JP2003175015A

JP2003175015A - 極めて高磁場の磁気共鳴イメージングで使用するために電場曝露を低減させたｒｆコイル

Info

Publication number: JP2003175015A
Application number: JP2002298168A
Authority: JP
Inventors: Ronald Dean Watkins; ロナルド・ディーン・ワトキンス; John Frederick Schenck; ジョン・フレデリック・シェンク; Randy Otto John Giaquinto; ランディー・オット・ジョン・ジャクイント
Original assignee: General Electric Co
Current assignee: General Electric Co
Priority date: 2001-10-12
Filing date: 2002-10-11
Publication date: 2003-06-24
Anticipated expiration: 2022-10-11
Also published as: US6538441B1; US20030071621A1; JP4067381B2; EP1302781A2; EP1302781A3

Abstract

(57)【要約】【課題】極めて高磁場の磁気共鳴イメージング（ＭＲ
Ｉ）システム向けの無線周波数（ＲＦ）コイル・アセン
ブリを提供する。【解決手段】このＲＦコイル・アセンブリは、ＭＲＩ
システムの患者ボアチューブ（２６０）の周りで円筒状
に配列させかつ配置させた複数の導体（２１０）を備え
る。これらの導体の各々は、ＲＦコイル・アセンブリが
実質的に高周波数で共鳴するように構成させている。さ
らに、ＲＦコイル・アセンブリは、導体のそれぞれの端
部の間に配置し該それぞれの端部を接続していると共
に、さらに、患者ボアチューブと離間した関係で配置し
た複数の容量性素子（２３０）を備える。これらの容量
性素子は、複数の導体を導体のそれぞれの端部位置で電
気的に相互接続させるためのものである。

Description

【発明の詳細な説明】

【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（ＭＲＩ）装置に関する。本発明は、さらに詳細に
は、ＲＦ信号を送信かつ／または受信させているこうし
た装置で有用な無線周波数（ＲＦ）コイルに関する。

【０００２】

【発明の背景】ＭＲＩスキャナは、医学的診断など様々
な分野で使用されており、典型的にはマグネット、傾斜
コイル・アセンブリ及び無線周波数コイル（複数のこと
もある）の動作に基づいて画像を作成させるためにコン
ピュータを使用している。マグネットは、水素原子核な
どの原子核を無線周波数励起に応答させるための均一な
主磁場を発生させている。傾斜コイル・アセンブリは、
主磁場に対して一連のパルス状の空間傾斜磁場を印加
し、撮像パルスシーケンス中において撮像ボリューム内
の各点に対して磁場の一意の組に対応した空間的識別性
を与えている。無線周波数コイル（複数のこともある）
は、励起周波数パルスを発生させており、この励起周波
数パルスは、画像作成のために無線周波数コイルにより
検出されコンピュータにより使用されるような振動する
横方向磁化を一時的に生成させている。

【０００３】一般に、極めて高い磁場強度とは２テスラ
（２Ｔ）を超える強度と特徴付けされる。近年では、典
型的な１．５テスラを超える磁場強度でのＭＲＩシステ
ムの使用が増加している。研究用システムでは８テスラ
もの高さに及ぶものも製作されている。現在、３テスラ
や４テスラのシステムは市販されている。こうしたシス
テムは主に、ファンクショナルＭＲＩ（ｆＭＲＩ）、人
体頭部関連の撮像、及びスペクトロスコピー検査での研
究に使用されている。磁場強度が高くなると、高くなっ
た周波数（典型的な６４ＭＨｚを超えるような周波数）
でのインダクタンスとキャパシタンスの平衡など、ＲＦ
コイルに問題が課せられる。極めて高い磁場（すなわ
ち、極めて高いラーモア周波数）では、適度に狭いラン
グ（ｒｕｎｇ）の銅細片を有する標準のバードケージ・
コイルは、比較的高いインダクタンスを有することにな
り、コイルを共鳴させるためには極めて低いコンデンサ
値が必要となる。このことは多くの理由から問題であ
る。先ず、小さい値のコンデンサに大きな電流を通す
と、その両端が極めて高い電圧となり、このため撮像対
象内でＲＦ電力を熱の形で消費させる局所的漂遊電場を
生じさせることがある。

【０００４】米国食品医薬品局（ＦＤＡ）では、ＭＲＩ
スキャン中に患者や医療スタッフが吸収することが可能
な電磁エネルギーのレベルに関して比吸収率（Ｓｐｅｃ
ｉｆｉｃＡｂｓｏｒｐｔｉｏｎＲａｔｅ：ＳＡＲ）
と呼ぶ制限を課している。こうした制限は、患者または
撮像対象に対するＲＦ誘導やけどのリスクを低下させる
のに役立つ。ＭＲＩに関しては２つのタイプの電場が存
在する。その１つ目は、撮像対象内に存在する時間変化
するＢ₁磁場によるものであり、また第２のタイプはＲ
Ｆコイル構造内のコンデンサ上の電荷によるものであ
る。

