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JP4879829B2 - RF coil and the magnetic resonance imaging apparatus - Google Patents
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JP4879829B2
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本発明は、磁気共鳴撮像（ＭＲＩ：Ｍａｇｎｅｔｉｃ Ｒｅｓｏｎａｎｃｅ Ｉｍａｇｉｎｇ）装置に関わり、電磁波の照射や磁気共鳴信号の検出を行う高周波コイルに関する。 The present invention relates to a magnetic resonance imaging (MRI: Magnetic Resonance Imaging) relates to apparatus, and high-frequency coil for detecting the electromagnetic radiation and magnetic resonance signals.
ＭＲＩ装置は、検査対象を横切る任意の断面内の原子核に磁気共鳴を起こさせ、発生する磁気共鳴信号からその断面内における断層像を得る医用画像診断装置である。 MRI apparatus, to cause a magnetic resonance nuclei within any section across a test object, a medical image diagnostic apparatus for obtaining a tomographic image in its cross-section from the magnetic resonance signals generated. 静磁場中におかれた生体に対して傾斜磁場を印加しながら高周波コイル（ＲＦコイル）により高周波磁場を照射すると、生体内の原子核、例えば、水素原子核が励起され、励起された水素原子核が平衡状態に戻るときに磁気共鳴信号として円偏波磁界が発生する。 Upon irradiation with high-frequency magnetic field by the high-frequency coil (RF coil) while applying a gradient magnetic field to a living body placed in a static magnetic field, nuclei in vivo, for example, hydrogen nuclei are excited, the excited hydrogen nuclei equilibrium circularly polarized magnetic field is generated as a magnetic resonance signal when the return to the state. この信号をＲＦコイルで検出し、信号処理を施して生体内の水素原子核分布を画像化する。 The signal detected by the RF coil, for imaging the hydrogen nuclei distribution in the living body is subjected to signal processing. 電磁波の照射や磁気共鳴信号の検出を行うこのＲＦコイルは、高精度かつ高解像度の画像を得るために、照射効率や受信感度の向上が求められる。 The RF coil to detect the electromagnetic radiation and magnetic resonance signals in order to obtain an image of high accuracy and high resolution, improvement of radiation efficiency and reception sensitivity is obtained.
ＲＦコイルの照射効率や受信感度を向上させる方法として、直交位相検波（ＱＤ：Ｑｕａｄｒａｔｕｒｅ Ｄｅｔｅｃｔｉｏｎ）方式がある（例えば、特許文献１、非特許文献１、非特許文献２参照。）。 As a method for improving the radiation efficiency and reception sensitivity of the RF coil, quadrature detection (QD: Quadrature Detection) there is a system (e.g., Patent Document 1, Non-Patent Documents 1 and 2 reference.). ＱＤ方式は、互いの軸を直交させて配置した２つのＲＦコイルを用いて磁気共鳴信号を検出する方法である。 QD method is a method of detecting magnetic resonance signals using the two RF coils arranged by orthogonal axes of each other. 互いの軸を直交させて配置した２つのＲＦコイルはＱＤコイルと呼ばれる。 Two RF coils arranged are perpendicular to each other axes are referred to as QD coil. ＱＤコイルの一例として、一部が重なり合った２つのループコイルで構成されるＱＤコイルがある（例えば、非特許文献３参照。）。 As an example of a QD coil part is QD coil composed of two loop coils which overlap (e.g., see non-patent document 3.). また、別の例として、ループコイルと８の字コイルとで構成されるＱＤコイルがある（例えば、非特許文献４参照。）。 Further, as another example, there is a QD coil composed of the shaped coils of the loop coil and 8 (e.g., Non-Patent Document 4 reference.).
磁気共鳴信号は円偏波磁界であるため、ＱＤコイルを用いて検出すると、互いの位相が９０度ずれた信号がそれぞれのＲＦコイルから検出される。 Since the magnetic resonance signals are circularly polarized magnetic field, when detected using a QD coil, signal each other phase-shifted 90 degrees are detected from each RF coil. この２つの検出信号を一方の信号の位相を９０度ずらして合成することにより、１つのＲＦコイルで受信した場合に比べて、信号のＳＮ比は理想的には√２倍向上する。 By combining by shifting the 90-degree phase of one signal to the two detection signals, as compared with the case of receiving a single RF coils, SN ratio of the signal is ideally improved √2 times. また、高周波磁場の照射時に電力が１／２で済むため、人体の高周波発熱を小さくできる。 Further, since the power upon irradiation of the high frequency magnetic field requires only 1/2, it is possible to reduce the human high-frequency heating.
非特許文献５には、幾何的に直交するように配置した２つのループコイルに、それぞれのループコイルと誘導結合するように一つの結合用コイルを配置し、２つのループコイルがそれぞれ検出する２つの信号の位相差が９０度となるようにループコイルと結合用コイルの結合度を調整することで、２つのループコイルと結合用コイルが一体となって直交位相検波を行うコイルが示されている。 Non-Patent Document 5, the two loop coils which are arranged so as to geometrically orthogonal, one coupling coil arranged to inductively couple with the respective loop coils, the two loop coils are respectively detected 2 one of that phase difference of the signals to adjust the degree of coupling of the coupling coil and the loop coils so that 90 degrees, the coupling coil and the two loop coils is shown coil performs orthogonal phase detection together there.
特許第３０９５４０２号 Patent No. 3095402
特許文献１によれば、ＱＤ方式では、幾何学的に９０度ずらして配置された２つのコイルに対して、いずれか一方のコイルの出力に９０度移相器を接続し、９０度移相器の出力と他方のコイルの出力とを合成器により合成する。 According to Patent Document 1, the QD method, and connected to the geometrically two coils are offset by 90 degrees, one of the 90-degree phase shifter at the output of the coil, 90 degree phase shifting and the output of the vessels of the output and the other coil is combined by the combiner. すなわち、コイルに信号を送る場合には直交する２つのコイルの給電ポートへ高周波信号を分配・移相し、信号を検出する場合には、被検体から発生する磁気共鳴信号を円偏波として２つの給電ポートで受信し、移相・合成する必要がある。 That is, when the distributed-phase high frequency signal to the power feeding port of the two coils orthogonal to when sending a signal to the coil, to detect a signal, 2 a magnetic resonance signal generated from the subject as a circularly polarized wave One of received at the feed port, it is necessary to phase-synthesis. 従って、送信用コイルと受信用コイルとにそれぞれＱＤコイルを用いる場合の配線は、図２７に示すとおりであり、送信器から伸びた信号線は、分配器で２つに分けられて一方が移相器を通り、互いに直交する位置に配置された送信用コイルの給電ポートに接続されるとともに、受信用コイルの直交した位置に接続された２つの給電ポートから伸びた２本の信号線は一方が移相器を通って合成器で１本となり受信器に接続される。 Thus, the wiring in the case of using each QD coil into a transmitting coil and receiving coil is as shown in FIG. 27, the signal lines extending from the transmitter, one divided into two distributor moves through the phase vessel is connected to the feed ports of the transmitting coil disposed at positions perpendicular to each other, two signal lines extending from the two feeding ports connected to the orthogonal position of the receiving coil whereas There are connected to one and become the receiver at the combiner through the phase shifter.
このようにＱＤ方式では、コイルおよび配線の構成が複雑となり部品点数が多くなり、調整が複雑化するとともに製造コストが上昇する。 This QD method as the configuration of the coil and wiring is increased number of parts becomes complicated, manufacturing costs adjustment becomes complicated is raised. また、分配器、合成器、移相器の位相ずれやコイルの機械的歪みにより、コイル同士の直交性が低下し、コイルの送信効率や受信感度が低下する。 Furthermore, distributor, synthesizer, by mechanical distortion of the phase shift and the coil of the phase shifter, orthogonality between coils is reduced, the transmission efficiency and reception sensitivity of the coil is reduced.
さらに、静磁場強度と磁気共鳴周波数は比例関係にあるため、高磁場化に伴いＲＦコイルが受信する信号の周波数も上昇する。 Further, the static magnetic field strength and the magnetic resonance frequency is because of the proportional relationship, the frequency of the signal received by the RF coil with the high magnetic field of also rises. 周波数上昇に伴い信号の波長が短くなるため、ＱＤ方式では、ケーブル長さの違い等により加算前の２つの信号の位相ずれが顕著となり、√２倍の感度向上を実現することが難しい。 Since the wavelength of the signal with the frequency rising is shortened, the QD method, the phase shift of the two signals before summing the difference in cable length, etc. becomes conspicuous, it is difficult to realize the √2 times more sensitive. また、位相を合わせるためのケーブル長さの調整も難しい。 Also, hard cable length adjustment for matching the phase.
非特許文献５によれば、結合用コイルを用いることで給電ポートの数を１つにすることが可能である。 According to Non-Patent Document 5, it is possible to one the number of feed ports by using coupling coil. しかし、ループコイルと結合用コイルとが誘導結合になっているため、ループコイルから結合用コイルへの信号伝達時に損失が生じ、コイルの実質的な感度が低下するという課題と、誘導結合の結合率を高い精度で調整することが難しいという課題がある。 However, since the coupling coil and the loop coil is in the inductive coupling, losses occur during signal transmission from the loop coil to the coupling coil, a problem that substantial sensitivity of the coil is reduced, the binding of inductive coupling there is a problem that it is difficult to adjust the rate at high accuracy.
本発明は、上記事情に鑑みてなされたもので、ＭＲＩ装置のＲＦコイルについて、簡易な構成で円偏波磁界を発生または検出し、ＲＦコイルの照射効率と受信感度とを向上させる技術を提供することを目的とする。 The present invention has been made in view of the above circumstances, the RF coil of the MRI apparatus, generates or detects a circularly polarized magnetic field with a simple structure, provides a technique for improving the radiation efficiency and reception sensitivity of the RF coil an object of the present invention is to.
本発明は、１対の入出力端子と２つのループとを備えるＲＦコイルであって、各ループで発生および検出する高周波磁界の向きが互いに直交し、かつ、合成すると円偏波磁界となるように両ループを配置するとともに、両ループのキャパシタの値を調製する。 The present invention relates to a RF coil and a pair output terminal and two loops of high frequency magnetic field direction generated and detected are orthogonal to each other in each loop, and to be a circularly polarized magnetic field when synthesized with placing of both loops, to prepare the values ​​of both the loop capacitor.
具体的には、第１キャパシタおよび第２キャパシタを備え、１の導体からなる第１ループ部と、第３キャパシタおよび第４キャパシタを備え、１の導体からなる第２ループ部と、第１端子および第２端子で構成される入出力端子と、前記第１ループ部と前記第１端子とを接続する第１接続部と、前記第２ループ部と前記第２端子とを接続する第２接続部と、前記第１ループ部と前記第２ループ部とを接続する第３接続部と、を備え、前記第１接続部と前記第３接続部がそれぞれ前記第２キャパシタの両端に配置され、かつ、前記第２接続部と前記第３接続部がそれぞれ前記第４キャパシタの両端に配置され、かつ、前記第１ループ部と前記第２ループ部とは、前記第１ループ部が検出もしくは発生する高周波磁場（第１の高周波磁場）の方向 Specifically, comprising a first capacitor and a second capacitor, a first loop portion comprising a first conductor, a third with a capacitor and a fourth capacitor, a second loop portion comprising a first conductor, the first terminal and input and output terminals constituted by the second terminal, a second connection connecting the first connecting portion which connects the first terminal and the first loop portion, and the second loop portion and said second terminal and parts, and a third connecting portion for connecting the said first loop portion and the second loop portion, said third connecting portion and the first connecting portion is disposed at both ends of the second capacitor, respectively, and, wherein the third connecting portion and the second connecting portion are disposed at opposite ends of the fourth capacitor, respectively, and wherein the first loop section and the second loop portion, the first loop portion is detected or generated direction of a high-frequency magnetic field (first high-frequency magnetic field) of 前記第２ループ部が検出もしくは発生する高周波磁場（第２の高周波磁場）の方向とが直交する領域を有するように配置されることを特徴とする磁気共鳴撮像装置の高周波コイルを提供する。 To provide a high frequency coil of a magnetic resonance imaging apparatus, characterized in that said second loop portion is arranged to have a region where the directions are perpendicular to the detection or generation high frequency magnetic field (second high-frequency magnetic field).
本発明によれば、ＭＲＩ装置のＲＦコイルについて、簡易な構成で円偏波磁界を発生または検出し、ＲＦコイルの照射効率と受信感度とを向上させることができる。 According to the present invention, the RF coil of the MRI apparatus, generates or detects a circularly polarized magnetic field with a simple structure, it is possible to improve the radiation efficiency and reception sensitivity of the RF coil.
以下、本発明を適用した第一の実施形態について説明する。 The following describes a first embodiment according to the present invention.
まず、本実施形態のＭＲＩ装置の全体構成について説明する。 First, a description will be given of the overall configuration of the MRI apparatus of the present embodiment. 図１は本実施形態のＭＲＩ装置の外観図であり、図中、 座標系１２のｚ軸の方向が静磁場方向である。 1 is an external view of the MRI apparatus of the present embodiment, in the figure, the direction of the z-axis of the coordinate system 12 is a static magnetic field direction. 図１（ａ）は水平磁場方式のマグネット１０１を備えたＭＲＩ装置１０００で、テーブル３０１に寝かせられた被検体１０はマグネット１０１のボア内の撮像空間に挿入され撮像される。 1 (a) is in the MRI apparatus 1000 having a horizontal magnetic field type magnet 101, a subject 10 which is laid on the table 301 is imaged is inserted into the imaging space in the bore of the magnet 101. 図１（ｂ）は、垂直磁場方式のマグネット２０１を備えたＭＲＩ装置２０００で、被検体１０は上下一対のマグネット２０１の間の撮像空間に挿入され撮像される。 1 (b) is in the MRI apparatus 2000 having a magnet 201 of the vertical magnetic field type, the subject 10 is imaged is inserted into the imaging space between the upper and lower pair of magnets 201. 本実施形態では、水平磁場方式、垂直磁場方式のいずれであってもよい。 In the present embodiment, the horizontal magnetic field type may be either a vertical magnetic field type. 以下、水平磁場方式である場合を例にあげて説明する。 Hereinafter will be described by taking a case where the horizontal magnetic field type as an example.
図２は、本実施形態のＭＲＩ装置１０００の概略構成を示すブロック図である。 Figure 2 is a block diagram showing the schematic configuration of the MRI apparatus 1000 of the present embodiment. 図１と同じ要素は同じ符号で示している。 The same elements as in FIG. 1 are denoted by the same reference numerals. 本実施形態のＭＲＩ装置１０００は、水平磁場方式のマグネット１０１、傾斜磁場コイル１０２、静磁場均一度を調整するためのシムコイル１１２、シーケンサ１０４、高周波磁場を発生し磁気共鳴信号を受信する送受信用ＲＦコイル１１６を備える。 MRI device 1000 of this embodiment, RF transceiver for receiving the shim coil 112, a sequencer 104, a high frequency magnetic field generated magnetic resonance signal for adjusting the magnet 101, gradient coils 102, the static magnetic field uniformity of the horizontal magnetic field type It comprises a coil 116. 傾斜磁場コイル１０２及びシムコイル１１２とは、それぞれ傾斜磁場電源１０５、シム電源１１３に接続される。 A gradient magnetic field coil 102 and the shim coil 112 are each gradient magnetic field power supply 105 is connected to the shim power supply 113. 送受信用ＲＦコイル１１６は、高周波磁場発生器１０６及び受信器１０８に接続される。 Transmit and receive RF coil 116 is connected to a high frequency magnetic field generator 106 and a receiver 108. シーケンサ１０４は、傾斜磁場電源１０５、シム電源１１３及び高周波磁場発生器１０６に命令を送り、それぞれ傾斜磁場及び高周波磁場を発生させる。 The sequencer 104, the gradient magnetic field power supply 105, sends a command to the shim power supply 113 and the high-frequency magnetic field generator 106 for generating a gradient magnetic field and a high frequency magnetic field. 高周波磁場は、送受信用ＲＦコイル１１６を通じて被検体１０に印加される。 High frequency magnetic field is applied to the subject 10 through the transmit-receive RF coil 116. 高周波磁場を印加することにより被検体１０から発生する磁気共鳴信号は送受信用ＲＦコイル１１６によって検出され、受信器１０８で検波が行われる。 Magnetic resonance signals generated from the subject 10 by applying a high-frequency magnetic field is detected by the transmit and receive RF coil 116, detection is performed at the receiver 108. 受信器１０８での検波の基準とする磁気共鳴周波数は、シーケンサ１０４によりセットされる。 Magnetic resonance frequency as a reference for detection at the receiver 108 is set by the sequencer 104. 検波された信号はＡ／Ｄ変換器を通して計算機１０９に送られ、ここで画像再構成などの信号処理が行われる。 The detected signal is sent to computer 109 through A / D converter, a signal processing, such as image reconstruction is performed. その結果は、ディスプレイ１１０に表示される。 The result is displayed on the display 110. 検波された信号や測定条件は、必要に応じて、記憶媒体１１１に保存される。 Detected signals and measurement conditions, if necessary, is stored in the storage medium 111. シーケンサ１０４は、予めプログラムされたタイミング、強度で各装置が動作するように制御を行う。 The sequencer 104 controls the operation of each device according to preprogrammed timing, intensity.
本実施形態のＭＲＩ装置１０００は、送受信用ＲＦコイル１１６として、１つの入出力端子で円偏波磁界を送受信することが可能な円偏波ＲＦコイルを備える。 MRI device 1000 of this embodiment, as the transmit-receive RF coil 116, a circular polarized RF coil capable of transmitting and receiving a circularly polarized magnetic field at one input and output terminals. 以下、本実施形態の送受信用ＲＦコイル１１６として用いられる円偏波ＲＦコイルについて説明する。 The following describes circular polarized RF coil used as the transmit-receive RF coil 116 of this embodiment.
図３は、本実施形態の円偏波ＲＦコイル２５の構成を説明するための図である。 Figure 3 is a diagram for explaining the configuration of a circular polarized RF coil 25 in this embodiment. ここでは、水平磁場方式のマグネット１０１が発生する静磁場１００の向きを座標系１２のｚ軸方向とする。 In this embodiment, the direction of the static magnetic field 100 generated by the magnet 101 of the horizontal magnetic field type is the direction of the z-axis of the coordinate system 12. 図３（ａ）は、円偏波ＲＦコイル２５を、ｚ軸に垂直な方向から見た図であり、図３（ｂ）は、円偏波ＲＦコイル２５を、ｚ軸方向（静磁場１００が貫通する方向）から見た図である。 3 (a) is a circular polarized RF coil 25, a view seen from a direction perpendicular to the z axis, FIG. 3 (b), the circular polarized RF coil 25, the z-axis direction (the static magnetic field 100 There is a view from direction) that penetrates.
図３（ａ）に示すように、本実施形態の円偏波ＲＦコイル２５は、導体からなる第１ループ部５及び第２ループ部６と、第１ループ部５に配置される少なくとも１つの第１キャパシタ１及び第２キャパシタ２と、第２ループ部６に配置される少なくとも１つの第３キャパシタ３及び第４キャパシタ４と、第１端子９ａおよび第２端子９ｂで構成される入出力端子９と、信号処理回路８と、接続部７ａ、７ｂ、７ｃと、を備える。 As shown in FIG. 3 (a), the circular polarized RF coil 25 in this embodiment includes a first loop portion 5 and the second loop part 6 made of a conductor, at least one of which is arranged in the first loop part 5 a first capacitor 1 and the second capacitor 2, and at least one third capacitor 3 and the fourth capacitor 4 is disposed in the second loop portions 6, input and output terminals including the first terminal 9a and the second terminal 9b comprising a 9, a signal processing circuit 8, connection portions 7a, 7b, and 7c, the. 本実施形態における信号処理回路８は、コモンモードノイズを除去するバラン（平衡-不平衡変換器）回路である。 The signal processing circuit 8 in the present embodiment, the balun of removing common-mode noise (balanced - unbalanced transformer) circuit. 接続部７ａは第１ループ部５と第１端子９ａとを接続し、接続部７ｂは第２ループ部６と第２端子９ｂとを接続し、接続部７ｃは、第１ループ部５において接続部７ａとともに第２キャパシタ２の両端に接続され、第２ループ部６において接続部７ｂとともに第４キャパシタ４の両端に接続される。 Connecting portion 7a is connected to the first loop part 5 and a first terminal 9a, connecting portions 7b is connected to the second loop part 6 and a second terminal 9b, the connecting portion 7c is connected in the first loop part 5 with parts 7a connected across the second capacitor 2 are connected together with the connection portion 7b in the second loop portions 6 at both ends of the fourth capacitor 4. また、第１端子９ａおよび第２端子９ｂは信号処理回路８に接続される。 The first terminal 9a and the second terminal 9b is connected to the signal processing circuit 8. 図３（ａ）では省略されているが、信号処理回路８が同軸ケーブルを介して送受信切替器に接続され、さらに送受信切替器から高周波磁場発生器１０６および受信器１０８に接続される。 FIGS. 3 (a) In has been omitted, the signal processing circuit 8 is connected to a transmit-receive switch through a coaxial cable, which receive switch is connected to the high frequency magnetic field generator 106 and the receiver 108.
第１ループ部５と第２ループ部６とは、それぞれループ形状を有する。 A first loop part 5 and the second loop part 6, has a loop shape. 第１ループ部５と第２ループ部６との一部が重ねられ、実質的に同一面上に配置される。 A first loop part 5 partly overlaps the second loop part 6, is located substantially on the same plane. このとき、同一面上に配置される面積は第１ループ部と第２ループ部との相互インダクタンスが０になり、両者が磁気的に結合しないよう定められる。 At this time, the area that is disposed on the same surface becomes mutual inductance 0 between the first loop section and the second loop part are determined so that they do not magnetically coupled. また、図３（ｂ）に示すように、第１ループ部５が検出および発生する第１の高周波磁場方向２１と前記第２ループ部が検出および発生する第２の高周波磁場方向２２とがほぼ直交するようそれぞれが配置される。 Further, as shown in FIG. 3 (b), a second high-frequency magnetic field direction 22 Togahobo of the second loop part and the first high-frequency magnetic field direction 21 first loop section 5 detects and development is detected and generated each such orthogonal is arranged.
このような形状を有する円偏波ＲＦコイル２５は、静磁場１００の向きと被検体の体軸１１とが実質的に平行となるように配置された被検体１０の表面近傍であって、第１ループ部の中心１３と前記第２ループ部の中心１４とを結ぶ直線と静磁場１００の方向とが９０度をなし、図３（ｂ）に示すように、静磁場１００の貫通する方向からみて被検体１０の体軸１１を中心として第２ループ部の中心１４が第１ループ部の中心１３から反時計回りに９０度離れた位置に配置される。 Such circular polarized RF coil 25 having a shape and orientation and the object of the body axis 11 of the static magnetic field 100 is a vicinity of the surface of the subject 10 disposed so as to be substantially parallel, the 1 the direction of the straight line and the static magnetic field 100 connecting the center 13 of the loop portion and the center 14 of the second loop portion at 90 degrees, as shown in FIG. 3 (b), from the direction of the static magnetic field 100 center 14 of the second loop portion is disposed from the center 13 of the first loop part at a position apart 90 degrees counterclockwise around the body axis 11 of the subject 10 viewed. なお、図３では、第１ループ部５及び第２ループ部６自体が持つインダクタンス及び抵抗の表記は省略する。 In FIG. 3, notation inductance and resistance of the first loop part 5 and the second loop part 6 will be omitted.
上記形態を有する本実施形態の円偏波ＲＦコイル２５における第１ループ部５及び第２ループ部６のインダクタの値（Ｌ １ 、Ｌ ２ ）と、第１キャパシタ１、第２キャパシタ２、第３キャパシタ３、及び第４キャパシタ４の値（Ｃ １ 、Ｃ ２ 、Ｃ ３ 、Ｃ ４ ）とは、円偏波ＲＦコイル２５が静磁場１００の貫通する方向から見て時計回りの円偏波磁界を被検体１０内部で検出および発生させ、また、所定の元素の磁気共鳴周波数で共振するように、それぞれ調整される。 A first loop part 5 and the inductor value of the second loop part 6 of the circular polarized RF coil 25 in this embodiment (L 1, L 2) having the above embodiments, the first capacitor 1, the second capacitor 2, the 3 capacitor 3, and the value (C 1, C 2, C 3, C 4) the fourth capacitor 4, circular polarization clockwise when viewed from the direction circular polarized RF coil 25 is of the static magnetic field 100 detection and generated in the subject 10 a magnetic field, also to resonate at the magnetic resonance frequency of the predetermined element is adjusted, respectively. 以下、水素原子核の磁気共鳴信号を送受信する場合を例にあげて説明する。 Hereinafter, it will be explained as an example the case of transmitting and receiving a magnetic resonance signal of a proton. ここでは、円偏波コイル２５は、高周波磁場発生器１０６から磁場強度１．５Ｔにおける水素原子核の磁気共鳴周波数ｆ Ｈ ＝６４ＭＨｚを中心周波数とする高周波電圧が印加されると、送信コイルとして共振周波数ｆ Ｈを持つ均一な高周波磁場を被検体１０に印加し、また、被検体１０からの磁気共鳴周波数ｆ Ｈの水素原子核の磁気共鳴信号を受信コイルとして検出する。 Here, the circular polarized coil 25, when the high frequency voltage from the high-frequency magnetic field generator 106 magnetic resonance frequency f H = 64 MHz of the proton at the magnetic field strength 1.5T center frequency is applied, the resonance frequency as the transmission coil a uniform RF magnetic field with f H is applied to the subject 10, also detects the magnetic resonance signal of a proton magnetic resonance frequency f H from the subject 10 as a receiving coil.
まず、本実施形態の円偏波ＲＦコイル２５の動作および特性を、等価回路を用いて説明する。 First, the operation and characteristics of the circular polarized RF coil 25 in this embodiment will be described with reference to an equivalent circuit. 図４は、第１端子９ａおよび第２端子９ｂから見た、本実施形態の円偏波ＲＦコイル２５の等価回路１９である。 4, viewed from the first terminal 9a and the second terminal 9b, an equivalent circuit 19 of the circular polarized RF coil 25 in this embodiment.
図４（ａ）に示すように、本実施形態の円偏波ＲＦコイル２５の等価回路１９は、第１ループ部５の等価インダクタ１５（その値をＬ １とする。以下同様。）と第１キャパシタ１（Ｃ １ ）と第１ループ部の抵抗成分３１（Ｒ １ ）とが直列に接続された第１の直列共振回路２３に第２キャパシタ２（Ｃ ２ ）が並列に接続された第１の直並列共振回路２７と、第２ループ部の等価インダクタ１６（Ｌ ２ ）と第３キャパシタ３（Ｃ ３ ）と第２ループ部の抵抗成分３２（Ｒ ２ ）とが直列に接続された第２の直列共振回路２４に第４キャパシタ４（Ｃ ４ ）が並列に接続された第２の直並列共振回路２８とが、接続部７ｃを介して直列接続されたものである。 As shown in FIG. 4 (a), the equivalent circuit 19 of the circular polarized RF coil 25 of the present embodiment, the equivalent inductor 15 of the first loop section 5 (to the value as L 1. Hereinafter the same.) And the 1 the capacitor 1 (C 1) and a resistance component 31 of the first loop portion (R 1) and the second capacitor to the first series resonant circuit 23 connected in series 2 (C 2) are connected in parallel a first serial-parallel resonant circuit 27, the equivalent inductor 16 of the second loop portion (L 2) and the third capacitor 3 (C 3) and the resistance component of the second loop portion 32 and (R 2) are connected in series a second serial-parallel resonant circuit 28 fourth capacitor 4 (C 4) is connected in parallel to the second series resonant circuit 24, in which are serially connected via a connecting portion 7c. なお、抵抗成分３１（Ｒ １ ）、３２（Ｒ ２ ）は円偏波ＲＦコイル２５の導体自身が持つ抵抗および被検体１０と円偏波ＲＦコイル２５の電磁結合により生じる高周波損失によるものである。 The resistance component 31 (R 1), 32 ( R 2) is due to high-frequency loss caused by electromagnetic coupling of the circular polarized RF coil resistance and the object 10 with the conductor itself 25 and the circular polarized RF coil 25 .
