JP4759116B2

JP4759116B2 - 核磁気共鳴用磁場を形成するｒｆコイル、そのコイルによる磁場形成方法、そのコイルを用いた磁気共鳴システム、およびｒｆコイルシステム

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Publication number: JP4759116B2
Application number: JP2000142748A
Authority: JP
Inventors: エディ・ベンジャミン・ボスカンプ; ジョン・フレデリック・スチェンク
Original assignee: General Electric Co
Current assignee: General Electric Co
Priority date: 1999-05-17
Filing date: 2000-05-16
Publication date: 2011-08-31
Anticipated expiration: 2020-05-16
Also published as: CN1195449C; US6249121B1; DE60035829D1; KR20010020841A; EP1059539A3; CN1274563A; JP2000354590A; EP1059539B1; EP1059539A2; DE60035829T2; KR100677021B1

Description

【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、磁気共鳴（ＭＲ）イメージング・システムに関し、より具体的には、ＭＲイメージング・システム内で用いられる無線周波数（ＲＦ）コイル系に関する。
【０００２】
【従来の技術】
磁気共鳴（ＭＲ）イメージング・システムは、歳差運動する核磁気モーメントから検出される無線周波数（ＲＦ）信号に基づいて、撮像空間(imaging volume)内の患者又はその他の物体の画像を形成する。撮像空間の全体にわたって、主マグネットが静磁場すなわちＢ₀磁場を発生する。同様に、ＭＲイメージング・システム内の勾配コイルを用いて、ＭＲイメージング・データ取得サイクルの選択された部分において、Ｂ₀静磁場内で互いに直交するｘ，ｙ，ｚ座標に沿って磁場勾配を生じるように迅速に切り換えを行う。この間に、無線周波数（ＲＦ）コイルが、撮像空間内でＢ₀磁場に垂直なＢ₁磁場と呼ばれるＲＦ磁場パルスを発生し、核を励起させる。これにより、核は励起して、共鳴ＲＦ周波数で所定の軸の周りを歳差運動する。これらの核スピンは、適正な読み出し磁場勾配が核スピンに印加されたときに、空間依存性のＲＦ応答信号を発生する。ＲＦコイルは又、歳差運動している核スピンからのＲＦ応答信号を検出することが可能であり、検出された信号をＭＲイメージング・システムへ転送する。ＭＲイメージング・システムは、検出されたＲＦ応答信号を結合して、人体又は物体の撮像空間内に位置する部分の画像を形成する。
【０００３】
正確な画像を形成するために、Ｂ₀静磁場、磁場勾配及びＲＦコイルによって発生されるＢ₁磁場は、撮像空間の全体にわたって空間的に均一である必要がある。従来、均一な磁場及び勾配を発生するために、主マグネット、勾配コイル及びＲＦコイルは、患者を完全に包囲するような円筒形を有している。このようなシステムにおいては、Ｂ₀磁場は典型的には水平であり、円筒のボア（中孔）の長さ方向の軸に平行に走行する。形状が円筒形であり、且つ患者を完全に包囲していることから、高度に均一な撮像空間が保証される。しかしながら、円筒形構成は、患者及び撮像空間への接近性（アクセス）が厳しく制限される点では不利である。幾何形状が円筒形であると、ＭＲイメージング走査中に医師が相互作用的な処置を行うことが、不可能ではないまでも、困難になる。加えて、多くの患者にとっては、これらのような従来のＭＲシステムの円筒形ボアは窮屈であり、検査し得る患者の体格を制限すると共に、一部の患者には閉所恐怖症的な反応を生じる場合がある。従って、従来の円筒形の幾何形状に代わる代替構成が必要とされる。
【０００４】
この要求に応えて、開放型ＭＲイメージング・システムが開発された。開放型ＭＲシステムにおいては、撮像空間は、極めて接近し易く、患者にとっても医師にとっても開放性がある。これにより、医療的処置のために撮像空間に接近することが可能になると共に、一部の患者の閉所恐怖的な反応を軽減することができる。一部の開放型ＭＲシステムは、撮像空間の相対向する側に配置されている２つの円板状の磁極片を用いており、垂直なＢ₀磁場を有する。これらのシステムは、やはり平坦で且つ円板状の形状である勾配コイル及びＲＦコイルを有する。これらの開放型ＭＲシステムは、２つの円板状の磁極片の間の空間において、医師又は患者に多大な接近量を提供する。他の開放型ＭＲシステムは、撮像空間の相対向する側に配置されている２つのトロイド形状の磁極片を用いる。水平Ｂ₀磁場を有するように設定されているときには、患者又は医師は、トロイドのボアを通って、又は側方から撮像空間に接近することができる。磁極片がトロイド形状であるので、対応する勾配コイル及びＲＦコイルも同様の形状とし、且つ磁極片同士の間の空間を最大限にするように平坦にする必要がある。このように、開放型ＭＲシステムは、従来の閉鎖型システム設計に固有の接近性及び閉所恐怖症の問題を軽減する。
【０００５】
【発明が解決しようとする課題】
しかしながら、開放型ＭＲシステムは、撮像空間内に均一な磁場を発生することがより困難である点では不利である。具体的には、開放型ＭＲシステムのＲＦコイル及びその他の構成要素に要求される平坦性の問題がある。同様に、開放型ＭＲシステムは、患者を完全に包囲している訳ではないので、Ｂ₀静磁場、勾配磁場及びＢ₁磁場の高度の均一性を得ることは困難である。
【０００６】
典型的な開放型システムのＲＦコイルの一例は、二重バタフライ型設計であるが、この設計は、導体に近接した位置で特に不均一である。ホイール・スポーク構造の形態を有する平坦なバード・ケージ（鳥かご）型設計を用いる場合もあるが、この設計も又、導体の付近で不均一である。尚、ここでは、高い均一性を有するＢ₁磁場を備えたシステムは、撮像空間(imaging volume)の全体にわたってＲＦ信号に対して実質的に均等な感度を有するものとする。Ｂ₁磁場に不均一性が存在するときには、不均一な区域の感度は増大しているか又は減少している。この増大又は減少によって、検出されるＲＦ信号が多くなるか又は少なくなり、再構成後のＭＲ画像に明るい点又は暗い点が生ずる。従って、例えば、典型的な二重バタフライ型設計又は平坦バード・ケージ型設計における導体の付近の区域は、撮像空間の残りの部分よりも感度が高く、これにより、画像内に非常に明るい区域又はホット・スポットが形成される。
【０００７】
