(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、
前記２つのリングコイルからなるＲＦコイルと、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からなる鞍型のＲＦコイルのどちらかを選択的に形成でき、どちらのＲＦコイルを選択した場合にも同一の共鳴周波数で共振す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第１の制御信号に応じて電流路を遮断しうる第１のディセイブルスイッチと、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第２の制御信号に応じて電流路を遮断しうる第２のディセイブルスイッチと、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第３の制御信号に応じて電流路を遮断しうる第３のディセイブルスイッチと、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第４の制御信号に応じて電流路を遮断しうる第４のディセイブルスイッチとを具備し、
前記第１〜第４のコンデンサは、同一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、コイルを動かしたり，配置し直す手間を掛けずに感度方向を変えることができるＭＲＩ用ＲＦコイルに関する。特に、垂直磁場型ＭＲＩ装置に有用である。
【０００２】
【従来の技術】
ＭＲＩ装置に用いるＲＦコイルとして、複数の独立したコイルを列設し、各コイルで受信したＮＭＲ信号を別個に処理することで、感度方向を変えられるようにしたフェーズドアレイコイル（phased array 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、単独のコイルで、感度方向を変えられるＭＲＩ用ＲＦコイルは知られていない。すなわち、従来は、感度方向がコイル形状により一定方向に決まっており、感度方向を変えるためにはコイルをいちいち動かしたり，配置し直す必要があり、操作者（医師や操作技師）の負担が重かった。
そこで、本発明の目的は、コイルを動かしたり，配置し直す手間を掛けずに感度方向を変えることができる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、前記２つのリングコイルからなるＲＦコイルと、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からなる鞍型のＲＦコイルのどちらかを選択的に形成でき、どちらのＲＦコイルを選択した場合にも同一の共鳴周波数で共振す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、同一の共鳴周波数に対して、２つのリングコイルからなるＲＦコイルと、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のＲＦコイルのどちらかを選択的に形成できるので、その選択により、コイルを動かしたり配置し直す手間を掛けずに感度方向を９０°変えることが出来る。
【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第１の制御信号に応じて電流路を遮断しうる第１のディセイブルスイッチと、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第２の制御信号に応じて電流路を遮断しうる第２のディセイブルスイッチと、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第３の制御信号に応じて電流路を遮断しうる第３のディセイブルスイッチと、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第４の制御信号に応じて電流路を遮断しうる第４のディセイブルスイッチとを具備し、前記第１〜第４のコンデンサは、同一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３のディセイブルスイッチにより第３のエレメント導体を流れる電流路を遮断すると共に第４のディセイブルスイッチにより第４のエレメント導体を流れる電流路を遮