JP3340791B2 - 磁気共鳴イメージングのための非対称な無線周波コイル - Google Patents
磁気共鳴イメージングのための非対称な無線周波コイルInfo
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Description
【０００１】
【産業上の利用分野】本発明の分野は核磁気共鳴イメー
ジングシステムである。更に詳しくは、本発明は核を励
起して、核が発生する電気信号を受けるためにこのよう
なシステムで用いられるコイルに関するものである。
ジングシステムである。更に詳しくは、本発明は核を励
起して、核が発生する電気信号を受けるためにこのよう
なシステムで用いられるコイルに関するものである。
【０００２】
【従来の技術】磁気モーメントを持つどの核も、それが
中に配置された磁界の方向に自身を揃えようとする。し
かし、そうする際、核は磁界の強さおよび特定の核種の
性質（核の磁気回転比γ）によって決まる特性角周波数
（ラーモア周波数）で上記の方向を中心にして歳差運動
を行う。この現象を示す核をここでは「スピン」と呼
ぶ。
中に配置された磁界の方向に自身を揃えようとする。し
かし、そうする際、核は磁界の強さおよび特定の核種の
性質（核の磁気回転比γ）によって決まる特性角周波数
（ラーモア周波数）で上記の方向を中心にして歳差運動
を行う。この現象を示す核をここでは「スピン」と呼
ぶ。
【０００３】人体組織のような物質に一様な磁界（分極
磁界Ｂ0 ）が加えられたとき、組織内のスピンの個々の
磁気モーメントはこの分極磁界と揃おうとするが、それ
を中心としてそれらの特性ラーモア周波数でランダムな
順序に歳差運動を行う。分極磁界の方向に正味磁気モー
メントＭｚが作成されるが、垂直平面すなわち横平面
（ｘ−ｙ平面）のランダムな方向を向いた磁気成分は相
互に相殺する。しかし、ｘ−ｙ平面の中にありラーモア
周波数に近い磁界（励起磁界Ｂ1 ）が物質すなわち組織
に加えられると、正味の、揃えられたモーメント（Ｍ
ｚ）が回転または「傾けられて」ｘ−ｙ平面に入れられ
ることにより、正味横磁気モーメントＭｔが作成され、
これはラーモア周波数でｘ−ｙ平面内で回転すなわちス
ピンする。この現象の実際的な価値は、励起信号Ｂ1 の
終了後に、励起されたスピンが放出する電気信号に存在
する。この核磁気共鳴（ＮＭＲ：ｎｕｃｌｅａｒ ｍａ
ｇｎｅｔｉｃ ｒｅｓｏｎａｎｃｅ）現象が用いられる
種々様々な測定系列がある。
磁界Ｂ0 ）が加えられたとき、組織内のスピンの個々の
磁気モーメントはこの分極磁界と揃おうとするが、それ
を中心としてそれらの特性ラーモア周波数でランダムな
順序に歳差運動を行う。分極磁界の方向に正味磁気モー
メントＭｚが作成されるが、垂直平面すなわち横平面
（ｘ−ｙ平面）のランダムな方向を向いた磁気成分は相
互に相殺する。しかし、ｘ−ｙ平面の中にありラーモア
周波数に近い磁界（励起磁界Ｂ1 ）が物質すなわち組織
に加えられると、正味の、揃えられたモーメント（Ｍ
ｚ）が回転または「傾けられて」ｘ−ｙ平面に入れられ
ることにより、正味横磁気モーメントＭｔが作成され、
これはラーモア周波数でｘ−ｙ平面内で回転すなわちス
ピンする。この現象の実際的な価値は、励起信号Ｂ1 の
終了後に、励起されたスピンが放出する電気信号に存在
する。この核磁気共鳴（ＮＭＲ：ｎｕｃｌｅａｒ ｍａ
ｇｎｅｔｉｃ ｒｅｓｏｎａｎｃｅ）現象が用いられる
種々様々な測定系列がある。
【０００４】ＮＭＲを使って画像を作成するとき、対象
内の特定の位置からＮＭＲ信号を得るための手法が用い
られる。通常、イメージングすべき領域（関心のある領
域）は使用している特定の局部化法に応じて変わる一連
のＮＭＲ測定サイクルによって走査される。結果として
得られる受信したＮＭＲ信号の組をディジタル化し、処
理することにより、多数の周知の再構成手法の中の一つ
を使って画像が再構成される。このような走査を行うた
め、勿論、対象内の特定の位置からのＮＭＲ信号を引き
出す必要がある。これは分極磁界Ｂ0 と同じ方向を持つ
がｘ、ｙおよびｚの各軸に沿って勾配を持つ磁界（Ｇ
ｘ、Ｇｙ、およびＧｚ）を用いることによって行われ
る。イメージング対象のまわりに配置された三つ組のコ
イルにより、磁界勾配が作成される。各ＮＭＲサイクル
の間にこれらの勾配の強さを制御することによって、ス
ピン励起の空間分布を制御することができ、結果として
得られるＮＭＲ信号の位置を識別することができる。
内の特定の位置からＮＭＲ信号を得るための手法が用い
られる。通常、イメージングすべき領域（関心のある領
域）は使用している特定の局部化法に応じて変わる一連
のＮＭＲ測定サイクルによって走査される。結果として
得られる受信したＮＭＲ信号の組をディジタル化し、処
理することにより、多数の周知の再構成手法の中の一つ
を使って画像が再構成される。このような走査を行うた
め、勿論、対象内の特定の位置からのＮＭＲ信号を引き
出す必要がある。これは分極磁界Ｂ0 と同じ方向を持つ
がｘ、ｙおよびｚの各軸に沿って勾配を持つ磁界（Ｇ
ｘ、Ｇｙ、およびＧｚ）を用いることによって行われ
る。イメージング対象のまわりに配置された三つ組のコ
イルにより、磁界勾配が作成される。各ＮＭＲサイクル
の間にこれらの勾配の強さを制御することによって、ス
ピン励起の空間分布を制御することができ、結果として
得られるＮＭＲ信号の位置を識別することができる。
【０００５】ラーモア周波数の近くの励起磁界は、イメ
ージング対象の中の関心のある領域に隣接して配置され
た別のコイルによって作成される。イメージング対象の
ほぼ全体の画像を希望する場合には、しばしば「身体コ
イル（body coil ）」と呼ばれイメージング対象全体の
まわりに伸びる大形のコイルを使用することにより、回
転する核を励起し、結果として発生する電気信号を受け
る。対象のより小さな部分（たとえば医療患者の頭部）
だけのイメージングを行わなければならない他の状況で
は、より小さな無線周波（ＲＦ）コイルが対象のその部
分のまわりに配置される。局部化されたコイルを使用す
ることにより、所望の部分の中に、より均一な励起磁界
が作成される。
ージング対象の中の関心のある領域に隣接して配置され
た別のコイルによって作成される。イメージング対象の
ほぼ全体の画像を希望する場合には、しばしば「身体コ
イル（body coil ）」と呼ばれイメージング対象全体の
まわりに伸びる大形のコイルを使用することにより、回
