JP4172939B2 - Ｒｆシールドの方法及び装置 - Google Patents

Description

【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、全般的には、医学的診断用途で使用されるような磁気共鳴イメージング・システムの分野に関する。さらに詳細には、本発明は、磁気共鳴イメージング・システム内の傾斜コイルを検査中に発生させる無線周波数磁場から遮蔽するための技法に関する。
【０００２】
【発明の背景】
磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ）システムは医学的診断分野において広く普及している。過去２０年にわたって、ＭＲＩ検査に関する改良技法が開発され、今では比較的短時間で極めて高品質の画像を作成することができるようになった。その結果放射線医は、その分解能を特定の診断用途に適合させるように様々な程度に変えた診断画像を利用できる。
【０００３】
一般に、ＭＲＩ検査は、主磁場、無線周波数（ＲＦ）磁場及び時間変動する傾斜磁場の間での被検体内の核スピンに対する相互作用に基づいている。水分子内の水素原子核など原子核の特定の構成要素は、外部磁場に応答して特徴的な挙動を示す。こうした原子核構成要素のスピンの歳差運動は、これらの磁場の操作により影響を受け、ＲＦ信号を得ることができ、これを検出し処理してさらに有用な画像の作成に使用することができる。
【０００４】
ＭＲＩシステムで画像の作成に使用する磁場には、主マグネットが生成させる極めて均一な静磁場が含まれる。一連の傾斜磁場は、被検体の周りに配置した３つの傾斜コイルからなるコイルの組により生成される。これらの傾斜磁場はボリューム要素（すなわち、ボクセル）の位置を３次元でエンコードしている。ＲＦ磁場を発生させるためには無線周波数コイルを利用している。このＲＦ磁場はスピン系を平衡方向から擾乱させ、このためスピンはその平衡磁化の軸の周りで歳差運動することになる。この歳差運動の間に、スピンにより無線周波数磁場が放出され、この磁場が同じ送信用ＲＦコイルによるか、または別の受信専用コイルによるかのいずれかにより検出される。これらの信号は、増幅、フィルタ処理、並びにディジタル化を受ける。次いで、このディジタル化された信号は、有用な画像を作成することが可能な幾つかの再構成アルゴリズムのうちの１つを用いて処理される。
【０００５】
様々な用途に合わせてＭＲ画像を収集するために具体的に多くの技法が開発されている。これらの技法間での主要な違いの１つは、スピン系を操作して異なる画像コントラスト、信号対雑音比及び分解能を得るために傾斜磁場パルス及びＲＦパルスをどのように使用するかに関するものである。こうした技法は、そのパルスをパルス同士の時間的関係に沿って表した図である「パルスシーケンス」として図示される。近年、大量の生データの極めて高速な収集を可能とするようなパルスシーケンスが開発された。こうしたパルスシーケンスでは、検査を実施するのに要する時間が大幅に短縮される。時間を短縮させることは、高分解能の画像を収集するため、並びに体動の影響を抑制したり、検査中の患者の不快感を軽減させるために特に重要である。
【０００６】
磁場の相互作用はＭＲＩシステムで収集したデータのエンコードにおいて重要であるが、ある種の磁場相互作用は望ましくなく、あるいは画像データの劣化に至ることもある。例えば、検査シーケンス中に適当なパルスをＲＦコイルに印加した場合、ＲＦコイルからのＲＦエネルギーは、その内部に損失を及ぼすようなうず電流が誘導されることによりエネルギーを消費するような傾斜コイル構造体を貫通することができる。さらに、ＲＦコイルの高い効率を維持するためには、典型的には、ＲＦコイルと傾斜コイルの組の間にＲＦシールドを配置し、ＲＦ磁場が傾斜コイルのすべてに入り込むのを防止、または低下させている。ＲＦシールドは、ＲＦシールドを傾斜磁場に対して実質的に透明とさせながら傾斜磁場の切り換えにより発生するうず電流を最小とするように設計される。同時に、これらのＲＦ周波数は、シールド内での特性うず電流消失速度と比べてかなり高くし、これによりこのシールドにＲＦ磁場に対する貫通阻止バリアの役割を果たさせる。
【０００７】
