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WO2014073406A1 - 磁気共鳴イメージング装置およびアンテナ装置 - Google Patents

磁気共鳴イメージング装置およびアンテナ装置 Download PDF

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Publication number
WO2014073406A1
WO2014073406A1 PCT/JP2013/079100 JP2013079100W WO2014073406A1 WO 2014073406 A1 WO2014073406 A1 WO 2014073406A1 JP 2013079100 W JP2013079100 W JP 2013079100W WO 2014073406 A1 WO2014073406 A1 WO 2014073406A1
Authority
WO
WIPO (PCT)
Prior art keywords
rung
conductor
magnetic resonance
resonance imaging
imaging apparatus
Prior art date
Application number
PCT/JP2013/079100
Other languages
English (en)
French (fr)
Inventor
秀太 羽原
伸一朗 鈴木
陽介 大竹
Original Assignee
株式会社 日立メディコ
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by 株式会社 日立メディコ filed Critical 株式会社 日立メディコ
Priority to JP2014545650A priority Critical patent/JP6222849B2/ja
Priority to US14/440,125 priority patent/US10126382B2/en
Priority to CN201380052119.7A priority patent/CN104703538B/zh
Publication of WO2014073406A1 publication Critical patent/WO2014073406A1/ja

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    • A—HUMAN NECESSITIES
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    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/05—Detecting, measuring or recording for diagnosis by means of electric currents or magnetic fields; Measuring using microwaves or radio waves
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    • G01R33/44—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance using nuclear magnetic resonance [NMR]
    • G01R33/48—NMR imaging systems
    • G01R33/54—Signal processing systems, e.g. using pulse sequences ; Generation or control of pulse sequences; Operator console

Definitions

  • the present invention measures nuclear magnetic resonance (Nuclear Magnetic Resonance: hereinafter referred to as NMR) signals from hydrogen, phosphorus, etc. in a subject, and images nuclear density distribution, relaxation time distribution, etc. More particularly, the present invention relates to an antenna device that performs at least one of transmission of a high-frequency signal and reception of an NMR signal.
  • NMR Nuclear Magnetic Resonance
  • a high-frequency signal which is an electromagnetic wave
  • a subject placed in a uniform static magnetic field generated by a static magnetic field magnet to excite nuclear spins in the subject and to generate nuclear spins.
  • the subject is imaged by receiving a nuclear magnetic resonance signal and processing the signal.
  • High-frequency signal irradiation and nuclear magnetic resonance signal reception are performed by a device called an RF antenna or an RF coil that transmits or receives radio frequency (RF) electromagnetic waves.
  • RF radio frequency
  • the RF coil can be roughly classified into three types: a transmission antenna that performs only transmission, a reception antenna that performs only reception, and a transmission and reception antenna that performs both transmission and reception.
  • a transmission antenna that performs only transmission In a human imaging MRI system with a static magnetic field strength of 3 Tesla or less, a combination of a large transmitting antenna mainly in the shape of a cylinder or disk and a relatively small receiving antenna having various shapes such as a sheet or cylinder Often used.
  • the RF coils are roughly classified into two types, those called surface antennas or local antennas, and those called volume coils or volume antennas.
  • a local antenna is circular or flat and has sensitivity in the vicinity of the antenna and is often applied to the surface of a subject.
  • the volume antenna has a cylindrical shape or a disk shape installed on two upper and lower sides, has sensitivity in the whole or in between, and is used by installing a subject there.
  • cylindrical volume antennas examples include a so-called birdcage type or birdcage type (for example, see Non-Patent Document 1 and Patent Document 1) and a so-called TEM (transverse-electromagnetic) type (for example, Patent Document 2 and Patent Document 3).
  • a so-called birdcage type or birdcage type for example, see Non-Patent Document 1 and Patent Document 1
  • TEM transverse-electromagnetic
  • In these transmitting antennas about 16 to 32 bar-shaped conductors called rungs (horizontal bars or ladder horizontal bars) are usually arranged along the cylindrical side surface in parallel with the central axis of the cylinder.
  • Such a cylindrical transmission antenna is used in an MRI apparatus called a tunnel type.
  • a tunnel is formed by a cylindrical static magnetic field magnet, and the subject enters the tunnel while lying on a bed, and imaging is performed.
  • TEM-type antennas used as cylindrical transmission antennas are mainly used as volume antennas for trunks, volume antennas for heads, etc. in high magnetic field MRI apparatuses of 3 Tesla or higher. At this time, the currents flowing in the 16 to 32 rungs described above are coupled to each other. The number of independent feeding points (ports) is two.
  • a TEM antenna with N rungs has N / 2 + 1 resonance modes.
  • a TEM antenna used in a 3 Tesla MRI apparatus uses a resonance mode near 128 MHz.
  • this TEM antenna has 24 rungs, there are 13 resonance modes, and their frequencies are in the range of approximately 120 to 135 MHz and at intervals of approximately 1 to 2 MHz.
  • each resonance mode has a different spatial sensitivity range.
  • the MRI apparatus uses a phenomenon in which the hydrogen nuclear spin rotates at a specific frequency around the direction of the static magnetic field. Therefore, it is desirable to have as uniform sensitivity as possible in the space inside the antenna. Only one resonance mode of the TEM antenna is suitable for this.
  • the TEM type antenna uses current coupling between adjacent rungs.
  • the rung tends to be close to the outer cylindrical shield in order to secure the internal space of the antenna.
  • the mirror current flows right next to the rung, which increases the efficiency of the antenna. descend. Accordingly, current coupling between adjacent rungs tends to decrease.
  • the present invention has been made in view of the above circumstances, and in the TEM type antenna, the internal space of the antenna is sacrificed regardless of the size, shape and arrangement of the load and regardless of the arrangement of the antenna components. It is an object of the present invention to provide a technique for maintaining the uniformity of sensitivity inside an antenna with a simple configuration.
  • the present invention increases the degree of current coupling between adjacent rungs in a TEM antenna, and reduces the uneven position of the load disposed inside the antenna and the non-uniform sensitivity caused by the magnitude of the load.
  • This TEM-type antenna includes a rung conductor that branches into a plurality at the center and merges into one at both ends.
  • the rung conductor has a gap along the longitudinal direction of the rung conductor at the center.
  • This rung conductor is arranged so as to be close to the adjacent rung conductor at the center and to maintain the same distance at the end as in the prior art.
  • the antenna in a TEM type antenna, can be constructed with a simple configuration without sacrificing the internal space of the antenna regardless of the size, shape, and arrangement of the load, and regardless of the arrangement of the antenna components.
  • the uniformity of internal sensitivity can be maintained.
  • FIG. 2 Schematic configuration diagram of an MRI apparatus according to an embodiment of the present invention
  • the perspective view of the antenna apparatus of embodiment of this invention Figure 2 is an enlarged view of part of A perspective view of a conventional antenna device Partly enlarged view of Figure 4
  • (a) is an impedance characteristic graph showing the spread of the resonance peak of the antenna device of the embodiment of the present invention
  • (b) is an impedance characteristic graph showing the spread of the resonance peak of the conventional antenna device.
  • (a) is explanatory drawing of magnetic field distribution by the antenna apparatus of embodiment of this invention
  • (b) is explanatory drawing of magnetic field distribution by the conventional antenna apparatus.
  • the perspective view of the antenna device of the modification of embodiment of this invention The perspective view of the antenna device of the modification of embodiment of this invention
  • the perspective view of the antenna device of the modification of embodiment of this invention The perspective view of the antenna device of the modification of embodiment of this invention
  • FIG. 1 is a schematic configuration diagram of an MRI apparatus 100 of the present embodiment.
  • the MRI apparatus 100 transmits a high-frequency signal to the subject 112, a magnet 101 that forms a static magnetic field in the measurement space in which the subject 112 is arranged, a gradient magnetic field coil 102 that gives a magnetic field gradient in a predetermined direction to the static magnetic field, and
  • an RF coil 103 that receives a nuclear magnetic resonance signal generated from the subject 112 and a high-frequency signal transmitted from the RF coil 103 are generated and transmitted to the RF coil 103, and the nuclear magnetic resonance signal received by the RF coil 103
  • the transmitter / receiver 104 that performs signal processing on the magnetic field, the gradient magnetic field power source 109 that supplies current to the gradient coil 102, the drive of the transceiver 104 and the gradient magnetic field power source 109 are controlled, and various information processing and operations by the operator are performed.
  • a data processing unit 105 to receive, a display device 108 for displaying a processing result of the data processing unit 105, and a bed 111 on which the subject 112 is placed.
  • the data processing unit 105 functions as an imaging unit that images internal information of the subject 112 from a nuclear magnetic resonance signal received by the RF coil 103 and subjected to various signal processing by the transceiver 104.
  • the gradient magnetic field power source 109 and the gradient magnetic field coil 102 are connected by a gradient magnetic field control cable 107.
  • the RF coil 103 and the transceiver 104 are connected by a transmission / reception cable 106 that transmits and receives signals between the RF coil 103 and the transceiver 104.
  • the transceiver 104 includes a synthesizer, a power amplifier, a reception mixer, an analog / digital converter, a transmission / reception changeover switch, and the like.
