JPH07303622A

JPH07303622A - Ｍｒｉ用ｒｆコイル及びｍｒｉ装置

Info

Publication number: JPH07303622A
Application number: JP6100240A
Authority: JP
Inventors: Yuji Inoue; 勇二井上; Eiji Yoshitome; 英二吉留
Original assignee: GE Yokogawa Medical System Ltd
Current assignee: GE Healthcare Japan Corp
Priority date: 1994-05-13
Filing date: 1994-05-13
Publication date: 1995-11-21

Abstract

(57)【要約】【目的】受信信号のＳＮＲを改善可能なＭＲＩ用ＲＦ
コイル及び、このようなＭＲＩ用ＲＦコイルを使用する
ことでＳＮＲを改善可能なＭＲＩ装置を実現する。【構成】少なくとも６本のエレメントを有し、主磁場
と直交する方向の磁界を検出するように構成されたバー
ドケージコイル１と、主磁場と直交する方向であって、
前記バードケージコイル１の検出磁界とも直交する方向
の磁界を検出するソレノイドコイル２とから構成された
ことを特徴とするＭＲＩ用ＲＦコイル。

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】

【産業上の利用分野】本発明は磁気共鳴イメージング
（ＭＲＩ）装置に用いるＲＦコイル及びＭＲＩ装置に関
し、特に主磁場が被検体の体軸と直交する方向を有する
ＭＲＩ用ＲＦコイル及びそのＭＲＩ用ＲＦコイルを用い
たＭＲＩ装置に関する。

【０００２】

【従来の技術】ＭＲＩ装置は、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，緩和時間分布等を計測して、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】均一で強力な静磁場発生装置内に置かれた
被検体の原子核スピンは、静磁場の強さによって定まる
周波数（ラーモア周波数）で静磁場の方向を軸として歳
差運動を行う。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より照射すると、スピンが励
起されて高いエネルギー状態に遷移する。これを核磁気
共鳴現象と言う。この高周波パルスの照射を打ち切る
と、スピンはそれぞれの状態に応じた時定数で元の低い
エネルギー状態に戻り、この時に外部に電磁波を照射す
る。これをその周波数に同調した高周波受信コイル（Ｒ
Ｆコイル）で検出する。このとき、空間内に位置情報を
付加する目的で、三軸の傾斜磁場を静磁場空間に印加す
る。この結果、空間内の位置情報を周波数情報として捕
らえることができる。

【０００４】図１０はこの種のコイルの従来の構成を示
す構成図である。この図１０では、対向型永久磁石を用
いた垂直磁場方式のＭＲＩ装置においてＳＮ比（以下、
ＳＮＲ（Signal to Noise Ratio ）という）を改善する
ための直交受信コイルについて説明する。

【０００５】図１０（ａ）は直交受信コイルの第一のコ
イルとして用いられるサドルコイル２１である。このサ
ドルコイル２１はＸＹ平面に円弧部を有し、Ｚ方向に４
本のエレメントを有している。そして、このサドルコイ
ル２１はＸ方向の磁界を発生するものである。尚、この
サドルコイル２１はＸＹ平面から見た場合、図１０
（ｂ）に示すように、１２０°の角度でエレメントが配
置されている。

【０００６】また、図１０（ｃ）は直交受信コイルの第
二のコイルとして用いられるソレノイドコイル２２であ
る。このソレノイドコイル２２はＸＹ平面でのループで
構成されＺ方向にループが重ねられたコイルである。そ
して、このソレノイドコイル２２はＺ方向に磁界を発生
するものである。

【０００７】以上のような２種類のコイルを組み合わせ
ることで、Ｘ方向とＺ方向の直交する２種類の磁界成分
を互いの干渉無しに検出することができる。そこで各コ
イルの受信信号をプリアンプ等で増幅した後、位相補正
回路で位相補正して同相にしてから加算回路において加
算する。このように加算を行った場合、両コイルのＳＮ
Ｒが等しい場合には、信号は２倍（＋６ｄＢ）になる
が、ノイズはランダム位相であるために√２倍（＋３ｄ
Ｂ）になる。従って、加算回路の出力ではＳＮＲが３ｄ
Ｂアップ（（＋６ｄＢ）−（＋３ｄＢ））することにな
り、ノイズ成分を低減させることが可能になる。

