JP4350913B2 - 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外部から被検体に照射すると、原子核スピンが励起されて高いエネルギー状態に遷移する（核磁気共鳴現象）。
【０００５】
そして、この高周波パルスの被検体への照射を打ち切ると、原子核スピンは、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、このときに外部に電磁波（ＮＭＲ信号）を放出する。この放出されたＮＭＲ信号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。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。
【０００７】
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。
【０００８】
その中で使用されているコイルの一つに、図９に示すような平面型バードケージコイルがある。この平面型バードケージコイルは、同一平面上に同心円状で、半径の大きさが互いに異なる２つのリング状導体１ａ及び１ｂが、半径方向に延びる複数本の直線導体２によって相互接続されている。
【０００９】
図１０は、上述した平面型バードケージコイルにおける直線導体２上の任意の位置を通る円周上（図１０の（Ａ）に一点鎖線で示すｃ、ｄ、ｅ、ｆ、ｇ、ｈ、ｉ、ｊ）での被検体に印加させる照射強度分布を模式的に示したものである（図１０の（Ｂ））。
【００１０】
ただし、図１０の（Ｂ）の縦軸は照射強度を示し、横軸は上記一点鎖線で示した位置を示す）。
【００１１】
図１０の（Ｂ）に示すように、直線導体２が存在する位置は、直線導体２間より、照射強度は大となり、一定の幅で脈動する形状の照射強度となる。
【００１２】
【発明が解決しようとする課題】
ところで、上記平面型バードケージコイルは、２つの大きさの異なるリング状導体１ａと１ｂとの間に、直線導体２が放射状に接続されている。
【００１３】
これにより、中心部付近では、直線導体２間の距離が狭いため、照射強度分布は、ほぼ均一になるが、半径が大となる外側方向に向かうにつれて、直線導体２間の距離が広がり、この距離が大となるに従って照射強度分布が不均一となる特性を有している。
【００１４】
このため、直線導体２がリング状導体１ｂから、より離れた位置では、中心付近と比較して照射強度分布が不均一となるため、比較的大きな被検体を撮影した際、得られた画像が中心付近に比べて感度が低くなるといった問題があった。
【００１５】
しかしながら、従来技術においては、上記照射強度の不均一さに関する配慮がされていなかった。
したがって、得られる画像の感度を向上することが困難であった。
【００１６】
本発明は、平面型バードケージコイルにおける上述したような問題点を解消するためになされたものであり、その目的は、撮影対象とする領域において均一な高周波パルスを照射し、得られる画像の感度を向上可能なバードケージ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。
【００１７】
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、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、第１の閉曲線導体と第２の閉曲線導体とを接続する複数の第１の導体と、第１の導体に接続されて該第１の導体に流れる電流を分流することにより高周波磁場パルスを均一化する均一化導体を備えている。
好ましくは、均一化導体の他端は、第２の閉曲線導体に接続されている。
また、好ましくは、均一化導体は、第１の導体に接続された第２の導体と、第２の導体と第２の閉曲線導体とに接続された１以上の第３の導体と、を有している。
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生コイルと、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照射コイルと、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被検体の画像を再構成する信号処理手段と、を備え、この照射コイルとして、上記いずれかの高周波コイルを有して成る。
【００２０】
第１の直線導体に、第２の直線導体を介して複数本の第３の直線導体を接続したことにより、第１の直線導体に流れる電流を分流させて、発生する高周波磁場の分布を拡大することが出来るため、照射強度が均一な領域が拡大する。
