JP2001218753A - 磁気共鳴イメージング用頭部コイル - Google Patents
磁気共鳴イメージング用頭部コイルInfo
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- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- G01R—MEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
- G01R33/00—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables
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- G01R33/28—Details of apparatus provided for in groups G01R33/44 - G01R33/64
- G01R33/32—Excitation or detection systems, e.g. using radio frequency signals
- G01R33/34—Constructional details, e.g. resonators, specially adapted to MR
- G01R33/34046—Volume type coils, e.g. bird-cage coils; Quadrature bird-cage coils; Circularly polarised coils
- G01R33/34053—Solenoid coils; Toroidal coils
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Abstract
(57)【要約】
【課題】 均一な磁場を得るための頭部磁気共鳴イメー
ジング用の短尺無線周波数コイルを提供する。 【解決手段】 無線周波数コイル（４６）は平行導体
（５２）を含み、平行導体は、これらの導体を支持する
端部リング（５６、５８）と共に第１の円筒状部分（５
４）を形成し、これらの導体はさらに一定の角度で延長
して円錐台形部分（５５）を形成し、さらに延長して縮
小直径の第２の円筒状部分（１５７）を形成する。第２
の円筒状部分の開放端位置に配置された縮小直径の第３
の導電性の端部リング（１５３）が、導体の当該の端部
を支持すると共に、縮小直径の開口を提供する。非対称
コイル（１４６）が、無線周波数コイルのうちの第１の
円筒状部分及び円錐台部分を含む部分を囲繞する。
ジング用の短尺無線周波数コイルを提供する。 【解決手段】 無線周波数コイル（４６）は平行導体
（５２）を含み、平行導体は、これらの導体を支持する
端部リング（５６、５８）と共に第１の円筒状部分（５
４）を形成し、これらの導体はさらに一定の角度で延長
して円錐台形部分（５５）を形成し、さらに延長して縮
小直径の第２の円筒状部分（１５７）を形成する。第２
の円筒状部分の開放端位置に配置された縮小直径の第３
の導電性の端部リング（１５３）が、導体の当該の端部
を支持すると共に、縮小直径の開口を提供する。非対称
コイル（１４６）が、無線周波数コイルのうちの第１の
円筒状部分及び円錐台部分を含む部分を囲繞する。
Description
【０００１】
【発明の属する技術分野】本発明は磁気共鳴イメージン
グ・システム（以下、「ＭＲＩ」という）に関し、さら
に詳細には、ヒトの頭部や脳を画像化するための短尺頭
部コイル装置に関する。
グ・システム（以下、「ＭＲＩ」という）に関し、さら
に詳細には、ヒトの頭部や脳を画像化するための短尺頭
部コイル装置に関する。
【０００２】
【発明の背景】周知のように、超伝導マグネットは、マ
グネットを極低温の環境下に置くことにより（例えば、
液体ヘリウムその他の冷凍剤を収容したクライオスタッ
ト内すなわち圧力容器内にマグネットを封入するなどに
より）超伝導状態とすることができる。この極低温によ
って、マグネット・コイルは永久電流モードで動作する
超伝導状態が保証される。すなわち、コイルを短時間電
源に接続して電流を通し、次いで超伝導動作のスイッチ
を閉じると、電源を取り外しても電流が流れ続けること
になり、これによりコイルの電流および得られた磁場が
維持される。超伝導マグネットは、ＭＲＩの分野で広い
用途が知られている。
グネットを極低温の環境下に置くことにより（例えば、
