JP3942563B2

JP3942563B2 - 磁気共鳴イメージング装置の高周波コイル、および高周波コイルの製造方法

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Publication number: JP3942563B2
Application number: JP2003298888A
Authority: JP
Inventors: 和浩中村; 巌菅野
Original assignee: Japan Science and Technology Agency; National Institute of Japan Science and Technology Agency
Current assignee: Japan Science and Technology Agency; National Institute of Japan Science and Technology Agency
Priority date: 2003-08-22
Filing date: 2003-08-22
Publication date: 2007-07-11
Anticipated expiration: 2023-08-22
Also published as: JP2005065949A

Description

この発明は、磁気共鳴イメージング装置に用いられる高周波コイル、およびこの高周波コイルの製造方法に関する。

磁気共鳴イメージング（Magnetic Resonance Imaging）装置（以下、単にＭＲＩ装置と称する）は、人体などの被験体を静磁場中に置いて、この被験体の注目原子の核磁気共鳴周波数と一致する周波数の高周波により回転磁場を与え、且つ位置情報を得るための傾斜磁場を与えることにより、被験体の内部情報をイメージとして非侵襲的に取得する。核磁気共鳴周波数は、静磁場の強度と観測する核種によって決まることが知られており、例えば、強度が４．７［Ｔ］の静磁場中に置かれた水素原子（プロトン）の核磁気共鳴周波数は、およそ２００［ＭＨｚ］となる。

ＭＲＩ装置は、被験体に核磁気共鳴周波数を有する高周波パルスを照射するとともに被験体から核磁気共鳴信号を検出するための高周波コイルを有する。高周波コイルには、サドル型、表面コイル型、バードケージ型、ＴＥＭ型等があり、被験体の種類や共鳴周波数、取得したい情報等、さまざまな条件に応じて選択される。

例えば、バードケージコイルとして、同軸且つ離間して設けられた２つのリング部と、これら２つのリング部をつなぐ複数のエレメントと、を有するコイルが知られている（例えば、特許文献１参照。）。このバードケージコイルは、エレメントの幅を適切な幅に調整することにより、渦電流の発生を抑制し、励起電力を最小にするとともに信号雑音比（以下、Ｓ／Ｎ比と称する）を高め、効率を高めたことを特徴としている。

しかし、このバードケージコイルは、エレメントの幅を調整しているものの、エレメントの厚さについては考慮しておらず、高周波における表皮効果等、電磁気学的効果による影響を無視している。核磁気共鳴周波数が５０［ＭＨｚ］を超えるような高周波領域は、準定常的な解析が必要であり、表皮効果およびそれに基づく自己インダクタンスの影響は無視できない要素である。つまり、導電体を流れる高周波電流は、表皮効果があるため、導電体の表面からある一定深さを超えた部位には流れないことが知られている。このため、導電体の厚みによって自己インダクタンスが異なることが予想され、コイルの厚みによるＳ／Ｎ比の変化が考えられる。

このようにバードケージコイルを高周波領域で利用することを考えると、コイルの厚みによってはＳ／Ｎ比が減少してしまう問題が生じる。
特開平８−２８０６５１号公報（段落［００２０］〜［００２３］、図２）

この発明の目的は、検出信号の強度を高めることができ、Ｓ／Ｎ比を向上させることができる磁気共鳴イメージング装置の高周波コイル、および高周波コイルの製造方法を提供することにある。

上記目的を達成するため、本発明の高周波コイルは、４．７Ｔの静磁場中に置かれた被験体に傾斜磁場を与えて、被験体の注目原子の核種と上記静磁場の強度によって決まる核磁気共鳴周波数を有する高周波パルスを被験体に照射し、被験体から上記高周波パルスに応じた核磁気共鳴信号を検出することにより、被験体のイメージを取得する磁気共鳴イメージング装置に用いるものであって、検出する核磁気共鳴信号のＳ／Ｎ比が最大となるように、銅により形成した導電セグメントの厚さをその材質および上記高周波パルスの角速度２００．７ＭＨｚによって決まる表皮深さの略１２倍に設定したことを特徴とする。