又、典型的な平坦型のＲＦコイル設計のもう１つの短所は、感度が撮像空間の外部で十分に速く降下せず、撮像空間の外部にＲＦ磁場を生じて画像に影響を及ぼすことである。撮像空間の内部では、Ｂ₀磁場、勾配磁場及びＲＦ磁場は、可能な限り均一であるように設計されている。しかしながら、撮像空間の外部では、均一性はそれほど制御されていない。結果として、撮像空間の外部の区域では、不均一なＢ₀磁場及びＢ₁磁場と、非線形の勾配磁場との重ね合わせから、信号の折り返し（エイリアシング）が生ずる可能性があり、このとき、撮像空間の外部の区域は、撮像空間の内部の区域と同じ周波数を有する信号を発生する。これら外部の信号は、検出されて、画像内に明るい点を生ずる可能性がある。撮像空間の外部でＲＦ磁場感度を急に低下させることにより、外部の磁場と撮像空間の内部の磁場との相互作用が減少する。典型的な従来技術では、戻り電流の経路がＲＦシールドを通過し、実際には、直進導体の下方で直進している。この結果、コイルの中心に沿った直進の戻り電流経路が生じ、この場合には、戻り電流経路は、感度の急な降下を生ずるためには用いられていない。このようなものとして、現在のＲＦコイル設計は典型的には、撮像空間の外部にＲＦ迷走磁場を生じ、この迷走磁場が勾配コイルの非線形性及びマグネットの不均一性と組み合わさって、撮像空間の外部の遠方からの信号も画像内に折り込まれてしまう可能性がある。従って、ＭＲシステムにおいては、撮像空間の外部からの信号が画像に影響を及ぼさないように、撮像空間の外部での感度の非常に急な降下を生ずることが望ましい。
【０００８】
これらの短所に加え、開放型ＭＲＩシステム用のＲＦコイルの設計は、他のいくつかの制約を有している。例えば、ＲＦコイルの直径は典型的には、磁極片の直径までに制限される。平坦型ＲＦコイルの直径、及び撮像空間のイソセンタまでのコイルの距離は、コイルが均一なＲＦ磁場を発生する能力に影響を及ぼす。例えば、ＲＦコイルの直径が、ＲＦコイルから撮像空間のイソセンタ(isocenter) までの距離に等しいか又はこれよりも大きいときには、撮像空間の内部で均一なＲＦ磁場を発生することはより容易である。前述のように、ＲＦコイルの平坦性から既に均一性の問題が生じているので、ＲＦコイルの許容可能な直径を制限すると、問題に更なる困難度が加わる。
【０００９】
更に、平坦型ＲＦコイルは、撮像空間を包囲している円筒形コイルに比較して非効率的である。平坦型ＲＦコイルが非効率的であるので、同等の閉鎖型ＭＲシステムよりも大型の電力増幅器が必要になる。より大型の電力増幅器は、システムに追加経費を加えるので問題がある。更に、より大きな電力を要求することにより、ＲＦコイルによって生ずるＲＦ磁場の比吸収率（ＳＡＲ；specific absorption ratio ）が増大する可能性がある。当業者には公知のように、ＳＡＲは、ＭＲシステムの送信ＲＦコイル内又はコイルに近接して配置されている患者又は医療関係者によって吸収され得る電磁的エネルギのレベルに関連している。例えば米国内では、ＳＡＲ限度は、米国食品医薬品局（ＦＤＡ）によって規定されている。開放型ＭＲシステムに要求される間隔が上述のように迫っているため、ＲＦコイルは必然的に、患者の表面にかなり近接していなければならない。このように、ＳＡＲ限度は、ＲＦコイルによって利用されるものとして許容される電力量を制約する可能性がある。
【００１０】
【課題を解決するための手段】
本発明の好適な実施態様によれば、例えば、図５に示すような、磁気共鳴イメージング・システムのためのＢ ₁ 磁場を形成するＲＦコイル（６６または６８）は、前記Ｂ _１磁場に平行な第１の平面（８４）内で電流を流す並列接続された複数の導体からなる第１及び第２の組の主経路導体セグメント（８２，９４または１１７，１１９）と、この第１及び第２の組の主経路導体セグメント（８２，９４または１１７，１１９）の組間で前記電流を伝達する第１及び第２の戻り経路導体（１０４，１０６または１１６，１１８）とを具備する。この第１及び第２の組の主経路導体セグメント（８２，９４または１１７，１１９）は、前記第１の組の主経路導体セグメント（８２または１１７）は、当該ＲＦコイル（６６）を分割する中心線（８６）に関して線対称に、前記第２の組の主経路導体セグメント（９４または１１９）に対して実質的に平行に配置されており、このような主経路導体セグメントの配置と、所定振幅値を有する前記電流が前記第１及び第２の組の主経路導体セグメント（８２，９４または１１７，１１９）の各々を励磁することから帰結される前記Ｂ ₁ 磁場が撮像空間内で所望の均一性を有するべく構成されている。また、前記第１及び第２の戻り経路導体（１０４，１０６または１１６，１１８）は、前記第１の平面（８４）から離間した第２の平面（１１４）内において前記中心線（８６）の各々の側に対称に離間配置されていると共に、前記中心線（８６）から前記第１及び第２の組の主経路導体セグメント（８２，９４または１１７，１１９）よりも更に外側に離隔した位置に配置されたことにより、当該ＲＦコイル（６６または６８）が前記電流によりエネルギを与えられたときに、前記撮像空間の外部での前記Ｂ ₁ 磁場に所望の感度降下を生じせしめる、ように構成されている。これにより、所望の均一性が得られる。
【００１１】
もう１つの実施の形態によれば、本発明は、前記戻り経路導体（１０４，１０６，１１６，１１８）は、前記ＲＦコイルがエネルギを与えられたときに、前記撮像空間内に所望の比吸収率（ＳＡＲ）を提供する形状に形成されていることにより前記所望の感度降下を生じせしめる。これにより撮像空間内に所望のＳＡＲが提供される。
【００１２】
前記第１の平面（８４）は前記撮像空間のイソセンター（８８）から第１の所定距離だけ離間し、前記第２の平面（１１４）は前記イソセンターから第２の所定距離だけ離間しており、前記第２の所定距離が前記第１の所定距離よりも長いことにより、撮像空間内で所望の均一性を有すると共に、撮像空間の外部で所望の感度降下を有するＢ₁磁場を形成する。
本発明の更なる好適な実施形態は、前記第１及び第２の組の主経路導体セグメント（８２，９４または１１７，１１９）の各々の組の導体の本数は２本以上であることが好ましい。
本発明の更なる好適な実施形態によれば、前記第１及び第２の組の主経路導体セグメント（８２，９４または１１７，１１９）の各々の組の各々の主経路導体に流れる前記電流の大きさを、夫々の主経路導体の前記中心線（８６）からの距離と共に増大させることにより、撮像空間内で所望の均一性を増す。
本発明の更なる実施態様は、上記ＲＦコイルをＭＲシステムに用いることである。また、本発明の好適な実施態様のＭＲシステムは、撮像空間の相対向する側に配置される１対の磁極片（１６，１８）を含む磁気共鳴マグネットと、上記のＲＦコイルの対（３６，３８、または６２，６４，６６，６８）を、前記１対の磁極片（１６，１８）に対応して、具備している。
また、更なる実施態様によれば、上述の１対のＲＦコイル（３６と３８）を有し、夫々のＲＦコイルが磁極片に隣接して、互いに直交する２つの直交コイルセット（６２と６４，または６６と６８）を有するものである。この場合に、コイル間のクロスト−クを防止するために、前記２つの直交コイルセットの各々のコイルセットのコイル間での容量結合及び誘導結合を低減する分離回路を更に具備することが好ましい。
本発明の更なる好適な実施態様によれば、図２に示すように、複数の直交コイルセットを有し、これらのコイルセットは前方直交コイルセットと後方直交コイルセットを形成する。
【００１３】
【発明の実施の形態】
