JP4350889B2 - 高周波コイル及び磁気共鳴イメージング装置 - Google Patents

Description

【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、磁気共鳴を利用して被検体の所望箇所を画像化する磁気共鳴イメージング装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】
磁気共鳴イメージング装置（以下ＭＲＩ装置と記す）は、核磁気共鳴現象を利用して被検体中の所望の検査部位における原子核スピンの密度分布、緩和時間分布を計測して、その計測データから被検体の断面を画像表示するものである。
【０００３】
均一で強力な磁場発生装置内に置かれた被検体の原子核スピンは磁場の強さによって定まる周波数（ラーモア周波数）で磁場の方向を軸として歳差運動を行なう。
【０００４】
そこで、このラーモア周波数に等しい周波数の高周波パルスを、被検体に外部より照射すると、スピンが励起され高いエネルギー状態に遷移する（核磁気共鳴現象）。
【０００５】
この照射を打ち切ると、スピンはそれぞれの状態に応じた時定数でもとの低いエネルギー状態にもどり、このときに、被検体から外部に電磁波（ＮＭＲ信号）を放出する。これを、その周波数に同調した高周波受信コイルで検出する。
【０００６】
このとき、空間内に位置情報を付加する目的で、Ｘ軸，Ｙ軸，Ｚ軸の３軸の傾斜磁場を磁場空間に印加する。
【０００７】
この結果、空間内の位置情報を周波数情報として捕らえることが可能となる。
【０００８】
高周波パルスの照射には、静磁場方向に直行する向きの高周波磁場を発生する照射コイルが使用される。この照射コイルは、磁場空間の広範囲な領域において照射均一性向上のための研究、改良がなされており、種々のコイルが使用されている。
【０００９】
図４は、照射コイルの一例を示す図であり、平面型バードケージコイルの例を示している。
図４において、同一平面上に同心円状で大きさの異なる２つのリング状導体１ａ及び１ｂは、複数本の直線導体２によって相互接続されている。
【００１０】
図５は、このバードケージコイルにおける回路図を示した図である。 図５において、ループａは、図４中のリング状導体１ａを、ループｂはリング状導体１ｂを示したものである。
【００１１】
ループａ及びループｂは、通常、磁気共鳴周波数に同調されており、この同調にはコンデンサｃおよびコイル１が使用されている。
【００１２】
図６は、図５に示したループａにおける電圧分布及び電流分布を示した図である。
【００１３】
図６において、ループａは共振周波数に同調されているため、給電点ｄにおいて電流は最大、電圧は最小となる。
【００１４】
図７は、図４に示した照射コイルが、ＭＲ装置内に実装されている一例を示した図である。
【００１５】
図７において、照射コイル１８は、通常、被検体１４に照射パルスを効率よく印加するために、被検体１４の近傍に配置されている。
【００１６】
また、被検体１４の周囲には、被検体１４からの磁気共鳴信号を受信するための受信コイル１７及び受信信号を増幅させるプリアンプ２２、さらにプリアンプ２２にて増幅された信号を、Ａ／Ｄ変換器（図示せず）に接続するための配線２３などが配置されており、それらは、通常、被検体１４を乗せるための寝台内に実装されている。
【００１７】
また、これらの受信コイル１７、プリアンプ２２および配線２３は、製作の容易性及び操作性の観点から一箇所にまとめて配置されている場合がある。
【００１８】
【発明が解決しようとする課題】
ところで、患者（被検体１４）を乗せる寝台は、撮影部位を調整するために可動構造となっており、結果として、照射コイル１８と、プリアンプ２２と、配線２３との位置関係は固定されていないため、変化する。
【００１９】
その場合、受信コイル１７、プリアンプ２２及び配線２３の持つ電位と照射コイル１８の電位との間に、電位差が生じ高周波結合を発生する。この高周波結合の強さは、電位差に影響を受けるため位置関係が変化すると、その結果として、高周波結合の強さが変動する。
【００２０】
図８は、高周波結合の変動を簡単に説明するための図である。