ここで、直列共振回路の動作（インピーダンス特性）について図５を用いて説明する。 Here, the operation of the series resonant circuit for (impedance characteristics) is described with reference to FIG. 直列共振回路５００は、図５（ａ）に示すように、キャパシタ５０１とインダクタ５０２とが直列に接続される回路である。 Series resonant circuit 500, as shown in FIG. 5 (a), a circuit for the capacitor 501 and the inductor 502 are connected in series. この直列共振回路の両端のインピーダンスＺは、印加される電圧Ｖの周波数ｆに依存して、図５（ｂ）に示す変化をする。 Impedance Z across this series resonant circuit is dependent on the frequency f of the voltage V to be applied to the change shown in Figure 5 (b). すなわち、この直列共振回路の共振周波数ｆ ｏｓより高い周波数領域においては、インピーダンスＺは周波数とともに増加する傾向を示し、誘導性リアクタンスＬ'として動作する。 That is, in the frequency region higher than the resonance frequency f os of the series resonant circuit, the impedance Z tends to increase with frequency, it operates as an inductive reactance L '. 一方、共振周波数ｆ ｏｓより低い周波数領域においては、インピーダンスＺは周波数に反比例して減少する傾向を示し、容量性リアクタンスＣ'として動作する。 On the other hand, in the frequency region lower than the resonance frequency f os, the impedance Z tends to decrease in inverse proportion to the frequency, it operates as a capacitive reactance C '.
ここでは、第１の直並列共振回路２７および第２の直並列共振回路２８をともに並列共振回路として動作させるため、第１および第２の直列共振回路を誘導性リアクタンスとして動作させる。 Here, in order to operate the first serial-parallel resonant circuit 27 and the second serial-parallel resonant circuit 28 as both a parallel resonant circuit, to operate the first and second series resonance circuit as an inductive reactance. 従って、図４（ａ）の第１の直列共振回路２３の共振周波数ｆ ｏｓ１および第２の直列共振回路２４の共振周波数ｆ ｏｓ２をともに等価回路１９に印加される高周波電圧の周波数ｆ Ｈより低く設定する（ｆ ｏｓ１ 、ｆ ｏｓ２ ＜ｆ Ｈ ）。 Accordingly, lower than the frequency f H of the high-frequency voltage applied to both the equivalent circuit 19 of the resonant frequency f os2 resonance frequency f os1 and second series resonant circuit 24 of the first series resonant circuit 23 shown in FIG. 4 (a) set (f os1, f os2 <f H). 従って、 Therefore,
となる。 To become. ω Ｈは角周波数（ω Ｈ ＝２πｆ Ｈ ）である。 The ω H is the angular frequency (ω H = 2πf H).
（式１）、（式２）を満たすように第１キャパシタ１（Ｃ １ ）および第３キャパシタ３（Ｃ ３ ）を調整することにより、第１の直列共振回路２３の等価インダクタ１５（Ｌ １ ）と第１キャパシタ１（Ｃ １ ）とは、誘導性リアクタンスＬ １ 'として動作し、第２の直列共振回路２４の等価インダクタ１６（Ｌ ２ ）と第３キャパシタ３（Ｃ ３ ）とは、誘導性リアクタンスＬ ２ 'として動作する。 (Equation 1), by adjusting the first capacitor 1 (C 1) and the third capacitor 3 (C 3) so as to satisfy (Equation 2), the equivalent inductor 15 of the first series resonant circuit 23 (L 1 ) and the first capacitor 1 (C 1), operates as an inductive reactance L 1 ', and the equivalent inductor 16 of the second series resonant circuit 24 (L 2) and the third capacitor 3 (C 3), It operates as an inductive reactance L 2 '. このとき、等価回路１９は、図４（ｂ）に示すように、直列に接続されたインダクタ３３（Ｌ １ '）および抵抗成分３１（Ｒ １ ）に第２キャパシタ２（Ｃ ２ ）が並列に接続された第１の並列共振回路２７'と、直列に接続されたインダクタ３４（Ｌ ２ '）および抵抗成分３２（Ｒ ２ ）に第４キャパシタ４（Ｃ ４ ）が並列に接続された第２の並列共振回路２８'とが、直列接続された等価回路１９'として表される。 In this case, the equivalent circuit 19, as shown in FIG. 4 (b), an inductor 33 connected in series (L 1 ') and the second capacitor 2 (C 2) is in parallel with the resistance component 31 (R 1) first parallel resonance circuit 27 connected the fourth capacitor 4 (C 4) is connected in parallel to 'the inductor 34 (L 2 connected in series') and the resistance component 32 (R 2) 2 parallel resonant circuit 28 'and is an equivalent circuit 19 connected in series' expressed as. すなわち、抵抗成分を含む２つの並列共振回路が直列に接続された回路と等価となる。 That is, the two parallel resonant circuit is the circuit equivalent connected in series including a resistance component.
ここで、抵抗成分を有する並列共振回路のインピーダンスおよび位相の変化について図６を用いて説明する。 Here, will be described with reference to FIG impedance and phase change of a parallel resonant circuit having a resistance component. 一般に、抵抗成分を有する並列共振回路６００は、図６（ａ）に示すように、直接に接続されたインダクタ６０１と抵抗６０２とに、キャパシタ６０３が並列に接続されている。 In general, the parallel resonant circuit 600 having a resistance component, as shown in FIG. 6 (a), an inductor 601 which is directly connected to a resistor 602, a capacitor 603 is connected in parallel. 図６（ｂ）に示すように、このような並列共振回路６００のインピーダンスの大きさＺ ｃおよび位相θ ｃは、周波数ｆに応じて変化する。 As shown in FIG. 6 (b), the size Z c and the phase theta c of the impedance of such a parallel resonant circuit 600 changes in accordance with the frequency f. また、インピーダンスの大きさＺ ｃは、並列共振回路６００の共振周波数ｆ ｃｐで最大Ｚ ｃｍａｘを示す。 The size Z c of the impedance, indicating the maximum Z cmax at the resonance frequency f cp of the parallel resonant circuit 600. そして、その位相θ ｃは、共振周波数ｆ ｃｐより低い周波数では正の値を示し、共振周波数ｆ ｃｐより高い周波数では負の値を示す。 Then, the phase theta c, at frequencies lower than the resonance frequency f cp indicates a positive value, a negative value is a frequency higher than the resonance frequency f cp.
このような特性を有する２つの並列共振回路６１０、６２０を直列に接続した回路６３０を図６（ｃ）に示し、インピーダンスの大きさＺ ｃおよびその位相θ ｃの周波数特性を図６（ｄ）に示す。 The circuit 630 connects the two parallel resonant circuits 610 and 620 having such characteristics in series shown in FIG. 6 (c), the frequency characteristic of the magnitude Z c and the phase theta c impedance FIG 6 (d) to show. ここで、並列共振回路６１０、６２０の共振周波数をそれぞれ第１共振周波数ｆ ｃｐ１ 、第２共振周波数ｆ ｃｐ２ （＞ｆ ｃｐ１ ）とする。 Here, the resonant frequency of the parallel resonant circuit 610 and 620 first resonant frequency f cp1 respectively, a second resonant frequency f cp2 (> f cp1). 回路６３０のインピーダンスの大きさＺ ｃおよび位相θ ｃは２つの並列共振回路６１０、６２０のインピーダンスをそれぞれ合成したものとなる。 Size Z c and the phase theta c of the impedance of the circuit 630 is the two impedance of the parallel resonant circuit 610 and 620 that were synthesized. 本図に示すように、第１共振周波数ｆ ｃｐ１ 、と第２共振周波数ｆ ｃｐ２の間に、位相θ ｃが０度となる第３の共振点が新たに生じる。 As shown in the figure, the first resonant frequency f cp1, and between the second resonant frequency f cp2, a third resonance point phase theta c is 0 degrees newly occurs. この共振周波数を第３共振周波数ｆ ｃｐ３とする。 The resonance frequency and the third resonance frequency f cp3.
例えば、Ｌ １ ＝Ｌ ２ ＝４９５ｎＨ、第１キャパシタ１、第２キャパシタ２、第３キャパシタ３、及び第４キャパシタ４の値（Ｃ １ 、Ｃ ２ 、Ｃ ３ 、Ｃ ４ ）が、それぞれ、６７ｐＦ、２００ｐＦ、７１ｐＦ、１００ｐＦであり、Ｒ １ ＝Ｒ ２ ＝０．５９Ωの場合の等価回路１９のインピーダンスと位相の周波数特性を図７に示す。 For example, L 1 = L 2 = 495nH , the first capacitor 1, the second capacitor 2, the third capacitor 3, and the value of the fourth capacitor 4 (C 1, C 2, C 3, C 4) , respectively, 67PF , 200pF, 71pF, a 100 pF, showing the impedance and phase of the frequency characteristics of the equivalent circuit 19 in the case of R 1 = R 2 = 0.59Ω in FIG. 図７（ａ）に示すインピーダンスの大きさ、および、図７（ｂ）に示す位相の周波数特性は、図６（ｃ）に示すインピーダンスと位相の周波数特性と同様の傾向を示し、第３共振周波数ｆ ｃｐ３が生じていることがわかる。 FIGS. 7 (a) to indicate the magnitude of the impedance, and the frequency characteristic of the phase shown in FIG. 7 (b) shows the same tendency as the frequency characteristic of the impedance and the phase shown in FIG. 6 (c), the third resonance it can be seen that the frequency f cp3 has occurred.
ここで、第１の直並列共振回路２７の共振周波数および第２の直列共振回路２８のいずれか一方の共振周波数をｆ ｃｐ1 、他方をｆ ｃｐ２とし、第３共振周波数ｆ ｃｐ３を中心周波数とする高周波電圧Ｖ ｉｎを等価回路１９に印加する。 Here, the first resonant frequency and a second serial-parallel resonant circuit 27 of either one of the resonant frequency f of the series resonant circuit 28 cp1, the other as a f cp2, the center frequency of the third resonance frequency f cp3 applying a high frequency voltage V in the equivalent circuit 19. 以下では、第１の直並列共振回路２７の共振周波数をｆ ｃｐ1とし、第２の直列共振回路２８の共振周波数をｆ ｃｐ２とした場合について説明する。 Hereinafter, the resonance frequency of the first serial-parallel resonant circuit 27 and f cp1, description will be given of a case where the resonance frequency of the second series resonant circuit 28 is f cp2.
このとき、図６（ｃ）に示す回路６３０と図４（ｂ）に示す等価回路１９'は等しく、等価回路１９のインピーダンスＺ １９の位相は第３共振周波数ｆ ｃｐ３において０度であることから、等価回路１９に流れる電流Ｉ ｉｎの位相は、Ｖ ｉｎ ＝Ｚ １９ Ｉ ｉｎであるため、高周波電圧Ｖ ｉｎと同位相となる。 At this time, since the equivalent circuit 19 'is equal as shown in the circuit 630 and 4 shown in FIG. 6 (c) (b), the phase of the impedance Z 19 of the equivalent circuit 19 is 0 degrees at the third resonant frequency f cp3 , the phase of the current I in flowing through the equivalent circuit 19 are the V in = Z 19 I in, the high-frequency voltage V in the same phase. 第１の直並列共振回路２７では、ｆ ｃｐ１ ＜ｆ ｃｐ３であるため、当該直列共振回路の共振周波数より高い周波数の高周波電圧が印加されたことになり、図６（ｂ）より、第１の直並列共振回路２７のインピーダンスＺ ｃ１の位相θ ｃ１は負の値である。 In the first serial-parallel resonant circuit 27, since it is f cp1 <f cp3, will be higher the frequency of the high-frequency voltage from the resonance frequency of the series resonant circuit is applied, from FIG. 6 (b), the first phase theta c1 of the impedance Z c1 serial-parallel resonant circuit 27 is a negative value. 第１の直並列共振回路２７に印加される高周波電圧Ｖ １の位相は、Ｖ １ ＝Ｚ ｃ１ Ｉ ｉｎであるため、高周波電圧Ｖ ｉｎと比べて位相が｜θ ｃ１ ｜だけ遅れる。 The first phase high frequency voltage V 1 applied to serial-parallel resonant circuit 27 are the V 1 = Z c1 I in, phase compared to the high-frequency voltage V in | theta c1 | only delayed. このとき、第１の直並列共振回路２７のインダクタ１５（Ｌ １ ）に流れる電流Ｉ １と高周波電圧Ｖ ｉｎとの位相差は、Ｖ １ ＝（ｊω ｃｐ３ Ｌ １ ＋（ｊω ｃｐ３ Ｃ １ ） −１ ＋Ｒ １ ）Ｉ １であるため、θ ｃ１ −９０度となる。 At this time, the phase difference between the current I 1 and the high frequency voltage V in flowing through the inductor 15 of the first serial-parallel resonant circuit 27 (L 1) is, V 1 = (jω cp3 L 1 + (jω cp3 C 1) - 1 + R 1) for a I 1, a theta c1 -90 degrees.
一方、第２の直並列共振回路では、ｆ ｃｐ２ ＞ｆ ｃｐ３であるため、当該直列共振回路の共振周波数より低い周波数の高周波電圧が印加されたことになり、図６（ｂ）より、第２の直並列共振回路２８のインピーダンスＺ ｃ２の位相θ ｃ２は正の値（９０度＞θ ｃ２ ＞０度）である。 On the other hand, in the second series-parallel resonant circuit, f cp2> for a f cp3, will be lower the frequency of the high-frequency voltage from the resonance frequency of the series resonant circuit is applied, from FIG. 6 (b), the second phase theta c2 of the impedance Z c2 of the serial-parallel resonant circuit 28 is a positive value (90 °> θ c2> 0 degrees). 第２の直並列共振回路２８に印加される高周波電圧Ｖ ２の位相は、Ｖ ２ ＝Ｚ ｃ２ Ｉ ｉｎであるため、高周波電圧Ｖ ｉｎと比べて位相が｜θ ｃ２ ｜だけ進む。 The second high frequency voltage V 2 of the phase to be applied to the serial-parallel resonant circuit 28 are the V 2 = Z c2 I in, phase compared to the high-frequency voltage V in | theta c2 | just proceeds. このとき、第２の直並列共振回路２８のインダクタ１６（Ｌ ２ ）に流れる電流Ｉ ２と高周波電圧Ｖ ｉｎとの位相差は、Ｖ ２ ＝（ｊω ｃｐ３ Ｌ ３ ＋（ｊω ｃｐ３ Ｃ ３ ） −１ ＋Ｒ ２ ）Ｉ ２であるため、θ ｃ２ −９０度となる。 At this time, the phase difference between the current I 2 and the high frequency voltage V in through the inductor 16 of the second serial-parallel resonant circuit 28 (L 2) is, V 2 = (jω cp3 L 3 + (jω cp3 C 3) - 1 + R 2) for a I 2, the theta c2 -90 degrees. 従って、第１の直並列共振回路２７には、高周波電圧Ｖ ｉｎに対して位相差θ １ ＝θ ｃ１ −９０度の電流が発生し、第２の直並列共振回路２８には高周波電圧Ｖ ｉｎに対して位相差θ ２ ＝θ ｃ２ −９０度の電流が発生する。 Accordingly, the first serial-parallel resonant circuit 27, the current phase difference θ 1 = θ c1 -90 ° occurs for the high frequency voltage V in, the second serial-parallel resonant circuit 28 high-frequency voltage V in current phase difference θ 2 = θ c2 -90 ° occurs for.
等価回路１９では、第１の直並列共振回路２７は円偏波ＲＦコイル２５の第１ループ部５の等価回路、第２の直並列共振回路２８は円偏波ＲＦコイル２５の第２ループ部６の等価回路である。 In the equivalent circuit 19, an equivalent circuit of the first loop part 5 of the first serial-parallel resonant circuit 27 is circularly polarized RF coil 25, the second loop portion of the second serial-parallel resonant circuit 28 is circularly polarized RF coil 25 6 is an equivalent circuit of. また、高周波磁場はインダクタに流れる高周波電流と同位相で発生するため、第１ループ部５には高周波電圧Ｖ ｉｎと比べて位相差θ １ ＝θ ｃ１ −９０度を有する高周波磁場が発生し、第２ループ部６には高周波電圧Ｖ ｉｎと比べて位相差θ ２ ＝θ ｃ２ −９０度を有する高周波磁場が発生する。 The high frequency magnetic field to generate a high frequency current of the same phase flows through the inductor, high frequency magnetic field is generated having a phase difference θ 1 = θ c1 -90 degrees compared to the high-frequency voltage V in the first loop part 5, high frequency magnetic field is generated having a phase difference θ 2 = θ c2 -90 degrees compared to the high-frequency voltage V in the second loop part 6.
図３（ｂ）に示すように、第１ループ部５が検出および発生する第１の高周波磁場方向２１と前記第２ループ部が検出および発生する第２の高周波磁場方向２２とがほぼ直交するよう配置されている。 As shown in FIG. 3 (b), a second high-frequency magnetic field direction 22 the second loop part and the first high-frequency magnetic field direction 21 first loop section 5 detects and development is detected and generated substantially perpendicular It is arranged. ＱＤ方式の場合、幾何学的に直交して配置された２つのコイルに対して、２つのコイルの入出力信号の位相差が９０度となるように調整されている。 For QD method for the two coils arranged geometrically orthogonal, the phase difference between the input and output signals of the two coils are adjusted so as to be 90 degrees. よって、ＱＤ方式と同様の効果を得るためには、第１ループ部５から発生する高周波磁場と第２ループ部６から発生する高周波磁場の位相差（θ ２ −θ １ ）を９０度とする必要がある。 Therefore, in order to obtain the same effect as QD method, high-frequency magnetic field and the phase difference of the high frequency magnetic field generated from the second loop part 6 generated from the first loop part 5 (theta 2 - [theta] 1) and 90 degrees There is a need. また、相反定理により、第１ループ部５が受信する磁気共鳴信号と第２ループ部６が受信する磁気共鳴信号の位相との位相差（θ ２ −θ １ ）も同様に９０度とする必要がある。 Furthermore, the reciprocity theorem, must be a magnetic resonance signal and the phase difference (theta 2 - [theta] 1) is likewise 90 degrees and the phase of the magnetic resonance signal by the second loop part 6 receives the first loop part 5 receives there is. ここで、θ １ ＝θ ｃ１ −９０度およびθ ２ ＝θ ｃ２ −９０度から、θ ２ −θ １ ＝θ ｃ２ −θ ｃ１となるため、θ ｃ２ −θ ｃ１が９０度である必要がある。 Here, from θ 1 = θ c1 -90 ° and θ 2 = θ c2 -90 degrees, since the θ 2 -θ 1 = θ c2 -θ c1, it is necessary theta c2 - [theta] c1 is 90 degrees .
また、図６（ｃ）より、ｆ ｃｐ３において等価回路１９のインピーダンスＺ １９の位相は０である必要がある。 Further, from FIG. 6 (c), the phase of the impedance Z 19 of the equivalent circuit 19 in f cp3 must be 0. 等価回路１９のインピーダンスＺ １９は、第１の直並列共振回路のインピーダンスＺ ｃ１と第２の直並列共振回路のインピーダンスＺ ｃ２の和であり、ｆ ｃｐ３における合成インピーダンスＺ ｃ１ ＋Ｚ ｃ２の位相を０度とする必要がある。 Impedance Z 19 of the equivalent circuit 19, the impedance Z c1 of the first serial-parallel resonant circuit is the sum of the impedance Z c2 of the second series-parallel resonant circuit, 0 the phase of the combined impedance Z c1 + Z c2 at f cp3 there needs to be a degree.
本実施形態では、等価回路１９に印加される高周波電圧の周波数はｆ Ｈである。 In the present embodiment, the frequency of the high frequency voltage applied to the equivalent circuit 19 is f H. 従って、第１の直並列共振回路２７の共振周波数ｆ ｃｐ１をｆ Ｈより低く設定し、第２の直並列共振回路２８の共振周波数ｆ ｃｐ２をｆ Ｈより高く設定する（ｆ ｃｐ１ ＜ｆ Ｈ ＜ｆ ｃｐ２ ）。 Therefore, the resonance frequency f cp1 of the first serial-parallel resonant circuit 27 is set lower than f H, a resonance frequency f cp2 of the second serial-parallel resonant circuit 28 is set higher than f H (f cp1 <f H < f cp2). また、周波数ｆ Ｈにおいて、第１の直並列共振回路２７のインピーダンスの位相θ ｃ１と第２の直並列共振回路２８のインピーダンスの位相θ ｃ２との位相差が９０度となり、かつ、等価回路１９のインピーダンスＺ １９の位相が０度となるように各キャパシタの値を調整する。 Further, at the frequency f H, the phase difference between the phase theta c2 between the phase theta c1 of the impedance of the first serial-parallel resonant circuit 27 impedance of the second serial-parallel resonant circuit 28 becomes 90 degrees, and the equivalent circuit 19 phase of the impedance Z 19 adjusts the value of each capacitor so that 0 degrees.
ここで、周波数ｆ Ｈにおいて、第１の直並列共振回路２７のインピーダンスＺ ｃ１の位相θ ｃ１と第２の直並列共振回路２８のインピーダンスＺ ｃ２の位相θ ｃ２との位相差が９０度となり、かつ、等価回路１９のインピーダンスＺ １９の位相が０度となるようにするための、キャパシタの値の調整について説明する。 Here, at the frequency f H, the phase difference between the phase theta c2 of the impedance Z c2 of the phase theta c1 of the impedance Z c1 of the first serial-parallel resonant circuit 27 second serial-parallel resonant circuit 28 becomes 90 degrees, and, for the phase of the impedance Z 19 of the equivalent circuit 19 is made to be 0 °, the adjustment of the value of the capacitor is described. 第１の直並列共振回路２７のインピーダンスＺ ｃ１および第２の直並列共振回路２８のインピーダンスＺ ｃ２はそれぞれ、次の複素数で表される。 Each impedance Z c2 of the first serial-parallel resonant circuit 27 of the impedance Z c1 and the second serial-parallel resonant circuit 28 is represented by the following complex number.
ここで、ｊは純虚数である。 Here, j is the pure imaginary. このとき、Ｚ ｃ１およびＺ ｃ２の位相（θ ｃ１ 、θ ｃ２ ）はそれぞれ、ｔａｎ（θ ｃ１ ）＝β／α、ｔａｎ（θ ｃ２ ）＝δ／γの関係を有する。 In this case, the phase (θ c1, θ c2) of Z c1 and Z c2, respectively, tan (θ c1) = β / α, has a relationship of tan (θ c2) = δ / γ. θ ｃ２ −θ ｃ１ ＝９０度となるには、ｔａｎ（θ ｃ２ ）＝ｔａｎ（θ ｃ１ ＋９０°）から、α、β、γ、δは次式の関係を満たす必要がある。 To become θ c2 -θ c1 = 90 degrees, from tan (θ c2) = tan ( θ c1 + 90 °), α, β, γ, δ must satisfy the following relationship.
一方、 図４（ａ）に示す等価回路１９から、第１の直並列共振回路２７のインピーダンスＺ ｃ１および第２の直並列共振回路２８のインピーダンスＺ ｃ２は、次式で表される。 Meanwhile, from the equivalent circuit 19 shown in FIG. 4 (a), the impedance Z c2 of the first serial-parallel resonant circuit 27 of the impedance Z c1 and the second serial-parallel resonant circuit 28 is expressed by the following equation.
ここで、ωは角周波数を表す。 Here, ω represents the angular frequency.
ω＝ω Ｈのときθ ｃ２ −θ ｃ１ ＝９０度となるには、（式３）、（式５）、（式６）から、Ｃ １とＣ ２とは、以下の関係を満たす必要がある。 omega = the omega becomes θ c2 -θ c1 = 90 ° when H is (Formula 3), from (Equation 5), (6), and C 1 and C 2, it is necessary to satisfy the following relation.
なお、抵抗成分３１の値Ｒ １は、Ｒ １ ＝ω Ｈ Ｌ ２ ／Ｑ Ｈ１で表される。 The value R 1 of the resistance component 31 is expressed by R 1 = ω H L 2 / Q H1. Ｑ Ｈ１は、周波数ｆ Ｈにおける第１ループ部５のＱ値である。 Q H1 is the 1 Q value of the loop section 5 at the frequency f H.
また、Ｃ ３とＣ ４とは、（式４）、（式５）、（式７）から、以下の関係を満たす必要がある。 Also, the C 3 and C 4, (Equation 4), from (Equation 5), (7), it is necessary to satisfy the following relation.
なお、抵抗成分３２の値Ｒ ２は、Ｒ ２ ＝ω Ｈ Ｌ ２ ／Ｑ Ｈ２で表される。 The value R 2 of the resistive component 32 is represented by R 2 = ω H L 2 / Q H2. Ｑ Ｈ２は、周波数ｆ Ｈにおける第２ループ部６のＱ値である。 The Q H2, a Q value of the second loop part 6 at the frequency f H.
よって、（式８）、（式９）を満たすようＣ １ 、Ｃ ２ 、Ｃ ３ 、およびＣ ４を定めれば、θ ｃ２ −θ ｃ１ ＝９０度となる。 Therefore, (Equation 8), C 1, C 2 , C 3 to satisfy the equation (9), and be determined to C 4, a θ c2 -θ c1 = 90 degrees.
次に、周波数ｆ ＨにおけるＺ １９の位相を０度とするには、Ｚ １９ ＝Ｚ ｃ１ ＋Ｚ ｃ２であるため、周波数ｆ Ｈにおいて、βとδとは、以下の関係を満たす必要がある。 Then, to a 0 ° phase of Z 19 at the frequency f H are the Z 19 = Z c1 + Z c2 , at the frequency f H, the β and [delta], it is necessary to satisfy the following relation.
周波数ｆ ＨにおけるＺ １９の大きさ｜Ｚ １９ ｜は、入出力端子９に接続される信号処理回路もしくはケーブルの特性インピーダンスの大きさＺ ｃｃと整合する必要があり、｜Ｚ １９ ｜＝Ｚ ｃｃである。 The size of the Z 19 at the frequency f H | Z 19 |, it is necessary to match the size Z cc of the characteristic impedance of the signal processing circuit or cable is connected to the output terminal 9, | Z 19 | = Z cc it is. さらに、（式５）、（式１０）から、｜Ｚ １９ ｜は、以下の（式１１）の関係を有する。 Further, from equation (5), (Equation 10), | Z 19 | has the relationship of the following equation (11).
ここで、βは（式３）、（式６）、（式８）から次式で表され、 Here, beta is (Equation 3), (6), is expressed by the following formulas (8),
δは（式４）、（式７）、（式９）から次式で表される。 The [delta] (Equation 4), (7), is expressed by the following formulas (9).