本発明に従って図１について説明する。磁気共鳴（ＭＲ）イメージング・システム１０が、ＭＲマグネット・アセンブリ２０の第１の磁極片１６と第２の磁極片１８との間の開放空間１４内の撮像空間１２に配置されている患者１１を含んでいる。ＭＲマグネット・アセンブリ２０は、第１及び第２の磁極片１６及び１８にそれぞれ隣接して第１及び第２のシム・ディスク２２及び２４を含んでおり、撮像空間１２を横断して一様な静磁場２６、即ち、Ｂ₀磁場を形成する。勾配増幅器２８が、シム・ディスク２２及び２４に隣接してそれぞれ配置されている第１の勾配コイル・セット３０及び第２の勾配コイル・セット３２に電力を供給する。Ｘ軸勾配コイルとＹ軸勾配コイルとＺ軸勾配コイルとをそれぞれ含んでいる勾配コイル・セット３０及び３２が付勢される（即ち、エネルギを与えられる）と、所定の方向に磁場勾配を発生する。ＲＦ送信器３４が、勾配コイル・セット３０及び３２に隣接してそれぞれ配置されている前方（anterior）ＲＦコイル・セット３６及び後方（posterior）ＲＦコイル・セット３８に所要の電力を供給する。前方及び後方ＲＦコイル・セット３６及び３８にエネルギを与えると、ＲＦエネルギが送信されて、Ｂ₀磁場２６に対して垂直に回転する円形分極Ｂ₁磁場４０を発生する。Ｂ₁磁場４０は、撮像空間１２内の患者１１の体内の核スピンを励起する。各々のＲＦコイル・セット３６及び３８と、各々の勾配コイル・セット３０及び３２との間に挟まれて、それぞれ第１及び第２のＲＦシールド４２及び４４が設けられている。第１及び第２のＲＦシールド４２及び４４は、Ｂ₁磁場４０が勾配コイル・セット３０及び３２に透過するのを防止しており、これにより、撮像空間の内部のＲＦエネルギを収容すると共に、勾配コイル内でのＲＦエネルギの損失を防止している。
【００１４】
典型的には、操作者コンソール４８を介して操作者４６によって入力されるパラメータに基づいて、汎用コンピュータ５０が、パルス・シーケンサ５２を起動して、ＭＲデータ取得サイクルを開始する。パルス・シーケンサ５２は、勾配増幅器２８及びＲＦ送信器３４がＲＦ送信／受信回路５３にエネルギを与えるタイミング及び起動を制御して、磁場勾配及びＲＦエネルギを発生する。勾配磁場及びＲＦエネルギは、核スピンを励起させ、撮像空間１２内の所定の画像平面において患者１１の組織によってＭＲ応答信号が放出されるようにする。ＲＦ送信／受信回路５３は、放出されたＭＲ応答信号を患者１１の撮像空間１２から受信し、信号を受信器５４へ転送する。ＲＦ送信／受信回路５３は、放出されたＭＲ応答信号を前方及び後方ＲＦコイル・セット３６及び３８から取得してもよい。代替的には、ＲＦ送信／受信回路５３は、ＭＲ応答信号を受信するためのＲＦ表面コイル（図示されていない）を追加で含んでいてもよい。受信器５４は、放出されたＭＲ応答信号を受信すると共に増幅し、この信号を再構成ユニット５６へ供給する。再構成ユニット５６は、患者１１の撮像平面におけるＭＲ画像のデータを形成する。画像データは、汎用コンピュータ５０へ供給され、コンピュータ５０は、操作者コンソール４８上にＭＲ画像を表示する。操作者コンソール４８の出力は、スキャン・コンバータ５８へデータを供給することもでき、スキャン・コンバータ５８は、信号の形式を変換して表示装置６０へ供給する。表示装置６０は、画像平面の画像を形成し、外科手術等の医療処置時に医師を支援することができる。
【００１５】
図２及び図３について説明する。ＲＦコイル・セット３６及び３８はそれぞれ、同様の直交（クォドラチャ）構造を有する多数のコイルを含んでおり、これらのコイルが組み合わさって、ＲＦコイル系６１を形成している。ＲＦコイル・セット３６及び３８は好ましくは、互いの実質的な鏡像となっている。直交コイルであるので、各々のＲＦコイル・セット３６及び３８は、Ｉチャネル・コイルとＱチャネル・コイルとを含んでいる。前方ＲＦコイル・セット３６のＩチャネル・コイルの電流及びＱチャネル・コイルの電流は、後方ＲＦコイル・セット３８のＩチャネル・コイルの電流及びＱチャネル・コイルの電流に対してそれぞれ約１８０°だけ位相がずれている。同様に、各々のＲＦコイル・セット３６及び３８の内部では、Ｉチャネル・コイルの電流及びＱチャネル・コイルの電流は、互いに対して約９０°だけ位相がずれている。例えば、前方ＲＦコイル・セット３６は、構造的にも電気的にも約０°及び約９０°を成してそれぞれ配置されているＩチャネル・コイル６２とＱチャネル・コイル６４とを有する直交構造を含んでいる。同様に、後方ＲＦコイル・セット３８は、構造的にも電気的にも約１８０°及び約２７０°を成してそれぞれ配置されているＩチャネル・コイル６６とＱチャネル・コイル６８とを含んでいる。Ｉチャネル・コイル６２及び６６からの主経路導体７０及び７２は、Ｑチャネル・コイル６４及び６８の主経路導体７４及び７６に対して約９０°の角度を成している。このようなものとして、Ｉチャネル・コイル６２及び６６からの関連する磁場は、Ｑチャネル・コイル６４及び６８からの関連する磁場に対して実質的に垂直となっている。従って、ここで記載するように位相をずらした状態でコイルが駆動されると、これらの実質的に垂直な磁場によって、実質的に円形の分極されたＢ₁磁場４０（図１）が生ずる。
【００１６】
各々のＲＦコイル・セット３６及び３８の構造、並びに各々のコイル構成要素のイソセンタ８８に対する相対的位置は、撮像空間１２内のＢ₁磁場４０の均一性、撮像空間の外部の感度降下、及び患者１１へのＳＡＲ照射に劇的な影響を及ぼす。具体的には、各々の主経路導体の間の間隔が、主経路導体から撮像空間１２までの距離及び主経路導体における電流の大きさの比と組み合わさって、撮像空間の内部のＢ₁磁場の均一性に大きな影響を及ぼす。又、戻り経路導体の配置、及び戻り経路導体から撮像空間１２までの距離が、撮像空間の外部の感度降下の量に絶大な影響を及ぼす。最後に、戻り経路導体及び主経路導体からＲＦシールド及び撮像空間までの距離が、感度降下、撮像空間内部での均一性、及び患者１１へのＳＡＲ照射にかなりの影響を及ぼす。
【００１７】
各々のコイル６２、６４、６６及び６８の構造は、類似している。後方Ｉチャネル・コイル６６を例として用いて図４を参照して述べると、各々のコイルは、主経路導体７２を含んでおり、主経路導体７２内での電流のピークの大きさＩ₁及びＩ₂は、均一な円形分極Ｂ₁磁場４０を形成するようにキャパシタによって変化させることができる。好ましくは、主経路導体７２は、電気的に並列に接続されている主経路導体セグメントから成る第１の組８２を含んでいる。導体セグメントの第１の組８２に属する各々の導体は好ましくは、中心軸８６に対して実質的に平行である。中心軸は、撮像空間１２のイソセンタ８８を通る中心平面８７（図６）内に位置している。直進導体セグメントの第１の組８２は、少なくとも第１の主経路導体セグメント９０を含んでおり、好ましくは第２の主経路導体セグメント９２も含んでいる。主経路導体セグメント９０及び９２に対応して、電流の大きさＩ₁及びＩ₂、従ってキャパシタ７８〜８１の値は、後で説明するように、ビオ・サバールの法則に基づいて、各々の主経路導体セグメントから撮像空間までの距離、及び所望の均一性に応じて変化させることができる。
【００１８】
電流Ｉ₁及びＩ₂の比は、撮像空間１２内での均一性を決定する。但し、当業者は理解されるように、電流の大きさは、所要のＢ₁磁場の大きさに全面的に依存している。従って、Ｉ₁及びＩ₂の電流のピークの大きさの値は、各々のシステム毎の要求条件によって変わる。
