(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
可撓性の共振素子としての同軸ケーブルと、ＲＦコイルへの送信またはＲＦコイルからの受信のための端子部と、同調用静電容量素子とを有し、前記同軸ケーブルの芯線と外被に同相の電流が流れるように、前記端子部の信号線部分が前記同軸ケーブルの一端の芯線に接続され、前記同軸ケーブルの他端の外被が前記端子部の電流戻り部分に接続され、前記同調用静電容量素子が前記同軸ケーブルの他端の芯線と前記同軸ケーブルの一端の外被に接続されており、前記同軸ケーブルと、前記端子部と、前記同調用静電容量素子とが集中定数回路を構成しているＲＦコイル装置。
【請求項２】
前記同軸ケーブルと前記端子部と同調用静電容量素子とが下記式Ａ、Ｂで規定される集中定数回路を構成している請求項１記載のＲＦコイル装置。
【数１】
0004820022.tif 000006
【数２】
0004820022.tif 000007
【請求項３】
前記同調用静電容量素子が前記端子部の近傍に配置されている請求項１または２記載のＲＦコイル装置。
【請求項４】
前記同調用静電容量素子は可変容量素子である請求項３記載のＲＦコイル装置。
【請求項５】
前記同調用静電容量素子は制御電圧の印加により静電容量が変化する可変容量素子である請求項４記載のＲＦコイル装置。
【請求項６】
前記端子部は整合用キャパシタンスを有する請求項１記載のＲＦコイル装置。
【請求項７】
前記同軸ケーブルは折り曲げ可能な板の上に配線されている請求項１記載のＲＦコイル装置。
【請求項８】
前記同軸ケーブルはその一部にセミリジットケーブルなどの構造の安定したものを使用して変形可能な箇所を限定して形状の再現性を有する構造をしている請求項１記載のＲＦコイル装置。
【請求項９】
前記式Ａ、Ｂを満足するように複数の同軸ケーブルが直列接続されている請求項２記載のＲＦコイル装置。
【請求項１０】
前記式Ａ、Ｂを満足するように複数の同軸ケーブルが並列接続されている請求項２記載のＲＦコイル装置。
【請求項１１】
可撓性のある同軸ケーブルと、ＲＦコイルへの送信またはＲＦコイルからの受信のための端子部と、同調用静電容量素子とを有し、前記同軸ケーブルの芯線と外被に同相の電流が流れるように前記端子部の信号線部分が前記同軸ケーブルの一端の芯線に接続され、前記同軸ケーブルの他端の外被が前記端子部の電流戻り部分に接続され、前記同調用静電容量素子が前記同軸ケーブルの他端の芯線と前記同軸ケーブルの一端の外被に接続されており、前記同軸ケーブルと前記端子部と前記同調用静電容量素子とが集中定数回路を構成しているＲＦコイル装置を備えたことを特徴とする、核磁気共鳴装置。
【請求項１２】
前記同調用静電容量素子が前記端子部の近傍に配置されている請求項１１記載の核磁気共鳴装置。
【発明の詳細な説明】
【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は核磁気共鳴技術に関するものであり、より特定的には、核磁気共鳴装置に用いるＲＦコイル装置とそれを用いた核磁気共鳴（ＭＲ，ＮＭＲ）装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】
ＭＲ装置は、共鳴している原子核から核磁気共鳴信号を受信して、その受信信号を画像化して被検体の診断、分析などに使用する装置である。すなわち、ＭＲ装置は、静磁場、傾斜磁場および高周波磁場の各磁場発生手段と、被検体の核磁気共鳴信号を検出する信号検出用コイルとを備えており、信号検出用コイルで検出した信号を画像化して表示装置に表示する。
【０００３】
人体のある診断対象部位に装着して核磁気共鳴信号を検出するための従来の信号検出用コイルは、診断対象部位の形状に則してあらかじめ定められた形状をとるように構造的に制約されており、たとえば、診断対象部位が人体の腹部の場合、腹部に巻くようにして使用する構造のフレキシブルコイルでは、体の小さな人が被検体となるとコイルとの間に隙間ができる。その場合は信号検出用コイルの診断対象部位への充填率(filling factor ）が低い。なお、充填率ｆｆは、次式で定義される。ｆｆ≒Ｖｓ／Ｖｃ、ただし、Ｖｓは試料（診断部位）の容積を示し、Ｖｃはコイルの容積を示す。もしも被検体の形状にあわせて密着して配設しうるフレキシブルコイルがあれば充填率を高めることができ、撮像の感度を高めることができる。