図８において、照射コイル１８はＱＤコイルとして動作する。ここで、Ｃは図５の回路図中のコンデンサｃの一部を示したものであり、このうち、コンデンサ８は図６におけるもっとも電圧の高い場所に位置する。
【００２１】
通常、ＱＤコイルの場合、２つの給電点は直交するように配置されているため、一方の給電点が、他方の給電点の共振回路に影響をおよぼすことはない。
【００２２】
ところが、図７に示すように、照射コイル１８の一方側のみが配線２３などの影響により高周波結合すると（図８においては、プリアンプ２２と配線２３とは図示の位置となる）、照射コイル１８の電位が高い位置をプリアンプ２２と配線２３とが位置することとなる。この場合、プリアンプ２２と、配線２３と、照射コイル１８との高周波結合は、プリアンプ２２、配線２３の位置変動により変動する。
【００２３】
図９は電位の変動を説明するための図であり、ｄ（図９の（Ａ）及びｄ’（図９の（Ｂ））の共振回路に発生する電圧を示したものである。理想的な状態では、各々の電圧分布は、実線で示すｖ１及びｖ１’となり、ｖ１の電位が最も高い（又は低い）場所においてｖ１’の電位はべ一ス電位となり高周波結合を阻止している。
【００２４】
ところが、図８におけるプリアンプ２２、配線２３が、照射コイル１８に対して相対的に移動すると、ｇ点では共振回路ｄのもっとも電位の高い位置となり、図９においてｇ点に示すように電位の変化が現れる（破線図示）。
【００２５】
その結果、図９においてｅ点に示すように、ｄのべ一ス電位となる位置が移動し、ｄ’との電位差に変動が発生する。
【００２６】
そのため、ｄ及びｄ’のＱＤコイルの直交性が失われ、ＱＤコイルの２つのコイル間で高周波結合を発生する。
【００２７】
この高周波結合によりＱＤコイルの両コイルから発生する高周波磁場の位相が９０°から誤差を生じ、結果として照射パルスの均一度の劣化や照射効率の低下を招くこととなっていた。
【００２８】
しかしながら、従来の技術においては、上記照射コイル１８とその近傍にある配線２３などとの高周波結合については、考慮がなされていなかった。
【００２９】
本発明の目的は、照射コイルと配線等との高周波結合の割合を低下させ、照射均一度及び照射効率を向上させ、良質の画像を撮影することができる照射コイル及びそれを用いた磁気共鳴イメージング装置を実現することである。
【００３０】
【課題を解決するための手段】
上記目的を達成するための本発明の高周波コイルは以下のように構成される。即ち、第１の閉曲線導体と、前記第１の閉曲線導体の内側に配置された第２の閉曲線導体と、前記第１の閉曲線導体と前記第２の閉曲線導体とを接続する複数の第１の導体と、高周波磁場パルスを発生させるための高周波信号が供給される給電部と、動作電圧を分散させるための電圧分散手段を備えている。
好ましくは、電圧分散手段は、隣接する２つの第１の導体の間の第１の閉曲線導体部分の内の少なくとも一つに、直列配置された複数の共振容量素子を有している。
また、好ましくは、電圧分散手段は、給電部に対して略９０°ずれた位置に対応する第１の閉曲線導体部分に配置される。
上記目的を達成するための本発明の磁気共鳴イメージング装置は以下のように構成される。即ち、静磁場を発生する静磁場発生装置と、静磁場に傾斜磁場を発生する傾斜磁場発コイルと、静磁場に配置された被検体に核磁気共鳴を誘起するための高周波磁場パルスを発生する高周波コイルと、核磁気共鳴により発生するエコー信号を受信する受信コイルと、エコー信号を用いて前記被検体の画像を再構成する信号処理手段と、を備え、この高周波コイルとして上記いずれかの高周波コイルを有している。
【００３１】
被検体に照射パルスを印加するための、この照射コイルの動作電圧を分散させるための手段を、照射コイルが有するように構成すれば、照射コイルの有する電位の変化がなだらかとなり、照射コイルの周辺に配置されるプリアンプ等の位置が変動しても、これらプリアンプ等と照射コイルとの高周波結合の変化を低減することができる。
【００３２】
つまり、本発明では照射コイルの電位変化を局所的に小さくすることで高周波結合の強さが周辺物の位置により変動することを防止することができる。
