(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
２つのリングコイルの間に複数のエレメント導体を介設したＭＲＩ用ＲＦコイルであって、
第１の共鳴周波数のＲＦ信号に対して前記２つのリングコイルによるＲＦコイルが形成され、第２の共鳴周波数のＲＦ信号に対して互いに隣接する前記エレメント導体および当該エレメント導体と前記リングコイルの接続点に挟まれたリングコイル部分によりＲＦコイルが鞍型に形成されることを特徴とするＭＲＩ用ＲＦコイル。
【請求項２】
第１のリングコイルと、第２のリングコイルと、前記第１のリングコイルと前記第２のリングコイルの間に介設された第１〜第４のエレメント導体と、前記第１のエレメント導体と前記第１のリングコイルの接続点および前記第２のエレメント導体と前記第１のリングコイルの接続点の間に介設された第１のコンデンサと、前記第１のエレメント導体と前記第２のリングコイルの接続点および前記第２のエレメント導体と前記第２のリングコイルの接続点の間に介設された第２のコンデンサと、前記第１のエレメント導体に介設された第３のコンデンサと、前記第２のエレメント導体に介設された第４のコンデンサと、前記第３のエレメント導体と前記第１のリングコイルの接続点および前記第４のエレメント導体と前記第１のリングコイルの接続点の間に介設された第１の給電用コンデンサおよび前記第２の共鳴周波数に対して並列共振する並列共振回路の直列回路と、前記第３のエレメント導体と前記第２のリングコイルの接続点および前記第４のエレメント導体と前記第２のリングコイルの接続点の間に介設された第２の給電用コンデンサおよび前記第２の共鳴周波数に対して並列共振する並列共振回路の直列回路と、前記第３のエレメント導体に介設された第３の給電用コンデンサおよび前記第１の共鳴周波数に対して並列共振する並列共振回路の直列回路と、前記第４のエレメント導体に介設された第４の給電用コンデンサおよび前記第１の共鳴周波数に対して並列共振する並列共振回路の直列回路とを具備し、
前記第１〜第４のコンデンサは、前記第１の共鳴周波数に対して、前記第１のリングコイルと前記第２のリングコイルの間の相互インダクタンスが実質的に無視できるように、且つ、前記第２の共鳴周波数に対して、前記第１，第３のエレメント導体およびそれらエレメント導体と前記第１，第２のリングコイルの接続点に挟まれたリングコイル部分により形成される第１の鞍型コイルと、前記第２，第４のエレメント導体およびそれらエレメント導体と前記第１，第２のリングコイルの接続点に挟まれたリングコイル部分により形成される第２の鞍型コイルの間の相互インダクタンスが実質的に無視できるように容量が調整され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（Radio Frequency）コイルに関し、さらに詳しくは、共鳴周波数によって感度方向が異なるＭＲＩ用ＲＦコイルに関する。
【０００２】
【従来の技術】
ＮＭＲスペクトロスコピー（Nuclear Magnetic Resonance spectroscopy）において、磁場の空間的均一性を高めるシミング（shimming）や，異なる核種間のカップリングを切るデカップリング（decoupling）を適切に行う見地から、１つのＲＦコイルで、異なる周波数の励起用ＲＦパルスを送信したり，異なる周波数のＮＭＲ信号を受信できるようにしたデュアルチューンコイル（dual tune coil）が知られている。
【０００３】
【発明が解決しようとする課題】
しかし、共鳴周波数によって感度方向が異なるＭＲＩ用ＲＦコイルは知られていない。