【００１９】
主経路導体７２は加えて、中心軸８６に関して主経路導体セグメントの第１の組８２と対称に配置されている主経路導体セグメントの第２の組９４を含んでいる。第２の組９４も又、第１の主経路導体セグメント９６を含み、好ましくは第２の主経路導体セグメント９８も含んでおり、又、キャパシタ１００〜１０３を含んでいる。これらのセグメント９６及び９８並びにキャパシタ１００〜１０３は、第１及び第２の導体セグメント９０及び９２並びにキャパシタ７８〜８１と同様の電流の大きさ及び容量特性をそれぞれ有している。主経路導体セグメント９０、９２、９６及び９８の相対的な配置は、中心軸８６に関して対称である。
【００２０】
前述のように、主経路導体７２は、導体セグメントの第１及び第２の組８２及び９４を含んでいる。導体セグメントの各々の組８２及び９４は、少なくとも１つの導体セグメントを含んでいる。但し、撮像空間１２のＢ₁磁場４０の均一性を向上させるためには、導体セグメントの各々の組８２及び９４は好ましくは、少なくとも２つの導体セグメントを含む。各々の組８２及び９４内での導体セグメントの数を増大させると、所望の水準の均一性を達成する能力が向上する。
【００２１】
各々の組８２及び９４の第１及び第２の主経路導体セグメントはそれぞれ、中心軸８６から所定の距離ｘ₁及びｘ₂に配置される。中心軸８６からの所定の距離ｘ₁及びｘ₂はそれぞれ、撮像空間１２からの距離にも対応している。後述するように、ビオ・サバールの法則は、ｘ₁の値及びｘ₂の値を、電流Ｉ₁及びＩ₂の比と組み合わせて用いて、所望のＢ₁磁場４０を決定する。従って、各々のコイルにおける主経路導体セグメントの各々の組８２及び９４について、中心軸８６までの距離及び各導体の電流の大きさの比を、イソセンタ８８に関するＢ₁磁場の所望の均一性を達成するように設定する。Ｂ₁磁場の均一性は、好ましくは約±６ｄＢよりも良好であり、より好ましくは約±３ｄＢよりも良好であり、更に好ましくは約±２ｄＢよりも良好であり、最も好ましくは約±１．５ｄＢよりも良好であるものとする。
【００２２】
同様に、各々のコイル６２、６４、６６及び６８が、第１及び第２の戻り経路導体を含んでおり、第１及び第２の戻り経路導体はそれぞれ、主経路導体セグメントの第１の組と第２の組との間で電流を伝達する。このようなものとして、後方Ｉチャネル・コイル６６（図４）を再び例として用いると、第１及び第２の戻り経路導体１０４及び１０６の各々が、電流の大きさＩ₃＝Ｉ₁＋Ｉ₂を有している。第１及び第２の戻り経路導体１０４及び１０６は、導電性経路１０８〜１１１を介して主経路導体セグメント８２及び９４と連通している。第１及び第２の戻り経路導体１０４及び１０６はそれぞれ、主経路導体セグメントの各々の組８２及び９４の一方の端部から、主経路導体の対向する組の他方の端部へ電流を戻す。第１及び第２の戻り経路導体１０４及び１０６の各々が、主経路導体セグメントの各々の組８２及び９４に直列接続されており、連続回路を形成している。このようにして、電流は、主経路導体セグメントの第１及び第２の組８２及び９４に同様の方式で流入すると共に流出する。結果として、各々のＲＦコイル内において、主経路導体セグメントの第１の組８２を流れる電流は、主経路導体セグメントの第２の組９４に流れる電流と同じ方向に流れる。
【００２３】
戻り経路導体１０４及び１０６は好ましくは、形状が円弧状である。より好ましくは、導体１０４及び１０６は、実質的に同じ直径の範囲内に位置し、中心軸８６に対して平行な軸に関して実質的に対称に配置される。実質的に同じ円形の経路に沿って導体１０４及び１０６を配置することにより、Ｂ₁磁場４０の均一性及び撮像空間１２の外部での感度降下が実質的に等方的となり、即ち、イソセンタ８８からあらゆる方向で同じ大きさを有するようになる。但し、戻り経路導体として他の形状を用いてもよいことを当業者は理解されよう。これらの構造には、非円形円弧形、長方形、正方形等がある。しかしながら、好ましい円形経路に対してこれらの構造を用いると、一般的には、損失がより大きくなり、コイル感度が低下すると共に、降下が非等方的になる。従って、当業者は、戻り経路導体の形状は、変化させてもよく、尚且つ本発明の範囲内に含まれることを理解されよう。
【００２４】
本発明は好ましくは、半径ｒ_Iを有する同じＩチャネル円形経路に配置されている第１の戻り経路導体１０４と第２の戻り経路導体１０６とを設ける。同様に、図３を参照して述べると、コイル６８のような各々のＱチャネル・コイルは、半径ｒ_Qを有する実質的に同じＱチャネル円形経路に配置されている第１の戻り経路導体１１６と第２の戻り経路導体１１８とを含んでいると有利である。Ｑチャネルの第１及び第２の戻り経路導体１１６及び１１８は、主経路導体セグメントから成る第１及び第２の組１１７及び１１９の各々に直列接続されている。各々の半径ｒ_I及びｒ_Qの値は、撮像空間１２の外部で急な感度降下を生ずるようにビオ・サバールの法則に従って決定される。感度降下が急であると、撮像空間１２の外部からの信号のエイリアシングが減少する。ＲＦコイル系６１の戻り経路導体の配置から、感度降下として、約−１０ｄＢよりも良好であり、より好ましくは約−１５ｄＢよりも良好であり、更に好ましくは約−２０ｄＢよりも良好であり、最も好ましくは約−３０ｄＢよりも良好である感度降下が提供される。
【００２５】
更に、図３を参照すると、Ｑチャネル戻り経路導体１１６及び１１８は、Ｉチャネル戻り経路導体１０４及び１０６から半径方向に離隔して設けられ（即ち、ｒ_Q＞ｒ_I）、チャネル同士の間の分離を提供すると共に、エネルギ損失を最小限に抑える。各々のＲＦコイル・セット３６及び３８のＩチャネル・コイル及びＱチャネル・コイルが同一であったとすると、各々のＲＦコイル・セットの戻り経路導体は、互いの真上に位置するものとなってしまう。戻り経路導体が重ね合わされたとすると、戻り経路導体同士の間に高いキャパシタンスが形成され、分離が不十分となる可能性があり、即ち、ＩチャネルとＱチャネルとの間で雑音又はエネルギ伝達が生ずる可能性がある。戻り経路導体同士の間の間隔、すなわち｜ｒ_Q−ｒ_I｜の間の差は好ましくは、分離として、約−１５ｄＢよりも良好であり、より好ましくは約−２０ｄＢよりも良好である分離を提供する。このように、各々のＩチャネル・コイル及びＱチャネル・コイルの第１及び第２の戻り経路導体１０４及び１１６並びに１０６及び１１８はそれぞれ、チャネル同士の間の分離を最大限にすると共に、撮像空間の外部の急な感度降下を達成しながらＲＦコイルによって発生される円形分極Ｂ₁磁場４０の所望の均一性を達成するように配置される。
【００２６】
図５及び図６について説明する。本発明によれば、主経路導体は、戻り経路導体を含んでいる第２の平面１１４から実質的に離隔している第１の平面８４に配置されていると有利である。主経路導体と戻り経路導体との離隔によって、戻り経路導体が運ぶ大電流を患者１１から離隔するように移動させることが可能になり、これにより、ＳＡＲ照射を減少させると共に感度降下率を最適化するので有益である。一方では、より大電流を運ぶ戻り経路導体は依然として、Ｂ₁磁場４０の均一性及び感度降下にも寄与している。
【００２７】
