていて、その入力インピーダンスは虚部成分と実部成分の両方をもつ。通常、プリアンプの入力回路のロスはインダクタのロスで決まるが、そのインダクタのロスは形状や大きさに依存する。プリアンプを実装するスペースは限られていることから、使用できるインダクタの大きさには通常、一定の限度があり、図１１（ａ），（ｂ）で使うインダクタのＱ値は大体同じになる。したがって、同図（ａ）の従来のプリアンプ回路では余分なインダクタをプリアンプの外部に追加しなければならなかったが、同図（ｂ）ではそのようなことはなく、電流抑圧回路内の直接等価抵抗は小さくて済むので、電流抑圧効果は高くなるという利点がある。
【図面の簡単な説明】
【００７５】
【図１】本発明の第１の実施形態に係るＭＲＩ装置のダンピング回路の回路図。
【図２】同軸ケーブルをプリアンプに接続するときのインピーダンス計算のための説明図。
【図３】本発明の第２の実施形態に係るＭＲＩ装置のダンピング回路の回路図。
【図４】（ａ）はプリダンプを説明するための２チャンネルの表面コイルの回路図、（ｂ）は同図（ａ）の等価回路図。
【図５】フェーズドアレイコイルの一例に係るコイル配置を示す説明図。
【図６】フェーズドアレイコイルの他の例に係る回路図。
【図７】本発明の第３の実施形態に係る整合回路の回路図。
【図８】第３の実施形態の応用実施形態の一例を示す整合回路の回路図。
【図９】第３の実施形態の応用実施形態の別の一例を示す整合回路の回路図。
【図１０】第３の実施形態の応用実施形態の別の一例を示す整合回路の回路図。
【図１１】第３の実施形態の応用実施形態の別の例を示すための、（ａ）は従来のプリアンプ回路、（ｂ）はその実施形態の係るプリアンプ回路。
【符号の説明】
【００７６】
２０  アレイコイル（ＲＦコイルアセンブリ）
２０１，２０２  表面コイル（ＲＦコイル）
２１１，２１２  ダンピング回路
２１１１，２１１２  チューニング・マッチング回路
２１２１，２１２２  同軸ケーブル
２１３１，２１３２  プリアンプ
２２１  チューニング・マッチング回路
２２２  同軸ケーブル
２２３  プリアンプ
３０  整合回路
３１  伝送線路（同軸ケーブル）
３２  プリアンプ
Ｌ１  主コイル（ＲＦ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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【図８】
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【図９】
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【図１０】
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【図１１】
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