【０００８】

【発明が解決しようとする課題】しかしながら、図１０
に示したような２種類のコイルでは、それぞれのＳＮＲ
が異なるために、上述の計算の通りのＳＮＲの改善効果
が得られない。

【０００９】ここでは、第一のコイルのＳＮＲをａ，第
二のコイルのＳＮＲをｂ，第一のコイルの第二のコイル
に対するゲイン比をｘ，第一のコイルのノイズレベルを
Ｎ1とすると、同相加算後のＳＮＲ（ＳＮＲ（ｘ））は
以下のようになる。

【００１０】

【数１】

【００１１】このＳＮＲ（ｘ）を最大にするｘは、ＳＮ
Ｒ（ｘ）の微分値ＳＮＲ′（ｘ）が零となる条件を満た
すｘである。この条件を求めると、ｘ＝ｂ／ａとなり、
このときに同相加算後のＳＮＲが最大になる。尚、ｘ＝
ｂ／ａの条件のときのＳＮＲは√（ａ² ＋ｂ² ）とな
る。

【００１２】両コイル単体時のＳＮＲがａ＞ｂであると
すると、両コイルを組み合わせたことによるＳＮＲの改
善比は、√（ａ² ＋ｂ² ）／ａとなる。両コイルのＳＮ
Ｒの比ａ／ｂをパラメータとして、このＳＮＲ改善比
（√（ａ² ＋ｂ² ）／ａ）がどのようになるかをプロッ
トしたものを図１１として示す。

【００１３】この図１１に示した例で、サドルコイル２
１に対してソレノイドコイル２２の相対的なＳＮＲが高
くなる領域（ａ／ｂが１より大きくなる領域）では、両
コイルで直交受信をした場合のＳＮＲの改善は理想値で
ある√２倍（＋３ｄＢ）をかなり下回ることが読み取れ
る。尚、このような状態は、低磁場となる状態でソレノ
イドコイル２２の効率がサドルコイル２１の効率より高
いことにより発生する。

【００１４】本発明は上記の点に鑑みてなされたもの
で、その目的は、受信信号のＳＮＲを改善可能なＭＲＩ
用ＲＦコイル及び、このようなＭＲＩ用ＲＦコイルを使
用することでＳＮＲを改善可能なＭＲＩ装置を実現する
ことである。

【００１５】

【課題を解決するための手段】前記の課題を解決する第
１の手段は、少なくとも６本のエレメントを有し、主磁
場と直交する方向の磁界を検出するように構成されたバ
ードケージコイルと、主磁場と直交する方向であって、
前記バードケージコイルの検出磁界とも直交する方向の
磁界を検出するソレノイドコイルと、から構成されたこ
とを特徴とするＭＲＩ用ＲＦコイルである。

【００１６】前記の課題を解決する第２の手段は、送信
と受信とに用いられ、少なくとも６本のエレメントを有
し、受信時には主磁場と直交する方向の磁界を検出する
ように構成されたバードケージコイルと、受信時に主磁
場と直交する方向であって前記バードケージコイルの検
出磁界とも直交する方向の磁界を検出するソレノイドコ
イルと、から構成されたことを特徴とするＭＲＩ用ＲＦ
コイルである。

【００１７】前記の課題を解決する第３の手段は、少な
くとも６本のエレメントを有し、主磁場と直交する方向
の磁界を検出するように構成されたバードケージコイル
と、主磁場と直交する方向であって、前記バードケージ
コイルの検出磁界とも直交する方向の磁界を検出するよ
うに、多数の並列の導体により必要なコイル長になるよ
うに構成されたソレノイドコイルとを備えたことを特徴
とするＭＲＩ用ＲＦコイルである。