【０００５】

【発明が解決しようとする課題】必要とされているの
は、高い磁場強度での撮像対象に対する電磁エネルギー
曝露を減少させたＭＲイメージング向けのＲＦコイル・
アセンブリである。

【０００６】

【課題を解決するための手段】極めて高磁場の磁気共鳴
イメージング（ＭＲＩ）システム向けの無線周波数（Ｒ
Ｆ）コイル・アセンブリを提供する。ＲＦコイル・アセ
ンブリは、ＭＲＩシステムの患者ボアチューブの周りで
円筒状に配列させかつ配置させた複数の導体を備える。
これらの各導体は、ＲＦコイル・アセンブリが実質的に
高周波数で共鳴するように構成されている。さらに、こ
のＲＦコイル・アセンブリは、導体のそれぞれの端部の
間に配置され該それぞれの端部を接続していると共に、
さらに患者ボアチューブと離間した関係で配置されてい
る複数の容量性素子を備える。この容量性素子は、導体
のそれぞれの端部において該複数の導体を電気的に相互
接続するためのものである。

【０００７】本発明の特徴及び利点は、本発明の以下の
詳細な説明を添付の図面と共に読むことによって明らか
となろう。

【０００８】

【発明の実施の形態】図１は、本発明の実施形態に従っ
て画像を作成するためのシステムの簡略ブロック図であ
る。実施の一形態では、このシステムは、本発明を組み
込んでいるＭＲイメージング・システムである。このＭ
ＲＩシステムは、例えば、本発明の方法を実行するよう
に適合しているＧＥＭｅｄｉｃａｌＳｙｓｔｅｍ
ｓ，Ｉｎｃ．から市販されているＭＲスキャナＧＥ−Ｓ
ｉｇｎａ（商標）とすることが可能であるが、その他の
システムも同様に使用することができる。

【０００９】このＭＲシステムの動作は、キーボード／
制御パネル１０２及びディスプレイ１０４を含むオペレ
ータ・コンソール１００から制御を受けている。コンソ
ール１００は、オペレータが画像の作成及びスクリーン
１０４上への画像表示を制御できるようにする独立のコ
ンピュータ・システム１０７とリンク１１６を介して連
絡している。コンピュータ・システム１０７は、バック
プレーンを介して互いに連絡している多くのモジュール
を含んでいる。これらのモジュールには、画像プロセッ
サ・モジュール１０６、ＣＰＵモジュール１０８、並び
に当技術分野でフレーム・バッファとして知られている
画像データ・アレイを記憶するためのメモリ・モジュー
ル１１３が含まれる。コンピュータ・システム１０７
は、画像データ及びプログラムを記憶するためにディス
ク記憶装置１１１及びテープ駆動装置１１２とリンクし
ており、さらに高速シリアルリンク１１５を介して独立
のシステム制御部１２２と連絡している。

【００１０】システム制御部１２２は、バックプレーン
により互いに接続させたモジュールの組を含んでいる。
これらのモジュールには、ＣＰＵモジュール１１９や、
シリアルリンク１２５を介してオペレータ・コンソール
１００に接続させたパルス発生器モジュール１２１が含
まれる。システム制御部１２２はこのリンク１２５を介
して、実行すべきスキャン・シーケンスを指示するオペ
レータからのコマンドを受け取っている。パルス発生器
モジュール１２１は、各システム・コンポーネントを動
作させて所望のスキャン・シーケンスを実行し、発生さ
せる無線周波数（ＲＦ）パルスのタイミング、強度及び
形状、並びにデータ収集ウィンドウのタイミング及び長
さを指示するデータを発生させている。パルス発生器モ
ジュール１２１は、スキャン中に発生させる傾斜パルス
のタイミング及び形状を指示するために、一組の傾斜増
幅器１２７と接続させている。パルス発生器モジュール
１２１はさらに、被検体２００に接続した多数の異なる
センサからの信号（例えば、電極からのＥＣＧ信号やベ
ローズから呼吸信号）を受け取っている生理学的収集制
御器１２９から被検体データを受け取っている。また最
終的には、パルス発生器モジュール１２１はスキャン室
インタフェース回路１３３と接続させており、またこの
スキャン室インタフェース回路１３３は、被検体２００
及びマグネット系の状態に関連する様々なセンサからの
信号を受け取っている。さらにこのスキャン室インタフ
ェース回路１３３を介して、位置決め装置１３４がスキ
ャンのために被検体２００を所望の位置に移動させるコ
マンドを受け取っている。