  • the MRI apparatus 100 is classified into a horizontal magnetic field method and a vertical magnetic field method depending on the direction of the static magnetic field formed by the magnet 101.
  • the magnet 101 In the case of the horizontal magnetic field method, the magnet 101 generally has a cylindrical bore (central space) and generates a static magnetic field in the horizontal direction in FIG.
  • the vertical magnetic field method a pair of magnets are arranged above and below the subject to generate a static magnetic field in the vertical direction in FIG.
  • the present invention is mainly suitable for a horizontal magnetic field type MRI apparatus.
  • an RF signal 103 and a gradient magnetic field coil 102 irradiate a subject 112 placed in a static magnetic field with intermittent high frequency signals and gradient magnetic fields at intervals of several milliseconds, respectively.
  • a nuclear magnetic resonance signal emitted from the subject 112 in resonance with the high-frequency signal is received by the RF coil 103, and signal processing is performed by the transceiver 104 and the data processing unit 105 to acquire a magnetic resonance image.
  • the subject 112 is, for example, a predetermined part of the human body.
  • the subject 112 lies on the bed 111 and is disposed inside the RF coil 103.
  • the RF coil 103, the gradient magnetic field coil 102, and the bed 111 are arranged in a static magnetic field space formed by the magnet 101.
  • a single RF coil is shown as the RF coil 103 that transmits a high-frequency signal and receives a nuclear magnetic resonance signal.
  • the present invention is not limited to this.
  • an RF coil composed of a plurality of coils may be used as the RF coil 103, such as combining a wide range imaging RF coil and a local RF coil.
  • the high-frequency signal transmitted by the RF coil 103 and the nuclear magnetic resonance signal received by the RF coil 103 are collectively referred to as electromagnetic waves.
  • a TEM type antenna having about 16 to 32 rungs and using the currents flowing through the rungs coupled to each other is used.
  • the TEM type antenna of this embodiment has less sensitivity non-uniformity caused by the load being biased inside the antenna and the large load. For this reason, even when the distance between the rung conductor of the antenna and the sheet-like conductor is relatively close compared to the diameter of the entire cylinder, the efficiency of the antenna does not decrease and there are two feeding points. Just do it.
  • FIG. 2 is a perspective view of the antenna device 200 used as the RF coil 103 of the present embodiment.
  • the antenna device 200 of the present embodiment includes a cylindrical sheet-like conductor (hereinafter referred to as a sheet-like conductor) 210 serving as a ground plane (a ground plane), and 24 sets of rungs.
  • a sheet-like conductor serving as a ground plane (a ground plane)
  • This is a TEM-type antenna including a unit 220 and two power feeding units 230. Since it is used as a volume coil for a trunk, it has a cylindrical shape as shown in this figure.
  • the number of rungs 220 is not limited to this.
  • the central axis direction of the cylindrical shape formed by the sheet-like conductor 210 is referred to as an axial direction
  • the circumferential direction of a circle having a cross section orthogonal to the central axis is referred to as a circumferential direction
  • the diametric direction is referred to as a radial direction.
  • Figure 3 shows an enlarged view of a part of Figure 2.
  • the rung section 220 includes a shunt capacitor 223, a rung capacitor 222, and a rung conductor 221.
  • the rung conductor 221 is made of a strip-shaped (elongated flat plate or tape), or a rod-shaped or cylindrical conductor.
  • the rung conductor 221 is disposed on a virtual cylindrical surface at a predetermined distance (space) from the sheet conductor 210 on the side where the subject 112 is disposed of the sheet conductor 210. At this time, it arrange
  • the rung conductor 221 of the adjacent rung 220 is substantially parallel to the rung conductor 221.
  • the 24 sets of rung portions 220 are arranged at a predetermined interval (gap 241) in the circumferential direction.
  • the plate-like surface is arranged substantially parallel to the surface of the sheet-like conductor 210.
  • the tape surface is arranged substantially parallel to the surface of the sheet-like conductor 210. This is because the space in the antenna device 200 is effectively used and the performance of the antenna device 200 is improved.
  • the gap 241 between the adjacent rung conductors 221 is reduced, the coupling between the adjacent rung conductors 221 is increased, and the rung conductor is secured in order to secure a region through which the magnetic flux passes.
  • a gap (hole: opening) 224 is provided at the center of 221.
  • the rung conductor 221 of this embodiment branches into two in the region near one end, and becomes two parallel tape-like (elongated flat plate-like) branch rungs 221a and 221b in the central portion. , Merge in the region near the other end.
  • a gap (hole) 224 is formed between the place where the rung conductor 221 branches and the place where the rung conductor 221 branches, and the circumferential width of the central portion is configured to be wider than the circumferential width of the end portion.
  • both locations where the rung conductor 221 branches or merges are referred to as branch portions.
  • branch portions When it is necessary to distinguish the two, they are referred to as a first branch 251a and a second branch 251b.
  • the rung conductor 221 of the present embodiment includes a pair of branch portions 251a and 251b and a plurality of branch rungs that connect between both branch portions constituting the pair of branch portions.
  • the two branch rungs 221a and 221b have the same width.
  • the rung conductor 221 of this embodiment has a gap (hole) 224 in the center, the gap 240 between adjacent rung conductors 221 is narrower than the gap 241 at the end in the center of the rung 220 in the axial direction. . As a result, the coupling with the adjacent rung conductor 221 increases.
  • an air gap (hole) 224 is provided in the center, a region through which the magnetic flux passes is secured. In the present embodiment, a case where one continuous gap (hole) 224 is provided in the axial direction will be described as an example.
  • the rung capacitor 222 is inserted into each end region of the rung conductor 221 in the longitudinal direction.
  • the first branch portion 251a and the second branch portion 251b are respectively inserted into the end portions.
  • the continuous length of the rung conductor 221 is adjusted according to the arrangement position of the rung capacitor 222. As a result, the voltage at the end of the rung conductor 221 is reduced.
  • the shunt capacitor 223 is inserted between the sheet conductor 210 and the rung portion 220. Accordingly, both end portions of the rung conductor 221 are connected to the sheet-like conductor 210 via the shunt capacitor 223.
  • one shunt capacitor 223 and one rung capacitor 222 are arranged here, but the number of these arrangements is not limited to this.
  • Two capacitors (shunt capacitor 223 and rung capacitor 222) arranged in series on one side of each rung conductor 221 may be integrated into one. Further, it may be divided into three or more in series.
  • capacitors are determined by the loop circuit that resonates at the frequency of the high-frequency signal or nuclear magnetic resonance signal transmitted and received by the RF coil 103 by the rung 220 and the sheet-like conductor 210. Adjusted to constitute.
  • the antenna device 200 of the present embodiment resonates at the frequency of the signal transmitted and received by the RF coil 103, and realizes a function as an antenna that performs at least one of transmission and reception.
  • the power supply unit 230 includes a connection point 231 and a power supply coaxial cable 232.
  • the connection point 231 is a transmission and / or reception terminal provided on one end of the rung conductor 221 and the sheet-like conductor 210 immediately below.
  • the end of the coaxial cable 232 is connected to the connection point 231. That is, the inner conductor and the outer conductor of the coaxial cable 232 are connected to the rung portion 220 side and the sheet-like conductor 210 side of the connection point 231, respectively.
  • the coaxial cable 232 is used as the transmission / reception cable 106 described above, and connects the antenna device 200 and the MRI apparatus 100 main body (transceiver 104).
  • the antenna device 200 transmits and receives electromagnetic waves via the coaxial cable 232.
  • the connection point 231 is also referred to as a transmission / reception terminal, a port of the antenna device 200, a feeding point, or the like. Further, the connection point 231 is provided for each channel.
  • connection point 231 may be configured to have a matching circuit function by using several lumped constant elements such as capacitors and inductors, for example.
  • the antenna device 200 includes a conductor support structure for arranging the rung conductor 221 while maintaining a predetermined distance from the sheet-like conductor 210.
  • FIG. 4 is a perspective view of a conventional antenna device 900 used as the RF coil 103.
  • the antenna device 900 includes a sheet-like conductor (hereinafter referred to as a sheet-like conductor) 910 serving as a cylindrical ground plane (ground plane), 24 sets of rung portions 920, Two or four power supply units 930.
  • FIG. 4 illustrates a case where four power feeding units 930 are provided.
  • Fig. 5 shows an enlarged view of Fig. 4 in detail.
  • the rung section 920 includes a shunt capacitor 923, a rung capacitor 922, and a rung conductor 921.
  • the rung conductor 921 is made of a strip-like (elongated flat plate or tape-like), rod-like or cylindrical conductor.
  • the arrangement is the same as that of the antenna device 200 of the present embodiment.
  • the power feeding unit 930 includes a power feeding point 931 and a power feeding coaxial cable 932, similarly to the antenna device 200 of the present embodiment.
  • the gap 240 between the rung conductors 221 is smaller than the gap 940 between the rung conductors 921. Therefore, when the number of the rung portions 220 and the rung portions 920 are the same, the current coupling of the rung portion 220 of the antenna device 200 of this embodiment is larger than that of the conventional antenna device 900.