液体ヘリウムその他の冷凍剤を収容したクライオスタッ
ト内すなわち圧力容器内にマグネットを封入するなどに
より）超伝導状態とすることができる。この極低温によ
って、マグネット・コイルは永久電流モードで動作する
超伝導状態が保証される。すなわち、コイルを短時間電
源に接続して電流を通し、次いで超伝導動作のスイッチ
を閉じると、電源を取り外しても電流が流れ続けること
になり、これによりコイルの電流および得られた磁場が
維持される。超伝導マグネットは、ＭＲＩの分野で広い
用途が知られている。
【０００３】典型的なＭＲＩマグネットでは、その主超
伝導マグネット・コイルは、円筒状の冷凍剤用圧力容器
内に封入され、真空容器内に収容され、かつ中央領域で
撮影用ボアを形成している。この主マグネット・コイル
は撮影用ボア内に強い磁場を発生する。
伝導マグネット・コイルは、円筒状の冷凍剤用圧力容器
内に封入され、真空容器内に収容され、かつ中央領域で
撮影用ボアを形成している。この主マグネット・コイル
は撮影用ボア内に強い磁場を発生する。
【０００４】しかし、受容可能な高品質なイメージング
のためには、撮影領域内に強い均一磁場を提供しかつ維
持することが必要である。典型的な０．５〜１．５Ｔ
（テスラ）の磁場強度は、直径が約４５ｃｍの球の体積
にわたって１０ｐｐｍ(parts per million) の均一性を
もつ必要がある。
のためには、撮影領域内に強い均一磁場を提供しかつ維
持することが必要である。典型的な０．５〜１．５Ｔ
（テスラ）の磁場強度は、直径が約４５ｃｍの球の体積
にわたって１０ｐｐｍ(parts per million) の均一性を
もつ必要がある。
【０００５】ＭＲＩイメージングでは、撮影用磁場を成
形しかつＭＲＩ動作をさせるために、複数の追加の磁場
を付加している。これらの磁場は、無線周波数（以下、
「ＲＦ」という）信号を含み、さらに解剖学的関心領域
の様々な部位からの核磁気共鳴（ＮＭＲ）信号を空間的
にエンコードするためのパルス状磁場傾斜を含む。パル
ス状磁場傾斜、核スピンのＲＦ励起、並びに信号情報の
収集は、一般にパルス・シーケンスと呼ばれている。パ
ルス状電流を導体に通すことにより、その導体の外部に
パルス状磁場を発生させる。このパルス状磁場は、撮影
体積内の均一な主磁場など超伝導マグネット内の他の磁
場と相互作用して、画質に悪影響を及ぼすことがある。
形しかつＭＲＩ動作をさせるために、複数の追加の磁場
を付加している。これらの磁場は、無線周波数（以下、
「ＲＦ」という）信号を含み、さらに解剖学的関心領域
の様々な部位からの核磁気共鳴（ＮＭＲ）信号を空間的
にエンコードするためのパルス状磁場傾斜を含む。パル
ス状磁場傾斜、核スピンのＲＦ励起、並びに信号情報の
収集は、一般にパルス・シーケンスと呼ばれている。パ
ルス状電流を導体に通すことにより、その導体の外部に
パルス状磁場を発生させる。このパルス状磁場は、撮影
体積内の均一な主磁場など超伝導マグネット内の他の磁
場と相互作用して、画質に悪影響を及ぼすことがある。
【０００６】ヒトの頭部及び脳の画像化（イメージン
グ）では、撮影時に頭部の周囲に配置させた頭部コイ
ル、すなわち追加のコイル・アセンブリが利用されるこ
とは周知である。こうした頭部コイルの別々の平行な導
体は、鳥かご(birdcage)形と呼ばれる構成になってい
る。
グ）では、撮影時に頭部の周囲に配置させた頭部コイ
ル、すなわち追加のコイル・アセンブリが利用されるこ
とは周知である。こうした頭部コイルの別々の平行な導
体は、鳥かご(birdcage)形と呼ばれる構成になってい
る。
【０００７】ＲＦ頭部コイルは脳の全体にわたる均一な
ＲＦ磁場を発生させるために用いられる。一般に、これ
らの頭部コイルは極めて長く、患者の頭部の頭頂部より
先まで延びている。信号対雑音比は装荷されたコイルの
Ｑ値(Quality factor)を有効体積で除した値の平方根
（コイル内に蓄えられたＲＦエネルギーの体積積分にあ
たる）に比例するので、ＲＦコイルの大きさを制限する
こと、並びに必要なＭＲＩ信号を提供すると同時にＲＦ
コイルをできるだけ小さく保つことが重要である。しか
し、送信パルスの間では等しいフリップ角度分布とし受
信の間には等しい感度とするためには、コイルのＲＦ磁
場の均一性を維持しながらこれを達成させる必要があ
る。
ＲＦ磁場を発生させるために用いられる。一般に、これ
らの頭部コイルは極めて長く、患者の頭部の頭頂部より
先まで延びている。信号対雑音比は装荷されたコイルの