また、本発明の高周波コイルの製造方法によると、上記導電セグメントの目標とする厚さを有する導電性のシート材を用意し、このシート材上にフォトレジスト層を設け、上記導電セグメントの目標とする形状を有するマスクを介して上記フォトレジスト層を露光し、上記シート材をエッチングすることを特徴とする。

さらに、本発明の高周波コイルの製造方法によると、絶縁体の表面に上記導電セグメントの形状を有する導電材を無電解メッキにより形成し、この導電材を電解メッキにより目標とする厚さに成長させることを特徴とする。

以上説明したように、この発明の高周波コイルは、上記のような構成および作用を有しているので、高周波コイルで検出する核磁気共鳴信号の信号強度を高めることができ、Ｓ／Ｎ比を向上させることができる。

以下、図面を参照しながらこの発明の実施の形態について詳細に説明する。
図１には、この発明の第１の実施の形態に係る高周波コイルとしてバードケージコイル１を備えた磁気共鳴イメージング装置１０（ＭＲＩ装置１０）の概略構造を示してある。また、図２には、バードケージコイル１の概略斜視図を示してある。また、図３には、ＭＲＩ装置１０の要部の構造を部分的に拡大して示してある。さらに、図４には、図３の線分IV-IVで切断した断面図を示してある。尚、図４では、図示簡略化のため、バードケージコイル１を簡略化して図示してある。

ＭＲＩ装置１０は、被験体としてのラットに対して一定強度の静磁場を与える静磁場付与手段として機能する略円筒形の磁石１１を有する。磁石１１の直径、すなわちＭＲＩ装置１０のサイズは、被験体の種類に応じて適宜変更できる。

磁石１１の内側には、傾斜磁場付与手段として機能する略円筒形の傾斜磁場コイル１２が配設されている。傾斜磁場コイル１２には、電源２１が接続されており、被験体の検査部位からの核磁気共鳴信号に位置情報を付与するための傾斜磁場を発生する。尚、傾斜磁場コイル１２の内側には、高周波シールド、すなわちファラデーシールド１３が貼り付けられている。

傾斜磁場コイル１２のさらに内側には、バードケージコイル１が配設されている。バードケージコイル１には、被験体に高周波パルスを照射するための電源２２と、被験体から検出した核磁気共鳴信号を増幅する増幅回路２３が接続されている。

図２に示すように、バードケージコイル１は、互いに同軸且つ所定距離離間して設けられた導電部材からなる２つのリング部材２、２を有する。２つのリング部材２、２間には、複数枚（本実施の形態では８枚）の略矩形フィルム状の導電セグメント４が設けられている。各導電セグメント４がリング部材２に対向する接続部位には、それぞれ一定のギャップが形成され、各ギャップにキャパシタンス６が設けられている。キャパシタンス６は半田付け等により固定されている。

また、ＭＲＩ装置１０は、計算機２４、モニタ２５、およびテーブル２６を有する。計算機２４は、増幅回路２３を介して増幅した核磁気共鳴信号を処理して被験体のイメージを生成する信号処理手段として機能するとともに、２つの電源２１、２２、増幅回路２３、およびテーブル２６を制御する。

モニタ２５は、計算機２４で生成した被験体のイメージを表示する表示部として機能する。また、テーブル２６は、被験体を乗せた状態でバードケージコイル１の軸方向にスライドし、被験体をバードケージコイル１の中心に向けて挿入する。

上記のように構成されたＭＲＩ装置１０により被験体のイメージを取得する場合、まず、磁石１１により被験体に静磁場を与え、傾斜磁場コイル１２により傾斜磁場を与える。そして、バードケージコイル１を介して、静磁場強度と被験体の注目原子の核種によって決まる核磁気共鳴周波数を有する高周波パルスを被験体に与え、被験体から高周波パルスに応じた核磁気共鳴信号を検出する。さらに、検出した核磁気共鳴信号を増幅して計算機２４にて処理し、被験体のイメージを取得する。取得したイメージは、モニタ２５を介して表示される。

