ＭＲＩ用ＲＦコイルおよびＭＲ装置

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【発明の名称】	ＭＲＩ用ＲＦコイルおよびＭＲ装置
【発明者】	【氏名】荻野徹男
【要約】	【課題】ＲＦパルスの送信時にブロッキング回路に流れる電流を低減する。【解決手段】ループ面積が比較的広く且つ巻数が比較的少ない主コイル１と、ループ面積が比較的狭く且つ巻数が比較的多い補助コイル４と、送信磁場Ｈｒ中で主コイル１と補助コイル４とに生じる各起電力Ｖ１ｒ，Ｖ４ｒが互いに打消し合うように両コイル１，４を接続する交差接続部５とを具備したＭＲＩ用ＲＦコイル１０。

【特許請求の範囲】
【請求項１】主コイルと、その主コイルに比べてループ面積が狭く且つ巻数が多い補助コイルと、前記主コイルと前記補助コイルとを均一磁場中に置いたときに両コイルに生じる各起電力が互いに打消し合うように両コイルを接続する交差接続部とを具備したことを特徴とするＭＲＩ用ＲＦコイル。
【請求項２】請求項１に記載のＭＲＩ用ＲＦコイルを複数個組み合わせてアレイ型受信コイルを形成したことを特徴とするＭＲＩ用ＲＦコイル。
【請求項３】ループ状の第１コイルと、その第１コイルのループ面を比較的広い面積の広コイル部分と比較的狭い面積の狭コイル部分とに２分割するように直交して配置された第２コイルと、前記狭コイル部分より更にループ面積が狭く且つ前記第１コイルより巻数が多い補助コイルと、前記狭コイル部分と前記補助コイルとを均一磁場中に置いたときに両者に生じる各起電力が互いに加わるように両者を接続する接続部とを具備し、前記面積および前記巻数は「前記第２コイルから発生した磁場の前記広コイル部分に対する鎖交数が、前記狭コイル部分に対する鎖交数と前記補助コイルに対する鎖交数の和に等しくなる」という条件を実質的に満たすものであることを特徴とするＭＲＩ用ＲＦコイル。
【請求項４】禁止領域または禁止位置または禁止方向を設定するための禁止設定手段と、設定された禁止領域または禁止位置または禁止方向を含むような撮影領域が設定されないように判定する禁止判定手段とを具備したことを特徴とするＭＲ装置。

【発明の詳細な説明】【０００１】
【発明の属する技術分野】本発明は、ＭＲI（Ｍagnetic Ｒesonance Imaging）用ＲＦ（Ｒadio Ｆrequency）コイルおよびＭＲ装置に関し、さらに詳しくは、ＲＦパルスの送信時にブロッキング回路に流れる電流を低減しうるＭＲＩ用ＲＦコイルおよび不要な感度領域を縮減しうるＭＲＩ用ＲＦコイルおよび禁止された部分を含むような撮影領域が設定されないようにする機能を備えたＭＲ装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】図１２は、従来のＭＲＩ用ＲＦコイルの説明図である。このＭＲＩ用ＲＦコイル７０は、ループ状の主コイル１と、ＲＦパルスを送信する送信コイル（図示省略）とのカップリングを阻止するためのブロッキング回路２と、前記主コイル１で受信したＮＭＲ信号を外部へ取り出すための外部接続線３とを具備してなっている。前記ブロッキング回路は、ＲＦパルスに対する共振回路を形成するコンデンサＣおよびインダクタンスＬとその共振回路の形成をオン／オフするためのダイオードＤとからなっている。