Ｑ値(Quality factor)を有効体積で除した値の平方根
（コイル内に蓄えられたＲＦエネルギーの体積積分にあ
たる）に比例するので、ＲＦコイルの大きさを制限する
こと、並びに必要なＭＲＩ信号を提供すると同時にＲＦ
コイルをできるだけ小さく保つことが重要である。しか
し、送信パルスの間では等しいフリップ角度分布とし受
信の間には等しい感度とするためには、コイルのＲＦ磁
場の均一性を維持しながらこれを達成させる必要があ
る。
【０００８】ＲＦ頭部コイルを短くしようとする試み
は、全体として満足のゆくものとは認められておらず、
例えば、ＲＦ磁場の均一性や画質を阻害するホットスポ
ット、すなわちＢ１の振幅が大きい領域が生じてしま
う。
は、全体として満足のゆくものとは認められておらず、
例えば、ＲＦ磁場の均一性や画質を阻害するホットスポ
ット、すなわちＢ１の振幅が大きい領域が生じてしま
う。
【０００９】
【発明の概要】したがって、上記の問題を克服し均一性
を真に維持する短いＲＦ頭部コイルが特に必要である。
を真に維持する短いＲＦ頭部コイルが特に必要である。
【００１０】本発明の実施の一形態によれば、ヒトの頭
部を囲繞してその磁気共鳴イメージングを行うための短
尺の無線周波数コイルは、複数の平行導体により形成さ
れる鳥かご形構造体を含んでいる。これらの導体は、先
ずその軸の周りに円筒状部分を形成し、続いて円錐台の
形状のテーパ付き部分を形成しており、その円錐台の頂
上部の位置には、この軸の周りの円筒状部分と比べてよ
り小さい開口を有している。次いで、これらの導体はま
た別の角度で延び、直径がより小さい第２の円筒状部分
を形成している。これらの平行導体は、導電性の円形端
部リングにより円筒の開放端部の位置で支持されてい
る。
部を囲繞してその磁気共鳴イメージングを行うための短
尺の無線周波数コイルは、複数の平行導体により形成さ
れる鳥かご形構造体を含んでいる。これらの導体は、先
ずその軸の周りに円筒状部分を形成し、続いて円錐台の
形状のテーパ付き部分を形成しており、その円錐台の頂
上部の位置には、この軸の周りの円筒状部分と比べてよ
り小さい開口を有している。次いで、これらの導体はま
た別の角度で延び、直径がより小さい第２の円筒状部分
を形成している。これらの平行導体は、導電性の円形端
部リングにより円筒の開放端部の位置で支持されてい
る。
【００１１】非対称コイル・アセンブリは、第１の円筒
を囲繞し、かつ導体のテーパ付き部分まで延びることが
できる。非対称コイル・アセンブリの中央領域にあるコ
イルは、このコイル・アセンブリの端部のコイルと比べ
て直径が大きい。得られる磁場均一性の改善により、改
良された高品質の画像化ができる。頭部コイルは、磁気
共鳴撮影装置の送信コイルによりパルス動作させること
ができる、また別法として超伝導マグネットのボア内部
を囲繞する送信コイルからの送信パルスに対する受信コ
イルの役割をさせることもできる。
を囲繞し、かつ導体のテーパ付き部分まで延びることが
できる。非対称コイル・アセンブリの中央領域にあるコ
イルは、このコイル・アセンブリの端部のコイルと比べ
て直径が大きい。得られる磁場均一性の改善により、改
良された高品質の画像化ができる。頭部コイルは、磁気
共鳴撮影装置の送信コイルによりパルス動作させること
ができる、また別法として超伝導マグネットのボア内部
を囲繞する送信コイルからの送信パルスに対する受信コ
イルの役割をさせることもできる。
【００１２】
【発明の実施の形態】先ず図１について説明すると、Ｍ
ＲＩ超伝導マグネット・アセンブリ１０は、真空容器２
１内に同軸状に配置され、軸５の周りに撮影用中央ボア
１２を形成している冷凍剤用圧力容器１１を含んでい
る。圧力容器１１内には、主マグネット・コイル１６を
その上にある軸方向スロットに軸方向で間隔をあけて巻
き付けた複合ドラム４が配置されている。圧力容器１１
の補正コイル１７、１８及び１９により、ボア１２内で
の磁場のシム調整をして磁場均一性を受容可能な限度ま
で改善することが可能となる。支持体３２により超伝導
マグネット・アセンブリ１０を床３４に固定させてい
る。
ＲＩ超伝導マグネット・アセンブリ１０は、真空容器２
１内に同軸状に配置され、軸５の周りに撮影用中央ボア
１２を形成している冷凍剤用圧力容器１１を含んでい
る。圧力容器１１内には、主マグネット・コイル１６を
その上にある軸方向スロットに軸方向で間隔をあけて巻
き付けた複合ドラム４が配置されている。圧力容器１１