【００２１】
これにより、撮影対象とする領域において均一な高周波パルスを照射し、得られる画像の感度を向上可能な照射コイル（平面型バードケージコイル）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。
【００２２】
【発明の実施の形態】
以下、本発明の実施形態を添付図面を参照して詳細に説明する。
図４は本発明の実施形態が適用されるＭＲＩ装置の全体概略構成を示すブロック図である。
【００２３】
この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。
【００２４】
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。
【００２５】
また、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。
【００２６】
また、傾斜磁場コイル２１は、Ｘ軸、Ｙ軸、Ｚ軸の３軸毎に配置され（傾斜磁場コイルは３組）、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。
【００２７】
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。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。
【００２８】
ここで、本発明の第１の実施形態である照射コイル（平面型バードケージコイル）１８の構成を図１を参照して説明する。
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を互いに等間隔となるように配置し、リング状導体３と５とを相互接続する。
【００２９】
直線導体４の本数は、本発明の第１の実施形態においては８本としているが、直行送信（ＱＤ送信）方式を用いる場合には、４ｎ本（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。
【００３０】
直線導体４の任意の位置に直線導体４と直交するように直線導体６を接続し、その両端とリング状導体５の円周とを直線導体２で接続する。
この直線導体２の本数が多い程、照射強度の均一性が向上されるが、何本にするかについては任意である。本発明の第１の実施形態においては、２本としているが、１〜３本が適当である。
【００３１】
また、リング状導体３の円周上の、直線導体４とリング状導体３との接続部間に直列に共振容量８を接続し、リング状導体５の円周上の、直線導体７とリング状導体５との接続部間に直列に共振容量９を接続し、照射コイル１８を構成するようになっている。
【００３２】
図２は、この照射コイル１８における直線導体４上の任意の位置を通る円周上（図２の（Ａ）に一点鎖線で示す円周上）での被検体に印加する照射強度分布を模式的に示したものである。
【００３３】
また、図２の（Ｂ）は、図２の（Ａ）に示す一点鎖線上の照射強度を示し、実線は、第１実施形態の場合を示し、破線は、従来技術の場合を示すものである。
【００３４】
図２に示すように、直線導体４に、直線導体６を介して複数本の直線導体２を接続したことにより、直線導体４を流れる電流を分流させて、発生する高周波磁場の分布をより均一なものに近づけることが出来るため、照射強度をより均一化することができる。
【００３５】
つまり、直線導体４に流れる電流を直線導体２に分流させた場合（図２の（Ｂ）の実線で示す場合）と、直線導体４に流れる電流を分流させない場合（図２の（Ｂ）の破線で示す場合）とを比較すると、図２の（Ａ）の一点鎖線の部分における各導線に流れる電流値は、分流させない場合よりも分流させる場合の方が小となり、より広く分布させることとなる。
【００３６】
したがって、照射強度の最大値と最小値との差は、分流させない場合よりも分流させた場合の方が小となり、照射強度の均一性が向上することとなる。
【００３７】
次に、直線導体２の長さを延長した場合を考える。
図３は、この発明の第１の実施形態であるバードケージコイルにおいて、直線導体２の長さが図１の例より長い場合の例を示す図である。
【００３８】
図１の例の場合は、直線導体６が直線導体４のほぼ中央部分に接続されているため、直線導体２の長さは、直線導体４の長さの半分より僅かながら長いものであった。
【００３９】
これに対して、図３に示した例は、直線導体６が直線導体４のほぼ３分の２の長さ（小径のリング状導体５からの長さ）の部分に接続されているため、直線導体２の長さは、直線導体４の長さの３分の２より僅かながら長いものとなっている。
【００４０】