従って、（式１１）より、θ ｃ２とＺ ｃｃとを設定することでδが決定され、（式９）、（式１３）より、Ｃ ３が決定される。 Therefore, from equation (11), [delta] by setting the theta c2 and Z cc been determined, (Equation 9) and (Equation 13), C 3 are determined. Ｃ ３が決まると、（式９）よりＣ ４が決定される。 When C 3 is determined, C 4 are determined from the equation (9). また、（式１０）、（式１１）より、θ ｃ２とＺ ｃｃとを設定することでβが決定され、（式８）、（式１２）より、Ｃ １が決定される。 Furthermore, (Equation 10) and (Equation 11), beta by setting the theta c2 and Z cc been determined, (8) and (Equation 12), C 1 is determined. Ｃ １が決まると、（式８）よりＣ ２が決定される。 If C 1 is determined, C 2 is determined from the equation (8). ここで、θ ｃ２は、Ｚ ｃ１とＺ ｃ２の大きさが等しくなるθ ｃ２ ＝４５度とする。 Here, theta c2 is a theta c2 = 45 ° the magnitude of the Z c1 and Z c2 is equal.
なお、第１ループ部５が共振周波数ｆ Ｈで共振したときのＱ値Ｑ Ｈ１および第２ループ部６が共振周波数ｆ Ｈで共振したときのＱ値Ｑ Ｈ２は、実測により得る。 Incidentally, the Q value Q H2 when the Q value Q H1 and the second loop part 6 when the first loop part 5 resonates at the resonance frequency f H resonates at the resonance frequency f H, obtained by actual measurement. 例えば、キャパシタが挿入された第１ループ部５と同一寸法のループコイルを用意し、被検体１０と等価なファントムの表面に配置し、ループコイルに挿入したキャパシタの値を調整して共振周波数ｆ Ｈで共振させ、ループコイルのＱ値を測定することにより得る。 For example, providing a first loop coil of the loop portion 5 and the same dimensions capacitor is inserted, is disposed on a surface of equivalent phantom and the subject 10, the resonance frequency f to adjust the value of the inserted capacitors in the loop coil resonate with H, obtained by measuring the Q value of the loop coil. 第２ループ部６の場合においても同様の測定によりＱ値を得る。 Obtaining a Q value measured in the same also in the case of the second loop part 6. また、図３に示す円偏波ＲＦコイル２５と被検体１０との電気特性をモデル化し、電磁界シミュレーションにより求めてもよい。 Further, to model the electrical properties of a circularly polarized RF coil 25 and the object 10 shown in FIG. 3, it may be obtained by electromagnetic field simulation.
例えば、Ｌ １およびＬ ２の値が４９５ｎＨ、共振周波数ｆ Ｈ ＝６４ＭＨｚにおけるＱ Ｈ１およびＱ Ｈ２の値が５０、θ ｃ２ ＝４５度、Ｚ ｃｃ ＝２００Ωとした場合、第１キャパシタ１、第２キャパシタ２、第３キャパシタ３、及び第４キャパシタ４の値（Ｃ １ 、Ｃ ２ 、Ｃ ３ 、Ｃ ４ ）は、それぞれ、１４．５ｐＦ、７５．６ｐＦ、１４．５ｐＦ、１０１ｐＦに調整される。 For example, the values of L 1 and L 2 495NH, when the value of Q H1 and Q H2 at the resonance frequency f H = 64 MHz is 50, θ c2 = 45 degrees, and the Z cc = 200 [Omega, the first capacitor 1, the second capacitor 2, the third capacitor 3, and the value of the fourth capacitor 4 (C 1, C 2, C 3, C 4) , respectively, are adjusted 14.5pF, 75.6pF, 14.5pF, the 101PF.
以上説明したように、第１の直並列共振回路２７である第１ループ部５のキャパシタ１（Ｃ １ ）およびキャパシタ２（Ｃ ２ ）と、第２の直並列共振回路２８である第２ループ部６のキャパシタ３（Ｃ ３ ）およびキャパシタ４（Ｃ ４ ）とを、それぞれ、（式１）、（式２）、（式８）、（式９）、（式１０）、（式１１）、（式１２）、（式１３）を満たすように調整すると、図３（ｂ）に示すように、第１の高周波磁場方向２１には、第１ループ部５により第１直線偏波磁界が生じるとともに、第２の高周波磁場方向２２には、第２ループ部６により第２直線偏波磁界が生じ、第１直線偏波磁界の位相と第２直線偏波磁界の位相の差が９０度となる。 As described above, the capacitor 1 of the first loop part 5, which is the first serial-parallel resonant circuit 27 (C 1) and a capacitor 2 (C 2), the second loop is a second serial-parallel resonant circuit 28 capacitor 3 parts 6 (C 3) and a capacitor 4 and (C 4), respectively, (equation 1), (formula 2), (8), (9), (equation 10), (11) , (equation 12), when adjusted to satisfy the equation (13), as shown in FIG. 3 (b), the first high-frequency magnetic field direction 21, the first linearly polarized magnetic field by the first loop part 5 with resulting, in the second high-frequency magnetic field direction 22, the second loop part 6 generates a second linearly polarized magnetic field, the difference between the first linearly polarized magnetic field and the phase of the second linearly polarized magnetic field in phase 90 degrees to become. 従って、本実施形態の円偏波ＲＦコイル２５が発生する高周波磁界は第１直線偏波磁界と第２直線偏波磁界とを合成したものとなる。 Therefore, high-frequency magnetic field circularly polarized RF coil 25 in this embodiment is generated becomes a composite of the first linearly polarized magnetic field and a second linearly polarized magnetic field.
第１直線偏波磁界と第２直線偏波磁界の位置関係をベクトルで表したものを図８（ａ）に示す。 Those representing the positional relationship between the first linearly polarized magnetic field and a second linearly polarized magnetic field vector shown in FIG. 8 (a). 第１の高周波磁場方向２１に平行な方向にｘ'軸をとり、第２の高周波磁場方向２２に平行な方向にｙ'軸をとると、図８（ｂ）に示すように、時刻ｔにおける第１の直線偏波磁界ベクトル１７（Ｂ １ ）および第２の直線偏波磁界ベクトル１８（Ｂ ２ ）はそれぞれ、 In a direction parallel to the first high-frequency magnetic field direction 21 'takes the axis, y in a direction parallel to the second high-frequency magnetic field direction 22' x Taking axis, as shown in FIG. 8 (b), at time t the positional relationship between the vector 17 (B 1) and a second relationship between the vector 18 (B 2), respectively,
で表される。 In represented. ここで、Ａ １ 、Ａ ２はそれぞれ第１および第２の直線偏波磁界の振幅であり、θ １は高周波電圧Ｖ ｉｎと第１直線偏波磁界との位相差、θ ２は高周波電圧Ｖ ｉｎと第２直線偏波磁界との位相差である。 Here, A 1, A 2 is the amplitude of the first and second linearly polarized magnetic field, respectively, theta 1 is a phase difference between the RF voltage V in a first linearly polarized magnetic field, theta 2 is a high-frequency voltage V in that is a phase difference between the second linearly polarized magnetic field. θ ２ −θ １ ＝９０度より、Ｂ ２ ＝（０，Ａ ２ ｃｏｓ（ωｔ＋θ １ ））となる。 than θ 2 -θ 1 = 90 °, B 2 = (0, A 2 cos (ωt + θ 1)) to become. また、θ ｃ２ ＝４５度より、第１のループ部５と第２のループ部６のインピーダンスが等しいため、第１および第２の直線偏波磁界の振幅（Ａ １ 、Ａ ２ ）は互いに等しくなる。 Further, theta c2 = from 45 degrees, since the impedance of the first loop section 5 second loop portion 6 are equal, the first and second linearly polarized magnetic field amplitude (A 1, A 2) are equal to each other Become. よって、第１の直線偏波磁界ベクトル１７（Ｂ １ ）と第２の直線偏波磁界ベクトル１８（Ｂ ２ ）とを合成したベクトル７９（Ｂ １２ ）は、Ｂ １２ ＝Ｂ １ ＋Ｂ ２より、次式で表される。 Therefore, the positional relationship between the vector 17 (B 1) and the second relationship between the vector 18 (B 2) Synthesis and the vector 79 (B 12), from B 12 = B 1 + B 2 , It is expressed by the following equation.
図８（ｂ）に示すように、（式１６）からベクトル７９（Ｂ １２ ）は、大きさ√２Ａ １ 、ｙ'軸とのなす角度は（ωｔ＋θ １ ）度となる。 As shown in FIG. 8 (b), vector 79 (B 12) to (Equation 16), the angle between the size √2a 1, y 'axis is a (.omega.t + theta 1) degree. 時刻ｔの増加に伴い、ベクトル７９（Ｂ １２ ）は、ベクトルの大きさを保ったまま、ｘ'軸およびｙ'軸の原点を中心として時計回りに回転する。 With the increase of time t, the vector 79 (B 12) is while maintaining the magnitude of the vector rotates clockwise about the origin of the x 'axis and y' axis. すなわち、円偏波ＲＦコイル２５が発生または検出する高周波磁界は円偏波磁界となる。 That is, the high frequency magnetic field circularly polarized RF coil 25 is generated or detected becomes circularly polarized magnetic field.
以上説明したように、本実施形態における円偏波ＲＦコイル２５は、（式１）、（式２）、（式８）、（式９）、（式１０）、（式１１）、（式１２）、（式１３）を満たすように、第１キャパシタ１の値Ｃ １ 、第２キャパシタ２の値Ｃ ２ 、第３キャパシタ３の値Ｃ ３ 、第４キャパシタ４の値Ｃ ４をそれぞれ調整することにより、静磁場１００の貫通する方向からみて時計回りの円偏波磁界を被検体１０内部に発生させ、高い効率で高周波磁界を被検体１０に印加する。 As described above, the circular polarized RF coil 25 in this embodiment, (Equation 1), (Formula 2), (8), (9), (Equation 10), (11), (formula 12) (so as to satisfy the equation 13), the value C 1 of the first capacitor 1, the value C 2 of second capacitor 2, the third capacitor 3 value C 3, respectively adjusts the value C 4 of the fourth capacitor 4 it makes viewed in the opposite direction of the static magnetic field 100 is generated circularly polarized magnetic field clockwise to the subject 10, to apply a high-frequency magnetic field to the subject 10 at a high efficiency to be. また、円偏波ＲＦコイル２５は、相反定理により、周波数ｆ Ｈで共振し、静磁場１００の貫通する方向からみて時計回りの円偏波磁界を高効率で検出できる。 Moreover, the circular polarized RF coil 25, the reciprocity theorem, resonates at frequency f H, detect the circular polarized magnetic field rotating clockwise with high efficiency viewed in the opposite direction of the static magnetic field 100. このため、高周波磁場印加後、周波数ｆ Ｈの磁気共鳴信号が、静磁場１００の貫通する方向からみて時計回りの円偏波磁界として被検体１０から放射されるので、円偏波ＲＦコイル２５は、水素原子核の磁気共鳴信号を高感度で検出する。 Therefore, after application of the high frequency magnetic field, the magnetic resonance signal of the frequency f H is, because it is emitted from the examinee 10 as a circularly polarized magnetic field rotating clockwise viewed in the opposite direction of the static magnetic field 100, the circular polarized RF coil 25 , detecting the magnetic resonance signal of a proton in high sensitivity. このように、図３に示す円偏波ＲＦコイル２５は、水素原子核の磁気共鳴信号の送受信コイルとして動作する。 Thus, the circular polarized RF coil 25 shown in FIG. 3 operates as receiving coil for the magnetic resonance signal of a proton.
上述したように、本実施形態によれば、ＱＤ方式により２つのＲＦコイルを用いて円偏波高周波磁界を発生させる場合と同様に、一つのコイルでＳＮ比及び均一性が高い円偏波磁界を送受信することが可能なＲＦコイルを構成することができる。 As described above, according to this embodiment, as in the case of generating a circularly polarized wave high-frequency magnetic field using two RF coils by QD method, SN ratio and high circular polarized magnetic field uniformity in one coil it is possible to configure the RF coil capable of transmitting and receiving a. 従って、ＱＤ方式に比べてコイルと配線の系統とが１つ減るため、分配器及び移相器が不要となり、送信系を構成する部品の数が半分以下に減少する。 Therefore, since one less and the system of coils and wiring compared to QD method, the distributor and the phase shifter is not required, the number of parts constituting the transmission system is reduced to half or less. このため、送信系の調整が容易になるとともに製造コストを下げることができる。 Therefore, it is possible to reduce the manufacturing cost becomes easy adjustment of the transmission system. また、コイルへの入出力端子が１ヵ所であり、分配器、移相器を用いないため、コイルの機械的歪みによる直交性の低下や、分配器、移相器による位相ずれによるコイルのＳＮ低下を抑えることができ、従来に比べてＲＦコイルの送信効率や受信感度が向上する。 Further, an input-output terminals one place to the coil, distributor, uses no phase shifter, decrease in orthogonality due to mechanical distortion of the coil, distributor, of the coil due to the phase shift the phase shifter SN it is possible to suppress a reduction, improved transmission efficiency and reception sensitivity of the RF coil as compared with the prior art.
１つのコイルで円偏波磁界を発生もしくは検出し、高効率かつ高均一な電磁波の照射または高感度かつ高均一な磁気共鳴信号の検出が可能なＲＦコイルを提供できる。 The circularly polarized magnetic field generated or detected by a single coil, can provide an RF coil capable of detecting a high efficiency and high uniform electromagnetic radiation or high sensitivity and high uniform magnetic resonance signals.
なお、本実施形態では、第１ループ部５の中心１３と第２ループ部６の中心１４とを結ぶ直線と静磁場１００の方向とのなす角度が９０度になるよう配置している。 In the present embodiment, the angle between the direction of the straight line and the static magnetic field 100 connecting the center 13 of the first loop part 5 and the center 14 of the second loop part 6 is arranged so as to be 90 degrees. これは、図３に示す円偏波ＲＦコイル２５の規格化感度が最大となる例である。 This is an example of the normalized sensitivity of the circular polarized RF coil 25 shown in FIG. 3 is maximum. この角度は必ずしも９０度に限らない。 This angle is not necessarily limited to 90 degrees. なお、規格化感度とは、感度を感度の最大値で割った値である。 Note that the normalized sensitivity is a value obtained by dividing the sensitivity maximum sensitivity.
第１ループ部５の中心１３と第２ループ部６の中心１４とを結ぶ直線と静磁場１００の方向とのなす角度をφとしたとき、図３に示す円偏波ＲＦコイル２５の規格化感度Ｓは、Ｓ＝｜ｓｉｎ（φ）｜で表される。 When an angle between the direction of the straight line and the static magnetic field 100 that connects the first center 13 of the loop portion 5 and the center 14 of the second loop portions 6 and phi, standardization of circular polarized RF coil 25 shown in FIG. 3 sensitivity S is, S = | represented by | sin (φ). 従って、φが９０度の時に最大となる。 Thus, phi is maximized when the 90 degrees. 最大感度の９５％以上となる角度φの範囲は、７２度以上１０８度以下となる。 Range of 95% or more to become an angle φ of maximum sensitivity is equal to or less than 108 degrees 72 degrees. よって、本実施形態における第１ループ部５の中心１３と第２ループ部６の中心１４とを結ぶ直線と静磁場１００の方向とのなす角度は、７２度以上１０８度以下であることが望ましく、９０度程度の角度をなすように配置されることが最も望ましい。 Therefore, the angle between the direction of the straight line and the static magnetic field 100 connecting the center 13 of the first loop part 5 in this embodiment and the center 14 of the second loop part 6 is desirably less 108 degrees 72 degrees it is most desirable to be disposed at an angle of about 90 degrees. ここで、程度とはコイルの製造誤差に起因する角度の誤差範囲のことである。 Here, the degree is that the error range of the angle due to the manufacturing error of the coil.
また、本実施形態では、第１ループ部５および第２ループ部６を、図３に示すように配置しているが、各ループ部におけるキャパシタの配置およびループ部自体の配置はこれに限られない。 Further, in the present embodiment, the first loop part 5 and the second loop part 6, but are arranged as shown in FIG. 3, the arrangement and placement of the loop portion per se of the capacitors in each loop section is limited to Absent. 第１の直線偏波磁界と第２の直線偏波磁界とを合成した高周波磁界が、被検体１０の内部において、静磁場１００の貫通する方向からみて時計回りの円偏波磁界となればよい。 The positional relationship between the a high-frequency magnetic field obtained by synthesizing the second linearly polarized magnetic field in the interior of the subject 10, or if a circularly polarized magnetic field rotating clockwise viewed in the opposite direction of the static magnetic field 100 .
例えば、図３に示す円偏波ＲＦコイル２５の変形例（円偏波ＲＦコイル２５Ａ）を図９に示す。 For example, it is shown a modification of the circular polarized RF coil 25 shown in FIG. 3 (circular polarized RF coil 25A) in FIG. 図９（ａ）は、円偏波ＲＦコイル２５Ａを、ｚ軸に垂直な方向から見た図である。 9 (a) is a diagram of the circular polarized RF coil 25A, as viewed from a direction perpendicular to the z-axis. 図９（ｂ）は、円偏波ＲＦコイル２５Ａをｚ軸方向（静磁場１００が貫通する方向）から見た図である。 9 (b) is a view of the circular polarized RF coil 25A from the z-axis direction (the direction of the static magnetic field 100). 図３に示す円偏波ＲＦコイル２５と異なり、本図に示すように、静磁場１００の貫通する方向からみて被検体１０の体軸１１を中心として、第１ループ部の中心１３から時計回りに９０度離れた位置に第２ループ部の中心１４が位置するように配置されている。 Unlike the circular polarized RF coil 25 shown in FIG. 3, as shown in the figure, around the body axis 11 in a direction viewed from the subject 10 of the static magnetic field 100, clockwise from the first center 13 of the loop portion center 14 of the second loop portions is arranged so as to be positioned 90 degrees apart located.
本変形例も、図４に示す等価回路１９で表される。 This modification is also expressed by an equivalent circuit 19 shown in FIG. しかし、円偏波ＲＦコイル２５Ａは、第２キャパシタ２（Ｃ ２ ）が第２ループ部６の内側に配置される。 However, the circular polarized RF coil 25A, the second capacitor 2 (C 2) is disposed inside the second loop part 6. 接続部７ａの電位Ｖ ７ａと接続部７ｃの電位Ｖ ７ｃとの差Ｖ ７ａ −Ｖ ７ｃが正の時に生じる第１ループ部５に流れる電流の向きは、図３に示す円偏波ＲＦコイル２５の場合と図９に示す円偏波ＲＦコイル２５Ａとの場合で同じとなるが、図９（ａ）に示す配置から、第２ループ部６に流れる電流の向きが逆となる。 The direction of the current flowing through the first loop part 5 the difference V 7a -V 7c between the potential V 7c potential V 7a and the connecting portion 7c of the connecting part 7a occurs when positive, the circular polarized RF coil 25 shown in FIG. 3 Although the same in the case of when the circular polarized RF coil 25A shown in FIG. 9, the arrangement shown in FIG. 9 (a), the direction of the current flowing through the second loop portion 6 is opposite. 従って、高周波電圧を円偏波ＲＦコイル２５Ａに印加すると、図９（ｂ）に示すように、第２ループ部６による第２の高周波磁場方向２２Ａは、図３に示す円偏波ＲＦコイル２５の場合と比べて反転する。 Therefore, when a high frequency voltage is applied to the circular polarized RF coil 25A, as shown in FIG. 9 (b), a second high frequency magnetic field direction 22A by the second loop part 6, the circular polarized RF coil 25 shown in FIG. 3 inverted compared to the case of.
このとき、第１ループ部５と第２ループ部６とによって生じる高周波磁界は、図１０（ａ）に示すように、第１の高周波磁場方向２１に平行な第１の直線偏波磁界ベクトル１７（Ｂ １ ）と第２の高周波磁場方向２２Ａに平行な第２の直線偏波磁界ベクトル１８（Ｂ ２ ）の合成となる。 In this case, a high-frequency magnetic field generated by the first loop part 5 and the second loop part 6, as shown in FIG. 10 (a), first of the first parallel to the high frequency magnetic field direction 21 of the relationship between the vector 17 the synthesis of (B 1) and the second high-frequency magnetic field direction 22A second linearly polarized magnetic field parallel to the vector 18 (B 2). 第１の高周波磁場方向２１に平行な方向にｘ'軸をとり、第２の高周波磁場方向２２Ａに平行な方向にｙ'軸をとると、図１０（ｂ）に示すように、第１の直線偏波磁界ベクトル１７（Ｂ １ ）と第２の直線偏波磁界ベクトル１８（Ｂ ２ ）の位置関係は、図８（ｂ）に示す直線偏波磁界の位置関係と同じとなる。 'Take-axis, y in a direction parallel to the second high-frequency magnetic field direction 22A' x in a direction parallel to the first high-frequency magnetic field direction 21 Taking the shaft, as shown in FIG. 10 (b), first positional relationship between the relationship between the vector 17 (B 1) and the second relationship between the vector 18 (B 2) is the same as the positional relationship between the linearly polarized magnetic field shown in Figure 8 (b). 従って、第１の直線偏波磁界ベクトル１７（Ｂ １ ）と第２の直線偏波磁界ベクトル１８（Ｂ ２ ）を合成したベクトル７９は、ベクトルの大きさを保ったまま、ｘ'軸およびｙ'軸の原点を中心として時計回りに回転する。 Accordingly, the positional relationship between the vector 17 (B 1) and the second relationship between the vector 18 (B 2) vector 79 formed by combining the while maintaining the magnitude of the vector, x 'axis and y It rotates clockwise about the origin of the 'axis. すなわち、円偏波ＲＦコイル２５Ａが発生および検出する高周波磁界は円偏波磁界である。 That is, the high frequency magnetic field circularly polarized RF coil 25A is generated and detected by a circular polarized magnetic field.
以上から、図９に示す円偏波ＲＦコイル２５Ａは、（式１）、（式２）および（式８）から（式１３）全てを満たすように、Ｃ １ 、Ｃ ２ 、Ｃ ３ 、Ｃ ４を調整することにより、周波数ｆ Ｈにおいて、静磁場１００の貫通する方向からみて時計回りの円偏波磁界を被検体１０内部に発生させ、高い効率で高周波磁界を被検体１０に印加する。 From circular polarized RF coil 25A shown in FIG. 9 above, (Equation 1), (Formula 2) and the (Equation 8) so as to satisfy (Equation 13) all, C 1, C 2, C 3, C by adjusting the 4, at the frequency f H, viewed in the opposite direction of the static magnetic field 100 is generated circularly polarized magnetic field clockwise to the subject 10, to apply a high-frequency magnetic field to the subject 10 at a high efficiency. 高周波磁場印加後、周波数ｆ Ｈの磁気共鳴信号が、静磁場１００の貫通する方向からみて時計回りの円偏波磁界として被検体１０から放射されると、円偏波ＲＦコイル２５Ａは、相反定理から、周波数ｆ Ｈで共振し、静磁場１００の貫通する方向からみて時計回りの円偏波磁界を高効率で検出できる。 After application of the high frequency magnetic field, the magnetic resonance signal of the frequency f H is, when emitted from the examinee 10 as a circularly polarized magnetic field rotating clockwise viewed in the opposite direction of the static magnetic field 100, the circular polarized RF coil 25A is reciprocity theorem from resonates at the frequency f H, detect the circular polarized magnetic field rotating clockwise with high efficiency viewed in the opposite direction of the static magnetic field 100. よって、図９に示す円偏波ＲＦコイル２５Ａは、水素原子核の磁気共鳴信号の送受信コイルとして動作する。 Thus, the circular polarized RF coil 25A shown in FIG. 9 operates as transmitting and receiving coil of the magnetic resonance signal of a proton.
次に、本発明の第二の実施形態について説明する。 Next, a description is given of a second embodiment of the present invention. 本実施形態のＭＲＩ装置は基本的に第一の実施形態と同様である。 MRI apparatus of this embodiment is basically the same as the first embodiment. 第一の実施形態では、円偏波ＲＦコイルが２つのループコイルを組み合わせた形状を有することに対し、本実施形態の円偏波ＲＦコイルは、ループコイルと８の字型コイルを組み合わせた形状を有する。 Shape in the first embodiment, unlike the circular polarized RF coil is composed of two loop coils, the circular polarized RF coil of the present embodiment, a combination of shaped coils of the loop coil and 8 having. 以下、第一の実施形態と異なる構成について説明する。 The following describes differences from the first embodiment. なお、本実施形態においても、 座標系１２のｚ軸方向と水平磁場方式のマグネット１０１が発生する静磁場１００の向きは同じとする。 Also in this embodiment, the direction of the static magnetic field 100 generated by the magnet 101 in the z-axis direction and the horizontal magnetic field type of coordinate system 12 is generated are the same.
図１１は、本実施形態の円偏波ＲＦコイル２５２の構成を説明するための図である。 Figure 11 is a diagram for explaining the configuration of a circular polarized RF coil 252 of this embodiment. 図１１（ａ）は、円偏波ＲＦコイル２５２を、ｚ軸に垂直な方向から見た図であり、図１１（ｂ）は、ｚ軸方向（静磁場１００が貫通する方向）から見た図である。 11 (a) is a circular polarized RF coil 252, a view from a direction perpendicular to the z axis, FIG. 11 (b), as viewed from the z-axis direction (the direction of the static magnetic field 100) it is a diagram.
図１１（ａ）に示すように、本実施形態の円偏波ＲＦコイル２５２は、導体からなる第１ループ部５と第２ループ部６と、第１ループ部５に配置される少なくとも１つの第１キャパシタ１及び第２キャパシタ２と、第２ループ部６に配置される少なくとも１つの第３キャパシタ３及び第４キャパシタ４と、第２キャパシタ２と第４キャパシタ４を直列に接続する接続部７ａ、７ｂ、７ｃと、信号処理回路８と、第１端子９ａおよび第２端子９ｂで構成される入出力端子９とを備える。 As shown in FIG. 11 (a), the circular polarized RF coil 252 of this embodiment includes a first loop portion 5 made of a conductor and a second loop portion 6, at least one of which is arranged in the first loop part 5 a first capacitor 1 and the second capacitor 2, and at least one third capacitor 3 and the fourth capacitor 4 is arranged in the second loop part 6, to connect the second capacitor 2 and the fourth capacitor 4 in series contact comprising connection portion 7a, 7b, and 7c, a signal processing circuit 8, and input and output terminal 9 composed of a first terminal 9a and the second terminal 9b. 本実施形態においても、信号処理回路８は、コモンモードノイズを除去するバラン（平衡-不平衡変換器）回路である。 In this embodiment, the signal processing circuit 8, a balun for eliminating common mode noise (balanced - unbalanced transformer) circuit. 接続部７ａは第１ループ部５と第１端子９ａとを接続し、接続部７ｂは第２ループ部６と第２端子９ｂとを接続し、接続部７ｃは、第１ループ部５において接続部７ａとともに第２キャパシタ２の両端に接続され、第２ループ部６において接続部７ｂとともに第４キャパシタ４の両端に接続される。 Connecting portion 7a is connected to the first loop part 5 and a first terminal 9a, connecting portions 7b is connected to the second loop part 6 and a second terminal 9b, the connecting portion 7c is connected in the first loop part 5 with parts 7a connected across the second capacitor 2 are connected together with the connection portion 7b in the second loop portions 6 at both ends of the fourth capacitor 4. また、第１端子９ａと第２端子９ｂは信号処理回路８に接続される。 The first terminal 9a and the second terminal 9b is connected to the signal processing circuit 8. 図１１（ａ）では省略しているが、信号処理回路８が同軸ケーブルを介して送受信切替器に接続され、さらに送受信切替器から高周波磁場発生器１０６および受信器１０８に接続されている。 Although not shown in FIG. 11 (a), the signal processing circuit 8 is connected to a transmit-receive switch through a coaxial cable, and is further connected from the transmit-receive switch to a high-frequency magnetic field generator 106 and the receiver 108.