図５〜図８を参照しながら後方コイル６６及び６８を例として用いて述べると、好ましくは、主経路導体７２及び７６は、第１の回路板６７（図７）上のトレース（trace）であり、他方、戻り経路導体１０４、１０６、１１６及び１１８は、第２の回路板６９（図８）内のトレースである。理想的には、各々のチャネルのトレースは、各々の回路板６７及び６９の同じ表面に設けられる。例えば、Ｉチャネルの主経路導体７２が第１の回路板６７の上面に設けられ、Ｉチャネルの戻り導体１０４及び１０６が第２の回路板６９の上面に設けられる。同様に、Ｑチャネルの導体７６、並びに１１６及び１１８は、それぞれ、回路板６７及び６９の底面に設けられる。
【００２８】
当業界で公知のように、各々の回路板６７及び６９は、表面に銅トレースを蝕刻したＦＲ４（登録商標）材及びＴＥＦＬＯＮ（登録商標）材で構成される。但し、他の構造、例えば、ここに開示されている構造に合致するように配置されている銅切片又はその他の導電性材料等を用いてもよい。各々の回路板６７及び６９の厚みは、比較的薄肉、好ましくは、約１５ミル〜６５ミル（１ミル＝０．００１インチ）とし、従って、各々の表面上に設けられた導体は、実質的に同じ平面にあるものと見做すことができる。
【００２９】
図５を参照すると、コイル６６からの導電性経路１０８〜１１１は、例えば、回路板６７と回路板６９との間に延在している導電性延長部１０８ａ〜１１１ａを含んでおり、主経路導体７２をそれぞれの戻り経路導体１０４及び１０６に接続している。導電性延長部１０８ａ〜１１１ａは、リベット及びアイレット、ピン、ワイヤ、又は距離を介して電気的接続を形成するのに用いることのできるその他の類似の装置を含み得る。
【００３０】
加えて、図６を参照すると、ＲＦコイル系６１の各々のコイル（例えば、後方コイル・セット３８の各ＲＦコイル）は、Ｂ₁磁場４０において所望の均一性を生じ、撮像空間の外部での所望の感度降下を生ずると共に、患者１１のＳＡＲ照射を減少させるように、イソセンタ８８に対して主経路導体及び戻り経路導体を配置させている。第２の平面１１４は、第１の平面８４から、各平面に直交する軸に沿って所定の距離ｚ₂だけ離隔されている。主経路導体７２及び７６を収容している第１の平面８４は、イソセンタ８８から距離ｚ₁だけ離隔されている。同様に、第２の平面１１４は、イソセンタ８８からは距離ｚ₁＋ｚ₂だけ、又、ＲＦシールド４４からは距離ｚ₃だけ離隔されている。電流の平方は患者１１のＳＡＲ照射に比例するので、第２の平面１１４は、第１及び第２の戻り経路導体１０４及び１０６、並びに１１６及び１１８を流れる電流がより大きいことから、イソセンタ８８から更に遠くに離隔される。更に、導体内の電流量は、電流量に比例した影響をＢ₁磁場に及ぼすので、戻り経路導体のこの配置は、撮像空間１２内のＢ₁磁場４０に対する戻り経路導体の影響を減少させる。このようにして、戻り経路導体及び主経路導体の相対的な配置が組み合わさって、患者１１のＳＡＲ照射を最小限に抑えながら、Ｂ₁磁場４０の均一性及び感度降下を最適化する。
【００３１】
イソセンタに関するＢ₁磁場の均一性の所望の水準に合致するように各々のＲＦコイルの構造を画定するために、上述の構造を、ビオ・サバールの繰り返しプログラムに投入することができる。ビオ・サバールの繰り返しプログラムは、ビオ・サバールの法則を導体構造に適用して、合成的なＢ₁磁場を決定するものである。ビオ・サバールの法則は、次の式のように、任意の構成を有する電流からの点（ｘ，ｙ，ｚ）におけるＢ₁磁場を決定するベクトル表現である。
【００３２】
【数１】

【００３３】
ここで、
μ₀＝透磁率、
Ｉ＝電流の大きさ、
Ｒ＝ｄｓと（ｘ，ｙ，ｚ）との間の距離、
【００３４】
【外１】

【００３５】
である。当業者には理解されるように、ビオ・サバールの繰り返しプログラムは、撮像空間１２内の多数の点（ｘ，ｙ，ｚ）についてＢ₁磁場４０を算出し、所与のＲＦコイルの構造に基づいて累加的なＢ₁磁場４０を決定する。ビオ・サバールの繰り返しプログラムは、次の自由度を用いる。
（１）戻り経路導体とＲＦシールドとの間の距離、
（２）主経路導体とＲＦシールドとの間の距離、
（３）戻り経路導体の配置、
（４）主経路導体の数、
（５）主経路導体の全ての組同士の間の距離、及び
（６）主経路導体同士の間の電流比。
【００３６】
この繰り返しプログラムを実行すると、所望の均一性を有するＢ₁磁場４０の解が得られる。コイル構造及び所望の均一性は、例えば、所望の均一性、撮像空間の寸法、コイルからイソセンタまでの間隔、及びＲＦシールドとコイルとの間の最大距離のような変数についてパラメータが与えられると決定することができる。但し、ＲＦコイルの効率及び局所的ＳＡＲのような他の領域においては代償が生じ得る。しかしながら、当業者には公知のように、これらの代償は、プログラムの境界条件で考慮に入れることができる。この繰り返しプログラムは、自由度を変化させて解を決定することもできる。複数の主経路導体と、半径方向外側に配置されている戻り経路導体とを備えた上述の直交構造は、従来システムに比較して、速い感度降下と、同じ電力でより大きなＢ₁磁場とを有する効率の高いＲＦコイル系を与える。このようにして、任意の撮像空間について、Ｂ₁磁場の所望の任意の均一性と合致するように、他の境界条件を考慮に入れながら、ＲＦコイル系の構造を決定することができる。
【００３７】
動作時には、図２を参照して述べると、ＲＦ送信器３４（図１）は、同軸ケーブルを介して電力を供給して、ＲＦコイル系６１にエネルギを与える。ＭＲパルス・シーケンスの際に、ＲＦ送信器３４内に設けられている送信増幅器が動作して、ＲＦ励起信号ｅ_Tを発生する。ＲＦ送信／受信（Ｔ／Ｒ）スイッチ１２０が同期して動作して、励起信号ｅ_Tを第１のパワー・スプリッタ装置１２２に結合する。第１のパワー・スプリッタ装置１２２は、前方コイル・セット３６に対して励起信号ｅ_Tを０°でＲＦ励起信号ｅ_Taとして通過させると同時に、信号ｅ_Tを１８０°だけ遅延させて、ＲＦ励起信号ｅ_Tpを後方コイル・セット３８へ供給する。前方パワー・スプリッタ装置１２４が、前方Ｉチャネルに対して信号ｅ_Taを０°でＲＦ励起信号ｅ_TaIとして通過させると同時に、信号ｅ_Taを９０°だけ遅延させて、ＲＦ励起信号ｅ_TaQを前方Ｑチャネルへ供給する。同様に、後方パワー・スプリッタ装置１２６が、後方Ｉチャネルに対して信号ｅ_Tpを１８０°でＲＦ励起信号ｅ_TpIとして通過させると同時に、信号ｅ_Tpを９０°だけ遅延させて、ＲＦ励起信号ｅ_TpQを後方Ｑチャネルへ供給する。このようにして、各々の信号の位相は、ｅ_TaI＝０°、ｅ_TaQ＝９０°、ｅ_TpI＝１８０°、及びｅ_TpQ＝２７０°となるように変化する。
【００３８】
