JP2003180659A - 磁気共鳴撮像装置用のｒｆコイル系 - Google Patents

磁気共鳴撮像装置用のｒｆコイル系

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JP2003180659A JP2002336587A JP2002336587A JP2003180659A JP 2003180659 A JP2003180659 A JP 2003180659A JP 2002336587 A JP2002336587 A JP 2002336587A JP 2002336587 A JP2002336587 A JP 2002336587A JP 2003180659 A JP2003180659 A JP 2003180659A
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coil
coil system
coils
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JP2002336587A
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Christoph Leussler
ギュンター ロイスラー クリストフ
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Koninklijke Philips Electronics NV
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Abstract

(57)【要約】 【課題】 略コンピュータ支援されており、従って、Ｒ
Ｆコイル系のための時間のかかる再配置及び手動位置決
めを必要とすることなく、撮像されるべき対称の種類及
び大きさに依存して、信号対雑音比及び解像度に関して
自動的に最適化された画質が達成されうる、磁気共鳴撮
像装置用のＲＦコイル系を提供することを目的とする。 【解決手段】 このために、コイル系は、互いに本質的
にデカップリングされ、異なる寸法及び／又は異なる位
置を有する複数の単一ＲＦコイルと、１以上のＲＦコイ
ルを選択し、独立に調整されうる振幅及び／又は位相及
び／又はパルス形状を有するＲＦ送信パルスを選択され
たＲＦコイルに供給するために夫々のＲＦコイルに関連
付けられる複数の送信ユニットを有する制御装置とを含
む。本発明はまた、かかるＲＦコイル系を具備した磁気
共鳴撮像装置に関する。

Description

【発明の詳細な説明】
【０００１】
【発明の属する技術分野】本発明は、磁気共鳴撮像装置
用のＲＦコイル系及びこの種類の磁気共鳴撮像装置に関
連する。
【０００２】
【従来の技術】磁気共鳴撮像（ＭＲＩ）装置は、特に患
者の検査及び処置のために使用される。検査されるべき
組織の核スピンは、基本磁場によって整列され、ＲＦパ
ルスによって励起される。このように引き起こされるＲ
Ｆ緩和処理は、傾斜磁場を受け、検査ゾーンの画像を形
成するために受信され処理される。
【０００３】検査又は処置中に実質的に全ての側から患
者に近づくことが可能であるようＣアームの端部の間に
配置される検査ゾーン中に患者が入れられるいわゆるオ
ープンＭＲシステム（垂直システム）と、患者が入れら
れる管状の検査ゾーンを含むＭＲシステム（アキシアル
システム）とは区別されうる。これらの差により、基本
磁場、傾斜磁場、及びＲＦ信号が発生され受信されるた
めの完全に異なった装置の配置及び構成が必要となる。
【０００４】ＲＦ信号を送信及び受信するためには、そ
の形状及び位置が画質に対して、即ち信号対雑音比及び
特に解像度に対して決定的な影響を有するＲＦコイル系
を使用することが必要である。システムに常に取り付け
られているＲＦコイル系に加え、例えば検査されるべき
ゾーンの周り又は上のスリーブ又はパッドとして柔軟に
配置されうるいわゆるＲＦ体部コイルが使用されうる。
【０００５】ＭＲ装置の種類だけでなく、患者の大き