の補正コイル１７、１８及び１９により、ボア１２内で
の磁場のシム調整をして磁場均一性を受容可能な限度ま
で改善することが可能となる。支持体３２により超伝導
マグネット・アセンブリ１０を床３４に固定させてい
る。
【００１３】外部の電源及び制御に対する接続は、アク
セス用ポート２８を介してリード・アセンブリ２６によ
りなされており、このリード・アセンブリ２６は、真空
容器２３の外部にあるコネクタ２５と、冷凍剤用圧力容
器１１内のマグネット・コイル１６、１７、１８、１９
及び２１などの各コンポーネントに対する機械的リー
ド、すなわちワイヤを電気的に接続するためにプレート
２７を貫通する導管２０とを含んでいる。
セス用ポート２８を介してリード・アセンブリ２６によ
りなされており、このリード・アセンブリ２６は、真空
容器２３の外部にあるコネクタ２５と、冷凍剤用圧力容
器１１内のマグネット・コイル１６、１７、１８、１９
及び２１などの各コンポーネントに対する機械的リー
ド、すなわちワイヤを電気的に接続するためにプレート
２７を貫通する導管２０とを含んでいる。
【００１４】超伝導マグネット１０のボア１２内には、
矢印７及び９によって示すように、このボア内で移動可
能な患者支持体３８が配置されている。患者支持体３８
の一方の端部の位置で、患者支持体に固定された取り付
け部材４７上に、頭部コイル４６が配置されている。患
者支持体４４上に横たえられた患者（図示せず）は、画
像化しようとする患者の頭部が頭部コイル４６内にくる
ようにして位置決めされることになる。頭部コイル４６
については以下で詳細に説明する。
矢印７及び９によって示すように、このボア内で移動可
能な患者支持体３８が配置されている。患者支持体３８
の一方の端部の位置で、患者支持体に固定された取り付
け部材４７上に、頭部コイル４６が配置されている。患
者支持体４４上に横たえられた患者（図示せず）は、画
像化しようとする患者の頭部が頭部コイル４６内にくる
ようにして位置決めされることになる。頭部コイル４６
については以下で詳細に説明する。
【００１５】真空容器２１の中央のボアを囲繞してＲＦ
アセンブリ４０、４１、４２があり、例えばＲＦシール
ド４１により傾斜コイル４０及び送信コイル４２が分離
されている。
アセンブリ４０、４１、４２があり、例えばＲＦシール
ド４１により傾斜コイル４０及び送信コイル４２が分離
されている。
【００１６】真空容器２１の外部にあるコンピュータ・
パルス発生装置３１は、超伝導マグネット１０及び磁気
共鳴イメージング・システム２に対する適当な信号及び
制御指示を、当技術分野でよく知られている方式により
与えかつ受け取っている。これらの例としては、傾斜コ
イル４０用のＲＦパルス、送信コイル４２用の送信パル
ス４３、また所望であれば、頭部コイル４６用の送信パ
ルス４４及び／または頭部コイルからの受信信号４５な
どがある。すなわち、頭部の画像化のために頭部コイル
４６を使用する場合、頭部コイル４６に送信ＲＦパルス
を与えることができる。また別法として、頭部コイル
は、送信コイル４２に供給されている送信パルスから得
られる画像化信号を受信するための受信コイルの役割を
果たすことができる。図１では、パルス４２〜４５を矢
印で示している。
パルス発生装置３１は、超伝導マグネット１０及び磁気
共鳴イメージング・システム２に対する適当な信号及び
制御指示を、当技術分野でよく知られている方式により
与えかつ受け取っている。これらの例としては、傾斜コ
イル４０用のＲＦパルス、送信コイル４２用の送信パル
ス４３、また所望であれば、頭部コイル４６用の送信パ
ルス４４及び／または頭部コイルからの受信信号４５な
どがある。すなわち、頭部の画像化のために頭部コイル
４６を使用する場合、頭部コイル４６に送信ＲＦパルス
を与えることができる。また別法として、頭部コイル
は、送信コイル４２に供給されている送信パルスから得
られる画像化信号を受信するための受信コイルの役割を
果たすことができる。図１では、パルス４２〜４５を矢
印で示している。
【００１７】次に図２について説明すると、頭部コイル
４６は、適当なガラス繊維エポキシ・プラスチック製ハ
ウジング５０内に収容されるか、または埋め込まれる導
体からなる、いわゆる鳥かご形構成（図２にその一部分
を示す）を含んでいる。軸方向に延びる複数の平行な導
体またはロッド５２は、その端部が円形の端部リム導体
５６及び５８により支持されている円筒状部分５４を形
成している。導体５２、５６及び５８は銅製であり、ま