そして、図３の（Ｂ）に、直線導体４上の任意の位置を通る円周での照射強度分布を示している（実線はこの図３に示した例のコイル、破線は、図１に示した例のコイルである）。
この図３に示したコイルは、図１に示したコイルと比較して均一な照射強度領域がコイルの外側に向かって更に拡大する。
【００４１】
以上のことから、検査目的やその磁気共鳴イメージング装置の性能に応じて、直線状導体２の長さを設定してコイルを製造することができる。
【００４２】
以上のように、本発明の第１の実施形態によれば、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、リング状導体３と５と間に、これらリング状導体３及び５のそれぞれの円周が、等間隔に分割されるように、複数の直線導体４が、リング状導体３及び５の円周上に接続されているバードケージコイルにおいて、直線導体４のそれぞれに、直線導体４とほぼ直交して接続される直線導体６と、この直線導体６の両端と小径のリング状導体５とに接続される２つの直線導体２とを配置するように構成する。
【００４３】
これにより、電流は、コイルの平面上において、より広く分布して流れ、照射強度の均一性が向上される。
【００４４】
したがって、撮影対象とする領域において均一な高周波パルスを照射することができるバードケージコイルを実現することができるとともに、得られる画像の感度を向上可能な磁気共鳴イメージング装置を実現することができる。
【００４５】
図５は、本発明の第２の実施形態であるバードケージコイルの概略構成図である。
この第２の実施形態においては、第１の実施形態であるバードケージコイルの直線導体２と２との間に共振容量素子１００を接続する例である（図５の例の場合は、直線導体２と２との間には、２つの共振容量素子１００を接続した場合の例である）。その他の部分については、図１の例と図５の例とは同等の構成となっている。
【００４６】
図６は、本発明の第２の実施形態であるバードケージコイルにおける直線導体２、２間に分布させた共振容量素子１００、９上を通る直線上での照射強度分布を示す図である（実線は、図５に示したコイルの場合であり、破線は図１に示したコイルの場合である）。
【００４７】
図６に示すように、共振容量素子を分布させることにより、共振容量素子に流れる電流による高周波磁場が発生するため、共振容量素子上を通る直線上での照射強度分布が均一になる。
【００４８】
以上のように、本発明の第２の実施形態によれば、第１の実施形態と同様な効果を得ることができる他、共振容量素子を分布させることにより、共振容量素子に流れる電流による高周波磁場が発生するため、共振容量素子上を通る直線上での照射強度分布が均一になり、全体における照射強度分布がより均一になるという効果を得ることができる。
【００４９】
なお、この第２の実施形態においては、直線導体２、２間には、２個の共振容量素子１００を接続することとしたが、接続される共振容量素子の数は多い方が、照射強度分布をより均一化することができる。これは、直線導体２の長さと共振容量素子の大きさとの関係等により、接続すべき共振容量素子の数を適切なものに設定することができる。
【００５０】
図７は、本発明の第３の実施形態であるバードケージコイルの概略構成図である。この第３の実施形態においては、第２の実施形態と同様な効果を得るために、直線導体２と直線導体４とに、直線導体４とほぼ直交する直線導体７を接続している。
【００５１】
つまり、第２の実施形態においては、照射強度の均一性を向上するために、共振容量素子を接続したが、この第３の実施形態においては、直線状導体４の電流をさらに、導体７に分流させることにより、照射強度の均一性を向上させている。
【００５２】
この第３の実施形態においても、第２の実施形態と同様な効果を得ることができる。
なお、図７に示した例は、図１の例に直線導体７を一つの直線導体４について、１本追加する例であるが、１本に限らず、２本又は３本追加することも可能である。
【００５３】
直線状導体７の本数を増加すれば、電流をより分流することとなり、照射強度をより均一化することができる。
【００５４】
図８は、本発明のバードケージコイルにおける他の変形例を示す図である。上述した例においては、共振容量素子が、リング状導体３、リング状導体５の、それぞれに直列に設けられたバードケージコイルに適用した場合の例であるが、図８の（Ａ）のように、共振容量素子が直線導体４に設けられたバードケージコイルに、本発明を適用することができ、図１の例と同様な効果を得ることができる。
【００５５】
また、図８の（Ｂ）のように、直線導体４の本数に合わせてリング状導体３またはリング状導体５の形状を、正ｎ角形（ｎは４の倍数）とし、多角形としても、図１の例と同様な効果を得ることができる。