断することで、第３，第４のエレメント導体が実質的に切り離され、第１のリングコイルと第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１のディセイブルスイッチにより第１のリングコイルを流れる電流路を遮断すると共に第２のディセイブルスイッチにより第２のリングコイルを流れる電流路を遮断することで、第３，第４のエレメント導体と第１のリングコイルの接続点間および第３，第４のエレメント導体と第２のリングコイルの接続点間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、同一の共鳴周波数に対して、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Ｃα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Ｃβと、前記エレメント導体３に介設された第３コンデンサＣγと、前記エレメント導体４に介設された第４コンデンサＣδとを具備している。
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Ｃ１および制御用バイアス電圧Ｖ１に応じて電流路を遮断しうるディセイブルスイッチ（disable switch）１０１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Ｃ２および制御用バイアス電圧Ｖ２に応じて電流路を遮断しうるディセイブルスイッチ１０２と、前記エレメント導体５に介設された給電用コンデンサＣ３および制御用バイアス電圧Ｖ３に応じて電流路を遮断しうるディセイブルスイッチ１０３と、前記エレメント導体６に介設された給電用コンデンサＣ４および制御用バイアス電圧Ｖ４に応じて電流路を遮断しうるディセイブルスイッチ１０４とを具備している。
前記第１コンデンサＣα，第２コンデンサＣβ，第３コンデンサＣγ，第４コンデンサＣδは、同一の共鳴角周波数（対象核種のラーモア角周波数）ωｏ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、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。ただし、リングコイル１と，リングコイル２を等価にする見地から、一般に、容量Ｃαと容量Ｃβは等しい。また、２つの鞍型コイルを等価にする見地から、一般に、容量Ｃγと容量Ｃδは等しい。
【０００８】
まず、図２に示すように、前記制御用バイアス電圧Ｖ１，Ｖ２によりディセイブルスイッチ１０１，１０２を導通状態とし、前記制御用バイアス電圧Ｖ３，Ｖ４によりディセイブルスイッチ１０３，１０４を不通状態とし、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）から共鳴角周波数ωの電流Ｉを流した場合を想定する。このとき、前記リングコイル１，２は、図のＸ軸方向の振動磁場ｂｘを発生したり検出するＲＦコイルとして機能する。図中、ループＡＢＤＥ（第３コンデンサＣγ→第２コンデンサＣβ→第４コンデンサＣδ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、Ｃβ＝Ｃαとすれば、
0003847019.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、
0003847019.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、
0003847019.tif 000004
【００１１】
一方、ループＡＢＤＥにおけるキルヒホッフの法則より、
0003847019.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、
0003847019.tif 000006
【００１３】
次に、図３に示すように、前記制御用バイアス電圧Ｖ１，Ｖ２によりディセイブルスイッチ１０１，１０２を不通状態とし、前記制御用バイアス電圧Ｖ３，Ｖ４によりディセイブルスイッチ１０３，１０４を導通状態とし、エレメント導体６にＲＦ電圧源Ｖｒにより共鳴角周波数ωの電流Ｉを流した場合を想定する。このとき、鞍型コイルＫ１，Ｋ２は、図のＹ軸方向の振動磁場ｂｙを発生したり検出するＲＦコイルとして機能する。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、Ｃδ＝Ｃγとすれば、