上述したＭＲＩ装置１０によって被験体のイメージ（ファントム画像）を高いＳ／Ｎ比で取得するためには、一般に、バードケージコイル１の複数の導電セグメント４の抵抗値を下げることが有効であると考えられている。つまり、導電セグメント４の断面積を大きくすることが有効と考えられている。

しかしながら、Maxwell方程式に従えば、導電セグメント４を流れる高周波電流は、導電セグメント４の表面からある一定深さを超えた部位には流れない事が知られており、表皮効果と呼ばれる現象が存在する。

すなわち、ωを高周波パルスの角速度、σを電気伝導度、μを透磁率とした時
δ＝［２／（ω×σ×μ）］ ^１／２
の深さを越えると電流密度が著しく減少することが知られている。尚、このσは一般に表皮深さと呼ばれている。

この式の意味するところは、導電セグメント４のある深さ以上は変動電流が流れないことを意味しており、厚い導体において、薄い導体より等価直列抵抗が高いことを意味するものではない。むしろ、ある一定厚さ以上での抵抗値が同じであり、むやみに厚い導電体を利用しても抵抗値が改善されることがない、すなわち、本実施の形態のバードケージコイル１を考慮すれば、導電セグメント４の厚さが一定厚以上であれば、Ｓ／Ｎ比はほぼ一定であると解釈すべきである。

一方、例えば、半径a長さlを有する導体の自己インダクタンスは内部インダクタンスと外部インダクタンスの和で次式のとおり記述される。ただし、μは導体の透磁率、μ₀は真空の透磁率、ａ_sは導体の表皮深さである。

上式の第１項目が表皮効果を考慮に入れた場合の内部インダクタンスであり、第２項目が外部インダクタンスである。この式では半径ａが大きくなれば、外部インダクタンス、内部インダクタンスともに小さくなることを意味しており、つまり、厚みが厚いほど自己インダクタンスが小さいことを示唆する。自己インダクタンスが大きいほうが、Ｓ／Ｎ比も大きいと考えられ、導電セグメントが厚ければＳ／Ｎ比が低下することを示唆している。つまり、前述の等価直列抵抗とあわせて考えると、導電セグメントの厚さに対して、ある最適値が存在することを示唆している。

また、表皮深さを超えた部位においては、変動電流は流れていないものの磁場変動の影響は受けており、ヒステリシス損が存在することが知られている。導電セグメント４の材質として一般に用いられる銅材ではヒステリシス損が非常に小さいことが知られており、一般にこの損失は無視されることが多い。しかし、少ないながらも損失があることは確かであり、厚い導電体を用いた場合Ｓ／Ｎ比が減少する。

以上の点から鑑みるに、上述したバードケージコイル１の導電セグメント４の厚さの最適値は、容易に予想できるものではなく、実験により求める必要があることが理解される。又、従来、導電体厚みとＳ／Ｎ比の関係について、詳細に調査された報告は知られていない。

したがって、本願発明者等は、導電セグメントの厚さを種々変更し、各場合において、被験体から検出した核磁気共鳴信号の信号強度を測定し、導電セグメントの厚さの最適値を求める実験を行った。

実験では、直径２［ｃｍ］、長さ３［ｃｍ］のチューブ状の絶縁性の物体に幅１［ｃｍ］の厚さの異なる短冊状の導電セグメントを巻きつけて実験用のコイルを形成し、このコイルから得られる核磁気共鳴信号の信号強度を測定した。その結果を図５にグラフにして示してある。

この際、０．１［％］濃度の硫酸銅水溶液を容器内に満たしたサンプルをコイルの中に挿入し、シミング動作により磁場不均一性を極力取り除いた後、サンプルの切断画像をスピンエコー法により２［ｍｍ］ごとに取得した。そして、最大輝度が得られた３スライス（６［ｍｍ］幅分の信号に相当する）の各ピクセルの信号強度を積分した値で信号強度を示した。尚、コイルには、測定する周波数（この場合は、４．７［Ｔ］の静磁場中におけるプロトンの核磁気共鳴周波数である２００．７［ＭＨｚ］）で同調させるために必要なキャパシタンス（１−３０［ｐＦ］）を取り付けた。また、不平衡電流による影響を防ぐため、平衡―不平衡変換器（バラン）を挿入した。