  • the antenna device 200 of the present embodiment for example, when the number of rung portions 220 (920) is 24, the spread of 13 resonance modes on the frequency axis increases, and the MRI device 100 The stability of the resonance mode used when measuring the magnetic resonance signal is increased.
  • the sensitivity non-uniformity caused by the deviation of the arrangement position of the load inside the antenna device 200 can be suppressed.
  • non-uniformity of sensitivity due to the distance from the feeding point which is caused by a large load placed inside the antenna device 200, can be suppressed. Therefore, even when the distance between the rung conductor 221 and the sheet-like conductor 210 is relatively small compared to the diameter of the cylinder of the antenna device 200 formed by the sheet-like conductor 210, the feeding portion 230 is provided at four places. There is no need to increase it. Since the power supply unit 230 is only required in two places, it is possible to more easily cope with a high-frequency signal irradiation method called QD (Quadrature Drive).
  • QD Quadrature Drive
  • the cylindrical sheet-like conductor 210 was formed of a stainless steel mesh having a diameter of 710 mm, a depth of 1000 mm, and a thickness of 100 microns.
  • 24 rung conductors 221 composed of a tape-like conductor having a width of 40 mm and a length of 400 mm were arranged.
  • a cut was made in the central portion of the rung conductor 221 and branched into two tape-shaped conductors having a width of 20 mm.
  • the maximum value in the circumferential direction of the width of the gap (hole) 224 obtained was set to 40 mm.
  • the distance (gap) 240 between the adjacent rung conductors 221 is approximately 7.7 mm.
  • the capacities of the rung capacitor 222 and the shunt capacitor 223 were 44 pF, respectively.
  • the resonance frequency of the antenna device 200 is approximately 122 MHz.
  • the cylindrical sheet-like conductor 910 was formed of a stainless steel mesh having a diameter of 710 mm, a depth of 1000 mm, and a thickness of 100 microns.
  • 24 rung conductors 921 composed of a tape-like conductor having a width of 40 mm and a length of 400 mm were arranged.
  • an interval (gap) 940 between adjacent rung conductors 921 is approximately 48 mm.
  • the capacities of the rung capacitor 922 and the shunt capacitor 923 were 44 pF, respectively.
  • the resonance frequency of the antenna device 200 is approximately 121 MHz.
  • a phantom simulating a living body was used.
  • the phantom has a cylindrical shape, in which an aqueous solution composed of water and an electrolyte is enclosed.
  • the size of the phantom used was about 30 cm in diameter and 50 cm in length. This is a simulation of the human trunk.
  • the electric conductivity of the aqueous solution filled in the phantom was set to 0.66 S / m, and the relative dielectric constant was set to 77.2.
  • the phantom was installed in the center of the antenna device 200 and the antenna device 900, and a simulation was performed.
  • FIG. 6 (a) is an impedance characteristic graph at a connection point (feeding point) 231 by the antenna device 200 of the present embodiment.
  • the horizontal axis represents frequency, which is from 0.11 GHz to 0.155 GHz.
  • the vertical axis represents the absolute value (Magnitude) of the impedance, from 0 to 400 ⁇ .
  • a peak 301 near 0.122 GHz which is the second from the low frequency side, is a resonance peak used in MRI.
  • the lowest frequency peak is at approximately 0.119 GHz and the highest frequency peak is at approximately 0.145 GHz.
  • the difference is approximately 26 MHz.
  • FIG. 6 (b) is an impedance characteristic graph at a connection point (feeding point) 931 by the conventional antenna device 900.
  • the horizontal axis represents frequency, which is from 0.11 GHz to 0.155 GHz.
  • the vertical axis represents the absolute value (Magnitude) of the impedance, from 0 to 500 ⁇ .
  • the impedance characteristic of the conventional antenna device 900 has eleven peaks.
  • the reason why the number of peaks is different from that of the antenna device 200 shown in FIG. 6 (a) is that a plurality of peaks having the highest frequency overlap and become one.
  • the peak 302 near 0.121 GHz, which is the second from the low frequency side, is the resonance peak used in MRI.
  • the lowest frequency peak is at approximately 0.118 GHz and the highest frequency peak is at approximately 0.135 GHz.
  • the difference is approximately 17 MHz.
  • the broadening of the resonance peak (26 MHz) by the antenna device 200 of this embodiment is approximately 1.5 times the broadening (17 MHz) by the conventional antenna device 900.
  • the higher-order resonance mode it can be seen that the possibility of interfering with the mode used in MRI is reduced when the mode is excited.
  • the phantom 113 used as a load was the same as described above. That is, the electrical conductivity of the aqueous solution filled therein was 0.66 S / m, the relative dielectric constant was 77.2, and the size of the phantom 113 was 30 cm in diameter and 50 cm in length.
  • the phantom 113 is arranged in the antenna device 200 and the antenna device 900 at a position where the axial direction is centered and the radial direction is deviated from the center.
  • the antenna device 200 and the antenna device 900 are arranged so that the radial center of the cross section of the phantom is located at a position 17 cm away from the center of the cross section (circle) perpendicular to the central axis of the antenna device 200.
  • FIG. 7A shows a magnetic field distribution generated in the antenna apparatus 200 of the present embodiment
  • FIG. 7B shows a magnetic field distribution generated in the conventional antenna apparatus 900.
  • the unit of magnetic field strength is ⁇ T (micro Tesla).
  • the magnetic field distribution in the region inside the phantom 113 is compared in FIG. 7 (a) and FIG. 7 (b).
  • FIG. 7B it can be seen that the magnetic field intensity at the top of the figure increases, while the magnetic field intensity at the center of the phantom 113 decreases, and the uniformity within the region decreases.
  • the phantom 113 is asymmetrically arranged inside the antenna device 900 at a position close to the rung portion 920, and thus nonuniform sensitivity is generated.
  • the phantom 113 is arranged in the same position as FIG.7 (b), but the magnetic field is extremely near the rung 220 compared to the case of FIG.7 (b). Strength does not increase. Therefore, according to the antenna device 200 of the present embodiment, the uniformity of sensitivity within the phantom 113 is maintained even when the phantom 113 is disposed asymmetrically near the rung portion 220. I understand.
  • FIG. 8 shows a graph of the absolute value profile (magnetic field profile) of the magnetic field intensity in the line 400 of FIGS. 7 (a) and 7 (b).
  • the vertical axis represents the magnetic field strength ( ⁇ T), and the horizontal axis represents the distance (unit: mm) with the center of the antenna device 200 on the line 400 in FIGS. 7 (a) and 7 (b) as 400.
  • a graph 401 indicated by a solid line is FIG. 7A, that is, a magnetic field profile by the antenna device 200 of the present embodiment, and a graph 402 indicated by a broken line is FIG. 7B, that is, a magnetic field profile by the conventional antenna device 900. It is.
  • a double-ended arrow 403 is an area where the phantom 113 exists.
  • the magnetic field strength increases as the rung portion 220 approaches in the phantom 113 existence region, and the magnetic field distribution, that is, the sensitivity uniformity. It can be seen that is not maintained.
  • the magnetic field strength is prevented from increasing even when approaching the rung portion 220, and the magnetic field distribution, that is, the sensitivity is improved. It can be seen that the uniformity is maintained.
  • the antenna device 200 of the present embodiment maintains the uniformity of sensitivity even when the subject enters the antenna asymmetrically or locally compared to the antenna device 900 of the prior art, It was shown that good sensitivity characteristics can be obtained.
  • the rung conductor 221 is not limited to the above-described configuration.
  • a capacitor 243 may be inserted into the branch rungs 221a and 221b.
  • each branch rung 221a and 221b becomes short, and the voltage of an edge part falls. Therefore, the effect that the radiation of the electric field to the human body is reduced can be obtained.
  • the insertion position of the capacitor 243 is not limited as long as it is within the branch rungs 221a and 221b. Further, each of the branch rung 221a and the branch rung 221b may be inserted at a position where the distance from the end is different.
  • the branch rungs 221a and 221b included in the rung conductor 221 are not limited to the above two. It is only necessary that the gap 240 at the center with the adjacent rung conductor 221 is made smaller than the gap 241 at the end and a magnetic flux passage region can be secured. Therefore, for example, as shown in FIG. 10, the rung conductor 221 may be branched into three at the branch portions 251a and 251b. Two gaps (holes) 224 are provided in the center of the rung conductor 221. In this case, among the rung conductors 221 branched into three, the left and right branch rungs approach the adjacent rung conductors 221, thereby increasing the coupling with the adjacent rung conductors 221. Further, the branching portions 251a and 251b may have four or more branches.
  • the number of gaps (holes) 224 is not limited to one in the axial direction. That is, a set of a plurality of first branch portions 251a and second branch portions 251b may be provided in the longitudinal direction of the rung conductor 221.
  • branch rungs 221a and 221b are connected to at least part of the nearest branch rungs 221a or 221b of adjacent rung conductors 221. You may arrange so that it may overlap. As a result, the degree of coupling is increased and the effect is enhanced, rather than being closer to the circumferential direction. It should be noted that necessary and sufficient insulation measures are taken on the portion where the rung conductor 221 overlaps.