【００１１】パルス発生器モジュール１２１が発生させ
る傾斜波形は、Ｇｘ増幅器、Ｇｙ増幅器及びＧｚ増幅器
から構成される傾斜増幅器システム１２７に加えられ
る。各傾斜増幅器は、収集した信号の位置エンコーディ
ングに使用する磁場傾斜を生成させるように、全体を１
３９で表すアセンブリ内の対応する傾斜コイルを励起さ
せている。傾斜コイル・アセンブリ１３９は、偏向用マ
グネット１４０及び全身用ＲＦコイル１５２を含むマグ
ネット・アセンブリ１４１の一部を形成している。ボリ
ューム１４２はマグネット・アセンブリ１４１内の被検
体２００を収容するためのエリアとして表しており、患
者ボアを含んでいる。本明細書で使用する場合、ＭＲＩ
スキャナの利用可能ボリュームとは一般に、ボリューム
１４２内においてその主磁場、傾斜磁場及びＲＦ磁場の
均一性が撮像にとって周知の受容可能な範囲である患者
ボア内の連続エリアであるようなボリュームと規定す
る。システム制御部１２２内の送受信器モジュール１５
０は、ＲＦ増幅器１５１により増幅し送信／受信スイッ
チ１５４によりＲＦコイル１５２と結合させるようなパ
ルスを発生させている。被検体２００内の励起されたス
ピンが放出して得た信号は、同じＲＦコイル１５２によ
り検知させ、送信／受信スイッチ１５４を経由して前置
増幅器１５３と結合させることがある。増幅したＭＲ信
号は、送受信器１５０の受信器セクション内で復調し、
フィルタ処理し、かつディジタル化している。送信／受
信スイッチ１５４は、送信モードではＲＦ増幅器１５１
をコイル１５２に電気的に接続させ、受信モードでは前
置増幅器１５３を接続させるようにパルス発生器モジュ
ール１２１からの信号により制御を受けている。送信／
受信スイッチ１５４によりさらに、分離したＲＦコイル
（例えば、頭部コイルや表面コイル）を送信モードと受
信モードのいずれにおいても使用することが可能とな
る。ＲＦコイル１５２の実施形態については図２を参照
しながらさらに検討することにする。本明細書で使用す
る場合、「ように適合され（ａｄａｐｔｅｄｔ
ｏ）」、「構成された（ｃｏｎｆｉｇｕｒｅｄ）」など
の表現は、各要素が記載した効果を提供するように協調
できるような要素間の機械的または構造的接続を意味し
ている。こうした用語はまた、与えられた入力信号に応
答して出力を提供させる一連の命令を実行するようにプ
ログラムされているような、アナログ式やディジタル式
の計算機、特定用途向け装置（例えば、特定用途向け集
積回路（ＡＳＩＣ））などの電気的構成要素の動作機能
のことを示している。

【００１２】ＲＦコイル１５２により取り込んだＭＲ信
号は、送受信器モジュール１５０によってディジタル化
し、システム制御１２２内のメモリ・モジュール１６０
に転送する。スキャンが完了しデータアレイの全体をメ
モリ・モジュール１６０に収集し終わると、アレイ・プ
ロセッサ１６１によってこのデータを画像データ・アレ
イとなるようにフーリエ変換する。これらの画像データ
はシリアルリンク１１５を介してコンピュータ・システ
ム１０７に送られて、ディスク記憶装置１１１内に格納
される。これらの画像データは、オペレータ・コンソー
ル１００から受け取ったコマンドに応じて、テープ駆動
装置１１２上にアーカイブしたり、あるいは画像プロセ
ッサ１０６によってさらに処理してオペレータ・コンソ
ール１００に送られディスプレイ１０４上に提示させた
りすることができる。ＭＲＩスキャナは開放性、速度及
びコストに関して与えられたスキャナ要件を有しながら
磁場均一性を達成するように設計されていることを理解
されたい。

【００１３】本明細書で使用する場合、「極めて高磁場
（ｖｅｒｙｈｉｇｈｆｉｅｌｄ）」とは、ＭＲＩシ
ステムにより発生させる約２テスラを超えるような磁場
のことを意味している。本発明の実施形態では、その高
磁場は３テスラであることが望ましい。さらに、本明細
書で使用する場合、「極めて高周波数（ｖｅｒｙｈｉ
ｇｈｆｒｅｑｕｅｎｃｙ）」とは、約６４ＭＨｚ〜約
５００ＭＨｚの範囲、望ましくは約１２８ＭＨｚ〜３０
０ＭＨｚの範囲、にあるものと見なすこととする。本発
明の実施形態では、その高周波数は約１２８ＭＨｚであ
ることが望ましい。極めて高磁場かつ極めて高周波数で
の撮像は、心臓、脊椎及び四肢の撮像に特に有用であ
る。