さ、検査されるべきゾーン（器官）の種類、位置、奥行
き、及び寸法やこのゾーン中の全ての動き等といった種
々の患者データは、ＲＦコイル系の最適化及び選択に対
して決定的に重要である。従って、検査の開始時点にお
いて、ユーザは、一般的には検査されるべきゾーンの最
適な画像を達成するよう異なる大きさ及び異なる位置の
ＲＦコイルによって試験照射を行う必要がある。この手
順は、非常に時間がかかるうえ、患者が何回もＭＲ装置
から外に出されねばならないときは更に時間がかかる。
これは、特にアキシアルシステムの場合に生ずる。
【０００６】この問題を解決するために、最適の画像を
達成するためにスイッチを介して個々に又は組み合わせ
て作動されうる２つの単一コイル（single coil）を有
する二重表面コイル(double surface coil)を使用する
ことが知られている（例えば特許文献１参照）。
【０００７】
【特許文献１】独国特許第４０３０８７８号明細書
【発明が解決しようとする課題】本発明は、画質を改善
するために所与の照射条件に対して更に良く比較的簡単
に適合されうる上述の種類のＲＦコイル系を適用するこ
とを目的とする。
【０００８】本発明はまた、例えば信号対雑音比、又
は、時間的或いは空間的な解像度といった所与のパラメ
ータについて画質の制御された最適化を可能とする上述
の種類のＲＦコイル系を提供することを目的とする。
【０００９】本発明は、更に、コイル系を取り替えるこ
と又はＭＲ装置から患者を出す必要無しに有効な寸法及
び位置が変化されうるＲＦコイル系を提供することを更
なる目的とすることができる。
【００１０】最後に、本発明は、本発明によるＲＦコイ
ル系を使用して、即ち画質の低下を受け入れる必要なし
に、比較的高速に撮像を可能とするＭＲ撮像装置を提供
することを目的とする。
【００１１】
【課題を解決するための手段】上記目的は、請求項１に
よれば、互いに本質的にデカップリングされ、異なる寸
法及び／又は異なる位置を有する複数の単一ＲＦコイル
と、１以上のＲＦコイルを選択し、独立に調整されうる
振幅及び／又は位相及び／又はパルス形状を有するＲＦ
送信パルスを上記選択されたＲＦコイルに供給するため
に夫々のＲＦコイルに関連付けられる複数の送信ユニッ
トとを含む、ＲＦコイル系によって達成される。
【００１２】この解決策は、多数の利点を組み合わせる
ものであり、ＲＦコイル系について時間のかかる取り替
え又は手動の位置決めを行うことなく、非常に高度にコ
ンピュータ支援され従って自動的に最適化された画質が
達成されることが可能となる。これにより、特にアキシ
アルシステムの場合は、患者がＭＲ撮像装置から出され
る必要がないため、かなりの時間の節約となる。
【００１３】組織中の磁場の侵入長を決定するコイル系
の有効位置及びその寸法の変化は、ＲＦコイル（複数の
コイル）を適当に選択することによって可能である。コ
イル系の磁場の形態、即ち特にその均質性及び対称性
は、ＲＦ送信パルスの振幅、位相及び／又は形状を変化
させることによって最適化されうる。
【００１４】従属項は、本発明の更なる有利な実施例に
関連する。
【００１５】請求項２に記載の実施例は、ＲＦコイル系
がＲＦ信号を受信するよう動作可能であるときも、上述
の利点を達成する。
【００１６】送信又は受信磁場の形態は、請求項３に記
載の実施例によって最適化されうる。
【００１７】請求項４乃至６に記載の実施例は、上述の
パラメータに関して特に柔軟に調整可能である。
【００１８】請求項７に記載の実施例は、特に管状検査
空間（アキシアルシステム）を含むＭＲ撮像装置に関連
し、請求項８に記載の実施例は体部コイルとして、即
ち、ＭＲ撮像装置の種類とは独立に使用されうる。
【００１９】
【発明の実施の形態】本発明の更なる細部、特徴、及び
利点については、例として与えられる望ましい実施例の
詳細な説明及び図面を参照して明らかとなろう。
【００２０】図１は、管状の検査空間（アキシアルシス
テム）を含む磁気共鳴撮像装置（ＭＲ検査装置）の縦方
向の概略的な断面図である。検査されるべき対象１は、
例えば、検査空間中に置かれた患者である。検査空間
