(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
全体として筒状形状のＭＲＩ用ＲＦコイルであって、
前記筒状形状の中心軸と平行な方向をコイルにおける送信又は受信の磁場の向きとし、前記中心軸と直交する一軸と平行な方向を静磁場の向きとし、
前記筒状形状の側面に相当する部分に８の字に交差した８の字型導電路を形成し、前記８の字の交差点である導電路部分は前記中心軸及び前記一軸と直交する軸上にあるとともに、前記８の字の交差点でない導電路部分において前記中心軸と平行な方向を磁場の向きとして送信又は受信を行うループ状のコイルを形成していることを特徴とするＭＲＩ用ＲＦコイル。
【請求項２】
全体として筒状形状のＭＲＩ用ＲＦコイルであって、
前記筒状形状の中心軸と平行な方向をコイルにおける送信又は受信の磁場の向きとし、前記中心軸と直交する一軸と平行な方向を静磁場の向きとし、
前記筒状形状の側面に相当する部分に８の字に交差した８の字型導電路を形成し、前記８の字型導電路は前記中心軸及び前記一軸と直交する軸と平行な向きの振動磁場を加えたときに互いに打ち消し合う逆向きの誘導起電力を生じるとともに、前記８の字の交差点でない導電路部分において前記中心軸と平行な方向を磁場の向きとして送信又は受信を行うループ状のコイルを形成していることを特徴とするＭＲＩ用ＲＦコイル。
【発明の詳細な説明】
【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、ＭＲＩ（Ｍagnetic Ｒesonance Ｉmaging ）用ＲＦコイルに関し、さらに詳しくは、全体として筒状形状のＭＲＩ用ＲＦコイルであって、筒状形状の中心軸方向の感度範囲が広く、しかも、筒状形状の半径方向かつ水平方向の振動磁場を減衰させずに外部から内部に印加できるＭＲＩ用ＲＦコイルに関する。特に、垂直磁場形ＭＲＩ装置に用いる受信専用ＲＦコイルとして有用である。
【０００２】
【従来の技術】
図９は、従来のＭＲＩ用ＲＦコイルの一例であるソレノイドコイルを示す構成図である。
このソレノイドコイル５００は、幅Ｗ１が比較的狭い銅シートを、両端間に短い間隔をあけて、筒状に丸めて筒状導体部５２を形成し、前記両端間に共振コンデンサ５３を接続した構造である。
前記共振コンデンサ５３の両端には、同軸ケーブルＬの心線および外部導体がそれぞれ接続されている。
前記筒状導体部５２の中心軸方向をｚ軸方向とし、それに直交する２軸の方向をｘ軸，ｙ軸とし、ｚ軸，ｙ軸を水平面内とし、ｘ軸を鉛直方向とする直交座標系を想定するとき、上記ソレノイドコイル５００は、ｘ軸方向の静磁場Ｂｏを持つ垂直磁場形ＭＲＩ装置において使用される。そして、前記筒状導体部５２で囲まれた空洞が測定空間となる。
すなわち、上記ソレノイドコイル５００は、その空洞内に入った被検体を、外部に設置した送信コイル（図示省略）の回転磁界（その成分を振動磁場Ｂｚ，Ｂｙとする）により励起し、被検体から放射されたＮＭＲ信号のｚ軸方向の振動磁場Ｅｚを感知するのに用いられる。
【０００３】
図１０は、上記ソレノイドコイル５００におけるｚ軸方向の感度分布を示す説明図である。説明の都合上、コイル中央をｚ軸原点とする。
上記ソレノイドコイル５００の感度は、コイル端から外れと急に低下する。
【０００４】
図１１は、従来のソレノイドコイルの他例を示す構成図である。
このソレノイドコイル６００は、幅Ｗが比較的広い銅シートを、両端間に短い間隔をあけて、筒状に丸めて筒状導体部６２を形成し、前記両端間に複数の共振コンデンサ６３を接続した構造である。
前記共振コンデンサ６３の両端には、同軸ケーブルＬの心線および外部導体がそれぞれ接続されている。