  • connection terminal which is the connection point 231 between the end of the coaxial cable 232 and the antenna device 200, is installed near one end of the rung conductor 221 as shown in FIG.
  • the installation position of the connection point (connection terminal) 231 is not limited to this.
  • the central portion of the rung conductor 221 may be used. In this case, a gap is provided at the center of the rung conductor 221 and the coaxial cable 232 is connected to both ends thereof.
  • branch rungs 221a and 221b do not have to have the same width.
  • the branch rung on the side closer to the power feeding unit 230 may be made thicker than the branch rung on the far side.
  • the shape of the sheet-like conductor 210 is not limited to a cylindrical shape.
  • an elliptic cylinder shape may be sufficient.
  • the axial length of the air gap (hole) 224 is preferably 60% or more and 80% or less of the axial length of the rung conductor 221.
  • the MRI apparatus 100 of the present embodiment includes the magnet 101 that generates a static magnetic field to form the static magnetic field, the transmission of a high-frequency signal to the static magnetic field space, and the subject placed in the static magnetic field
  • An RF coil 103 that performs at least one of reception of nuclear magnetic resonance signals generated from the RF coil 103, the RF coil 103 including a sheet-like conductor 210 and a plurality of rung portions 220.
  • the sheet-like conductor 210 forms a cylindrical shape, and each of the plurality of rung portions 220 includes a rung conductor 221, a capacitor 223 that connects the sheet-like conductor 210 and both end portions of the rung conductor 221, respectively.
  • the rung conductor 221 of each of the plurality of rung portions 220 has a cylindrical shape formed by the sheet-like conductor, a predetermined distance from the sheet-like conductor, and a longitudinal direction of the cylindrical shape of the cylindrical shape. As approximately parallel to the axial direction.
  • Each of the rung conductors 221 has a gap 224 in the center, and the distance between adjacent rung conductors 221 is configured so that the center is smaller than the end, and the capacitor 223
  • the rung 220 and the sheet-like conductor 210 are adjusted so as to form a loop circuit that resonates at the frequency of the high-frequency signal or the nuclear magnetic resonance signal.
  • the rung conductor may be configured such that the circumferential width of the central portion is wider than the circumferential width of the end portion.
  • the rung conductor 221 includes a pair of branch portions 251a and 251b, and a plurality of branch rungs extending in the axial direction and connecting the pair of branch portions, and the gap 224 includes the pair of branch portions 251a and 251b. It may be formed by a branch portion and two adjacent branch rungs.
  • the number of the branch rungs provided in the rung conductor 221 may be two.
  • branch rung included in the rung conductor 221 may be three or more.
  • the rung conductor 221 may include one set of the pair of branch portions.
  • the rung conductor 221 may include a rung capacitor 222 in the middle of the rung conductor 221 in the longitudinal direction.
  • the rung conductor 221 may have a strip shape.
  • the branch rung at the end of the branch rung portion is a region overlapping with the nearest branch rung in the circumferential direction of the branch rung of the rung conductor 221 adjacent to the rung conductor 221 to which the branch rung belongs. You may have.
  • the cylindrical shape may be a cylindrical shape.
  • the axial central portion is close between the adjacent rung conductors 221, so that the current coupling increases.
  • the end portion maintains the same gap as in the prior art. Therefore, the electric field coupling does not increase. Therefore, according to the antenna device of the present embodiment, the electric field coupling can be suppressed while the current coupling between the rung conductors 221 is increased, and accordingly, the frequency spread of the resonance mode can be increased. it can. Thereby, since the frequencies of the resonance modes are separated from each other, even if the frequency is shifted due to a change in the situation inside the antenna device, it is difficult to be affected by being superimposed on other resonance modes. Therefore, the main resonance mode to be used can be stabilized.
  • the resonance mode is stable, the distance between the rung conductor of the antenna and the sheet-like conductor can be relatively close compared to the diameter of the entire cylinder. Therefore, according to this embodiment, an antenna device having a wide internal space can be provided. Therefore, it is possible to realize a trunk volume coil having high uniformity of sensitivity and a wide examination space.
  • the antenna device 200 of the present embodiment may be a reception-only antenna, a transmission-only antenna, or a transmission / reception antenna. Further, the antenna device of the above embodiment can be applied not only as an RF coil of an MRI apparatus but also to any device that uses an electromagnetic wave having a frequency of several MHz to several GHz.