は、検査空間をアキシアル方向（ｚ方向）に延び、十分
の数テスラ乃至数テスラのオーダの磁束密度（磁気誘
導）の均一な安定した基本磁場（検査されるべき対象を
磁化するため、即ち、核スピンを整列させるためのＢ0
磁場又は主磁場）を発生するために電磁コイル２によっ
て囲まれる。
【００２１】検査されるべき対象１から発せられる信号
を空間的に弁別し分解するために、検査空間はｚ軸の方
向に延びる３つの傾斜磁場を発生する３つの傾斜磁場コ
イル３、４、５（詳細には図示せず）によって囲まれ
る。第１の傾斜磁場はｘ軸の方向に本質的に線形に変化
するのに対して、第２の傾斜磁場はｙ軸の方向に本質的
に線形に変化し、第３の傾斜磁場はｚ軸の方向に本質的
に線形に変化する。
【００２２】検査されるべき対象の中で核磁化を励起す
るため（スピン共鳴）、ＲＦパルスが供給されうるＲＦ
送信コイル系（ＲＦ表面共鳴器）は対象の上に配置さ
れ、それにより対象はＲＦ磁場（Ｂ1磁場）によって横
切られうる。励起に続いて生じ対象中の磁化の状態に更
なる変化を生じさせる緩和を捕捉するために、対象の下
側にＲＦ受信コイル系４０（ＲＦ表面共鳴器）が配置さ
れ、その中でかかる変化により対応する電圧が引き起こ
される。適当な切換手段が与えられれば、送信と受信の
ために共通のＲＦコイル系が使用されてもよく、又は共
通の送信及び受信のために２つのＲＦコイル系が交互に
使用されてもよい。ＲＦコイル系３０、４０と、隣接す
る傾斜磁場コイル３、４、５の夫々との間には、ＲＦコ
イル系を傾斜磁場コイルから遮蔽するための遮蔽１２、
１３が夫々設けられる。
【００２３】更に、或る検査では、ＲＦ体部コイル系４
５は、患者１に対して、又は検査されるべきゾーンに対
して直接付されうる受信コイルとしても使用されうる。
一般的に、かかるＲＦ体部コイルは柔軟であり、パッド
又はスリーブとして形成される。
【００２４】ＲＦコイル系４０、４５によって受信され
る信号はＭＲ撮像のために評価され、傾斜磁場は励起さ
れた状態の位置を見つけることを可能とする。
【００２５】図２中、かかるＭＲ撮像装置の動作に本質
的に重要な構成要素が示されており、傾斜波形発生器２
０を制御する制御ユニット１７を含み、この発生器の各
出力には、第１、第２、及び第３の傾斜増幅器２１、２
２、２３が接続される。これらの増幅器は、傾斜コイル
３、４、５のための夫々の電流を発生する。これらの増
幅器の利得係数は互いに対して独立に調整されえ、コイ
ルはｘ方向、ｙ方向及びｚ方向に傾斜磁場を発生し、検
査されているゾーン中で対応する３つの空間的な方向中
で公知の方法によるスライス選択を可能とする。
【００２６】更に、ＲＦコイル系の各送信コイルに対し
て、制御ユニット１７によって制御される送信チャネル
が設けられ、ＲＦパルスの周波数を傾斜磁場に依存する
ラーモア周波数に調整させる夫々のＲＦ発生器１８を含
む。ＲＦパルスは、制御ユニット１７によって制御され
る増幅器に印加され、それにより、それらの振幅、位
相、及びパルス形状が調整され、それらは最終的に送信
ＲＦコイル系３０に到達する。
【００２７】励起された磁化の状態の緩和によってＲＦ
コイル系４０、４５（受信用）の中に引き起こされるＭ
Ｒ信号は、発振器２４の（安定した磁場の局部的な強さ
によって決められるラーモア又はＭＲ周波数を有する）
２つの互いに９０°ずれた搬送波の振動をミキシングす
ることにより直交復調器１３によって各コイルに関連付
けられる受信チャネル中で復調され、それにより複素信
号の実部及び虚部として考えられうる２つの信号を生じ
させる。これらの信号は、アナログ・ディジタル変換器
１４に印加される。最後に、ＭＲ画像は、画像処理ユニ
ット１５によって公知の方法で再構成され、モニタ１６
上に表示される。
【００２８】本発明によるＲＦコイル系は、上述のアキ
シアルシステムに使用されうると共に、検査空間を通っ
て垂直に延びる基本磁場を用いる垂直システム（オープ
ンＭＲ撮像装置）にも使用されうる。
【００２９】更に、本発明によるＲＦコイル系は、送信
コイル３０として使用されうると共に受信器コイル４