図５に示す実験結果からも明らかなように、確かに、信号強度のピークが存在し、信号強度を最大とする最適な厚さが存在することが確認された。ここでは、最適な厚さは６０[μｍ]であった。つまり、信号強度が最大となる厚さに導電セグメントを設計することにより、Ｓ／Ｎ比が改善されることが分った。

上述した実験では、ＭＲＩ装置を用いて取得したファントム画像のＳ／Ｎ比から導電セグメントの最適な厚さを求めたが、コイルの磁界強度を直接的に求める方法によってもＳ／Ｎ比を最大にできる導電セグメントの最適な厚さを推定できる。この場合、コイルに高周波電流を励起することにより発生するコイル内の磁界強度を磁気センサで測定する。磁気センサとしては、共鳴周波数近辺の高周波磁場を測定でき、かつ交流的なカップリングが少ないものが望ましい。該当するセンサとして、例えば、超小型シールドループを用いた磁界測定センサがある。磁界強度最大の点がＳ／Ｎ比も最大であり、このセンサをコイル内部に挿入しその磁界強度を測定することで、その磁界強度からＳ／Ｎ比最大点を推定できる。

以下、コイルの導電セグメントを最適な厚さに調整する方法について説明する。

まず、検査の目的に合ったコイル形状を選択する。例えば、アーテリオル・スピン・ラベリング法といった血流計測を行う場合は、被験体全体にわたって、均一な高周波磁場が与えられることが望ましく、バードケージコイルを利用することが好ましい。また、局部の解剖像を高解像度で得たいのであれば、Ｓ／Ｎ比を高くとることができる表面コイルを選択することが好ましい。

次に、被験体の大きさに応じて、コイルの大きさと導電セグメントの幅を決定する。この決定にあたっては、コイルの内容積に対して被験体の体積が密に充填されるように、コイルの大きさと導電セグメントの幅を決定する。導電セグメントの厚みは用いる核磁気共鳴周波数における表皮深さ程度とする。そして、このコイルを核磁気共鳴周波数で同調させるために必要なキャパシタンスを求め、実際にコイルを用いてファントム画像を得るかコイルの磁界強度を測定することにより、コイルのＳ／Ｎ比を求める。

そして、導電セグメントの厚みを初期値から徐々に厚くするとともに、この厚みのインダクタンスの値に応じて、コンデンサの容量を変更し、コイルのＳ／Ｎ比を求める。この作業を繰り返して、Ｓ／Ｎ比が最大となる導電セグメントの厚みを決定する。

以下、バードケージコイルにおいて、導電セグメントの厚みを決定する手順について具体的に説明する。

まず、被験体の大きさから、バードケージコイルの導電セグメントの長さおよび、リング部材の径を決定する。この決定にあたっては、バードケージコイルの内容積に対して被験体の体積が密に充填されるようフィリングファクタを最大にするよう決定する。例えば、実験動物であるラットの頭部を観察する場合、リング部材の径が３８［ｍｍ］で、導電セグメントの長さが４０［ｍｍ］である。導電セグメントの幅はセグメント間隔とほぼ同じ値を初期値とする。導電セグメントの数は製造可能な限り多い方が望ましいが、同調用コンデンサの調整の手間を考えて、１６個もしくは３２個とする。導電セグメントの厚さの初期値は用いる共振周波数における表皮深さを用いる。そして、このバードケージコイルを核磁気共鳴周波数で同調させるために必要なキャパシタンスを求め、実際にファントム画像を得るか磁界強度を測定することにより、バードケージコイルのＳ／Ｎ比を求める。

そして、導電セグメントの厚みを初期値から厚くするとともに、この厚みのインダクタンスの値に応じて、コンデンサの容量を変更して、バードケージコイルのＳ／Ｎ比を求める。この作業を繰り返して、Ｓ／Ｎ比が最大となる導電セグメントの厚みを決定する。