【０００３】図１３は、前記ＭＲＩ用ＲＦコイル７０の使用状態の説明図である。この例では、ＭＲＩ用ＲＦコイル７０は、ボディコイルと呼ばれる円筒形のＭＲＩ用送信コイル７５の中心に置かれ、被検体Ｊの腰部を撮影するのに使われている。ＭＲＩ用送信コイル７５からＲＦパルスを送信するとき、ＭＲＩ用ＲＦコイル７０には、ＲＦパルスによる強い送信磁場Ｈｒがかかり、そのままではＭＲＩ用ＲＦコイル７０に不必要な大電流が誘導されてしまう。そこで、外部接続線３からブロッキング回路２のダイオードＤに順方向直流電圧を加えて導通させる。すると、コンデンサＣとインダクタンスＬによる共振回路が形成され、ＲＦパルスによる送信磁場に共振して高インピーダンスとなり、ＭＲＩ用ＲＦコイル７０に大電流が流れることが防止される（すなわち、ＭＲＩ用送信コイル７５とＭＲＩ用ＲＦコイル７０のカップリングが阻止される）。なお、前記送信磁場Ｈｒは、ＭＲＩ用ＲＦコイル７０に対しては、一様磁場と見なしうる。一方、ＮＭＲ信号の受信時には、外部接続線３からブロッキング回路２のダイオードＤに逆方向直流電圧を加えて遮断させる。すると、コンデンサＣとインダクタンスＬによる共振回路が形成されなくなり、コンデンサＣだけの低インピーダンスとなり、ＭＲＩ用ＲＦコイル７０に必要な電流が流れる。
【０００４】図１４は、従来のクアドラチャ型のＭＲＩ用ＲＦコイル（以下、ＱＤ型ＲＦコイルという）の説明図である。このＱＤ型ＲＦコイル８０は、ループ状の９０°コイル８９と、その９０゜コイル８９のループ面を等しい面積の第１コイル部分８９Ａと第２コイル部分８９Ｂとに２分割するように直交して配置された０゜コイル４０とを具備して構成される。０°コイル４０に対して９０゜コイル８９の第１コイル部分８９Ａと第２コイル部分８９Ｂとを対称に配置したことにより、９０゜コイル８９と０゜コイル４０の一方から発生した磁場が他方に鎖交する総和は常に“０”となる。従って、両者はカップリングしない。
【０００５】図１５は、前記ＱＤ型ＲＦコイル８０の使用状態の説明図である。この例では、ＱＤ型ＲＦコイル８０の９０°コイル８９に入れた被検体Ｊを撮影するのに使われている。
【０００６】
【発明が解決しようとする課題】図１２に示す従来のＭＲＩ用ＲＦコイル７０では、ブロッキング回路２を共振させて高インピーダンスとすることにより、ＭＲＩ用ＲＦコイル７０に不必要な大電流が流れることを防止している。しかし、ＲＦパルスによりＭＲＩ用ＲＦコイル７０に誘起される起電力の大部分が高インピーダンスのブロッキング回路２に集中するため、ブロッキング回路２内のダイオードＤ，コンデンサＣおよびインダクタンスＬには大きな共振電流が流れ、特にダイオードＤの発熱が大きくなる問題点がある。そこで、本発明の第１の目的は、ＲＦパルスの送信時にブロッキング回路に流れる電流を低減しうるＭＲＩ用ＲＦコイルを提供することにある。
【０００７】他方、図１４に示す従来のＱＤ型ＲＦコイル８０では、第１コイル部分８９Ａと第２コイル部分８９Ｂとが同じ面積であるため、図１６に示すように、０°コイル４０について対称に同じ大きさの感度領域Ｓａ，Ｓｂが生じる。しかし、一方の感度領域Ｓａのみが必要な場合、他方の不要な感度領域Ｓｂから不要信号が入るため、ＳＮＲ（信号対雑音比）が低下する問題点がある。そこで、本発明の第２の目的は、不要な感度領域を縮減しうるＭＲＩ用ＲＦコイルを提供することにある。
【０００８】
【課題を解決するための手段】第１の観点では、本発明は、主コイルと、その主コイルに比べてループ面積が狭く且つ巻数が多い補助コイルと、前記主コイルと前記補助コイルとを均一磁場中に置いたときに両コイルに生じる各起電力が互いに打消し合うように両コイルを接続する交差接続部とを具備したことを特徴とするＭＲＩ用ＲＦコイルを提供する。上記第１の観点のＭＲＩ用ＲＦコイルでは、ＲＦパルスの送信時、主コイルに誘起される起電力と補助コイルに誘起される起電力とが互いに打消し合うため、全体としての起電力は小さくなる。従って、主コイルにブロッキング回路を挿入した場合、そのブロッキング回路にかかる電圧も小さくなる。