転する核を励起し、結果として発生する電気信号を受け
る。対象のより小さな部分（たとえば医療患者の頭部）
だけのイメージングを行わなければならない他の状況で
は、より小さな無線周波（ＲＦ）コイルが対象のその部
分のまわりに配置される。局部化されたコイルを使用す
ることにより、所望の部分の中に、より均一な励起磁界
が作成される。
【０００６】米国特許第４，６８０，５４８号および第
４，６９２，７０５号に述べられているように、無線周
波コイルの一つの一般的な型は円筒形であり、各端に導
電性のループが設けられ、それらの円周のまわりに規則
的に間隔を置いて両ループを接続する軸方向の導電性素
子が設けられる。一つの型では、端ループの中の、互い
に隣接した軸方向の導電性素子の間にコンデンサが配置
される。コイルは果てしのないループ伝送マトリクスを
形成する。このループ伝送マトリクスは、直交する二つ
の信号により励起され、コイルの中に回転する励起電磁
界を形成する。従来、電気信号がコイルのまわりを一様
に進むことにより非常に均一な励起磁界を形成するよう
に、ＲＦ励起コイルは対称であった。その形状と外観に
より、このコイル構造はときに「鳥かご」（ｂｉｒｄｃ
ａｇｅ）と呼ばれる。
４，６９２，７０５号に述べられているように、無線周
波コイルの一つの一般的な型は円筒形であり、各端に導
電性のループが設けられ、それらの円周のまわりに規則
的に間隔を置いて両ループを接続する軸方向の導電性素
子が設けられる。一つの型では、端ループの中の、互い
に隣接した軸方向の導電性素子の間にコンデンサが配置
される。コイルは果てしのないループ伝送マトリクスを
形成する。このループ伝送マトリクスは、直交する二つ
の信号により励起され、コイルの中に回転する励起電磁
界を形成する。従来、電気信号がコイルのまわりを一様
に進むことにより非常に均一な励起磁界を形成するよう
に、ＲＦ励起コイルは対称であった。その形状と外観に
より、このコイル構造はときに「鳥かご」（ｂｉｒｄｃ
ａｇｅ）と呼ばれる。
【０００７】鳥かご形コイルは全身体コイルおよび患者
頭部用の局部コイルで使用されてきた。この後者の用途
では、コイルは頭の上から滑りおりて、その端が患者の
肩の上に乗る。端の近くでの磁界の不均一により最適イ
メージング領域はコイルの中心部にあるので、この型の
頭部コイルが患者の首のイメージングを行う能力が制限
される。
頭部用の局部コイルで使用されてきた。この後者の用途
では、コイルは頭の上から滑りおりて、その端が患者の
肩の上に乗る。端の近くでの磁界の不均一により最適イ
メージング領域はコイルの中心部にあるので、この型の
頭部コイルが患者の首のイメージングを行う能力が制限
される。
【０００８】
【発明の概要】無線周波ＮＭＲコイルには、第一の端ル
ープが含まれている。この第一の端ループは直列に接続
された複数の第一の導電性セグメントによって形成さ
れ、互いに隣接した導電性セグメントの間には節点があ
る。中心軸に沿って第一の端ループから間隔を置いて、
第二の端ループが配置されている。第二の端ループは直
列に接続された複数の第二の導電性セグメントによって
形成される。種々の長さの多数の導電性素子が第一およ
び第二の端ループの節点の間に電気的に接続されてい
る。導電性素子の長さが異なるので、端ループの少なく
とも一方は平面状でない。
ープが含まれている。この第一の端ループは直列に接続
された複数の第一の導電性セグメントによって形成さ
れ、互いに隣接した導電性セグメントの間には節点があ
る。中心軸に沿って第一の端ループから間隔を置いて、
第二の端ループが配置されている。第二の端ループは直
列に接続された複数の第二の導電性セグメントによって
形成される。種々の長さの多数の導電性素子が第一およ
び第二の端ループの節点の間に電気的に接続されてい
る。導電性素子の長さが異なるので、端ループの少なく
とも一方は平面状でない。
【０００９】第一および第二のセグメントの多数のセグ
メントのうちの二つの区間の間に、複数のリアクタンス
素子のうちの一つが結合される。このような各素子のリ
アクタンスは、その素子が第一または第二の端ループの
中のどこにあるかに応じて変わる。無線周波ＮＭＲコイ
ルの好ましい実施例では、非平面状端ループのセグメン
トのいくつかは該端ループの二つの節点の間に中心導体
が接続された同軸ケーブルによって形成される。同軸ケ
ーブルを持つセグメントはコンデンサを含んでいない。
その端ループの残りのすべてのセグメントはコンデンサ
を含んでいる。
メントのうちの二つの区間の間に、複数のリアクタンス
素子のうちの一つが結合される。このような各素子のリ
アクタンスは、その素子が第一または第二の端ループの
中のどこにあるかに応じて変わる。無線周波ＮＭＲコイ
ルの好ましい実施例では、非平面状端ループのセグメン
トのいくつかは該端ループの二つの節点の間に中心導体
が接続された同軸ケーブルによって形成される。同軸ケ
ーブルを持つセグメントはコンデンサを含んでいない。
その端ループの残りのすべてのセグメントはコンデンサ
を含んでいる。
【００１０】本発明の一つの目的は、イメージング対象
の組織に合致するように形状を定め得る、ＮＭＲイメー
ジングシステム用の無線周波コイルを提供することであ
る。このような合致のためコイルを非対称な形状にしな
ければならない場合も、イメージング体積の中に比較的
均一な磁界を作るようにコイルが設計される。本発明の
上記および他の目的および利点は以下の説明から明らか
となる。説明では付図を参照するが、付図は本明細書の
一部を構成し、本発明の一実施例を図示している。しか
し、このような実施例は必ずしも本発明の全範囲を表す
ものではないので、本発明の範囲の解釈に当たっては請
求の範囲を参照しなければならない。
の組織に合致するように形状を定め得る、ＮＭＲイメー
ジングシステム用の無線周波コイルを提供することであ
る。このような合致のためコイルを非対称な形状にしな
ければならない場合も、イメージング体積の中に比較的
均一な磁界を作るようにコイルが設計される。本発明の
上記および他の目的および利点は以下の説明から明らか
となる。説明では付図を参照するが、付図は本明細書の
一部を構成し、本発明の一実施例を図示している。しか
し、このような実施例は必ずしも本発明の全範囲を表す
ものではないので、本発明の範囲の解釈に当たっては請
求の範囲を参照しなければならない。
【００１１】