【００１８】前記の課題を解決する第４の手段は、少な
くとも６本のエレメントを有し、主磁場と直交する方向
の磁界を検出するように構成されたバードケージコイル
と、主磁場と直交する方向であって、前記バードケージ
コイルの検出磁界とも直交する方向の磁界を検出するソ
レノイドコイルと、前記バードケージコイルの受信信号
と前記ソレノイドコイルの受信信号との位相が等しくな
るよう補正する位相補正手段と、位相の補正がなされた
受信信号を加算する加算手段とを備えたことを特徴とす
るＭＲＩ装置である。

【００１９】前記の課題を解決する第５の手段は、送信
と受信とに用いられ、少なくとも６本のエレメントを有
し、受信時には主磁場と直交する方向の磁界を検出する
ように構成されたバードケージコイルと、主磁場と直交
する方向であって、前記バードケージコイルの検出磁界
とも直交する方向の磁界を検出するソレノイドコイル
と、前記バードケージコイルに送信用ＲＦ信号を生成し
て供給するＲＦ信号供給手段と、前記バードケージコイ
ルの受信信号と前記ソレノイドコイルの受信信号との位
相が等しくなるよう補正する位相補正手段と、位相の補
正がなされた受信信号を加算する加算手段とを備えたこ
とを特徴とするＭＲＩ装置である。

【００２０】

【作用】課題を解決する第１の手段のＭＲＩ用ＲＦコイ
ルにおいて、バードケージコイルは少なくとも６本のエ
レメントを有しているため、そのＳＮＲがソレノイドコ
イルのＳＮＲと近くなっており、それぞれのコイルによ
り検出された直交する方向の磁界が合成されることで受
信信号のＳＮＲが改善される。

【００２１】また、課題を解決する第２の手段のＭＲＩ
用ＲＦコイルにおいて、バードケージコイルが送信に用
いられるので、送信専用コイルを用いる場合に要求され
るデカップリング機構が不要になる。

【００２２】課題を解決する第３の手段のＭＲＩ用ＲＦ
コイルにおいて、ソレノイドコイルを多数の並列の導体
により必要なコイル長になるように構成することによ
り、渦電流の発生が防止される。

【００２３】課題を解決する第４の手段のＭＲＩ装置に
おいて、バードケージコイルは少なくとも６本のエレメ
ントを有しておりＳＮＲがソレノイドコイルのＳＮＲと
近くなっている。そして、それぞれのコイルにより検出
された信号を位相補正して加算することで受信信号のＳ
ＮＲが改善される。

【００２４】

【実施例】以下、図面を参照して本発明の実施例を詳細
に説明する。図１は本発明の一実施例のＭＲＩ用ＲＦコ
イルの構成例を示す構成図である。この図１において、
バードケージコイル１は少なくとも６本のエレメントを
有し、主磁場と直交する方向の磁界を検出するように構
成されている。また、ソレノイドコイル２は主磁場と直
交する方向であって、前記バードケージコイルの検出磁
界とも直交する方向の磁界を検出するように構成されて
いる。また、バードケージコイル１は送信及び受信に用
いられる様になっており、ソレノイドコイル２は受信に
のみ用いられる。

【００２５】図２は本発明の一実施例のＭＲＩ装置の構
成例を示す構成図である。この図２において、これらバ
ードケージコイル１，ソレノイドコイル２での微弱な受
信信号は、受信時に送信ＲＦ電力からプリアンプを保護
するためのλ／４プロテクション部３，４等の保護手段
を経由して、プリアンプ５，６で所定のレベルまで増幅
される。ここでは、可変利得のアンプ若しくはアッテネ
ータ等で構成されたゲイン調整部７でプリアンプ５の出
力がゲイン調整され、更にプリアンプ６側の出力と信号
が同相になるように位相調整を行う位相調整部８により
位相調整がなされる。そして、この位相調整部８の出力
とプリアンプ６の出力とが、コンバイナー等の加算部９
のそれぞれの入力端子に供給されて同相加算される。こ
の後、加算された受信信号が信号処理装置１０において
所定のＭＲＩに必要な各種信号処理が実行される。そし
て、送信時には送信部１１からのＲＦ信号がバードケー
ジコイル１に供給されて被検体に向けて送信される。