【００１４】図２を参照すると、極めて高磁場のＭＲＩ
システム向けの無線周波数（ＲＦ）コイル・アセンブリ
の実施の一形態を表している。この実施形態では、ＲＦ
コイル・アセンブリは、円筒状の患者ボアチューブ２６
０の周りで円筒状に配列させかつ配置させた複数の導体
２１０を備えている。この複数の導体は円筒状の撮像ボ
リュームを規定しており、この撮像ボリューム内で検査
対象はコイルが発生させたＲＦ磁場を受ける。導体２１
０は銅、または銀やその他の金属でメッキした銅など当
技術分野で周知の従来の材料から製作している。導体の
厚さは従来の厚さに従って選択している。ＲＦコイル・
アセンブリはさらに、導体と直列に接続されており、導
体２１０のそれぞれの端部で導体２１０を互いに電気的
に相互接続させるための複数の容量性素子２３０（低イ
ンダクタンスのエンドリング型コンデンサ（ループ）な
ど）を備えている。導体２１０は、実質的に高周波数に
おいてインダクタンスを低下させるようにその幅を選択
している。導体幅の選択については、以下でさらに詳細
に検討することにする。それぞれの導体２１０間には、
これらの導体間に間隔をとるためのギャップ２２０を配
置している。この間隔は、導体の幅に応じて可変である
（これについては、以下でさらに検討することにす
る）。本発明の目的のために、ＲＦコイル・アセンブリ
は、導体２１０、ギャップ２２０及び容量性素子２３０
を備えている（これについては以下でさらに詳細に検討
することにする）。

【００１５】さらに図２を参照すると、導体２１０を、
患者ボアチューブ２６０の周りで円筒状に配列させ、互
いに長手方向とさせ、かつ配置させた実質的に同一のセ
グメントとして表している。患者ボアチューブ２６０
は、従来のＭＲＩシステムで使用されているタイプのも
のであり、典型的にはガラス繊維で製作されている。導
体２１０は、それぞれの導体対の各端部位置で容量性素
子２３０により隣接する対ごとに電気的に相互接続させ
ている。容量性素子２３０は、当技術分野で周知の低イ
ンダクタンスのエンドリング型コンデンサであることが
望ましい。容量性素子の値は、所望の周波数及び磁場強
度という動作パラメータに応じた周知の計算に基づいて
選択する。導体及び容量性素子から得られるアセンブリ
により、ＭＲＩシステムで撮像のために使用されるＲＦ
磁場を発生させるための複数の導電性ループを形成して
いる。

【００１６】本発明の実施の一形態では、容量性素子２
３０は、患者ボアチューブ２６０から離間した関係で配
置し、撮像対象並びにＭＲＩシステムを動作させる医療
スタッフが吸収する電磁エネルギーの量を実質的に最小
限にしている。図４を参照すると、複数の導体２１０、
ギャップ２２０及び容量性素子２３０を高帯域通過型構
成で患者ボアチューブ２６０の周りに配列させている上
述のようなＲＦコイル・アセンブリを表している。本発
明の実施の一形態を図５に示す。図５を参照すると、図
４の同じ参照番号により同じ構成要素を表しており、さ
らに複数の分離用ブロック２８０を備えている。この実
施形態では、分離用ブロック２８０により、容量性素子
２３０と患者ボアチューブ２６０の間の離間関係を維持
している。さらに、分離用ブロック２８０により撮像対
象に対する電磁エネルギー（別の言い方をすると、電
場）の曝露を減少させている。