た応用例の１つでは、幅が１／２インチの細片である。
円形導体５６及び５８の直径は２３センチメートルであ
る。
４６は、適当なガラス繊維エポキシ・プラスチック製ハ
ウジング５０内に収容されるか、または埋め込まれる導
体からなる、いわゆる鳥かご形構成（図２にその一部分
を示す）を含んでいる。軸方向に延びる複数の平行な導
体またはロッド５２は、その端部が円形の端部リム導体
５６及び５８により支持されている円筒状部分５４を形
成している。導体５２、５６及び５８は銅製であり、ま
た応用例の１つでは、幅が１／２インチの細片である。
円形導体５６及び５８の直径は２３センチメートルであ
る。
【００１８】軸方向導体５２は、円形の端部導体５８を
超えて４５度の角度で軸５１の方向に延びている。導体
５２の傾斜付き部分５０は軸５１やその他の点で会合し
ておらず、各導体は縮小径の円形導体５３の位置で終わ
り、直径が１０センチメートルの開口及び円錐台状のテ
ーパ付き部分５５を形成している。撮影の間では、患者
の頭部を円形端部リング５６を通過させて円筒状部分５
４内に位置決めすることになる。
超えて４５度の角度で軸５１の方向に延びている。導体
５２の傾斜付き部分５０は軸５１やその他の点で会合し
ておらず、各導体は縮小径の円形導体５３の位置で終わ
り、直径が１０センチメートルの開口及び円錐台状のテ
ーパ付き部分５５を形成している。撮影の間では、患者
の頭部を円形端部リング５６を通過させて円筒状部分５
４内に位置決めすることになる。
【００１９】このため、出来上がった鳥かご形構成は、
チューブ状部分すなわち円筒状部分５４と、テーパ付き
部分すなわち円錐部分５５とを含んでおり、このテーパ
付き部分は反体側の端部のチューブ状の端部リング５６
と比べてより小さい開口を含んでいる端部リングすなわ
ち支持体５３の位置で終わっている。この２つのリング
の直径の比は、０．４〜０．６のレンジであることが好
ましい。応用例の１つでは、そのチューブ状部分５４は
長さが１４．６インチで直径が２３インチであり、また
そのテーパ付き部分５５は５インチにわたって軸方向に
延び、円筒５４の端部リング５６の直径の概ね半分の直
径をもつ端部リング５３のところで終端している。
チューブ状部分すなわち円筒状部分５４と、テーパ付き
部分すなわち円錐部分５５とを含んでおり、このテーパ
付き部分は反体側の端部のチューブ状の端部リング５６
と比べてより小さい開口を含んでいる端部リングすなわ
ち支持体５３の位置で終わっている。この２つのリング
の直径の比は、０．４〜０．６のレンジであることが好
ましい。応用例の１つでは、そのチューブ状部分５４は
長さが１４．６インチで直径が２３インチであり、また
そのテーパ付き部分５５は５インチにわたって軸方向に
延び、円筒５４の端部リング５６の直径の概ね半分の直
径をもつ端部リング５３のところで終端している。
【００２０】ロッド５２の数は様々とすることができ、
例えば、８本以上のロッドを軸５１の周りで傾斜付きで
等しい間隔とすることができる。
例えば、８本以上のロッドを軸５１の周りで傾斜付きで
等しい間隔とすることができる。
【００２１】端部リング５３が画像化しようとする患者
の頭部に近づきすぎた場合、端部リングが患者の組織に
近づいている位置に（Ｂ１の振幅が大きい）ハイ・スポ
ットが出現することが知られている。本発明の鳥かご形
構成により、こうしたハイ・スポットを防止することが
でき、このため磁場均一性及び画質が改善される。
の頭部に近づきすぎた場合、端部リングが患者の組織に
近づいている位置に（Ｂ１の振幅が大きい）ハイ・スポ
ットが出現することが知られている。本発明の鳥かご形
構成により、こうしたハイ・スポットを防止することが
でき、このため磁場均一性及び画質が改善される。
【００２２】図３について説明すると、鳥かご形構造体
１４６は、軸方向に延びる導体１５２により形成される
第１の円筒状部分１５４及びテーパ付き部分１５５を含
む。しかし、導電性の端部リング１５３は、円形で導電
性の端部リング１５６及び１５８からさらに離されてお
り、導体１５２の軸方向傾斜導体部分１５０はさらに曲
げられ、軸１５１の周りで軸方向に延び、端部リング１
５３の位置で終わる第２の円筒状部分１５７を形成して
いる。傾斜付き導体１５０から第２の円筒状部分１５７
を形成する軸方向導体１６０への円形の移行領域１５９
は、図２の端部リング５３と同様な導電性の接続用リン
グを含んでいないが、この円形領域は図３で点線で示す