【００２６】このように構成されたＭＲＩ装置において
は直交受信がなされて、相互に直交した磁界を検出する
バードケージコイル１及びソレノイドコイル２からの受
信信号を同相加算することで、ＳＮＲの改善を図るよう
構成されている。

【００２７】尚、上述の図１に示したバードケージコイ
ルは図３（ａ）にも示すローパス型と呼ばれるものであ
るが、これ以外に図３（ｂ）に示すようなリング部にコ
ンデンサを有するハイパス型のバードケージコイルを用
いることも可能である。

【００２８】このような直交受信を行うＭＲＩ装置とし
て従来のものと異なるのは、従来のサドルコイルに代え
てバードケージコイルを用いている点にある。そこで、
以下にバードケージコイルとソレノイドコイルとを用い
て直交受信を行うことでの利点を説明する。

【００２９】まず、バードケージコイル１によるＲ
Ｆ磁界の均一性が良いことが利点である。すなわち、バ
ードケージコイル１で送信を行い、バードケージコイル
１及びソレノイドコイル２で直交受信を行うことで、従
来のサドルコイルを用いた場合と比較して、ＲＦ磁界の
均一性が良くなるためにイメージのシェーディング（sh
ading:イメージの周辺部での感度低下によって平均輝度
が低下する現象）を改善出来る効果がある。

【００３０】このバードケージコイル１のＲＦ磁界の均
一性について図４及び図５を用いて説明する。図４に示
すような横断面を有するバードケージコイル１のＲＦ磁
界強度を水平方向，垂直方向について図５（ａ），
（ｂ）に示す。この図５では、バードケージコイル１の
エレメント数を４，８，１６，３２の場合について示し
ている。この図５のエレメント数４の特性は、従来のサ
ドルコイルの特性と一致する。サドルコイルもＺ方向に
４本のエレメントを有しているためである。そして、こ
の図５では、エレメント数を増やすに従って、ＲＦ磁界
の均一性が向上していることが読み取れる。この図５に
示していないが、エレメント数が６になった時点で、バ
ードケージコイル１のＲＦ磁界の均一性はサドルコイル
の特性を上回るようになる。従って、少なくともエレメ
ント数が６以上のバードケージコイル１を用いること
で、均一性の良いＲＦ磁界が得られるようになる。

【００３１】更に、バードケージコイル１のエレメント
を増やすにつれて、均一領域が広がる効果もある。例え
ば、バードケージコイル１の中心点の磁場強度から±１
０％の変化が表れる領域を均一領域として測定した場
合、その均一領域の最小半径ｒi がバードケージコイル
１の半径ｒ0 に占める割合（均一領域占有率：ｒi ／ｒ
0 ）をエレメント数との関係で表示すると図６のように
なる。すなわち、この図６に示すようにエレメント数が
増えるに従って均一領域が広がっている様子がわかる。

【００３２】以上のことから、シェーディングを低減す
るための送信専用の大型コイル等も不要になるという利
点もある。従って、以上のようにバードケージコイル１
を送信と受信に用いて、バードケージコイル１とソレノ
イドコイル２とで直交受信を行うことで、ＳＮＲ改善可
能なＭＲＩ装置を実現出来る。

【００３３】更に、バードケージコイル１のエレメ
ント数を増やしてＲＦ磁界の均一性を高めることで、コ
イルの雑音指数（ＮＦ：Noise Figure）を改善出来る効
果がある。このＮＦの改善は、ＳＮＲの改善を意味して
いる。

【００３４】ここで、コイルのＮＦc は、

【００３５】

【数２】

【００３６】であり、コイルの有する熱抵抗雑音により
ＳＮＲがどれだけ低下するかの指標となる。図７にバー
ドケージコイル１の共振周波数ｆとＮＦとの関係をエレ
メント数をパラメータとして示す。例えば、共振周波数
５ＭＨｚで、エレメント数４（サドルコイルと等価），
８，１２を例にする。この場合のＳＮＲ相対値は、エレ
メント数４を基準にすると、エレメント数８では＋１０
％，同１２では＋２２％のＳＮＲ改善効果が得られる。