【００１７】分離用ブロック２８０は、容量性素子２３
０から、ＲＦコイル・アセンブリをその上に製作してい
る患者ボアチューブ２６０までの距離を増加させている
と共に、容量性素子２３０から患者ボアチューブ２６０
内の撮像対象２００（図１）までの距離も増加させてい
る。漂遊電場強度は距離の関数である。分離用ブロック
２８０を利用することにより、実現された距離増加が撮
像対象２００（図１）に対する電場の曝露を低下させる
のに役立ち、さらにコンデンサからの電場曝露に起因す
る局所加熱の発生が減少する。分離用ブロック２８０
は、テフロン（商標）やプラスチックなどの誘電材料で
製作することが望ましい。別の実施形態では、分離用ブ
ロック２８０は容量性素子２３０を患者ボアチューブ２
６０からある距離だけ離しているような金属製リード構
成（ｍｅｔａｌｌｉｃｌｅａｄ）を提供しているエア
・ギャップである。別の実施形態は、ＭＲＩシステムの
電気的要件と干渉しない機械的分離デバイスまたはスペ
ーサを備えている。分離用ブロックが提供する距離は約
３ｍｍ〜約１０ｍｍであることが望ましい。この望まし
い距離は、テフロン（商標）またはプラスチック製ブロ
ックの概略の高さ、また別法ではエア・ギャップの高
さ、を意味している。

【００１８】別の実施形態では、そのＲＦコイル・アセ
ンブリは、エンドリング型コンデンサとＭＲＩシステム
の患者ボアチューブの間に、ある距離が設けられるよう
に変更したバードケージ構成である。

【００１９】導体２１０の長さは、所望の撮像用途や電
力事情に基づいて選択する。電力要件は導体の長さに直
接関係しており、導体長さが短いほど、電力要件はより
下げられる。逆に、導体長さが長ければより大きな撮像
域（ＦＯＶ）が可能となる。導体の最大長さは、患者ボ
アチューブ２６０の長さを超えることはできない。当業
者であれば所望の撮像用途や電力要件を達成するように
確立させた計算に従って導体２１０の長さを決定するも
のと理解される。導体長さはインダクタンスにも寄与し
ている。例示的な実施の一形態では、長さが約９４ｃｍ
の患者ボアチューブでその導体長さが約５０ｃｍとなる
ように選択した。さらに、例示的な実施の一形態では、
患者チューブの外径は約５５．７ｃｍとした。また、別
の例示的実施形態では、人体の撮像に適したボリューム
を提供するために、その患者チューブの内径は約５５ｃ
ｍと約６０ｃｍの間であることが望ましい。

【００２０】よく知られているように、周波数はインダ
クタンスＬ及びキャパシタンスＣの関数であり、通常次
式のように表現される。

【００２１】ｆ＝１／２π√（ＬＣ）本発明のＲＦコイル・アセンブリが極めて高磁場のＭＲ
Ｉシステムにおいて極めて高周波数で共鳴できるよう
に、その導体幅は実質的に広く（２テスラ未満で動作す
る従来のＭＲＩシステムと比べてより広く）なるように
選択し固有インダクタンスを最小限にすることが望まし
い。

【００２２】実施の一形態では、その導体の幅を次式に
従って選択している。

【００２３】ｗ_max＝２π＊Ａ／Ｎ上式において、ｗ_maxは導体２１０の最大幅、Ａは患者
ボアチューブ２６０の外径半径、またＮは導体の数であ
る。上式で示すように、導体２１０の幅は導体数に依存
する。導体数は受容可能な高分解能画像が得られるよう
に１６であることが望ましい。しかし、当業者であれ
ば、導体数は、画像分解能、電力要件、撮像速度などの
事項に基づいて選択可能であることを承知しているもの
と理解される。

【００２４】容量性素子２３０の数は、導体の数と直接
関連している。上で検討したように、容量性素子２３０
は隣接する導体２１０を対の形で接続し、ＭＲＩシステ
ム内にＲＦ磁場を発生させるための導電性ループを形成
させるように導体のすべてを電気的に相互接続してい
る。したがって、導体が１６個の場合では容量性素子は
３２個であることが望ましい。

【００２５】導体２１０は、ギャップ２２０によって離
間させている。上で検討したように、ギャップ２２０の
幅は導体２１０の幅に依存する。患者ボアチューブの周
りで円筒状に配列させると、ギャップ２２０と導体２１
０のそれぞれの幅が合わさって患者ボアチューブの外径
となる。

【００２６】別の実施形態では、導体２１０はさらに、
ＭＲＩシステムの傾斜コイル（図１の１３９）による渦
電流の誘導を実質的に排除するために周知の方式により
設けられたセグメント・スロット２７０を備えている。