0003847019.tif 000007
【００１４】
上記(５)式を上記(６)式に代入して、Ｃαについて整理すると、
0003847019.tif 000008
【００１５】
上記(５)式より、ＣγがＣγ＞０の解を持つための条件は、Ｍ１＞０ゆえ、
0003847019.tif 000009
【００１６】
［１］Ｍ１−Ｍ２＝０のとき、
0003847019.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］Ｍ１−Ｍ２≠０のとき、
0003847019.tif 000011
とおくと、
0003847019.tif 000012
従って、ｆ（Ｃα）＝０は、
0003847019.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コンデンサの容量Ｃα，第２コンデンサの容量Ｃβ（＝Ｃα），第３コンデンサの容量Ｃγ，第４コンデンサの容量Ｃδ（＝Ｃγ）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ωに対して、リングコイル１，２間の相互インダクタンスＭ１（図２参照）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ωに対して、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（図３参照）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】
−第１の実施形態−
図４は、本発明の第１の実施形態にかかるＭＲＩ用ＲＦコイル１００を含む送受信回路１１０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１１０は、図１に示したＭＲＩ用ＲＦコイル１００と、パワーアンプ１１と、感度方向切換スイッチ１２と、送信／受信切換スイッチ１３−１〜１３−４と、バラン（balun）１４−１〜１４−４と、プリアンプ１５−１〜１５−４とを具備して構成されている。なお、各送信／受信切換スイッチ１３−１〜１４−４と前記バラン１４−１〜１４−４とを結ぶ伝送路の長さは、共鳴角周波数ωｏに対応する波長をλｏとするとき、λｏ／４である。
【００２０】
図５は、前記ディセイブルスイッチ１０１（１０２，１０３，１０４も同じ構成）を示す回路図である。
このディセイブルスイッチ１０１は、前記リングコイル１に介設されたコンデンサＣと，そのコンデンサＣと並列に接続されたインダクタＬおよびダイオードＤの直列回路と，前記ダイオードＤのアノードに一端が接続された帯域消去フィルタ（band reject filter）Ｆ１と，前記ダイオードＤのカソードに一端が接続された帯域消去フィルタＦ２と、前記帯域消去フィルタＦ１，Ｆ２の他端に接続されたローパルフィルタＦＬとを具備して構成されている。前記インダクタのインダクタンスＬおよび前記コンデンサの容量Ｃは、両素子の並列共振角周波数を前記共鳴角周波数ωｏとするために、
0003847019.tif 000014
を満たすように調整されている。
正の制御用バイアス電圧Ｖ１を印加して前記ダイオードＤを順バイアスすると、前記インダクタＬおよび前記コンデンサＣが並列共振回路を形成して、並列共振状態（＝インピーダンス無限大）となり、リングコイル１を流れる電流路が遮断される。一方、負の制御用バイアス電圧を印加して前記ダイードＤを逆バイアスすると、前記コンデンサＣの容量のみが実質的に電流路に介設される（リングコイル１を流れる電流路は遮断されない）。
【００２１】
次に、この送受信回路１１１の動作を説明する。説明の都合上、撮像シーケンスは、ＳＥ（Spin Echo）法とする。
［１］リングコイル１，２を送信コイルとして用いる場合、感度方向切換スイッチ１２の選択出力端子を〔１〕の側に切り換える。図６に、制御用バイアス電圧Ｖ１〜Ｖ４の状態と、励起用ＲＦパルスおよび受信リードのタイミングを例示する。励起用ＲＦパルスの送信時には、負の制御用バイアス電圧Ｖ１，Ｖ２を供給してディセイブルスイッチ１０１，１０２を単なる容量Ｃとして働かせると共に、正の制御用バイアス電圧Ｖ３，Ｖ４を供給してディセイブルスイッチ１０３，１０４で電流路を遮断する（これにより、図２の状態となる）。リングコイル１，２によりＸ軸方向の振動磁場ｂｘが発生する。ＮＭＲ信号の受信時には、前記制御用バイアス電圧Ｖ１〜Ｖ４を正電圧に反転してＲＦコイルとしての機能を停止し、別のコイル（例えば受信コイル）との相互干渉を低減した状態で、受信コイルによりＮＭＲ信号を受信し、受信器へ送る。