加えて、それぞれのコイルに到達する前に、各々の信号ｅ_TaI、ｅ_TaQ、ｅ_Tp _I及びｅ_TpQは、前方及び後方コイル・セット３６及び３８のそれぞれのＩチャネル・コイルとＱチャネル・コイルとの間の分離を改善する平衡／不平衡（ＢＡＬＵＮ）装置１２８を通過する。９０°のスプリッタ装置１２４及び１２６においては、例えば、それぞれのＩチャネル及びＱチャネルの接地導体は接続されており、従って、同じ電位にある。これにより、接地ループが形成され、ＩチャネルとＱチャネルとの間の分離を低下させる可能性がある。しかしながら、直交ＲＦコイル系用にスプリッタ装置を用いるときには、一方のチャネルからの雑音が他方のチャネルに拾われることのないようにＩチャネルとＱチャネルとの間の良好な分離を設けることが重要である。一方のチャネルから他方のチャネルへの雑音の伝達が少しでも存在すると、直交コイルによって提供される信号対ノイズ比の利点が損なわれる。従って、それぞれのコイルにおいて定義される接地を、スプリッタ装置において定義されている接地から分離することが望ましい。ＢＡＬＵＮ装置１２８は、異なる接地を分離するために、各々の信号を送達する同軸ケーブルの接地シールド上に高インピーダンスを形成する。好ましくは、ＢＡＬＵＮ装置１２８は、信号分離として、約−１５ｄＢよりも良好であり、より好ましくは−２０ｄＢよりも良好であり、最も好ましくは−３０ｄＢである信号分離を提供する。このようにして、ＢＡＬＵＮ装置１２８は、接地ループを解消すると共に、一方のチャネルの雑音が他方のチャネルに漏洩するのを防止して、それぞれの直交型前方及び後方コイル・セット３６及び３８について高い信号対ノイズ比を維持する。
【００３９】
ＢＡＬＵＮ装置を通過した後に、各々の信号ｅ_TaI、ｅ_TaQ、ｅ_TpI及びｅ_TpQは、入力回路１３０へ供給される。後方Ｉチャネル・コイル６６を例として用いて図３及び図９を参照しながら述べると、入力回路１３０は、キャパシタ１３４及び１３６と、トリマ・キャパシタ１４２とを備えた同調回路１３２を含んでいる。円形の導体１０４及び１０６の周囲に分配されている他の全てのキャパシタ１３７〜１４１と一緒になって、同調回路１３２は、コイル６６の共振周波数を決定する。共振周波数は、トリマ・キャパシタ１４２の調節によって微調整することができる。当業者には公知のように、キャパシタの値は、コイルのインダクタンス及び共振周波数に応じて変わる。
【００４０】
加えて、図９を参照すると、入力回路１３０は、キャパシタ１４５と、トリマ・キャパシタ１４６とを並列で備えた整合回路１４４を含んでおり、この整合回路は、同軸ケーブル１４８の中心導体１４７と直列になっている。やはり当業者には理解されるように、これらのキャパシタの値は、インダクタンス及び共振周波数に応じて変わる。整合回路１４４は、例えば、同軸ケーブル１４８の出力から見たコイル６６のインピーダンスを変化させるのに用いられる。好ましくは、キャパシタ１４５及び１４６は、電力増幅器からコイルへの最も効率のよいエネルギ伝達が行われる値に設定されるようにコイル６６のインピーダンスを調節する。あるいは、受信コイルの場合には、コイル６６のインピーダンスは、前置増幅器の雑音指数が最小化する値に調節される。典型的には、インピーダンスは、５０Ωの実インピーダンスに調節される。
【００４１】
更に、入力回路１３０は、キャパシタ１３４及び１５１と、ダイオード１５２と、インダクタ１５３及び１５４とで構成されている減結合回路網１５０を含んでいる。上述と同様に、入力回路１３０内でのキャパシタ、ダイオード及びインダクタの値は、他のシステム・パラメータに応じて変わる。減結合回路網１５０は、放出されたＭＲ応答信号を撮像空間の内部の他のコイルを用いて受信することが望ましいときに、例えばコイル６６がこれらの信号を受信するのを防止する。又、減結合回路網１５０は、この全身用ボディ・コイルの内部に設けられている異なる送信コイルによる送信パルスの際のＲＦエネルギの散逸を防止する。減結合回路網１５０を起動するためには、ダイオード１５２を介して順方向バイアス用ＤＣ電流を印加して、ダイオード１５２が見かけの上で短絡するようにする。すると、この場合に、インダクタ１５４は、キャパシタ１３４と共振し、コイル６６と同じ周波数で共振する並列タンク共振器を形成する。並列タンク共振器は、戻り経路導体１０４に極めて高いインピーダンスを導入し、これにより、コイル６６を減結合する。このＤＣ電流は、インダクタ１５３とキャパシタ１５１とで構成されているチョーク回路１５６を介して同軸ケーブル１４８の中心導体１４７によって供給される。チョーク回路１５６は、中心導体１４７からのＤＣ電流がインダクタ１５３へ通過するのは許すが、ＲＦ信号がコイル６６から同軸ケーブル１４８へ通過するのはブロックする。チョーク回路１５６は、インダクタ１５３及びキャパシタ１５１によって極めて高いインピーダンスを有する並列共振器を形成することにより、コイル６６からのＲＦ信号をブロックする。他方、ＲＦ送信パルスの際には、ダイオード１５２は、大電圧によってバック・バイアスを加えられて、ＲＦエネルギがダイオードを介して流れないように保証する。当業者には公知のように、ダイオード１５２に順方向バイアス及びバック・バイアスを加えるのに用いられる電圧は、システムのピーク電圧に依存する。入力回路１３０上のダイオード１５２を開いたり閉じたりするために、前方及び後方パワー・スプリッタ装置１２４及び１２６にコイル・スイッチ・バイアス装置１５８（図２）が接続される。
【００４２】
更に又、図２、図３及び図１０を参照して述べると、分離回路１６０が、各々のコイル・セット３６及び３８のＩチャネル・コイル及びＱチャネル・コイルの戻り経路導体を接続しており、ＩチャネルとＱチャネルとの間の分離を最適化している。分離回路１６０は、チャネル間の分離として、約−１５ｄＢよりも良好であり、好ましくは約−２０ｄＢよりも良好であり、最も好ましくは約−２５ｄＢよりも良好である分離を提供する。直交コイル・セット３６又は３８のいずれの場合も、それぞれのＩチャネル・コイル及びＱチャネル・コイル６２及び６４又は６６及び６８は、互いの真上に配置されている。それぞれのＩチャネル・コイル及びＱチャネル・コイル６２及び６４又は６６及び６８は、互いに対して９０°ずつずれているが、典型的には、コイル同士の間に残留量の誘導結合又は容量結合が存在しており、これにより、チャネル同士の間の分離が理想的でなくなる。２つのコイルの間の残留インダクタンスは、例えば、コイルが互いに対して完璧に９０°で位相ずれしていないことにより生じ得る。この残留インダクタンスは、残留インダクタンスに並列にキャパシタを挿入することにより解消することができる。同様に、２つのコイルの間の容量結合は、例えば、各コイルの戻り経路導体が、互いに過度に接近しており、ＲＦエネルギが一方のコイルから他方のコイルへ漏洩するときに生じ得る。このことは、寄生キャパシタンスとして知られており、寄生キャパシタンスをインダクタと共に並列共振器内に設けることにより解消することができる。Ｉチャネル・コイルとＱチャネル・コイルとの間の結合が容量性であるか誘導性であるかは既知でないので、分離回路１６０は、いずれの状況にも対応するように、各々のコイル・セット３６及び３８のＩチャネル・コイルとＱチャネル・コイルとの間に並列でキャパシタ１６１と、インダクタ１６２とを含んでいると有利である。回路１６０がここに記載しているコイルと同じ周波数で共振するときには、回路１６０は高インピーダンスとなる。回路１６０が、より低い周波数で共振するならば、回路１６０はキャパシタのように振る舞う。回路１６０が、より高い周波数で共振するならば、回路１６０はインダクタのように振る舞う。このようにして、分離回路１６０は、各々の直交コイル・セット３６及び３８のＩチャネル・コイルとＱチャネル・コイルとの間の分離を最適化する。