【００２７】別の実施形態では、極めて高磁場のＭＲＩ
システムは、実質的に高周波数で共鳴するように適合し
たＲＦコイル・アセンブリと、ＲＦコイル遮蔽アセンブ
リと、複数のＲＦ駆動電源ケーブルと、を備える。さら
に図２を参照すると、ＭＲＩシステムの実施の一形態
は、上述のようなＲＦコイル・アセンブリと、ＲＦ駆動
ケーブル２５０と、動的無効化回路（ｄｙｎａｍｉｃ
ｄｉｓａｂｌｅｃｉｒｃｕｉｔ）２４０と、ＲＦコイ
ル遮蔽アセンブリ（これについては図３を参照しながら
検討することにする）と、を備える。動的無効化回路２
４０は頭部及び／または表面コイルの操作の間で必要に
応じてＲＦコイル・アセンブリを非共鳴とさせるために
利用する。従来のｐｉｎダイオードタイプの１つまたは
複数の無効化回路２４０を利用している。例示的な実施
の一形態では、８つの無効化回路を使用した。ＲＦ駆動
ケーブル２５０は、従来のＲＦバラン回路（ｂａｌｕ
ｎ）など隔絶手段を全く必要とせずに容量性素子２３０
のうちの１つの位置でＲＦコイル・アセンブリに電気的
に接続するように適合させた多重同軸ケーブル接続の一
方式である。この実施形態で有用なＲＦ駆動ケーブルの
一例は、Ｒｏｅｍｅｒらに付与された米国特許４，８８
７，０３９に記載されている。

【００２８】図３を参照すると、図２のＲＦコイル・ア
センブリのごく近傍に配置させるＲＦコイル遮蔽アセン
ブリを提供している。図３に示すＲＦコイル遮蔽アセン
ブリ３００は、円柱状の表面に巻き付けられており、Ｒ
Ｆコイル・アセンブリ内に包含された導体のインダクタ
ンスを減少させるように適合されている。この実施形態
で有用なＲＦコイル遮蔽アセンブリの一例は、Ｒｏｅｍ
ｅｒらに付与された米国特許４，８７１，９６９に記載
されている。

【００２９】例示的な実施の一形態では、全身用遮蔽型
バードケージ・コイルは６０ｃｍ内径（Ｉ．Ｄ．）のＧ
ＥＣａｒｄｉａｃＲｅｓｏｎａｎｃｅＭｏｄｕｌ
ｅ（ＣＲＭ）の傾斜コイルに装着した９４ｃｍボアで３
テスラのマグネット（例えば、ＭａｇｎｅｘＳｃｉｅ
ｎｔｉｆｉｃ３Ｔ／９４）向けに設計したものであ
る。このバードケージ・コイルは、Ｉ．Ｄ．が５５ｃｍ
（外径５５．７ｃｍ）のガラス繊維製チューブ上に製作
されており、１６個の導体を有している。導体の長さ
は、ＲＦ駆動電力を減少させかつ導体インダクタンスを
最小限にするように５０ｃｍとしている。この導体はさ
らに、極めて幅広（導体間に約３ｃｍのギャップを有し
た７．９ｃｍ）に製作し、インダクタンスをさらに減少
させかつより大きなコンデンサ値を得ている。バードケ
ージ・アンテナは６００ｍｍのセグメント区分ＲＦシー
ルドの内部で５６４ｍｍ直径の位置に製作している。こ
の接近させた遮蔽間隔では、Ｂ₁を発生させるのにより
大きな電流が必要となるが、１２８ＭＨｚで３テスラの
スキャナで概ね４０ｐＦのより大きなコンデンサ値が得
られるように、ラング・インダクタンスがさらに低下す
る。このコイルは、無負荷Ｑ係数（Ｑ：抵抗に対するリ
アクタンスの比）が２３６であり、負荷時Ｑは約４７で
ある。このＲＦコイル・アセンブリは９０度直交ハイブ
リッド・パワー分割器に接続し、２５ｋＷのチューブタ
イプＲＦ増幅器（例えば、ＡｓｔｅｘＩｎｃ．）によ
り駆動させている。頭部コイルや受信表面コイルの操作
の間でコイルを非共鳴とするために、ｐｉｎダイオード
の無効化回路を８箇所に利用している。

【００３０】このコイルは、磁場プローブを用いて空気
中で計測したときに、２０ｃｍ直径の球体ボリューム
（ＤＳＶ）全体では±１０％の均一性で、また３５ｃｍ
のＤＳＶでは±３０％の均一性でＢ₁磁場を発生させて
いた。１２ｋＷの入力ＲＦ電力により３．２ｕＳｉｎの
塩分負荷ファントーム内（in 3.2uSin a salt loader p
hantom）に１４．７μＴの１８０度パルスが生成される
ことが分かった。負荷インピーダンスは、１２０〜３１
０ポンドの様々な患者体重に対して４０〜８０オームの
範囲であった。脊椎、心臓、手首及び腹部の画像を収集
し良好な結果が得られた。このコイルは概ね７５％の固
有効率を有する。