本実施形態の円偏波ＲＦコイル２５２は、第一の実施形態と同様に図４に示す回路１９が等価回路となる。 Circular polarized RF coil 252 of this embodiment, the circuit 19 shown in FIG. 4 as in the first embodiment is an equivalent circuit. ただし、本実施形態の円偏波ＲＦコイル２５２は、第１ループ部５は８の字型コイルの形状を有し、第２ループ部６はループ形状を有する。 However, the circular polarized RF coil 252 of this embodiment, the first loop part 5 has the shape of a figure-of-eight coil, the second loop part 6 has a loop shape. また、第１ループ部５と第２ループ部６とが磁気的に結合しないよう寸法および配置が調整され、両者の一部が互いに実質的に同一面上に配置される。 Further, the first loop part 5 and the second loop part 6 is adjusted dimensions and arranged not magnetically coupled, a portion of the both are substantially disposed on the same plane with each other. また、接続部７ｃの等価インダクタンスが、第１ループ部および第２ループ部のインダクタンスと比べて１００分の１以下となるように接続部７ｃの長さが短くできるよう、第１ループ部５と第２ループ部６とが配置される。 Further, the equivalent inductance of the connecting portion 7c is such that the length of the first loop section and the second connecting portion 7c such that less than 1/100 as compared with the inductance of the loop portion can be shortened, and the first loop part 5 a second loop portion 6 is disposed.
第１ループ部５は、上記のように配置されることにより、図１１（ｂ）に示すように、８の字を構成する２つのコイルを貫通しループ状の磁場５８を検出および発生する。 The first loop part 5, by being arranged as described above, as shown in FIG. 11 (b), to detect and generate a loop-shaped magnetic field 58 passes through the two coils constituting the figure eight. この第１ループ部５による高周波磁場の、被検体１０の中心界隈での高周波磁場の向きは方向２１となる。 The first high-frequency magnetic field by the loop section 5, the direction of the high frequency magnetic field at the center neighborhood of the subject 10 is the direction 21. 一方、第２ループ部６が検出および発生する高周波磁場は直線で方向２２となる。 On the other hand, the high frequency magnetic field second loop part 6 detects and generated a direction 22 by a straight line. すなわち、第１ループ部５が検出および発生する第１の高周波磁場方向２１と第２ループ部６が検出および発生する第２の高周波磁場方向２２とが、被検体１０の内部２６において直交する。 That is, the second high-frequency magnetic field direction 22 between the first high-frequency magnetic field direction 21 first loop section 5 detects and generates a second loop portion 6 for detecting and generating are orthogonal inside 26 of the subject 10.
このような形状を有する円偏波ＲＦコイル２５２は、静磁場１００の向きと被検体１０の体軸１１が実質的に平行となるように配置された被検体１０の表面近傍に配置され、第２ループ部の中心１４と８の字型コイルの交差点２０を結ぶ直線が静磁場１００の向きと実質的に平行となるように配置される。 Such circular polarized RF coil 252 having a shape is arranged in the vicinity of the surface of the body axis 11 is the subject 10 disposed so as to be substantially parallel to the direction of the subject 10 of the static magnetic field 100, a a straight line passing through the loop portion center 14 and the shaped coil intersection 20 8 are arranged such that the direction substantially parallel of the static magnetic field 100. また、円偏波ＲＦコイル２５２は、被検体１０の内部において、静磁場１００の貫通する方向からみての時計回りの円偏波磁界を発生もしくは検出するように、第２キャパシタ２及び第４キャパシタ４及び接続部７ａ，７ｂ、７ｃが接続されている。 Moreover, the circular polarized RF coil 252 inside the subject 10, to generate or detect the circular polarized magnetic field clockwise viewed in the opposite direction of the static magnetic field 100, the second capacitor 2 and a fourth capacitor 4 and the connecting portion 7a, 7b, 7c are connected. 図１１では、第１ループ部５及び第２ループ部６自体が持つインダクタンスの表記は省略してある。 In Figure 11, the inductance of the first loop part 5 and the second loop part 6 is not shown.
上記形態を有する本実施形態の円偏波ＲＦコイル２５２における第１ループ部５及び第２ループ部６のインダクタンスの値（Ｌ １ 、Ｌ ２ ）と、第１キャパシタ１、第２キャパシタ２、第３キャパシタ３、及び第４キャパシタ４の値（Ｃ １ 、Ｃ ２ 、Ｃ ３ 、Ｃ ４ ）とは、円偏波ＲＦコイル２５２が静磁場１００の貫通する方向から見て時計回りの円偏波磁界を被検体１０の内部２６で検出および発生させ、また、所定の元素の磁気共鳴周波数で共振するように、それぞれ調整される。 The inductance values of the first loop part 5 and the second loop part 6 of the circular polarized RF coil 252 of this embodiment having the above-described embodiment (L 1, L 2), the first capacitor 1, the second capacitor 2, the 3 capacitor 3, and the value (C 1, C 2, C 3, C 4) the fourth capacitor 4, circular polarization clockwise when viewed from the direction circular polarized RF coil 252 is of the static magnetic field 100 detection and the internally generated 26 of the subject 10 a magnetic field, also to resonate at the magnetic resonance frequency of the predetermined element is adjusted, respectively. 以下、本実施形態においても、第一の実施形態同様、水素原子核の磁気共鳴信号を送受信する場合を例にあげて説明する。 Hereinafter, in the present embodiment, similar to the first embodiment, it will be described as an example the case of transmitting and receiving a magnetic resonance signal of a proton. すなわち、本実施形態の円偏波ＲＦコイル２５２が、高周波磁場発生器１０６から磁場強度１．５Ｔにおける水素原子核の磁気共鳴周波数ｆ Ｈ （ｆ Ｈ ＝６４ＭＨｚ）を中心周波数とする高周波電圧が印加され、送信コイルとして共振周波数ｆ Ｈを持つ高周波磁場を高効率で被検体１０に印加し、また、被検体１０からの磁気共鳴周波数ｆ Ｈの水素原子核の磁気共鳴信号を受信コイルとして検出するように調整される場合について、以下、詳細を説明する。 That is, the circular polarized RF coil 252 of this embodiment, a high frequency voltage is applied to the magnetic resonance frequency f H of the hydrogen nuclei to (f H = 64 MHz) and the center frequency of field strength 1.5T from the RF magnetic field generator 106 , a high frequency magnetic field having a resonant frequency f H as the transmit coil is applied to the subject 10 with high efficiency, and as to detect a magnetic resonance signal of a proton magnetic resonance frequency f H from the subject 10 as a receiver coil case be adjusted, it will be described in detail below.
高周波磁場発生器１０６から送信された周波数ｆ Ｈを中心周波数とする高周波電圧が円偏波ＲＦコイル２５２に印加される場合、図１１に示す本実施形態の円偏波ＲＦコイル２５２において、第１端子９ａおよび第２端子９ｂから見た円偏波ＲＦコイル２５２の等価回路は、第一の実施形態と同様に図４に示す等価回路１９で表される。 When a high frequency voltage having a center frequency f H transmitted from the high frequency magnetic field generator 106 is applied to the circular polarized RF coil 252, the circular polarized RF coil 252 of this embodiment shown in FIG. 11, the first equivalent circuit of the circular polarized RF coil 252 viewed from the terminal 9a and a second terminal 9b is represented by the equivalent circuit 19 shown in FIG. 4 as in the first embodiment. すなわち、第１ループ部５の等価インダクタ１５及び第１キャパシタ１及び第１ループ部の抵抗成分３１が直列に接続された第１の直列共振回路２３に第２キャパシタ２が並列に接続された第１の直並列共振回路２７と、第２ループ部６の等価インダクタ１６及び第３キャパシタ３及び第２ループ部の抵抗成分３２が直列に接続された第２の直列共振回路２４に第４キャパシタ４が並列に接続された第２の直並列共振回路２８が直列接続されたものとして表される。 That is, the equivalent inductor 15 and first capacitor 1 and the first resistive component 31 of the loop portion of the first loop part 5 and the second capacitor 2 is connected in parallel with the first series resonant circuit 23 connected in series a first serial-parallel resonant circuit 27, the fourth capacitor 4 to the second series resonant circuit 24 equivalent inductor 16 and the third capacitor 3 and the resistance component 32 of the second loop of the second loop part 6 are connected in series There is represented as a second serial-parallel resonant circuit 28 connected in parallel are connected in series.
従って、（式１）、（式２）、および（式８）から（式１３）の全てを満たすように、第１キャパシタ１、第２キャパシタ２、第３キャパシタ３、及び第４キャパシタ４の値（Ｃ １ 、Ｃ ２ 、Ｃ ３ 、Ｃ ４ ）を調整することにより、本実施形態の円偏波ＲＦコイル２５２は、共振周波数ｆ Ｈにおいて共振する。 Therefore, (Equation 1) and (Equation 2), and (8) so as to satisfy all of (formula 13), the first capacitor 1, the second capacitor 2, the third capacitor 3, and a fourth capacitor 4 by adjusting the value (C 1, C 2, C 3, C 4), the circular polarized RF coil 252 of this embodiment is resonant at the resonant frequency f H.
図１１に示すように被検体１０と円偏波ＲＦコイル２５２とを配置し、共振周波数ｆ Ｈを持つ高周波電圧を円偏波ＲＦコイル２５２に印加すると、図１１（ｂ）に示すように、第１の高周波磁場方向２１には、第１ループ部５による第１直線偏波磁界が生じるとともに、第２の高周波磁場方向２２には、第２ループ部６による第２直線偏波磁界が生じ、第１直線偏波磁界の位相と第２直線偏波磁界の位相の差が９０度となる。 The examinee 10 and the circular polarized RF coil 252 is arranged as shown in FIG. 11, when a high frequency voltage is applied at the resonance frequency f H to the circular polarized RF coil 252, as shown in FIG. 11 (b), the first high-frequency magnetic field direction 21, the first linearly polarized magnetic field according to the first loop part 5 occurs, the second high-frequency magnetic field direction 22, the second linearly polarized magnetic field according to the second loop part 6 occurs , the difference between the first linearly polarized magnetic field and the phase of the second linearly polarized magnetic field of the phase is 90 degrees. 従って、本実施形態の円偏波ＲＦコイル２５２が発生する高周波磁界は、図１２（ａ）に示すように、第１の高周波磁場方向２１に平行な第１の直線偏波磁界ベクトル１７（Ｂ １ ）と第２の高周波磁場方向２２に平行な第２の直線偏波磁界ベクトル１８（Ｂ ２ ）との合成となる。 Therefore, high-frequency magnetic field circularly polarized RF coil 252 of this embodiment is generated, FIG. 12 (a), the first high-frequency magnetic field direction 21 first parallel to the relationship between the vector 17 (B 1) and a combination of the second second parallel to the high frequency magnetic field direction 22 of the relationship between the vector 18 (B 2). 第１の高周波磁場方向２１に平行な方向にｘ'軸をとり、第２の高周波磁場方向２２に平行な方向にｙ'軸をとると、図１２（ｂ）に示すように、第１の直線偏波磁界ベクトル１７（Ｂ １ ）と第２の直線偏波磁界ベクトル１８（Ｂ ２ ）の位置関係は、図８（ｂ）に示す直線偏波磁界の位置関係と同じとなる。 'Take-axis, y in a direction parallel to the second high-frequency magnetic field direction 22' x in a direction parallel to the first high-frequency magnetic field direction 21 Taking the shaft, as shown in FIG. 12 (b), first positional relationship between the relationship between the vector 17 (B 1) and the second relationship between the vector 18 (B 2) is the same as the positional relationship between the linearly polarized magnetic field shown in Figure 8 (b). 従って、第１の直線偏波磁界ベクトル１７（Ｂ １ ）と第２の直線偏波磁界ベクトル１８（Ｂ ２ ）を合成したベクトル７９は、ベクトルの大きさを保ったまま、ｘ'軸およびｙ'軸の原点を中心として時計回りに回転する。 Accordingly, the positional relationship between the vector 17 (B 1) and the second relationship between the vector 18 (B 2) vector 79 formed by combining the while maintaining the magnitude of the vector, x 'axis and y It rotates clockwise about the origin of the 'axis. すなわち、円偏波ＲＦコイル２５２が発生および検出する高周波磁界は円偏波磁界である。 That is, the high frequency magnetic field circularly polarized RF coil 252 is generated and detected by a circular polarized magnetic field.
以上のように、本実施形態の円偏波ＲＦコイル２５２は、（式１）、（式２）、および（式８）から（式１３）全てを満たすように、Ｃ １ 、Ｃ ２ 、Ｃ ３ 、Ｃ ４を調整することにより、周波数ｆ Ｈにおいて、静磁場１００の貫通する方向からみて時計回りの円偏波磁界を被検体１０内部に発生させ、高い効率で高周波磁界を被検体１０に印加する。 As described above, the circular polarized RF coil 252 of this embodiment, (Equation 1), (Formula 2), and to satisfy all the (Formula 8) (Formula 13), C 1, C 2, C 3, by adjusting the C 4, at the frequency f H, viewed in the opposite direction of the static magnetic field 100 is generated circularly polarized magnetic field clockwise to the subject 10, a high-frequency magnetic field to the subject 10 at a high efficiency applied to. 高周波磁場印加後、周波数ｆ Ｈの磁気共鳴信号が、静磁場１００の貫通する方向からみて時計回りの円偏波磁界として被検体１０から放射されると、円偏波ＲＦコイル２５２は、相反定理から、周波数ｆ Ｈで共振し、静磁場１００の貫通する方向からみて時計回りの円偏波磁界を高効率で検出できる。 After application of the high frequency magnetic field, the magnetic resonance signal of the frequency f H is, when emitted from the examinee 10 as a circularly polarized magnetic field rotating clockwise viewed in the opposite direction of the static magnetic field 100, the circular polarized RF coil 252, reciprocity theorem from resonates at the frequency f H, detect the circular polarized magnetic field rotating clockwise with high efficiency viewed in the opposite direction of the static magnetic field 100. よって、図１１に示す円偏波ＲＦコイル２５２は、水素原子核の磁気共鳴信号の送受信コイルとして動作する。 Thus, the circular polarized RF coil 252 shown in FIG. 11 operates as reception coils of the magnetic resonance signal of a proton.
上述したように、本実施形態によれば、ＱＤ方式により２つのＲＦコイルに円偏波磁界を発生させる場合と同様に、一つのコイルでＳＮ比及び均一性が高い円偏波磁界を送受信することが可能なＲＦコイルを構成することができる。 As described above, according to this embodiment, as in the case of generating a circularly polarized magnetic field in the two RF coils by QD method, to transmit and receive high circular polarized magnetic field SN ratio and uniformity in a single coil it is possible to configure the RF coil capable. 従って、ＱＤ方式に比べてコイルおよび配線の系統が１つ減るため、分配器及び移相器が不要となり、送信系を構成する部品の数が半分以下に減少する。 Therefore, since the system of coils and wire one less than the QD method, the distributor and the phase shifter is not required, the number of parts constituting the transmission system is reduced to half or less. このため、送信系の調整が容易になるとともに製造コストを下げることができる。 Therefore, it is possible to reduce the manufacturing cost becomes easy adjustment of the transmission system. また、コイルへの入出力端子が１ヵ所であり、分配器、移相器を用いないため、コイルの機械的歪みによる直交性の低下や、分配器、移相器による位相ずれによるコイルのＳＮ低下を抑えることができ、従来に比べてＲＦコイルの送信効率や受信感度が向上する。 Further, an input-output terminals one place to the coil, distributor, uses no phase shifter, decrease in orthogonality due to mechanical distortion of the coil, distributor, of the coil due to the phase shift the phase shifter SN it is possible to suppress a reduction, improved transmission efficiency and reception sensitivity of the RF coil as compared with the prior art. さらに、本実施形態の円偏波ＲＦコイル２５２は、８の字型形状を有する第１ループ部５が発生/検出する磁場の向きと、矩形のループ形状を有する第２ループ部６が発生/検出する磁場の向きとが被検体１０の深部で直交する。 Furthermore, circular polarized RF coil 252 of this embodiment, the direction of the magnetic field of the first loop part 5 having a shaped form of 8 to generation / detection, the second loop part 6 having a rectangular loop shape generation / and direction detection magnetic field are orthogonal at depth of the object 10. このため、第一の実施形態の円偏波ＲＦコイル２５に比べて、表面が扁平である被検体１０における被検体深部の感度が向上し、被検体１０の体幹部における中心領域の感度が向上する。 Therefore, compared to the circular polarized RF coil 25 of the first embodiment, the surface is improved sensitivity of the subject deep in the subject 10 is flat, improving the sensitivity of the central region in the trunk of the subject 10 to.
なお、本実施形態では、第２ループ部６の中心１４が、第１ループ部５の８の字型コイルの交差点２０を通り静磁場１００の向きと実質的に平行な直線上に配されるよう、第１ループ部５と第２ループ部６とが配置される。 In the present embodiment, the center 14 of the second loop part 6 is arranged on the first loop portion of the 8-shaped coil as the static magnetic field 100 at the intersection 20 of the 5 direction and substantially parallel to a straight line as a first loop part 5 and the second loop part 6 is arranged. すなわち、中心１４と交差点２０とが異なる位置の場合、第２ループ部６の中心１４と第１ループ部５の８の字型コイルの交差点２０とを結ぶ直線が静磁場１００の向きと実質的に平行となるよう配置されている。 That is, when the center 14 and the intersection 20 of different positions, substantially the straight lines of the static magnetic field 100 oriented connecting the center 14 of the second loop part 6 and the intersection 20 of the shaped coil of the first loop part 5 of 8 It is arranged so as to be parallel to. これは、本実施形態の円偏波ＲＦコイル２５２の規格化感度が最大となる例である。 This normalized sensitivity of the circular polarized RF coil 252 of this embodiment is an example in which the maximum. しかし、必ずしもこの配置に限らない。 However, not necessarily limited to this arrangement.
第２ループ部６の中心１４と第１ループ部５の８の字型コイルの交差点２０とを結ぶ直線が静磁場１００の方向とのなす角度をφとしたとき、円偏波ＲＦコイル２５２の規格化感度Ｓは、Ｓ＝｜ｃｏｓ（φ）｜で表される。 When a straight line connecting the center 14 of the second loop part 6 and the intersection 20 of the first 8-shaped coil loop portion 5 has a an angle between the direction of the static magnetic field 100 phi, the circular polarized RF coil 252 normalized sensitivity S is, S = | represented by | cos (φ). 従って、第１ループ部の８の字型コイルの交差点２０と第２ループ部６の中心１４とを結ぶ直線と静磁場１００の方向とのなす角度が０度の時に最大となる。 Therefore, the angle between the direction of the straight line and the static magnetic field 100 connecting the intersection 20 of the shaped coil of the first loop portion 8 and the center 14 of the second loop part 6 is maximized when the zero degree. また、最大感度の９５％以上となる角度φの範囲は、０度以上１８度以下となる。 Further, the range of 95% or more to become an angle φ of maximum sensitivity is equal to or less than 0 degrees 18 degrees. よって、本実施形態における第１ループ部の８の字型コイルの交差点２０と第２ループ部６の中心１４とを結ぶ直線と静磁場１００の方向とのなす角度は、０度以上１８度以下であることが望ましく、０度程度の角度をなすように配置されることが最も望ましい。 Therefore, the angle between the direction of the straight line and the static magnetic field 100 connecting the intersection 20 of the shaped coil of the first loop portion 8 of the present embodiment and the center 14 of the second loop part 6, 0 degrees to 18 degrees or less it is desirably, is most desirably disposed at an angle of about 0 degrees. ０度程度の角度をなす場合は、第２ループ部６の中心１４と第１ループ部５の８の字型コイルの交差点２０とを結ぶ直線が静磁場１００の向きと実質的にほぼ平行となる。 If the angle is about 0 degrees, and the second loop part 6 around 14 to the direction substantially substantially parallel straight line connecting the intersection 20 of the shaped coil of the first loop part 5 of 8 the static magnetic field 100 of the Become. ここで、程度とはコイルの製造誤差に起因する角度の誤差範囲のことである。 Here, the degree is that the error range of the angle due to the manufacturing error of the coil.
次に、本発明の第三の実施形態について説明する。 Next, a description is given of a third embodiment of the present invention. 本実施形態のＭＲＩ装置は基本的に第一の実施形態と同様である。 MRI apparatus of this embodiment is basically the same as the first embodiment. 第一の実施形態では、円偏波ＲＦコイルが２つのループコイルを組み合わせた形状を有することに対し、本実施形態の円偏波ＲＦコイルは、２つの鞍型のコイルを組み合わせた形状を有する。 In the first embodiment, unlike the circular polarized RF coil is composed of two loop coils, the circular polarized RF coil of this embodiment has a shape combining two saddle coils . 以下、第一の実施形態と異なる構成について説明する。 The following describes differences from the first embodiment. なお、本実施形態においても、 座標系１２のｚ軸方向と水平磁場方式のマグネット１０１が発生する静磁場１００の向きは同じとする。 Also in this embodiment, the direction of the static magnetic field 100 generated by the magnet 101 in the z-axis direction and the horizontal magnetic field type of coordinate system 12 is generated are the same.
図１３は、本実施形態の円偏波ＲＦコイル２５３の構成を説明するための図である。 Figure 13 is a diagram for explaining the configuration of a circular polarized RF coil 253 of this embodiment. 図１３（ａ）は、円偏波ＲＦコイル２５３を、ｚ軸に垂直な方向から見た図であり、図１３（ｂ）は、ｚ軸方向（静磁場１００が貫通する方向）から見た図である。 13 (a) is a circular polarized RF coil 253, a view from a direction perpendicular to the z axis, FIG. 13 (b), as viewed from the z-axis direction (the direction of the static magnetic field 100) it is a diagram.
図１３（ａ）に示すように、本実施形態の円偏波ＲＦコイル２５３は、導体からなる第１ループ部５と第２ループ部６と、第１ループ部５に配置される少なくとも１つの第１キャパシタ１及び第２キャパシタ２と、第２ループ部６に配置される少なくとも１つの第３キャパシタ３及び第４キャパシタ４と、第２キャパシタ２と第４キャパシタ４を直列に接続する接続部７ａ、７ｂ、７ｃと、信号処理回路８と、第１端子９ａおよび第２端子９ｂで構成される入出力端子９とを備える。 As shown in FIG. 13 (a), the circular polarized RF coil 253 of this embodiment includes a first loop portion 5 made of a conductor and a second loop portion 6, at least one of which is arranged in the first loop part 5 a first capacitor 1 and the second capacitor 2, and at least one third capacitor 3 and the fourth capacitor 4 is arranged in the second loop part 6, to connect the second capacitor 2 and the fourth capacitor 4 in series contact comprising connection portion 7a, 7b, and 7c, a signal processing circuit 8, and input and output terminal 9 composed of a first terminal 9a and the second terminal 9b. 本実施形態においても、信号処理回路８は、コモンモードノイズを除去するバラン（平衡-不平衡変換器）回路である。 In this embodiment, the signal processing circuit 8, a balun for eliminating common mode noise (balanced - unbalanced transformer) circuit. 接続部７ａは第１ループ部５と第１端子９ａとを接続し、接続部７ｂは第２ループ部６と第２端子９ｂとを接続し、接続部７ｃは、第１ループ部５において接続部７ａとともに第２キャパシタ２の両端に接続され、第２ループ部６において接続部７ｂとともに第４キャパシタ４の両端に接続される。 Connecting portion 7a is connected to the first loop part 5 and a first terminal 9a, connecting portions 7b is connected to the second loop part 6 and a second terminal 9b, the connecting portion 7c is connected in the first loop part 5 with parts 7a connected across the second capacitor 2 are connected together with the connection portion 7b in the second loop portions 6 at both ends of the fourth capacitor 4. また、第１端子９ａと第２端子９ｂは信号処理回路８に接続される。 The first terminal 9a and the second terminal 9b is connected to the signal processing circuit 8. 図１３（ａ）では省略しているが、信号処理回路８が同軸ケーブルを介して送受信切替器に接続され、さらに送受信切替器から高周波磁場発生器１０６および受信器１０８に接続されている。 Although not shown in FIG. 13 (a), the signal processing circuit 8 is connected to a transmit-receive switch through a coaxial cable, and is further connected from the transmit-receive switch to a high-frequency magnetic field generator 106 and the receiver 108.
本実施形態の円偏波ＲＦコイル２５３は、第一の実施形態と同様に図４に示す回路１９が等価回路となる。 Circular polarized RF coil 253 of this embodiment, the circuit 19 shown in FIG. 4 as in the first embodiment is an equivalent circuit. ただし、第１ループ部５と第２ループ部６とは、それぞれ鞍型コイルの形状を有し、第１ループ部５と第２ループ部６とが同一の中心軸２９を共有するように配置され、第１ループ部５と第２ループ部６とが互いに磁気的に結合しないようこれらの寸法および配置が調整されている。 However, the first loop part 5 and the second loop portions 6, each having the shape of a saddle coil, arranged such that the first loop part 5 and the second loop part 6 share the same central axis 29 It is a first loop part 5 and the second loop part 6 is these dimensions and arranged not magnetically coupled to each other is adjusted. また、接続部７ｃの等価インダクタンスが、第１ループ部および第２ループ部のインダクタンスと比べて１００分の１以下となるように接続部７ｃの長さが短くできるよう、第１ループ部５と第２ループ部６とが配置される。 Further, the equivalent inductance of the connecting portion 7c is such that the length of the first loop section and the second connecting portion 7c such that less than 1/100 as compared with the inductance of the loop portion can be shortened, and the first loop part 5 a second loop portion 6 is disposed.
上記のように配置されることにより、図１３（ｂ）に示すように、第１ループ部５が検出および発生する方向２１の高周波磁場と第２ループ部６が検出および発生する方向２２の高周波磁場とは直交する。 By being arranged as described above, as shown in FIG. 13 (b), the high frequency of the first loop part 5 and a high-frequency magnetic field detecting and generating directions 21 direction 22 in which the second loop part 6 is detected and generated orthogonal to the magnetic field.
円偏波ＲＦコイル２５３は、静磁場１００の向きと被検体の体軸１１とが実質的に平行となるように配置された被検体１０の少なくとも一部が、第１ループ部５及び第２ループ部６の内部に配置され、円偏波ＲＦコイル２５３の中心軸２９が静磁場１００の向きと実質的に平行となるように配置されている。 Circular polarized RF coil 253, at least a portion of the subject 10 and the direction and subject the body axis 11 of the static magnetic field 100 is arranged so as to be substantially parallel, the first loop part 5 and the second are arranged inside the loop portion 6, the central axis 29 of the circular polarized RF coil 253 is arranged such that the direction substantially parallel of the static magnetic field 100. また、円偏波ＲＦコイル２５３は、被検体１０の内部において、静磁場１００の貫通する方向からみての時計回りの円偏波磁界を発生もしくは検出するように、第２キャパシタ２及び第４キャパシタ４及び接続部７ａ，７ｂ、７ｃが接続されている。 Moreover, the circular polarized RF coil 253 inside the subject 10, to generate or detect the circular polarized magnetic field clockwise viewed in the opposite direction of the static magnetic field 100, the second capacitor 2 and a fourth capacitor 4 and the connecting portion 7a, 7b, 7c are connected. 図１３では、第１ループ部５及び第２ループ部６自体が持つインダクタンスの表記は省略してある。 In Figure 13, the inductance of the first loop part 5 and the second loop part 6 is not shown.