【０００４】
そこで信号検出用コイルは、診断対処部位への充填率が最大になるように、被検体の診断対象部位の形状に応じてコイルの形状を変形可能にすること、および、高周波回路としての同調を行うことが種々試みられている。
【０００５】
特開昭６１−２２０６４１号公報は、そのような信号検出コイルとして、銅線、銀線、金線、白金線、アルミニウム線、あるいは網銅線などの柔軟導体材料とコイルのサイズを保持する部材、たとえば、シリコンラバーから構成することにより被検体の診断対象部位に合わせてコイルの形状を変形させることを可能にする信号検出用コイルを開示している。特開昭６１−２２０６４１号公報はまた電圧を印加することによりキャパシタンスの値が変化する可変容量素子のキャパシタンスを自動的に調整して自動同調を行うことを開示している。
【０００６】
また特表昭６３−５０１３３６号公報は、可撓性（フレキシブル）電気絶縁材のシートに装着する導電箔と、シートを取り外し可能に保持する結び紐帯のような保持手段とを備えたコイルを開示している。このようにコイルを被検体の種々の診断対象部位に装着すると充填率が向上できると述べている。
【０００７】
【発明が解決しようとする課題】
特開昭６１−２２０６４１号公報に開示されている信号検出用コイルは、被検体の診断対象部位に対する充填率の向上を主目的としている。特開昭６１−２２０６４１号公報にも、信号検出用コイルとしての共振条件を満足させるために可変容量素子を設け、その可変容量素子の値を自動的に調整するようにしているが、もともと信号検出用コイルが共振条件に近似した特性を示すことを考慮していないので可変容量素子の共振周波数の調整が複雑になるという問題がある。
【０００８】
特表昭６３−５０１３３６号公報に開示されている検出コイルは、特開昭６１−２２０６４１号公報に開示されている信号検出用コイルよりも可撓性が低い。したがって、特表昭６３−５０１３３６号公報に開示されている検出コイルでは被検体の診断対象部位へ充填率はそれほど高くできない。さらに特表昭６３−５０１３３６号公報に開示されている検出コイルを用いると、信号検出用コイルが共振条件に近似した特性を示すことを考慮していないので、特開昭６１−２２０６４１号公報に開示されている方法と同様に、可変容量素子の共振周波数の調整が複雑になるという問題がある。
【０００９】
本発明の目的は、可撓性に富み、被検体の診断対象部位に対する充填率を高くすることが可能であり、共振条件を満足するＲＦコイル装置およびそれを用いた核磁気共鳴装置を提供することにある。
【００１０】
【課題を解決するための手段】
本発明の第１の観点によれば、可撓性の共振素子としての同軸ケーブルと、ＲＦコイルへの送信またはＲＦコイルからの受信のための端子部と、同調用静電容量素子とを有し、前記同軸ケーブルの芯線と外被に同相の電流が流れるように、端子部の信号線部分が前記同軸ケーブルの一端の芯線に接続され、前記同軸ケーブルの他端の外被が前記端子部の電流戻り部分に接続され、前記同調用静電容量素子が前記同軸ケーブルの他端の芯線と前記同軸ケーブルの一端の外被に接続されており、前記同軸ケーブルと前記端子部と前記同調用静電容量素子とが集中定数回路を構成しているＲＦコイル装置が提供される。
【００１１】
好ましくは、前記同軸ケーブルと、前記端子部と、前記同調用静電容量素子とが、下記式Ａ、Ｂで規定される回路を構成している。
【００１２】
【数３】
0004820022.tif 000002
【００１３】
【数４】
0004820022.tif 000003
【００１４】
また好ましくは前記同調用静電容量素子が前記端子部の近傍に配置されている。
【００１５】
本発明の第２の観点によれば上記コイルを用いた核磁気共鳴装置が提供される。