ＲＦシールドは（特に全身用ＲＦ送信コイルの場合）傾斜コイル導体の近くにあるため、ＲＦコイルの全体的な出力効率及び信号対雑音比にかなりの影響を及ぼすことがある。一般に、ＲＦシールドはＲＦコイルからできる限り離して配置することが望ましい。出力効率が低下すると、ＲＦコイルに対して供給が必要となる出力の量が増加することがあり、この場合、所望の大きさのＲＦ磁場を得るためにより大容量の出力増幅器を使用することになる。さらに、ＲＦコイル導体に対してもより大きな電流が必要となることがあり、これにより患者ボア内が受容不可能な程に高いレベルのエネルギーとなる可能性がある。さらに、シールドとの実効的な結合によりＲＦコイルの直列抵抗が増加し、かつインダクタンスが減少する。これらの影響が複合して、品質係数（当技術分野では「Ｑ」と呼ばれることもある）が低くなり、この結果、信号対雑音比が低下することがある。
【０００８】
【発明が解決しようとする課題】
したがって、ＭＲＩシステムにおいてＲＦ磁場を遮蔽するための改良した技法が必要である。目下のところ、ＲＦコイルの出力効率と信号対雑音比の両者を向上させ、周知のシステムに対するこれらに関する欠点に対処するような直接的な方式で利用できる技法が特に必要である。
【０００９】
【課題を解決するための手段】
本発明は、こうした必要性に応じて設計されている無線周波数の遮蔽技法を提供する。本技法は広範なシステムで利用することができるが、医学的診断用途で使用するような磁気共鳴イメージング・システムに特に適合する。本技法はさらに、全身スキャナ、開放式スキャナ、ある磁場定格範囲をもつスキャナを含め適当な任意のＭＲＩスキャナ設計で利用することができる。本技法は、適合する場合には、既存のスキャナに対する後付けに使用することや、特に傾斜コイル構造体の構成に関して、新たな設計に統合させることができる。
【００１０】
本技法は傾斜コイルとＲＦシールドに関する新規の配置を利用している。実施の一形態では、ＲＦシールドを傾斜コイル同士の間に配置させ、修正ソレノイド型コイル（通常は、Ｚ軸傾斜コイル）をシールド内、すなわちシールドとＲＦ送信コイルの間に配置させるようにしている。ＭＲＩで典型的に使用されるようなＲＦコイルの様式ではＺ軸方向の正味の磁束がほとんどないか全くないため、ＲＦコイルとＺ軸傾斜コイルの間の結合は最小となる。したがって、Ｚ軸傾斜コイルがシールド表面の内側に存在することによってＲＦシールドは周知の設計と比較して送信コイルから大幅に遠くに移動させることが可能であるため、無線周波数磁場の乱れは極めてわずかとなる。本技法によりノイズの大幅な低下及び効率の上昇がもたらされ、これにより、従来のシステムの場合と比べより小型のＲＦ増幅器を使用することや、所望のＲＦ磁場強度を得るためＲＦ送信コイルに導入する出力を少なくすることが可能となることが証明されている。
【００１１】
【発明の実施の形態】
ここで図面に移り、先ず図１を参照すると、スキャナ１２、スキャナ制御回路１４及びシステム制御回路１６を含むような磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ）システム１０を図示している。ＭＲＩシステム１０は適当な任意のＭＲＩスキャナまたは検出器を含むことができるが、図示した実施形態では、本システムは、患者ボア１８を備える全身スキャナを含んでおり、このボア内でスキャンの間に患者２２を所望の位置に配置させるように寝台２０を位置決めすることができる。スキャナ１２は、０．５テスラ定格から１．５テスラ定格まで並びにこれを超えるような範囲にあるスキャナを含め適当な任意のタイプの定格とすることがある。
【００１２】
スキャナ１２は、制御された磁場を発生させ、無線周波数励起パルスを生成し、かつ患者内の磁気回転材料からのこうしたパルスに応答した放出を検出するために一連の付属コイルを含んでいる。図１では、主マグネット・コイル２４は患者ボア１８と概して整列した主磁場を発生させるように設けている。一連の傾斜コイル２６、２８及び３０は、検査シーケンスの間に以下でより完全に説明するような制御された傾斜磁場を発生させるためにコイル・アセンブリ内でグループ分けされている。磁気回転材料を励起するための無線周波数パルスを発生させるためには無線周波数コイル３２を設けている。図１に示す実施形態では、コイル３２は受信コイルの役割も果たしている。したがって、ＲＦコイル３２は、パッシブ・モードやアクティブ・モードにおいて、磁気回転材料からの放出を受信するため並びに無線周波数励起パルスを印加するために、それぞれ駆動用及び受信用回路と結合させることがある。別法として、ＲＦコイル３２から分離しているような受信コイルの様々な構成を提供することができる。こうしたコイルは、頭部コイル・アセンブリなど、目的の解剖部位に特に適合した構造を含む。さらに、受信コイルは、フェーズドアレイ・コイルその他を含め適当な任意の物理的構成で設けることができる。以下でより完全に説明するが、本技法は、傾斜コイル間に無線周波数シールド９０（例えば、図４参照）を配置させて、動作時にその磁場により影響を及ぼすような傾斜コイルからＲＦ磁場を遮蔽することを含む。