【００４３】
ＲＦパルス・シーケンスの取得段階の際に、受信されたＭＲ信号成分ｅ_I′及びｅ_Q′はそれぞれ、受信器５４又は前方及び後方ＲＦコイル・セット３６及び３８によって検出される。図２を参照すると、例えば、コイル・セット３６及び３７を用いるならば、受信されたＭＲ信号成分ｅ_aI′、ｅ_aQ′、ｅ_pI′及びｅ_pQ′は、前方及び後方パワー・スプリッタ装置１２４及び１２６に戻って結合されて、ｅ_a′ 及びｅ_p′ を形成する。次いで、信号ｅ_a′ 及びｅ_p′ は、第１のパワー・スプリッタ装置１２２へ転送される。第１のパワー・スプリッタ装置１２２は、ｅ_a′ 及びｅ_p′ に対して動作して、合成受信ＭＲ信号ｅ_R′ を発生し、この信号がＴ／Ｒスイッチ１２０に結合される。このような取得段階の際に、スイッチ１２０は、受信されたＭＲ信号を受信器５４（図１）に結合するように動作し、受信器５４は、このような信号を、周知のＭＲ手法に従って更に処理するために増幅する。
【００４４】
前方及び後方ＲＦコイル・セット３６及び３８のそれぞれのコイルがＩチャネル励起信号及びＱチャネル励起信号によって駆動されると、これにより撮像空間１２に発生された磁場成分は、空間１２に加算されて、合成的な円形分極Ｂ₁磁場４０を形成する。前述のように、Ｂ₁磁場４０は、所望の任意の均一性を有し得る。Ｂ₁磁場４０は、ＭＲの慣例に従ってＭＲ患者又は他の被検体内の核スピンをｚ軸に整列している状態から横方向のｘｙ平面に向かってフリップさせる。又、本発明の直交ＲＦコイル系６１によって発生される円形分極Ｂ₁磁場４０は、線形ＲＦコイル系と比較して、核スピンを励起するのにより小振幅しか要求しないので、有利である。
【００４５】
【実施例】
以下、非限定的な実施例によって本発明を更に説明する。実際の問題は、約４０ｃｍ直径の球状の撮像空間の内部で約±３ｄＢの均一性を有する開放型の垂直Ｂ₀磁場マグネット用のＲＦボディ・コイル系を構成することにあった。撮像空間の外部では、勾配ワープによる折り返しを防止するために、イソセンタから約３５ｃｍの位置で約−２０ｄＢだけ磁場を降下させなければならなかった。ＲＦボディ・コイル系の前方又は後方の二半部の厚み（ｚ₂＋ｚ₃）は、ＲＦシールドと合計で、約２３ｃｍ未満であった。磁極片の直径、従って、ＲＦコイル系の最大直径は、約９２ｃｍであった。求められた解は、コイルの略中心から約４ｃｍ（ｘ₁）及び約１５ｃｍ（ｘ₂）の所にそれぞれ対称に隔設された４つの主経路導体を有する図３のようなＲＦコイルであった。最も外側に位置する導体からコイルの中心までの間隔は、約１５．５ｃｍから約１７．５ｃｍまでにわたることができ、好ましくは約１６．０ｃｍから約１７．０ｃｍ、最も好ましくは約１６．５ｃｍである。同様に、最も内側に位置する導体からコイルの中心までの間隔は、約３．０ｃｍから約５．０ｃｍまでにわたることができ、好ましくは３．５ｃｍから４．５ｃｍ、最も好ましくは約４．０ｃｍである。最も外側に位置する各々の主経路導体における電流のピークの大きさは、約３４Ａ（Ｉ₂）であり、他方、内側に位置する各々の主経路導体の電流のピークの大きさは、約１７Ａ（Ｉ₁）であった。電流の大きさは、それぞれ約±２．５Ａだけ変動してもよい。従って、戻り経路での電流の大きさは、約５１Ａ（Ｉ₃）となった。但し、前述のように、電流のピークの大きさは、所要のＢ₁磁場の大きさに応じて変わる。Ｉチャネル・コイル用の戻り経路導体には、約３８ｃｍ（ｒ_I）の半径が与えられ、他方、Ｑチャネル・コイル用の戻り経路導体には、約３９ｃｍ（ｒ_Q）の半径が与えられて、撮像空間の外部の速い感度降下を形成した。但し、ｒ_Iの値は、約３６ｃｍから約４０ｃｍまでにわたり得る。同様に、ｒ_Qの値も、約３７ｃｍから約４１ｃｍまでにわたり得る。従って、｜ｒ_Q−ｒ_I｜は好ましくは、約２ｃｍであり、約０．１ｃｍから約５ｃｍまでにわたり得る。加えて、戻り経路導体は、主経路導体から約１３ｍｍ（ｚ₂）だけ奥まっており、ＲＦシールドまでの距離は約１０ｍｍ（ｚ₃）として、局所ＳＡＲの制限に合致し、且つ感度降下及び均一性を最適化するようにした。このようなものとして、ｚ₂は好ましくは、約１３ｍｍであったが、約１０ｍｍから約１５ｍｍまでにわたり得る。同様に、ｚ₃は、約８ｍｍから約１２ｍｍまでにわたり得る。又、ｚ₁は好ましくは、約２４３ｍｍであり、約２４０ｍｍから約２５０ｍｍまでにわたる。
【００４６】
更に、整合回路１４４は、コイルのインピーダンスが約５０Ωの実インピーダンスに調節されるように設定された。同様に、約５００ｍＡの順方向バイアス用ＤＣ電流がダイオード１５２を介して印加され、減結合回路網１５０を起動した。他方、ダイオード１５２は、約１０００ＶのＤＣ電流でバック・バイアスを与えられた。又、分離回路１６０には、約１ｐＦから約１０ｐＦにわたり、好ましくは５ｐＦであるキャパシタンス、及び約２μＨから約４μＨにわたり、好ましくは３μＨであるインダクタンスが与えられた。ここでも、前述のように、これらの値は、コイルの共振周波数に応じて変わる。
【００４７】
図１１及び図１２について説明する。これらの図には、このような合成磁場のｘ＝０．０におけるｙｚ平面及びｚ＝０．０におけるｘｙ平面でのプロットがそれぞれ示されている。これらのプロットは、ＲＦコイル系６１によって与えられた４０ｃｍのサジタル視野（ＦＯＶ）についての磁場のｙｚ投影及びｘｙ投影が、極めて高い均一性、及び４０ｃｍの撮像空間の外部での極めて急な降下を有することをそれぞれ示している。加えて、図１３を参照すると、同図には、イソセンタを通過するｙ軸上でＢ₀磁場に垂直なｄＢ単位での測定Ｂ₁磁場のプロットが示されている。ここでも、このようなプロットは、ＲＦコイル系６１が、極めて高い均一性、及び４０ｃｍの撮像空間の外部での極めて急な降下を有することを示している。
【００４８】
この実施例では、チャネル当たり４つの直進導体のみが示されている。当業者は理解されるように、直進導体の数を増大させると、より多くの電流比を変化させる能力が得られる。電流比の数を増大させると、所望の均一性を達成するのにより多くの自由度が許容される。従って、本発明は、チャネル当たり少なくとも４つの直進導体を利用するものとする。
【００４９】
更に、当業者には理解されるように、本発明の各構成要素についての値は、距離、インダクタンス、直進導体の数、コイルの共振周波数等に応じて変わる。従って、上で与えられた全ての値は、例示の目的のためのものであって、限定するものと考えるべきではない。
【００５０】
これらの好ましい実施の形態を参照して本発明を記載したが、他の実施の形態でも同じ成果を達成することができる。例えば、より多くの直進導体セグメントを加えることにより、自由度の数を増大させて、撮像空間内でのＢ₁磁場の均一性を画定する能力を向上させてもよい。このようなものとして、本発明の変形及び改変は、当業者には明らかであり、特許請求の範囲はこれらのような改変及び均等構成を全て網羅しているものとする。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明の磁気共鳴イメージング・システムを示す概略図である。
【図２】本発明の送信／受信回路及びＲＦコイル系の１つの実施の形態を示す概略図である。