【００１６】
本発明のＲＦコイル装置は、診断対象部位に接触するコイルとして可撓性に富む同軸ケーブルを用いるので診断対象部位への充填率を高めることができる。その結果、撮像領域の自由度が高く、被検体の特定部位を撮像可能であるとともに、コイルを変形して広い撮像領域にも対応可能である。
さらに本発明のＲＦコイル装置は集中定数回路を構成しているので、共振周波数の微調整が簡便に、迅速に行える。
【００１７】
【発明の実施の形態】
本発明のＲＦコイル装置およびそれを用いた核磁気共鳴（ＭＲ）装置の実施の形態について添付図面を参照して述べる。
【００１８】
第１実施の形態
図１は本発明の１実施の形態のＭＲ装置の構成図である。
図１に図解したＭＲ装置は、超電導マグネットを用いた装置であり、被検体１８を載置して支持台２０の上を移動するベッド１９と、ベッド１９の周囲に配設されてＺ方向磁場、Ｚ軸方向の磁場と直交する方向の傾斜磁場を発生するコイル１０、１１、１２と、これらのコイルを駆動する電源１３、１４、１５と、静磁場を発生させるコイル１６と、このコイル１６を駆動する静磁場コイル駆動用電源とを有する。主磁界発生コイル２４がベット１９の周囲に配設されている。信号検出用コイル２５が被検体１８の診断部位に装着されている。
信号検出用コイル２５は本発明のＲＦコイル装置の一部を構成している。
制御装置４１が、高周波パルス発生器４２を制御して高周波パルスを発生させる。発生された高周波パルスは増幅器４３で増幅されて主磁界発生コイル２４に印加される。核磁気共鳴信号がＲＦコイル装置を構成する信号検出用コイル２５で検出されて増幅回路４６に入力され、検波器４７で検波されて信号処理装置４８で画像処理されて、図示しない表示装置に出力される。
後述する信号検出コイル２５を含むＲＦコイル装置の同調制御が同調制御回路４９で行われる。なお、本発明のＲＦコイル装置は集中分布定数回路を構成しており、信号検出コイル２５を含むＲＦコイル装置の同調制御は微調整であり、その微調整は容易であり、手動で行うことも可能であるから本発明において同調制御回路４９は必須ではない。
【００１９】
ＲＦコイル装置の構成
上記信号検出用コイル２５を本発明のＲＦコイル装置の第１実施の形態について図２を参照して詳細に述べる。
図２は本発明の第１実施の形態の信号検出用コイル２５を含むＲＦコイル装置１を構成する、信号検出用コイル２５および共振素子としての同軸ケーブル３と、給電部５と、同調用静電容量素子７を示す図である。
ＲＦコイル装置１は、信号検出用コイル２５として用いられる共振素子としての同軸ケーブル３と、給電部５と、同調用静電容量素子７とで構成されている。なお、厳格にいえば、ＲＦコイル装置１は、同軸ケーブル３のみで構成され、同調用静電容量素子７を付加することができる。
【００２０】
同軸ケーブル３は、芯線３１とその外周に設けられた外被３３からなる。
給電部５は、整合用の第１の静電容量成分のキャパシタンスＣＭ1 と、第２の静電容量成分のキャパシタンスＣＭ2 とで構成されている。
同調用静電容量素子７（ＣT ）、および、整合用の第１の静電容量成分のキャパシタンスＣＭ1 と第２の静電容量成分のキャパシタンスＣＭ2 は、共振素子としての同軸ケーブル３の共振周波数に同調させる同調回路素子である。
同軸ケーブル３の芯線３１の一端は給電部５における第１の静電容量成分のキャパシタンス（ＣＭ1 ）部分に接続されており、同軸ケーブル３の芯線３１の他端は同調用静電容量素子７の他端に接続されている。同軸ケーブル３の一端の外被３３が同調用静電容量素子７の一端に接続されており、同軸ケーブル３の他端の外被３３が給電部５における第２の静電容量成分のキャパシタンス（ＣＭ2 ）部分に接続されている。
【００２１】
図２に図解したＲＦコイル装置と給電部５および同調用静電容量素子７の接続は、芯線３１と外被３３に流れる電流が同位相になっていることに留意されたい。
【００２２】
図２に図解したＲＦコイル装置１の等価回路を図３に示す。