【００１３】
本構成の１つでは、傾斜コイル２６、２８及び３０は、イメージング・システム１０内でのそれぞれの機能に適合するような異なる物理的構成を有している。当業者であれば理解するであろうように、これらのコイルは、導電性のワイヤ、バーまたはプレートから構成されており、これらは、以下に説明するような制御パルスが印加されると傾斜磁場を発生させるコイル構造を形成するように巻き付けたり、切断したりしている。傾斜コイル・アセンブリ内でのこれらのコイルの配置は幾種類かの順序で実行することができるが、本実施形態では、最も内側にＺ軸コイルを配置し、ＲＦ磁場に比較的影響を与えない概してソレノイド様の構造を形成させている。したがって、図示した実施形態では、傾斜コイル３０はＺ軸ソレノイド・コイルであり、一方コイル２６及び２８はそれぞれＹ軸コイル及びＸ軸コイルである。
【００１４】
スキャナ１２のコイルは、所望の磁場及びパルスを生成すると共に磁気回転材料からの信号を制御された方式で読み取るように外部回路により制御している。当業者であれば理解するであろうように、典型的には患者の組織内にある材料に主磁場が加えられると、組織内の常磁性の原子核の個々の磁気モーメントはこの主磁場と部分的に整列する。正味の磁気モーメントは偏向磁場の方向に生成されるが、垂直な面内でランダムな向きをもつモーメントの成分は全体として互いに相殺される。検査シーケンスの間に、関心対象材料のラーモア周波数またはその近傍の周波数でＲＦ周波数パルスを発生させ、これにより、正味の横方向磁気モーメントを生成するような全体として整列したモーメントの回転が起こる。この横方向磁気モーメントは主磁場方向の周りで歳差運動し、スキャナにより検出され処理されて所望の画像に再構成させるためのＲＦ信号が放出される。
【００１５】
傾斜コイル２６、２８及び３０は、典型的には正極性と負極性とをもつようにその強度を事前定義の撮影域全体にわたって変化させているような、精度よく制御された磁場を発生させる役割を果たしている。各コイルを周知の電流により付勢させると、得られた磁場傾斜は主磁場に重ね合わされ、磁場強度のＺ軸成分の撮影域全体にわたる望ましくは直線的な変動を生成させる。この磁場は１つの方向では直線的に変化するが、他の２方向では均一である。これら３つのコイルは、その変化方向に対して互いに直交した軸を有しており、これにより、３つの傾斜コイルを適当に組み合わせて任意の方向をもつ直線的な磁場傾斜を印加することができる。
【００１６】
このパルス状の傾斜磁場によりイメージング処理に欠かせない様々な機能が実行される。これらの機能のうちの幾つかとしては、スライス選択、周波数エンコード及び位相エンコードがある。これらの機能は元の座標系に関するＸ軸、Ｙ軸及びＺ軸に沿うか、あるいは個々の磁場コイルに印加されるパルス状電流の組み合わせにより決定される別の軸に沿って印加することができる。
【００１７】
スライス選択傾斜により画像化しようとする患者の組織または解剖構造に対するある厚みが決定される。スライス選択傾斜磁場は、周波数選択ＲＦパルスと同時に印加し、所望のスライス内で同じ周波数で歳差運動するような既知のボリュームをもつスピンを励起させている。このスライス厚はＲＦパルスの帯域幅及び撮影域全体にわたる傾斜強度により決定される。
【００１８】
周波数エンコード傾斜は読み出し傾斜としても知られており、通常はスライス選択傾斜と直角の方向に印加する。一般に、周波数エンコード傾斜はＲＦ励起から得られるＭＲエコー信号の形成前及び形成中に印加する。磁気回転材料のスピンは、この傾斜の影響下において傾斜磁場に沿った空間的位置に従った周波数エンコードを受ける。収集した信号は、フーリエ変換によって解析し、選択したスライス内での位置が周波数エンコードにより特定される。
【００１９】
最後に、位相エンコード傾斜は一般に、読み出し傾斜の前でスライス選択傾斜の後に印加される。磁気回転材料内のスピンの位相エンコード方向での位置特定は、データ収集シーケンス中に順次印加させる傾斜振幅を若干異なるようにして用いることにより、その材料の歳差運動している陽子の位相に順次差違を導入することにより実現される。この位相エンコード傾斜により、位相エンコード方向での位置に従って材料のスピン間に位相差を生成することができる。