非導電性の支持リングを含むことがある。第２の円筒部
分１５７の軸方向の長さは、得られる頭頂部画像が均一
となるように選択される。応用例の１つでは、その長さ
が軸方向に３．５センチメートルである。Ｙ方向（すな
わち垂直方向）に沿った垂直直流（ＤＣ）磁場の場合、
鳥かご形構造体１４６はリニア・モードで駆動させてＸ
方向（すなわち、水平方向）にＢ１磁場を発生させるこ
とができる。端部リング５３により軸方向導体１５２が
一点で交わることが防止される。導体が交わると、同様
に画質を低下させる磁場のハイ・スポットが生じること
が知られている。さらに、端部リング１５３が円筒状部
分１５４内の患者の頭部から離れるため、均一な頭頂部
画像が得られるように軸方向の離隔を選択することによ
り均一性が改善される。
１４６は、軸方向に延びる導体１５２により形成される
第１の円筒状部分１５４及びテーパ付き部分１５５を含
む。しかし、導電性の端部リング１５３は、円形で導電
性の端部リング１５６及び１５８からさらに離されてお
り、導体１５２の軸方向傾斜導体部分１５０はさらに曲
げられ、軸１５１の周りで軸方向に延び、端部リング１
５３の位置で終わる第２の円筒状部分１５７を形成して
いる。傾斜付き導体１５０から第２の円筒状部分１５７
を形成する軸方向導体１６０への円形の移行領域１５９
は、図２の端部リング５３と同様な導電性の接続用リン
グを含んでいないが、この円形領域は図３で点線で示す
非導電性の支持リングを含むことがある。第２の円筒部
分１５７の軸方向の長さは、得られる頭頂部画像が均一
となるように選択される。応用例の１つでは、その長さ
が軸方向に３．５センチメートルである。Ｙ方向（すな
わち垂直方向）に沿った垂直直流（ＤＣ）磁場の場合、
鳥かご形構造体１４６はリニア・モードで駆動させてＸ
方向（すなわち、水平方向）にＢ１磁場を発生させるこ
とができる。端部リング５３により軸方向導体１５２が
一点で交わることが防止される。導体が交わると、同様
に画質を低下させる磁場のハイ・スポットが生じること
が知られている。さらに、端部リング１５３が円筒状部
分１５４内の患者の頭部から離れるため、均一な頭頂部
画像が得られるように軸方向の離隔を選択することによ
り均一性が改善される。
【００２３】図２〜４は均一でテーパ付きの部分を円形
断面で表しているが、例えば、楕円（すなわち偏平にし
た円）などの、非円形断面を使用することもできる。
断面で表しているが、例えば、楕円（すなわち偏平にし
た円）などの、非円形断面を使用することもできる。
【００２４】図４は、Ｚ方向にＢ１磁場成分を生成させ
るために鳥かご形構造体１４６の周りに付加する非対称
ソレノイド・コイル・アセンブリ１６０を表している。
コイル・アセンブリ１６０の中心コイル１６２は、これ
以外の巻き線（すなわちループ）１６４と比べて半径を
若干大きくし、導体の近傍での均一性を維持している。
鳥かご形構造体１４６のテーパ付きの端部上にある最端
のコイル１６６は、これ以外のコイルと比べて直径をよ
り小さくし、さらに長いソレノイドと同様の均一性を維
持しながら、コイル・アセンブリ１６０を切り詰めし短
いまま保持することができる。コイル１６２〜１６６
は、接続１６８により模式的に表したように、直列に接
続させる。
るために鳥かご形構造体１４６の周りに付加する非対称
ソレノイド・コイル・アセンブリ１６０を表している。
コイル・アセンブリ１６０の中心コイル１６２は、これ
以外の巻き線（すなわちループ）１６４と比べて半径を
若干大きくし、導体の近傍での均一性を維持している。
鳥かご形構造体１４６のテーパ付きの端部上にある最端
のコイル１６６は、これ以外のコイルと比べて直径をよ
り小さくし、さらに長いソレノイドと同様の均一性を維
持しながら、コイル・アセンブリ１６０を切り詰めし短
いまま保持することができる。コイル１６２〜１６６
は、接続１６８により模式的に表したように、直列に接
続させる。
【００２５】本発明について、その一定の好ましい実施
形態に関して説明してきたが、本発明の精神及び範囲を
逸脱することなく、構成の詳細、部品の配置及び組み合
わせ、並びに使用する材料の種類に関する様々な変更が
可能であることを理解されたい。
形態に関して説明してきたが、本発明の精神及び範囲を
逸脱することなく、構成の詳細、部品の配置及び組み合
わせ、並びに使用する材料の種類に関する様々な変更が
可能であることを理解されたい。
【図１】本発明を取り込んだ超伝導マグネットの簡略断
面図である。