  • MRI device 101 magnet, 102 gradient coil, 103 RF coil, 104 transceiver, 105 data processing unit, 106 transmission / reception cable, 107 gradient magnetic field control cable, 108 display, 109 gradient magnetic field power supply, 111 bed, 112 subject , 113 phantom, 200 antenna device, 210 sheet conductor, 220 rung, 221 rung conductor, 221a branch rung, 221b branch rung, 222 rung capacitor, 223 shunt capacitor, 224 air gap, 230 feed, 231 connection point, 232 coaxial Cable, 240 gap, 241 gap, 243 capacitor, 251a first branch, 251b second branch, 301 peak, 302 peak, 400 line, 401 graph, 402 graph, 403 double-ended arrow, 710 diameter, 900 antenna device , 910 ⁇ sheet conductor, 920 rung section, 921 rung conductor, 922 rung capacitor, 923 shunt capacitor, 930 power supply Section, 931 feed point, 932 feed co

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Abstract

　TEM型アンテナにおいて、負荷のサイズ、形状、配置によらず、また、アンテナ構成部材の配置によらず、アンテナの内部空間を犠牲にすることなく、簡易な構成で、アンテナ内部の感度の均一度を保つ技術を提供するために、TEM型アンテナは、中央部で複数に分岐し、両端部では1つに合流したラング導体を備える。言い換えると、中央部にラング導体の長手方向の沿った空隙を有するラング導体を持つ。このラング導体は、隣接するラング導体と中央部で近接するとともに、端部では従来同様の距離を保つよう配置される。

Description

磁気共鳴イメージング装置およびアンテナ装置
　本発明は、被検体中の水素や燐等からの核磁気共鳴(Nuclear Magnetic Resonance:以下NMRという)信号を計測し、核の密度分布や緩和時間分布等を画像化する核磁気共鳴イメージング(Magnetic Resonance Imaging:以下MRIとする)技術に関し、特に、高周波信号の送信およびNMR信号の受信の少なくとも一方を行うアンテナ装置に関する。
　MRI装置では、静磁場マグネットが発生する均一な静磁場中に配置された被検体に電磁波である高周波信号を照射し、被検体内の核スピンを励起すると共に、核スピンが発生する電磁波である核磁気共鳴信号を受信し、信号処理することにより、被検体を画像化する。高周波信号の照射と核磁気共鳴信号の受信とは、ラジオ周波数(RF)の電磁波を送信あるいは受信するRFアンテナもしくはRFコイルと呼ばれる装置によって行なわれる。
　RFコイルは、送受信機能で分類すると、送信のみ行う送信アンテナ、受信のみ行う受信アンテナ、送信と受信の双方を行う送受信アンテナ、の3つに大別できる。3テスラ以下の静磁場強度を持つ、ヒト撮像用MRI装置においては、主に円筒形状や円盤形状の大きな送信アンテナと、シート状や円筒形など様々な形状を持つ比較的小さな受信アンテナとが組み合わせて使用されることが多い。
　また、RFコイルは、形状で分類すると、表面アンテナもしくは局所アンテナと呼ばれるものと、ボリュームコイルもしくはボリュームアンテナと呼ばれるものとの2種に大別される。局所アンテナは、円形や平板形状でアンテナの近傍付近に感度を持ち、被検体の表面にあてて用いられることが多い。一方、ボリュームアンテナは、円筒形もしくは2つの上下に設置された円盤形状を有し、その中もしくはその間全体に感度を持ち、そこに被検体を設置して用いられる。
　円筒形のボリュームアンテナの例として、鳥かご型もしくはバードケージ型と呼ばれるもの(例えば、非特許文献1および特許文献1参照。)と、TEM(transverse electromagnetic)型と呼ばれるもの(例えば、特許文献2および特許文献3参照。)とがある。これらの送信アンテナでは、通常、ラング(横木、あるいは、はしごの横棒)と呼ばれる棒状の導体が、円筒側面に沿って、円筒の中心軸と平行に、16～32本程度配置される。このような円筒形の送信アンテナは、トンネル型と呼ばれるMRI装置で用いられる。トンネル型MRI装置では、円筒形状の静磁場マグネットによりトンネルが形成され、被検体は、ベットに寝た状態でトンネル内部に入り、撮影が行われる。
　円筒形の送信アンテナとして用いられるTEM型のアンテナは、主に3テスラ以上の高磁場MRI装置における体幹部用ボリュームアンテナ、頭部用ボリュームアンテナなどとして使用される。このとき、前述の16～32本程度あるラングに流れる電流を互いにカップリングさせて使用する。また、独立した給電点(ポート)の数は、2である。
米国特許第7688070号明細書 米国特許第4751464号明細書 米国特許第5557247号明細書
Cecil E. Hayes, et al.,"An Efficient, Highly Homogeneous Radiofrequency Coil for Whole-Body NMR Imaging at 1.5T", Journal of Magnetic Resonance (1985)Vol.63:p.622-628
　一般に、N本のラングを持つTEM型のアンテナには、N/2＋1個の共振モードが存在する。例えば、3テスラのMRI装置で用いるTEM型アンテナは、128MHz付近の共振モードを使用する。このTEM型アンテナが24ラングを持つ場合、13個の共振モードがあり、その周波数は、おおよそ120から135MHzの範囲に、略1～2MHz程度の間隔で存在する。
　また、各共振モードはそれぞれ空間的な感度範囲が異なる。MRI装置は水素核スピンが静磁場方向の周りを特定周波数で回転する現象を使用する。従って、アンテナ内部の空間では出来る限り均一な感度を持つことが望ましい。これに適するTEM型アンテナの共振モードは1つだけである。
　上述のように、TEM型アンテナは、隣接ラング間の電流のカップリングを利用している。昨今、アンテナの内部空間を確保するため、ラングをその外側の円筒形シールドに近づけがちである。TEM型アンテナにおいて、ラングとその外側にある円筒形シールドとの距離が全体の円筒の直径と比較して相対的に近い場合、ミラー電流がラングのすぐそばを流れることにより、アンテナとしての効率が低下する。これに伴い、隣接ラング間の電流カップリングも減る傾向にある。
　TEM型アンテナにおいて、隣接ラング間の電流カップリングが低下すると、共振モードの周波数が互いに近くなることが知られている。そして、TEM型アンテナの共振モードの周波数が互いに近いと、周波数が隣接する共振モードの感度範囲が交じり合う度合いが高くなり、局所的な感度の不均一が起きやすい。特に、アンテナ内部に人体などの被検体が偏って配置された場合、受信コイルやケーブルなどの位置によって、局所的にラングと被検体やケーブルなどの物体とが近づくことにより、TEM型アンテナの共振モードの周波数に乱れが生じる。この乱れにより、中心以外に感度範囲を有する他の共振モードの感度の影響を受けやすい。
　また、TEM型アンテナにおいて、隣接ラング間の電流カップリングが低下すると、大きな被検体がアンテナ内部に入った場合、給電点に近い側の感度と、遠い側の感度とが異なる現象が起きる。これは、被検体との相互作用により電流の流れが阻害されるためである。このため、給電点からの距離を所定の範囲に収める必要が生じる。従って、独立した2点の給電点では足りず、円筒軸で180度、対称の部分に従属するポートを加えた、2＋2の独立及び従属した4本の給電点が必要になる場合もある。この現象は、特に、TEM型アンテナのラングとその外側にある円筒形シールドとの距離が、全体の円筒の直径と比較して、相対的に近い場合に顕著である。
　本発明は、上記事情に鑑みてなされたもので、TEM型アンテナにおいて、負荷のサイズ、形状、配置によらず、また、アンテナ構成部材の配置によらず、アンテナの内部空間を犠牲にすることなく、簡易な構成で、アンテナ内部の感度の均一度を保つ技術を提供することを目的とする。
　本発明は、TEM型アンテナにおいて、隣接ラング間の電流カップリングの度合いを増大させ、アンテナ内部に配置される負荷の配置位置の偏り、同負荷の大きさによって引き起こされる感度の不均一を低減する。このTEM型アンテナは、中央部で複数に分岐し、両端部では1つに合流したラング導体を備える。言い換えると、中央部にラング導体の長手方向の沿った空隙を有するラング導体を持つ。このラング導体は、隣接するラング導体と中央部で近接するとともに、端部では従来同様の距離を保つよう配置される。
　本発明によれば、TEM型アンテナにおいて、負荷のサイズ、形状、配置によらず、また、アンテナ構成部材の配置によらず、アンテナの内部空間を犠牲にすることなく、簡易な構成で、アンテナ内部の感度の均一度を保つことができる。
本発明の実施形態のMRI装置の概略構成図 本発明の実施形態のアンテナ装置の斜視図 図2の一部の拡大図 従来のアンテナ装置の斜視図 図4の一部の拡大図 (a)は、本発明の実施形態のアンテナ装置の共振ピークの広がりを示すインピーダンス特性グラフであり、(b)は、従来のアンテナ装置の共振ピークの広がりを示すインピーダンス特性グラフ (a)は、本発明の実施形態のアンテナ装置による磁場分布の説明図であり、(b)は、従来のアンテナ装置による磁場分布の説明図 図7(a)および(b)のライン400における磁場強度の絶対値のプロファイルを示すグラフ 本発明の実施形態の変形例のアンテナ装置の斜視図 本発明の実施形態の変形例のアンテナ装置の斜視図 本発明の実施形態の変形例のアンテナ装置の斜視図
　以下、本発明を適用する実施形態について説明する。
　まず、本実施形態のMRI装置の構成について説明する。図1は、本実施形態のMRI装置100の概略構成図である。MRI装置100は、被検体112が配置される計測空間に静磁場を形成するマグネット101と、静磁場に所定の方向の磁場勾配を与える傾斜磁場コイル102と、高周波信号を被検体112に送信するとともに被検体112から発生する核磁気共鳴信号を受信するRFコイル103と、RFコイル103から送信される高周波信号を作成してRFコイル103に送信するとともに、RFコイル103が受信した核磁気共鳴信号に対し信号処理を行う送受信機104と、傾斜磁場コイル102に電流を供給する傾斜磁場電源109と、送受信機104および傾斜磁場電源109の駆動を制御するとともに、種々の情報処理およびオペレータによる操作を受け付けるデータ処理部105と、データ処理部105の処理結果を表示するための表示装置108と、被検体112を載置するベッド111と、を備える。なお、データ処理部105は、RFコイル103が受信し、送受信機104により各種の信号処理が行われた核磁気共鳴信号から被検体112の内部情報を画像化する画像化部として機能する。