【００２０】
当業者であれば理解するであろうように、上述の例示的な傾斜磁場パルス機能、並びに本明細書に明示的には記載していないその他の傾斜磁場パルス機能を利用しているパルスシーケンスのためには、多種多様な方式を考案することができる。さらに、このパルスシーケンスにおいて、選択したスライスと周波数及び位相エンコードとの両方を適当な方向に向けて、所望の材料を励起させ生じたＭＲ信号を収集して処理するように適合させることができる。
【００２１】
スキャナ１２のコイルは、所望の磁場及び無線周波数パルスを生成させるようにスキャナ制御回路１４により制御される。したがって図１では、制御回路１４は、検査中に利用するパルスシーケンスに指令するため、並びに受信した信号を処理するための制御回路３６を含んでいる。制御回路３６は、汎用または特定用途向けのコンピュータからなるＣＰＵやディジタル信号プロセッサなど、適当な任意のプログラム可能な論理デバイスを含むことがある。制御回路３６はさらに、スキャナにより実施する検査シーケンスの間に使用される物理的及び論理的な軸構成パラメータ、検査パルスシーケンス記述、収集した画像データ、プログラミング・ルーチンその他を記憶するために、揮発性や不揮発性の記憶デバイスなどのメモリ回路３８を含んでいる。
【００２２】
制御回路３６とスキャナ１２のコイルの間のインタフェースは、増幅／制御回路４０並びに送受信用インタフェース回路４２により管理されている。回路４０は、制御回路３６からの制御信号に応答して駆動電流を磁場コイルに供給するための各傾斜磁場コイル用の増幅器を含んでいる。インタフェース回路４２は、ＲＦコイル３２を駆動するためにさらに別の増幅回路を含んでいる。さらに、ＲＦコイルが無線周波数励起パルスを放出すると共にＭＲ信号を受信するような役割を果たしている場合では、回路４２は、典型的には、アクティブ・モード（すなわち、送信モード）とパッシブ・モード（すなわち、受信モード）との間でＲＦコイルをトグル切り換えするための切換デバイスを含むことになる。図１において全体を参照番号３４で表している電源は、主マグネット２４を付勢させるために設けられる。最後に、回路１４は、構成及び画像データをシステム制御回路１６とやり取りするためのインタフェース要素４４を含んでいる。ここでは超伝導主マグネット・アセンブリを利用している水平円筒状ボアのイメージング・システムに関連して説明してきたが、本技法は、超伝導マグネット、永久磁石、電磁石、あるいはこれらの手段の組み合わせが生成する垂直磁場を利用するスキャナなど、その他様々な構成にも適用することができることに留意すべきである。
【００２３】
システム制御回路１６は、オペレータまたは放射線医とスキャナ１２との間でのスキャナ制御回路１４を介したインタフェースを容易にするための広範なデバイスを含むことがある。例えば図示した実施形態では、オペレータ・コントローラ４６は、汎用または特定用途向けのコンピュータを利用しているコンピュータ・ワークステーションの形態で設けている。このワークステーションはまた、典型的には、検査パルスシーケンス記述、検査プロトコル、ユーザ・データ及び患者データ、画像データ（生データ及び処理済みデータ）、その他を記憶するためのメモリ回路を含んでいる。このワークステーションはさらに、ローカルデバイスやリモートデバイスとの間でデータの受信及びやり取りをするため様々なインタフェース及び周辺ドライバを含むことがある。図示した実施形態では、こうしたデバイスは、従来のコンピュータ・キーボード５０やマウス５２などの代替的な入力デバイスを含む。プリンタ５４は、収集したデータから再構成したドキュメントや画像のハードコピー出力を作成するために設けている。コンピュータ・モニタ４８は、オペレータ・インタフェースを容易にするために設けている。さらに、システム１０は図１において全体を参照番号５６で表している様々なローカルやリモートによる画像アクセス・デバイスや検査制御装置を含むことがある。こうしたデバイスは医用画像管理システム（ＰＡＣＳ）、遠隔放射線システム（ｔｅｌｅｒａｄｉｏｌｏｇｙ ｓｙｓｔｅｍ）、その他を含むことがある。
【００２４】