そこで、本発明の目的は、共鳴周波数によって感度方向が異なるＭＲＩ用ＲＦコイルを提供することにある。
【０００４】
【課題を解決するための手段】
第１の観点では、本発明は、２つのリングコイルの間に複数のエレメント導体を介設したＭＲＩ用ＲＦコイルであって、第１の共鳴周波数のＲＦ信号に対して前記２つのリングコイルによるＲＦコイルが形成され、第２の共鳴周波数のＲＦ信号に対して互いに隣接する前記エレメント導体および当該エレメント導体と前記リングコイルの接続点に挟まれたリングコイル部分によりＲＦコイルが鞍型に形成されることを特徴とするＭＲＩ用ＲＦコイルを提供する。
上記第１の観点によるＭＲＩ用ＲＦコイルでは、第１の共鳴周波数のＲＦ信号（一般に励起用ＲＦパルスまたはＮＭＲ信号）に対しては、２つのリングコイルをＲＦコイルとして形成でき、第２の共鳴周波数のＲＦ信号に対しては、エレメント導体およびリングコイルの一部からなる鞍型コイルをＲＦコイルとして形成でき、共鳴周波数によって感度方向が９０°異なるＲＦコイルを形成することが出来る。
【０００５】
第２の観点では、本発明は、第１のリングコイルと、第２のリングコイルと、前記第１のリングコイルと前記第２のリングコイルの間に介設された第１〜第４のエレメント導体と、前記第１のエレメント導体と前記第１のリングコイルの接続点および前記第２のエレメント導体と前記第１のリングコイルの接続点の間に介設された第１のコンデンサと、前記第１のエレメント導体と前記第２のリングコイルの接続点および前記第２のエレメント導体と前記第２のリングコイルの接続点の間に介設された第２のコンデンサと、前記第１のエレメント導体に介設された第３のコンデンサと、前記第２のエレメント導体に介設された第４のコンデンサと、前記第３のエレメント導体と前記第１のリングコイルの接続点および前記第４のエレメント導体と前記第１のリングコイルの接続点の間に介設された第１の給電用コンデンサおよび前記第２の共鳴周波数に対して並列共振する並列共振回路の直列回路と、前記第３のエレメント導体と前記第２のリングコイルの接続点および前記第４のエレメント導体と前記第２のリングコイルの接続点の間に介設された第２の給電用コンデンサおよび前記第２の共鳴周波数に対して並列共振する並列共振回路の直列回路と、前記第３のエレメント導体に介設された第３の給電用コンデンサおよび前記第１の共鳴周波数に対して並列共振する並列共振回路の直列回路と、前記第４のエレメント導体に介設された第４の給電用コンデンサおよび前記第１の共鳴周波数に対して並列共振する並列共振回路の直列回路とを具備し、前記第１〜第４のコンデンサは、前記第１の共鳴周波数に対して、前記第１のリングコイルと前記第２のリングコイルの間の相互インダクタンスが実質的に無視できるように、且つ、前記第２の共鳴周波数に対して、前記第１，第３のエレメント導体およびそれらエレメント導体と前記第１，第２のリングコイルの接続点に挟まれたリングコイル部分により形成される第１の鞍型コイルと、前記第２，第４のエレメント導体およびそれらエレメント導体と前記第１，第２のリングコイルの接続点に挟まれたリングコイル部分により形成される第２の鞍型コイルの間の相互インダクタンスが実質的に無視できるように容量が調整されていることを特徴とするＭＲＩ用ＲＦコイルを提供する。
上記構成において、「給電」は、励起用ＲＦパルスの送信，ＮＭＲ信号の受信のための電力の供給，取り出しのどちらか一方または両方を意味する。