０、４５として使用されえ、交互の動作のために、各コ
イルは例えばダイオードによって切り換えられうる組み
合わされた送信／受信チャネルＳ／Ｒに接続される。
【００３０】図３は、ＲＦコイル系の夫々の個々のコイ
ルの送信／受信チャネルＳ／Ｒを制御する装置を示すブ
ロック図である。各ＲＦコイルについて、装置は送信ユ
ニット及び受信ユニットを含み、これらは図３中、ｚの
チャネル（ｚ＝ＲＦコイルの数）を有する送信装置１０
０とｚのチャネルを有する受信装置１１０を形成するよ
う組み合わされている。送信装置１００の出力は、ＲＦ
コイルに対して別々に調整可能な位相、振幅及びパルス
形状を有するＲＦ電圧Ｔを搬送する。受信装置１１０の
入力は、各ＲＦコイルのＲＦ受信信号Ｒを搬送する。最
後に、ＭＲ分光計１２０は、２つの装置１１０、１１０
に双方向に接続され、この分光計は送信装置１００の調
整と受信される信号の評価を可能とする。
【００３１】以下説明するＲＦコイル系が体部コイルと
して使用されるとき、これらは適当な柔軟な支持材料に
入れられ、必要であれば、曲げにより生じうる電気特性
の変化について補正するために適当なネットワークによ
り前置増幅器に接続される。
【００３２】図４は、３つの同心状に配置される各表面
コイルＳ１，Ｓ２，Ｓ３（一般的には符号Ｓｘで示す）
からなる本発明によるＲＦコイル系の第１の実施例を示
す図である。コイルは、互いに磁気的に非干渉とされて
いる。このために、コイル系の中の電流分布に影響を与
えるために個々のコイルの間に３つのデカップリング・
コンデンサＣk1、Ｃk2、Ｃk3が設けられ、これらのコン
デンサは種々のモードがデカップリングされるよう調整
される。
【００３３】デカップリングのために、（追加的に又は
その代わりに）例えば管状のコアからなり共通のコアに
２つのインダクタンスが巻かれるタイプの小型変圧器
（小さい漂遊磁界）が使用されうる。これは、以下説明
する全ての実施例に適用可能である。
【００３４】各コイルは、夫々の前置増幅器Ｖ１、Ｖ
２、Ｖ３（一般的に符号Ｖｘで示す）に接続されると共
に、関連する受信チャネル及び／又は送信チャネルに接
続され、それにより同時に３つの異なる画像が発生又は
捕捉されうる。更に、個々のＲＦコイルの種々の導体セ
グメントで、多数の同調コンデンサＣTがオンに切り換
えられうる。従って、当該のＲＦコイル中では、かかる
導体セグメントによって形成される導体ループ（メッシ
ュ）中で、共鳴が、従って、電流の変化が開始されう
る。
【００３５】この種類のＲＦコイル系は、１以上の個々
のコイルＳ１、Ｓ２、Ｓ３の選択によって検査されるべ
きゾーンに電気的に適合されえ、それにより、そのタイ
プ、寸法、深さ、動き等に依存して、信号対雑音比、解
像度、及び／又は最初の動き不鮮明度に関して最適の信
号が生成されうる。
【００３６】例えば、ＲＦコイルの送信磁場及び受信磁
場の磁場侵入長は、本質的にはその大きさに比例する。
図４に示すような円形のコイルの場合、有効磁場侵入長
は、本質的にはそれらの半径に等しい。従って、撮像さ
れるべき組織が体の表面に位置するとき、送信及び受信
のためにコイルＳ２又はＳ３が選択されねばならない。
【００３７】信号対雑音比は、２つのコイルの画像を組
み合わせることにより局部的に高められうる。従って、
図４の場合は、例えば、第１のコイルＳ１と第３のコイ
ルＳ３が同時に使用され、組み合わされた画像中の全体
の積分雑音電圧は２つの異なる体積からの寄与から構成
される。雑音の相関は、全体の大きさ、形状、導電性、
及び、コイルに対する撮像されるゾーンの位置に依存す
る。従って、２つのコイルによって生成される雑音成分
は、完全に互いに相関されえない。尚、図示の例の場
合、３０％未満の相関が得られる。従って、２つのコイ
ルＳ１、Ｓ３によって網羅されるゾーン、即ち、体の表
面の直下に位置するゾーンでは、体の深くに配置されよ
り大きい第１のコイルＳ１によってのみ網羅されるゾー
ンにおいて得られる信号対雑音比よりも高い信号対雑音
比が得られる。
【００３８】最後に、ＲＦコイル系は、動いているゾー
ン（例えば心臓）についても最適な画像が形成されるこ