一般に、ＭＲＩシステムで実施されるパルスシーケンスは、制御回路１４内に記憶してある機能的及び物理的構成の組とパラメータ設定との両者により規定される。図２は、制御回路３６の機能的要素とメモリ回路３８で記憶している構成の要素の間の関係を図示したものである。機能的要素によりパルスシーケンスの連携が容易になり、システムの機能的並びに物理的な軸に対する事前に設けた設定値に対応することができる。一括して参照番号５８で表している軸制御モジュールは一般に、典型的には制御回路３６により実行されるソフトウェア・ルーチンを介して実施されるような機能／物理変換モジュール６０を含んでいる。詳細には、この変換モジュールは、特定のパルスシーケンスを規定している制御ルーチンを通じて事前に設けたイメージング・プロトコルに従って実施される。
【００２５】
起動を受けると、変換モジュールを規定しているコードは機能の組６２及び物理的構成の組６４を参照する。機能構成の組には、上述の様々な論理軸に関するパルス振幅、開始時間、時間遅延などのパラメータを含むことがある。一方、物理的構成の組には、典型的には、最大及び最小許容電流、切り換え回数、増幅、スケール変換その他を含めスキャナ自体の物理的制約に関するパラメータが含まれる。変換モジュール６０は、これらの構成の組で規定された制約に従ってスキャナ１２のコイルを駆動するためのパルスシーケンスを発生させる役割を果たしている。変換モジュールはまた、スライスを適正に方向付け（例えば、回転）すると共に画像の物理軸の所望の回転または方向変更に従って磁気回転材料をエンコードするように各物理軸に対して適合したパルスを規定する役割も果たすことになる。
【００２６】
一例として、図３は、図１に示すようなシステム上で実施することができ、かつ図２に示すような構成及び変換の要素を起動させている典型的なパルスシーケンスを図示している。その検査の種類に応じて様々な多くのパルスシーケンス定義が可能であるが、図３の例では、定常状態モード（ＧＲＡＳＳ）のパルスシーケンスでの傾斜型収集は、互いに適当なタイミング調整とした一連のパルス及び傾斜により規定されている。全体を参照番号６６で示しているこのパルスシーケンスは、したがって、スライス選択軸６８、周波数エンコード軸７０、位相エンコード軸７２、ＲＦ軸７４及びデータ収集軸７６上の各パルスにより規定される。一般に、パルスシーケンス記述は、参照番号７８で表すようにスライス選択軸６８上の一対の傾斜磁場パルスで開始される。これらの傾斜磁場パルスの第１のパルスの間に、被検体内の磁気回転材料を励起させるようなＲＦパルス８０が生成される。次いで、位相エンコード・パルス８２が生成され、続いて周波数エンコード傾斜８４が生成される。データ収集ウィンドウ８６により位相及び周波数エンコードを受けた励起パルスから得られる信号を検知することができる。パルスシーケンス記述は、スライス選択軸、周波数エンコード軸及び位相エンコード軸上のさらに別の傾斜磁場パルスにより終了する。
【００２７】
上述した例示的シーケンスなどの検査シーケンスの間に、ＲＦコイルと傾斜コイルの間のＲＦ結合などの電磁相互作用がシステムの動作に悪影響を与えることがある。例えば、傾斜コイル（特に、Ｘ軸及びＹ軸のコイル）があるためにＲＦコイルの直列抵抗が増加し、誘導性及び容量性結合によってその周波数が変化することがある。さらに、ＲＦコイルの効率及び信号対雑音比が損なわれることがある。こうした相互作用はまた、傾斜コイルを構成している損失性材料に貫通させたままにするとＲＦ磁場に大きな影響を及ぼすことがある。詳細には、Ｘ軸コイル２６及びＹ軸コイル２８は、ＲＦ磁場が傾斜コイルのこれらの領域に貫通したままである場合、ＲＦ磁場と強い相互作用を起こすことが知られている。これにより、ＲＦコイルに望ましくないＲＦ損失及び性能（効率及びＱ値（共通性能基準））の低下が生じる。従来から知られたシステムでは、傾斜コイルの組の全体とＲＦコイルの間の内側位置にＲＦシールドを配置させ、傾斜コイルがＲＦ磁場と相互作用しないように遮蔽している。本技法によれば、ＲＦシールドは、図４に示すように傾斜コイル・アセンブリ内の中間位置に配置している。
【００２８】
図４を参照すると、コイル・アセンブリ８８は、上述した内側傾斜コイル２６、２８及び３０と、最内側の傾斜コイル３０とその次で隣接する傾斜コイル２８の間に配置したＲＦシールド９０と、を含んでいる。本実施形態では、最内側の傾斜コイル３０は、Ｚ軸コイルなど修正ソレノイド型のコイルである。当業者であれば理解するであろうように、実際上Ｚ軸コイルは、概してソレノイド様配置としピッチを漸進的に変化させるようにした直列巻きの一連のループを含んでいる。さらに、この巻き線の方向は、横方向ＸＹ平面を基準として対称な鏡像構造を形成するように、中央位置において逆転させている。ＲＦシールド９０は、銅などの導体材料からなる１枚または複数枚の薄肉シートなど、適当な任意の形態のシールドとすることがある。代替的形態のＲＦシールドを特定のスキャナ構造に適合させることもできる。こうしたスキャナ構造の例としては円筒構造や、開放型ＭＲＩシステムで使用される構造などの平面構造が含まれる。しかし、これらの各場合において、そのＲＦシールドは傾斜コイル内に配置させ、ソレノイド型コイルまたはＺ軸コイルに対する横方向ＲＦ磁場の影響が比較的軽微となるようにすると共に、ＲＦコイル３２から好都合に遠ざけた距離にシールドを位置決めすることができる。