［２］エレメント導体３，５およびリングコイル１，２の一部からなる鞍型コイル（図３のＫ１）と，エレメント導体４，６およびリングコイル１，２の一部からなる鞍型コイルＫ２を送信コイルとして用いる場合、感度方向切換スイッチ１２の選択出力端子を〔２〕の側に切り換える。図７に、制御用バイアス電圧Ｖ１〜Ｖ４の状態と、励起用ＲＦパルスおよび受信リードのタイミングを例示する。励起用ＲＦパルスの送信時には、鞍型コイルＫ１，Ｋ２によりＹ軸方向の振動磁場ｂｙが発生する。
［３］リングコイル１，２を送信受信兼用コイルとして用いる場合、感度方向切換スイッチ１２の選択出力端子を〔１〕の側に切り換える。図８に、制御用バイアス電圧Ｖ１〜Ｖ４の状態と、励起用ＲＦパルスおよび受信リードのタイミングを例示する。励起用ＲＦパルスの送信時およびＮＭＲ信号の受信時には、負の制御用バイアス電圧Ｖ１，Ｖ２を供給してディセイブルスイッチ１０１，１０２を単なる容量として働かせると共に、正の制御用バイアス電圧Ｖ３，Ｖ４を供給してディセイブルスイッチ１０３，１０４で電流路を遮断する（これにより、図２の状態となる）。リングコイル１，２は、Ｘ軸方向の振動磁場ｂｘを発生し、検出する。なお、各受信器に送られたＮＭＲ信号を処理すれば、前記リングコイル１，２をフェーズドアレイコイルとして使用できる。
［４］前記鞍型コイルＫ１，Ｋ２を送信受信兼用コイルとして用いる場合、感度方向切換スイッチ１２の選択出力端子を〔２〕の側に切り換える。図９に、制御用バイアス電圧Ｖ１〜Ｖ４の状態と、励起用ＲＦパルスおよび受信リードのタイミングを例示する。これにより、鞍型コイルＫ１，Ｋ２は、Ｙ軸方向の振動磁場ｂｙを発生し、受信する。なお、各受信器に送られたＮＭＲ信号を処理すれば、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できる。
【００２２】
以上のＭＲＩ用ＲＦコイル１００によれば、ディセイブルスイッチ１０１〜１０４で電流路を選択的に遮断することで、リングコイル１，２と、鞍型コイルＫ１，Ｋ２のどちらかを共鳴角周波数ωｏで同調する送信コイル（または送信受信兼用コイル）として形成できる。したがって、例えば、受信コイルとして、Ｙ軸方向に感度を持つ表面コイル（コイル面はＸＺ面に平行）を使用する場合には、Ｙ軸方向と直交するＸ軸方向に感度を持つリングコイル１，２を送信コイルとすることで、受信コイルとの相互干渉を十分に低減し、受信コイルのブロッキング回路の個数を節減できる。また、Ｘ軸方向に感度を持つ表面コイル（コイル面はＹＺ面に平行）を使用する場合には、Ｘ軸方向と直交するＹ軸方向の感度を持つ鞍型コイルＫ１，Ｋ２を送信コイルとすることで、受信コイルとの相互干渉を十分に低減できる。
【００２３】
−第２の実施形態−
図１０は、本発明の第２の実施形態にかかるＭＲＩ用ＲＦコイル２００を含む受信専用回路２１０の構成図である。図中、Ｃα，Ｃβ，Ｃγ，Ｃδは、上記第１の実施形態にかかるＭＲＩ用ＲＦコイル１００のコンデンサＣα，Ｃβ，Ｃγ，Ｃδと同じ容量である。Ｃｐ，Ｃｑ，Ｃｒ，Ｃｓは、各部に介設されたコンデンサである。
【００２４】
図１１は、前記ＭＲＩ用ＲＦコイル２００のディセイブルスイッチ２０１（２０２，２０３，２０４も同じ構成）を示す回路図である。
このディセイブルスイッチ２０１は、リングコイル１’に介設された給電用コンデンサＣ１と，その給電用コンデンサＣ１と並列に接続されたインダクタＬおよびダイオードＤの直列回路と，前記ダイオードＤのアノードおよびカソードに一端側が接続されたバラン２１−１と、そのバラン２１−１の他端側に接続された送信／受信切換スイッチ２２−１とを具備して構成されている。前記インダクタＬおよび前記共振用コンデンサＣ１は、両素子の並列共振角周波数が前記共鳴角周波数ωｏとなるようにインダクタンスおよび容量が調整されている。
正の制御用バイアス電圧Ｖ１を印加して前記ダイオードＤを順バイアスすると、前記インダクタＬおよび前記給電用コンデンサＣ１が並列共振回路を形成して、並列共振状態（＝インピーダンス無限大）となり、リングコイル１’を流れる電流路が遮断される。一方、負の制御用バイアス電圧を印加して前記ダイードＤを逆バイアスすると、前記給電用コンデンサＣ１の容量のみが実質的に電流路に介設される（リングコイル１’を流れる電流路は遮断されない）。