上記形態を有する本実施形態の円偏波ＲＦコイル２５３における第１ループ部５及び第２ループ部６のインダクタンスの値（Ｌ １ 、Ｌ ２ ）と、第１キャパシタ１、第２キャパシタ２、第３キャパシタ３、及び第４キャパシタ４の値（Ｃ １ 、Ｃ ２ 、Ｃ ３ 、Ｃ ４ ）とは、円偏波ＲＦコイル２５３が静磁場１００の貫通する方向から見て時計回りの円偏波磁界を被検体１０の内部に検出および発生させ、また、所定の元素の磁気共鳴周波数で共振するように、それぞれ調整される。 The inductance values of the first loop part 5 and the second loop part 6 of the circular polarized RF coil 253 of this embodiment having the above-described embodiment (L 1, L 2), the first capacitor 1, the second capacitor 2, the 3 capacitor 3, and the value (C 1, C 2, C 3, C 4) the fourth capacitor 4, circular polarization clockwise when viewed from the direction circular polarized RF coil 253 of the static magnetic field 100 detection and is generated in the inside of the subject 10 a magnetic field, also to resonate at the magnetic resonance frequency of the predetermined element is adjusted, respectively. 以下、本実施形態においても、第一の実施形態同様、水素原子核の磁気共鳴信号を送受信する場合を例にあげて説明する。 Hereinafter, in the present embodiment, similar to the first embodiment, it will be described as an example the case of transmitting and receiving a magnetic resonance signal of a proton. すなわち、本実施形態の円偏波ＲＦコイル２５３が、高周波磁場発生器１０６から磁場強度１．５Ｔにおける水素原子核の磁気共鳴周波数ｆ Ｈ （ｆ Ｈ ＝６４ＭＨｚ）を中心周波数とする高周波電圧が印加され、送信コイルとして共振周波数ｆ Ｈを持つ高周波磁場を高効率で被検体１０に印加し、また、被検体１０からの磁気共鳴周波数ｆ Ｈの水素原子核の磁気共鳴信号を受信コイルとして検出するように調整される場合について、以下、詳細を説明する。 That is, the circular polarized RF coil 253 of this embodiment, a high frequency voltage is applied to the magnetic resonance frequency f H of the hydrogen nuclei to (f H = 64 MHz) and the center frequency of field strength 1.5T from the RF magnetic field generator 106 , a high frequency magnetic field having a resonant frequency f H as the transmit coil is applied to the subject 10 with high efficiency, and as to detect a magnetic resonance signal of a proton magnetic resonance frequency f H from the subject 10 as a receiver coil case be adjusted, it will be described in detail below.
高周波磁場発生器１０６から送信された周波数ｆ Ｈを中心周波数とする高周波電圧が円偏波ＲＦコイル２５３に印加される場合、図１３に示す本実施形態の円偏波ＲＦコイル２５３において、第１端子９ａおよび第２端子９ｂから見た円偏波ＲＦコイル２５３の等価回路は、第一の実施形態と同様に図４に示す等価回路１９で表される。 When a high frequency voltage having a center frequency f H transmitted from the high frequency magnetic field generator 106 is applied to the circular polarized RF coil 253, the circular polarized RF coil 253 of this embodiment shown in FIG. 13, the first equivalent circuit of the circular polarized RF coil 253 viewed from the terminal 9a and a second terminal 9b is represented by the equivalent circuit 19 shown in FIG. 4 as in the first embodiment. すなわち、第１ループ部５の等価インダクタ１５及び第１キャパシタ１及び第１ループ部の抵抗成分３１が直列に接続された第１の直列共振回路２３に第２キャパシタ２が並列に接続された第１の直並列共振回路２７と、第２ループ部６の等価インダクタ１６及び第３キャパシタ３及び第２ループ部の抵抗成分３２が直列に接続された第２の直列共振回路２４に第４キャパシタ４が並列に接続された第２の直並列共振回路２８が直列接続されたものとして表される。 That is, the equivalent inductor 15 and first capacitor 1 and the first resistive component 31 of the loop portion of the first loop part 5 and the second capacitor 2 is connected in parallel with the first series resonant circuit 23 connected in series a first serial-parallel resonant circuit 27, the fourth capacitor 4 to the second series resonant circuit 24 equivalent inductor 16 and the third capacitor 3 and the resistance component 32 of the second loop of the second loop part 6 are connected in series There is represented as a second serial-parallel resonant circuit 28 connected in parallel are connected in series.
従って、（式１）、（式２）、および（式８）から（式１３）の全てを満たすように、第１キャパシタ１、第２キャパシタ２、第３キャパシタ３、及び第４キャパシタ４の値（Ｃ １ 、Ｃ ２ 、Ｃ ３ 、Ｃ ４ ）を調整することにより、本実施形態の円偏波ＲＦコイル２５３は、共振周波数ｆ Ｈにおいて共振する。 Therefore, (Equation 1) and (Equation 2), and (8) so as to satisfy all of (formula 13), the first capacitor 1, the second capacitor 2, the third capacitor 3, and a fourth capacitor 4 by adjusting the value (C 1, C 2, C 3, C 4), the circular polarized RF coil 253 of this embodiment is resonant at the resonant frequency f H.
図１３に示すように被検体１０と円偏波ＲＦコイル２５３とを配置し、共振周波数ｆ Ｈを持つ高周波電圧を円偏波ＲＦコイル２５３に印加すると、図１３（ｂ）に示すように、第１の高周波磁場方向２１には、第１ループ部５による第１直線偏波磁界が生じるとともに、第２の高周波磁場方向２２には、第２ループ部６による第２直線偏波磁界が生じ、第１直線偏波磁界の位相と第２直線偏波磁界の位相の差が９０度となる。 The examinee 10 and the circular polarized RF coil 253 is arranged as shown in FIG. 13, when a high frequency voltage is applied at the resonance frequency f H to the circular polarized RF coil 253, as shown in FIG. 13 (b), the first high-frequency magnetic field direction 21, the first linearly polarized magnetic field according to the first loop part 5 occurs, the second high-frequency magnetic field direction 22, the second linearly polarized magnetic field according to the second loop part 6 occurs , the difference between the first linearly polarized magnetic field and the phase of the second linearly polarized magnetic field of the phase is 90 degrees. 従って、本実施形態の円偏波ＲＦコイル２５３が発生する高周波磁界は、図１４（ａ）に示すように、第１の高周波磁場方向２１に平行な第１の直線偏波磁界ベクトル１７（Ｂ １ ）と第２の高周波磁場方向２２に平行な第２の直線偏波磁界ベクトル１８（Ｂ ２ ）の合成となる。 Therefore, high-frequency magnetic field circularly polarized RF coil 253 of this embodiment is produced, as shown in FIG. 14 (a), first of the first parallel to the high frequency magnetic field direction 21 of the relationship between the vector 17 (B 1) and the synthesis of the second second parallel to the high frequency magnetic field direction 22 of the relationship between the vector 18 (B 2). 第１の高周波磁場方向２１に平行な方向にｘ'軸をとり、第２の高周波磁場方向２２に平行な方向にｙ'軸をとると、図１４（ｂ）に示すように、第１の直線偏波磁界ベクトル１７（Ｂ １ ）と第２の直線偏波磁界ベクトル１８（Ｂ ２ ）の位置関係は、図８（ｂ）に示す直線偏波磁界の位置関係と同じとなる。 'Take-axis, y in a direction parallel to the second high-frequency magnetic field direction 22' x in a direction parallel to the first high-frequency magnetic field direction 21 Taking the shaft, as shown in FIG. 14 (b), first positional relationship between the relationship between the vector 17 (B 1) and the second relationship between the vector 18 (B 2) is the same as the positional relationship between the linearly polarized magnetic field shown in Figure 8 (b). 従って、第１の直線偏波磁界ベクトル１７（Ｂ １ ）と第２の直線偏波磁界ベクトル１８（Ｂ ２ ）を合成したベクトル７９は、ベクトルの大きさを保ったまま、ｘ'軸およびｙ'軸の原点を中心として時計回りに回転する。 Accordingly, the positional relationship between the vector 17 (B 1) and the second relationship between the vector 18 (B 2) vector 79 formed by combining the while maintaining the magnitude of the vector, x 'axis and y It rotates clockwise about the origin of the 'axis. すなわち、円偏波ＲＦコイル２５３が発生および検出する高周波磁界は円偏波磁界である。 That is, the high frequency magnetic field circularly polarized RF coil 253 is generated and detected by a circular polarized magnetic field.
以上のように、本実施形態の円偏波ＲＦコイル２５３は、（式１）、（式２）、および（式８）から（式１３）全てを満たすように、Ｃ １ 、Ｃ ２ 、Ｃ ３ 、Ｃ ４を調整することにより、周波数ｆ Ｈにおいて、静磁場１００の貫通する方向からみて時計回りの円偏波磁界を被検体１０内部に発生させ、高い効率で高周波磁界を被検体１０に印加する。 As described above, the circular polarized RF coil 253 of this embodiment, (Equation 1), (Formula 2), and to satisfy all the (Formula 8) (Formula 13), C 1, C 2, C 3, by adjusting the C 4, at the frequency f H, viewed in the opposite direction of the static magnetic field 100 is generated circularly polarized magnetic field clockwise to the subject 10, a high-frequency magnetic field to the subject 10 at a high efficiency applied to. 高周波磁場印加後、周波数ｆ Ｈの磁気共鳴信号が、静磁場１００の貫通する方向からみて時計回りの円偏波磁界として被検体１０から放射されると、円偏波ＲＦコイル２５３は、相反定理から、周波数ｆ Ｈで共振し、静磁場１００の貫通する方向からみて時計回りの円偏波磁界を高効率で検出できる。 After application of the high frequency magnetic field, the magnetic resonance signal of the frequency f H is, when emitted from the examinee 10 as a circularly polarized magnetic field rotating clockwise viewed in the opposite direction of the static magnetic field 100, the circular polarized RF coil 253, reciprocity theorem from resonates at the frequency f H, detect the circular polarized magnetic field rotating clockwise with high efficiency viewed in the opposite direction of the static magnetic field 100. よって、図１３に示す円偏波ＲＦコイル２５３は、水素原子核の磁気共鳴信号の送受信コイルとして動作する。 Thus, the circular polarized RF coil 253 shown in FIG. 13 operates as transmit and receive coils of the magnetic resonance signal of a proton.
上述したように、本実施形態によれば、ＱＤ方式により２つのＲＦコイルに円偏波高周波磁界を発生させる場合と同様に、一つのコイルでＳＮ比及び均一性が高い円偏波磁界を送受信することが可能なＲＦコイルを構成することができる。 As described above, according to this embodiment, transmission and reception in the same manner, one of the high circular polarized magnetic field SN ratio and uniformity coil and the case of generating a circularly polarized RF magnetic field to the two RF coils by the QD method it is possible to configure the RF coil capable of. 従って、ＱＤ方式と比べてコイルおよび配線の系統が１つ減るため、分配器及び移相器が不要となり、送信系を構成する部品の数が半分以下に減少する。 Therefore, since the system of coils and wire one less than the QD method, the distributor and the phase shifter is not required, the number of parts constituting the transmission system is reduced to half or less. このため、送信系の調整が容易になるとともに製造コストを下げることができる。 Therefore, it is possible to reduce the manufacturing cost becomes easy adjustment of the transmission system. また、コイルへの入出力端子が１ヵ所であり、分配器、移相器を用いないため、コイルの機械的歪みによる直交性の低下や、分配器、移相器による位相ずれによるコイルのＳＮ低下を抑えることができ、従来と比べてＲＦコイルの送信効率や受信感度が向上する。 Further, an input-output terminals one place to the coil, distributor, uses no phase shifter, decrease in orthogonality due to mechanical distortion of the coil, distributor, of the coil due to the phase shift the phase shifter SN it is possible to suppress a reduction, improved transmission efficiency and reception sensitivity of the RF coil than conventional. さらに、本実施形態の円偏波ＲＦコイル２５３は、被検体１０を取り囲むように配置する形状であるため、被検体１０の深部方向に対する感度分布の均一性が高い。 Furthermore, circular polarized RF coil 253 of this embodiment is therefore, are highly uniform sensitivity distribution in the depth direction of the subject 10 shaped to arranged so as to surround the subject 10. よって、第一、第二の実施形態の円偏波ＲＦコイルに比べ、被検体の内部における感度分布の均一性が向上する。 Therefore, first, compared to the circular polarized RF coil of the second embodiment, thereby improving the uniformity of the sensitivity distribution in the object.
なお、本実施形態では、円偏波ＲＦコイル２５３の中心軸２９が静磁場１００の向きと実質的に平行となるように配置されている。 In the present embodiment, the central axis 29 of the circular polarized RF coil 253 is arranged such that the direction substantially parallel of the static magnetic field 100. これは、本実施形態の円偏波ＲＦコイル２５３の規格化感度が最大となる例である。 This normalized sensitivity of the circular polarized RF coil 253 of this embodiment is an example in which the maximum. しかし、必ずしもこの配置に限らない。 However, not necessarily limited to this arrangement.
円偏波ＲＦコイル２５３の中心軸２９が静磁場１００の方向とのなす角度をφとしたとき、円偏波ＲＦコイル２５３の規格化感度Ｓは、Ｓ＝｜ｃｏｓ（φ）｜で表される。 When the center axis 29 of the circular polarized RF coil 253 and the angle between the direction of the static magnetic field 100 phi, normalized sensitivity S of the circular polarized RF coil 253, S = | represented by | cos (phi) that. 従って、中心軸２９と静磁場１００の方向とのなす角度が０度の時に最大となる。 Therefore, the angle between the direction of the central axis 29 and the static magnetic field 100 is maximized when the zero degree. また、最大感度の９５％以上となる角度φの範囲は、０度以上１８度以下となる。 Further, the range of 95% or more to become an angle φ of maximum sensitivity is equal to or less than 0 degrees 18 degrees. よって、本実施形態における円偏波ＲＦコイル２５３の中心軸２９と静磁場１００の方向とのなす角度は、０度以上１８度以下であることが望ましく、０度程度の角度をなすように配置されることが最も望ましい。 Therefore, the angle between the direction of the central axis 29 and the static magnetic field 100 of the circular polarized RF coil 253 in this embodiment is desirably less 0 degrees 18 degrees, arranged at an angle of about 0 degrees is is most desirable. ０度程度の角度をなす場合は、円偏波ＲＦコイル２５３の中心軸２９が静磁場１００の向きと実質的にほぼ平行となる。 If the angle is about 0 degrees, the central axis 29 of the circular polarized RF coil 253 is oriented substantially substantially parallel of the static magnetic field 100. ここで、程度とはコイルの製造誤差に起因する角度の誤差範囲のことである。 Here, the degree is that the error range of the angle due to the manufacturing error of the coil.
次に、本発明の第四の実施形態について説明する。 The following describes a fourth embodiment of the present invention. 本実施形態では、垂直磁場方式のＭＲＩ装置を用いる。 In this embodiment, a MRI apparatus of the vertical magnetic field type. 以下、本実施形態について、第一の実施形態と異なる構成を中心に説明する。 Hereinafter, the present embodiment will be described focusing on differences from the first embodiment.
図１５は、本実施形態のＭＲＩ装置２０００の概略構成を示すブロック図である。 Figure 15 is a block diagram showing the schematic configuration of the MRI apparatus 2000 of the present embodiment. なお、第一の実施形態の図１および図２と同じ要素は同じ符号で示す。 Incidentally, the same elements are denoted by the same reference numerals as in FIGS. 1 and 2 of the first embodiment. 本実施形態のＭＲＩ装置２０００は、垂直磁場方式のマグネット２０１、傾斜磁場コイル１０２、静磁場均一度を調整するためのシムコイル１１２、シーケンサ１０４、高周波磁場を発生し磁気共鳴信号を受信する送受信用ＲＦコイル１１６を備える。 MRI device 2000 of this embodiment, the magnet 201 of the vertical magnetic field type, the gradient coil 102, a shim coil 112 for adjusting the uniformity of a static magnetic field, a sequencer 104, the high frequency magnetic field generated RF transceiver for receiving magnetic resonance signals It comprises a coil 116. 傾斜磁場コイル１０２及びシムコイル１１２は、それぞれ傾斜磁場電源１０５、シム電源１１３に接続される。 Gradient coil 102 and the shim coil 112 are each gradient magnetic field power supply 105 is connected to the shim power supply 113. 送受信用ＲＦコイル１１６は、高周波磁場発生器１０６及び受信器１０８に接続される。 Transmit and receive RF coil 116 is connected to a high frequency magnetic field generator 106 and a receiver 108. シーケンサ１０４は、傾斜磁場電源１０５、シム電源１１３及び高周波磁場発生器１０６に命令を送り、それぞれ傾斜磁場及び高周波磁場を発生させる。 The sequencer 104, the gradient magnetic field power supply 105, sends a command to the shim power supply 113 and the high-frequency magnetic field generator 106 for generating a gradient magnetic field and a high frequency magnetic field. 高周波磁場は、送受信用ＲＦコイル１１６を通じて被検体１０に印加される。 High frequency magnetic field is applied to the subject 10 through the transmit-receive RF coil 116. 高周波磁場を印加することにより被検体１０から発生する磁気共鳴信号は送受信用ＲＦコイル１１６によって検出され、受信器１０８で検波が行われる。 Magnetic resonance signals generated from the subject 10 by applying a high-frequency magnetic field is detected by the transmit and receive RF coil 116, detection is performed at the receiver 108. 受信器１０８での検波の基準とする磁気共鳴周波数は、シーケンサ１０４によりセットされる。 Magnetic resonance frequency as a reference for detection at the receiver 108 is set by the sequencer 104. 検波された信号はＡ／Ｄ変換器を通して計算機１０９に送られ、ここで画像再構成などの信号処理が行われる。 The detected signal is sent to computer 109 through A / D converter, a signal processing, such as image reconstruction is performed. その結果は、ディスプレイ１１０に表示される。 The result is displayed on the display 110. 検波された信号や測定条件は、必要に応じて、記憶媒体１１１に保存される。 Detected signals and measurement conditions, if necessary, is stored in the storage medium 111. シーケンサ１０４は、予めプログラムされたタイミング、強度で各装置が動作するように制御を行う。 The sequencer 104 controls the operation of each device according to preprogrammed timing, intensity.
本実施形態のＭＲＩ装置２０００は、送受信用ＲＦコイル１１６として、１つの入出力端子で円偏波磁界を送受信することが可能な円偏波ＲＦコイルを備える。 MRI device 2000 of this embodiment, as the transmit-receive RF coil 116, a circular polarized RF coil capable of transmitting and receiving a circularly polarized magnetic field at one input and output terminals. 以下、本実施形態の送受信用ＲＦコイル１１６として用いられる円偏波ＲＦコイルについて説明する。 The following describes circular polarized RF coil used as the transmit-receive RF coil 116 of this embodiment.
図１６は、本実施形態の円偏波ＲＦコイル２５４の構成を説明するための図である。 Figure 16 is a diagram for explaining the configuration of a circular polarized RF coil 254 of this embodiment. ここで、垂直磁場方式のマグネット２０１が発生する静磁場１００の向きを座標系１２のｚ軸方向とする。 Here, the direction of the static magnetic field 100 generated by the magnet 201 of the vertical magnetic field type is the direction of the z-axis of the coordinate system 12. 図１６（ａ）は、円偏波ＲＦコイル２５４をｚ軸に垂直な方向から見た図である、図１６（ｂ）は、円偏波ＲＦコイル２５４をｚ軸方向（静磁場１００が貫通する方向）から見た図である。 16 (a) is a view of the circular polarized RF coil 254 from a direction perpendicular to the z axis, FIG. 16 (b), the circular polarized RF coil 254 z-axis direction (the static magnetic field 100 through is a view from direction).
図１６（ａ）に示すように、本実施形態の円偏波ＲＦコイル２５４は、導体からなる第１ループ部５と第２ループ部６と、第１ループ部５に配置される少なくとも１つの第１キャパシタ１及び第２キャパシタ２と、第２ループ部６に配置される少なくとも１つの第３キャパシタ３及び第４キャパシタ４と、第１端子９ａと第２端子９ｂで構成される入出力端子９と、信号処理回路８と、接続部７ａ、７ｂ、７ｃを備える。 As shown in FIG. 16 (a), the circular polarized RF coil 254 of this embodiment includes a first loop portion 5 made of a conductor and a second loop portion 6, at least one of which is arranged in the first loop part 5 a first capacitor 1 and the second capacitor 2, and at least one third capacitor 3 and the fourth capacitor 4 is disposed in the second loop portions 6, input and output terminals including the first terminal 9a and the second terminal 9b comprising a 9, a signal processing circuit 8, connection portions 7a, 7b, and 7c. 本実施形態においても、信号処理回路８は、コモンモードノイズを除去するバラン（平衡-不平衡変換器）回路である。 In this embodiment, the signal processing circuit 8, a balun for eliminating common mode noise (balanced - unbalanced transformer) circuit. 接続部７ａは第１ループ部５と第１端子９ａとを接続し、接続部７ｂは第２ループ部６と第２端子９ｂとを接続し、接続部７ｃは、第１ループ部５において接続部７ａとともに第２キャパシタ２の両端に接続され、第２ループ部６において接続部７ｂとともに第４キャパシタ４の両端に接続される。 Connecting portion 7a is connected to the first loop part 5 and a first terminal 9a, connecting portions 7b is connected to the second loop part 6 and a second terminal 9b, the connecting portion 7c is connected in the first loop part 5 with parts 7a connected across the second capacitor 2 are connected together with the connection portion 7b in the second loop portions 6 at both ends of the fourth capacitor 4. また、第１端子９ａと第２端子９ｂは信号処理回路８に接続される。 The first terminal 9a and the second terminal 9b is connected to the signal processing circuit 8. 図１６（ａ）では省略しているが、信号処理回路８が同軸ケーブルを介して送受信切替器に接続され、さらに送受信切替器から高周波磁場発生器１０６および受信器１０８に接続されている。 Although not shown in FIG. 16 (a), the signal processing circuit 8 is connected to a transmit-receive switch through a coaxial cable, and is further connected from the transmit-receive switch to a high-frequency magnetic field generator 106 and the receiver 108.
本実施形態の円偏波ＲＦコイル２５４は、第一の実施形態と同様に図４に示す回路１９が等価回路となる。 Circular polarized RF coil 254 of this embodiment, the circuit 19 shown in FIG. 4 as in the first embodiment is an equivalent circuit. ただし、第１ループ部５は鞍型コイルの形状を有し、第２ループ部６はループコイルの形状を有している。 However, the first loop part 5 has the shape of a saddle coil, the second loop part 6 has the shape of a loop coil. 第２ループ部６の中心１４が第１ループ部５の中心軸２９を通り、かつ、第２ループ部６のループ面に対して第１ループ部５の中心軸２９が垂直となるよう第１ループ部５と第２ループ部６とは配置される。 Center 14 of the second loop part 6 passes through the first central axis 29 of the loop section 5 and the to the central axis 29 of the first loop part 5 relative to the loop plane of the second loop part 6 is perpendicular 1 a loop portion 5 and the second loop part 6 is arranged. また、接続部７ｃの等価インダクタンスが、第１ループ部および第２ループ部のインダクタンスと比べて１００分の１以下となるように接続部７ｃの長さが短くできるよう、第１ループ部５と第２ループ部６とが配置される。 Further, the equivalent inductance of the connecting portion 7c is such that the length of the first loop section and the second connecting portion 7c such that less than 1/100 as compared with the inductance of the loop portion can be shortened, and the first loop part 5 a second loop portion 6 is disposed.
この円偏波ＲＦコイル２５４は、静磁場１００の向きと被検体の体軸１１とが実質的に直交するように配置された被検体１０の少なくとも一部が、第１ループ部５及び第２ループ部６の内部に配置され、かつ、中心軸２９が静磁場１００の向きと実質的に直交するように配置される。 The circular polarized RF coil 254, at least a portion of the subject 10 the orientation and the body axis 11 of the subject is disposed substantially orthogonally of the static magnetic field 100, the first loop part 5 and the second It is arranged inside the loop portion 6, and the central axis 29 is arranged substantially orthogonal with the direction of the static magnetic field 100. また、図１６（ｂ）に示すように、第１ループ部５が検出および発生する第１の高周波磁場方向２１と第２ループ部６が検出および発生する第２の高周波磁場方向２２とが、直交するように配置される。 Further, as shown in FIG. 16 (b), and a second high-frequency magnetic field direction 22 between the first high-frequency magnetic field direction 21 first loop section 5 detects and generates a second loop portion 6 for detecting and generating, It is arranged orthogonally. さらに、円偏波ＲＦコイル２５４では、被検体１０の内部において、静磁場１００の貫通する方向からみて時計回りの円偏波磁界を発生および検出するよう、第２キャパシタ２、第４キャパシタ４、および接続部７ａ，７ｂ、７ｃが接続される。 Moreover, the circular polarized RF coil 254, inside of the subject 10, to generate and detect circularly polarized magnetic field rotating clockwise viewed in the opposite direction of the static magnetic field 100, a second capacitor 2, the fourth capacitor 4, and connecting portions 7a, 7b, 7c are connected. なお、図１６では、第１ループ部５及び第２ループ部６自体が持つインダクタンスの表記は省略する。 In FIG. 16, the inductance of the first loop part 5 and the second loop part 6 will be omitted.
上記形態を有する本実施形態の円偏波ＲＦコイル２５４における第１ループ部５及び第２ループ部６のインダクタンスの値（Ｌ １ 、Ｌ ２ ）と、第１キャパシタ１、第２キャパシタ２、第３キャパシタ３、及び第４キャパシタ４の値（Ｃ １ 、Ｃ ２ 、Ｃ ３ 、Ｃ ４ ）とは、円偏波ＲＦコイル２５４が静磁場１００の貫通する方向から見て時計回りの円偏波磁界を被検体１０の内部２６で検出および発生させ、また、所定の元素の磁気共鳴周波数で共振するように、それぞれ調整される。 The inductance values of the first loop part 5 and the second loop part 6 of the circular polarized RF coil 254 of this embodiment having the above-described embodiment (L 1, L 2), the first capacitor 1, the second capacitor 2, the 3 capacitor 3, and the value (C 1, C 2, C 3, C 4) the fourth capacitor 4, circular polarization clockwise when viewed from the direction circular polarized RF coil 254 of the static magnetic field 100 detection and the internally generated 26 of the subject 10 a magnetic field, also to resonate at the magnetic resonance frequency of the predetermined element is adjusted, respectively. 以下、水素原子核の磁気共鳴信号を送受信する場合を例にあげて説明する。 Hereinafter, it will be explained as an example the case of transmitting and receiving a magnetic resonance signal of a proton. すなわち、本実施形態の円偏波ＲＦコイル２５４が、高周波磁場発生器１０６から磁場強度１．５Ｔにおける水素原子核の磁気共鳴周波数ｆ Ｈを中心周波数とする高周波電圧が印加され、送信コイルとして共振周波数ｆ Ｈを持つ高周波磁場を高効率で被検体１０に印加し、また、被検体１０からの磁気共鳴周波数ｆ Ｈの水素原子核の磁気共鳴信号を受信コイルとして検出するように調整される場合について、以下、詳細を説明する。 That is, the circular polarized RF coil 254 of this embodiment, a high frequency voltage having a center frequency of the magnetic resonance frequency f H of the hydrogen nuclei in the magnetic field strength 1.5T from the RF magnetic field generator 106 is applied, the resonance frequency as the transmission coil for the case where a high-frequency magnetic field having a f H is applied to the subject 10 at a high efficiency and is adjusted so as to detect a magnetic resonance signal of a proton magnetic resonance frequency f H from the subject 10 as a receiving coil, It will be described in detail below.