　傾斜磁場電源109と傾斜磁場コイル102とは傾斜磁場制御ケーブル107で接続される。また、RFコイル103と送受信機104とは、RFコイル103と送受信機104との間で信号を送受信する送受信ケーブル106で接続される。送受信機104は、図示していないが、シンセサイザ、パワーアンプ、受信ミキサ、アナログデジタルコンバータ、送受信切り替えスイッチなどを備える。
　MRI装置100は、マグネット101が形成する静磁場の方向によって、水平磁場方式と垂直磁場方式とに区別される。水平磁場方式の場合は、一般的に、マグネット101は円筒状のボア(中心空間)を有し、図1中左右方向の静磁場を発生する。一方、垂直磁場方式の場合は、一対の磁石が被検体を挟んで上下に配置され、図1中上下方向の静磁場を発生する。本発明は主に水平磁場方式のMRI装置に適する。
　上記構成を有するMRI装置100では、静磁場中に配置された被検体112に対し、RFコイル103および傾斜磁場コイル102により、数ミリ秒間隔程度の断続した高周波信号および傾斜磁場を、それぞれ照射および印加する。また、その高周波信号に共鳴して被検体112から発せられる核磁気共鳴信号をRFコイル103にて受信し、送受信機104およびデータ処理部105にて信号処理を行い、磁気共鳴像を取得する。被検体112は、例えば、人体の所定の部位である。被検体112は、ベッド111に横たわり、RFコイル103の内部に配置される。RFコイル103、傾斜磁場コイル102、および、ベッド111は、マグネット101が形成する静磁場空間内に配置される。
　なお、図1では、高周波信号の送信と核磁気共鳴信号の受信とを行なうRFコイル103として、単一のRFコイルが示されているが、これに限られない。例えば、広範囲撮像用のRFコイルと局所用のRFコイルとを組み合わせるなど、複数のコイルから構成されるRFコイルをRFコイル103として用いてもよい。また、特に区別する必要が無い場合、RFコイル103が送信する高周波信号と、RFコイル103が受信する核磁気共鳴信号とを、電磁波と総称する。
　本実施形態では、RFコイル103として、16～32本程度のラングを備え、当該ラングに流れる電流を互いにカップリングさせて使用するTEM型アンテナを用いる。本実施形態のTEM型アンテナは、アンテナ内部に負荷が偏って配置されること、および、負荷が大きいことによって引き起こされる感度の不均一が少ない。このため、アンテナのラング導体と、そのシート状導体との距離が、全体の円筒の直径と比較して、相対的に近い場合でも、アンテナの効率が低下することがなく、給電点も2つで済む。
　以下、これを実現する本実施形態のRFコイル103の詳細を図を用いて説明する。ここでは、RFコイル103として、体幹部用ボリュームコイルとして用いるアンテナ装置を例にあげて説明する。
　図2は、本実施形態のRFコイル103として用いるアンテナ装置200の斜視図である。本図に示すように、本実施形態のアンテナ装置200は、グラウンドプレーン(接地面)の役割を果たす円筒形状のシート状の導体(以後、シート状導体と呼ぶ。)210と、24セットのラング部220と、2つの給電部230と、を備えるTEM型のアンテナである。体幹部用ボリュームコイルとして用いるため、本図に示すように、円筒形を有する。なお、ラング部220の数はこれに限られない。
　以下、本実施形態において、シート状導体210により形成される円筒形状の中心軸方向を軸方向と呼び、中心軸に直交する断面の円の円周方向を周方向、直径方向を径方向と呼ぶ。
　図3に、図2の一部の拡大図を示す。本図に示すように、ラング部220は、シャントキャパシタ223，ラングキャパシタ222、およびラング導体221を備える。
　ラング導体221は、ストリップ状(細長い平板またはテープ状)、もしくは棒状や筒状の導体で作成される。ラング導体221は、シート状導体210の被検体112が配置される側に、シート状導体210から所定の距離(スペース)を隔てた仮想の円筒面上に配置される。このとき、長手方向が軸方向となるよう配置される。その結果、隣接するラング部220のラング導体221と略平行になる。また、24セットのラング部220は、周方向に所定の間隔(ギャップ241)をあけて配置される。また、ラング導体221は、細長い平板状の導体で作成される場合、板状面がシート状導体210の面に略平行に配置される。テープ状の導体で作成される場合、テープ面がシート状導体210の面に略平行に配置される。これは、アンテナ装置200内の空間を有効に利用するとともに、アンテナ装置200の性能を向上させるためである。
　また、本実施形態では、隣接するラング導体221との間のギャップ241を小さくし、隣接するラング導体221との間のカップリングを増大させるとともに、磁束が通過する領域を確保するため、ラング導体221の中央部に空隙(穴:開口部)224を設ける。図3に示すように、本実施形態のラング導体221は、一方の端部近傍領域で2つに分岐し、中央部分では2つの並行したテープ状(細長い平板状)の分岐ラング221a、221bとなり、他方の端部近傍領域で合流する。これにより、ラング導体221が分岐する箇所と合流する箇所との間に空隙(穴)224が生じ、中央部の周方向の幅が、端部の周方向の幅より広くなるよう構成される。
　なお、以下、本実施形態では、ラング導体221が分岐または合流する箇所を、共に、分岐部と呼ぶ。両者を区別する必要がある場合は、第一の分岐部251a、第二の分岐部251bと呼ぶ。すなわち、本実施形態のラング導体221は、一対の分岐部251a、251bと、当該一対の分岐部を構成する両分岐部間を接続する複数の分岐ラングから構成される。また、本実施形態では、2つの分岐ラング221aおよび221bの幅は同じとする。
　本実施形態のラング導体221は、中央部に空隙(穴)224を備えるため、ラング部220の軸方向の中央部では、隣り合うラング導体221間のギャップ240が端部のギャップ241より狭くなる。結果として隣接するラング導体221とのカップリングが増大する。一方で、中央部に空隙(穴)224を備えるため、磁束が通過する領域は確保される。なお、本実施形態では、軸方向に1つの連続した空隙(穴)224を備える場合を例にあげて説明する。
　ラングキャパシタ222は、ラング導体221の長手方向の端部領域にそれぞれ挿入される。本実施形態では、図3に示すように、第一の分岐部251aおよび第二の分岐部251bよりそれぞれ端部側に挿入される。ラングキャパシタ222の配置位置により、ラング導体221の連続する長さを調整する。これにより、ラング導体221の端部の電圧を低下させる。
　シャントキャパシタ223は、シート状導体210とラング部220との間に挿入される。従って、ラング導体221の両端部は、シャントキャパシタ223を経由してシート状導体210に接続される。
　なお、ここでは、シャントキャパシタ223とラングキャパシタ222とをそれぞれ1つずつ配置したが、これらの配置数は、これに限られない。各ラング導体221の片側に直列に並ぶ2つのキャパシタ(シャントキャパシタ223およびラングキャパシタ222)を1つに統合しても良い。更に、直列に3つ以上に分割しても良い。
　また、これらのキャパシタ(シャントキャパシタ223およびラングキャパシタ222)の値は、前記ラング部220とシート状導体210とにより、RFコイル103が送受信する高周波信号または核磁気共鳴信号の周波数で共振するループ回路を構成するよう調整される。これにより、本実施形態のアンテナ装置200は、RFコイル103が送受信する信号の周波数で共振し、送受信の少なくとも一方を行うアンテナとしての機能を実現する。
　給電部230は、接続点231および給電用の同軸ケーブル232を備える。
　接続点231は、ラング導体221の一方の端部と直下のシート状導体210とに設けられる送信および/または受信端子である。接続点231には、同軸ケーブル232の端部が接続される。すなわち、同軸ケーブル232の内部導体および外部導体は、それぞれ、接続点231のラング部220側およびシート状導体210側に接続される。この同軸ケーブル232は、上述の送受信ケーブル106として用いられるもので、アンテナ装置200とMRI装置100本体(送受信機104)とを接続する。アンテナ装置200は、この同軸ケーブル232を介して電磁波を送受信する。なお、接続点231は、送受信端子、アンテナ装置200のポート、給電点等とも呼ばれる。また、接続点231は、チャンネル毎に設けられる。
　なお、接続点231は、例えば、キャパシタやインダクタなど数個の集中定数素子を使用して、マッチング回路の機能も持たせて構成してもよい。
　なお、図示はしていないが、本実施形態のアンテナ装置200は、シート状導体210上から所定の距離を保ち、ラング導体221を配置するための、導体支持構造を備える。
　次に、比較のため従来技術によるRFコイル103について説明する。図4は、RFコイル103として用いる、従来技術によるアンテナ装置900の斜視図である。本図に示すように、アンテナ装置900は、円筒形状のグラウンドプレーン(接地面)の役割を果たすシート状の導体(以後、シート状導体と呼ぶ。)910と、24セットのラング部920と、2つまたは4つの給電部930と、を備える。図4では4つの給電部930を有する場合を例示する。
　図5に、図4を拡大して詳細に表示したものを示す。ラング部920は、シャントキャパシタ923、ラングキャパシタ922、およびラング導体921を備える。
　ラング導体921は、ストリップ状(細長い平板またはテープ状)、もしくは棒状や筒状の導体で作成される。配置は本実施形態のアンテナ装置200と同様である。ただし、本実施形態のアンテナ装置200とは異なり、中央部に空隙(穴)を有しない。すなわち、単純な1本の幅を有する上記形状の導体で構成される。このため、隣り合うラング導体921間のギャップ940は、ラング導体921の幅とラング導体921が配置されている円筒面の直径、ラング部920の数によって定まる。
　シャントキャパシタ923、ラングキャパシタ922の構成、配置は、本実施形態のアンテナ装置200の同名の構成と同様である。また、給電部930は、本実施形態のアンテナ装置200と同様に、給電点931および給電用の同軸ケーブル932を備える。
　図3に示す本実施形態のアンテナ装置200と図5に示す従来のアンテナ装置900とを比較すると、ラング導体221間のギャップ240は、ラング導体921間のギャップ940より小さい。従って、ラング部220およびラング部920の数が同じである場合、本実施形態のアンテナ装置200のラング部220の電流のカップリングは、従来のアンテナ装置900より大きくなる。
　その結果、本実施形態のアンテナ装置200では、例えば、ラング部220(920)の数が24の場合、13個存在する共振モードの周波数軸上での広がりが増えて、MRI装置100において、核磁気共鳴信号計測時に使用する共振モードの安定性が増す。