とを可能とするために、検査されるべきゾーン（又は患
者１の体）の互いに対向する側に配置される他の単一体
部コイルを組み合わせて使用されうる。目的は、適当な
時間的な分解能を達成するために捕捉時間をできるだけ
短くすることである。特に、公知のＳＥＮＳＥ（感度エ
ンコード）撮像の場合、適当な視野について短い捕捉時
間を選択することが可能となり、それにより対応してよ
り多くの画像が形成されうる。あまり望ましくない信号
対雑音比は、複数の単一コイル又はコイル系によって構
成されるボリュームコイルによって防止されうる。
【００３９】図５は、２つの適合可能なＲＦコイル系Ａ
１，Ａ２と、２つの単一表面コイルＢ１，Ｂ２，Ｂ３と
が患者１の胴の回りに配置される、冠状動脈検査用のコ
イル系の第１の組合せの例を示す図である。このように
して、最適に適合された体積コイル系が実現される。種
々のコイルＡ１，Ａ２，Ｂ１，Ｂ２，Ｂ３は、これらの
コイルの間の部分的に重なり合う又は適当な距離によ
り、及び／又は、Ｌ／Ｃ回路を介して適合させることに
よって互いにデカップリングされる。上述のようなＲＦ
コイル系の有効寸法の適合可能性に加えて、或る検査に
ついては、患者に対する有効位置もまた出来る限り簡単
に変化されうることが重要である。このために複数の上
述のＲＦコイル系は、Ａ１，Ａ２，Ａ３は、互いに異な
って重なり合い、検査されるべきゾーンに隣接するよう
配置されうる。図６Ａは、このような第２の組合せを示
し、図６ＢはＲＦコイル系の第３の組合せを示す。
【００４０】互いからの磁気的なデカップリングは、Ｒ
Ｆコイル系の間の重なり合い、或いは、適当な距離を維
持することによって達成される。システムの操作者は、
適当なスイッチを介してＲＦコイル系Ａ１，Ａ２，Ａ３
を最適の位置として選択しうる。各コイル系の単一コイ
ルＳ１，Ｓ２，Ｓ３は、夫々の送信／受信チャネルＶ
１，Ｖ２，Ｖ３（一般的には符号Ｖｘで示す）を介して
動作する。
【００４１】更に、又は、代わりに、これらの組合せで
は、１以上のバタフライコイルが使用されうる。かかる
バタフライコイルの典型的な実施例は、図７に示されて
いる。このコイル系は、コンデンサＣKを介して互いに
デカップリングされた２つの交互に配置された単一バタ
フライコイルＳ１，Ｓ２からなる。やはり、同調のため
に個々のＲＦコイルの種々の導体セグメントには多数の
同調コンデンサＣTが設けられる。各コイルは、やはり
組み合わされた送信／受信チャネルＳ／Ｒ１又はＳ／Ｒ
２に接続される。
【００４２】最後に、単一ＲＦコイルの磁界強度の変化
が誘電共鳴効果により歪まされる又は不均質となるとい
う更なる問題が生じうる。このとき、低周波数について
のBiot-Savartの法則の近似により、実際の測定値と比
較して過剰な逸脱が生ずる。上述のＲＦ系は、図８に示
すように、より均一な、即ちより均質な変化Ｉｒｅｓが
得られるよう、２つの交互に配置された単一コイルＳ
１、Ｓ３が適合に変化され組み合わされることによっ
て、これらの誘電共鳴効果の補正及び同調を可能とす
る。このために、デカップリング・コンデンサＣKは、
キャパシタンスダイオード又は切換コンデンサを用いる
ことによって切換可能であるようにされ、それによりシ
ステムの操作者が磁界強さの変化を能動的に変化させう
るよう設けられうる。このような磁界強さ変化の均質性
の能動的な制御は、特に高い磁界強さの場合に画質を更
に高めることを可能とする。
【００４３】ＲＦコイルの均質性の左右対称性は、公知
のＬＩＳＡ（局部強度シフトアーティファクト）及び誘
電共鳴効果、即ち、特に比較的高いＲＦ周波数と高い磁
界強度（例えば１２８ＭＨｚ、３テスラ）の場合、によ
って乱される。これらの効果とそれらの原因は、１９８
９年の「医用磁気共鳴（Magnetic Resonance in Medici
ne）」の第１１７５頁に説明されている。これらの乱れ
を除去するために、図９に従って、コイルが互いにデカ
ップリングされた２つの単一コイルへ分割されるか、２
つの隣接して配置される単一コイルからなるＲＦコイル