前記筒状導体部６２の中心軸方向をｚ軸方向とし、それに直交する２軸の方向をｘ軸，ｙ軸とし、ｚ軸，ｙ軸を水平面内とし、ｘ軸を鉛直方向とする直交座標系を想定するとき、上記ソレノイドコイル６００は、ｘ軸方向の静磁場Ｂｏを持つ垂直磁場形ＭＲＩ装置において使用される。そして、筒状導体部６２で囲まれた空洞が測定空間となる。
すなわち、上記ソレノイドコイル６００は、その空洞内に入った被検体を、外部に設置した送信コイル（図示省略）の回転磁界（その成分を振動磁場Ｂｚ，Ｂｙとする）により励起し、被検体から放射されたＮＭＲ信号のｚ軸方向の振動磁場Ｅｚを感知するのに用いられる。
【０００５】
図１２は、上記ソレノイドコイル６００におけるｚ軸方向の感度分布を示す説明図である。
ソレノイドコイル６００のｚ軸方向の幅Ｗは、上記ソレノイドコイル５００の幅Ｗ１よりも広いので、ＮＭＲ信号を受信するのに必要な感度が得られるｚ軸方向の幅を広げることが出来る。
【０００６】
【発明が解決しようとする課題】
上記従来のソレノイドコイル５００では、図１０に示したように振動磁場Ｅｚを感知しうる幅が狭い問題点がある。
また、上記従来のソレノイドコイル６００では、図１２に示したように振動磁場Ｅｚを感知しうる幅が広くなるが、筒状導体部６２が振動磁場Ｂｙを遮蔽するため、空洞内の被検体を励起するのに大きなＲＦパワーを必要としたり、振動磁場Ｂｙの均一性が損われるという問題点がある。
【０００７】
これに対して、図１３に示すソレノイドコイル７００のように、筒状導体部７２の側面に開口部Ｋを開けて、振動磁場Ｂｙを透しやすくすることが考えられる。
しかし、図１４に示すように、開口部Ｋの周囲の導体で形成される導電路に誘導電流ｉが流れ、振動磁場Ｂｙを打ち消す振動磁場ｂｙを発生させるから、やはり振動磁場Ｂｙが減衰させられる問題点がある。
【０００８】
そこで、本発明の目的は、筒状形状の中心軸（ｚ軸）方向の感度範囲が広く、しかも、筒状形状の半径方向かつ水平方向の振動磁場（Ｂｙ）を減衰させずに外部から内部に印加できるＭＲＩ用ＲＦコイルを提供することにある。
【０００９】
【課題を解決するための手段】
第１の観点では、本発明は、全体として筒状形状のＭＲＩ用ＲＦコイルであって、筒状形状の側面に相当する部分に、８の字形に交差した８の字型導電路を形成したことを特徴とするＭＲＩ用ＲＦコイルを提供する。
上記第１の観点のＭＲＩ用ＲＦコイルでは、筒状形状の中心軸方向の幅を比較的広くすることにより、筒状形状の中心軸方向の感度範囲を広くできる。また、筒状形状の半径方向かつ水平方向の振動磁場に対し、８の字型導電路の上半分と下半分で互いに逆向きの誘導起電力を生じるので、それらが打ち消し合い、誘導電流が流れない。この結果、筒状形状の半径方向かつ水平方向の振動磁場を打ち消す振動磁場が発生しない。よって、筒状形状の半径方向かつ水平方向の振動磁場を減衰させずに外部から内部に印加できるようになる。また、振動磁場の均一性の低下を防止することが出来る。
【００１０】
第２の観点では、本発明は、全体として筒状形状のＭＲＩ用ＲＦコイルであって、筒状形状の側面に相当する部分に、筒状形状の半径方向かつ水平方向の振動磁場を加えたときに互いに打ち消し合う逆向きの誘導起電力を生じるような導電路を形成したことを特徴とするＭＲＩ用ＲＦコイルを提供する。
上記第２の観点のＭＲＩ用ＲＦコイルでは、筒状形状の中心軸方向の幅を比較的広くすることにより、筒状形状の中心軸方向の感度範囲を広くできる。また、筒状形状の半径方向かつ水平方向の振動磁場に対し、互いに打ち消し合う逆向きの誘導起電力を生じるので、誘導電流が流れない。この結果、筒状形状の半径方向かつ水平方向の振動磁場を打ち消す振動磁場が発生しない。よって、筒状形状の半径方向かつ水平方向の振動磁場を減衰させずに外部から内部に印加できるようになる。また、振動磁場の均一性の低下を防止することが出来る。
