JPH06261878A - ゼロ−ピッチのソレノイド巻線を用いたｍｒｉ−ｒｆコイル - Google Patents

Abstract

(57)【要約】 （修正有） 【構成】 ＭＲＩに使用するための直交位相検波（Ｑ
Ｄ）用の頭部コイルアセンブリは、直交して配置された
一対のゼロ−ピッチのソレノイド巻線Ｌ１０，Ｌ１２を
有する。各巻線のターンは、ドッグレッグ接続を用いる
ことにより、予め決められた軸方向に延びた領域にてソ
レノイドの表面に沿って直列に接続されている。帰還コ
イル接続（すなわち、各コイルの最初と最後の間のＲＦ
接続）はドッグレッグ相互接続に実質的に近接されてお
り、等価帰還ループの領域を最小にしてこのような帰還
ループによる相互コイルカプリングの大きさを最小にす
る。さらに、可能性のある相互コイルカプリングを最小
にするために、各ＱＤ用のコイルの帰還ループは、両Ｑ
Ｄコイルの主磁場に直交する磁場に主にカプリングする
ように向けられている。 【効果】 ソレノイドコイル巻線におけるゼロ−ピッチ
のターンの使用は、実質的に可能性のある相互コイルカ
プリングを減少させる。

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】

【産業上の利用分野】この発明は、一般的には、核磁気
共鳴（ＮＭＲという）現象を利用しかつ同現象に基づい
て生きている人体などの組織内部におけるＮＭＲ核の空
間的分布の視覚的描写を生成する磁気共鳴イメージング
（ＭＲＩという）の分野に関係する。特に、この発明
は、低強度の分極した磁場（かつこれに対応して低いＮ
ＭＲ−ＲＦ（無線周波数））を使用するときに、人間の
頭部のＭＲＩに使用するための直交位相検波（Quadratu
re detection，ＱＤという）用のコイルアセンブリを作
るのに有効である。

【０００２】

【従来の技術及びその問題点】今や、磁気共鳴イメージ
ングはよく知られ、広く普及して商業的にも使用されて
いる。一般的には、強い、公称静止しており、公称均一
かつ分極した磁場は、正味の磁気モーメントをもつ人体
の核のかなりの割合を調整することに結果的になる。Ｎ
ＭＲ現象を用いるこれらの核の群を適切に（例えば、連
続したＲＦニューテーションパルス及び傾斜磁場パルス
で）ニューテーティング（章動）することにより、ＮＭ
Ｒ−ＲＦ信号はこれらの核から導き出される。このよう
なＮＭＲ−ＲＦ信号は、後に処理されて人体を突き通し
た所望の表面に沿ったＮＭＲ核の視覚的なマップを生成
する空間的にエンコードされた情報を含んでいる。

【０００３】ＭＲＩの成功に対する重大な要素の一つ
は、弱いＮＭＲ−ＲＦ信号応答にカプリングする効果的
なＲＦである。そのような検出されるＮＭＲ−ＲＦ信号
の信号対ノイズ比を高める一つの知られた技術は、いわ
ゆる直交位相検波用のＲＦ受信コイルの使用を伴うこと
である。一般的に、ＮＭＲ−ＲＦ応答に関係した磁場
は、静止しかつ分極した磁場に直交している。二つの独
立したＲＦ受信コイルを互いに直交して配置させるよう
にすることにより、後にこれらの二つの独立したチャン
ネルの受信信号を混合して、正味の受信された信号にお
ける高い信号対ノイズ比を提供することができる。

【０００４】高い強度に分極した磁場（そして、これに
対応して高いＮＭＲ−ＲＦ）のために、種々のＱＤ用の
コイルアセンブリを用いることは従来技術において既に
知られている。低い強度の磁場（及び／又は水平よりも
むしろ垂直に設けて分極した磁場）のために、ソレノイ
ド型のＲＦ受信コイルがときどき適当に用いられてい
る。しかし、一方では関連した人体部分（例えば、頭
部）をマルチコイル構造内に便利に出し入れすると同時
に、直交位相検波のために都合よく使われ得るソレノイ
ド型のＲＦコイルの構造を見つけることは今までは非常
に難しいことであった。

【０００５】ＭＲＩにて使われるＲＦコイルは、イメー
ジ化されるべき核種をＮＭＲ周波数にて共鳴させるため
に、インダクタンスとキャパシタンス（容量）の組合せ
を利用している。最も一般的に行われているプロトンイ
メージングのためには、この周波数は典型的には２〜７
０メガヘルツの範囲にあり、静止しかつ分極した磁場の
強度に依存する。約１０メガヘルツを越えた領域では、
ＭＲＩ−ＲＦコイルのために使われ得る種々の知られた
設計がある。しかし、より低い周波数では、これらの設
計のほとんどは非実用的になる。そのような非実用性の
一つの理由は、コイルの共鳴周波数がインダクタンスと
キャパシタンスの積の平方根に反比例して変化するため
である。それゆえ、共鳴周波数がより低いときには、イ
ンダクタンスとキャパシタンスの積は、周波数の逆数の
平方にしたがて増加するはずである。ほとんどの以前の
ＭＲＩ−ＲＦコイルの設計は、約５メガヘルツより低い
領域での効果的なコイルを作るのに充分なインダクタン
スをもたない。