尚、上述した実施の形態で説明したバードケージコイル１を構成する導電部材には、比較的安価な銅を用いることが一般的とされているが、銀や金などの他の金属材料を用いても良い。また、導電セグメント４は、予め金属部材を所望する大きさに切断して接着剤等により貼り付けて製造しても良いが、予め接着剤がついたテープ状の金属部材を用いて作製してもよい。

また、金属部材は板状のものに限らず、パイプ状のものを使用することもできる。この場合、核磁気共鳴信号の強度が最大になる値にパイプの肉厚を設定すれば良い。

図６には、この発明の第２の実施の形態に係る高周波コイルとして表面コイル３０を示してある。この表面コイル３０の導電セグメント３１は円環状に形成されているが、４角形や３角形、６角形等、角のある形状にすることもできる。

この実施の形態においても、導電セグメント３１の厚さは、この表面コイル３０を介して検出される核磁気共鳴信号の強度が最大となる厚さに設定される。また、導電セグメント３１は、金属板もしくは金属箔を切り出すか、パイプ状の材料を利用してもよい。パイプを利用する場合はその肉厚を導電セグメント３１の厚さとみなして構成することになる。金属部材は所望の大きさに切り出した後、接着剤等により貼り付けてもよいが、あらかじめ接着剤がついたテープ状の金属部材を用いて作製してもよい。導電セグメント３１の厚さが比較的厚い場合は、金属部材のみで表面コイル３０を自立して形成することができるが、厚さが比較的薄く、自立が困難な場合は図示しない支持部材に固定しても良い。この場合、支持部材の形状を任意に選択でき、被験体の形状に沿った形に加工することができる。つまり、表面コイル３０を被験体に近付けることができ、Ｓ／Ｎ比をより向上させることができる。

図７には、この発明の第３の実施の形態に係る高周波コイルとして鞍型コイル４０を示してある。この鞍型コイル４０の導電セグメント４１も、上述した第１および第２の実施の形態のコイルの導電セグメント４、３１と同様に、被験体から検出される核磁気共鳴信号の強度が最大となる厚さに設定される。これにより、上述した第１および第２の実施の形態と同様の効果を奏することができる。

図８には、上述した第１乃至第３の実施の形態の導電セグメント４、３１、４１を製造する方法を説明するための動作説明図を示してある。ここでは、写真法および、エッチング法により導電セグメントを形成する場合について説明する。

静磁場強度４．７［Ｔ］のＭＲＩ装置では、プロトンの核磁気共鳴周波数が２００［ＭＨｚ］であり、銅材を導電セグメントに利用した場合、本発明によると、導電セグメントの厚さは、数１０μｍとなる。したがって、本発明の導電セグメントには、写真法および、エッチング法の組み合わせを利用した作製方法が利用できる。

好ましいひとつの材料として、絶縁性のシート５１に導電性の銅シート５２を張り合わせた例えば銅張りポリイミドを使用した例（図８ａ）を示す。銅シート５２の厚さは目標とする導電セグメントの厚さ程度とする。

まず、図８（ｂ）に示すように、銅シート５２の表面に光感光性のフォトレジストテープ５３を塗布する。フォトレジストをスピンコート法により塗布することもできるが、銅張りポリイミドを利用する場合はその可トウ製のため、フォトレジストテープ、たとえば東京応化製ＯＲＤＹＬＴＲ４００を用いるのが好ましい。

そして、図８（ｃ）に示すように、フォトレジストテープ５３の上面に光を通さないパターンを有するマスク５４を重ね、フォトレジストテープ５３に依存した光を所定量露光することにより、光の照射を受けた部位が化学的変性をおこすことにより、現像により、フォトレジストテープ５３を任意の形状に取り除く（図８ｄ）。

さらに、図８（ｅ）に示すように、任意の形状にフォトレジストテープ５３を取り除いた状態で銅のエッチング液に浸すことにより、銅シート５２が部分的にエッチングされ、所望の銅パターンが形成される。