なお、前記送信／受信切換スイッチ２２−１は、前記制御用バイアス電圧Ｖ１を前記リングコイル１の側のみに伝え、プリアンプ２３−１の側には伝えない働きを有する。このために、前記送信／受信切換スイッチ２２−１におけるインダクタのインダクタンスＬ’、コンデンサの容量Ｃ’は、
0003847019.tif 000015
を満たすように調整されている。
【００２５】
次に、この受信専用回路２１０の動作を説明する。説明の都合上、撮像シーケンスは、ＳＥ法とする。
［１］図１２は、リングコイル１’，２’を受信コイルとして用いる場合について、制御用バイアス電圧Ｖ１〜Ｖ４の状態と、励起用ＲＦパルスおよび受信リードのタイミングを例示する。励起用ＲＦパルスの送信時には、正の制御用バイアス電圧Ｖ１，Ｖ２，Ｖ３，Ｖ４を供給してディセイブルスイッチ２０１，２０２，２０３，２０４で電流路を遮断する（これにより、ＲＦコイルとしての機能を停止し、送信コイルとの相互干渉を低減できる）。ＮＭＲ信号の受信時には、制御用バイアス電圧Ｖ１，Ｖ２のみを負電圧に反転してディセイブルスイッチ２０１，２０２を単なる容量Ｃとして働かせる（これにより、図２の状態となる）。リングコイル１’，２’は、Ｘ軸方向の振動磁場ｂｘを検出する。
［２］図１３は、エレメント導体３，５’およびリングコイル１’，２’の一部からなる鞍型コイル（図３のＫ１）と，エレメント導体４，６’およびリングコイル１’，２’の一部からなる鞍型コイルＫ２を受信コイルとして用いる場合について、制御用バイアス電圧Ｖ１〜Ｖ４の状態と、励起用ＲＦパルスおよび受信リードのタイミングを例示する。ＮＭＲ信号の受信時には、制御用バイアス電圧Ｖ３，Ｖ４のみを負電圧に反転してディセイブルスイッチ２０３，２０４を単なる容量Ｃとして働かせる（これにより、図３の状態となる）。鞍型コイルＫ１，Ｋ２は、Ｙ軸方向の振動磁場ｂｙを検出する。
【００２６】
以上のＭＲＩ用ＲＦコイル２００によれば、ディセイブルスイッチ１０１〜１０４で電流路を選択的に遮断することで、リングコイル１，２と、鞍型コイルＫ１，Ｋ２のどちらかを共鳴角周波数ωｏで同調する受信コイルとして形成できる。したがって、例えば、図１４に示すように、Ｙ軸の正方向側にある関心領域を撮像するため、Ｙ軸方向の振動磁場ｂｙ’に対して感度を持つ受信コイルＲ１（コイル面はＸＺ面に平行）を併用する場合には、Ｙ軸方向に直交するＸ軸方向の感度を持つリングコイル１’，２’を受信コイルとすることで、受信コイルＲ１との相互干渉を十分に低減できる。また、図１５に示すように、Ｘ軸方向の振動磁場ｂｘ’に対して感度を持つ受信コイルＲ２（コイル面はＹＺ面に平行）を併用する場合には、Ｘ軸方向に直交するＹ軸方向の感度を持つ鞍型コイルＫ１，Ｋ２を受信コイルとすることで受信コイルＲ２との相互干渉を十分に低減できる。どちらの場合も、相関ノイズを十分に低減でき、ＳＮＲの高いＭＲ画像を得ることが出来る。なお、相互干渉を低減する見地からは、プリアンプ２３−１〜２３−４の入力インピーダンスはできる限り小さくすることが好ましい。
【００２７】
−他の実施形態−
（１）上記実施形態ではＭＲＩ用ＲＦコイル１００またはＭＲＩ用ＲＦコイル２００を単独で用いたが、図１６に示すように、複数のＭＲＩ用ＲＦコイル１００−１，１００−２，１００−３（２００−１，２００−２，２００−３でもよい）を縦方向に配列した場合にも、各コイル間の相互干渉を十分に低減することが出来る。例えば、ＭＲＩ用ＲＦコイル１００−１のみをＲＦコイルとして用いる場合、ＭＲＩ用ＲＦコイル１００−１の感度方向をＸ軸方向とし、他のＭＲＩ用ＲＦコイル１００−２，１００−３の感度方向をＹ軸方向とする。ＭＲＩ用ＲＦコイル１００−２のみをＲＦコイルとして用いる場合、ＭＲＩ用ＲＦコイル１００−２の感度方向をＸ軸方向とし、他のＭＲＩ用ＲＦコイル１００−１，１００−３の感度方向をＹ軸方向とする。ＭＲＩ用ＲＦコイル１００−１，１００−２またはＭＲＩ用ＲＦコイル１００−１，１００−３を同時にＲＦコイルとして用いる場合、ＭＲＩ用ＲＦコイル１００−１の感度方向をＸ軸方向とし、ＭＲＩ用ＲＦコイル１００−２の感度方向をＹ軸方向とし、ＭＲＩ用ＲＦコイル１００−３の感度方向をＸ軸方向とする（この場合、１００−１と１００−３との感度方向が一致するが、距離が離れているので、両者間の相互干渉は無視できる）。なお、前記構成で、Ｘ軸方向とＹ軸方向とを入れ換えてもよい。