上記第２の観点によるＭＲＩ用ＲＦコイルでは、第１の共鳴周波数に対しては、第３，第４のエレメント導体に介設された並列共振回路が並列共振状態となって当該並列共振部分が実質的に切り離され、第１リングコイルと第２のリングコイルがＲＦコイルとして機能する。ここで、第１〜第４のコンデンサの容量の条件より、第１のリングコイルと第２のリングコイルの間の相互インダクタンスを実質的に無視できるから、前記第１リングコイルと第２のリングコイルの間の相互干渉を実質的に無くし、ＳＮＲ（Signal to Noise Ratio）を十分に高めることが出来る。
一方、第２の共鳴周波数に対しては、第３，第４のエレメント導体と第１のリングコイルとの接続点間に介設された並列共振回路と、第３，第４のエレメント導体と第２のリングコイルとの接続点間に介設された並列共振回路が並列共振状態となって当該並列共振部分が実質的に切り離され、第１，第３のエレメント導体および第１，第２のリングコイルの一部により形成された第１の鞍型コイルと、第２，第４のエレメント導体および第１，第２のリングコイルの一部により形成された第２の鞍型コイルとが、ＲＦコイルとして機能する。ここで、第１〜第４のコンデンサの容量の条件より、第１の鞍型コイルと第２の鞍型コイルの間の相互インダクタンスを実質的に無視できるから、前記第１の鞍型コイルと前記第２の鞍型コイルの間の相互干渉を実質的に無くし、ＳＮＲを十分に高めることが出来る。
以上より、第１の共鳴周波数と第２の共鳴周波数とで感度方向が９０°異なったＲＦコイルとして機能する。
【０００６】
【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。
【０００７】
本発明の実施の形態について説明する前に、本発明にかかるＭＲＩ用ＲＦコイルの基本原理について説明する。
図１は、本発明にかかるＭＲＩ用ＲＦコイル１００’の基本回路を示す斜視図である。
このＭＲＩ用ＲＦコイル１００’は、リングコイル１と、リングコイル２と、前記リングコイル１と前記リングコイル２の間に介設されたエレメント導体３，４，５，６と、前記エレメント導体３と前記リングコイル１の接続点と前記エレメント導体４と前記リングコイル１の接続点の間に介設された第１コンデンサＣａと、前記エレメント導体３と前記リングコイル２の接続点と前記エレメント導体４と前記リングコイル２の接続点の間に介設された第２コンデンサＣａと、前記エレメント導体３に介設された第３コンデンサＣｂと、前記エレメント導体４に介設された第４コンデンサＣｂとを具備して構成されている。また、前記エレメント導体５とリングコイル１の接続点および前記エレメント導体６とリングコイル１の接続点の間にはスイッチＳ１が介設され、前記エレメント導体５とリングコイル２の接続点および前記エレメント導体６とリングコイル２の接続点の間にはスイッチＳ２が介設され、前記エレメント導体５にはスイッチＳ３が介設され、前記エレメント導体６にはスイッチＳ４が介設されている。
前記第１，第２コンデンサＣａおよび前記第３，第４コンデンサＣｂは、第１の共鳴角周波数ω１に対して、前記リングコイル１，２の間の相互インダクタンス（図２のＭ１）が実質的に無視できるように、且つ、第２の共鳴角周波数ω２に対して、エレメント導体３，５およびそれらエレメント導体３，５とリングコイル１，２の接続点に挟まれたリングコイル部分により形成される鞍型コイル（図３のＫ１）と，エレメント導体４，６およびそれらエレメント導体４，６とリングコイル１，２の接続点に挟まれたリングコイル部分により形成される鞍型コイル（図３のＫ２）の間の相互インダクタンス（図３のＭ２）が実質的に無視できるように、容量が調整されている。当該容量の決定原理を、次に詳述する。
【０００８】