【００５６】
このように、多角形とした場合は、直線状導体を組み合わせてバードケージコイルを製造することができ、導体を円形状に加工する必要がないため、製造が容易である。
【００５７】
なお、本発明においては、円形状の導体及び多角形の導体を含めたものを、リング状導体と総称することとする。
【００５８】
また、直線導体４から直線導体２に分流する電流と、直線導体４に分流する電流とを等しくし、発生する高周波磁場を均一にするために、直線導体４の直線導体６との接続点からリング状導体５までの長さと、直線導体６の２分の１に直線導体２の長さとを加えた長さとが、近似するように、図１に示した直線導体６及び２の長さをカットして短縮し、図８の（Ｃ）に示すように、直線導体６と２とを接続する直線導体６ａを設けても良い。
【００５９】
これは、導体にも僅かながら抵抗があるため、直線導体４の導体６の接続点からリング状導体５までの長さと、直線導体６の２分の１に直線導体２の長さとを加えた長さとの差が大となると、各導体４、２に流れる電流値の差が大きくなるが、これを回避するため、上記長さを互いに近似させ、照射強度の均一性をより向上するものである。
【００６０】
この場合、導体６、６ａ、２を用いて、これらの導体の長さと直線導体４の長さとを近似させるための、条件の一例としては、直線導体６ａと直線導体６とのなす角度を９０°以上１８０°未満とし、直線導体６ａと直線導体２とのなす角度も９０°以上１８０°未満とすることがある。
【００６１】
なお、上述した例は、それぞれ、単独の形状として説明してきたが、これらの例同志を組み合わせた形状とすることもできる。例えば、図７に示した例と図８の（Ｂ）に示した例とを組み合わせれば、図７の例を多角形とすることもできる。
【００６２】
また、上述した例においては、共振容量を大径のリング状導体３及び小径のリング状導体５との両方に設ける例を説明したが、小径のリング状導体５に配置される共振容量は省略することも可能である。
【００６３】
さらに、本発明は、上記実施形態に限ることなく、本発明の範囲内において種々の変形が可能である。
【００６４】
【発明の効果】
以上述べたように、本発明によれば、第１のリング状導体と、この第１のリング状導体よりも小径である第２のリング状導体と、第１及び第２のリング状導体との間に、これら第１及び第２のリング状導体のそれぞれの円周が、等間隔に分割されるように、複数の第１の直線導体が、第１及び第２のリング状導体の円周上に接続されている平面型バードケージコイルにおいて、第１の直線導体のそれぞれに接続され、上記第１及び第２のリング状導体の円周方向に延びる第２の直線導体と、この第２の直線導体の両端と第２のリング状導体とに接続される少なくとも一つの第３の直線導体とを配置するように構成されている。
【００６５】
したがって、撮影対象とする領域において均一な高周波パルスを照射することができる照射コイル（バードケージコイル）を実現することができるとともに、得られる画像の感度を向上可能な磁気共鳴イメージング装置を実現することができる。
【００６６】
また、第３の直線状導体間に共振容量素子を接続するように構成すれば、さらに均一な照射強度領域を得ることができる。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明の第１の実施形態である平面型バードケージコイルの概略的な構成図である。
【図２】本発明の第１の実施形態である平面型バードケージコイルの照射感度分布図である。
【図３】本発明の第１の実施形態である平面型バードケージコイルの改良例を示す図である。
【図４】本発明が適用されるＭＲＩ装置の全体概略構成図である。
【図５】本発明の第２の実施形態である平面型バードケージコイルであり、共振容量を分布させた例の概略構成図である。
【図６】本発明の第２の実施形態である平面型バードケージコイルの照射感度分布図である。
【図７】本発明の第３の実施形態である平面型バードケージコイルの概略的な構成図である。
【図８】本発明の実施形態である平面型バードケージコイルの他の変形例を示す図である。
【図９】従来技術における平面型バードケージコイルの斜視図である。
【図１０】従来技術における平面型バードケージコイルの照射感度分布図である。
【符号の説明】
２ 直線導体
３ リング状導体
４ 直線導体
５ リング状導体
６ 直線導体
６ａ 直線導体
７ 直線導体
８ 共振容量
９ 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
１００ 共振容量

Claims (13)

1. 第１の閉曲線状導体と、