【実施例の記載】まず図１は、その中で本発明を使用す
ることができ、ゼネラルエレクトリック社（Ｇｅｎｅｒ
ａｌ Ｅｌｅｃｔｒｉｃ Ｃｏｍｐａｎｙ）から「シグ
ナ（ＳＩＧＮＡ）」という商標名で販売されているＮＭ
Ｒシステムの主要構成要素をブロック図形式で示したも
のである。システム全体の動作はデータゼネラル社（Ｄ
ａｔａ Ｇｅｎｅｒａｌ）のＭＶ７８００のような主コ
ンピュータ１０１を含むホストコンピュータシステム１
００によって制御される。コンピュータにはインタフェ
ース１０２が結合されており、これを介して複数のコン
ピュータ周辺装置および他のＮＭＲシステム構成要素が
結合されている。コンピュータ周辺装置の中には磁気テ
ープ駆動装置１０４があり、これは主コンピュータの指
示のもとに患者のデータおよび画像をテープに保管す
る。処理された患者データは画像ディスク記憶装置１１
０に格納してもよい。画像プロセッサ１０８の機能は拡
大、画像比較、グレースケール調整、実時間データディ
スプレイのような対話型画像ディスプレイ操作を可能に
することである。コンピュータシステムには、ディスク
データ記憶システム１１２を使用して（画像構成前の）
なまデータを記憶するための手段が設けられている。操
作卓１１６もインタフェース１０２を介してコンピュー
タに結合されており、これにより操作者は、患者の検査
に関連するデータ、ならびに較正、スキャンの開始およ
び終了のようなＮＭＲシステムの正しい動作に必要な付
加的なデータを入力する手段を得ることができる。操作
卓１１６はディスクまたは磁気テープに記憶された画像
をディスプレイするためにも使用される。
ることができ、ゼネラルエレクトリック社（Ｇｅｎｅｒ
ａｌ Ｅｌｅｃｔｒｉｃ Ｃｏｍｐａｎｙ）から「シグ
ナ（ＳＩＧＮＡ）」という商標名で販売されているＮＭ
Ｒシステムの主要構成要素をブロック図形式で示したも
のである。システム全体の動作はデータゼネラル社（Ｄ
ａｔａ Ｇｅｎｅｒａｌ）のＭＶ７８００のような主コ
ンピュータ１０１を含むホストコンピュータシステム１
００によって制御される。コンピュータにはインタフェ
ース１０２が結合されており、これを介して複数のコン
ピュータ周辺装置および他のＮＭＲシステム構成要素が
結合されている。コンピュータ周辺装置の中には磁気テ
ープ駆動装置１０４があり、これは主コンピュータの指
示のもとに患者のデータおよび画像をテープに保管す
る。処理された患者データは画像ディスク記憶装置１１
０に格納してもよい。画像プロセッサ１０８の機能は拡
大、画像比較、グレースケール調整、実時間データディ
スプレイのような対話型画像ディスプレイ操作を可能に
することである。コンピュータシステムには、ディスク
データ記憶システム１１２を使用して（画像構成前の）
なまデータを記憶するための手段が設けられている。操
作卓１１６もインタフェース１０２を介してコンピュー
タに結合されており、これにより操作者は、患者の検査
に関連するデータ、ならびに較正、スキャンの開始およ
び終了のようなＮＭＲシステムの正しい動作に必要な付
加的なデータを入力する手段を得ることができる。操作
卓１１６はディスクまたは磁気テープに記憶された画像
をディスプレイするためにも使用される。
【００１２】コンピュータシステム１００はシステム制
御器１１８および勾配増幅システム１２８によってＮＭ
Ｒシステムを制御する。コンピュータ１００は熟練した
当業者には周知の方法でリンク１０３によつてシステム
制御器１１８と通信する。システム制御器１１８には、
パルス制御モジュール（ＰＣＭ：ｐｕｌｓｅ ｃｏｎｔ
ｒｏｌ ｍｏｄｕｌｅ）１２０、アレープロセッサ１０
６、無線周波トランシーバ１２２、ステータス制御モジ
ュール（ＳＣＭ：ｓｔａｔｕｓ ａｎｄ ｃｏｎｔｒｏ
ｌ ｍｏｄｕｌｅ）１２４、および構成要素を付勢する
ために必要な、全体を１２６で表した電源のような数個
のサブシステムが含まれている。ＰＣＭ１２０は、主コ
ンピュータ１０１が発生する制御信号を使って、勾配コ
イル励起を制御するディジタル波形ならびにＲＦ励起パ
ルスを変調するためトランシーバ１２２で使用されるＲ
Ｆエンベロープ波形のようなタイミングおよび制御用の
ディジタル信号を発生する。勾配波形はＧｘ増幅器１３
０、Ｇｙ増幅器１３２、およびＧｚ増幅器１３４でほぼ
構成される勾配増幅システム１２８に印加される。各増
幅器１３０、１３２、１３４は全体を１３６で表した集
合体の中の対応する勾配コイルを励起するために使用さ
れる。付勢されると、勾配コイルは主分極磁界と同じ方
向に磁界の磁界勾配Ｇｘ、ＧｙおよびＧｚを発生する。
これらの勾配はカーテシアン座標系の互いに直角なＸ軸
方向、Ｙ軸方向、およびＺ軸方向に向いている。
御器１１８および勾配増幅システム１２８によってＮＭ
Ｒシステムを制御する。コンピュータ１００は熟練した
当業者には周知の方法でリンク１０３によつてシステム
制御器１１８と通信する。システム制御器１１８には、
パルス制御モジュール（ＰＣＭ：ｐｕｌｓｅ ｃｏｎｔ
ｒｏｌ ｍｏｄｕｌｅ）１２０、アレープロセッサ１０
６、無線周波トランシーバ１２２、ステータス制御モジ
ュール（ＳＣＭ：ｓｔａｔｕｓ ａｎｄ ｃｏｎｔｒｏ
ｌ ｍｏｄｕｌｅ）１２４、および構成要素を付勢する
ために必要な、全体を１２６で表した電源のような数個
のサブシステムが含まれている。ＰＣＭ１２０は、主コ
ンピュータ１０１が発生する制御信号を使って、勾配コ
イル励起を制御するディジタル波形ならびにＲＦ励起パ
ルスを変調するためトランシーバ１２２で使用されるＲ
Ｆエンベロープ波形のようなタイミングおよび制御用の
ディジタル信号を発生する。勾配波形はＧｘ増幅器１３
０、Ｇｙ増幅器１３２、およびＧｚ増幅器１３４でほぼ
構成される勾配増幅システム１２８に印加される。各増
幅器１３０、１３２、１３４は全体を１３６で表した集
合体の中の対応する勾配コイルを励起するために使用さ
れる。付勢されると、勾配コイルは主分極磁界と同じ方
向に磁界の磁界勾配Ｇｘ、ＧｙおよびＧｚを発生する。
これらの勾配はカーテシアン座標系の互いに直角なＸ軸
方向、Ｙ軸方向、およびＺ軸方向に向いている。
【００１３】トランシーバ１２２、ＲＦ増幅器１２３お
よびＲＦコイル１３８の発生する無線周波パルスと組み
合わせて勾配磁界を使用することにより、空間情報が符
号化されて、検査している患者の領域から出てくるＮＭ
Ｒ信号となる。パルス制御モジュール１２０から与えら
れる波形制御信号はトランシーバサブシステム１２２が