まず、図２に示すように、前記スイッチＳ１，Ｓ２を閉じ、スイッチＳ３，Ｓ４を開き、リングコイル１にＲＦ電圧源Ｖｒ（これは、励起用ＲＦパルスの印加電圧またはＮＭＲ信号による誘起電圧に相当する）により共鳴角周波数ω１の電流Ｉを流した場合を想定する。図中、ループＡＢＤＥ（第３コンデンサＣａ→第２コンデンサＣａ→第４コンデンサＣｂの経路）を流れる電流をＩｍとすると、この電流Ｉｍにより図のＡＢ間に現れる電圧ＶBAは、
0003847018.tif 000002
【０００９】
一方、リングコイル１とリングコイル２の間の相互インダクタンスをＭ１とし、図２のように、リングコイル１における電流Ｉの正の向きとリングコイル２における電流Ｉ２の正の向きとを同方向に決め、Ｍ１＞０と規定すると、相互インダクタンスＭ１により図のＡＢ間に誘起される電圧ＶBAは、
0003847018.tif 000003
【００１０】
上記(１)式で表される電圧ＶBAと，上記(２)式で表される電圧ＶBAが等しくなると、相互干渉の影響により、リングコイル２に誘導電流が流れることが防止されるから、
0003847018.tif 000004
【００１１】
一方、ループＡＢＤＥにおけるキルヒホッフの法則より、
0003847018.tif 000005
【００１２】
上記(３)式と上記(４)式よりリングコイル１とリングコイル２間の相互干渉を打ち消す条件は、
0003847018.tif 000006
【００１３】
次に、図３に示すように、前記スイッチＳ１，Ｓ２を開き、スイッチＳ３，Ｓ４を閉じ、エレメント導体６にＲＦ電圧源Ｖｒ’により共鳴角周波数ω２の電流Ｉを流した場合を想定する。この場合、鞍型コイルＫ１と，鞍型コイルＫ２の間の相互インダクタンスをＭ２とし、図３のように、エレメント導体５における電流Ｉ５の正の向きとエレメント導体６における電流Ｉの正の向きとを同方向に決め、Ｍ２＞０と規定すると、鞍型コイルＫ１と，鞍型コイルＫ２の間の相互干渉を打ち消す条件は、
0003847018.tif 000007
【００１４】
上記(５)式を上記(６)式に代入して、Ｃａについて整理すると、
0003847018.tif 000008
【００１５】
上記(５)式より、ＣｂがＣｂ＞０の解を持つための条件は、Ｍ１＞０ゆえ、
0003847018.tif 000009
【００１６】
［１］ω１2・Ｍ１−ω２2・Ｍ２＝０のとき、
0003847018.tif 000010
従って、上記(５)式，上記(６)式を同時に満たす物理的に意味のある解が存在する。
【００１７】
［２］ω１2・Ｍ１−ω２2・Ｍ２≠０のとき、
0003847018.tif 000011
とおくと、
0003847018.tif 000012
従って、ｆ（Ｃａ）＝０は、
0003847018.tif 000013
の範囲で解を持ち、物理的に意味のある解が存在する。
【００１８】
上記［１］［２］より、第１，第２コンデンサの容量Ｃａおよび第３，第４コンデンサの容量Ｃｂを、上記（５）式，上記（６）式を満足するように調整することが可能であることが証明された。このとき、共鳴角周波数ω１に対しては、図２に示したように、リングコイル１，２間の相互インダクタンスＭ１を実質的に無視でき、前記リングコイル１，２を相互干渉の無いＲＦコイルとして使用することが出来る。また、共鳴角周波数ω２に対しては、図３に示したように、鞍型コイルＫ１と，鞍型コイルＫ２の間の相互インダクタンスＭ２を実質的に無視でき、鞍型コイルＫ１，Ｋ２を相互干渉の無いＲＦコイルとして使用することが出来る。
【００１９】
図４は、本発明の一実施形態にかかるＭＲＩ用ＲＦコイルを含む送受信回路１０１の構成図である。図中、Ｂｚは、垂直方向の静磁場を示す。