　これにより、アンテナ装置200の内部の負荷の配置位置の偏りによって生じる感度不均一が抑えられる。また、アンテナ装置200の内部に配置される負荷が大きいことにより生じる、給電点からの距離による感度の不均一も抑えられる。従って、ラング導体221と、シート状導体210との距離が、シート状導体210により形成されるアンテナ装置200の円筒の直径と比較して、相対的に小さい場合でも、給電部230を4箇所に増やす必要がない。給電部230が2箇所で済むため、より簡単にQD(Quadrature Drive)と呼ばれる高周波信号の照射方式に対応できる。
　以下、上記構成を有する本実施形態のアンテナ装置200の共振モードの安定性が、従来のアンテナ装置900に比べて増大することを、シミュレーションにより示す。ここでは、13個存在する共振モードの周波数軸上での広がりが、アンテナ装置200では、アンテナ装置900より増えることをシミュレーションの結果で示す。
　シミュレーションでは、本実施形態のアンテナ装置200として、以下の仕様のものを用いた。円筒形状のシート状導体210は、直径710ミリ、奥行き1000ミリ、厚さ100ミクロンのステンレスメッシュで形成した。このシート状導体210から距離20ミリ離れた仮想円筒面(導体支持構造)上に、幅40ミリ、長さ400ミリのテープ状導体により構成されるラング導体221を24個配置した。このラング導体221の中央部分に切り込みを入れ、幅20ミリの2つのテープ状導体に分岐させた。このとき、得られる空隙(穴)224の幅の円周方向の最大値を40ミリとした。これにより、隣り合うラング導体221間の間隔(ギャップ)240は、おおよそ7.7ミリとなった。ラングキャパシタ222およびシャントキャパシタ223の容量は、それぞれ44ｐＦとした。これにより、アンテナ装置200の共振周波数はおおよそ122MHzとなった。
　また、従来のアンテナ装置900として、以下の仕様のものを用いた。円筒形状のシート状導体910は、直径710ミリ、奥行き1000ミリ、厚さ100ミクロンのステンレスメッシュで形成した。このシート状導体910から距離20ミリ離れた仮想円筒面(導体支持構造)上に、幅40ミリ、長さ400ミリのテープ状導体により構成されるラング導体921を24個配置した。これにより、隣り合うラング導体921間の間隔(ギャップ)940は、おおよそ48ミリとなった。ラングキャパシタ922およびシャントキャパシタ923の容量は、それぞれ44ｐＦとした。これにより、アンテナ装置200の共振周波数はおおよそ121MHzとなった。
　被検体112として、生体を模擬したファントム(図示せず)を用いた。ファントムは、円筒形状を有し、その内部に、水と電解質とからなる水溶液が封入されたものである。
用いたファントムのサイズは、直径30センチ、長さ50センチ程度とした。これは、ヒトの体幹部を模擬したものである。ファントムの内部に満たされる水溶液の電気伝導度は0.66S/m、比誘電率は77.2と設定した。このファントムをアンテナ装置200およびアンテナ装置900の内部中心に設置し、シミュレーションを行った。
　図6(a)は、本実施形態のアンテナ装置200による接続点(給電点)231におけるインピーダンス特性グラフである。横軸は周波数(frequency)で、0.11GHzから0.155GHzまでを示す。縦軸はインピーダンスの絶対値(Magnitude)で、0から400Ωまでを示す。本図に示すように、アンテナ装置200のインピーダンス特性には、13本のピークがあることがわかる。低周波数側から2番目の、0.122GHz付近のピーク301が、MRIで使用する共振ピークである。最も周波数が低いピークは、およそ0.119GHzにあり、最も周波数が高いピークは、およそ0.145GHzにある。その差は、およそ26MHzである。
　一方、図6(b)は、従来のアンテナ装置900による接続点(給電点)931におけるインピーダンス特性グラフである。横軸は周波数(frequency)で、0.11GHzから0.155GHzまでを示す。縦軸はインピーダンスの絶対値(Magnitude)で、0から500Ωまでを示す。本図に示すように、従来のアンテナ装置900のインピーダンス特性には、11本のピークがあることがわかる。ピークの数が、図6(a)に示すアンテナ装置200のものと異なるのは、最も周波数が高い複数のピークが重なり、1つになっているためと考えられる。低周波数側から2番めの、0.121GHz付近のピーク302がMRIで使用する共振ピークである。最も周波数が低いピークは、およそ0.118GHzにあり、最も周波数が高いピークは、およそ0.135GHzにある。その差は、およそ17MHzである。
　図6(a)と図6(b)とを比べると、本実施形態のアンテナ装置200による共振ピークの広がり(26MHz)は、従来のアンテナ装置900による広がり(17MHz)のおおよそ1.5倍である。特に、周波数が高い側の、高次の共振モードが、MRIで使用する共振モードから離れることにより、被検体(負荷)112がアンテナ装置200のラング部220に極端に近づいた場合でも、高次のモードが励起されてMRIで使用するモードに干渉する可能性が低減していることがわかる。
　次に、本実施形態のアンテナ装置200および従来のアンテナ装置900の内部の偏った位置に負荷を配置した場合のシミュレーション結果を示す。
　負荷として用いるファントム113は、上記同様のものとした。すなわち、内部に満たされる水溶液の電気伝導度は、0.66S/m、比誘電率は、77.2、ファントム113のサイズは、直径30センチ、長さ50センチとした。このファントム113を、アンテナ装置200およびアンテナ装置900の、軸方向は中心に、径方向は中心から偏った位置に配置した。すなわち、アンテナ装置200およびアンテナ装置900の中心軸に垂直な断面(円)の中心から径方向に17センチ離れた位置に、ファントムの断面の径方向の中心が来るよう配置した。
　この場合に生じた磁場の絶対値の分布を図7(a)および図7(b)に示す。図7(a)が、本実施形態のアンテナ装置200において生じる磁場分布であり、図7(b)が、従来のアンテナ装置900で生じる磁場分布である。なお、磁場強度の単位は、μT(マイクロテスラ)である。ファントム113の内部の領域の磁場分布を図7(a)と図7(b)とにおいて比較する。
　図7(b)の方は、図中上部の磁場強度が大きくなる一方、ファントム113の中央部の磁場強度が小さくなり、領域内部の均一度が低下していることがわかる。つまり、従来のアンテナ装置900によれば、ファントム113がアンテナ装置900の内部に非対称に、ラング部920に近い位置に配置されたことで、感度の不均一が発生したものと考えられる。
　一方、図7(a)の方は、ファントム113は、図7(b)と同位置に配置されたにも関わらず、図7(b)の場合に比べてラング部220近傍で極端に磁場強度が大きくなることがない。従って、本実施形態のアンテナ装置200によれば、ファントム113が、非対称に、ラング部220に近い位置に配置された場合であっても、ファントム113内部における感度の均一度が保たれていることがわかる。
　また、図7(a)および図7(b)のライン400における磁場強度の絶対値のプロファイル(磁場プロファイル)のグラフを図8に示す。縦軸が磁場強度(μT)、横軸が図7(a)および図7(b)のライン400上の、アンテナ装置200の中心を400とした距離(単位はミリ)である。実線で示すグラフ401が、図7(a)、すなわち、本実施形態のアンテナ装置200による磁場のプロファイル、破線で示すグラフ402が、図7(b)、すなわち、従来のアンテナ装置900による磁場プロファイルである。また、両端矢印403はファントム113が存在する領域である。
　本図に示すように、グラフ402で示されるように、従来のアンテナ装置900では、ファントム113存在領域内において、ラング部220に近づくにつれて磁場強度が大きくなり、磁場分布、すなわち、感度の均一性が保たれていないことがわかる。一方、グラフ401で示されるように、本実施形態のアンテナ装置200によれば、ファントム113存在領域内において、ラング部220に近づいても磁場強度の上昇が抑えられ、磁場分布、すなわち、感度の均一性が保たれていることがわかる。
　以上のシミュレーションにより、本実施形態のアンテナ装置200は、従来技術のアンテナ装置900に比べて、アンテナ内部に非対称に、あるいは局所的に被検体が入った場合においても、感度の均一性を保ち、良好な感度特性を得ることができることが示された。
　なお、ラング導体221は上述の構成に限られない。例えば、図9に示すように、分岐ラング221aおよび221bにキャパシタ243を挿入してもよい。これにより、各分岐ラング221aおよび221bが短くなり、端部の電圧が低下する。従って、人体に対する電場の放射が減るといった効果が得られる。キャパシタ243の挿入位置は、分岐ラング221aおよび221b内であれば、問わない。また、分岐ラング221aおよび分岐ラング221bにおいて、それぞれ、端部からの距離が異なる位置に挿入されてもよい。
　また、ラング導体221が備える分岐ラング221a、221bも、上記2つに限られない。隣接するラング導体221との中央部のギャップ240を、端部のギャップ241より小さくするとともに、磁束の通過領域が確保できればよい。従って、例えば、図10に示すように、ラング導体221を、分岐部251a、251bにおいて3つに分岐させてもよい。ラング導体221の中央部に空隙(穴)224を2つ設ける。この場合、3つに分岐したラング導体221のうち、左右の2つ分岐ラングが隣合うラング導体221に近づくことで、隣合うラング導体221とのカップリングを増やす。また、分岐部251a、251bにおける分岐は、4つ以上であってもよい。
　ただし、空隙(穴)224は軸方向に1つに限られない。すなわち、ラング導体221の長手方向に、複数の第一の分岐部251aおよび第二の分岐部251bの組を備えていてもよい。
　また、複数に分岐したラング導体221のカップリングを増やすため、図11に示すように、分岐ラング221aおよび221bを、隣接するラング導体221の最寄の分岐ラング221aまたは221bの少なくとも一部の領域と、重ねるよう配置してもよい。これにより、周方向に近づけるよりも、カップリングの度合いが増えて、効果が増強される。なお、ラング導体221の重ねる部分には、必要十分な絶縁対策を施す。
　また、本実施形態では、同軸ケーブル232の端部とアンテナ装置200との接続点231である接続端子は、図2に示すように、ラング導体221の片方の端部付近に設置される。しかし、接続点(接続端子)231の設置位置はこの限りではない。例えば、ラング導体221の中央部であってもよい。この場合、ラング導体221の中央部にギャップを設け、その両端部に同軸ケーブル232を接続する。
　また、分岐ラング221aおよび221bは、それぞれ、等幅でなくてもよい。給電部230に近い側の分岐ラングを遠い側の分岐ラングより太くするよう構成してもよい。
　さらに、シート状導体210の形状は、円筒形状に限られない。例えば、楕円筒形状であってもよい。
　また、空隙(穴)224の、軸方向の長さは、ラング導体221の軸方向の長さの6割以上、8割以下であることが望ましい。
　以上説明したように、本実施形態のMRI装置100は、静磁場を発生し静磁場を形成するマグネット101と、前記静磁場空間への高周波信号の送信および前記静磁場内に置かれた被検体から発生する核磁気共鳴信号の受信の少なくとも一方を行うRFコイル103と、を備えたMRI装置100であって、前記RFコイル103は、シート状導体210と、複数のラング部220と、を備え、前記シート状導体210は、筒形状を形成し、前記複数のラング部220各々は、ラング導体221と、前記シート状導体210と前記ラング導体221の両端部とをそれぞれ接続するキャパシタ223と、を備え、前記複数のラング部220各々のラング導体221は、前記シート状導体が形成する筒形状の内部に、当該シート状導体から所定の距離をおいて、当該筒形状の軸方向を長手方向として前記軸方向に略平行にそれぞれ配置され、前記ラング導体221は、中央部に空隙224を有し、隣り合うラング導体221間の距離が、当該中央部の方が端部より小さくなるよう構成され、前記キャパシタ223は、前記ラング部220と前記シート状導体210とにより、前記高周波信号または前記核磁気共鳴信号の周波数で共振するループ回路を構成するよう調整されていることを特徴とする。