ＲＦ搬送波の変調およびモード制御のために使用する。
送信モードでは、送信器は制御信号に従って変調された
無線周波波形をＲＦ電力増幅器１２３に供給する。次
に、ＲＦ電力増幅器１２３は主磁石集合体１４６の中に
あるＲＦコイル１３８を励磁することにより、励起磁界
Ｂ1 を形成する。患者の中の励起された核が放射するＮ
ＭＲ信号がＲＦコイルによって検知され、前置増幅器１
３９によって増幅される。このＮＭＲ信号はトランシー
バ１２２の受信部で増幅、復調、フィルタリング、そし
てディジタル化される。トランシーバ１２２の詳細な説
明については、ここに引用されている米国特許第４，９
５２，８７７号および第４，９９２，７３６号を参照で
きる。処理されたＮＭＲ信号は専用の片方向リンク１０
５によってアレープロセッサ１０６に送られて処理され
る。
よびＲＦコイル１３８の発生する無線周波パルスと組み
合わせて勾配磁界を使用することにより、空間情報が符
号化されて、検査している患者の領域から出てくるＮＭ
Ｒ信号となる。パルス制御モジュール１２０から与えら
れる波形制御信号はトランシーバサブシステム１２２が
ＲＦ搬送波の変調およびモード制御のために使用する。
送信モードでは、送信器は制御信号に従って変調された
無線周波波形をＲＦ電力増幅器１２３に供給する。次
に、ＲＦ電力増幅器１２３は主磁石集合体１４６の中に
あるＲＦコイル１３８を励磁することにより、励起磁界
Ｂ1 を形成する。患者の中の励起された核が放射するＮ
ＭＲ信号がＲＦコイルによって検知され、前置増幅器１
３９によって増幅される。このＮＭＲ信号はトランシー
バ１２２の受信部で増幅、復調、フィルタリング、そし
てディジタル化される。トランシーバ１２２の詳細な説
明については、ここに引用されている米国特許第４，９
５２，８７７号および第４，９９２，７３６号を参照で
きる。処理されたＮＭＲ信号は専用の片方向リンク１０
５によってアレープロセッサ１０６に送られて処理され
る。
【００１４】やはり図１に示すように、ＰＣＭ１２０お
よびＳＣＭ１２４は独立なサブシステムであり、両者と
も直列通信リンク１０３により主コンピュータ１０１、
患者位置ぎめシステム１５２等の周辺システムと通信
し、また相互に通信する。ＳＣＭ１２４には、患者のク
レードル（ｃｒａｄｌｅ−台）の位置および可動患者調
心光扇状ビーム（図示しない）の位置に関する情報を取
得するための手段が含まれている。主コンピュータ１０
１はこの情報を使って画像ディスプレイおよび再構成パ
ラメータを修正する。ＳＣＭ１２４は患者輸送調心シス
テムの作動のような機能の開始も行う。
よびＳＣＭ１２４は独立なサブシステムであり、両者と
も直列通信リンク１０３により主コンピュータ１０１、
患者位置ぎめシステム１５２等の周辺システムと通信
し、また相互に通信する。ＳＣＭ１２４には、患者のク
レードル（ｃｒａｄｌｅ−台）の位置および可動患者調
心光扇状ビーム（図示しない）の位置に関する情報を取
得するための手段が含まれている。主コンピュータ１０
１はこの情報を使って画像ディスプレイおよび再構成パ
ラメータを修正する。ＳＣＭ１２４は患者輸送調心シス
テムの作動のような機能の開始も行う。
【００１５】勾配コイル集合体１３６およびＲＦ送受信
コイル１３８は分極磁界を作成するために使用される磁
石の穴の中に取り付けられる。磁石は患者調心システム
１４８を含む主磁石集合体の一部を構成する。主磁石と
結合され、分極磁界の不均一を補正するために使用され
るシムコイルを付勢するために、シム電源１４０が使用
される。超電導磁石の場合には、磁石の発生する分極磁
界を適正に動作する強さにするため、主電源１４２が使
用された後、切り離される。患者調心システム１４８は
患者クレードル輸送システム１５０および患者位置ぎめ
システム１５２との組み合わせで動作する。外部発生源
からの干渉を最小限にするため、これらのＮＭＲシステ
ム構成要素は全体を１４４で表したＲＦシールド室に入
れられている。
コイル１３８は分極磁界を作成するために使用される磁
石の穴の中に取り付けられる。磁石は患者調心システム
１４８を含む主磁石集合体の一部を構成する。主磁石と
結合され、分極磁界の不均一を補正するために使用され
るシムコイルを付勢するために、シム電源１４０が使用
される。超電導磁石の場合には、磁石の発生する分極磁
界を適正に動作する強さにするため、主電源１４２が使
用された後、切り離される。患者調心システム１４８は
患者クレードル輸送システム１５０および患者位置ぎめ
システム１５２との組み合わせで動作する。外部発生源
からの干渉を最小限にするため、これらのＮＭＲシステ
ム構成要素は全体を１４４で表したＲＦシールド室に入
れられている。
【００１６】本発明は新規なＲＦコイル１３８に関する
ものであり、図２は患者の頭部のイメージングで使用す
るためのこのコイル設計の一実施例を示す。ＲＦコイル
１３８は共通の中心軸に沿って間隔を置いて配置された
二つの導電性の端ループ１６１および１６２を有する。
これらの端ループは、イメージングを行うべき患者の身
体の部分を入れるため、コイルの中心開口の所望の幾何
学的形状に応じて、円形、だ円形、または他の形状とす
ることができる。１６個の導電性の軸方向の素子１６４
−１７９が節点で二つの端ループ１６１と１６２を相互
接続する。これにより、鳥かごに似た形のコイル構造が
形成される。したがって、この一般的な設計のコイルは
普通「鳥かご」形コイルと呼ばれる。コイル導体の構造
はコイル内の円筒形のイメージング空間を規定する。例
示した磁界コイル１３８は１６個の導電性の軸方向の素
子をそなえているが、本発明によるＲＦコイルはそれよ
り多い軸方向の素子またはそれより少ない軸方向の素子
で構成することができる。ＲＦコイルは管の主表面に導
体をはり付けることによって形成される。図示を容易に
するため、管は図示していない。
ものであり、図２は患者の頭部のイメージングで使用す
るためのこのコイル設計の一実施例を示す。ＲＦコイル
１３８は共通の中心軸に沿って間隔を置いて配置された
二つの導電性の端ループ１６１および１６２を有する。
これらの端ループは、イメージングを行うべき患者の身
体の部分を入れるため、コイルの中心開口の所望の幾何
学的形状に応じて、円形、だ円形、または他の形状とす
ることができる。１６個の導電性の軸方向の素子１６４
−１７９が節点で二つの端ループ１６１と１６２を相互
接続する。これにより、鳥かごに似た形のコイル構造が