【００２９】
上で指摘したように、本技法によれば、上述した位置に適当な任意の形態のＲＦシールドを設けることができる。例えば、このシールドは、少なくとも図示した円筒状配置において、ＲＦ周波数では貫通不可能な中実のシリンダのように実現されると効果的である。しかし、このシールドはシールドを傾斜磁場に対して透明とさせるような開口または間隙を含むことがある。これらの開口または間隙は一般に、ＲＦ磁場に対する遮蔽効果ができるだけ十分に保全されるように設計する。このシールドはまた、その層間にキャパシタンスをもつ材料からなる複数の層を含み、動作時に利用するＲＦ周波数においてシールドが中実のシールドのような役割を果たすようにすることがある。別の実現形態では、そのメッシュの大きさ及び厚さをＲＦ周波数においてシールドが傾斜磁場を反射しているが傾斜磁場に対しては透明であるように選択した単一層の銅メッシュによりそのシールドを形成させることがある。
【００３０】
図４に示す本実施形態では、内側傾斜コイルの先には外側の傾斜コイルを設けている。図４で参照番号９２、９４及び９６で表しているこれらの外側傾斜コイルは、傾斜コイル構造体の残りの部分を形成している。外側傾斜コイルの役割は患者イメージング・ボリュームの外側の領域における傾斜磁場をできる限り打ち消し、クライオスタット構造の構成要素やマグネット構造の他の金属部分との相互作用を最小限とすることにある。当業者であれば理解するであろうように、コイル構造体の各傾斜コイルは、ガラス繊維・合成樹脂複合材製のチューブなどの支持構造体上に支持された１つまたは複数の導電性要素を含む。
【００３１】
コイル・アセンブリ８８内でコイル２８と３０の間にＲＦシールド９０を配置することにより、ＲＦコイル３２とシールド９０の間の距離９８が従来から知られた構造と比べて遠くなることに留意すべきである。傾斜コイル２６及び２８はパルスシーケンスで利用するＲＦ周波数では極めて損失を起こしやすいため、ＲＦシールド９０によりＲＦ磁場のこれらのコイルに対する貫通を防止、または大幅に低下させ、これによりエネルギーの損失を回避している。図４の構造によりＲＦコイル３２からの距離９８をより大きくすることが可能となるため、所望の磁場強度を得るためにＲＦコイルに供給するエネルギーの量を減らすことができる。さらに、ＲＦシールドを傾斜コイルの中間の位置に通したＲＦコイルから離すことにより、信号対雑音比を大幅に改善させることができることが知られている。したがって、システムを縮小サイズのＲＦ増幅器をもつように提供することができ、従来から知られたシステムにおいてＲＦエネルギーが大きいことに関連する問題が回避される。
【００３２】
さらに、本技法の重要な利点の１つは、傾斜コイル・アセンブリ内でのＲＦシールドのこの配置の恩恵により傾斜コイルの効率がかなり向上することである。詳細には、このアセンブリでは主傾斜コイルを磁場システムの長軸方向の中心線から短縮した距離１００に配置することができ、このため傾斜コイルの効率が改善される。実際に、傾斜コイルの効率は主傾斜巻き線と遮蔽用傾斜巻き線の間の距離に対して極めて敏感である。したがって、短縮させた距離１００により、３つのすべての傾斜コイルに対して主巻き線と遮蔽用巻き線の間の距離を大きくすることができ、これにより３つのすべての傾斜コイル・アセンブリに対して極めて大幅な改善が得られる。
【００３３】
上で指摘したように、この埋め込み型ＲＦシールド技法では、適当な任意のＲＦコイル、シールド及び傾斜コイル構造体を利用することができる。しかし本実施形態では、例示的な全身用コイルとして、図５に示すような鳥かご形コイル構造１０２を利用している。当業者であれば理解するであろうように、こうしたコイル構造は長軸方向の導体１０４及び導電性の端部リング１０６を含んでいる。導体に印加されるパルスは、ＲＦコイルを具体的な様式で励起させるように、６４ＭＨｚなど所望の周波数で駆動される。
【００３４】