【００３７】一方、図示しないが、ソレノイドコイル２
は上記バードケージコイル１と同径の場合、５ＭＨｚで
のＮＦは、１．２ｄＢ程度であり、サドルコイル（バー
ドケージコイルのエレメント数４と同じ）より５０％も
ＳＮＲが良いことが知られている。

【００３８】これらのデータより、図１１のグラフも用
いてソレノイドコイル２とサドルコイル，ソレノイドコ
イル２とバードケージコイル１（１２エレメント）の場
合のＳＮＲ改善比（対ソレノイドコイル単体使用）を比
較検討してみる。

【００３９】ソレノイドコイルとサドルコイルの直交受
信の場合には、ａ／ｂ＝１．５であるために、図１１よ
りＳＮＲ比（√（ａ² ＋ｂ² ）／ａ）が１．２０になる
ので２０％のＳＮＲ改善効果が得られていることが分か
る。一方、ソレノイドコイルとバードケージコイルとの
直交受信の場合には、ａ／ｂ＝１．５／１．２２＝１．
２であり、図１１よりＳＮＲ比（√（ａ² ＋ｂ² ）／
ａ）が１．３０になるので３０％のＳＮＲ改善効果が得
られることが分かる。すなわち、ソレノイドコイルと共
に直交受信を行う場合に、従来のサドルコイルに代えて
新たにバードケージコイルを用いるようにすることで、
２０％のＳＮＲ改善効果が３０％のＳＮＲ改善効果にア
ップすることになる。

【００４０】以上説明したように、ソレノイドコイルと
バードケージコイルとで直交受信を行なうようにするこ
とで、ＳＮＲの改善効果が得られる。この際、バードケ
ージコイルのエレメント数は６以上である必要が有り、
更にエレメント数を増やすに連れてその改善効果はアッ
プする。

【００４１】また、ソレノイドコイル２は銅箔による１
ターンコイルを用いることが多いが、これ以外に多数の
並列の導体（例えば、複数本のフラットケーブル等）を
巻回してコンデンサ等で各導体を接続することでも構成
出来る。

【００４２】このように、多数の並列の導体を用いた場
合には、渦電流による損失を低減できる効果が得られ
る。図８はこのようにフラットケーブルで必要コイル長
を構成したソレノイドコイル２の概略構成を示す構成図
である。ここでは、フラットケーブルによる導体部２ａ
とコンデンサによる接続部２ｂとで構成されている。こ
のような構成にした場合の効果についての効果について
更に詳しく説明する。

【００４３】図９は８エレメントのLP型バードケージコ
イル使用して３５μｍの銅シートによるソレノイドコイ
ルを用いた場合の損失と、８エレメントのLP型バードケ
ージコイル使用して５０本のフラットケーブルによるソ
レノイドコイルを用いた場合の損失とを示している。こ
こでＱcopper

【００４４】

【数３】

【００４５】はソレノイドコイルと組み合わせたことに
よるソレノイドコイルでの損失の度合を示す指標であ
る。すなわち、Ｑcopperが高いほど損失が少ないことを
意味している。この図９に示す結果より、フラットケー
ブルのソレノイドコイルにすることで、Ｑcopperが大幅
に改善されていることが読み取れる。ここでは、３倍以
上の数値の上昇が現れている。また、フラットケーブル
を使用することで、共振周波数ｆ0 が殆ど変化しないこ
とが判明した。一例では、８エレメントのLP型バードケ
ージコイルで３５μｍ・１３５ｍｍの銅シートによるソ
レノイドコイルを用いた場合は０．３３４ＭＨｚのｆ0
変化があったのに対し、フラットケーブルで１２０ｍｍ
のソレノイドコイルを構成した場合は０．０００１ＭＨ
ｚ以下のｆ0変動であった。

【００４６】また、５ＭＨｚにおけるバードケージコイ
ルのＱunloadは３５０程度であるが、銅シートソレノイ
ドコイルと組み合わせた場合には、３０５程度に低下す
る。これが、フラットケーブル使用ソレノイドコイルと
組み合わせることで、３４０程度になる。従ってこの結
果からもソレノイドコイルでの損失が少ないことが分か
る。