形成される。したがって、この一般的な設計のコイルは
普通「鳥かご」形コイルと呼ばれる。コイル導体の構造
はコイル内の円筒形のイメージング空間を規定する。例
示した磁界コイル１３８は１６個の導電性の軸方向の素
子をそなえているが、本発明によるＲＦコイルはそれよ
り多い軸方向の素子またはそれより少ない軸方向の素子
で構成することができる。ＲＦコイルは管の主表面に導
体をはり付けることによって形成される。図示を容易に
するため、管は図示していない。
【００１７】コイルの両側で、選択された軸方向素子１
６７−１７０および１７５−１７８は残りの素子より短
くなっている。これにより、管状のコイルの一端に一対
の切欠き（notch ）が形成される。切欠きはイメージン
グ対象の患者の肩を入れるような大きさになっている。
これにより、コイル１３８のその端が患者の胸部の上に
伸びる。この組織部分の上にコイルが伸びることによ
り、患者の首および胸上部のイメージングが改善され
る。このように、第一の端ループは平面状であるのに対
して、第二の端ループは非平面状であるので、非対称な
コイル１３８が形成される。すべての方向でコイルが対
称からずれていることにより、コイル内部に作成される
ＲＦ磁界の均一性に悪影響が及ぶ。以下に説明するよう
に、本コイルは、端ループ１６１および１６２に容量の
異なる素子を配置することにより不均一性を補償する。
６７−１７０および１７５−１７８は残りの素子より短
くなっている。これにより、管状のコイルの一端に一対
の切欠き（notch ）が形成される。切欠きはイメージン
グ対象の患者の肩を入れるような大きさになっている。
これにより、コイル１３８のその端が患者の胸部の上に
伸びる。この組織部分の上にコイルが伸びることによ
り、患者の首および胸上部のイメージングが改善され
る。このように、第一の端ループは平面状であるのに対
して、第二の端ループは非平面状であるので、非対称な
コイル１３８が形成される。すべての方向でコイルが対
称からずれていることにより、コイル内部に作成される
ＲＦ磁界の均一性に悪影響が及ぶ。以下に説明するよう
に、本コイルは、端ループ１６１および１６２に容量の
異なる素子を配置することにより不均一性を補償する。
【００１８】隣接した軸方向素子１６４−１７９の相互
間の第一の端ループ１６１のセグメントはほぼその中央
の点で切れている。第一のループの各セグメントで、別
々のコンデンサ１８１−１９６が切れ目をつないでい
る。各コンデンサ１８１−１９６は表面取り付けコンデ
ンサで構成することができる。あるいは、ループセグメ
ントの区間をそれらの間の誘電体に重ねることにより形
成することができる。軸方向素子１６７−１６８、１６
９−１７０、１７５−１７６、および１７７−１７８の
間のセグメント以外の、軸方向素子１６４−１７９の間
の第二の端ループ１６２のセグメントには類似したコン
デンサ２０１−２１６が入っている。
間の第一の端ループ１６１のセグメントはほぼその中央
の点で切れている。第一のループの各セグメントで、別
々のコンデンサ１８１−１９６が切れ目をつないでい
る。各コンデンサ１８１−１９６は表面取り付けコンデ
ンサで構成することができる。あるいは、ループセグメ
ントの区間をそれらの間の誘電体に重ねることにより形
成することができる。軸方向素子１６７−１６８、１６
９−１７０、１７５−１７６、および１７７−１７８の
間のセグメント以外の、軸方向素子１６４−１７９の間
の第二の端ループ１６２のセグメントには類似したコン
デンサ２０１−２１６が入っている。
【００１９】各コンデンサの容量は隣接した軸方向素子
のインダクタンスによって決まる。特定のコンデンサの
値を決める際、ＲＦコイル１３８は図３に示す１６素子
の反復的構造として解析される。図３では、構造の反復
的な一つの区間が２１８と表されている。注意しなけれ
ばならないのは、図２の各コンデンサが、図３の互いに
隣接した反復的な各素子に一つずつの、二つのコンデン
サで表されているということである。すべての軸方向素
子の長さが等しい従来の鳥かご形コイルでは、インダク
タンスＬおよび容量Ｃはコイルのまわりのすべての位置
でほぼ等しく、またそれらの値はＲＦコイルが二つの直
交する共振モードでラーモア周波数に共振するように選
定された。
のインダクタンスによって決まる。特定のコンデンサの
値を決める際、ＲＦコイル１３８は図３に示す１６素子
の反復的構造として解析される。図３では、構造の反復
的な一つの区間が２１８と表されている。注意しなけれ
ばならないのは、図２の各コンデンサが、図３の互いに
隣接した反復的な各素子に一つずつの、二つのコンデン
サで表されているということである。すべての軸方向素
子の長さが等しい従来の鳥かご形コイルでは、インダク
タンスＬおよび容量Ｃはコイルのまわりのすべての位置
でほぼ等しく、またそれらの値はＲＦコイルが二つの直
交する共振モードでラーモア周波数に共振するように選
定された。
【００２０】それらの従来の対称なＭＲＩ無線周波コイ
ルに用いるのと同じ回路解析を使用して、あたかも本発
明のＲＦコイルが対称である、すなわち端ループ１６２
に切欠きが無いかのように、本発明のＲＦコイル１３８
のコンデンサ１８１−１９６および２０１−２１６に対
する初期値を定める。完全な長さの二つの軸方向素子の
間にあるコンデンサ、たとえば構成要素１９６および２
１６はこの初期容量値をそなえている。軸方向素子の短
い反復的素子のコンデンサの値は、軸方向素子のインダ
クタンスの、計算された初期値からの変化に対応する。
すなわち、コイル１３８の軸方向素子のインダクタンス
ＬはＬ＝ｍＬｉで与えられる。ここで、Ｌｉは対称コイ
ルに対するインダクタンスの初期値である。このとき、
反復的素子の各コンデンサの容量ＣはＣ＝Ｃｉ／ｍで与
えられる。ここでＣｉは対称コイルに対する容量の初期
値である。熟練した当業者には明らかなように、図２に
示されるコイル１３８のコンデンサ１８９−１９６およ
び２０１−２１６の各々に対する値は図３の隣接した反
復的素子の二つの容量の組み合わせである。コンデンサ
のいくつかを調整することにより、二つの直交モードの
ラーモア周波数で共振するようにコイル１３８を同調さ
せることができる。
ルに用いるのと同じ回路解析を使用して、あたかも本発
明のＲＦコイルが対称である、すなわち端ループ１６２
に切欠きが無いかのように、本発明のＲＦコイル１３８
のコンデンサ１８１−１９６および２０１−２１６に対