図３において、同軸ケーブル３の芯線３１のインダクタンス成分をＬW で示し、同軸ケーブル３の外被３３のインダクタンス成分をＬS で示し、同軸ケーブル３の芯線３１と外被３３の間の線間静電容量をＣC で示した。
図３に図解した等価回路においても、同軸ケーブル３の芯線３１と外被３３とが直列に接続されており、給電部５における第１の静電容量成分のキャパシタンス（ＣＭ1 ）側から同軸ケーブル３の芯線３１に印加された電流が線間静電容量ＣC 部分を介して外被３３に接続されており、芯線３１と外被３３には同相の電流が流れる。
同調用静電容量素子７は線間静電容量ＣC 部分に対して並列に接続されている。
【００２３】
通常、同軸ケーブルを使用する場合は、振動電場に対する静電シールド（しゃへい）効果を奏するためには、図４に図解したように、外被（シールド、シースなどの呼称を用いる）を一定電圧に保持して振動電場由来のノイズが芯線に流入することを防止するように用いている。図２および図３に図解した同軸ケーブル３の接続は図４に図解した接続とは異なる。
【００２４】
同軸ケーブルは、図５に図解したように不平衡伝送の線路としても用いられるが、その場合は外被と芯線に逆相の電流を流して巨視的な磁気結合を相殺している。図２および図３に図解した本発明の実施の形態のＲＦコイル装置１における同軸ケーブル３の接続は図５に図解した接続とも異なることに留意されたい。
【００２５】
すなわち、本発明の実施の形態としては、たとえば、核磁気共鳴装置に用いた好適なＲＦコイル装置として、そのＲＦコイル装置１を構成する同軸ケーブルの新規な動作原理およびその新たな適用例を述べている。
【００２６】
ＲＦコイル装置１の動作
図２および図３に図解した同軸ケーブル３と、給電部５と、同調用静電容量素子７から構成されるＲＦコイル装置１の動作について述べる。
給電部５における第１の静電容量成分のキャパシタンス（ＣＭ1 ）部分から電流を同軸ケーブル３の芯線３１に流すと、電流は芯線３１のインダクタンス（ＬW ）成分を通過して線間容量ＣC 部分を流れ、給電部５における第２の静電容量成分のキャパシタンス（ＣＭ2 ）部分に接続されている同軸ケーブル３の外被３３のインダクタンス（ＬS ）成分を通過して給電部５における第１の静電容量成分のキャパシタンス（ＣＭ2 ）部分に戻る。このように、同軸ケーブル３と給電部５と、同調用静電容量素子７との接続は、芯線３１と外被３３に流れる電流が同位相になるように接続されている。すなわち、同軸ケーブルの芯線インダクタンス（ＬW ）成分と同軸ケーブルの外被のインダクタンス（ＬS ）成分には同位相の電流が流れる。
【００２７】
図３に図解した等価回路において、共振周波数ｆは下記式１で規定される。
【００２８】
【数５】
0004820022.tif 000004
【００２９】
共振周波数ｆにおいて下記式２が成立していると仮定する。
【００３０】
【数６】
0004820022.tif 000005
【００３１】
式２は本発明の実施の形態の同軸ケーブル３を用いたＲＦコイル装置１が集中定数回路として扱える条件を規定している。
式２が成立する場合、ＲＦコイル装置１の同調用静電容量素子７の両端は同軸ケーブル３の芯線３１および外被３３に接続されるので、図３に図解したように、同軸ケーブル３の芯線と外被との間の線間の静電容量（ＣC ）と並列に接続されていると考えることができる。
【００３２】
以上のとおり、ＲＦコイル装置１は共振周波数ｆが満足されている回路であり、正確に核磁気共鳴信号を検出することができる。
【００３３】
ＲＦコイル装置１の可撓性
ＲＦコイル装置１を構成し、信号検出用コイル２５として使用する同軸ケーブル３は、通常、柔軟なケーブルであり、被検体１８の任意の診断対象部位の形状に密着するように形状を変形させることができる。したがって、本実施の形態のＲＦコイル装置１の同軸ケーブル３を信号検出用コイル２５として使用すると撮像領域の選択の自由度を増す。
【００３４】