全体を上で説明したような修正巻き線ソレノイド・コイルとして形成させている例示的なＺ軸コイルを図６に図示しており、このソレノイド導体の漸進型の巻き付けでは横方向中心面の両面の周りに長さ方向で距離（すなわち、ピッチ）を変化させるように間隔を取っている。さらに、巻き線方向は横方向中心面の両側で反対にしている。したがって、コイル３０は、円筒状の支持構造体１１０上に支持された銅製のワイヤ、ロッドまたはバーなどの巻き線導体１０８を含んでいる。好ましい実施形態では、この形態のＺ軸コイル３０では、コイル同士が生成する磁場の方向が直角となるためＲＦコイルが発生させるＲＦ磁場からの本質的な分離が可能となる。
【００３５】
本発明は様々な修正形態や代替形態とする余地があるが、具体的な実施形態を、一例として、図面に示すと共に本明細書で詳細に記載してきた。しかし、本発明を、開示した特定の形態に限定しようとする意図ではないことを理解されたい。むしろ、本発明は、添付の特許請求の範囲で規定した本発明の精神及び範囲に属するすべての修正形態、等価形態、代替形態に及ぶものである。
【図面の簡単な説明】
【図１】本遮蔽技法のある態様を実現している、医用診断イメージングで使用するためのＭＲＩシステムの図である。
【図２】図１に示すタイプのシステムに対するコントローラ内の例示的なパルスシーケンス記述モジュールの機能的要素のブロック図である。
【図３】図１のシステムで実施可能なＭＲＩ検査に対する例示的なパルスシーケンス記述のグラフである。
【図４】本技法の態様に従った、傾斜コイル及び傾斜コイル間のＲＦシールドのレイアウト図である。
【図５】図４で示す配置で使用することがあるような例示的な全身用ＲＦコイルの図である。
【図６】図４で示すような全身用コイル構造で使用することができる例示的なＺ軸傾斜コイルの図である。
【符号の説明】
１２ スキャナ
１０ 磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ）システム
１４ スキャナ制御回路
１６ システム制御回路
１８ 患者ボア
２０ 寝台
２２ 患者
２４ 主マグネット・コイル
２６ 傾斜コイル
２８ 傾斜コイル
３０ 傾斜コイル、最内側の傾斜コイル
３２ ＲＦコイル、無線周波数コイル
３４ 電源
３６ 制御回路
３８ メモリ回路
４０ 増幅／制御回路
４２ 送受信用インタフェース回路
４４ インタフェース要素
４６ オペレータ・コントローラ
４８ コンピュータ・モニタ
５０ キーボード
５２ マウス
５４ プリンタ
５６ 画像アクセス・デバイス、検査制御装置
５８ 軸制御モジュール
６０ 機能／物理変換モジュール
６２ 機能的構成の組
６４ 物理的構成の組
６６ パルスシーケンス
６８ スライス選択軸
７０ 周波数エンコード軸
７２ 位相エンコード軸
７４ ＲＦ軸
７６ データ収集軸
７８ 傾斜磁場パルス
８０ ＲＦパルス
８２ 位相エンコード・パルス
８４ 周波数エンコード傾斜
８６ データ収集ウィンドウ
９０ 無線周波数シールド
９２ 外側傾斜コイル
９４ 外側傾斜コイル
９６ 外側傾斜コイル
９８ ＲＦコイルからの距離
１００ 短縮させた距離
１０２ 鳥かご形コイル構造
１０４ 長軸方向の導体
１０６ 導電性の端部リング
１０８ 巻き線導体
１１０ 円筒状の支持構造体

Claims (7)

1. 患者支持体（２０）と、
   主磁場を生成させるために患者支持体を少なくとも部分的に囲繞している主マグネット（２４）と、
   第１の傾斜磁場を生成させるために主マグネットと患者支持体の間に配置した第１の傾斜コイル（２６）と、
   第２の傾斜磁場を生成させるために第１の傾斜コイルと患者支持体の間に配置した第２の傾斜コイル（２８）と、
   第３の傾斜磁場を生成させるために第２の傾斜コイルと患者支持体の間に配置した第３の傾斜コイル（３０）と、
   第３の傾斜コイルと患者支持体の間に配置した無線周波数コイル（３２）と、
   無線周波数コイルからの無線周波数の放出を遮蔽するために第２と第３の傾斜コイルの間に配置した無線周波数シールド（９０）と、
   を備え、
   前記第３の傾斜コイル（３０）が生成する磁場の方向が無線周波数磁場と直角となるため、その磁場が動作時に無線周波数磁場から分離されているＺ軸傾斜コイルであり、
   前記主マグネット（２４）、前記傾斜コイル（２６、２８、３０）及び前記無線周波数シールド（９０）が円筒状であり、
   前記第１及び第２の傾斜コイル（２６、２８）がＸ軸傾斜コイルとＹ軸傾斜コイルである、磁気共鳴イメージング・スキャナ。