この送受信回路１０１において、ＭＲＩ用ＲＦコイル１００は、リングコイル１と、リングコイル２と、前記リングコイル１と前記リングコイル２の間に介設されたエレメント導体３，４，５，６と、前記エレメント導体３と前記リングコイル１の接続点と前記エレメント導体４と前記リングコイル１の接続点の間に介設された第１コンデンサＣａと、前記エレメント導体３と前記リングコイル２の接続点と前記エレメント導体４と前記リングコイル２の接続点の間に介設された第２コンデンサＣａと、前記エレメント導体３に介設された第３コンデンサＣｂと、前記エレメント導体４に介設された第４コンデンサＣｂとを具備している。ただし、前記第１，第２コンデンサＣａおよび前記第３，第４コンデンサＣｂは、上記(５)式および上記(６)式を満たすように調整されている。
また、前記エレメント導体５と前記リングコイル１の接続点および前記エレメント導体６と前記リングコイル１の接続点の間に介設された給電用コンデンサＣ５および共鳴角周波数ω２に対して並列共振する並列共振回路（コンデンサＣ１とインダクタＬ１の並列回路）と、前記エレメント導体５と前記リングコイル２の接続点および前記エレメント導体６と前記リングコイル２の接続点の間に介設された給電用コンデンサＣ６および共鳴角周波数ω２に対して並列共振する並列共振回路（コンデンサＣ２とインダクタＬ２の並列回路）とを具備している。すなわち、前記並列共振回路を構成するコンデンサの容量Ｃ１〜Ｃ４およびインダクタのインダクタンスＬ１〜Ｌ４は、次式を満たす。
0003847018.tif 000014
0003847018.tif 000015
さらに、前記リングコイル１には、２つの直流阻止コンデンサＣが介設されている。また、前記リングコイル２には、２つの直流阻止コンデンサＣが介設されている。
【００２０】
次に、この送受信回路１０１の動作を説明する。
［１］第１の核種（例えばプロトン）を励起するため、共鳴角周波数（＝ラーモア角周波数）ω１の励起用ＲＦパルスを送信するとき、励起用ＲＦパルスの電力をパワーアンプ１０ａで増幅し、ハイブリッド（hybrid）１１ａで前記電力を等分割して、送信／受信切換スイッチ１２−１，１２−２に入力する。前記送信／受信切換スイッチ１２−１は、前記励起用ＲＦパルスをバラン１３−１側に出力する切換状態とし、当該バラン１３−１を介して前記励起用ＲＦパルスを給電用コンデンサＣ５の両端に印加する。一方、前記送信／受信切換スイッチ１２−２は、前記励起用ＲＦパルスをバラン１３−２側に出力する切換状態とし、当該バラン１３−２を介して前記励起用ＲＦパルスを給電用コンデンサＣ６の両端に印加する。なお、前記送信／受信切換スイッチ１２−１と前記バラン１３−１とを結ぶ伝送路の長さ、および、前記送信／受信切換スイッチ１２−２と前記バラン１３−２とを結ぶ伝送路の長さは、共鳴角周波数ω１に対応する波長をλ１とするとき、λ１／４である。
このとき、図５に示すように、前記コンデンサＣ３およびインダクタＬ３は並列共振状態（＝インピーダンス無限大）となると共に、前記コンデンサＣ４およびインダクタＬ４は並列共振状態となって、当該並列共振部分が実質的に切り離される。これにより、前記リングコイル１，２は、相互干渉のない１組の送信コイルとして機能し、水平方向の振動磁場ｂｘ（図示の向き）を発生する。なお、コンデンサＣ１およびインダクタＬ１の並列回路，コンデンサＣ２およびインダクタＬ２の並列回路は、共鳴角周波数ω１に対しては、共鳴角周波数ω２との大小に依存して誘導性または容量性を示すので、給電用コンデンサＣ５，Ｃ６の容量を調整することで、前記リングコイル１，２の共振周波数を共鳴角周波数ω１に同調させることが出来る。