する初期値を定める。完全な長さの二つの軸方向素子の
間にあるコンデンサ、たとえば構成要素１９６および２
１６はこの初期容量値をそなえている。軸方向素子の短
い反復的素子のコンデンサの値は、軸方向素子のインダ
クタンスの、計算された初期値からの変化に対応する。
すなわち、コイル１３８の軸方向素子のインダクタンス
ＬはＬ＝ｍＬｉで与えられる。ここで、Ｌｉは対称コイ
ルに対するインダクタンスの初期値である。このとき、
反復的素子の各コンデンサの容量ＣはＣ＝Ｃｉ／ｍで与
えられる。ここでＣｉは対称コイルに対する容量の初期
値である。熟練した当業者には明らかなように、図２に
示されるコイル１３８のコンデンサ１８９−１９６およ
び２０１−２１６の各々に対する値は図３の隣接した反
復的素子の二つの容量の組み合わせである。コンデンサ
のいくつかを調整することにより、二つの直交モードの
ラーモア周波数で共振するようにコイル１３８を同調さ
せることができる。
【００２１】ＲＦコイル１３８は、ＲＦ増幅器１２３か
らの直交する二つの無線周波信号によって励起される。
第一の端ループ１６１のコンデンサ１８１両端間のリー
ド線２２６を介して、一つの信号が印加される。第一の
端ループ１６１でコンデンサ１８１から９０度隔たった
コンデンサ１８５の両端間のリード線２２８を介して、
他方のＲＦ信号が印加される。直角励起信号は第一の端
ループ１６１の他の位置で、または第二の端ループ１６
２に印加することができる。
らの直交する二つの無線周波信号によって励起される。
第一の端ループ１６１のコンデンサ１８１両端間のリー
ド線２２６を介して、一つの信号が印加される。第一の
端ループ１６１でコンデンサ１８１から９０度隔たった
コンデンサ１８５の両端間のリード線２２８を介して、
他方のＲＦ信号が印加される。直角励起信号は第一の端
ループ１６１の他の位置で、または第二の端ループ１６
２に印加することができる。
【００２２】軸方向素子１６７−１６８、１６９−１７
０、１７５−１７６、および１７７−１７８の間の第二
のループ１６２のセグメントはそれぞれ同軸ケーブル２
２１、２２２、２２３、および２２４によって形成さ
れ、コンデンサを含んでない。各同軸ケーブル２２１−
２２４はその中心導体が二つの互いに隣接した軸方向素
子の端の間に接続される。たとえば、ケーブル２２１の
中心導体は第二の端ループ１６２で軸方向素子１６７と
１６７との間に接続される。各ケーブル２２１−２２４
の外側同軸シールドには何も接続されていない。第二の
端ループ１６２のこれらのセグメントにはコンデンサが
含まれていないので、コイルを同調させるために必要な
容量は第一の端ループ１６１の対応するセグメントに移
される。したがって、コンデンサ１８３、１８５、１９
１、および１９３は上記のように計算された値の半分に
なっている。これは第二の端ループ１６２の並列コンデ
ンサが除去されているからである。
０、１７５−１７６、および１７７−１７８の間の第二
のループ１６２のセグメントはそれぞれ同軸ケーブル２
２１、２２２、２２３、および２２４によって形成さ
れ、コンデンサを含んでない。各同軸ケーブル２２１−
２２４はその中心導体が二つの互いに隣接した軸方向素
子の端の間に接続される。たとえば、ケーブル２２１の
中心導体は第二の端ループ１６２で軸方向素子１６７と
１６７との間に接続される。各ケーブル２２１−２２４
の外側同軸シールドには何も接続されていない。第二の
端ループ１６２のこれらのセグメントにはコンデンサが
含まれていないので、コイルを同調させるために必要な
容量は第一の端ループ１６１の対応するセグメントに移
される。したがって、コンデンサ１８３、１８５、１９
１、および１９３は上記のように計算された値の半分に
なっている。これは第二の端ループ１６２の並列コンデ
ンサが除去されているからである。
【００２３】１６素子の鳥かご形コイルの端ループを通
って流れる電流の大きさが軸方向素子の電流の２倍より
大きいので、端ループの電流はイメージング磁界に著し
く寄与する。同軸ケーブル２２１−２２４の無い切欠き
付きＲＦコイルの初期の型では、コイルの切欠きの電流
によりコイル内のイメージング磁界にかなり不均一が生
じた。
って流れる電流の大きさが軸方向素子の電流の２倍より
大きいので、端ループの電流はイメージング磁界に著し
く寄与する。同軸ケーブル２２１−２２４の無い切欠き
付きＲＦコイルの初期の型では、コイルの切欠きの電流
によりコイル内のイメージング磁界にかなり不均一が生
じた。
【００２４】同軸ケーブル２２１−２２４により、磁界
の均一度が幾分か回復する。これらの同軸ケーブルの中
心導体を通って流れる電流により、たとえシールドが電
気的に浮動していても、それらのシールドに逆方向に電
流が生じる。ＲＦコイル１３８の場合、同軸ケーブルの
シールドの逆電流はイメージング磁界に寄与し、中心導
体の電流の寄与は最小限になる。同軸ケーブル２２１−
２２４のある第二の端ループ１６２のセグメント内のイ
メージング電流の方向を逆にすることにより、より均一
な励起磁界が作成される。
の均一度が幾分か回復する。これらの同軸ケーブルの中
心導体を通って流れる電流により、たとえシールドが電
気的に浮動していても、それらのシールドに逆方向に電
流が生じる。ＲＦコイル１３８の場合、同軸ケーブルの
シールドの逆電流はイメージング磁界に寄与し、中心導
体の電流の寄与は最小限になる。同軸ケーブル２２１−
２２４のある第二の端ループ１６２のセグメント内のイ
メージング電流の方向を逆にすることにより、より均一
な励起磁界が作成される。
【図１】本発明を用いるＮＭＲシステムのブロック図で
ある。
ある。
【図２】ＮＭＲシステムのための無線周波コイルの概略
図である。
図である。
【図３】本発明によるコイルの伝送マトリクスモデルを
表す。
表す。
１３８ ＲＦコイル １６１ 第一の端ループ １６２ 第二の端ループ １６４−１７９ 導電性軸方向素子 １８１−１９６ コンデンサ ２０１−２１６ コンデンサ ２２１−２２４ 同軸ケーブル Ｌ１−Ｌ１６ インダクタンス
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (58)調査した分野(Int.Cl.7，ＤＢ名) A61B 5/055
Claims (9)
- 【請求項１】 無線周波ＮＭＲコイルに於いて、連続する複数の節点によって直列に接続された第一のリ
アクタンス素子群を含む第一の端ループであって、上記