図６（Ａ）は本発明の実施の形態のＲＦコイル装置１の同軸ケーブル３を被検体１８の腹部などの診断対象部位に装着して使用する場合の形状を示す図である。図６（Ａ）は同軸ケーブル３を人体腹部の皮下組織なと平面的な広がりを持つ被検体を撮像する場合の使用状況に適した形状を示している。図６（Ａ）に図解したＲＦコイル装置１の同軸ケーブル３を診断対象部位、たとえば、図６（Ｂ）に図解したように、人体の腹部に装着するときは、腹部に密着させて同軸ケーブル３を腹部に装着する（巻き付ける）。このようにすると腹部に対する同軸ケーブル３の充填率は非常に高い。
【００３５】
図７（Ａ）は本発明の実施の形態のＲＦコイル装置１の同軸ケーブル３を被検体１８の腕、脚などの診断に使用する場合の形状を示す図である。すなわち、図７（Ａ）は腕、脚など一方向の広がりを持つ被検体を撮像する場合に適した同軸ケーブル３の形状を示している。診断対象部位が腕の場合、たとえば、図７（Ｂ）に図解したように、同軸ケーブル３を腕に巻き付けて装着する。この場合も腕に対する同軸ケーブル３の充填率は非常に高くなる。
【００３６】
このように、本実施の形態のＲＦコイル装置１の同軸ケーブル３を信号検出用コイル２５として用いると任意の形状に変形させることが容易であり、被検体の寝台対象部位の形状に密着させて配設できるから充填率を高くすることができる。
【００３７】
本実施の形態の効果を明確にするため本実施の形態と上述した従来技術とを比較する。
特開昭６１−２２０６４１号公報に開示された信号検出用コイルも可撓性に富むが、本実施の形態のように共振素子としての同軸ケーブルを用いたものではないし、同軸ケーブル３を用いて集中定数回路を構成したものではない。
【００３８】
特表昭６３−５０１３３６号公報に開示されている信号検出用コイルは、被検体の腹部などに巻き付けて使用する形態のものであり、コイル断面積は変更できない。これに対して、本実施の形態のＲＦコイルユニット１は形状を任意にできるので、コイル断面積を変化させることができる。特表昭６３−５０１３３６号公報に開示された信号検出用コイルはもちろん、本実施の形態のように可撓性を発揮させるために共振素子としての同軸ケーブルを用いたものではないし、同軸ケーブルを用いて集中定数回路を構成したものではない。
【００３９】
上記従来技術に対して、本発明のＲＦコイル装置は、診断対象部位に接触するコイルとして可撓性に富む同軸ケーブルを用いるので診断対象部位への充填率を高めることができる。その結果、撮像領域の自由度が高く、被検体の特定部位を撮像可能であるとともに、コイルを変形して広い撮像領域にも対応可能である。
また本発明のＲＦコイル装置は集中定数回路を構成しているので、共振周波数の微調整が簡便に、迅速に行える。
さらに本発明の実施の形態の同軸ケーブル３として、可撓性を有しながらある程度の固さ（剛性）を有するセミリジット（半剛性）ケーブルなどの構造の安定したものを用いることで、繰り返し撮像領域を再現することが可能となる。
【００４０】
さらに本発明の実施の形態のＲＦコイルユニット１は、共振周波数の調整を行う同調用静電容量素子７が給電部５の近傍に配置されているから、診断対象部位に形状に合わせて同軸ケーブル３の形状を変形しても、容易、簡便、迅速に共振周波数の微調整が可能となる。
すなわち、本発明の実施の形態のＲＦコイル装置１では、ＲＦコイル装置１の同調用静電容量素子７の静電容量ＣT を給電部５部分に配置することが可能であり、多くの場合、被検体への高周波やけどを防止するために給電部５は被検体に直接接触しない場所に配置される。すなわち、被検体にＲＦコイル装置１を構成する同軸ケーブル３を装着して撮像可能な状態にあっても、ＲＦコイル装置１を構成する同調用静電容量素子７は被検体に接触しない場所に設置することが可能であり、静電容量を微調整して共振周波数を最適化することができる。
同調用静電容量素子７としては、共振周波数の微調整を行うものであるから、可変範囲の狭い静電容量を用いればよい。
【００４１】
同調用静電容量素子７は、可変キャパシタでもよいし、チップキャパシタなどの固定容量のキャパシタを複数個組み合わせて合成容量を調整してもよい。すなわち、同調用静電容量素子７としては、容量を調整できればよくその形態にはこだわらない。