【００３１】上で検討した実施形態は、高域通過型ＲＦ
コイル・アセンブリである。別の実施形態としては、帯
域通過型ＲＦコイル・アセンブリや低域通過型ＲＦコイ
ル・アセンブリが含まれる。帯域通過型ＲＦコイル・ア
センブリでは、導体２１０は図２の容量性素子２２０な
どのコンデンサを含むように適合されている。容量性素
子はさらに、上で検討したように、ＲＦコイル・アセン
ブリを形成するように導体を電気的に相互接続させるた
めに使用される。帯域通過型構成は、約２００ＭＨｚを
超える周波数範囲に適していることが望ましい。低域通
過型の実施形態はエンドリング型の容量性素子を備えて
おらず、導体２１０が容量性素子により製作されるよう
に適合させている。

【００３２】３Ｔシステムの全身用ＲＦコイル・アセン
ブリは、標準的な全身用１．５Ｔシステムにより促進さ
れた全身型の臨床応用のほとんどすべてを使用できるこ
とを理解されたい。コイルの長さを思い切って短くして
いるが、ＦＯＶの制限は主にサジタル像やコロナル像で
のＺ傾斜コイルによるものである。標準の画像プロトコ
ルを実行するのに要するピーク電力及び平均電力は、
１．５Ｔシステムと比べると大きいが、極めて妥当な大
きさでありＦＤＡが設定した電流制限値の範囲内であ
る。３テスラの全身用システムは、心臓、脊椎及び四肢
の撮像などの高分解能用途において画質及び分解能を大
幅に向上させる可能性をもっている。

【００３３】本発明の好ましい実施形態について図示す
ると共に本明細書に記載してきたが、こうした実施形態
が例としてのみ提供されていることは明らかであろう。
当業者であれば、ここに記載した本発明を逸脱すること
なく、多くの変形形態、変更形態及び置換形態を生じさ
せるであろう。したがって、本発明は添付の特許請求の
範囲の精神及び趣旨によってのみ限定させようとする意
図である。

【図面の簡単な説明】

【図１】本発明の実施形態が有用であるような磁気共鳴
イメージング・システムの簡略ブロック図である。

【図２】本発明の実施形態が利用可能であるような無線
周波数（ＲＦ）コイル・アセンブリの概要図である。

【図３】本発明の実施形態で有用な円柱状表面に巻き付
けたＲＦコイル遮蔽アセンブリの図である。

【図４】本発明の実施形態が利用可能であるようなＲＦ
コイル・アセンブリの図である。

【図５】本発明の実施形態が利用可能であるようなＲＦ
コイル・アセンブリの図である。

【符号の説明】

１００オペレータ・コンソール１０２キーボード／制御パネル１０４スクリーン、ディスプレイ１０６画像プロセッサ・モジュール１０７コンピュータ・システム１０８ＣＰＵモジュール１１１ディスク記憶装置１１２テープ駆動装置１１３メモリ・モジュール１１５高速シリアルリンク１１６リンク１１９ＣＰＵモジュール１２１パルス発生器モジュール１２２システム制御部１２５シリアルリンク１２７傾斜増幅器１２７傾斜増幅器システム１２９生理学的収集制御器１３３スキャン室インタフェース回路１３４位置決め装置１３９傾斜コイル・アセンブリ１４０偏向用マグネット１４１マグネット・アセンブリ１４２ボリューム１５０送受信器モジュール１５１ＲＦ増幅器１５２ＲＦコイル１５３前置増幅器１５４送信／受信スイッチ１６０メモリ・モジュール１６１アレイ・プロセッサ２００撮像対象、被検体２１０導体２２０ギャップ２３０容量性素子２４０動的無効化回路２５０ＲＦ駆動ケーブル２６０患者ボアチューブ２７０セグメント・スロット２８０分離用ブロック

───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (72)発明者ジョン・フレデリック・シェンクアメリカ合衆国、ニューヨーク州、ボールヒーズビル、イースト・クレアモント・ドライブ、22番 (72)発明者ランディー・オット・ジョン・ジャクイントアメリカ合衆国、ニューヨーク州、バーント・ヒルズ、ケリー・メドウ・ロード、20 番Ｆターム(参考） 4C096 AA20 AB34 AB46 AD10 CC05 CC12 CC15 CC16 CC40 FB01