露光、現像は平面状の物質に対するのが好ましいため、本法により作成される。銅パターンは平面状のものになるが、霧状に噴霧したフォトレジストの塗布（スプレーコート法）とレーザー光を用いた回転露光装置を用いることにより、立体形状の部分へ直接露光を行い現像することにより、立体的な銅パターンを直接形成することも可能である。

平面状に銅パターンを作製した場合は、プラスチック等の固定部材に貼り付けるか、もしくは可トウ性を有する状態でそのまま測定対象物に配置することも可能である。

この他に、プラスチック等絶縁物の表面へめっき法を利用して、導電セグメントを形成する方法が考えられる。絶縁物の表面に金属パターンをめっきにより作成する手法は良く知られている技術である。

合成樹脂体（プラスチック）等絶縁物の表面に金属を塗布する方法としては、公知の無電解めっき方法が適用できる。すなわち、湿式法（NaOH等のアルカリ溶液に浸漬する方法等）もしくは乾式法（プラズマエッチングによる方法等）によりエッチングすることにより絶縁物の表面を粗化した後、鉛や白金を含む公知のめっき用触媒（例えば塩化パラジウム等）を表面に付与したのち、アクセレータ（促進液）により触媒金属を表面上に析出させた後、公知の金属めっき浴（銅めっきや、銀めっき浴）に浸透させ絶縁物表面に金属を塗布する手法である。

一般に、無電解めっきで得られる、金属膜の厚みは薄いため、導電セグメントの厚みを所望の厚みまで成長させるため電解めっきを用いる。電解めっき法として、公知の電解めっき方法が適用できる。例えば、銅めっきの場合は硫酸銅めっき浴や、シアン化銅めっき浴、銀めっきの場合はシアンアルカリ浴やノンシアン浴（例えば大和化成のダインシルバー）が利用可能である。

図２に示すバードケージコイル１の例で説明すれば、プラスチックの表面に無電解めっきにより、薄く全体的に銅めっきを施した後、その銅めっきをレーザー光等でパターニングした後、電解めっきにより、所望の厚さ（バードケージコイル１で検出される核磁気共鳴信号が最大となる厚さ）に成長する。

また、無電解めっきにおいては触媒が必要であり、プラスチック表面に塗布する触媒を制御する手法によっても任意の形状の導電セグメントを形成することができる。この手法によれば、円筒内周に導電セグメントのパターンを形成することが可能であり、外周部を金属箔で覆いシールドとすることで、シールド付バードケージコイルを容易に形成することも可能である。

このようなめっき法によるコイル製作にあたって、導電セグメントのパターニングには以下の４とおりの手法が適用できる。
（１）触媒を付与した後、触媒表面にめっきを成長させない膜を形成させることによりパターニングを行い、無電解めっきを成長させ、その後電解めっき層を成長させる方法。
（２）触媒を付与した後、全体を無電解めっきしてから、エッチングに抗する膜（レジスト層）を表面に形成しレジスト層をパターニングしたのち、無電解めっき層をエッチングして、その後電解めっきを行う方法。
（３）触媒を付与した後、全体を無電解めっきしてから、無電解めっき層を直接レーザーアブレーション等により、パターニングしてから、電解めっきを行う方法。
（４）触媒を付与した後、全体を無電解めっき後、電解めっきしてから、レジスト層を表面に形成しレジスト層をパターニングしたのち、無電解めっき層、電解めっき層をエッチングする方法。

また、めっきを成長させない膜および、エッチングに抗する膜のつくり方はほぼ同様であり、以下の手法が適用できる。
（１）シルク印刷法や、ディスペンサー塗布法により、ポリイミド膜（たとえば、東レ製セミコファイン等）や、水溶性高分子材料又は加水分解性高分子材料（例えばポリビニルアルコールや、ポリ乳酸等；以下高分子材料膜）をパターンに応じて塗布する方法。
（２）ポリイミド膜や、高分子材料膜をディップ法やスプレーコート法により表面全体に塗布した後不必要な部分をレーザーアブレーション法により除去する方法。
（３）光感光性レジストをディップ法やスプレーコート法により、表面全体に塗布した後、レーザー光もしくは深度の焦点距離を持つ投影露光装置によって、この光感光性レジストをフォトリソグラフィ法によりパーターニングする方法。