面図である。
【図２】図１の頭部コイルの拡大斜視図である。
【図３】別の頭部コイル構成を示す斜視図である。
【図４】別の頭部コイル構成を示す斜視図である
２ 磁気共鳴イメージング・システム ５ 軸 １０ 超伝導マグネット １１ 冷凍剤用圧力容器 １２ ボア １６ 主マグネット・コイル １７、１８、１９ 補正コイル ２０ 導管 ２１ 真空容器 ２５ コネクタ ２６ リード・アセンブリ ２７ プレート ２８ アクセス用ポート ３１ コンピュータ・パルス発生装置 ３２ 支持体 ３４ 床 ３８ 患者支持体 ４０ 傾斜コイル ４１ ＲＦシールド ４２ 送信コイル ４６ 頭部コイル ４７ 取り付け部材 ５０ 導体の傾斜付き部分 ５１ 軸 ５２ 軸方向導体 ５３ 端部リング ５４ チューブ状部分 ５５ テーパ付き部分、 ５６、５８ 円形の端部リム導体 １４６ 鳥かご形構造体 １５０ 傾斜付き導体 １５１ 軸 １５２ 軸方向に延びる導体 １５３ 導電性の端部リング １５４ 第１の円筒状部分 １５５ テーパ付き部分 １５６ 導電性の端部リング １５７ 第２の円筒状部分 １５８ 導電性の端部リング １５９ 移行領域 １６０ 非対称ソレノイドコイル・アセンブリ １６２ 直列接続コイル １６３ 直列接続コイル １６４、１６５ 直列接続コイル １６６ 直列接続コイル
Claims (19)
- 【請求項１】 頭部の磁気共鳴イメージング用の短尺無
線周波数コイル（４６）であって、 軸（５１）の周りに配置され、前記軸の周りに第１の実
質的に円筒形状の部分（５４）を形成している複数の間
隔をあけて設けられた導体（５２）と、その各々が前記
円筒状部分を形成する軸方向導体の端部を支持している
少なくとも２つの円形導体（５６、５８）と、を備え、 前記軸方向導体は、前記円形導体の一方を超えて一定の
角度で延び（５０）、概して円錐形状の部分（３５）に
沿って内側方向に延びており、 前記導体の前記延伸部分が円錐台の形状を形成してお
り、 当該コイルがさらに、前記２つの円形導体と比べてより
小さい直径を有し且つ前記導体の前記延伸部分の端部を
固定している第３の円形導体（５３）を備えており、 前記各導体により、各端部の位置で概して円形の開口を
もつ該頭部コイルが形成されていること、を特徴とする
頭部磁気共鳴イメージング用短尺無線周波数コイル。 - 【請求項２】 前記導体の前記延伸部分が、前記円錐台
を超えてさらに一定の角度で延び、前記軸の周りで前記
第１の円筒から隔たった第２の縮小直径の円筒（１５
７）を形成している請求項１に記載の磁気共鳴イメージ
ング用頭部コイル。 - 【請求項３】 非導電性の支持体（１５９）により、前
記円錐部分と前記第２の円筒との接合部の位置で前記導
体を支持している請求項２に記載の磁気共鳴イメージン
グ用頭部コイル。 - 【請求項４】 前記第１の円筒形状部分と隔たった第３
の円形導体により、前記円錐部分を形成する前記導体の
端部を支持している請求項１に記載の磁気共鳴イメージ
ング用頭部コイル。 - 【請求項５】 等しい間隔とした少なくとも８つの傾斜
付き導体をもつ請求項４に記載の磁気共鳴イメージング
用頭部コイル。 - 【請求項６】 複数の直列接続コイル（１６２〜１６
６）を含む非対称コイル・アセンブリ（１６０）が、前
記頭部コイルの前記第１の円筒及び前記円錐台を囲繞し
ている請求項２に記載の磁気共鳴イメージング用頭部コ
イル。 - 【請求項７】 前記非対称ソレノイドが、前記第１の円
筒の中央領域に、前記第１の円筒の端部位置のコイル
（１６４、１６５）と比べてより大きな直径をもつ１つ
または複数のコイル（１６２）を含んでいる請求項６に
記載の磁気共鳴イメージング用頭部コイル。 - 【請求項８】 前記非対称コイル・アセンブリが前記第
１の円筒状部分の周りに延びており、かつ前記非対称コ
イル・アセンブリの遠位端は、前記第１の円筒の周りの
どのコイルよりも直径がより小さいコイルであって、そ
のコイル直径の比が０．４〜０．６のレンジであるコイ
ルにより前記テーパ付き部分と前記第２の円筒状部分と
の接合部を囲繞している、請求項６に記載の磁気共鳴イ
メージング用頭部コイル。 - 【請求項９】 前記非対称コイル・アセンブリによりＺ
方向にＢ１磁場を発生させている請求項８に記載の磁気
共鳴イメージング用頭部コイル。 - 【請求項１０】 磁気共鳴イメージング用の短尺無線周
波数頭部コイル（４６）であって、 その軸の周りで軸方向（５１）に延びる導体（５２）か
らなる鳥かご形構造体を備え、 前記導体が第１のチューブ状部分（５４）及びテーパ付