［２］共鳴角周波数ω１のＮＭＲ信号を受信するとき、前記送信／受信切換スイッチ１２−１は、給電用コンデンサＣ５の両端からバラン１３−１を介して取り出されたＮＭＲ信号をプリアンプ１４−１側に出力する。前記プリアンプ１４−１は、前記ＮＭＲ信号を増幅し、受信器に送る。一方、前記送信／受信切換スイッチ１２−２は、給電用コンデンサＣ６の両端からバラン１３−２を介して取り出されたＮＭＲ信号をプリアンプ１４−２側に出力する。このとき、送信時と同様に、前記ＭＲＩ用ＲＦコイル１００は、図５に示す状態となり、前記リングコイル１，２は、相互干渉のない１組の受信コイルとして機能し、水平方向の振動磁場ｂｘを検出する。なお、各受信器に送られたＮＭＲ信号を処理することで、前記リングコイル１，２をフェーズドアレイコイル（phased array coil）として使用してもよい。
【００２１】
［３］第２の核種（例えばカーボン）を励起するため、共鳴角周波数ω２の励起用ＲＦパルスを送信するとき、励起用ＲＦパルスの電力をパワーアンプ１０ｂで増幅し、ハイブリッド１１ｂで前記電力を等分割して、送信／受信切換スイッチ１２−３，１２−４に入力する。前記送信／受信切換スイッチ１２−３は、前記励起用ＲＦパルスをバラン１３−３側に出力する切換状態とし、当該バラン１３−３を介して前記励起用ＲＦパルスを給電用コンデンサＣ７の両端に印加する。一方、前記送信／受信切換スイッチ１２−４は、前記励起用ＲＦパルスをバラン１３−４側に出力する切換状態とし、当該バラン１３−４を介して前記励起用ＲＦパルスを給電用コンデンサＣ８の両端に印加する。なお、前記送信／受信切換スイッチ１２−３と前記バラン１３−３とを結ぶ伝送路の長さ、および、前記送信／受信切換スイッチ１２−４と前記バラン１３−４とを結ぶ伝送路の長さは、共鳴角周波数ω２に対応する波長をλ２とするとき、λ２／４である。
このとき、図６に示すように、前記コンデンサＣ１およびインダクタＬ１は並列共振状態となり、前記コンデンサＣ２およびインダクタＬ２は並列共振状態となって、当該並列共振部分が実質的に切り離されるため、鞍型コイルＫ１と，鞍型コイルＫ２が形成される。これにより、前記鞍型コイルＫ１，Ｋ２は、相互干渉のない１組の送信コイルとして機能し、水平方向の振動磁場ｂｙ（図示の向き）を発生する。なお、コンデンサＣ３およびインダクタＬ３の並列回路，コンデンサＣ４およびインダクタＬ４の並列回路は、共鳴角周波数ω２に対しては、共鳴角周波数ω１との大小に依存して誘導性または容量性を示すので、給電用コンデンサＣ７，Ｃ８の容量を調整することで、前記鞍型コイルＫ１，Ｋ２の共振周波数を共鳴角周波数ω２に同調させることが出来る。
［４］共鳴角周波数ω２のＮＭＲ信号を受信するとき、前記送信／受信切換スイッチ１２−３は、給電用コンデンサＣ５の両端からバラン１３−３を介して取り出されたＮＭＲ信号をプリアンプ１４−３側に出力する。一方、前記送信／受信切換スイッチ１２−３は、給電用コンデンサＣ８の両端からバラン１３−４を介して取り出されたＮＭＲ信号をプリアンプ１４−４側に出力する。このとき、送信時と同様に、前記ＭＲＩ用ＲＦコイル１００は、図６に示す状態となり、鞍型コイルＫ１と，鞍型コイルＫ２は、相互干渉のない１組の受信コイルとして機能し、水平方向の振動磁場ｂｙを検出する。なお、各受信器に送られたＮＭＲ信号を処理することで、前記鞍型コイルＫ１，Ｋ２をフェーズドアレイコイルとして使用してもよい。