   前記第１の閉曲線状導体の内側に配置された第２の閉曲線状導体と、
   前記第１の閉曲線状導体と前記第２の閉曲線状導体とを接続する複数の第１の導体と
   を有し、少なくとも高周波磁場パルスを発生する高周波コイルにおいて、
   前記高周波磁場パルスを均一化するための均一化導体であって、前記第１の導体と前記第２の閉曲線状導体とに接続された導体を備え、
   隣り合う２つの前記均一化導体は、少なくとも１つの共振容量素子を介して接続されていることを特徴とする高周波コイル。
2. 第１の閉曲線状導体と、
   前記第１の閉曲線状導体の内側に配置された第２の閉曲線状導体と、
   前記第１の閉曲線状導体と前記第２の閉曲線状導体とを接続する複数の第１の導体とを有し、少なくとも高周波磁場パルスを発生する高周波コイルにおいて、
   前記高周波磁場パルスを均一化するための均一化導体であって、前記第１の導体に接続された第２の導体と、前記第２の導体と前記第２の閉曲線状導体とに接続された１以上の第３の導体と、を有し、
   異なる前記第１の導体に接続された隣り合う２つの前記第３の導体は、少なくとも１つの共振容量素子を介して接続されていることを特徴とする高周波コイル。
3. 第１の閉曲線状導体と、
   前記第１の閉曲線状導体の内側に配置された第２の閉曲線状導体と、
   前記第１の閉曲線状導体と前記第２の閉曲線状導体とを接続する複数の第１の導体とを有し、少なくとも高周波磁場パルスを発生する高周波コイルにおいて、
   前記高周波磁場パルスを均一化するための均一化導体であって、前記第１の導体に接続された第２の導体と、前記第２の導体と前記第２の閉曲線状導体とに接続された１以上の第３の導体と、を有し、
   前記１以上の第３の導体の各々は、隣り合う２つの前記第１の導体の間において、前記第１の閉曲線状導体に接続されずに、前記各閉曲線状導体の径方向に略放射状に配置されていることを特徴とする高周波コイル。
4. 請求項２又は３に記載の高周波コイルにおいて、
   前記第２の導体は、前記第１の導体の略中央の位置で接続されていることを特徴とする高周波コイル。
5. 請求項２又は３に記載の高周波コイルにおいて、
   前記第２の導体は、前記第１の導体の略中央と前記第１の閉曲線状導体との間の位置で接続されていることを特徴とする高周波コイル。
6. 請求項２又は３に記載の高周波コイルにおいて、
   前記第３の導体の長さは、前記第１の導体の前記第２の閉曲線状導体との接続点から前記第２の導体との接続点迄の長さと略等しいことを特徴とする高周波コイル。
7. 請求項２又は３に記載の高周波コイルにおいて、
   前記第１の導体の少なくとも１つは、前記第２の導体を複数備え、
   前記第３の導体は、前記複数の第２の導体の各々と接続されていることを特徴とする高周波コイル。
8. 請求項２又は３に記載の高周波コイルにおいて、
   前記第２の導体と前記第３の導体とは、第４の導体を介して接続されていることを特徴とする高周波コイル。
9. 請求項１乃至８のいずれか１項に記載の高周波コイルにおいて、
   前記第１の閉曲線状導体と前記第２の閉曲線状導体のうちの少なくとも一方は、略リング状の形状を有することを特徴とする高周波コイル。
10. 請求項１乃至８のいずれか１項に記載の高周波コイルにおいて、
    前記第１の閉曲線状導体と前記第２の閉曲線状導体のうちの少なくとも一方は、略多角形の形状を有することを特徴とする高周波コイル。
11. 請求項２乃至１０のいずれか１項に記載の高周波コイルにおいて、
    前記複数の第１の導体のうちの少なくとも１つは、前記第２の導体と前記第１の閉曲線状導体との間に共振容量素子を備えていることを特徴とする高周波コイル。
12. 請求項２乃至１０のいずれか１項に記載の高周波コイルにおいて、
    前記第１の閉曲線状導体は、隣り合う２つの前記第１の導体との接続点間に、共振容量素子を備えていることを特徴とする高周波コイル。
13. 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生コイルと、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照射コイルと、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、
    前記照射コイルとして、請求項１乃至１２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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