【００１１】
【発明の実施の形態】
以下、図に示す発明の実施の形態により本発明をさらに詳細に説明する。なお、これにより本発明が限定されるものではない。
【００１２】
−第１の実施形態−
図１は、本発明の第１の実施形態にかかるＭＲＩ用ＲＦコイルを示す構成図である。
このＭＲＩ用ＲＦコイル１００は、８の字形に交差する８の字型導電路２ａ，２ｂを筒状形状の側面に相当する部分に形成され且つ８の字型導電路２ａ，２ｂの上辺に相当する導体部分の間に短い間隔をあけた筒状導体部２と、前記導体部分の間に接続された複数の共振コンデンサ３とを具備して構成されている。
前記筒状導体部２は例えば銅やアルミニウム製であり、その幅Ｗは比較的広くなっている。
前記８の字の上半分と下半分は、交差部に対して対称となっている。
前記共振コンデンサ３のうちの１つの両端には、同軸ケーブルＬの心線および外部導体がそれぞれ接続されている（同軸ケーブルを直接には接続せず、バランを介して導出してもよい）。
前記筒状導体部２の中心軸方向をｚ軸方向とし、それに直交する２軸の方向をｘ軸，ｙ軸とし、ｚ軸，ｙ軸を水平面内とし、ｘ軸を鉛直方向とする直交座標系を想定するとき、このＭＲＩ用ＲＦコイル１００は、ｘ軸方向の静磁場Ｂｏを持つ垂直磁場形ＭＲＩ装置において使用される。そして、前記筒状導体部２で囲まれた空洞が測定空間となる。
すなわち、このＭＲＩ用ＲＦコイル１００は、その空洞内に入った被検体を、外部に設置した送信コイル（図示省略）の回転磁界（その成分を振動磁場Ｂｚ，Ｂｙとする）により励起し、被検体から放射されたＮＭＲ信号のｚ軸方向の振動磁場Ｅｚを感知するのに用いられる。
【００１３】
図２は、ＭＲＩ用ＲＦコイル１００に振動磁場Ｂｙが加わったときに生じる誘導起電力を示す説明図である。
振動磁場Ｂｙが加わったとき、８の字型導電路２ａの上半分には、振動磁場Ｂｙを打ち消す方向の振動磁場を発生させる誘導電流を流す方向の誘導起電力Ｖatが発生する。一方、８の字型導電路２ａの下半分にも、振動磁場Ｂｙを打ち消す方向の振動磁場を発生させる誘導電流を流す方向の誘導起電力Ｖabが発生する。ところが、これらは８の字型導電路２ａ上で逆方向であるから、互いに打ち消し合い、振動磁場Ｂｙを打ち消す方向の振動磁場を発生させる誘導電流は流れない。
また、８の字型導電路２ｂの上半分には、振動磁場Ｂｙを打ち消す方向の振動磁場を発生させる誘導電流を流す方向の誘導起電力Ｖbtが発生する。一方、８の字型導電路２ｂの下半分にも、振動磁場Ｂｙを打ち消す方向の振動磁場を発生させる誘導電流を流す方向の誘導起電力Ｖbbが発生する。ところが、これらは８の字型導電路２ｂ上で逆方向であるから、互いに打ち消し合い、振動磁場Ｂｙを打ち消す方向の振動磁場を発生させる誘導電流は流れない。
この結果、振動磁場Ｂｙを打ち消す振動磁場が発生せず、振動磁場Ｂｙを減衰させずに外部から内部に印加できるようになる。
【００１４】
図３は、ＭＲＩ用ＲＦコイル１００により振動磁場Ｅｚを感知するときに生じる誘導電流の分布状態を示す説明図である。
矢印方向の磁場Ｅｚが加わったとき、８の字型導電路２ａには、上向きの誘導電流ｉat，ｉabが流れる。また、８の字型導電路２ｂには、下向きの誘導電流ｉbt，ｉbbが流れる。すなわち、ＭＲＩ用ＲＦコイル１００の全体としてみると、図１１，図１３に示したソレノイドコイル６００，７００と同様に誘導電流が流れ、ＮＭＲ信号のｚ軸方向の振動磁場Ｅｚを感知できる。
【００１５】
図４は、ＭＲＩ用ＲＦコイル１００におけるｚ軸方向の感度分布を示す説明図である。
ＭＲＩ用ＲＦコイル１００のｚ軸方向の幅Ｗを広くすれば、ＮＭＲ信号を受信するのに必要な感度が得られるｚ軸方向の幅を十分に広くできる。
【００１６】