このため、ブロッキング回路内に流れる共振電流も小さくなり、発熱を低減できる。一方、主コイルの感度領域は比較的大きい（ループ面積が比較的広いため）が補助コイルの感度領域は比較的小さい（ループ面積が比較的狭いため）ので、ＮＭＲ信号の受信時には、補助コイルで受信される不要信号の感度の及ぶ領域は無視できる程度に小さく、主コイルで好適にＮＭＲ信号を受信できる。なお、ＲＦパルスの送信時、主コイルに誘起される起電力を補助コイルに誘起される起電力で完全に打消すように補助コイルのループ面積と巻数を設定すれば、ブロッキング回路を省略することも可能である。
【０００９】第２の観点では、本発明は、上記第１の観点のＭＲＩ用ＲＦコイルを複数個組み合わせてアレイ型受信コイルを形成したことを特徴とするＭＲＩ用ＲＦコイルを提供する。上記第２の観点のＭＲＩ用ＲＦコイルを用いれば、アレイ型受信コイルのブロッキング回路の発熱を低減できる。補助コイルのループ面積と巻数を最適化すれば、ブロッキング回路を省略することも可能である。
【００１０】第３の観点では、本発明は、ループ状の第１コイルと、その第１コイルのループ面を比較的広い面積の広コイル部分と比較的狭い面積の狭コイル部分とに２分割するように直交して配置された第２コイルと、前記狭コイル部分より更にループ面積が狭く且つ前記第１コイルより巻数が多い補助コイルと、前記狭コイル部分と前記補助コイルとを均一磁場中に置いたときに両者に生じる各起電力が互いに加わるように両者を接続する接続部とを具備し、前記面積および前記巻数は「前記第２コイルから発生した磁場の前記広コイル部分に対する鎖交数が前記狭コイル部分に対する鎖交数と前記補助コイルに対する鎖交数の和に等しくなる」という条件を実質的に満たすものであることを特徴とするＭＲＩ用ＲＦコイルを提供する。上記第３の観点のＭＲＩ用ＲＦコイルでは、第２コイルから発生した磁場の広コイル部分に対する鎖交数が狭コイル部分に対する鎖交数と補助コイルに対する鎖交数の和に等しいから、その総和である第１コイルに対する鎖交数は“０”になる。すなわち、第１コイルと第２コイルはカップリングしない。そして、第１コイルの広コイル部分の感度領域は比較的大きい（ループ面積が比較的広いため）が狭コイル部分と補助コイルの感度領域は比較的小さい（いずれもループ面積が狭いため）ので、ＮＭＲ信号の受信時には、狭コイル部分および補助コイルで受信される不要信号の感度の及ぶ領域は無視できる程度に小さく、実質的に広コイル部分でのみＮＭＲ信号を受信できる。すなわち、不要な感度領域を縮減できる。
【００１１】第４の観点では、本発明は、禁止領域または禁止位置または禁止方向を設定するための禁止設定手段と、設定された禁止領域または禁止位置または禁止方向を含むような撮影領域が設定されないように判定する禁止判定手段とを具備したことを特徴とするＭＲ装置を提供する。上記第４の観点のＭＲ装置を用いれば、上記第１の観点から第３の観点の補助コイルを含まないように撮影領域を設定することが確実にできるから、撮影領域からのＮＭＲ信号を補助コイルで受信することがなくなり、受信時における補助コイルの影響を一層無視できるようになる。
【００１２】
【発明の実施の形態】以下、図に示す実施形態により本発明をさらに詳細に説明する。なお、これにより本発明が限定されるものではない。