系を形成する２つの単一コイルＳ１、Ｓ２が使用される
形態が選択される。磁界の均質性の左右対称性を能動的
に制御するため、及び、一般的に所望の磁界の変化を達
成するために、図１０に示すような、同調制御を行い、
単一コイルＳ１、Ｓ２の間のカップリングを変化させる
ことが可能な装置５０が設けられる。コイルは、特に、
インダクタンスＬによって或る程度は互いに誘導的に結
合され、コイルを通るＲＦ電流は、少なくとも高い度合
いの左右対称性が達成されるよう同調コンデンサＣ Tに
よって制御されうる。
【００４４】ＲＦコイルの磁場の上述の均質化制御は、
特にいわゆるＳＥＮＳＥ（感度エンコード）撮像の場合
に有利に適用されうる。この方法は、２０００年の「国
際医用磁気共鳴学会会報（Proceedings of the Interna
tional Society of MagneticResonance in Medicin
e）」の第１５２頁、及び、１９９９年の「医用磁気共
鳴（Magnetic Resonance in Medicine）」の第９５２頁
等に詳述されている。その中で説明される幾何学的因子
ｇは、コイルを適当に制御することによりＲＦコイルシ
ステムの磁場の均質性を調整することにより最適化され
うる。複数のコイル系の場合（例えば図５に記載）、適
合可能なＲＦコイル系Ａ１，Ａ２のうちの１つが調整さ
れる。
【００４５】上述のＲＦコイル系が送信のために使用さ
れる場合に、更なる適用が見いだされる。図４に示すＲ
Ｆコイル系では、３つの入れ子状の単一ＲＦ表面コイル
Ｓ１、Ｓ２、Ｓ３について約−２０ｄＢの相互磁気デカ
ップリングを実現することが必要である。この配置の局
部的な全体送信磁場は、能動的に均質化されるか、単一
コイルを通る電流の位相又は振幅を適当に調整すること
によって上述のＳＥＮＳＥ撮像のために形成されうる。
この場合、空間エンコード又は再コード（recoding）機
能を使用し、同時にパルスが異なる形状でも送信される
ことを許し、それにより高い時間及び空間解像度でのイ
メージングを達成することが考えられる。この場合、や
はり、複数の適合可能なＲＦコイル系Ａ１，Ａ
２，．．．が組み合わされうる。
【００４６】これらの方法は、特に心臓及び頭部の撮像
に使用され、頭部の撮像の場合は、比較的大きい直径を
有するコイルと、比較的小さい直径を有し大きいコイル
の周囲に沿って配置される複数のコイルとを含むコイル
系を使用する。
【００４７】図１１は、第３のＲＦコイル系を示す図で
ある。図４に示す種類の２つの単一ＲＦコイル系Ａ１，
Ａ２が、ここでは互いに隣接して配置され、２つのコイ
ルシステムの外側のコイルＳ１は共通のセグメントを有
する。個々のコイルのデカップリングは、やはり、デカ
ップリング・コンデンサＣKによって実現される。単一
ＲＦコイルの種々の導体セグメント分に多数の同調コン
デンサＣTが挿入される。夫々の組み合わされた送信／
受信チャネルＳ／Ｒは、全部で６つの単一コイルＳ１，
Ｓ２，Ｓ３，Ｓ１’，Ｓ２’，Ｓ３’の夫々に接続され
る。このような組み合わされた送信／受信チャネルを介
して、上述のように所望の対称性、均質性、又は照射特
性、又は、全体の配置の有効寸法及び有効位置を達成す
るために、各単一コイルには、異なる振幅及び位相を有
し、できれば送信モードにおいて異なるパルス形状のＲ
Ｆ電流が供給されうる。
【００４８】このことは、上述の説明に従って、単一コ
イル又はコイル系を適当に選択し組み合わせることによ
って達成されうる。
【００４９】図１２は、４つの隣接して配置されるＲＦ
コイルＳ１，Ｓ２，Ｓ３，Ｓ４が第５のＲＦコイルＳ５
によって囲まれる第４のＲＦコイル系を示す図である。
コイルは、やはり、デカップリング・コンデンサＣKに
よって互いからデカップリングされ、単一ＲＦコイルの
種々の導体セグメント中に多数の同調コンデンサＣTが
挿入される。各単一コイルは、やはり、別々に制御可能
な送信／受信チャネルＳ／Ｒに接続され、このＲＦコイ
ル系を用いて、第１乃至第４のコイルＳ１乃至Ｓ４は比
較的小さい磁場侵入長を有する磁場を生成し、これに第