以上のように、本発明によると、高周波コイルの導電セグメントの厚さを、高周波コイルを介して検出される核磁気共鳴信号の強度が最大となる厚さに設定したため、ＭＲＩ装置で取得されるイメージのＳ／Ｎ比を向上させることができた。

また、本発明によると、導電セグメントの厚さを数１０μｍ程度に形成するため、従来の導電セグメントの製造方法とは異なり、写真法やエッチング法を用いて導電セグメントを形成できる。このため、比較的小さな被験体、例えば人の指、関節、足首、手首等の小さな部位に適した装置を提供でき、本実施の形態で説明したように動物に対するイメージングに好適に適用できる。

また、導電セグメントをフィルム状に形成できるため、高周波コイルの形状を被験体の形状に沿った形状に形成でき、導電セグメントを被験体により近付けることができ、よりＳ／Ｎ比を向上させることができる。

さらに、本発明の導電セグメントは、フォトリソグラフィー技術を用いて作成できるため、各導電部材間の位置精度をミクロンオーダーで高めることができ、より微細な被験体への応用が期待されるとともに、ＦＤＴＤ（Finite Difference Time Domain）法（時間領域差分法）等のシミュレーション結果に基づくコイル設計を精度良く実現できるという応用も期待される。

なお、この発明は、上述した実施の形態そのままに限定されるものではなく、実施段階ではその要旨を逸脱しない範囲で構成要素を変形して具体化できる。また、上述した実施の形態に開示されている複数の構成要素の適宜な組み合わせにより種々の発明を形成できる。例えば、上述した実施の形態に示される全構成要素から幾つかの構成要素を削除しても良い。更に、異なる実施の形態に亘る構成要素を適宜組み合わせても良い。

この発明の第１の実施の形態に係るバードケージコイルを備えたＭＲＩ装置の概略構造を示す図。図１のＭＲＩ装置に組み込まれたバードケージコイルの概略構造を示す斜視図。図１のＭＲＩ装置の要部の構造を部分的に拡大して示す部分拡大断面図。図３の線分IV-IVで切断した断面図。高周波コイルの導電セグメントの厚さと信号強度の関係を調べるための実験結果を示すグラフ。この発明の第２の実施の形態に係る表面コイルを示す概略斜視図。この発明の第３の実施の形態に係る鞍型コイルを示す概略斜視図。導電セグメントの製造方法を説明するための動作説明図。

符号の説明

１…バードケージコイル、
２…リング部材、
４、３１、４１…導電セグメント、
６…キャパシタンス、
１０…ＭＲＩ装置、
１１…磁石、
１２…傾斜磁場コイル、
１３…ファラデーシールド、
２１、２２…電源、
２３…増幅回路、
２４…計算機、
２５…モニタ、
２６…テーブル、
３０…表面コイル、
４０…鞍型コイル。

Claims

４．７Ｔの静磁場中に置かれた被験体に傾斜磁場を与えて、被験体の注目原子の核種と上記静磁場の強度によって決まる核磁気共鳴周波数を有する高周波パルスを被験体に照射し、被験体から上記高周波パルスに応じた核磁気共鳴信号を検出することにより、被験体のイメージを取得する磁気共鳴イメージング装置に用いる高周波コイルであって、
検出する核磁気共鳴信号のＳ／Ｎ比が最大となるように、銅により形成した導電セグメントの厚さをその材質および上記高周波パルスの角速度２００．７ＭＨｚによって決まる表皮深さの略１２倍に設定したことを特徴とする高周波コイル。
請求項１に記載の高周波コイルを製造する方法であって、
上記導電セグメントの目標とする厚さを有する導電性のシート材を用意し、
このシート材上にフォトレジスト層を設け、
上記導電セグメントの目標とする形状を有するマスクを介して上記フォトレジスト層を露光し、
上記シート材をエッチングすることを特徴とする高周波コイルの製造方法。