高周波磁場発生器１０６から送信された周波数ｆ Ｈを中心周波数とする高周波電圧が円偏波ＲＦコイル２５４に印加される場合、図１６に示す本実施形態の円偏波ＲＦコイル２５４において、第１端子９ａおよび第２端子９ｂから見た円偏波ＲＦコイル２５４の等価回路は、第一の実施形態と同様に図４に示す等価回路１９で表される。 When a high frequency voltage having a center frequency f H transmitted from the high frequency magnetic field generator 106 is applied to the circular polarized RF coil 254, the circular polarized RF coil 254 of this embodiment shown in FIG. 16, the first equivalent circuit of the circular polarized RF coil 254 viewed from the terminal 9a and a second terminal 9b is represented by the equivalent circuit 19 shown in FIG. 4 as in the first embodiment. すなわち、第１ループ部５の等価インダクタ１５及び第１キャパシタ１及び第１ループ部の抵抗成分３１が直列に接続された第１の直列共振回路２３に第２キャパシタ２が並列に接続された第１の直並列共振回路２７と、第２ループ部６の等価インダクタ１６及び第３キャパシタ３及び第２ループ部の抵抗成分３２が直列に接続された第２の直列共振回路２４に第４キャパシタ４が並列に接続された第２の直並列共振回路２８が直列接続されたものとして表される。 That is, the equivalent inductor 15 and first capacitor 1 and the first resistive component 31 of the loop portion of the first loop part 5 and the second capacitor 2 is connected in parallel with the first series resonant circuit 23 connected in series a first serial-parallel resonant circuit 27, the fourth capacitor 4 to the second series resonant circuit 24 equivalent inductor 16 and the third capacitor 3 and the resistance component 32 of the second loop of the second loop part 6 are connected in series There is represented as a second serial-parallel resonant circuit 28 connected in parallel are connected in series.
従って、（式１）、（式２）、および（式８）から（式１３）全てを満たすように、第１キャパシタ１、第２キャパシタ２、第３キャパシタ３、及び第４キャパシタ４の値（Ｃ １ 、Ｃ ２ 、Ｃ ３ 、Ｃ ４ ）を調整することにより、本実施形態の円偏波ＲＦコイル２５４は、共振周波数ｆ Ｈにおいて共振する。 Therefore, (Equation 1), (Formula 2), and (8) so as to satisfy (Equation 13) all the first capacitor 1 and the second capacitor 2, the third capacitor 3, and a fourth value of the capacitor 4 by (C 1, C 2, C 3, C 4) to adjust the, circular polarized RF coil 254 of this embodiment is resonant at the resonant frequency f H.
図１６に示すように被検体１０と円偏波ＲＦコイル２５４とを配置し、共振周波数ｆ Ｈを持つ高周波電圧を円偏波ＲＦコイル２５４に印加すると、図１６（ｂ）に示すように、第１の高周波磁場方向２１には、第１ループ部５による第１直線偏波磁界が生じるとともに、第２の高周波磁場方向２２には、第２ループ部６による第２直線偏波磁界が生じ、第１直線偏波磁界の位相と第２直線偏波磁界の位相の差が９０度となる。 The examinee 10 and the circular polarized RF coil 254 is arranged as shown in FIG. 16, when a high frequency voltage is applied at the resonance frequency f H to the circular polarized RF coil 254, as shown in FIG. 16 (b), the first high-frequency magnetic field direction 21, the first linearly polarized magnetic field according to the first loop part 5 occurs, the second high-frequency magnetic field direction 22, the second linearly polarized magnetic field according to the second loop part 6 occurs , the difference between the first linearly polarized magnetic field and the phase of the second linearly polarized magnetic field of the phase is 90 degrees. 従って、本実施形態の円偏波ＲＦコイル２５４が発生する高周波磁界は、図１７（ａ）に示すように、第１の高周波磁場方向２１に平行な第１の直線偏波磁界ベクトル１７（Ｂ １ ）と第２の高周波磁場方向２２に平行な第２の直線偏波磁界ベクトル１８（Ｂ ２ ）の合成となる。 Therefore, high-frequency magnetic field circularly polarized RF coil 254 of this embodiment is produced, as shown in FIG. 17 (a), first of the first parallel to the high frequency magnetic field direction 21 of the relationship between the vector 17 (B 1) and the synthesis of the second second parallel to the high frequency magnetic field direction 22 of the relationship between the vector 18 (B 2). 第１の高周波磁場方向２１に平行な方向にｘ'軸をとり、第２の高周波磁場方向２２に平行な方向にｙ'軸をとると、図１７（ｂ）に示すように、第１の直線偏波磁界ベクトル１７（Ｂ １ ）と第２の直線偏波磁界ベクトル１８（Ｂ ２ ）の位置関係は、図８（ｂ）に示す直線偏波磁界の位置関係と同じとなる。 'Take-axis, y in a direction parallel to the second high-frequency magnetic field direction 22' x in a direction parallel to the first high-frequency magnetic field direction 21 Taking the shaft, as shown in FIG. 17 (b), first positional relationship between the relationship between the vector 17 (B 1) and the second relationship between the vector 18 (B 2) is the same as the positional relationship between the linearly polarized magnetic field shown in Figure 8 (b). 従って、第１の直線偏波磁界ベクトル１７（Ｂ １ ）と第２の直線偏波磁界ベクトル１８（Ｂ ２ ）を合成したベクトル７９は、ベクトルの大きさを保ったまま、ｘ'軸およびｙ'軸の原点を中心として時計回りに回転する。 Accordingly, the positional relationship between the vector 17 (B 1) and the second relationship between the vector 18 (B 2) vector 79 formed by combining the while maintaining the magnitude of the vector, x 'axis and y It rotates clockwise about the origin of the 'axis. すなわち、円偏波ＲＦコイル２５４が発生および検出する高周波磁界は円偏波磁界である。 That is, the high frequency magnetic field circularly polarized RF coil 254 is generated and detected by a circular polarized magnetic field.
以上のように、本実施形態の円偏波ＲＦコイル２５４は、（式１）、（式２）、および（式８）から（式１３）全てを満たすように、Ｃ １ 、Ｃ ２ 、Ｃ ３ 、Ｃ ４を調整することにより、周波数ｆ Ｈにおいて、静磁場１００の貫通する方向からみて時計回りの円偏波磁界を被検体１０内部に発生させ、高い効率で高周波磁界を被検体１０に印加する。 As described above, the circular polarized RF coil 254 of this embodiment, (Equation 1), (Formula 2), and to satisfy all the (Formula 8) (Formula 13), C 1, C 2, C 3, by adjusting the C 4, at the frequency f H, viewed in the opposite direction of the static magnetic field 100 is generated circularly polarized magnetic field clockwise to the subject 10, a high-frequency magnetic field to the subject 10 at a high efficiency applied to. 高周波磁場印加後、周波数ｆ Ｈの磁気共鳴信号が、静磁場１００の貫通する方向からみて時計回りの円偏波磁界として被検体１０から放射されると、円偏波ＲＦコイル２５４は、相反定理から、周波数ｆ Ｈで共振し、静磁場１００の貫通する方向からみて時計回りの円偏波磁界を高効率で検出できる。 After application of the high frequency magnetic field, the magnetic resonance signal of the frequency f H is, when emitted from the examinee 10 as a circularly polarized magnetic field rotating clockwise viewed in the opposite direction of the static magnetic field 100, the circular polarized RF coil 254, reciprocity theorem from resonates at the frequency f H, detect the circular polarized magnetic field rotating clockwise with high efficiency viewed in the opposite direction of the static magnetic field 100. よって、図１６に示す円偏波ＲＦコイル２５４は、水素原子核の磁気共鳴信号の送受信コイルとして動作する。 Thus, the circular polarized RF coil 254 shown in FIG. 16 operates as reception coils of the magnetic resonance signal of a proton.
上述したように、本実施形態によれば、ＱＤ方式により２つのＲＦコイルに円偏波磁界を発生させる場合と同じように、一つのコイルでＳＮ比及び均一性が高い円偏波磁界を送受信することが可能なＲＦコイルを構成することができる。 As described above, according to this embodiment, transmits and receives the same way, one of the high circular polarized magnetic field SN ratio and uniformity coil and the case of generating a circularly polarized magnetic field in the two RF coils by the QD method it is possible to configure the RF coil capable of. 従って、ＱＤ方式と比べてコイルおよび配線の系統が１つ減るため、分配器及び移相器が不要となり、送信系を構成する部品の数が半分以下に減少する。 Therefore, since the system of coils and wire one less than the QD method, the distributor and the phase shifter is not required, the number of parts constituting the transmission system is reduced to half or less. このため、送信系の調整が容易になるとともに製造コストを下げることができる。 Therefore, it is possible to reduce the manufacturing cost becomes easy adjustment of the transmission system. また、コイルへの入出力端子が１ヵ所であり、分配器、移相器を用いないため、コイルの機械的歪みによる直交性の低下や、分配器、移相器による位相ずれによるコイルのＳＮ低下を抑えることができ、従来と比べてＲＦコイルの送信効率や受信感度が向上する。 Further, an input-output terminals one place to the coil, distributor, uses no phase shifter, decrease in orthogonality due to mechanical distortion of the coil, distributor, of the coil due to the phase shift the phase shifter SN it is possible to suppress a reduction, improved transmission efficiency and reception sensitivity of the RF coil than conventional. さらに、本実施形態の円偏波ＲＦコイル２５４は、被検体１０を取り囲むように配置されるため、被検体１０の深部方向に対する感度分布の均一性が高まる。 Furthermore, circular polarized RF coil 254 of this embodiment, since it is arranged so as to surround the subject 10, the uniformity of the sensitivity distribution in the depth direction of the subject 10 is increased. 従って、第一の実施形態および第二の実施形態の円偏波ＲＦコイル２５、２５２と比べ、被検体の腕部や頭部、下腿や膝部の内部における感度分布の均一性が向上する。 Therefore, compared with the first embodiment and the second embodiment of the circular polarized RF coil 25,252, it improves the uniformity of the sensitivity distribution in the interior of the arm or head, lower legs and knees of the subject.
なお、本実施形態では、第１ループ部５の中心軸２９が静磁場１００の向きと実質的に直交するよう配置されている。 In the present embodiment, the central axis 29 of the first loop part 5 is arranged to the direction substantially perpendicular to the static magnetic field 100. これは、本実施形態の円偏波ＲＦコイル２５４の規格化感度が最大となる例である。 This normalized sensitivity of the circular polarized RF coil 254 of this embodiment is an example in which the maximum. しかし、第１ループ部５の配置はこれに限られない。 However, the arrangement of the first loop section 5 is not limited to this.
第１ループ部５の中心軸２９が静磁場１００の方向とのなす角度をφとしたとき、円偏波ＲＦコイル２５４の規格化感度Ｓは、Ｓ＝｜ｓｉｎ（φ）｜で表される。 When the center axis 29 of the first loop section 5 is set to an angle between the direction of the static magnetic field 100 phi, normalized sensitivity S of the circular polarized RF coil 254, S = | represented by | sin (phi) . 従って、中心軸２９と静磁場１００の方向とのなす角度が９０度の時に最大となる。 Therefore, the angle between the direction of the central axis 29 and the static magnetic field 100 is maximized when the 90 degrees. また、最大感度の９５％以上となる角度φの範囲は、７２度以上１０８度以下である。 Further, the range of 95% or more to become an angle φ of maximum sensitivity is less 108 degrees 72 degrees. よって、本実施形態における円偏波ＲＦコイル２５４の第１ループ部５の中心軸２９と静磁場１００の方向とのなす角度は、７２度以上１０８度以下であることが望ましく、９０度程度の角度をなすように配置されることが最も望ましい。 Therefore, the angle between the direction of the first center axis 29 and the static magnetic field 100 of the loop portion 5 of the circular polarized RF coil 254 in this embodiment is desirably less 108 degrees 72 degrees, about 90 degrees it is most preferably located at an angle. ここで、程度とはコイルの製造誤差に起因する角度の誤差範囲のことである。 Here, the degree is that the error range of the angle due to the manufacturing error of the coil.
＜＜第五の実施形態＞＞ << Fifth embodiment >>
次に、本発明の第五の実施形態について説明する。 The following describes a fifth embodiment of the present invention. 本実施形態は、基本的に第一の実施形態と同様である。 This embodiment is basically the same as the first embodiment. しかし、本実施形態のＭＲＩ装置のＲＦコイルは、送信用ＲＦコイルと受信用ＲＦコイルとが別個に設けられている点が異なる。 However, the RF coil of the MRI apparatus of this embodiment, the point where the transmit RF coil and the receive RF coil are separately provided is different. 第一の実施形態同様、水平磁場方式、垂直磁場方式のいずれであってもよい。 Similarly the first embodiment, the horizontal magnetic field type may be either a vertical magnetic field type. 以下、水平磁場方式である場合を例にあげ、第一の実施形態と異なる構成を中心に説明する。 Hereinafter, like the case of the horizontal magnetic field type as an example, it will be mainly described differences from the first embodiment.
図１８は、本実施形態のＭＲＩ装置１０００'の概略構成を示すブロック図である。 Figure 18 is a block diagram showing the schematic configuration of the MRI apparatus 1000 of the present embodiment '. 本実施形態のＭＲＩ装置１０００'は、水平磁場方式のマグネット１０１、傾斜磁場コイル１０２、静磁場均一度を調整するためのシムコイル１１２、シーケンサ１０４、高周波磁場を発生する送信用ＲＦコイル１０７、被検体１０から発生したＲＦ信号を受信する受信用ＲＦコイル１１４、を備える。 MRI device 1000 'of this embodiment, the horizontal magnetic field type magnet 101, gradient coils 102, a shim coil 112 for adjusting the uniformity of a static magnetic field, a sequencer 104, a transmission RF coil 107 for generating a high frequency magnetic field, the subject It comprises, receives RF coil 114 for receiving an RF signal generated from the 10. 傾斜磁場コイル１０２及びシムコイル１１２とは、それぞれ傾斜磁場電源１０５、シム電源１１３に接続される。 A gradient magnetic field coil 102 and the shim coil 112 are each gradient magnetic field power supply 105 is connected to the shim power supply 113. 送信用ＲＦコイル１０７は、高周波磁場発生器１０６に、受信用ＲＦコイル１１４は受信器１０８に接続される。 Transmit RF coil 107, the high frequency magnetic field generator 106, the reception RF coil 114 is connected to the receiver 108.
また、送信用ＲＦコイル１０７及び受信用ＲＦコイル１１４は、磁気結合防止回路駆動装置１１５に接続され、磁気結合防止回路駆動装置１１５からの磁気結合防止信号によりコイルの動作／非動作が切り替えられる。 The transmission RF coil 107 and the receive RF coil 114 is connected to the magnetic coupling preventing circuit driver 115, the operation / non-operation of the coil is switched by a magnetic coupling preventing signal from the magnetic coupling preventing circuit driver 115. 高周波磁場が送信用ＲＦコイル１０７を通じて被検体１０に印加される時には、シーケンサ１０４から送られた命令により磁気結合防止回路駆動装置１１５から受信用ＲＦコイル１１４に磁気結合防止信号が送られ、受信用ＲＦコイル１１４が開放状態となって非動作状態となり、送信用ＲＦコイル１０７との磁気結合を防止する。 When the high-frequency magnetic field is applied to the subject 10 via the transmit RF coil 107, magnetic decoupling signal is sent to the receive RF coil 114 from the magnetic coupling preventing circuit driver 115 by a command sent from the sequencer 104, for reception It becomes inoperative RF coil 114 is in an open state, to prevent magnetic coupling between the transmit RF coil 107. また被検体１０から発生したＲＦ信号を受信用ＲＦコイル１１４によって受波するときは、シーケンサ１０４から送られた命令により磁気結合防止回路駆動装置１１５から送信用ＲＦコイル１０７に磁気結合防止信号が送られ、送信用ＲＦコイル１０７が開放状態となって非動作状態となり、受信用ＲＦコイル１１４との磁気結合を防止する。 Also when reception by the receiving RF coil 114 a RF signal generated from the subject 10, magnetic decoupling signal is sent from the magnetic coupling preventing circuit driver 115 to transmit RF coil 107 by instructions sent from the sequencer 104 is, the transmit RF coil 107 is open and inactive, to prevent magnetic coupling between the receive RF coil 114. その他の構成及び動作は第一の実施形態のＭＲＩ装置と同様である。 Other configurations and operations are the same as the MRI apparatus according to the first embodiment.
次に、本実施形態の送信用ＲＦコイル１０７及び受信用ＲＦコイル１１４について説明する。 Next, a description will be given of the transmission RF coil 107 and the receive RF coil 114 of this embodiment.
本実施形態では、送信用ＲＦコイル１０７として、鳥かご形状のコイル（鳥かご形コイル）５２を用いる場合を例にあげて説明する。 In the present embodiment, as the transmission RF coil 107, it will be described as an example the case of using the coil (birdcage type coil) 52 of the birdcage shape. 図１９は、本実施形態の送信用ＲＦコイル１０７である鳥かご形コイル５２の構成を説明するための図である。 Figure 19 is a diagram for explaining a configuration of the transmitting birdcage type coil 52 is an RF coil 107 of this embodiment. ここでは、水平磁場方式のマグネット１０１が発生する静磁場１００の向きを座標系１２のｚ軸方向とする。 In this embodiment, the direction of the static magnetic field 100 generated by the magnet 101 of the horizontal magnetic field type is the direction of the z-axis of the coordinate system 12. 図１９（ａ）は、本実施形態の送信用ＲＦコイル１０７を、ｚ軸に垂直な方向からみた図であり、図１９（ｂ）は、本実施形態の送信用ＲＦコイル１０７に用いられる磁気結合防止回路４７の詳細を説明するための図である。 FIG. 19 (a), the transmit RF coil 107 of this embodiment, a view from a direction perpendicular to the z axis, FIG. 19 (b), a magnetic used to transmit RF coil 107 of this embodiment it is a diagram for explaining the details of the coupling preventing circuit 47.
本実施形態の送信用ＲＦコイル１０７（鳥かご形コイル５２）は、図１９（ａ）に示すように、２つのループ導体３８、３９がループ面に垂直な軸を共通の軸として対向して配置され、ループ導体３８、３９の軸方向に平行な複数（図１９（ａ）では一例として８本）の直線導体３０で接続される。 Transmit RF coil 107 of this embodiment (the birdcage type coil 52), as shown in FIG. 19 (a), 2 single loop conductors 38 and 39 to face a common axis an axis perpendicular to the loop plane placed It is, are connected by a straight line conductor 30 of a plurality parallel to the axial direction of the loop conductor 38, 39 (eight as an example in FIG. 19 (a)). ループ導体３８、３９には、磁気結合防止回路４７とキャパシタ４０とがそれぞれ挿入されている。 The loop conductor 39, and the magnetic coupling preventing circuit 47 and the capacitor 40 are inserted respectively.
磁気結合防止回路４７は、図１９（ｂ）に示すように、インダクタ４３とＰＩＮダイオード６１とが直列接続された回路と、その回路に並列に接続されたキャパシタ４４を備える。 Magnetic coupling preventing circuit 47, as shown in FIG. 19 (b), comprises a circuit for an inductor 43 and PIN diode 61 are connected in series, a capacitor 44 connected in parallel to the circuit. ＰＩＮダイオード６１は、ダイオードの順方向に流れる直流電流の値が一定値以上で概ね導通状態となる特性を持ち、直流電流によりオン／オフが制御される。 PIN diode 61 has a characteristic that the value of the direct current flowing in the forward direction of the diode becomes substantially conductive state at a certain value or more, the on / off controlled by a direct current. また、ＰＩＮダイオード６１の両端には、磁気結合防止回路駆動装置１１５の出力端子が接続される。 Further, the both ends of the PIN diode 61, the output terminal of the magnetic coupling preventing circuit driver 115 is connected. 磁気結合防止回路駆動装置１１５からの制御電流６６により磁気結合防止回路４７のＰＩＮダイオード６１をオン／オフ制御することで、高周波磁場を照射（送信）するときには、鳥かご形コイル５２を送信用ＲＦコイルとして機能させ、高周波信号を受信するときには、鳥かご形コイル５２を高インピーダンス化し、受信用ＲＦコイルとの干渉を防止する。 By ON / OFF control of the PIN diode 61 of the magnetic coupling preventing circuit 47 by the control current 66 from the magnetic coupling preventing circuit driver 115, when irradiating RF magnetic field (transmission) is, RF coil for transmission to the birdcage type coil 52 to function as, when receiving high-frequency signals, a birdcage type coil 52 and a high impedance, to prevent interference with the receive RF coil. 本動作の詳細については後述する。 It will be described in detail later in this operation.
鳥かご形コイル５２のキャパシタ４０と磁気結合防止回路４７内のキャパシタ４４とは同じ値を持ち、鳥かご形コイル５２が所定の周波数ｆ Ｃで共振するように調整されている。 The capacitor 44 of the capacitor 40 and the magnetic coupling preventing circuit 47 of the birdcage type coil 52 have the same value, birdcage type coil 52 is tuned to resonate at a predetermined frequency f C. インダクタ４３の値は、ＰＩＮダイオード６１がオンのときに磁気結合防止回路４７が所定の周波数ｆ Ｃで共振するよう調整されている。 The value of the inductor 43, the magnetic coupling preventing circuit 47 when the PIN diode 61 is turned on is adjusted to resonate at a predetermined frequency f C.
本実施形態では、受信用ＲＦコイル１１４として円偏波ＲＦコイル（受信用円偏波ＲＦコイル）５３を用いる場合を例にあげて説明する。 In the present embodiment, it will be described as an example the case of using a circular polarized RF coil (receive circular polarized RF coil) 53 as the receive RF coil 114. 図２０は、本実施形態の受信用ＲＦコイル１１４である受信用円偏波ＲＦコイル５３の構成を説明するための図である。 Figure 20 is a diagram for explaining the structure of the receive circular polarized RF coil 53 is a receive RF coil 114 of this embodiment. ここでは、水平磁場方式のマグネット１０１が発生する静磁場１００の向きを座標系１２のｚ軸方向とする。 In this embodiment, the direction of the static magnetic field 100 generated by the magnet 101 of the horizontal magnetic field type is the direction of the z-axis of the coordinate system 12. 図２０（ａ）は、受信用円偏波ＲＦコイル５３を、ｚ軸に垂直な方向から見た図であり、図２０（ｂ）、図２０（ｃ）は、受信用円偏波ＲＦコイル５３が備える２つの磁気結合防止回路を説明するための図である。 20 (a) is a receive circular polarized RF coil 53, a view seen from a direction perpendicular to the z axis, FIG. 20 (b), the FIG. 20 (c) receive circular polarized RF coil 53 is a diagram for explaining the two magnetic coupling preventing circuit provided in the.
本実施形態の受信用円偏波ＲＦコイル５３は、第二の実施形態の円偏波ＲＦコイル２５２と基本的に同様の形状および構成を有し、その第１キャパシタ１と第３キャパシタ３の代わりに、図２０（ｂ）及び図２０（ｃ）に示す第１の磁気結合防止回路４８と第２の磁気結合防止回路４９とをそれぞれ備え、信号処理回路８には、バラン回路の代わりに信号を増幅するプリアンプを備える。 Receive circular polarized RF coil 53 in this embodiment has a circular polarized RF coil 252 basically the same shape and configuration of the second embodiment, the first capacitor 1 and the third capacitor 3 instead, each comprise FIG. 20 (b) and the first magnetic coupling preventing circuit 48 shown in FIG. 20 (c) and the second magnetic coupling preventing circuit 49, the signal processing circuit 8, instead of the balun circuit comprising a preamplifier for amplifying signals. 第１の磁気結合防止回路４８と第２の磁気結合防止回路４９とは、図１９に示す鳥かご形コイル５２の磁気結合防止回路４７と同様の構成を有する。 A first magnetic coupling preventing circuit 48 and the second magnetic coupling preventing circuit 49 has the same configuration as the magnetic coupling preventing circuit 47 of the birdcage type coil 52 shown in FIG. 19. 第１の磁気結合防止回路４８および第２の磁気結合防止回路４９のＰＩＮダイオード６１ａ、６１ｂは、それぞれ、磁気結合防止回路駆動装置１１５からの制御電流６６によりオン／オフ制御され、高周波信号受信時には、受信用円偏波ＲＦコイル５３を受信用ＲＦコイルとして機能させ、高周波磁場送信時には、受信用円偏波ＲＦコイル５３を高インピーダンス化し、送信用ＲＦコイル１０７と干渉しないよう制御する。 PIN diodes 61a, 61b of the first magnetic coupling preventing circuit 48 and the second magnetic coupling preventing circuit 49 are respectively turned on / off controlled by the control current 66 from the magnetic coupling preventing circuit driver 115, when a high frequency signal received , made to function receive circular polarized RF coil 53 as a receive RF coil, at the time of high-frequency magnetic field transmission, the receive circular polarized RF coil 53 and a high impedance is controlled so as not to interfere with the transmit RF coil 107. 本動作の詳細については、後述する。 For details of this operation will be described later.
受信用円偏波ＲＦコイル５３が所定の周波数ｆ Ｃで共振するよう、キャパシタ７１、７３は、それぞれ、第二の実施形態の円偏波ＲＦコイル２５２の第１キャパシタ１、第３キャパシタ３と同じ値に調整されている。 To receive circular polarized RF coil 53 resonates at a predetermined frequency f C, the capacitor 71 and 73, respectively, the first capacitor 1, the third capacitor 3 of a second embodiment of the circular polarized RF coil 252 and It is adjusted to the same value. また、インダクタ５１、６３の値は、ＰＩＮダイオード６１ａ、６１ｂがオンのときに第１の磁気結合防止回路４８と第２の磁気結合防止回路４９が所定の周波数ｆｃで共振するように調整されている。 The value of the inductor 51,63 can be adjusted to PIN diodes 61a, 61b are first magnetic coupling preventing circuit 48 and the second magnetic coupling preventing circuit 49 when on resonates at a predetermined frequency fc there. 以下、周波数ｆ Ｃが、磁場強度１．５Ｔにおける水素原子核の磁気共鳴周波数ｆ Ｈ ＝６４ＭＨｚである場合を例にあげて説明する。 Hereinafter, the frequency f C is explained by taking a case where a magnetic resonance frequency f H = 64 MHz of the proton at the magnetic field strength 1.5T example.
受信用ＲＦコイル１１４は、上記形状に限られない。 Receive RF coil 114 is not limited to the above shape. 例えば、図２１（ａ）に示すような形状であってもよい。 For example, it may be a shape as shown in FIG. 21 (a). 本図に示す受信用円偏波ＲＦコイル５４は、図２０に示す受信用円偏波ＲＦコイル５３をアレイ状に並べ、隣接するコイルの第１ループ部５同士を中和回路３７により接続したものである。 Receive circular polarized RF coil 54 shown in the drawing, arranged receive circular polarized RF coil 53 shown in FIG. 20 in an array, are connected by neutralization circuit 37 of the first loop part 5 of adjacent coils it is intended. 中和回路３７は、図２１（ｂ）に示すように、第１ループ部５上に挿入されたキャパシタ４１と、キャパシタ４５およびトリマキャパシタ４２を備えるブリッジ回路とにより構成される。 Neutralization circuit 37, as shown in FIG. 21 (b), composed of a capacitor 41 inserted on the first loop part 5, by a bridge circuit comprising a capacitor 45 and a trimmer capacitor 42. キャパシタ４１の値は、受信用円偏波ＲＦコイル５４が所定の周波数ｆ Ｈで共振するよう、第二の実施形態の円偏波ＲＦコイル２５２の第１キャパシタ１の値に調整される。 The value of the capacitor 41, the receive circular polarized RF coil 54 to resonate at a predetermined frequency f H, it is adjusted to a first value of the capacitor 1 of the second embodiment of the circular polarized RF coil 252. キャパシタ４５およびトリマキャパシタ４２の値は、隣接したコイル同士の干渉が除去されるように調整される。 The value of the capacitor 45 and the trimmer capacitor 42 is adjusted so that interference between adjacent coils is removed.