き部分（５５）を形成しており、 前記テーパ付き部分は、前記チューブ状部分に対して一
定の角度をなしており、かつ前記チューブ状部分と比べ
てより小さい開口の位置で終端しており、 当該コイルはさらに、前記導体の端部の位置で開口を形
成する端部支持導体（５６、５３）を備え、 前記チューブ状部分が、イメージング対象のヒトの頭部
を囲繞するだけの十分な大きさであること、を特徴とす
る短尺無線周波数頭部コイル。 - 【請求項１１】 前記鳥かご形構造体の前記チューブ状
部分は、円形の断面をなして第１の円筒を形成している
請求項１０に記載の短尺頭部コイル。 - 【請求項１２】 前記鳥かご形構造体の前記テーパ付き
部分が円錐台の形状である請求項１１に記載の短尺頭部
コイル。 - 【請求項１３】 前記円錐台は円形の開口に向かって狭
まるようにテーパが付いている請求項１２に記載の短尺
頭部コイル。 - 【請求項１４】 前記軸方向導体が前記円錐台を超えて
延び（１６０）、前記円錐台の端部の位置で前記第１の
円筒と隔たった第２の円筒（１５７）を形成している請
求項１２に記載の短尺頭部コイル。 - 【請求項１５】 前記導体を固定させるための、前記第
１の円筒の遠位端の位置の端部リングと比べてより小さ
い導電性の端部リング（１５３）が、前記テーパ付き部
分と隔たった前記円筒の端部の位置にある請求項１４に
記載の短尺頭部コイル。 - 【請求項１６】 複数の直列接続コイル（１６２〜１６
６）からなる非対称コイル・アセンブリ（１６０）によ
り前記鳥かご形構造体の少なくとも一部分を囲繞してい
る請求項１５に記載の短尺頭部コイル。 - 【請求項１７】 前記非対称コイル・アセンブリの中央
領域にあるコイル（１６２）が、前記非対称コイル・ア
センブリの端部寄りの前記直列接続コイル（１６４、１
６５）と比べてより大きな直径を有している請求項１６
に記載の短尺頭部コイル。 - 【請求項１８】 前記頭部コイルが、磁気共鳴イメージ
ング・システム（２）の超伝導マグネット（１０）のボ
ア（１２）内の患者支持体（３８）上に配置されている
と共に、前記超伝導マグネットのボア（１２）の周りに
患者の画像化のための送信コイル（４２）が配置されて
おり、かつ、前記送信コイルと前記頭部コイルよりなる
群に対して選択的に印加するための送信パルスを発生さ
せるようにパルス発生装置（３１）が設けられている、
請求項１７に記載の短尺頭部コイル。 - 【請求項１９】 前記送信パルスが前記送信コイルに印
加されており、かつ前記頭部コイルが画像化のための受
信信号（４５）を提供する信号受信器として利用される
請求項１８に記載の短尺頭部コイル。
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| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| US09/469,434 US6313633B1 (en) | 1999-12-27 | 1999-12-27 | Magnetic resonance imaging head coil |
| US09/469434 | 1999-12-27 |
Publications (3)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JP2001218753A true JP2001218753A (ja) | 2001-08-14 |
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Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP2000393955A Expired - Fee Related JP4782921B2 (ja) | 1999-12-27 | 2000-12-26 | 磁気共鳴イメージング用頭部コイル |
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|---|---|
| US (1) | US6313633B1 (ja) |
| EP (1) | EP1113287B1 (ja) |
| JP (1) | JP4782921B2 (ja) |
| DE (1) | DE60045731D1 (ja) |
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