複数の節点の各々は、上記第一のリアクタンス素子群の
内の隣接するリアクタンス素子の間に配されている、第
一の端ループと、 続する複数の節点によって直列に接続された第二のリア
クタンス素子群を含む第二の端ループであって、上記複
数の節点の各々は、隣接する一連のリアクタンス素子の
間に配されており、上記第二のリアクタンス素子群の各
々のリアクタンス素子のリアクタンス値が上記の第二の
端ループの中のどこに位置しているかに応じて変わる、
第二の端ループと、 上記の第一および第二の端ループの節点相互の間に電気
的に接続された複数の導電性素子であって、上記複数の
導電性素子の内の少なくとも一部の導電性素子の長さが
他の導電性素子の長さと異なる、複数の導電性素子とを
含み、 上記第二の端ループが上記第二の端ループの二つの節点
の間に接続され、上記第二のリアクタンス素子と接続す
る、中心導体を持つ同軸ケーブルをさらに備えている こ
とを特徴とする無線周波ＮＭＲコイル。 - 【請求項２】 上記第一および第二の複数のリアクタン
ス素子の各リアクタンス素子がコンデンサを有する請求
項１記載の無線周波ＮＭＲコイル。 - 【請求項３】 上記第一および第二の複数のリアクタン
ス素子の各リアクタンス素子の容量が、そのリアクタン
ス素子を含むセグメントが接続されている節点に接続さ
れた上記導電性素子のインダクタンスにより決められて
いる請求項１記載の無線周波ＮＭＲコイル。 - 【請求項４】 上記第一のセグメントのうちの少なくと
も一つが上記第二の端ループの二つの節点の間に接続さ
れた中心導体を持つ同軸ケーブルによって形成されてい
る請求項１記載の無線周波ＮＭＲコイル。 - 【請求項５】 上記第一の端ループが平面状であり、上
記第二の端ループが非平面状である請求項１記載の無線
周波ＮＭＲコイル。 - 【請求項６】 上記複数の導電性素子が上記第一および
第二の端ループに沿って規則的に間隔を置いて配置され
ている請求項１記載の無線周波ＮＭＲコイル。 - 【請求項７】 無線周波ＮＭＲコイルに於いて、 長さが異なり、二つの端を持つ複数の導電性素子であっ
て、円筒形の空間を形成するように互いにほぼ平行に配
列された複数の導電性素子、 上記導電性素子の一端を一緒に接続し、各々が上記導電
性素子の一対の間に伸びている一連の第一のセグメント
に分割されている導電性の第一の端ループ、 上記導電性素子の他端を接続し、各々が上記導電性素子
の一対の間に伸びている一連の第二のセグメントに分割
されている導電性の第二の端ループであって、第二のセ
グメントの少なくとも一つが一対の導電性素子の間に接
続された中心導体を持つ同軸ケーブルによって形成され
ている導電性の第二の端ループ、および同軸ケーブルで
形成されてない上記第一および第二の端ループの各セグ
メントに配置された別々のコンデンサであって、各コン
デンサがその関連する端ループのどこに配置されている
かに応じて変わる容量を有している別々のコンデンサを
含むことを特徴とする無線周波ＮＭＲコイル。 - 【請求項８】 上記第一の端ループが平面状であり、上
記第二の端ループが非平面状である請求項７記載の無線
周波ＮＭＲコイル。 - 【請求項９】 エンドレスのループを形成するように直
列に接続された複数の反復的素子を含む無線周波ＮＭＲ
コイルに於いて、 上記反復的素子の各々は、二つの端および与えられたイ
ンダクタンスを有する導電性素子であって、上記反復的
素子の少なくともいくつかに対するインダクタンスが他
の反復的素子のインダクタンスとは大幅に異なるように
した導電性素子、各々が上記導電性素子の一端に接続さ
れた第一の端子および別の反復的素子の容量素子に接続
された第二の端子を有する一対の第一の容量素子、なら
びに各々が上記導電性素子の他端に接続された第一の端
子および別の反復的素子の容量素子に接続された第二の
端子を有する一対の第二の容量素子を含んでおり、前記導電性素子の内、互いに隣接する少なくとも一対の
導電性素子は、中心導体を持つ同軸ケーブルにより接続
されており、 上記の第一および第二の容量素子が上記導
電性素子のインダクタンスにより定められる容量を有し
ていることを特徴とする無線周波ＮＭＲコイル。
Applications Claiming Priority (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| US07/887,634 US5309104A (en) | 1992-05-22 | 1992-05-22 | Asymmetric radio frequency coil for magnetic resonance imaging |
| US887634 | 1992-05-22 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH0654822A JPH0654822A (ja) | 1994-03-01 |
| JP3340791B2 true JP3340791B2 (ja) | 2002-11-05 |
Family
ID=25391557
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP11751193A Expired - Fee Related JP3340791B2 (ja) | 1992-05-22 | 1993-05-20 | 磁気共鳴イメージングのための非対称な無線周波コイル |
Country Status (5)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US5309104A (ja) |
| EP (1) | EP0571211B1 (ja) |
| JP (1) | JP3340791B2 (ja) |
| DE (1) | DE69317327T2 (ja) |
| IL (1) | IL105664A (ja) |
Families Citing this family (14)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| GB9511101D0 (en) * | 1995-06-01 | 1995-07-26 | British Tech Group | Magnetic coil |