同調用静電容量素子７の容量ＣT はまた、同調制御回路４９から制御電圧を印加することによって静電容量の値を可変できる可変容量ダイオードであってもよい。
【００４２】
さらに、本実施の形態のＲＦコイル装置１の同軸ケーブル３を被検体の診断部位に装着した後、同調制御回路４９によって可変容量ダイオードの制御電圧を調整してＲＦコイル装置１の同調周波数を自動的に微調整してもよいし、ユーザによる手動調整で微調整してもよい。
【００４３】
ＲＦコイル装置１の具体例
図２および図３に図解したＲＦコイル装置１の具体例を述べる。
０．２テスラの永久磁石式のＭＲ装置において、共振周波数は約８．５（ＭＨｚ）である。共振周波数ｆ＝８．５（ＭＨｚ）における同軸ケーブル３内の波長短縮率εが０．７である同軸ケーブル３を用いる場合について述べる。
式２の右辺は、λ／４になる長さは、約６．４４（ｍ）であり、共振素子として１〜２ｍ程度の長さの同軸ケーブル３を用いてＲＦコイル装置１を構成すると、集中定数回路として扱うことができる。
同軸ケーブル３の線間容量ＣT は、たとえば、ＪＩＳ  Ｃ３１０２によれば、３Ｄ−２Ｖ規格の同軸ケーブルにおいて、１００±４（ｎＦ／Ｋｍ）、（１ｋＨｚ）であり、１〜２ｍ程度の長さの同軸ケーブルを使用すると、同調用静電容量素子７の同調容量ＣT （線間容量ＣT ）は１００〜２００ｐＦ程度になる。
式１の同軸ケーブルのトータルインダクタンス（ＬW ＋ＬS ）が３．５（μＨ）程度であれば、共振周波数ｆは８．５〜１７ＭＨｚになるので、ＲＦコイル装置１の同調容量ＣT として最大１００（ｐＦ）程度の可変キャパシタを用いて共振周波数を調整できる。
【００４４】
第２実施の形態
図８は本発明のＲＦコイル装置の第２実施の形態を図解する図である。
図８に図解したように、本発明の同軸ケーブル３を用いた共振素子を２個並列に用いて８の字コイルのＲＦコイル装置１Ａを形成してもよい。このような８の字型のＲＦコイル装置１Ａを複数個組み合わせてアレー状ＲＦコイル装置を構成してもよい。
図８に図解したアレー状にコイルを配設したＲＦコイル装置１Ａにおいて、第１の同軸ケーブル３Ａ１、第２の同軸ケーブル３Ａ２のそれぞれの芯線と外被とに、接続用同軸ケーブル３Ａ３、３Ａ４を介して、給電部５から同相の電流が流れるように接続する。
第２実施の形態のＲＦコイル装置１Ａにおいても、式１および式２の条件を満足させる。
【００４５】
第３実施の形態
図９は本発明のＲＦコイル装置１の第３実施の形態を図解する図である。
図９に図解したように、本発明の同軸ケーブル３を用いた共振素子を２個直列に用いてＲＦコイル装置１Ｂを形成してもよい。このようにＲＦコイル装置１Ｂを複数個組み合わせてアレー状にコイルを配設したＲＦコイル装置を構成してもよい。
図９に図解したＲＦコイル装置１Ｂにおいて、第１の同軸ケーブル３Ｂ１、第２の同軸ケーブル３Ｂ２のそれぞれの芯線と外被とに、給電部５から同相の電流が流れるように接続する。
第３実施の形態のＲＦコイル装置１Ｂにおいても、式１および式２の条件を満足させる。
【００４６】
第４実施の形態
図１０は本発明のＲＦコイルユニット１の第４実施の形態を図解する図である。
図１０に図解したように、本発明の同軸ケーブル３を用いた共振素子を３個直列に用いてＲＦコイル装置１Ｃを形成してもよい。このようにＲＦコイル装置１Ｃを複数個組み合わせてアレー状ＲＦコイル装置を構成してもよい。
図１０に図解したＲＦコイル装置１Ｃにおいて、第１〜３の同軸ケーブル３Ｃ１〜３Ｃ３のそれぞれの芯線と外被とに、給電部５から同相の電流が流れるように接続する。
第４実施の形態のＲＦコイル装置１Ｃにおいても、式１および式２の条件を満足させる。
【００４７】
第５実施の形態
図１１は本発明のＲＦコイルユニット１の第５実施の形態を図解する図である。
図１１に図解したように、本発明の同軸ケーブル３を用いた共振素子を４個直列に用いてＲＦコイル装置１Ｄを形成してもよい。このようにＲＦコイル装置１Ｄを複数個組み合わせてアレー状ＲＦコイル装置を構成してもよい。
図１１に図解したＲＦコイル装置１Ｄにおいて、第１〜４の同軸ケーブル３Ｃ１〜３Ｃ４のそれぞれの芯線と外被とに、給電部５から同相の電流が流れるように接続する。