2. 前記第３の傾斜コイル（３０）が修正ソレノイドとして巻き付けられており、
   前記傾斜コイル（２６、２８、３０）と前記無線周波数シールド（９０）が一体型コイル・アセンブリとして組み立てられている、請求項１に記載のスキャナ。
3. 被検体内の磁気回転材料を励起するための被制御パルスシーケンスを生成するように構成されているシステム・コントローラ（１６）と、
   パルスシーケンスを一組のコイルに印加するため並びに検査中に収集した信号を受信するために前記コントローラと結合させたインタフェース回路（１４）と、
   主磁場を生成させるための主マグネット（２４）と、
   前記主マグネット（２４）内側に配置され、パルスシーケンスに応答して傾斜磁場を発生させるために、主磁場内にあると共に前記インタフェース回路と結合させた、共軸に重ね合わせた３つのコイル・アセンブリを含む第１乃至第３の傾斜コイル（２８、３０、３２）と、
   前記第３の傾斜コイル（３０）が生成する磁場と直角の方向となるため、前記第３の傾斜コイル（３０）の磁場が動作時に無線周波数磁場から分離されている無線周波数磁場を生成させるために前記インタフェース回路と結合させた無線周波数コイル（３２）と、
   前記第１及び第２の傾斜コイル（２６、２８）を無線周波数磁場から遮蔽するように前記第１及び第２の傾斜コイル（２６、２８）と前記第３の傾斜コイル（３０）の中間に配置した無線周波数シールド（９０）と、
   を備え、
   前記主マグネット（２４）、前記傾斜コイル（２６、２８、３０）及び前記無線周波数シールド（９０）が円筒状であり、
   前記第１及び第２の傾斜コイル（２６、２８）がＸ軸傾斜コイル及び、Ｙ軸傾斜コイルであり、
   前記第３の傾斜コイル（３０）がＺ軸傾斜コイルである、
   磁気共鳴イメージング・システム。
4. 主磁場を生成させる主マグネット（２４）と、
   前記主マグネット（２４）と共軸であり前記主マグネット（２４）の内側に配置したＸ軸及びＹ軸傾斜コイル（２６、２８）と、
   前記Ｘ軸及びＹ軸傾斜コイルと共軸であり前記Ｘ軸及びＹ軸傾斜コイルの内側に配置したＺ軸傾斜コイル（３０）と、
   Ｘ軸及びＹ軸傾斜コイルとＺ軸傾斜コイルとの間に配置したＲＦシールド（９０）と、
   前記Ｚ軸傾斜コイル（３０）内に配置され、無線周波数磁場を生成する無線周波数コイル（３２）とを備え、
   前記Ｚ軸傾斜コイル（３０）が生成する磁場の方向が無線周波数磁場と直角となるため、その磁場が動作時に無線周波数磁場から分離されており、
   前記主マグネット（２４）、前記傾斜コイル（２８、３０、３２）と前記無線周波数シールド（９０）が患者支持体（２０）を囲繞する共軸性の円筒構造を形成している、
   磁気共鳴イメージング・システム用の傾斜コイル・アセンブリ。
5. 前記傾斜コイル（２６、２８、３０）の各々が円筒状の支持体（１１０）上に支持されていると共に、前記傾斜コイルと前記ＲＦシールド（９０）が一体構造になるように組み立てられ、
   前記Ｚ軸コイル（３０）が、ピッチを漸進的に変化させるようにした直列巻きのソレノイド巻き線（１０８）を含んでおり、該巻き線の方向は、横方向ＸＹ平面を基準として対称な鏡像構造を形成するように、中央位置において逆転している請求項４に記載の傾斜コイル・アセンブリ。
6. 前記ＲＦシールド（９０）が金属製のアセンブリまたはメッシュ（１０２）からなる層を含む、請求項５に記載の傾斜コイル・アセンブリ。
7. 主磁場を生成させる主マグネット（２４）を備える磁気共鳴イメージング・システム内のＲＦ磁場を遮蔽するための方法であって、
   Ｘ軸及びＹ軸傾斜コイル（２６、２８）を前記主マグネット（２４）内に配置される傾斜コイル・アセンブリ内で互いに隣接させて配置するステップと、
   前記Ｘ軸及びＹ軸傾斜コイルに隣接してＲＦシールド（９０）を配置するステップと、
   前記ＲＦシールドに隣接してＺ軸傾斜コイル（３０）を配置するステップと、
   前記Ｚ軸傾斜コイル（３０）に隣接して、前記Ｚ軸傾斜コイル（３０）が生成する磁場と直角の方向の無線周波数磁場を生成する無線周波数コイル（３２）であって、前記Ｚ軸傾斜コイル（３０）の磁場が動作時に無線周波数磁場から分離される無線周波数コイル（３２）を配置するステップと、
   を含み、
   前記主マグネット（２４）、前記傾斜コイル（２６、２８、３０）及び前記無線周波数シールド（９０）が円筒状である、
   方法。

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