なお、受信用ＲＦコイル１１４の形状は上記態様に限られない。 The shape of the receive RF coil 114 is not limited to the above embodiments. アレイ状に構成可能であればよい。 It may be a configurable array. 例えば、第一の実施形態のループコイルを有する円偏波ＲＦコイル２５の形状であってもよい。 For example, it may be in the form of circular polarized RF coil 25 having a loop coil of the first embodiment.
次に、上述の送信用ＲＦコイル１０７と受信用ＲＦコイル１１４との位置関係、および、高周波磁場発生器１０６、受信器１０８との接続関係を説明する。 Next, the positional relationship between the receive RF coil 114 and the transmit RF coil 107 described above, and a high-frequency magnetic field generator 106, a connection relationship between the receiver 108 will be described. ここでは送信用ＲＦコイル１０７として、鳥かご形コイル５２を、受信用ＲＦコイル１１４として受信用円偏波ＲＦコイル５３を用いる場合を例にあげて説明する。 As the transmit RF coil 107 here, a birdcage type coil 52, it will be described as an example the case of using the receive circular polarized RF coil 53 as a receive RF coil 114.
図２２は、上記各コイルを用いる場合の、位置関係および接続関係を説明するための図である。 Figure 22 is a diagram for explaining the case of using the coils, the positional relationship and connection relationship. 本図に示すように、共振周波数ｆ Ｈを持つ高周波磁場を発生する高周波磁場発生器１０６の出力は分配器１２３に接続されて２つに分かれ、それぞれの出力がバラン１４９を通ってピックアップコイル１２６に接続される。 As shown in the figure, the resonance frequency f output of the RF magnetic field generator 106 for generating a high frequency magnetic field with H is divided into two are connected to the distributor 123, the pickup coil 126 each output via baluns 149 It is connected to. このとき、一方の配線には位相器が挿入される。 In this case, the phase shifter is inserted in one wiring. ピックアップコイル１２６は、鳥かご形コイル５２に共振周波数ｆ Ｈを持つ高周波信号を伝達するように配置される。 Pickup coil 126 is arranged to transmit a high frequency signal to the birdcage type coil 52 having a resonant frequency f H. 磁気結合防止回路駆動装置１１５から、送信用鳥かご形コイル５２に設置されている複数の磁気結合防止回路４７に複数の制御用信号線１５８が接続されている。 From the magnetic coupling preventing circuit driver 115, a plurality of control signal lines 158 are connected to a plurality of magnetic coupling prevention circuit 47 which is installed in the transmission birdcage type coil 52.
受信用円偏波ＲＦコイル５３は、鳥かご形コイル５２の内部に、被検体１０に近接するように配置されている。 Receive circular polarized RF coil 53 inside the birdcage type coil 52 is disposed so as to be close to the subject 10. 受信用円偏波ＲＦコイル５３の出力端子は、バラン１１９を介して受信器１０８に接続されている。 An output terminal of the receive circular polarized RF coil 53 is connected to the receiver 108 via the balun 119. また、磁気結合防止回路駆動装置１１５から、鳥かご形コイル５２に設置されている磁気結合防止回路４７と、受信用円偏波ＲＦコイル５３に設置されている第１の磁気結合防止回路４８および第２の磁気結合防止回路４９とに複数の制御用信号線１５８が接続されている。 Further, the magnetic decoupling circuit driver 115, the magnetic coupling preventing circuit 47 installed in the birdcage type coil 52, the first magnetic coupling preventing circuit 48 and the installed in the receive circular polarized RF coil 53 a plurality of control signal lines 158 are connected to the second magnetic coupling preventing circuit 49.
次に、図１９、図２０及び図２２を用いて鳥かご形コイル５２及び受信用円偏波ＲＦコイル５３の動作を説明する。 Next, FIG. 19, the operation of the birdcage type coil 52 and the receive circular polarized RF coil 53 with reference to FIGS. 20 and 22.
高周波磁場発生器１０６より共振周波数ｆ Ｈを持つ高周波磁場を鳥かご形コイル５２に印加する直前に、磁気結合防止回路駆動装置１１５は、鳥かご形コイル５２のＰＩＮダイオード６１に流す制御電流６６の値を０に設定するとともに、受信用円偏波ＲＦコイル５３のＰＩＮダイオード６１ａ、６１ｂがオンとなるように、直流の制御電流６６を印加する。 Immediately prior to applying a high frequency magnetic field from the RF magnetic field generator 106 having a resonant frequency f H to the birdcage type coil 52, the magnetic decoupling circuit driver 115, the value of the control current 66 flowing through the PIN diode 61 of the birdcage type coil 52 and sets to 0, PIN diode 61a of the receive circular polarized RF coil 53, 61b is so turned on, applying a control current 66 of the DC.
鳥かご形コイル５２では、ダイオード６１に流れる制御電流６６の値が０となるため、全てのダイオード６１はオフとなり、鳥かご形コイル５２は、周波数ｆ Ｈで共振する。 In birdcage type coil 52, the value of the control current 66 flowing through the diode 61 becomes zero, all the diodes 61 are turned off, the birdcage type coil 52 resonates at the frequency f H. 一方、制御電流６６を受信用円偏波ＲＦコイル５３に印加することにより、ＰＩＮダイオード６１ａ、６１ｂがオンとなり、第１の磁気結合防止回路４８と第２の磁気結合防止回路４９とが周波数ｆ Ｈで共振する。 On the other hand, by applying a control current 66 to receive circular polarized RF coil 53, PIN diodes 61a, 61b are turned on, the first magnetic coupling preventing circuit 48 and the second magnetic coupling preventing circuit 49 is a frequency f It resonates at H. このとき、第１の磁気結合防止回路４８と第２の磁気結合防止回路４９とはそれぞれ並列共振回路となり、受信用円偏波ＲＦコイル５３の第１ループ部５及び第２ループ部６は概ね開放状態となる。 At this time, the first magnetic coupling preventing circuit 48 respectively become parallel resonant circuit and the second magnetic coupling preventing circuit 49, the first loop part 5 and the second loop part 6 of the receive circular polarized RF coil 53 is approximately in an open state. その結果、受信用円偏波ＲＦコイル５３の第１ループ部および第２ループ部にはほとんど電流が流れず、磁界もほとんど発生しない。 As a result, almost no current flows through the first loop portion and a second loop portion of the receive circular polarized RF coil 53, does not generate magnetic field.
したがって、鳥かご形コイル５２と受信用円偏波ＲＦコイル５３との磁気結合が無くなり、鳥かご形コイル５２は、磁気結合による共振周波数の移動やコイルのＱ値の低下無しに、共振周波数ｆ Ｈを持つ高周波磁場を被検体１０に照射できる。 Therefore, there is no magnetic coupling between the birdcage type coil 52 and the receive circular polarized RF coil 53, birdcage type coil 52, without lowering the Q value of the movement and the coil of the resonance frequency due to the magnetic coupling, the resonant frequency f H the high-frequency magnetic field having can be irradiated to the object 10.
高周波磁場発生器１０６によって印加された共振周波数ｆ Ｈを持つ高周波信号は、分配器１２３により２つの信号に分配され、一方の信号は９０度移相器１２０により信号の位相が９０度シフトし、バラン１４９を通って２つのピックアップコイル１２６にそれぞれ印加される。 Frequency signal having a resonant frequency f H applied by the RF magnetic field generator 106 is distributed by distributor 123 into two signals, phase shifted 90 degrees One signal signal by 90 degree phase shifter 120, via baluns 149 are respectively applied to the two pick-up coils 126. ２つのピックアップコイル１２６から、鳥かご形コイル５２に信号は伝達され、被検体１０に円偏波磁界が照射される。 Two pickup coils 126, signal to the birdcage type coil 52 is transmitted, the subject 10 circularly polarized magnetic field is irradiated.
円偏波磁場を照射した後、被検体１０から発せられる磁気共鳴信号を受信するため、磁気結合防止回路駆動装置１１５は、鳥かご形コイル５２のダイオード６１がオンとなるように制御電流６６を印加し、受信用円偏波ＲＦコイル５３のダイオード６１ａ、６１ｂに流す制御電流６６の値を０に設定する。 After irradiation with circularly polarized magnetic field, for receiving magnetic resonance signals emanating from the subject 10, the magnetic decoupling circuit driver 115 applies a control current 66 as diode 61 of the birdcage type coil 52 is turned on and sets the diode 61a of the receive circular polarized RF coil 53, the value of the control current 66 flowing in 61b to zero.
制御電流６６を鳥かご形コイル５２に印加することにより、ダイオード６１がオンとなり、磁気結合防止回路４７が周波数ｆ Ｈで共振する。 By applying a control current 66 in the birdcage type coil 52, the diode 61 is turned on, the magnetic coupling preventing circuit 47 resonates at the frequency f H. このとき、磁気結合防止回路４７は並列共振回路であるため、鳥かご形コイル５２のループ導体３８は概ね開放状態となる。 At this time, since the magnetic coupling preventing circuit 47 is a parallel resonant circuit, the loop conductor 38 of the birdcage type coil 52 is substantially open. その結果、鳥かご形コイル５２の導体にはほとんど電流が流れず、磁界もほとんど発生しない。 As a result, not little current flows in the conductor of the birdcage type coil 52, does not generate magnetic field. 一方、受信用円偏波ＲＦコイル５３では、ダイオード６１ａ、６１ｂに流れる制御電流６６の値が０となるため、ダイオード６１ａ，６１ｂはオフとなり、第１の磁気結合防止回路４８と第２の磁気結合防止回路４９はそれぞれキャパシタ７１、７３として動作する。 On the other hand, the receive circular polarized RF coil 53, the diode 61a, the value of the control current 66 flowing to 61b becomes zero, the diode 61a, 61b are turned off, the first magnetic coupling preventing circuit 48 the second magnetic each coupling preventing circuit 49 operates as a capacitor 71 and 73. その結果、受信用円偏波ＲＦコイル５３は、周波数ｆ Ｈで共振し、円偏波磁界を高効率で検出するコイルとして動作する。 As a result, the receive circular polarized RF coil 53 resonates at the frequency f H, it operates as a coil for detecting the circularly polarized magnetic field with high efficiency.
したがって、検査対象から発せられる共振周波数ｆ Ｈに対応する磁気共鳴信号を受信する際、受信用円偏波ＲＦコイル５３と送信用鳥かご形コイル５２との磁気結合が無くなり、受信用円偏波ＲＦコイル５３は、磁気結合による共振周波数の移動やコイルのＱ値の低下無しに、共振周波数ｆ Ｈに対応する磁気共鳴信号を高感度に受信することができる。 Therefore, when receiving the magnetic resonance signals corresponding to the resonance frequency f H generated from the inspection target, there is no magnetic coupling between the receive circular polarized RF coil 53 and transmit birdcage type coil 52, the receive circular polarized RF coil 53 may be received without lowering the Q value of the movement and the coil of the resonance frequency due to the magnetic coupling, a magnetic resonance signal at the resonance frequency f H with high sensitivity. 受信用円偏波ＲＦコイル５３で受信した信号はバラン１１９を通り、受信器１０８で受信され、信号処理が行われ磁気共鳴画像に変換される。 Signal received by the receive circular polarized RF coil 53 passes through the balun 119, is received by receiver 108, signal processing is converted into a magnetic resonance image.
上述したように、高周波磁場印加時に受信用円偏波ＲＦコイル５３を高インピーダンス化し、磁気共鳴信号の受信時に鳥かご形コイル５２を高インピーダンス化することにより、磁気共鳴周波数に同調する送信用コイル１０７と受信用コイル１１４との磁気結合を防止する。 As described above, the receive circular polarized RF coil 53 during application of the high frequency magnetic field and high impedance, by high impedance the birdcage type coil 52 at the time of receiving the magnetic resonance signals, the coil for tuning transmitted to the magnetic resonance frequency 107 to prevent magnetic coupling between the receiving coil 114 and. その結果、両コイルの形状によらず、送信用コイル１０７が共振周波数ｆ Ｈを持つ均一な高周波磁場を印加し、受信用コイル１１４が周波数ｆ Ｈの磁気共鳴信号を高感度に受信することができる。 As a result, regardless of the shape of the coils, that transmitter coil 107 applies a uniform RF magnetic field at the resonance frequency f H, the receiver coil 114 receives a magnetic resonance signal of the frequency f H with high sensitivity it can.
従って、送信用コイル１０７の形状および受信用コイル１１４の形状を独立に選択することが可能となり、照射分布の均一性が高い鳥かご形コイルを送信用コイル１０７として用い、被検体１０の形状や大きさに応じて受信用コイル１１４の形状を選ぶことができる。 Therefore, it is possible to select the shape of the shape and the receive coil 114 of the transmitter coil 107 independently with a high uniformity of illumination distribution birdcage coil as transmitter coil 107, the subject 10 the shape and size You can choose the shape of the receiver coil 114, if the. これにより、本実施形態によれば、個々の被検体１０に最適化した磁気共鳴画像の撮像が可能となる。 Thus, according to this embodiment, it is possible to imaging optimized magnetic resonance imaging to the individual subject 10. 例えば、図２１に示すように、受信用コイル１１４として、フェイズドアレイコイルである受信用円偏波コイル５４を用いることにより、１個の受信用円偏波コイル５２を用いる場合に比べて広い領域の撮像が可能となり、被検体１０である被検体（患者）の体幹部全体に対して、磁気共鳴信号を高感度に受信することが可能となる。 For example, as shown in FIG. 21, as a receiving coil 114, by using the receive circular polarized coil 54 is phased array coil, a wide area as compared with the case of using one receive circular polarized coil 52 imaging becomes possible, for the entire trunk of a subject that is a subject 10 (patient), it is possible to receive magnetic resonance signals with high sensitivity.
また、一般にコイルに接続するケーブルの本数が多くなるとケーブル間の電磁干渉の影響が無視できなくなり、コイルの見かけのＳＮ比が低下する。 In general the number of cables increases to be connected to the coil can not be ignored the influence of electromagnetic interference between cables, SN ratio of the apparent coil is reduced. 本実施形態においても、従来のＱＤ方式で用いるコイルに比べ、コイルに接続するケーブルの本数が半分で済むため、従来のＱＤ方式のコイルを用いる場合に比べて見かけのＳＮ比の低下を抑えることができる。 In the present embodiment, compared to a coil used in a conventional QD method, since the number of cables to be connected to the coil it requires only half, to suppress the reduction in the SN ratio of the apparent compared with the case of using the coil of a conventional QD method can. 例えば、８つの受信用円偏波ＲＦコイル５３で構成する場合、従来のＱＤコイルではコイルに接続するケーブルの本数が１６本であるのに対し、受信用円偏波コイル５４を用いることによりケーブルの本数が８本で済むなど、複数の受信用円偏波ＲＦコイル５３から構成される受信用円偏波アレイコイル５４を用いる場合その効果は特に大きい。 For example, eight in the case of composed receive circular polarized RF coil 53, whereas the conventional QD coil is the number of cables 16 to be connected to the coil, the cable by using the receive circular polarized coil 54 such number of requires only eight, the effect is particularly large when using the receive circular polarized array coil 54 comprised of a plurality of receive circular polarized RF coil 53. よって、受信用円偏波ＲＦコイル５３をフェイズドアレイコイルとした受信用円偏波アレイコイル５４を用いることにより、許容されるＳＮ比の範囲で、より多くのコイルを配置することが可能となる。 Therefore, by using the receive circular polarized array coil 54 to receive circular polarized RF coil 53 and the phased array coil, it is possible in a range of acceptable SN ratio, placing more coils .
なお、本実施形態では、送信用ＲＦコイル１０７として鳥かご型コイル５２を、受信用ＲＦコイル１１４としてループコイルと８の字コイルを組み合わせた受信用円偏波ＲＦコイル５３を用いた場合を例にあげて説明した。 In the present embodiment, a birdcage coil 52 as the transmit RF coil 107, as an example the case of using a loop coil and receive circular polarized RF coil 53 that combines the character coil 8 as the receive RF coil 114 It was described as. しかし、送信用ＲＦコイル１０７、受信用ＲＦコイル１１４は、その等価回路において、第一の実施形態のＭＲＩ装置において説明した円偏波ＲＦコイル２５の第１キャパシタ１及び第３キャパシタ３をそれぞれ第１の磁気結合防止回路４８及び第２の磁気結合防止回路４９に置き換えたものでもよい。 However, the transmit RF coil 107, receive RF coil 114, in an equivalent circuit, the first capacitor 1 and the third capacitor 3 of the circular polarized RF coil 25 described in the MRI apparatus of the first embodiment, respectively or it may be replaced with a first magnetic coupling preventing circuit 48 and the second magnetic coupling preventing circuit 49.
また、受信用円偏波ＲＦコイル５３の第１の磁気結合防止回路４８と第２の磁気結合防止回路４９との代わりに、図２３に示す磁気結合防止回路を用いてもよい。 Further, instead of the first magnetic coupling preventing circuit 48 and the second magnetic coupling preventing circuit 49 receive circular polarized RF coil 53 may be a magnetic coupling prevention circuit shown in FIG. 23. これは、図２０（ｂ）、（ｃ）に示すＰＩＮダイオード６１の代わりにクロスダイオード６２を用いたものである。 This FIG. 20 (b), the one in which using a cross diode 62 instead of the PIN diode 61 shown in (c). クロスダイオード６２は、印加される高周波磁場によってオンの状態となる。 Cross diode 62 is in a state of ON by a high frequency magnetic field to be applied. 従って、送信用コイル１０７との磁気結合を防止するための制御電流６６が不要となり、より簡単に受信用円偏波ＲＦコイル５３の磁気結合防止回路を構成することができる。 Therefore, it is possible to control current 66 for preventing the magnetic coupling between the transmitting coil 107 is not required to form a magnetic decoupling circuit receive circular polarized RF coil 53 more easily.
なお、本実施形態では、送信用ＲＦコイル１０７と受信用ＲＦコイル１１４とが別個の場合、一方にのみ本発明の円偏波ＲＦコイルを用いる場合を例にあげて説明した。 In the present embodiment, when the transmit RF coil 107 and the receive RF coil 114 it is separate, has been described as an example a case of using a circular polarized RF coil of this invention only one. しかし、送信用ＲＦコイル１０７及び受信用ＲＦコイル１１４の両方に本発明の円偏波ＲＦコイルを採用してもよい。 However, the circular polarized RF coil of the present invention may be employed in both the transmit RF coil 107 and the receive RF coil 114.
次に、上記円偏波ＲＦコイル５３の実装について説明する。 Next, a description will be given implementation of the circular polarized RF coil 53. 図２４に、円偏波ＲＦコイル５３の実装例を示す。 Figure 24 shows an implementation of the circular polarized RF coil 53. 図２４（ａ）に示すように、円偏波ＲＦコイル５３は、その形状を一定に保つようコイルカバー５０の中に固定される。 As shown in FIG. 24 (a), the circular polarized RF coil 53 is fixed in a coil cover 50 to maintain its shape constant. 円偏波ＲＦコイル５３の入出力端子９は、信号処理回路８、コネクタ６５を介してケーブル６０に接続される。 Output terminal 9 of the circular polarized RF coil 53, the signal processing circuit 8 is connected to the cable 60 via the connector 65. 円偏波ＲＦコイル５３とコイルカバー５０との位置関係を分かりやすくするため、図２４（ａ）では、コイルカバー５０を透明にしている。 For clarity the positional relationship between the circular polarized RF coil 53 and the coil cover 50, in FIG. 24 (a), the has a transparent coil cover 50. 図２４（ｂ）及び図２４（ｃ）は、コイルカバー５０の外形を示す。 Figure 24 (b) and FIG. 24 (c) shows the outer shape of the coil cover 50. コイルカバー５０は、被検体１０の表面に接する面を凹ませて形成されている。 Coil cover 50 is formed by recessing a surface contacting the surface of the subject 10.
また、円偏波ＲＦコイル５３が最も効率よく静磁場１００の貫通する方向からみて時計回りの円偏波磁界を検出可能な配置とするため、円偏波ＲＦコイル５３およびＭＲＩ装置に矢印が付されている。 Further, since the detectable arranged circularly polarized magnetic field rotating clockwise viewed in the direction of the circular polarized RF coil 53 is most efficiently in Shizujiba 100 through, with arrows in the circular polarized RF coil 53 and MRI device It is. コイルカバー５０には、円偏波ＲＦコイル５３が静磁場１００の貫通する方向からみて時計回りの円偏波磁界を発生および/または検出する配置を実現するため、凹んだ表面とその面と対向した局面にコネクタ６５方向を向いた矢印５９ａが付けられている。 The coil cover 50, to realize an arrangement in which the circular polarized RF coil 53 is generated and / or detect the circular polarized magnetic field rotating clockwise viewed in the opposite direction of the static magnetic field 100, recessed surface and its surface facing arrows 59a facing connector 65 direction with aspects is attached. また、図２５（ａ）に示すように、水平磁場方式のＭＲＩ装置のマグネット１０１の開口部の上部には、下向きの矢印５９ｂが付けられている。 Further, as shown in FIG. 25 (a), the upper part of the opening of the magnet 101 in the MRI apparatus of horizontal magnetic field type, downward arrow 59b is attached. ここでいう下向きとは、 座標系１２における−ｘ方向のことである。 The downward here means the -x direction in the coordinate system 12.
図２５（ｂ）に示すように、ＭＲＩ装置のテーブル３０１の上に被検体１０を配置し、その上にコイルカバー５０を配置する。 As shown in FIG. 25 (b), the subject 10 placed on the table 301 of the MRI apparatus, placing the coil cover 50 thereon. このとき、水平磁場方式のマグネット１０１の開口部の上部につけられた矢印５９ｂの矢の向きと、コイルカバー５０につけられた矢印５９ａの矢の向きとが対向しかつ直交するように円偏波ＲＦコイル５３を配置する。 At this time, the direction of the arrow of the arrow 59b attached to the upper portion of the opening of the horizontal magnetic field type magnet 101, the circular polarized RF as the arrow direction of the arrow 59a attached to the coil cover 50 is orthogonal to face life and death placing the coil 53. これにより、コイルカバー５０内部に固定された円偏波ＲＦコイル５３は、第２ループ部６の中心１４と８の字型コイルである第１ループ部５の交差点２０とを結ぶ直線が静磁場１００の向きと実質的に平行となるように配置され、最も効率よく時計回りの円偏波磁界が検出できる。 Thus, the circular polarized RF coil 53 fixed to the inner coil cover 50, the straight line is the static magnetic field connecting the intersections 20 of the first loop part 5 is shaped coil center 14 and 8 of the second loop part 6 It is arranged to be in a 100 orientation substantially parallel, can be most efficiently detected circularly polarized magnetic field clockwise.
また、被検体１０の下に円偏波ＲＦコイル５３を配置する場合は、ＭＲＩ装置のテーブル３０１の上に、コイルカバー５０の凹んだ面が上向きとなるようにコイルカバー５０を配置し、その上に被検体１０を配置する。 Further, when arranging the circular polarized RF coil 53 under the object 10 on the table 301 of the MRI apparatus, to place the coil cover 50 as concave surface of the coil cover 50 facing upward, its placing the object 10 upward. なお、上向きとは、 座標系１２における＋ｘ方向のことである。 Incidentally, the upward and is that the + x direction in the coordinate system 12. このとき、水平磁場方式のマグネット１０１の開口部の上部につけられた矢印５９ｂの矢の向きと、コイルカバー５０につけられた矢印５９ａの矢の向きが対向しかつ直交するように円偏波ＲＦコイル５３を配置する。 At this time, the direction of the arrow of the arrow 59b attached to the upper portion of the opening of the horizontal magnetic field type magnet 101, the circular polarized RF coil as arrow direction of the arrow 59a attached to the coil cover 50 is orthogonal to face life and death 53 to place. これにより、コイルカバー５０内部に固定された円偏波ＲＦコイル５３は、第２ループ部の中心１４と８の字型コイルである第１ループ部５の交差点２０とを結ぶ直線が静磁場１００の向きと実質的に平行となるように配置され、最も効率よく時計回りの円偏波磁界を検出できる。 Thus, the circular polarized RF coil 53 fixed to the inner coil cover 50, the straight line is the static magnetic field 100 that connects the intersection 20 of the first loop part 5 is shaped coil center 14 and 8 of the second loop part are arranged such that the direction and substantially parallel, can be most efficiently detect the circular polarized magnetic field rotating clockwise.
このように、水平磁場方式のマグネット１０１及び円偏波ＲＦコイル５３のコイルカバー５０に矢印５９ｂ、５９ａをつけることにより、最も効率よく時計回りの円偏波磁界を検出可能な円偏波ＲＦコイル５３の位置を再現性高く決めることができる。 Thus, an arrow 59b in coil cover 50 of the magnet 101 and the circular polarized RF coil 53 of the horizontal magnetic field type, by attaching 59a, most efficiently clockwise circularly polarized magnetic field detectable circularly polarized RF coil the position of 53 can be determined with high reproducibility. したがって、再現性良く、高感度で磁気共鳴信号を検出することが可能となる。 Therefore, good reproducibility, it is possible to detect a magnetic resonance signal with high sensitivity. また、撮像の際のコイルのセッティングが容易となり撮像に必要な作業量が減るとともに、撮像に要する時間が短縮できる。 Further, the amount of work required to imaging becomes easy setting of the coil at the time of imaging is reduced, thereby shortening the time required for imaging.
なお、上記の各実施形態では、第１から第４のキャパシタに一般のキャパシタを使用する場合を例にあげて説明した。 In the embodiments described above, and the case of using a general capacitor from the first to the fourth capacitors described as an example. しかし、これらにトリマキャパシタを使用してもよい。 However, these may be used in the trimmer capacitor. 以下、第一の実施形態を例に、トリマキャパシタを使用する場合を説明する。 Hereinafter, an example of the first embodiment, a case of using a trimmer capacitor.
図２６は、第一の実施形態の円偏波ＲＦコイル２５において、第１から第４キャパシタ（Ｃ １ 、Ｃ ２ 、Ｃ ３ 、Ｃ ４ ）を、トリマキャパシタ（Ｃ １ '、Ｃ ２ '、Ｃ ３ '、Ｃ ４ '）に置き換えた円偏波ＲＦコイル２５'の構成を説明するための図である。 Figure 26 is the circular polarized RF coil 25 of the first embodiment, the first to fourth capacitors (C 1, C 2, C 3, C 4), trimmer capacitors (C 1 ', C 2' , C 3 ', C 4' is a view for explaining the structure of) a circular polarized RF coil 25 is replaced '. 円偏波ＲＦコイル２５'は、第１キャパシタ１と第２キャパシタ２と第３キャパシタ３と第４キャパシタ４とがそれぞれ、第１トリマキャパシタ９６と第２トリマキャパシタ９７と第３トリマキャパシタ９８と第４トリマキャパシタ９９とに置き換えられている。 Circular polarized RF coil 25 'are respectively the first capacitor 1 and the second capacitor 2 and the third capacitor 3 and the fourth capacitor 4, a first trimmer capacitor 96 and the second trimmer capacitor 97 and the third trimmer capacitor 98 It is replaced by a fourth trimmer capacitor 99.