【００３３】
【発明の実施の形態】
以下、本発明の実施形態を添付図面に基づいて詳細に説明する。
図３は、本発明に係るＭＲＩ装置の全体構成概略を示すブロック図である。
【００３４】
図３において、ＭＲＩ装置は、核磁気共鳴（ＮＭＲ）現象を利用して被検体１４の断層画像を得るものであり、磁場発生装置１１と、ＭＲＩユニット１２と、傾斜磁場コイル２１と、照射コイル１８と、受信コイル１７と、ベッド１６と、表示装置１５とを備える。
【００３５】
磁場発生装置１１は、被検体１４に強く均一な静磁場を発生させるもので、被検体１４の周りのある広がりをもった空間に永久磁石方式あるいは超電導方式等の磁場発生手段が配置されている。
【００３６】
ＭＲＩユニット１２は、撮像における種々のパルスシーケンスをコントロールする制御装置１０と、高速な画像データ演算装置１３と、傾斜磁場電源２０と、高周波装置１９とを備える。
【００３７】
傾斜磁場コイル２１は、Ｘ軸，Ｙ軸，Ｚ軸の３軸に、それぞれ１組づつ配置され、制御装置１０に制御される傾斜磁場電源２０の出力電流によって被検体１４の周りに必要な傾斜磁場空間を形成し、ＮＭＲ信号に位置情報を与える。
【００３８】
高周波装置１９は、制御装置１０のコントロールに従って照射コイル１８により被検体１４にスピン励起のための高周波パルスを照射する。
【００３９】
この結果生じるＮＭＲ信号を受信コイル１７で検出し、高周波装置１９で収集した信号データに演算装置１３で画像再構成演算等を行ない、得られたＭＲＩ画像を表示装置１５に出力するようになっている。
【００４０】
ここで、本発明の一実施形態である照射コイル１８の構成を図１を用いて説明する。
【００４１】
図１において、リング状導体３と、このリング状導体３よりも小径であるリング状導体５との円周上に、複数の直線導体４を等間隔になるように接続する。これにより、リング状導体３とリング状導体５とは相互接続される。
【００４２】
直線導体４の本数は、本発明の一実施形態においては８本としているが、直交送信（ＱＤ送信）方式を用いる場合には４ｎ（ｎは自然数）にする必要がある。このため、直線導体４の本数は、４〜１６本が適当である。
【００４３】
リング状導体３の円周上と直線導体４との接続部間に、互いに直列に共振容量素子８を配置し、リング状導体５の円周上と直線導体７との接続部間に、互いに直列に図示しない共振容量素子を、それぞれ接続し照射コイル１８を構成する。
【００４４】
ここで、照射コイル１８には給電点３０及び給電点３１から高周波装置１９の高周波信号が供給される。給電点３０及び３１からみてもっとも電圧の高くなる位置（９０度回転した位置、つまり、共振容量３２、３３が配置される位置）には共振容量素子を直列に複数設ける。
【００４５】
図１において、共振容量３２（３３）は３つの共振容量素子により構成されているが、この共振容量３２（３３）を構成する共振容量素子は複数であればよい。この複数設けた共振容量３２（３３）は、直列合成容量が図１中の共振容量８と等価になるように設定され、従って共振容量３２（３３）を構成する複数の容量は共振容量を構成する数ｎに共振容量８を乗じた容量となる。
【００４６】
ただし、図１中、給電点３０，３１では、高周波装置１９とのインピーダンスマッチングをあわせ、効率よく照射を行うために必ずしもｎ×共振容量８の容量にする必要はない。
【００４７】
同様に、共振容量３２，３３においても照射コイル１８の共振周波数調整のためｎ×共振容量８の容量にする必要はない。
【００４８】
図１における電位を示した図が図２である。
【００４９】
図２において、共振容量３２を１つのコンデンサで構成した場合の電位４０（実線）の波形に対して共振容量３２を複数のコンデンサにて構成した場合の電位４１（破線）の波形は、電位４０に比べて電位の変化がなだらかとなり、図７におけるプリアンプ２２、配線２３などに対する高周波結合の変化を低減することができる。
【００５０】
つまり、電位４１は、なだらかな波形となっているため、プリアンプ２２、配線２３などと照射コイル１８との相対位置が変化して、電位４１が変動しても、波形の傾斜が緩やかであるため、たとえば、図９に示すｅ点の電位変動は電位４０と比較して小となる。