【００１３】－第１の実施形態－図１は、本発明の第１の実施形態にかかるＭＲＩ用ＲＦコイルを示す構成図である。このＭＲＩ用ＲＦコイル１０は、ループ面積が例えば１００平方ｃｍで且つ巻数が１ターンのループ状の主コイル１と、ＲＦパルスを送信する送信コイル（図示省略）とのカップリングを阻止するためのブロッキング回路２と、前記主コイル１で受信したＮＭＲ信号を外部へ取り出すための外部接続線３と、ループ面積が例えば１平方ｃｍで且つ巻数が１００ターンのループ状の補助コイル４と、前記主コイル１と前記補助コイル４とを均一磁場中に置いたときに両コイル１，４に生じる各起電力が互いに打消し合うように両コイル１，４を接続する交差接続部５とを具備してなっている。前記ブロッキング回路２は、ＲＦパルスに対する共振回路を形成するコンデンサＣおよびインダクタンスＬとその共振回路の形成をオン／オフするためのダイオードＤとからなっている。
【００１４】図２に示すように、スライス領域Ｅｘは、主コイル１のループ面になるべく大きい面積で重なるように且つ補助コイル４のループ面とは重ならないように位置決めするのが好ましい。
【００１５】図３は、ＲＦパルスの送信時の送信磁場と起電力の説明図である。送信磁場Ｈｒは、ＭＲＩ用ＲＦコイル１０に対しては一様磁場と見なしうる。また、主コイル１の「ループ面積×巻数」と補助コイル４の「ループ面積×巻数」とは等しい。このため、送信磁場Ｈｒにより主コイル１に誘起される起電力Ｖ１ｒと補助コイル４に誘起される起電力Ｖ４ｒとは等しくなる。そして、起電力Ｖ１ｒと起電力Ｖ４ｒとが打ち消し合うように主コイル１と補助コイル４とが交差接続部５で接続されているから、全体としての起電力は“０”になる。実際には、磁場の不均一やコイル作成上の誤差があるため“０”にならないが、それでも全体としての起電力は極めて小さくなる。従って、ブロッキング回路２にかかる電圧も極めて小さくなり、ブロッキング回路２内に流れる共振電流も小さくなり、ほとんど発熱しなくなる。
【００１６】次に、図４は、ＮＭＲ信号の受信時の信号磁場と起電力の説明図である。ＮＭＲ信号による信号磁場Ｈｎは、極めて弱いので、スライス領域Ｅｘの近傍でしか受信できない。また、主コイル１の感度領域は比較的大きいが、補助コイル４の感度領域は比較的小さい。このため、補助コイル４で受信される不要信号は無視できる程度に小さく、主コイル１で好適にＮＭＲ信号を受信できる。
【００１７】以上のＭＲＩ用ＲＦコイル１０によれば、ＲＦパルスの送信時にブロッキング回路２に流れる電流を低減でき、発熱を抑制することが出来る。
【００１８】－第２の実施形態－図５は、第２の実施形態にかかるＭＲＩ用ＲＦコイルの使用態様を示す模式的説明図である。このＭＲＩ用ＲＦコイル２０は、主コイル２１と、その主コイルに比べてループ面積が狭く且つ巻数が多い補助コイル２４と、前記主コイル２１と前記補助コイル２４とを均一磁場中に置いたときに両コイル２１，２４に生じる各起電力が互いに打消し合うように両コイル２１，２４を接続する交差接続部２５とを具備して構成されている。なお、図示を省略するが、主コイル２１にはブロッキング回路が介設されると共に外部接続線が接続されている。そして、４個の上記ＭＲＩ用ＲＦコイル２０を組み合わせてアレイ型受信コイル２９が構成されており、そのアレイ型受信コイル２９が大きなループのローカル送信コイル３０中に置かれている。
【００１９】ローカル送信コイル３０からＲＦパルスを送信する時、主コイル２１に誘起される起電力と補助コイル２４に誘起される起電力とが互いに打消し合うため、主コイル２１に介設したブロッキング回路内に流れる共振電流は小さくなり、発熱を低減できる。一方、ＮＭＲ信号の受信時には、補助コイル２４で受信される不要信号は無視できる程度に小さく、主コイル２１で好適にＮＭＲ信号を受信できる。
【００２０】なお、ＲＦパルスの送信時に主コイル２１に誘起される起電力を補助コイル２４に誘起される起電力で完全に打消すように補助コイル２４のループ面積と巻数を設定すれば、ブロッキング回路を省略することも可能である。