５のコイルＳ５によって発生されるより大きい磁場侵入
長を有する磁場が重ね合わされる。上述の説明に従った
これらのコイルの選択可能な組合せは、このように検査
ゾーンの所望の位置において最適な信号対雑音比が達成
されることを可能とする。
【００５０】第３及び第４のＲＦコイル系は、特にＳＥ
ＮＳＥ撮像方法と共に使用されるのに適している。
【００５１】図１３は、第１の外側のコイルＳ１が第２
の内側のコイルＳ２を囲む第５のＲＦコイル系を示す図
である。第１のコイルＳ１は、第１の送信／受信チャネ
ルＳ／Ｒ１を介して動作される。第２のコイルＳ２中、
互いに垂直に延び、９０度の角度的な距離を置いて第２
のコイルＳ２に接続される２つの導体Ｌｔ１，Ｌｔ２が
設けられる。第２のコイルＳ２を動作するための夫々の
送信／受信チャネルＳ／Ｒ２，Ｓ／Ｒ３は、各導体に接
続される。２つのコイルＳ１，Ｓ２は、デカップリング
・コンデンサＣK1，ＣK2によって互いからデカップリン
グされ、やはり同調コンデンサＣTは単一ＲＦコイルの
種々の導体セグメント中で活性化される。
【００５２】この第５のＲＦコイル系は、特にＨＦＯ
（high field open: 高磁場オープン）システム（オー
プンＭＲシステム）の場合に有利に使用されうる。３つ
の送信／受信チャネルＳ／Ｒ１，Ｓ／Ｒ２，Ｓ／Ｒ３か
ら１つを選択することは適当なＲＦコイルの活性化を常
に可能とするため、コイル系は磁場の向きとは独立に使
用されうる。
【００５３】図１４は、第３のコイルＳ３が、隣接して
配置され第１のコンデンサＣK1を用いて共通の分岐を介
して互いにデカップリングされた第１及び第２のコイル
Ｓ１，Ｓ２に重ね合わされる第６のＲＦコイル系を示
す。第３のコイルは、第２のコンデンサＣK2によって第
１のコイルＳ１からデカップリングされ、第３のコンデ
ンサＣK3によって第２のコイルＳ２からデカップリング
される。３つのコイルには夫々やはり同調コンデンサＣ
Tが設けられ、夫々の送信／受信チャネルＳ／Ｒ１，Ｓ
／Ｒ２，Ｓ／Ｒ３を介して動作される。
【００５４】この６つのＲＦコイル系の特別な利点は、
コイルＳ１、Ｓ２及び／又はＳ３を切り換えること又は
選択することによって簡単に異なる大きさの患者に適合
されうることである。
【００５５】図１に示す管状の検査空間を含むＭＲ撮像
装置において、図１５ａに３次元表現として示され図１
５ｂに平面図として示されるいわゆるサドルコイルから
なるＲＦコイル系の（第４の）組合せを使用することが
有利である。
【００５６】ＲＦサドルコイル系Ａ１，Ａ２は、検査空
間に沿って延び、互いに対向する。これらの系は夫々、
第１の長いコイルＳ１、Ｓ１’と、それに重ね合わされ
る第２の短いコイルＳ２、Ｓ２’とから構成される。単
一コイルＳ１、Ｓ２；Ｓ１’、Ｓ２’にはやはり同調コ
ンデンサＣTが設けられ、夫々の送信／受信チャネルＳ
／Ｒ１，Ｓ／Ｒ２；Ｓ／Ｒ１’，Ｓ／Ｒ２’を介して動
作される。図１５ｂにおいて、個々のコイルの磁場を異
なる斜線によって示す。この図は、両方のコイルの磁場
が短いコイルＳ２（Ｓ２’）の領域で足し合わされ、そ
れによりこのゾーンでは図４を参照して説明したように
ＲＦコイル系の改善された信号対雑音比が達成されう
る。
【００５７】図１６は、図１５ａに示すコイルを含む管
状検査空間の概略的な断面図である。主磁場及び傾斜磁
場を発生するために必要なコイル２；３−５は、この空
間の周囲に配置され、ＲＦ遮蔽１２によって内側空間か
ら分離される。患者１は、内側空間に図式的に示されて
おり、夫々が２つの対向して配置されるＲＦコイル系Ａ
１，Ａ２；Ａ３，Ａ４と、３つの単一ＲＦコイルとを含
む２つの対によって囲まれる。ＲＦコイル系は、円周方
向状互いに約９０度ずれている。各単一ＲＦコイルは、
送信信号Ｔ及び受信信号Ｒを搬送する夫々の送信／受信
チャネルＳ／Ｒを介して動作される。
【００５８】本発明による１以上のＲＦコイル系は、望
ましくは、それによってＲＦコイル又はコイル系が、例
えば検査されるべき対称の種類、大きさ、位置等に依存
してコンピュータ制御され、それにより高い度合いで自
動的に選択及び制御されうる、磁気共鳴撮像装置におい