　また、前記ラング導体は、前記中央部の周方向の幅が、前記端部の周方向の幅より広く構成されていてもよい。
　また、前記ラング導体221は、一対の分岐部251a、251bと、前記軸方向に延伸し、前記一対の分岐部間を接続する複数の分岐ラングと、を備え、前記空隙224は、前記一対の分岐部と、隣接する2つの前記分岐ラングとにより形成されてもよい。
　前記ラング導体221が備える前記分岐ラングは、2つであってもよい。
　また、前記ラング導体221が備える前記分岐ラングは、3以上であってもよい。
　前記ラング導体221は、前記一対の分岐部を1組備えてもよい。
　前記ラング導体221は、当該ラング導体221の長手方向途中にラングキャパシタ222を備えてもよい。
　前記ラング導体221は、ストリップ形状を有してもよい。
　前記分岐ラング部のうち、端部の分岐ラングは、当該分岐ラングが属する前記ラング導体221に隣接する前記ラング導体221の前記分岐ラングのうち、最も近接する分岐ラングと前記周方向に重なる領域を有していてもよい。
　前記筒形状は、円筒形状であってもよい。
　このように、本実施形態によれば、MRI装置に用いられるTEM型のアンテナ装置において、隣接するラング導体221間において、軸方向の中央部は近接するため、電流のカップリングは増大する。一方、端部は、従来同様のギャップを保つ。従って、電場のカップリングは増大しない。従って、本実施形態のアンテナ装置によれば、ラング導体221間の電流のカップリングは増大させながら、電場のカップリングは抑えることができ、それに伴い、共振モードの周波数の広がりを増大させることができる。これにより、共振モードの周波数が互いに離れるため、たとえ、アンテナ装置内部の状況の変化により周波数がずれたとしても、他の共振モードに重畳する等の影響を受けにくくなる。従って、使用する主となる共振モードを安定させる事ができる。
　また、共振モードが安定するため、アンテナのラング導体と、そのシート状導体との距離が、全体の円筒の直径と比較して、相対的に近くすることができる。従って、本実施形態によれば、広い内部空間を有するアンテナ装置を提供できる。従って、感度の均一度が高く、かつ、広い検査空間を有する体幹部用ボリュームコイルを実現できる。
　さらに、電流のカップリングが増大するため、アンテナ装置内部に大きな負荷が配置された場合であっても、電流の伝導が阻害されることが少なく、これによる感度分布の不均一も発生しにくい。これに伴い、給電点からの距離の制約が少なく、給電箇所を2つにしても十分な性能を得ることができる。従って、本実施形態のアンテナ装置によれば、アンテナ装置の構成を複雑にすることなく、所望の性能を得ることができる。
　一般に、隣接するラング部間のギャップを小さくすれば、隣接ラング間で電流のカップリングが増大し、TEM型アンテナの性能が向上することが知られている。しかし、ラング部の数を増やすと、共振モード数が変化する。また、1本のラング部220の周方向の幅を増大させると、磁束の通過領域が不足する。本実施形態では、このような不利な構成上の変更なしで、隣接するラング部間のギャップを小さくすることを実現している。
　従って、本実施形態によれば、MRI装置に用いられるTEM型アンテナにおいて、負荷の大きさ、配置位置によらず、内部に感度不均一が発生しにくく、広い内部空間を確保でき、給電箇所を増やす必要のないアンテナ装置を提供できる。
　なお、本実施形態のアンテナ装置200は、受信専用アンテナ、または、送信専用アンテナであってもよいし、送受信兼用アンテナであってもよい。また、上記実施形態のアンテナ装置は、MRI装置のRFコイルとしてだけでなく、数MHzから数GHzの周波数を持つ電磁波を使用するあらゆる機器に応用可能である。
　100 MRI装置、101 マグネット、102 傾斜磁場コイル、103 RFコイル、104 送受信機、105 データ処理部、106 送受信ケーブル、107 傾斜磁場制御ケーブル、108 表示装置、109 傾斜磁場電源、111 ベッド、112 被検体、113 ファントム、200 アンテナ装置、210 シート状導体、220 ラング部、221 ラング導体、221a 分岐ラング、221b 分岐ラング、222 ラングキャパシタ、223 シャントキャパシタ、224 空隙、230 給電部、231 接続点、232 同軸ケーブル、240 ギャップ、241 ギャップ、243 キャパシタ、251a 第一の分岐部、251b 第二の分岐部、301 ピーク、302 ピーク、400 ライン、401 グラフ、402 グラフ、403 両端矢印、710 直径、900 アンテナ装置、910 シート状導体、920 ラング部、921 ラング導体、922 ラングキャパシタ、923 シャントキャパシタ、930 給電部、931 給電点、932 給電同軸ケーブル、940 ギャップ

Claims (12)

  1. 　静磁場を発生し静磁場を形成するマグネットと、前記静磁場空間への高周波信号の送信および前記静磁場内に置かれた被検体から発生する核磁気共鳴信号の受信の少なくとも一方を行うRFコイルと、を備えた磁気共鳴イメージング装置において、
    　前記RFコイルは、
    　シート状導体と、
    　複数のラング部と、を備え、
    　前記シート状導体は、筒形状を形成し、
    　前記複数のラング部の各々は、
    　ラング導体と、
    　前記シート状導体と前記ラング導体の両端部とをそれぞれ接続するキャパシタと、を備え、
    　前記複数のラング部のラング導体は、前記シート状導体が形成する筒形状の内部に、当該シート状導体から所定の距離をおいて、当該筒形状の軸方向を長手方向として前記軸方向に略平行にそれぞれ配置され、
    　前記ラング導体は、中央部に空隙を有し、隣り合うラング導体間の距離が、当該中央部の方が端部より小さくなるよう構成され、
    　前記キャパシタは、前記ラング部と前記シート状導体とにより、前記高周波信号または前記核磁気共鳴信号の周波数で共振するループ回路を構成するよう調整されていること
    　を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  2. 　請求項1記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    　前記ラング導体は、前記中央部の周方向の幅が、前記端部の周方向の幅より広く構成されていること
    　を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  3. 　請求項1記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    　前記ラング導体は、
    　一対の分岐部と、
    　前記軸方向に延伸し、前記一対の分岐部間を接続する複数の分岐ラングと、を備え、
    　前記空隙は、前記一対の分岐部と、隣接する2つの前記分岐ラングとにより形成されること
    　を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  4. 　請求項3記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    　前記ラング導体が備える前記分岐ラングは、２つであること
    　を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  5. 　請求項3記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    　前記ラング導体が備える前記分岐ラングは、３以上であること
    　を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  6. 　請求項3記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    　前記ラング導体は、前記一対の分岐部を１組備えること
    　を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  7. 　請求項1記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    　前記ラング導体は、当該ラング導体の長手方向の途中にラングキャパシタを備えること
    　を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  8. 　請求項1記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    　前記ラング導体は、ストリップ形状を有すること
    　を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  9. 　請求項3記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    　前記分岐ラングのうち、端部の分岐ラングは、当該分岐ラングが属する前記ラング導体に隣接する前記ラング導体の前記分岐ラングのうち、最も近接する分岐ラングと前記周方向に重なる領域を有すること
    　を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  10. 　請求項1記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    　前記筒形状は、円筒形状であること
    　を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  11. 　所定の周波数の信号を送信および受信の少なくとも一方を行うアンテナ装置であって、　シート状導体と、
    　複数のラング部と、を備え、
    　前記シート状導体は、筒形状を形成し、
    　前記複数のラング部の各々は、
    　ラング導体と、
    　前記シート状導体と前記ラング導体の両端部とをそれぞれ接続するキャパシタと、を備え、
    　前記複数のラング部のラング導体は、前記シート状導体が形成する筒形状の内部に、当該シート状導体から所定の距離をおいて、当該筒形状の軸方向を長手方向として前記軸方向に略平行にそれぞれ配置され、
    　前記ラング導体は、中央部に空隙を有し、隣り合うラング導体間の距離が、当該中央部の方が端部より小さくなるよう構成され、
    　前記キャパシタは、前記ラング部と前記シート状導体とにより、前記高周波信号または前記核磁気共鳴信号の周波数で共振するループ回路を構成するよう調整されていること
    　を特徴とするアンテナ装置。
  12. 　請求項11記載のアンテナ装置であって、
    　前記ラング導体は、前記中央部の周方向の幅が、前記端部の周方向の幅より広く構成されていること
    　を特徴とするアンテナ装置。
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