（２）上記ＭＲＩ用ＲＦコイル１００における給電用コンデンサＣ１，Ｃ２，Ｃ３，Ｃ４、または、上記ＭＲＩ用ＲＦコイル２００におけるコンデンサＣｐ，Ｃｑ，Ｃｒ，Ｃｓにも、ディセイブルスイッチを設けることで、ディセイブル時の電流路遮断性能をさらに向上でき、コイル間の相互干渉をいっそう低減することが出来る。
【００２８】
【発明の効果】
本発明のＭＲＩ用ＲＦコイルによれば、相互干渉を無視しうる１組のリングコイルをＲＦコイルとして用いるか、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コイルとして用いるかを選択できるので、コイルを動かしたり，配置し直したりすることなく感度方向を変更可能なフェーズドアレイコイルを容易に構成できる。
このため、近傍に、他のコイル（送信コイルや受信コイル）を併設する場合でも、当該コイルとの相互干渉を十分に低減できる。
【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】本発明の第１の実施形態にかかるＭＲＩ用ＲＦコイルを含む送受信回路の構成図である。
【図５】第１の実施形態にかかるＭＲＩ用ＲＦコイルのディセイブルスイッチを示す回路図である。
【図６】第１の実施形態にかかるＭＲＩ用ＲＦコイルのリングコイルを送信コイルとして用いる場合の各部の状態を示すタイムチャートである。
【図７】第１の実施形態にかかるＭＲＩ用ＲＦコイルに形成された鞍型コイルを送信コイルとして用いる場合の各部の状態を示すタイムチャートである。
【図８】第１の実施形態にかかるＭＲＩ用ＲＦコイルのリングコイルを送信受信兼用コイルとして用いる場合の各部の状態を示すタイムチャートである。
【図９】第１の実施形態にかかるＭＲＩ用ＲＦコイルに形成された鞍型コイルを送信受信兼用コイルとして用いる場合の各部の状態を示す別のタイムチャートである。
【図１０】本発明の第２の実施形態にかかるＭＲＩ用ＲＦコイルを含む受信専用回路の構成図である。
【図１１】第２の実施形態にかかるＭＲＩ用ＲＦコイルのディセイブルスイッチを示す回路図である。
【図１２】第２の実施形態にかかるＭＲＩ用ＲＦコイルのリングコイルを受信コイルとして用いる場合の各部の状態を示すタイムチャートである。
【図１３】第２の実施形態にかかるＭＲＩ用ＲＦコイルに形成された鞍型コイルを受信コイルとして用いる場合の各部の状態を示すタイムチャートである。
【図１４】第２の実施形態にかかるＭＲＩ用ＲＦコイルと、Ｙ軸方向の感度を持つ受信コイルとを併用した状態を示す斜視図である。
【図１５】第２の実施形態にかかるＭＲＩ用ＲＦコイルと、Ｘ軸方向の感度を持つ受信コイルとを併用した状態を示す斜視図である。
【図１６】複数のＭＲＩ用ＲＦコイルを縦方向に配列した状態を示す斜視図である。
【符号の説明】
１００，２００              ＭＲＩ用ＲＦコイル
１，２，１’，２’          リングコイル
３，４，５，６，５’，６’  エレメント導体
１０１〜１０４              ディセイブルスイッチ
２０１〜２０４              ディセイブルスイッチ
Ｃ１〜Ｃ４                  給電用コンデンサ
Ｋ１，Ｋ２                  鞍型コイル
Ｖ１〜Ｖ４                  制御用バイアス電圧
【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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【図１２】
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【図１３】
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【図１４】
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【図１５】
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【図１６】
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