【００４７】以上説明したように、バードケージコイル
と共に直交受信を行う際に、ソレノイドコイルをフラッ
トケーブルで構成することで損失の少ないＭＲＩ用ＲＦ
コイルが実現できる。

【００４８】

【発明の効果】以上詳細に説明したように本発明によれ
ば、直交受信を行う場合にバードケージコイルとソレノ
イドコイルとを組み合わせるようにすることで、受信信
号のＳＮＲを改善可能なＭＲＩ用ＲＦコイル及び、この
ようなＭＲＩ用ＲＦコイルを使用することでＳＮＲを改
善可能なＭＲＩ装置を実現できる。

【図面の簡単な説明】

【図１】本発明の一実施例のＭＲＩ用ＲＦコイルの構成
例の詳細を示す構成図である。

【図２】本発明の一実施例のＭＲＩ用ＲＦコイル及びＭ
ＲＩ装置の構成例を示す構成図である。

【図３】本発明の一実施例のＭＲＩ用ＲＦコイルの構成
例の詳細を示す構成図である。

【図４】本発明の一実施例のＭＲＩ用ＲＦコイルの構成
例の詳細を示す構成図である。

【図５】バードケージコイルの磁場の均一性を示す特性
図である。

【図６】バードケージコイルの磁場の均一性を示す特性
図である。

【図７】バードケージコイルのノイズ指数特性を示す特
性図である。

【図８】ソレノイドコイルの構成の一例を示す構成図で
ある。

【図９】ソレノイドコイルの特性を説明する説明図であ
る。

【図１０】直交受信に用いるコイルの構成を示す説明図
である。

【図１１】直交受信のＳＮＲ改善の例を示す説明図であ
る。

【符号の説明】

１バードケージコイル２ソレノイドコイル３，４ λ／４プロテクション部５，６プリアンプ７ゲイン調整部８位相調整部９加算部１０信号処理装置１１送信部

───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (51)Int.Cl.⁶ 識別記号庁内整理番号ＦＩ技術表示箇所Ｇ０１Ｎ 24/04 ５３０Ｃ

Claims

【特許請求の範囲】

【請求項１】少なくとも６本のエレメントを有し、主
磁場と直交する方向の磁界を検出するように構成された
バードケージコイルと、主磁場と直交する方向であって、前記バードケージコイ
ルの検出磁界とも直交する方向の磁界を検出するソレノ
イドコイルと、から構成されたことを特徴とするＭＲＩ用ＲＦコイル。
【請求項２】送信と受信とに用いられ、少なくとも６
本のエレメントを有し、受信時には主磁場と直交する方
向の磁界を検出するように構成されたバードケージコイ
ルと、受信時に主磁場と直交する方向であって前記バードケー
ジコイルの検出磁界とも直交する方向の磁界を検出する
ソレノイドコイルと、から構成されたことを特徴とするＭＲＩ用ＲＦコイル。
【請求項３】少なくとも６本のエレメントを有し、主
磁場と直交する方向の磁界を検出するように構成された
バードケージコイルと、主磁場と直交する方向であって、前記バードケージコイ
ルの検出磁界とも直交する方向の磁界を検出するよう
に、多数の並列の導体により必要なコイル長になるよう
に構成されたソレノイドコイルとを備えたことを特徴と
するＭＲＩ用ＲＦコイル。
【請求項４】送信と受信とに用いられ、少なくとも６
本のエレメントを有し、受信時には主磁場と直交する方
向の磁界を検出するように構成されたバードケージコイ
ルと、主磁場と直交する方向であって、前記バードケージコイ
ルの検出磁界とも直交する方向の磁界を検出するソレノ
イドコイルと、前記バードケージコイルに送信用ＲＦ信号を生成して供
給するＲＦ信号供給手段と、前記バードケージコイルの受信信号と前記ソレノイドコ
イルの受信信号との位相が等しくなるよう補正する位相
補正手段と、位相の補正がなされた受信信号を加算する加算手段とを
備えたことを特徴とするＭＲＩ装置。