【００２１】－第３の実施形態－図６は、本発明の第３の実施形態にかかるＭＲＩ用ＲＦコイルであるＱＤ型ＲＦコイルの構成図である。このＱＤ型ＲＦコイル６０は、ループ状の９０°コイル５１と、その９０゜コイル５１のループ面を比較的広い面積の第１コイル部分５１Ａと比較的狭い面積の第２コイル部分５１Ｂとに２分割するように直交して配置された０゜コイル４０と、前記第２コイル部分５１Ｂより更にループ面積が狭く且つ前記９０゜コイル５１より巻数が比較的多い補助コイル５４と、前記第２コイル部分５１Ｂと前記補助コイル５４とを均一磁場中に置いたときに両者に生じる各起電力が互いに加わるように両者を接続する接続部５６とを具備している。
【００２２】図７の（ａ）に示すように、０゜コイル４０から発生した磁場は、第１コイル部分５１Ａと第２コイル部分５１Ｂと補助コイル５４とに鎖交する。前記第１コイル部分５１Ａと前記第２コイル部分５１Ｂと前記補助コイル５４の面積および巻数は、（０゜コイル４０から発生した磁場の第１コイル部分５１Ａに対する鎖交数）＝（０゜コイル４０から発生した磁場の第２コイル部分５１Ｂに対する鎖交数）＋（０゜コイル４０から発生した磁場の補助コイル５４に対する鎖交数）が成立するように定められている。そして、上式の左辺と右辺の鎖交方向は逆であるから、鎖交数の総和は“０”になる。
【００２３】同様に、図７の（ｂ）に示すように、第１コイル部分５１Ａと第２コイル部分５１Ｂと補助コイル５４とから発生した磁場は０゜コイル４０に鎖交し、上式が成立するとき、（第１コイル部分５１Ａから発生した磁場の０゜コイル４０に対する鎖交数）＝（第２コイル部分５１Ｂから発生した磁場の０゜コイル４０に対する鎖交数）＋（補助コイル５４から発生した磁場の０゜コイル４０に対する鎖交数）が成立する。そして、上式の左辺と右辺の鎖交方向は逆であるから、鎖交数の総和は“０”になる。
【００２４】よって、０゜コイル４０に対して９０゜コイル５１の第１コイル部分５１Ａと第２コイル部分５１Ｂとが幾何学的に非対称でも、９０゜コイル５１と０゜コイル４０はカップリングしない。そして、図８に示すように、第１コイル部分５１Ａの面積が大きく、第２コイル部分５１Ｂと補助コイル５４の面積が小さいため、第１コイル部分５１Ａに対応して比較的大きな感度領域Ｓａが生じ、第２コイル部分５１Ｂと補助コイル５４に対応して比較的小さな感度領域Ｓｂ，Ｓｃが生じる。すなわち、感度領域Ｓａのみが必要な場合に、不要な感度領域Ｓｂ，Ｓｃを縮減でき、ＳＮＲを向上することが出来る。
【００２５】－第４の実施形態－図９は、本発明の第４の実施形態にかかるＭＲ装置１００を示すブロック図である。このＭＲ装置１００において、マグネットアセンブリ１０１は、内部に被検体を挿入するための空間部分（孔）を有し、この空間部分を取りまくようにして、被検体に一定の主磁場を印加する主磁場コイル１Ｍと、勾配磁場を発生するための勾配磁場コイル（勾配磁場コイルは、Ｘ，Ｙ，Ｚの各軸のコイルを備えている）１Ｇと、被検体内の原子核のスピンを励起するためのＲＦパルスを印加する送信コイル１Ｔと、被検体からのＮＭＲ信号を検出する受信コイル１Ｒとが配置されている。この受信コイル１Ｒとして、例えば前記第１の実施形態のＭＲＩ用ＲＦコイル１０を用いる。また、前記送信コイル１Ｔとして、図１３のＭＲＩ用送信コイル７５を用いる。主磁場コイル１Ｍ，勾配磁場コイル１Ｇ，送信コイル１Ｔおよび受信コイル１Ｓは、それぞれ主磁場電源１０２，勾配磁場駆動回路１０３，ＲＦ電力増幅器１０４および前置増幅器１０５に接続されている。