【図３】後方ＲＦコイル・セットの構造の概略図である。
【図４】図３の後方ＲＦコイル・セットのＩチャネル・コイルの概略図である。
【図５】図３の後方ＲＦコイル・セットの主経路導体セグメントを収容している第１の回路板の上部平面図である。
【図６】図３の後方ＲＦコイル・セットの戻り経路導体セグメントを収容している第２の回路板の上部平面図である。
【図７】図５〜図６の回路板の前方からの展開遠近図である。
【図８】ＭＲマグネット・アセンブリ内部の図７に類似した後方ＲＦコイル・セットの回路板の断面図である。
【図９】本発明の入力回路の概略図である。
【図１０】本発明の分離回路の概略図である。
【図１１】図１の実施の形態によって与えられ、ＹＺ平面内に投影されたＢ₁磁場をプロットした図である。
【図１２】図１の実施の形態によって与えられ、ＸＹ平面内に投影されたＢ₁磁場をプロットした図である。のプロットである。
【図１３】Ｙ軸上に投影された磁場をｄＢ単位でプロットした図である。
【符号の説明】
１０磁気共鳴（ＭＲ）イメージング・システム
１１患者
１２撮像空間
１４開放空間
１６、１８磁極片
２０ＭＲマグネット・アセンブリ
２２、２４シム・ディスク
２６Ｂ₀静磁場
３０、３２勾配コイル・セット
３６前方ＲＦコイル・セット
３８後方ＲＦコイル・セット
４０円形分極Ｂ₁磁場
４２、４４ＲＦシールド
６１ＲＦコイル系
６２、６６Ｉチャネル・コイル
６４、６８Ｑチャネル・コイル
６７主経路導体用の第１の回路板
６９戻り経路導体用の第２の回路板
７０、７２Ｉチャネル・コイルの主経路導体
７４、７６Ｑチャネル・コイルの主経路導体
８２、１１７主経路導体セグメントの第１の組
８４主経路導体を含む第１の平面
８６中心軸
８７中心平面
８８イソセンタ
９０、９６第１の主経路導体セグメント
９２、９８第２の主経路導体セグメント
９４、１１９主経路導体セグメントの第２の組
１０４、１１６第１の戻り経路導体
１０６、１１８第２の戻り経路導体
１０８、１０９、１１０、１１１導電性経路
１０８ａ、１０９ａ、１１０ａ、１１１ａ導電性延長部
１１４戻り経路導体を含む第２の平面
１２２第１のパワー・スプリッタ装置
１２４前方パワー・スプリッタ装置
１２６後方パワー・スプリッタ装置
１２８平衡／不平衡（ＢＡＬＵＮ）装置
１３０入力回路
１３２同調回路
１４４整合回路
１４７中心導体
１４８同軸ケーブル
１５０減結合回路網
１５６チョーク回路
１６０分離回路

Claims

核磁気共鳴のためのＢ１磁場を形成するＲＦコイル（６６または６８）において、
前記Ｂ１磁場に平行な第１の平面（８４）内で電流を流す並列接続された複数の導体からなる第１及び第２の組の主経路導体セグメント（８２，９４または１１７，１１９）であって、前記第１の組の主経路導体セグメント（８２または１１７）は、当該ＲＦコイル（６６）を分割する中心線（８６）に関して線対称に、前記第２の組の主経路導体セグメント（９４または１１９）に対して実質的に平行に配置されており、このような主経路導体セグメントの配置と、所定振幅値を有する前記電流が前記第１及び第２の組の主経路導体セグメント（８２，９４または１１７，１１９）の各々を励磁することから帰結される前記Ｂ１磁場が撮像空間内で所望の均一性を有するべく構成された、第１及び第２の組の主経路導体セグメント（８２，９４または１１７，１１９）と、
前記第１及び第２の組の主経路導体セグメント（８２，９４または１１７，１１９）の組間で前記電流を伝達する第１及び第２の戻り経路導体（１０４，１０６または１１６，１１８）であって、該第１及び第２の戻り経路導体（１０４，１０６または１１６，１１８）は、前記第１の平面（８４）から離間した第２の平面（１１４）内において前記中心線（８６）の各々の側に対称に離間配置されていると共に、前記中心線（８６）から前記第１及び第２の組の主経路導体セグメント（８２，９４または１１７，１１９）よりも更に外側に離隔した位置に配置されたことにより、当該ＲＦコイル（６６または６８）が前記電流によりエネルギを与えられたときに、前記撮像空間の外部での前記Ｂ１磁場に所望の感度降下を生じせしめる、ように構成された第１及び第２の戻り経路導体（１０４，１０６または１１６，１１８）と、
を備えたことを特徴とするＲＦコイル。
前記戻り経路導体（１０４，１０６，１１６，１１８）は、前記ＲＦコイルがエネルギを与えられたときに、前記撮像空間内に所望の比吸収率（ＳＡＲ）を提供する形状に形成されていることにより前記所望の感度降下を生じせしめることを特徴とする請求項１に記載のＲＦコイル。
前記第１の平面（８４）は前記撮像空間のイソセンター（８８）から第１の所定距離だけ離間し、前記第２の平面（１１４）は前記イソセンターから第２の所定距離だけ離間しており、前記第２の所定距離が前記第１の所定距離よりも長いことを特徴とする請求項１または２に記載のＲＦコイル。
前記第１及び第２の戻り経路導体（１０４，１０６，１１６，１１８）は、円弧形、長方形及び正方形から選択された１つの形状構造を有している請求項１乃至３のいずれかに記載のＲＦコイル。
前記第１及び第２の組の主経路導体セグメント（８２，９４または１１７，１１９）の各々の組は、電気的に並列に接続された２本を超える本数の導体（９０，９２または９６，９８）を含んでいることを特徴とする請求項１乃至４のいずれかに記載のＲＦコイル。
前記第１及び第２の組の主経路導体セグメント（８２，９４または１１７，１１９）の各々の組の各々の主経路導体に流れる前記電流の大きさは、夫々の主経路導体の前記中心線（８６）からの距離と共に増大することを特徴とする請求項５に記載のＲＦコイル。
請求項１に記載の前記第１及び第２の組の主経路導体セグメント（８２，９４または１１７，１１９）と前記第１及び第２の戻り経路導体（１０４，１０６または１１６，１１８）からなる前記ＲＦコイルに、請求項１に記載の前記所定振幅値を有する前記電流によりエネルギを与える工程を含むことにより、前記所望の均一性を有する前記磁場を創成することを特徴とする方法。
撮像空間の相対向する側に配置される１対の磁極片（１６，１８）を含む磁気共鳴マグネットと、
請求項１乃至６に記載のＲＦコイルの対（３６，３８、または６２，６４，６６，６８）を、前記１対の磁極片（１６，１８）に対応して、具備したことを特徴とする診断イメージング用の磁気共鳴（ＭＲ）システム（１０）。
さらに、
請求項１乃至請求項６のいずれかに記載の１対のＲＦコイル（３６と３８）であって、
夫々のＲＦコイルが前記磁極片に隣接して、互いに直交する２つの直交コイルセット（６２と６４，または６６と６８）を有する、１対のＲＦコイル（３６と３８）と、
前記２つの直交コイルセットの各々のコイルセットのコイル間での容量結合及び誘導結合を低減する分離回路と、
を含むことを特徴とするＭＲシステム（１０）。
撮像空間（１２）内で核磁気共鳴のためのＢ１磁場を形成するＲＦコイルシステム（３６と３８）において、
請求項１乃至６のいずれかに記載のＲＦコイルを２組分とを具備することが、
前方直交コイルセット（６２と６４）と、
前記前方直交コイルセットに対向する後方直交コイルセット（６６と６８）を構成して、これにより、これらのコイルセット間に撮像空間を規定する、ことを特徴とするのコイルシステム（３６と３８）。