| DE19535257A1 (de) * | 1995-09-22 | 1997-03-27 | Philips Patentverwaltung | MR-Anordnung zur Bestimmung der Kernmagnetisierungsverteilung mit einer Oberflächenspulen-Anordnung |
| US5998999A (en) * | 1996-12-12 | 1999-12-07 | Picker International, Inc. | Volume RF coils with integrated high resolution focus coils for magnetic resonance imaging |
| US6169401B1 (en) | 1998-11-25 | 2001-01-02 | Picker International, Inc. | Flexible open quadrature highpass ladder structure RF surface coil in magnetic resonance imaging |
| US6313633B1 (en) * | 1999-12-27 | 2001-11-06 | General Electric Company | Magnetic resonance imaging head coil |
| DE10109489B4 (de) * | 2000-03-31 | 2009-03-05 | RAPID Biomedizinische Geräte RAPID Biomedical GmbH | Spinresonanzmeßgerät mit einem statischen Magnetfeld |
| US6946836B2 (en) * | 2000-04-25 | 2005-09-20 | Kabushiki Kaisha Toshiba | Magnetic resonance imaging involving movement of patient's couch |
| AU783991B2 (en) * | 2000-09-11 | 2006-01-12 | Nmr Holdings No. 2 Pty Limited | Asymmetric radio frequency coils for magnetic resonance |
| AUPR005900A0 (en) * | 2000-09-11 | 2000-10-05 | Nmr Holdings No. 2 Pty Limited | Asymmetric radio frequency coils for magnetic resonance |
| US8022705B2 (en) | 2006-03-09 | 2011-09-20 | Insight Neuroimaging Systems, Llc | Microstrip coil designs for MRI devices |
| JP4879811B2 (ja) * | 2007-04-23 | 2012-02-22 | 株式会社日立製作所 | コイル装置及びそれを用いた磁気共鳴検査装置 |
| KR102277899B1 (ko) | 2014-08-11 | 2021-07-15 | 삼성전자주식회사 | Rf 코일부 및 이를 포함하는 자기공명영상 시스템 |
| AU2020225563A1 (en) | 2019-02-22 | 2021-09-16 | Promaxo, Inc. | Pseudo-birdcage coil with variable tuning and applications thereof |
| CA3130759A1 (en) * | 2019-02-22 | 2020-08-27 | Promaxo, Inc. | Systems and methods for performing magnetic resonance imaging |
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| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US4817612A (en) * | 1983-08-14 | 1989-04-04 | University Of Florida | Cross-coupled double loop receiver coil for NMR imaging of cardiac and thoraco-abdominal regions of the human body |
| US4694255A (en) * | 1983-11-04 | 1987-09-15 | General Electric Company | Radio frequency field coil for NMR |
| US4692705A (en) * | 1983-12-23 | 1987-09-08 | General Electric Company | Radio frequency field coil for NMR |
| US4680548A (en) * | 1984-10-09 | 1987-07-14 | General Electric Company | Radio frequency field coil for NMR |
| US5144240A (en) * | 1985-08-14 | 1992-09-01 | Picker International, Inc. | Nmr spectroscopy and imaging coil |
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| NL8802609A (nl) * | 1988-10-24 | 1990-05-16 | Philips Nv | Magnetisch resonantie apparaat met geoptimaliseerd detectieveld. |
| US4992736A (en) * | 1989-08-04 | 1991-02-12 | General Electric Company | Radio frequency receiver for a NMR instrument |
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