Claims

【特許請求の範囲】

【請求項１】極めて高磁場の磁気共鳴イメージング
（ＭＲＩ）システムのための無線周波数（ＲＦ）コイル
・アセンブリであって、ＭＲＩシステムの患者ボアチューブ（２６０）の周りで
円筒状に配列させかつ配置させ、前記ＲＦコイル・アセ
ンブリが実質的に高周波数で共鳴するように構成させた
複数の導体（２１０）と、前記導体のそれぞれの端部の間に配置され該それぞれの
端部を接続していると共に、さらに前記患者ボアチュー
ブと離間した関係で配置されている複数の容量性素子
（２３０）であって、前記導体の前記それぞれの端部に
おいて前記複数の導体を電気的に相互接続させている複
数の容量性素子（２３０）と、を備える無線周波数（Ｒ
Ｆ）コイル・アセンブリ。
【請求項２】前記複数の導体（２１０）及び複数の容
量性素子（２３０）により高域通過型のＲＦコイル・ア
センブリ構成を形成している、請求項１に記載のＲＦコ
イル・アセンブリ。
【請求項３】前記実質的な高周波数が約６４ＭＨｚか
ら約５００ＭＨｚの範囲で発生している、請求項１に記
載のＲＦコイル・アセンブリ。
【請求項４】前記極めて高磁場のＭＲＩシステムが約
３テスラ（３Ｔ）の磁場を発生させている、請求項１に
記載のＲＦコイル・アセンブリ。
【請求項５】前記容量性素子（２３０）が低インダク
タンスのエンドリング型コンデンサである、請求項１に
記載のＲＦコイル・アセンブリ。
【請求項６】前記複数の導体（２１０）及び複数の容
量性素子（２３０）によりバードケージ構成を形成して
いる、請求項１に記載のＲＦコイル・アセンブリ。
【請求項７】さらに、前記離間した関係を維持するた
めに前記患者ボアチューブと前記複数の容量性素子の間
に配置した複数の分離手段（２８０）を備える請求項１
に記載のＲＦコイル・アセンブリ。
【請求項８】前記分離手段（２８０）が、誘電材料か
ら製作したスペーサ、機械的スペーサ、前記容量性素子
と前記患者ボアチューブの間の空気により形成されるギ
ャップ、のうちの少なくとも１つを含んでいる、請求項
７に記載のＲＦコイル・アセンブリ。
【請求項９】前記患者ボアチューブ（２６０）の内径
が人体の撮像に適している、請求項１に記載のＲＦコイ
ル・アセンブリ。
【請求項１０】前記内径が約５５ｃｍ〜約６０ｃｍで
ある、請求項９に記載のＲＦコイル・アセンブリ。
【請求項１１】極めて高磁場の磁気共鳴イメージング
（ＭＲＩ）システムを用いて対象ボリュームを撮像する
ための無線周波数（ＲＦ）コイル・アセンブリであっ
て、ＭＲＩシステムの患者ボアチューブ（２６０）の周りで
円筒状に配列させかつ配置させた複数の導体（２１０）
と、前記導体のそれぞれの端部の間に配置され該それぞれの
端部を接続している複数の容量性素子（２３０）であっ
て、前記複数の導体とにより高帯域通過のバードケージ
構成を形成している複数の容量性素子（２３０）と、それぞれの容量性素子と前記患者ボアチューブの間で離
間した関係を維持するために前記容量性素子と前記患者
ボアチューブ（２６０）の間に配置させた複数の分離デ
バイス（２８０）と、を備える無線周波数（ＲＦ）コイ
ル・アセンブリ。
【請求項１２】前記分離デバイスが、誘電材料から製
作したスペーサ、機械的スペーサ、前記容量性素子（２
３０）と前記患者ボアチューブ（２６０）の間の空気に
より形成されるギャップ、のうちの少なくとも１つを含
んでいる、請求項１１に記載のＲＦコイル・アセンブ
リ。
【請求項１３】前記極めて高磁場のＭＲＩシステムが
約３テスラ（３Ｔ）の磁場を発生させている、請求項１
１に記載のＲＦコイル・アセンブリ。
【請求項１４】前記複数の導体（２１０）は、前記Ｒ
Ｆコイル・アセンブリが実質的に高周波数で共鳴するよ
うに選択された幅を有している、請求項１１に記載のＲ
Ｆコイル・アセンブリ。
【請求項１５】前記実質的な高周波数が約６４ＭＨｚ
から約５００ＭＨｚの範囲で発生している、請求項１４
に記載のＲＦコイル・アセンブリ。
【請求項１６】前記容量性素子（２３０）が低インダ
クタンスのエンドリング型コンデンサである、請求項１
１に記載のＲＦコイル・アセンブリ。
【請求項１７】前記患者ボアチューブ（２６０）の内
径が人体の撮像に適している、請求項１１に記載のＲＦ
コイル・アセンブリ。
【請求項１８】前記内径が約５５ｃｍ〜約６０ｃｍで
ある、請求項１７に記載のＲＦコイル・アセンブリ。