て使用される。
【図面の簡単な説明】
【図１】ＭＲ撮像装置の縦方向の概略的な断面図であ
る。
【図２】ＭＲ撮像装置の本質的な構成要素を示す回路図
である。
【図３】コイルのための制御回路を示すブロック図であ
る。
【図４】第１のコイル系を示す概略図である。
【図５】コイル系の第１の組合せを示す概略図である。
【図６Ａ】コイル系の第２の組合せを示す概略図であ
る。
【図６Ｂ】コイル系の第３の組合せを示す概略図であ
る。
【図７】第２のコイル系を示す概略図である。
【図８】個々のコイルの場を示す第１の概略図である。
【図９】個々のコイルの場を示す第２の概略図である。
【図１０】コイル系を制御する装置を示すブロック図で
ある。
【図１１】第３のコイル系を示す概略図である。
【図１２】第４のコイル系を示す概略図である。
【図１３】第５のコイル系を示す概略図である。
【図１４】第６のコイル系を示す概略図である。
【図１５】コイル系の第４の組合せを示す概略図であ
る。
【図１６】コイル系の第４の組合せを示す断面図であ
る。
【符号の説明】
ＣK1，ＣK2，ＣK13， デカップリング・コンデンサ ＣT 同調コンデンサ Ｓ１，Ｓ２，Ｓ３ コイル Ｖ１，Ｖ２，Ｖ３ 前置増幅器
フロントページの続き (72)発明者 クリストフ ギュンター ロイスラー ドイツ連邦共和国，22457 ハンブルク, リュッテンレッダー 34 Ｆターム(参考） 4C096 AB36 AD10 AD22 CC01 CC16 CC17

Claims (10)

    【特許請求の範囲】
  1. 【請求項１】 磁気共鳴撮像装置用のＲＦコイル系であ
    って、 互いから本質的にデカップリングされ、異なる寸法及び
    ／又は異なる位置を有する複数の単一ＲＦコイルと、 １以上のＲＦコイルを選択するため、及び、独立に調整
    されうる振幅及び／又は位相及び／又はパルス形状を有
    するＲＦ送信パルスを上記選択されたＲＦコイルに供給
    するために夫々のＲＦコイルに関連付けられる複数の送
    信ユニットとを含む、ＲＦコイル系。
  2. 【請求項２】 コイル系は、夫々のＲＦコイルに関連付
    けられ個々に作動又は非作動とされうる複数の受信ユニ
    ットを含む、請求項１記載のＲＦコイル系。
  3. 【請求項３】 ＲＦコイル間のカップリングは、ＲＦコ
    イル系の所望の特に均質な及び対称な磁場形態を達成す
    るために、キャパシタンス及び／又はインダクタンス及
    び／又は変圧器によって調整されうる、請求項１記載の
    ＲＦコイル系。
  4. 【請求項４】 複数の同心状に配置されたＲＦコイルを
    含む、請求項１記載のＲＦコイル系。
  5. 【請求項５】 複数の隣接して配置されるＲＦコイルを
    含む、請求項１記載のＲＦコイル系。
  6. 【請求項６】 複数の第１のＲＦコイルが互いに隣接し
    て配置され、第２のＲＦコイルによって共に囲まれる、
    請求項１記載のＲＦコイル系。
  7. 【請求項７】 コイル系は、円筒面に沿って延びる少な
    くとも１つの第１のＲＦコイルと、それに重ね合わされ
    る第２の短いＲＦコイルとによって形成される、請求項
    １記載のＲＦコイル系。
  8. 【請求項８】 コイル系は、体部コイルとして使用され
    うるよう柔軟な支持材料上に設けられる、請求項１記載
    のＲＦコイル系。
  9. 【請求項９】 請求項１乃至８のうちいずれか一項記載
    の少なくとも１つのＲＦコイル系を含む磁気共鳴撮像装
    置。
  10. 【請求項１０】 ＲＦコイル用の送信ユニットを選択す
    るため、及び、独立に調整可能な振幅及び／又は位相及
    び／又はパルス形状を有するＲＦ送信パルスを上記選択
    されたＲＦコイルに供給するために上記選択された送信
    ユニットを制御するための算術演算装置を含む、請求項
    ９記載の磁気共鳴撮像装置。
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