以上の第１の実施形態のＭＲＩ用ＲＦコイル１００によれば、筒状導体部２の幅Ｗを広くしてｚ軸方向の感度範囲を広くできると共に、振動磁場Ｂｙを減衰させずに外部から内部に印加でき、被検体を励起するために大きなＲＦパワーを必要としなくなる。また、振動磁場Ｂｙの均一性を損わないから、被検体を好適に励起できる。
【００１７】
−第２の実施形態−
図５は、本発明の第２の実施形態にかかるＭＲＩ用ＲＦコイルを示す構成図である。
このＭＲＩ用ＲＦコイル２００においては、筒状導体部２２の８の字型導電路２２ａ，２２ｂの上辺に相当する導体部分の間と，下辺に相当する導体部分の間の２箇所の間隙に、それぞれ複数の共振コンデンサ２３ａ，２３ｂを接続している。
上記第２の実施形態にかかるＭＲＩ用ＲＦコイル２００によれば、筒状導体部２２の幅を広くして、筒状形状の中心軸方向の感度範囲を広くできる。また、筒状形状の半径方向かつ水平方向の振動磁場を減衰させずに外部から内部に印加でき、被検体を励起するために大きなＲＦパワーを必要としなくなる。さらに、筒状導体部２２の２箇所の間隙にそれぞれ共振コンデンサ２３ａ，２３ｂを接続するので、共振周波数をＮＭＲ信号の周波数に合わせる調整が容易となる。
【００１８】
−第３の実施形態−
図６は、本発明の第３の実施形態にかかるＭＲＩ用ＲＦコイルを示す構成図である。
このＭＲＩ用ＲＦコイル３００の筒状導体部３２は、８の字型導電路３２ａが形成された導体部分と、８の字型導電路３２ｂが形成された導体部分と、前記８の字型導電路３２ａ，３２ｂの下辺に相当する導体部分との間にそれぞれ短い間隔を開け且つ円筒形状の周面に沿って形成された周面導体部分とから構成されている。
そして、８の字型導電路３２ａ，３２ｂの上辺に相当する導体部分の間と，前記８の字型導電路３２ａの下辺に相当する部分と前記周面導体部分との間と，前記８の字型導電路３２ｂの下辺に相当する部分と前記周面導体部分の間の３箇所の間隙に、それぞれ複数の共振コンデンサ３３ａ，３３ｂ，３３ｃを接続している。
上記第３の実施形態にかかるＭＲＩ用ＲＦコイル３００によれば、筒状導体部３２の幅を広くして、筒状形状の中心軸方向の感度範囲を広くできる。また、筒状形状の半径方向かつ水平方向の振動磁場を減衰させずに外部から内部に印加でき、被検体を励起するために大きなＲＦパワーを必要としなくなる。さらに、筒状導体部３２の３箇所の間隙にそれぞれ共振コンデンサ３３ａ，３３ｂ，３３ｂを接続するので、共振周波数をＮＭＲ信号の周波数に合わせる調整が容易となる。
【００１９】
−第４の実施形態−
図７は、本発明の第４の実施形態にかかるＭＲＩ用ＲＦコイルを示す構成図である。
このＭＲＩ用ＲＦコイル４００は、直列に連なった８の字型導電路４２ａ，４２ｂ（この場合、蛇行した導電経路の上半分と下半分をそれぞれ８の字の形状とみなす）および直列に連なった８の字型導電路４２ｃ，４２ｄを形成され且つ前記８の字型導電路４２ａ，４２ｃの上辺に相当する導体部分の間に短い間隔をあけた筒状導体部４２と、前記導体部分の間に接続された複数の共振コンデンサ４３とを具備して構成されている。
図８は、ＭＲＩ用ＲＦコイル４００に振動磁場Ｂｙが加わったときに生じる誘導起電力の方向を示す説明図である。
振動磁場Ｂｙが加わったとき、８の字型導電路４２ａの上半分と下半分には、逆向きの誘導起電力Ｖat，Ｖabが発生し、互いに打ち消し合う。また、８の字型導電路４２ｂの上半分と下半分には、逆向きの誘導起電力Ｖbt，Ｖbbが発生し、互いに打ち消し合う。また、８の字型導電路４２ｃの上半分と下半分には、逆向きの誘導起電力Ｖct，Ｖcbが発生し、互いに打ち消し合う。さらに、８の字型導電路４２ｄの上半分と下半分には、逆向きの誘導起電力Ｖdt，Ｖdbが発生し、互いに打ち消し合う。従って、誘導電流は流れず、振動磁場Ｂｙを打ち消すような振動磁場は発生しない。