なお、送信時の励起効率を高める見地から、図４の点ｐ，ｐ’と、ｑ，ｑ’と、ｒ，ｒ’と、ｓ，ｓ’の電位および位相がそれぞれ等しくなるように、前記給電用コンデンサＣ５〜Ｃ８に励起用ＲＦパルスの電力を並列給電することが好ましい。また、受信時の検出効率を高める見地から、図４の点ｐ，ｐ’と、ｑ，ｑ’と、ｒ，ｒ’と、ｓ，ｓ’の電位および位相がそれぞれ等しくなるように、前記ＭＲＩ用ＲＦコイル１００の幾何学的形状の対称性を高めることが好ましい。以上のＭＲＩ用ＲＦコイル１００によれば、共鳴角周波数ω１に対しては、リングコイル１，２を相互干渉の無いＲＦコイルとして使用でき、共鳴角周波数ω２に対しては、エレメント導体３〜６およびリングコイル１，２の一部により形成される鞍型コイルＫ１，Ｋ２を相互干渉の無いＲＦコイルとして使用することが出来る。
【００２２】
−他の実施形態−
上記実施形態ではＭＲＩ用ＲＦコイル１００を単独で用いたが、リングコイル１およびリングコイル２の大きさ（直径）を少し変えた２つのＭＲＩ用ＲＦコイル１００Ａ，１００Ｂを入れ子にし、送信時または受信時にクアドラチャ（quadrature）化してもよい。すなわち、ＭＲＩ用ＲＦコイル１００Ａについては共鳴角周波数ω１に対してリングコイル１，２を送受信コイルとして機能させ、共鳴角周波数ω２に対して鞍型コイルＫ１，Ｋ２を送受信コイルとして機能させると共に、ＭＲＩ用ＲＦコイル１００Ｂについては共鳴角周波数ω１に対して鞍型コイルＫ１，Ｋ２を送受信コイルとして機能させ、共鳴角周波数ω２に対してリングコイル１，２を送受信コイルとして機能させる。この場合、受信時に、前記ＭＲＩ用ＲＦコイル１００Ａから取り出した２つのＮＭＲ信号と、前記ＭＲＩ用ＲＦコイル１００Ｂから取り出した２つのＮＭＲ信号をそれぞれ別々の受信器で受信して処理することで、４チャネルのフェーズドアレイコイルとしても使用できる。
【００２３】
【発明の効果】
本発明によるＭＲＩ用ＲＦコイルによれば、特定の共鳴周波数（共鳴角周波数でもよい）に対しては、１組のリングコイルをＲＦコイルとして機能させ、別の共鳴周波数に対しては、エレメント導体およびリングコイルの一部からなる１組の鞍型コイルをＲＦコイルとして機能させることができるので、共鳴周波数によって感度方向が異なるフェーズドアレイコイルを容易に構成できる。特に、垂直磁場型ＭＲＩ装置に有用である。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明にかかるＭＲＩ用ＲＦコイルの基本回路を示す斜視図である。
【図２】図１のＭＲＩ用ＲＦコイルのリングコイルをＲＦコイルとして機能させるときの状態を示す説明図である。
【図３】図１のＭＲＩ用ＲＦコイルに鞍型コイルを形成するときの状態を示す説明図である。
【図４】本発明の一実施形態にかかるＭＲＩ用ＲＦコイルを含む送受信回路の構成図である。
【図５】本発明の一実施形態にかかるＭＲＩ用ＲＦコイルのリングコイルをＲＦコイルとして機能させるときの状態を示す説明図である。
【図６】本発明の一実施形態にかかるＭＲＩ用ＲＦコイルに鞍型コイルを形成するときの状態を示す説明図である。
【符号の説明】
１００          ＭＲＩ用ＲＦコイル
１，２          リングコイル
３，４，５，６  エレメント導体
Ｃａ    第１，第２コンデンサ
Ｃｂ    第３，第４コンデンサ
Ｃ１〜Ｃ４  コンデンサ
Ｃ５〜Ｃ８  給電用コンデンサ
Ｋ１，Ｋ２  鞍型コイル
Ｌ１〜Ｌ４  インダクタ
【図１】
0003847018.tif 000016
【図２】
0003847018.tif 000017
【図３】
0003847018.tif 000018
【図４】
0003847018.tif 000019
【図５】
0003847018.tif 000020
【図６】
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