第５実施の形態のＲＦコイル装置１Ｄにおいても、式１および式２の条件を満足させる。
【００４８】
その他の実施の形態
本発明の実施の形態のＲＦコイル装置を構成する同軸ケーブルは、折り曲げ可能な板の上に配線を固定してもよいし、固定せずに自由配線してもよい。
【００４９】
また、同軸ケーブルの一部にセミリジットケーブルなどの構造の安定してものを使用して変形可能な箇所を限定して形状の再現性を確保してもよい。
【００５０】
もちろん、本発明の実施の形態のＲＦコイル装置は単体で用いてもよいし、複数個組み合わせて用いてもよい。すなわち、本発明の共振素子としての同軸ケーブルを用いた上述した構成のＲＦコイル装置であれば、単体でもよいし、複数個適宜組み合わせてもよい。
すなわち、本発明のＲＦコイル装置は、図８〜図１１に例示した構成に分割が限定されるではなく、さらに多数に分割することもできるし、分割せず単一で用いることもできる。
また、本発明のＲＦコイル装置は、送信用ＲＦコイルとしてだけでなく、ＭＲ装置の周知技術を適用することにより、受信用ＲＦコイル、送受信用ＲＦコイルとしても使用することができる。
【００５１】
【発明の効果】
本発明によれば、可撓性を示すので形状および断面積を検出対象部位に適合させて変形することが容易であり、その結果、検出対象部位への充填率を高くできるＲＦコイル装置が提供できた。
【００５２】
本発明のＲＦコイル装置においては、共振素子としての同軸ケーブルと集中分布定数回路を構成する回路に構成しているので、検出対象部位の撮像範囲の調整後に共振周波数を容易に微調整することができ、このＲＦコイル装置を用いた検出結果の精度を高めることができる。
【００５３】
また本発明のＲＦコイル装置の同軸ケーブルを信号検出用コイルとして用いて核磁気共鳴装置に使用すると、診断対象部位の形状および断面に依存せず充填率を高く維持でき、微調整も容易で、正確な撮像が可能な核磁気共鳴装置が提供される。
【図面の簡単な説明】
【図１】図１は核磁気共鳴装置の構成図である。
【図２】図２は本発明の第１実施の形態のＲＦコイル装置構成する、共振素子としての同軸ケーブルと、給電部を示す図である。
【図３】図３は図２に図解したＲＦコイル装置の等価回路図である。
【図４】図４は従来の同軸ケーブルの利用形態を示す図である。
【図５】図５は従来の同軸ケーブルの他の利用形態を示す図である。
【図６】図６（Ａ）、（Ｂ）は本発明の実施の形態のＲＦコイル装置の同軸ケーブルを信号検出用コイルとして被検体の腹部などの診断に使用する場合の形状を示す図である。
【図７】図７（Ａ）、（Ｂ）は本発明の実施の形態のＲＦコイル装置の同軸ケーブルを信号検出用コイルとして被検体の腕、脚などの診断に使用する場合の形状を示す図である。
【図８】図８は本発明の第２実施の形態のＲＦコイル装置を図解する図である。
【図９】図９は本発明の第３実施の形態のＲＦコイル装置を図解する図である。
【図１０】図１０は本発明の第４実施の形態のＲＦコイル装置を図解する図である。
【図１１】図１１は本発明の第５実施の形態のＲＦコイル装置を図解する図である。
【符号の説明】
１・・ＲＦコイル装置
３・・同軸ケーブル、３１・・芯線、３３・・外被
ＣC ・・同軸ケーブルの芯線と外被との間の線間の静電容量のキャパシタンス
５・・給電部
ＣＭ1 ・・給電部の第１の静電容量成分のキャパシタンス
ＣＭ2 ・・給電部の第２の静電容量成分のキャパシタンス
７・・同調用静電容量素子
ＣT ・・同調用静電容量素子のキャパシタンス
１０〜１２、１６・・コイル、１３〜１５、１７・・電源
１８・・被検体、１９・・ベッド、２０・・支持台
４１・・制御装置、４２・・高周波パルス発生器、４３・・増幅器
４６・・増幅回路、４７・・検波器、４８・・信号処理装置
４９・・同調制御回路
【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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