上記第４の実施形態にかかるＭＲＩ用ＲＦコイル４００によれば、筒状導体部４２の幅を広くして、筒状形状の中心軸方向の感度範囲を広くできる。また、振動磁場Ｂｙを減衰させずに外部から内部に印加でき、被検体を励起するために大きなＲＦパワーを必要としなくなる。さらに、筒状導体部４２のｚ軸方向に走行する導電路の数を増やすことが出来る。
【００２０】
【発明の効果】
本発明のＭＲＩ用ＲＦコイルによれば、筒状導体部の幅を広くして、筒状形状の中心軸方向の感度範囲を広くできる。また、筒状形状の半径方向かつ水平方向の振動磁場を減衰させずに外部から内部に印加でき、被検体を励起するために大きなＲＦパワーを必要としなくなる。さらに、被検体に印加される励起磁場の均一性の低下を防止できるようになる。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明の第１の実施形態にかかるＭＲＩ用ＲＦコイルを示す構成図である。
【図２】図１のＭＲＩ用ＲＦコイルに振動磁場Ｂｙを加えたときに生じる誘導電流の分布状態を示す説明図である。
【図３】図１のＭＲＩ用ＲＦコイルにより振動磁場Ｂｚを感知するときに生じる誘導電流の分布状態を示す説明図である。
【図４】図１のＭＲＩ用ＲＦコイルにおけるｚ軸方向の感度分布の説明図である。
【図５】本発明の第２の実施形態にかかるＭＲＩ用ＲＦコイルを示す構成図である。
【図６】本発明の第３の実施形態にかかるＭＲＩ用ＲＦコイルを示す構成図である。
【図７】本発明の第４の実施形態にかかるＭＲＩ用ＲＦコイルを示す構成図である。
【図８】図７のＭＲＩ用ＲＦコイルに振動磁場Ｂｙを加えたときに生じる誘導電流の分布状態を示す説明図である。
【図９】従来のソレノイドコイルの一例を示す構成図である。
【図１０】図９のソレノイドコイルにおけるｚ軸方向の感度分布の説明図である。
【図１１】従来のソレノイドコイルの他例を示す構成図である。
【図１２】図１１のソレノイドコイルにおけるｚ軸方向の感度分布の説明図である。
【図１３】筒状導体部の側面に開口部を開けた場合を想定したソレノイドコイルの説明図である。
【図１４】図１３のＭＲＩ用ＲＦコイルに振動磁場Ｂｙを加えたときに生じる誘導電流の分布状況を示す説明図である。
【符号の説明】
１００，２００，３００，４００              ＭＲＩ用ＲＦコイル
２，２２，３２，４２                        筒状導体部
２ａ，２ｂ，２２ａ，２２ｂ，３２ａ，３２ｂ  ８の字型導電路
４２ａ，４２ｂ，４２ｃ，４２ｄ              ８の字型導電路
３，２３ａ，２３ｂ，３３ａ，３３ｂ，３３ｃ，４３  共振コンデンサ
Ｌ                                          同軸ケーブル
Ｓ                                          鞍形コイル
【図１】
0003836196.tif 000002
【図２】
0003836196.tif 000003
【図３】
0003836196.tif 000004
【図４】
0003836196.tif 000005
【図５】
0003836196.tif 000006
【図６】
0003836196.tif 000007
【図７】
0003836196.tif 000008
【図８】
0003836196.tif 000009
【図９】
0003836196.tif 000010
【図１０】
0003836196.tif 000011
【図１１】
0003836196.tif 000012
【図１２】
0003836196.tif 000013
【図１３】
0003836196.tif 000014
【図１４】
0003836196.tif 000015