シーケンス記憶回路８は、計算機７からの指令に従い、ＦＳＥ法などのパルスシーケンスに基づいて、勾配磁場駆動回路１０３を操作し、前記マグネットアセンブリ１０１の勾配磁場コイルから勾配磁場を発生させると共に、ゲート変調回路９を操作し、ＲＦ発振回路１１０からの高周波出力信号を所定タイミング・所定包絡線のパルス状信号に変調し、それをＲＦパルスとしてＲＦ電力増幅器１０４に加え、ＲＦ電力増幅器１０４でパワー増幅した後、前記マグネットアセンブリ１０１の送信コイル１Ｔに印加し、所望のスライス領域を選択励起する。前置増幅器１０５は、マグネットアセンブリ１０１の受信コイル１Ｒで検出された被検体からのＮＭＲ信号を増幅し、位相検波器１２に入力する。位相検波器１２は、ＲＦ発振回路１０の出力を参照信号とし、前置増幅器１０５からのＮＭＲ信号を位相検波して、Ａ／Ｄ変換器１１に与える。Ａ／Ｄ変換器１１は、位相検波後のアナログ信号をディジタル信号に変換して、計算機７に入力する。計算機７は、Ａ／Ｄ変換器１１からのデジタル信号として取得したデータに対してデータ処理を行い、画像再構成演算を行い、ＭＲ画像を生成する。このＭＲ画像は、表示装置６にて表示される。また、計算機７は、操作卓１３から入力された情報を受け取るなどの全体的な制御を受け持つ。
【００２６】図１０は、計算機７で実行される禁止設定処理のフロー図である。ステップＰ１１では、禁止領域または禁止位置または禁止方向のいずれかを操作者が入力する。例えば、図２において、ＭＲＩ用ＲＦコイル１０の補助コイル４が存在する領域をスライス領域Ｅｘに重ならせたくない場合は、補助コイル４が存在する領域をマグネットセンターからの幾何学的距離で表現して禁止領域として入力する。あるいは、補助コイル４の大きさが予め入力されている場合は、補助コイル４の中心位置をマグネットセンターからの幾何学的距離で表現して禁止位置として入力する。あるいは、スライス領域Ｅｘの中心位置が主コイル１の中心位置に略一致する場合は、主コイル１の中心位置から見た補助コイル４の方向を禁止方向として入力する。ステップＰ１２では、入力された禁止領域または禁止方向を記憶する（禁止位置が入力された場合は禁止領域に変換して記憶する）。そして、処理を終了する。
【００２７】図１１は、計算機７で実行される撮影領域設定処理のフロー図である。ステップＰ２１では、所望の撮影領域を操作者が入力する。ステップＰ２２では、入力された撮影領域が禁止領域に重なるか又は禁止方向を向いていないか判定し、重なるか又は向いているならばステップＰ２３へ進み、そうでないならばステップＰ２４へ進む。ステップＰ２３では、禁止領域に重ならないように撮影領域を入力すべき旨のエラーメッセージを表示し、前記ステップＰ２１に戻る。ステップＰ２４では、入力された撮影領域を設定する。そして、処理を終了する。
【００２８】以上のＭＲ装置１００によれば、例えば、図２において、スライス領域Ｅｘが補助コイル４のループ面と重ならないように撮影領域を設定することを確実に保証できるようになる。
【００２９】
【発明の効果】本発明のＭＲＩ用ＲＦコイルによれば、ＲＦパルスの送信時にブロッキング回路に流れる電流を低減でき、ブロッキング回路の発熱を抑制できる。また、本発明のＭＲＩ用ＲＦコイルによれば、不要な感度領域を縮減でき、ＳＮＲを向上することが出来る。さらに、本発明のＭＲ装置によれば、ＮＭＲ信号を発生させたくない領域を撮影領域から外すことを確実に行えるようになる。

【出願人】	【識別番号】０００１２１９３６【氏名又は名称】ジーイー横河メディカルシステム株式会社
【出願日】	平成１０年（１９９８）４月２４日
【代理人】	【弁理士】【氏名又は名称】有近紳志郎
【公開番号】	特開平１１－２９９７５５
【公開日】	平成１１年（１９９９）１１月２日
【出願番号】	特願平１０－１１５５６９