【００５１】
【発明の効果】
以上述べたように、本発明によれば、平面型バードケージコイルにおいて、このバードケージコイルの電位の高い位置で共振容量を直列に複数配置するように構成し、動作電位の変化を抑制することができ、結果的に外的要因に対する電位変化が少なくなるように構成されている。
【００５２】
これにより、平面型バードケージコイルに対するプリアンプ、配線などの位置の変化による平面型バードケージコイルの電位ずれが少なくなり、高周波結合の変動を抑制することができる。
【００５３】
したがって、本発明は、照射コイルと配線等との高周波結合の割合を低下させ、照射均一度及び照射効率を向上させ、良質の画像を撮影することができる照射コイル及びそれを用いた磁気共鳴イメージング装置を実現することができる。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明の一実施形態である平面型バードケージコイルの概略構成図である。
【図２】本発明の一実施形態であるバードケージコイルの電位図である。
【図３】本発明が適用されるＭＲ装置の概略構成図である。
【図４】従来のバードケージコイルの概略構成図である。
【図５】従来のバードケージコイルの回路図である。
【図６】バードケージコイルの動作電位説明図である。
【図７】バードケージコイル及びその周囲の概略断面図である。
【図８】バードケージコイルと周辺部の干渉を説明する図である。
【図９】プリアンプ等とバードケージコイルとの相対位置が変動した場合の電位変化を説明する図である。
【符号の説明】
３ リング状導体
４ 直線導体
５ リング状導体
６ 直線導体
８ 共振容量
１１ 磁場発生装置
１２ ＭＲＩユニット
１３ 演算装置
１４ 被検体
１５ 表示装置
１６ ベッド
１７ 受信コイル
１８ 照射コイル
１９ 高周波装置
２０ 傾斜磁場電源
２１ 傾斜磁場コイル
２２ プリンプ
２３ 配線
３０ 共振容量
３１ 共振容量
３２ 共振容量
３３ 共振容量

Claims (4)

1. 略円環状の第１の閉曲線導体と、前記第１の閉曲線導体の内側に配置された略円環状の第２の閉曲線導体と、前記第１の閉曲線導体と前記第２の閉曲線導体とを接続し、前記第１の閉曲線導体と前記第２の閉曲線導体を均等な角度で分割するように配置された第１の導体と、高周波磁場パルスを発生させるための高周波信号が供給される給電部を９０度異なる方向から２箇所右側と左側に配置したQD送信方式の高周波コイルにおいて、
   動作電圧を分散させるための電圧分散手段を備え、前記電圧分散手段は、前記２つの給電部のうちの右側に対して反対側と、前記２つの給電部のうちの左側に対して反対側に対応する隣合う前記第１の導体に挟まれた前記第１の閉曲線導体の領域に、直列配置された第１の数の複数の共振容量素子を有し、前記複数の共振容量素子の第１の数は、前記２つの反対側に対応する隣合う前記第１の導体に挟まれた前記第１の閉曲線導体の領域以外の、隣合う前記第１の導体に挟まれた前記第１の閉曲線導体の領域に配置された共振容量素子の第２の数よりも多いことを特徴とする高周波コイル。
2. 前記第１の導体の本数は４ｎ本であることを特徴とする請求項１記載の高周波コイル。
3. 前記第１の導体の本数は８本であることを特徴とする請求項１又は請求項２記載の高周波コイル。
4. 静磁場を発生する静磁場発生装置と、前記静磁場に傾斜磁場を発生する傾斜磁場発コイルと、前記静磁場に配置された被検体に核磁気共鳴を誘起するための高周波磁場パルスを発生する高周波コイルと、前記核磁気共鳴により発生するエコー信号を受信する受信コイルと、前記エコー信号を用いて前記被検体の画像を再構成する信号処理手段と、を備えた磁気共鳴イメージング装置において、
   前記高周波コイルとして、請求項１乃至３のいずれか一項に記載の高周波コイルを備えたことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。

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