（式８）、（式９）からわかるように、円偏波ＲＦコイル２５の第１キャパシタ１の値Ｃ １と第２キャパシタ２の値Ｃ ２との関係、第３キャパシタ３の値Ｃ ３と第４キャパシタ４の値Ｃ ４との関係は、共振周波数ｆ Ｈにおける円偏波ＲＦコイル２５のＱ値（Ｑ Ｈ１ 、Ｑ Ｈ２ ）に依存する。 (Equation 8), as can be seen from equation (9), a circular relationship between the value C 1 of the first capacitor 1 of polarized RF coil 25 and the value C 2 of second capacitor 2, the value C 3 of the third capacitor 3 When the relationship between the value C 4 of the fourth capacitor 4 depends on the Q value of the circularly polarized RF coil 25 at the resonant frequency f H (Q H1, Q H2 ). また、Ｑ値は、被検体１０の導電率及び誘電率の違いにより変化するため、Ｑ値が設計値から大きく外れる被検体１０を撮影する場合は、Ｑ Ｈ１ 、Ｑ Ｈ２を再測定し、これらのキャパシタの値を再調整する必要がある。 Further, the Q value is, for changing the difference in the conductivity and dielectric constant of the subject 10, if the Q value is imaging a subject 10 deviates greatly from the design value, re-measure the Q H1, Q H2, these it is necessary to re-adjust the value of the capacitor. 円偏波ＲＦコイル２５の第１ループ部５及び第２ループ部６に接続されているキャパシタをトリマキャパシタとすることで、このような場合であってもキャパシタの取り外し及び取り付け作業無しにキャパシタの値を変更できる。 A capacitor connected to the first loop part 5 and the second loop part 6 of the circular polarized RF coil 25 by a trimmer capacitor, the capacitor to removal and without attaching operation of the capacitor even if such You can change the value. よって、被検体１０の導電率及び誘電率が大きく異なる場合であっても、容易にＲＦコイルの送信効率や受信感度を向上させることができる。 Therefore, even when the conductivity and the dielectric constant of the specimen 10 differ greatly, it is possible to easily improve the transmission efficiency and reception sensitivity of the RF coil.
第一の実施形態のＭＲＩ装置の概観図である。 It is a schematic view of an MRI apparatus according to the first embodiment. 第一の実施形態のＭＲＩ装置の概略構成を示すブロック図である。 Is a block diagram showing the schematic configuration of the MRI apparatus of the first embodiment. 第一の実施形態の円偏波ＲＦコイルの構成を説明するための図である。 It is a diagram for explaining the configuration of a circular polarized RF coil of the first embodiment. 第一の実施形態の円偏波ＲＦコイルの等価回路の回路図である。 It is a circuit diagram of an equivalent circuit of the circular polarized RF coil of the first embodiment. 直列共振回路のインピーダンス特性を説明するための図である。 It is a diagram for explaining the impedance characteristic of the series resonant circuit. 並列共振回路のインピーダンスと位相について説明するための図である。 It is a diagram for explaining the impedance and phase of the parallel resonant circuit. 第一の実施形態の円偏波ＲＦコイルのインピーダンスと位相の周波数特性のシミュレーション結果を示す図である。 It is a diagram illustrating a simulation result of the impedance and phase of the frequency characteristic of the circular polarized RF coil of the first embodiment. 第一の実施形態の円偏波ＲＦコイルが発生する円偏波磁界のベクトル図と強度の位相特性を示す図である 。 It is a diagram showing the phase characteristics of the vector diagram and the intensity of the circularly polarized magnetic field which circularly polarized RF coil of the first embodiment is generated. 第一の実施形態の円偏波ＲＦコイルの変形例を示す図である。 It is a diagram showing a modification of the circular polarized RF coil of the first embodiment. 第一の実施形態の変形例の円偏波ＲＦコイルが発生する円偏波磁界のベクトル図と強度の位相特性を示す図である。 It is a diagram showing the phase characteristics of the vector diagram and the intensity of the circularly polarized magnetic field which circularly polarized RF coil of modification of the first embodiment is generated. 第二の実施形態の円偏波ＲＦコイルの構成図である。 It is a configuration diagram of the circular polarized RF coil of the second embodiment. 第二の実施形態の円偏波ＲＦコイルが発生する円偏波磁界のベクトル図と強度の位相特性を示す図である。 It is a diagram showing the phase characteristics of the vector diagram and the intensity of the circularly polarized magnetic field which circularly polarized RF coil of the second embodiment is generated. 第三の実施形態の円偏波ＲＦコイルの構成図である。 It is a configuration diagram of the circular polarized RF coil of the third embodiment. 第三の実施形態の円偏波ＲＦコイルが発生する円偏波磁界のベクトル図と強度の位相特性を示す図である。 It is a diagram showing the phase characteristics of the vector diagram and the intensity of the circularly polarized magnetic field which circularly polarized RF coil of the third embodiment is produced. 第四の実施形態のＭＲＩ装置の概略構成を示すブロック図である。 Is a block diagram showing the schematic configuration of the MRI apparatus of the fourth embodiment. 第四の実施形態の円偏波ＲＦコイルの構成図である。 It is a configuration diagram of the circular polarized RF coil of the fourth embodiment. 第四の実施形態の円偏波ＲＦコイルが発生する円偏波磁界のベクトル図と強度の位相特性を示す図である。 It is a diagram showing the phase characteristics of the vector diagram and the intensity of the circularly polarized magnetic field which circularly polarized RF coil of the fourth embodiment is generated. 第五の実施形態のＭＲＩ装置の概略構成を示すブロック図である。 Is a block diagram showing the schematic configuration of the MRI apparatus of the fifth embodiment. 第五の実施形態の送信用ＲＦコイルの構成図である。 It is a block diagram of a transmit RF coil of the fifth embodiment. 第五の実施形態の受信用ＲＦコイルの構成図である。 It is a block diagram of a receive RF coil of the fifth embodiment. 第五の実施形態の受信用ＲＦコイルの他の実施形態を示す図である。 It is a view showing another embodiment of a receive RF coil of the fifth embodiment. 第五の実施形態の送信用ＲＦコイルと受信用ＲＦコイルとの位置関係、送信器・受信器との接続関係を示す図である。 Positional relationship between the receive RF coil and the transmit RF coil of the fifth embodiment and illustrating the connection between the transmitter-receiver. 第五の実施形態の磁気結合防止回路の別の実施形態の構成図である。 It is a block diagram of another embodiment of a magnetic coupling preventing circuit of the fifth embodiment. 第五の実施形態の円偏波ＲＦコイルの実装例を示す図である。 Is a diagram illustrating an example implementation of the circular polarized RF coil of the fifth embodiment. 第五の実施形態の円偏波ＲＦコイルのＭＲＩ装置への実装例を示す図である。 Is a diagram illustrating an example implementation of the MRI apparatus of the circular polarized RF coil of the fifth embodiment. 第一の実施形態の円偏波ＲＦコイルの他の実施形態を示す図である。 It is a view showing another embodiment of the circular polarized RF coil of the first embodiment. 従来のＱＤコイルの配線を説明するための図である。 It is a diagram for explaining a wiring of a conventional QD coil.
１：第１キャパシタ、２：第２キャパシタ、３：第３キャパシタ、４：第４キャパシタ、５：第１ループ部、６：第２ループ部、７：接続部、７ａ：接続部、７ｂ：接続部、７ｃ；接続部、８：信号処理回路、９：入出力端子、９ａ：第１端子、９ｂ：第２端子、１０：被検体、１１：被検体の体軸、１２：座標軸、１３：第１ループ部の中心、１４：第２ループ部の中心、１５：第１ループ部の等価インダクタ、１６：第２ループ部の等価インダクタ、１７：第１の直線偏波磁界ベクトル、１８：第２の直線偏波磁界ベクトル、１９：等価回路、１９'：等価回路、２０：８の字型コイルの交差点、２１：第１の高周波磁場方向、２２：第２の高周波磁場方向、２２Ａ：第２の高周波磁場方向、２３：第１の直列共振回路、２４：第２の直列 1: a first capacitor, 2: a second capacitor, 3: third capacitor, 4: fourth capacitor, 5: first loop portion, 6: second loop part, 7: connecting portion, 7a: connecting portion, 7b: connecting portion, 7c; connections, 8: signal processing circuit, 9: input and output terminals, 9a: first terminal, 9b: second terminal, 10: subject, 11: body axis of the subject, 12: axis, 13 : center of the first loop portion, 14: center of the second loop portion, 15: equivalent inductor of the first loop portion, 16: equivalent inductor of the second loop portion, 17: the positional relationship between the vector, 18: the second positional relationship between the vector, 19: equivalent circuit 19 ': equivalent circuit, 20: intersection 8-shaped coil, 21: first high-frequency magnetic field direction, 22: a second high-frequency magnetic field direction, 22A: the second high-frequency magnetic field direction, 23: a first series resonant circuit, 24: second series 共振回路、２５：円偏波ＲＦコイル、２５Ａ：円偏波コイル、２６：被検体内部、２７：第１の直並列共振回路、２７'：第１の並列共振回路、２８：第２の直並列共振回路、２８'：第２の並列共振回路、２９：中心軸、３０：直線導体、３１：第１ループ部の抵抗成分、３２：第２ループ部の抵抗成分、３３：インダクタ、３４：インダクタ、３８：ループ導体、３９：ループ導体、３６：キャパシタ、３７：中和回路、４０：キャパシタ、４１：キャパシタ、４２：トリマキャパシタ、４３：インダクタ、４４：キャパシタ、４５：キャパシタ、４７：磁気結合防止回路、４８：第１の磁気結合防止回路、４９：第２の磁気結合防止回路、５０：コイルカバー、５１：インダクタ、５２：鳥かご形コイル、５３：受信用円偏波ＲＦコイル Resonant circuit, 25: circular polarized RF coil, 25A: circular polarized coil, 26: inside the subject, 27: first serial-parallel resonant circuit, 27 ': first parallel resonance circuit, 28: second straight parallel resonant circuit 28 ': the second parallel resonant circuit, 29: center axis, 30: linear conductor, 31: resistance component of the first loop portion, 32: resistance component of the second loop part, 33: an inductor, 34: inductor, 38: loop conductor, 39: loop conductor, 36: capacitor, 37: neutralization circuit, 40: capacitor, 41: capacitor, 42: trimmer capacitor, 43: inductor, 44: capacitor, 45: capacitor, 47: magnetic coupling preventing circuit, 48: a first magnetic coupling preventing circuit, 49: second magnetic coupling preventing circuit, 50: coil cover, 51: inductor 52: birdcage type coil, 53: receive circular polarized RF coil ５４：受信用円偏波アレイコイル、５５、５７：並列回路、５８：ループ状の磁場、５９：矢印、６０：ケーブル、６１：ＰＩＮダイオード、６１ａ：ＰＩＮダイオード、６１ｂ：ＰＩＮダイオード、６２：クロスダイオード、６３：インダクタ、６５：コネクタ、７１：キャパシタ、７３：キャパシタ、７９：合成ベクトル、９６：第１トリマキャパシタ、９７：第２トリマキャパシタ、９８：第３トリマキャパシタ、９９：第４トリマキャパシタ、１００：静磁場、１０１：水平磁場方式のマグネット、１０２：傾斜磁場コイル、１０：検査対象、１０４：シーケンサ、１０５：傾斜磁場電源、１０６：高周波磁場発生器、１０７：送信用ＲＦコイル、１０８：受信器、１０９：計算機、１１０：ディスプレイ、１１１：記憶媒体、１１ 54: receive circular polarized array coil, 55 and 57: a parallel circuit, 58: loop magnetic field, 59: arrow, 60: cable, 61: PIN diodes 61a: PIN diodes, 61b: PIN diodes, 62: Cross diode, 63: inductor 65: connector, 71: capacitor, 73: capacitor, 79: synthetic vector, 96: first trimmer capacitor, 97: second trimmer capacitor, 98: third trimmer capacitor, 99: 4 trimmer capacitor , 100: static magnetic field, 101: horizontal magnetic field type magnet, 102: gradient coil, 10: inspected, 104: sequencer, 105: gradient magnetic field power supply, 106: high frequency magnetic field generator, 107: transmit RF coil, 108 : receiver, 109: computer, 110: display, 111: storage medium, 11 ２：シムコイル、１１３：シム電源、１１４：受信用ＲＦコイル、１１５：磁気結合防止回路駆動装置、１１６：送受信用ＲＦコイル、１１９、１４９：バラン、１２０：９０度移相器、１２３：分配器、１２６：ピックアップコイル、１４９：バラン、１５８：制御用信号線、２０１：垂直磁場方式のマグネット、２５２：円偏波ＲＦコイル、２５３：円偏波ＲＦコイル、２５４：円偏波ＲＦコイル、３０１：テーブル、５００：直列共振回路、５０１：キャパシタ、５０２：インダクタ、６００：並列共振回路、６０１：インダクタ、６０２：抵抗、６０３：キャパシタ、１０００：ＭＲＩ装置、１０００'：ＭＲＩ装置、２０００：ＭＲＩ装置 2: shim coil, 113: shim power supply 114: reception RF coil, 115: magnetic decoupling circuit driver, 116: transmit and receive RF coil, 119,149: baluns, 120: 90-degree phase shifter, 123: distributor , 126: pickup coil, 149: baluns, 158: control signal line, 201: a vertical magnetic field type of magnet 252: circular polarized RF coil, 253: circular polarized RF coil, 254: circular polarized RF coil, 301 : table 500: series resonant circuit, 501: capacitor, 502: inductor 600: parallel resonant circuit, 601: inductor 602: resistor, 603: capacitor, 1000: MRI apparatus, 1000 ': MRI apparatus, 2000: MRI device
第１キャパシタおよび第２キャパシタを備え、１の導体からなる第１ループ部と、 Comprising a first capacitor and a second capacitor, a first loop portion comprising a first conductor,
第３キャパシタおよび第４キャパシタを備え、１の導体からなる第２ループ部と、 A third capacitor and a fourth capacitor, a second loop portion comprising a first conductor,
第１端子と第２端子で構成される入出力端子と、 Input and output terminals including the first terminal and the second terminal,
前記第１ループ部と前記第１端子とを接続する第１接続部と、 A first connecting portion which connects the first terminal and the first loop portion,
前記第２ループ部と前記第２端子とを接続する第２接続部と、 A second connecting portion that connects the second terminal and the second loop portion,
前記第１ループ部と前記第２ループ部とを接続する第３接続部と、を備え、 And a third connecting portion for connecting the said first loop portion and the second loop portion,
前記第１接続部と前記第３接続部がそれぞれ前記第２キャパシタの両端に配置され、かつ、前記第２接続部と前記第３接続部がそれぞれ前記第４キャパシタの両端に配置され、かつ、 Wherein the third connecting portion and the first connecting portion is disposed at both ends of the second capacitor, respectively, and the third connecting portion and the second connecting portion are disposed at opposite ends of the fourth capacitor, respectively, and,
前記第１ループ部と前記第２ループ部とは、前記第１ループ部が検出もしくは発生する高周波磁場（第１の高周波磁場）の方向と前記第２ループ部が検出もしくは発生する高周波磁場（第２の高周波磁場）の方向とが直交する領域を有するように配置されること を特徴とする磁気共鳴撮像装置の高周波コイル。 Wherein the first loop portion and the second loop portion, the first high-frequency magnetic field loop unit detects or generates (first high-frequency magnetic field) direction and the second high-frequency magnetic field loop section detects or generates the (first RF coil of a magnetic resonance imaging apparatus characterized by the direction of the second high-frequency magnetic field) is arranged to have an area perpendicular.
前記第２ループ部の一部が前記第１ループ部と実質的に同一面上に配置されていること を特徴とする請求項１に記載の高周波コイル。 RF coil according to claim 1, wherein a part of said second loop portion is disposed in the first loop portion substantially coplanar.
前記第１接続部と前記第３接続部とからみた前記第１ループ部の第１のインピーダンスと、前記第２接続部と前記第３接続部とからみた前記第２ループ部の第２のインピーダンスとについて、前記第１のインピーダンスの位相と前記第２のインピーダンスの位相との差が９０度であり、かつ、前記第１のインピーダンスと前記第２のインピーダンスとを加算した合成インピーダンスの位相が０度であること を特徴とする請求項１に記載の高周波コイル。 First impedance and the second impedance of the second loop part when viewed from said second connecting portion and the third connecting portion of the first loop section as seen from the first connecting portion and the third connecting portion for preparative, the difference between the phase of the phase and the second impedance of the first impedance is 90 degrees, and the first impedance and the second impedance and the phase of the combined impedance obtained by adding 0 RF coil according to claim 1, wherein the time at which.
前記第１ループ部はループコイルであり、 The first loop portion is a loop coil,
前記第２ループ部はループコイルであること を特徴とする請求項１から３いずれか１項に記載の高周波コイル。 It said second loop portion is a high frequency coil according to claim 1, 3 any one, which is a loop coil.
前記第１ループ部は８の字型コイルであり、 The first loop portion is 8-shaped coil,
前記第１ループ部及び前記第２ループ部がそれぞれ鞍型コイルであり、両鞍型コイルが同一の軸を共有すること を特徴とする請求項１から３いずれか１項に記載の高周波コイル。 The first loop section and the second loop part are saddle coils each, the high frequency coil according to claim 1, 3 or 1 wherein both saddle coils is equal to or sharing the same axis.
前記第１ループ部が鞍型コイルであり、 The first loop portion is a saddle coil,
前記第２ループ部がループコイルであり、 It said second loop portion is a loop coil,
前記鞍型コイルの中心軸と前記ループコイルの中心軸とが実質的に同一の軸上に配置されること を特徴とする請求項１または３に記載の高周波コイル。 RF coil according to claim 1 or 3, characterized in that the central axis of the saddle type coil and the central axis of the loop coil is positioned substantially on the same axis.
前記第１キャパシタ、前記第２キャパシタ、前記第３キャパシタ、および、前記第４キャパシタの少なくとも一つがトリマキャパシタであること を特徴とする請求項１から７いずれか１項に記載の高周波コイル。 The first capacitor, the second capacitor, the third capacitor, and said fourth high frequency coil according to claims 1 7 any one, wherein the at least one capacitor is trimmer capacitor.
被検体に高周波磁場を送信する第１の高周波コイルと、 A first high-frequency coil for transmitting radio frequency magnetic field to the subject,
被検体から生じる磁気共鳴信号を受信する第２の高周波コイルと、を備え、 Comprising a second high-frequency coil for receiving a magnetic resonance signal generated from the subject, and
前記第１の高周波コイルおよび前記第２の高周波コイルの少なくとも一方が、前記請求項１から８いずれか１項に記載の高周波コイルであって、前記第１の高周波コイルおよび前記第２の高周波コイルに、それぞれ磁気結合を防止する磁気結合防止手段を備えること を特徴とする高周波コイル。 The first at least one of the high-frequency coil and the second high-frequency coil, a high frequency coil according to claim any one 1 to 8, wherein the first high-frequency coil and the second RF coil the high-frequency coil, characterized in that it comprises a magnetic coupling preventing means for preventing the magnetic coupling, respectively.
前記第１の高周波コイルは、２つのループ導体を複数の直線導体で接続し、前記ループ導体および前記直線導体の少なくとも一方に複数のキャパシタを配置した鳥かご形コイルであり、 Said first high-frequency coil connects the two loop conductor by straight conductors, a birdcage type coil in which a plurality of capacitors to at least one of said loop conductor and the straight line conductors,
前記複数のキャパシタの位置に、磁気結合を防止する磁気結合防止手段が挿入されること を特徴とする請求項９に記載の高周波コイル。 High frequency coil according to claim 9, the positions of the plurality of capacitors, wherein the magnetic coupling preventing means for preventing the magnetic coupling is inserted.
前記第２の高周波コイルは、前記請求項３に記載の高周波コイル（高周波ループコイル）が、略同一面内に複数配置されたアレイコイルであること を特徴とする請求項９に記載の高周波コイル。 Said second high-frequency coil, a high frequency coil according to claim 9 wherein the RF coil of claim 3 (the high-frequency loop coil), characterized in that a plurality arranged array coil substantially in the same plane .
前記アレイコイルは、隣接する前記高周波ループコイルの間に設けられ、隣接する前記高周波ループコイル同士の干渉を除去する中和手段を備えること を特徴とする請求項１１に記載の高周波コイル。 The array coil is provided between the high-frequency loop coils adjacent high-frequency coil according to claim 11, characterized in that it comprises a neutralizing means for removing interference between the high frequency loop coil adjacent.
前記磁気結合防止手段は、ＰＩＮダイオードとインダクタとを直列接続した回路にキャパシタを並列接続した回路であること を特徴とする請求項９から１２のいずれか１項に記載の高周波コイル。 It said magnetic coupling preventing means, PIN diodes and high frequency coil according to claims 9 to any one of 12, characterized in that the inductor is a circuit a capacitor circuit connected in series are connected in parallel.
前記磁気結合防止手段は、クロスダイオードとインダクタとを直列接続した回路にキャパシタを並列接続した回路であること を特徴とする請求項９から１２のいずれか１項に記載の高周波コイル。 Said magnetic coupling preventing means is a cross diodes and high frequency coil according to claims 9 to any one of 12, characterized in that the inductor is a circuit a capacitor circuit connected in series are connected in parallel.
静磁場を被検体に印加する静磁場印加手段と、前記被検体の表面近傍に配置するコイルユニットとを備える磁気共鳴撮像装置であって、 The magnetic resonance imaging apparatus comprising: a static magnetic field applying means for applying a static magnetic field to the subject, and a coil unit placed near the surface of the subject,
前記コイルユニットは、請求項１から１４のいずれか１項に記載の高周波コイルであり、前記コイルユニットが前記静磁場の貫通する方向からみて時計回りに回転する円偏波磁界を前記被検体内部に発生もしくは前記被検体内部から検出するように配置されること を特徴とする磁気共鳴撮像装置。 It said coil unit is a high frequency coil according to any one of claims 1 to 14, wherein the coil unit is the subject inside the circular polarized magnetic field which rotates in the clockwise viewed in the opposite direction of the static magnetic field magnetic resonance imaging apparatus characterized by being arranged to detect the internally generated or the subject to.
前記コイルユニットは、請求項４に記載の高周波コイルであり、 It said coil unit is a high frequency coil according to claim 4,
前記第１ループ部の中心と前記第２ループ部の中心とを結ぶ直線と、前記静磁場の方向と、のなす角度は、７２度以上１０８度以下であること を特徴とする請求項１５に記載の磁気共鳴撮像装置。 A straight line connecting the centers of said second loop portion of the first loop portion, the angle of the direction of the static magnetic field, to claim 15, characterized in that less 108 degrees 72 degrees magnetic resonance imaging apparatus as claimed.
前記コイルユニットは、請求項５に記載の高周波コイルであり、 It said coil unit is a high frequency coil according to claim 5,
前記第１ループ部の交差点と前記第２ループ部の中心とを結ぶ直線と、前記静磁場の方向とのなす角度は、０度以上１８度以下であること を特徴とする請求項１５に記載の磁気共鳴撮像装置。 And the straight line connecting the center of the intersection and the second loop portion of the first loop portion, the angle between the direction of the static magnetic field, according to claim 15, characterized in that less 0 degrees 18 degrees magnetic resonance imaging apparatus.
前記コイルユニットは、請求項６に記載の高周波コイルであり、 It said coil unit is a high frequency coil according to claim 6,
前記鞍型コイルの中心軸と前記静磁場の方向とのなす角度は、０度以上１８度以下であること を特徴とする請求項１５に記載の磁気共鳴撮像装置。 The angle between the central axis and the direction of the static magnetic field of saddle coils, the magnetic resonance imaging apparatus according to claim 15, characterized in that less 0 degrees 18 degrees.
前記コイルユニットが、請求項７に記載の高周波コイルであり、 It said coil unit is a high frequency coil according to claim 7,
前記鞍型コイルの中心軸と前記静磁場の方向とのなす角度は、７２度以上１０８度以下であること を特徴とする請求項１５に記載の磁気共鳴撮像装置。 The angle between the central axis and the direction of the static magnetic field of saddle coils, the magnetic resonance imaging apparatus according to claim 15, characterized in that less 108 degrees 72 degrees.
静磁場を形成する静磁場形成手段と、傾斜磁場を形成する傾斜磁場形成手段と、高周波磁場を形成する高周波磁場形成手段と、前記高周波磁場を検査対象に印加する送信用コイルと、検査対象からの磁気共鳴信号を検出する受信用コイルと、前記受信用コイルで検出した磁気共鳴信号を処理する信号処理手段と、前記傾斜磁場形成手段、前記高周波磁場形成手段及び前記信号処理手段を制御する制御手段と、を備える磁気共鳴撮像装置であって、 A static magnetic field forming means for forming a static magnetic field, a gradient magnetic field forming means for forming a gradient magnetic field, a high frequency magnetic field forming means for forming a high frequency magnetic field, a transmitting coil for applying the high-frequency magnetic field to be inspected, the inspection object a receiving coil for detecting the magnetic resonance signals, a signal processing means for processing the magnetic resonance signals detected by the receiving coil, the gradient magnetic field forming means, said RF magnetic field forming means, and a control for controlling said signal processing means the magnetic resonance imaging apparatus comprising: means, and
前記送信用コイルおよび前記受信用コイルの少なくとも一方が、請求項１から８のいずれか１項に記載の高周波コイルであって、前記第１のキャパシタおよび前記第３のキャパシタの代わりに、それぞれ磁気結合を防止する磁気結合防止手段を備える高周波コイルを用いること を特徴とする磁気共鳴撮像装置。 At least one of the transmitter coil and the receiver coil is a high frequency coil according to any one of claims 1 to 8, in place of the first capacitor and the third capacitor, magnetic, respectively magnetic resonance imaging apparatus, which comprises using a high-frequency coil having a magnetic coupling preventing means for preventing the coupling.
静磁場を形成する静磁場形成手段と、傾斜磁場を形成する傾斜磁場形成手段と、高周波磁場を形成する高周波磁場形成手段と、前記高周波磁場を検査対象に印加し検査対象からの磁気共鳴信号を検出する送受信用コイルと、前記磁気共鳴信号を受信する受信手段と、前記傾斜磁場形成手段、前記高周波磁場形成手段及び前記受信手段を制御する制御手段と、を備える磁気共鳴撮像装置であって、前記送受信用コイルとして、請求項１から８のいずれか１項に記載の高周波コイルを用いること を特徴とする磁気共鳴撮像装置 A static magnetic field forming means for forming a static magnetic field, a gradient magnetic field forming means for forming a gradient magnetic field, a high frequency magnetic field forming means for forming a high frequency magnetic field, the magnetic resonance signals from the test object is applied to the test object to the high-frequency magnetic field a transceiver coil for detecting a receiving means for receiving the magnetic resonance signal, the gradient magnetic field forming means, a magnetic resonance imaging apparatus and a control means for controlling said RF magnetic field forming means and said receiving means, as the transmission and reception coils, a magnetic resonance imaging apparatus, which comprises using a high-frequency coil according to any one of claims 1 8
前記コイルユニットは、前記静磁場の貫通する方向からみて時計回りの円偏波磁界を前記被検体内部に発生もしくは前記被検体内部から検出することが可能な配置を識別可能な手段を有すること を特徴とする請求項１５から１９のいずれか１項に記載の磁気共鳴撮像装置。 The coil unit that has an identifiable means is positionable to detect the internally generated or the subject within the subject circularly polarized magnetic field rotating clockwise viewed in the opposite direction of the static magnetic field magnetic resonance imaging apparatus according to any one of 19 claims 15, wherein.
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