【０００６】低磁場ＭＲＩのための最も現実的なコイル
の設計で、たぶん最も簡単なものはソレノイドである。
ソレノイドは、いくつかの利点、特にその比較的高いイ
ンダクタンスと良好な磁場均一性を有する。しかし、Ｍ
ＲＩの直交位相検波に対してソレノイドを採用すること
は全く難しい。

【０００７】例えば、直交位相検波用のＭＲＩ−ＲＦコ
イルを実現するために、静止しかつ分極した磁場に関し
て直交した磁場をそれぞれ発生する二つの独立した共鳴
コイルを必要とする。さらに、二つの共鳴コイルの軸は
互いに直交していなければならない。すなわち、両コイ
ルは、チューニングを困難にし及び／又は信号対ノイズ
比の減少をもたらすので、相互にカプリングされてはな
らない。当業者ならば理解できるように、きわめて接近
した二つの高いＱ（すなわち、高いクウォリティファク
タ）の共鳴器は、非常に難しい問題を与えることになる
であろう。

【０００８】例えば、図１のコイルアセンブリを考えて
みる。ここで、アセンブリは二つの分離したソレノイド
状の共鳴器を含み、インナコイル１０（破線で示されて
いる）はアウタコイル１２（実線で示されている）の内
側に含まれている。図１に示されているように、インナ
コイル１０の縦軸はｘ座標軸に一致しており、一方アウ
タコイル１２の縦軸はｙ座標軸に一致している。これら
の両コイルの最初と最後の巻線の両端は、共鳴用のコン
デンサを含む帰還ループＲＦで接続されている。ソレノ
イドコイル１０，１２は直交する縦軸を有しているの
で、そのような配置は可能な直交位相検波（ＱＤ）用の
ＭＲＩ−ＲＦコイル配置のための必要性を満足するであ
ろうことは一見して明らかである（しばらくの間、人体
解剖学的組織の出し入れの問題について忘れておく）。
しかし、図１に描かれているような一対のソレノイドＲ
Ｆコイルを有する実験は、比較的強い相互コイルカプリ
ングを示すでしょう。もちろん、これは所望のＱＤ−Ｍ
ＲＩ−ＲＦコイル設計標準に反している。

【０００９】図１に示されているような配置で経験され
る相互コイルカプリングの詳細な研究により、このよう
なカプリングは、特にソレノイド１０，１２の各ターン
が縦軸に対してある角度をなしてピッチが付与されてい
るという事実に関係することが明らかになった。図１に
示されたアセンブリの相互コイルカプリングは、電流帰
還路の位置によっても影響される（すなわち、ソレノイ
ドの両端を接続している導体及び直列コンデンサ）。イ
ンナコイル１０に関係した磁場は主にｘ軸に沿っている
ことは事実であるが、各ターンはピッチが付与されてい
るために（そして、ｘ軸が図１の紙面から突き出てい
て、ｘ−ｚ平面内に含められた電流帰還路の位置のため
に）、ｙ軸方向に向けられた磁場を発生する追加の等価
電流ループがｘ−ｚ平面内に存在するでしょう。それゆ
え、このような等価電流ループは第２コイルの主磁場に
直接カプリングし、不利な相互コイルカプリングを生み
出す。同様に、図１に示されているように、アウタコイ
ル１２はインナコイル１０の主磁場に直接カプリングす
るｘ軸方向に沿ったある磁場を発生し、これにより、さ
らに相互コイルカプリングの問題を一層大きくする。

【００１０】もちろん、方向すなわち二つのコイルの縦
軸の間の角度を調整することにより、図１のインナコイ
ル１０とアウタコイル１２の間にはデカプリングが成し
遂げられる。９０度以外のある角度にて、二つのコイル
によって発生される正味の磁場は直交し、両コイルは互
いにデカプリングされる。しかし、このような角度の再
調整によるデカプリングは、角度調整及びコイル構造に
おける他の些細な変化に対して敏感に反応する。

【００１１】

【課題を解決するための手段並びに発明の目的、作用及
び効果】我々は、今、このような問題を克服するのに特
に有益であるゼロ−ピッチのターンを用いた新規なＭＲ
Ｉ−ＲＦコイル構造を発見した。結果として生じたＭＲ
Ｉ−ＲＦコイルアセンブリ及びその構成方法は、磁気共
鳴イメージングの分野における大きな進展を示すものと
思われる。特に、それは低い（例えば、５メガヘルツよ
り低い）周波数にて使用するための直交位相検波（Ｑ
Ｄ）用のＭＲＩ−ＲＦコイルの実現に適用できる。我々
の新規な構成方法は相互コイルカプリングを非常に減少
させ、コイル構成技術を簡素化し、かつＭＲＩ−ＲＦ動
作の信頼性及び効果を高める。

【００１２】我々の発明は多くの新規な特徴を有する
が、その成功に特に重要であると考えられる二つの一般
的に有利な特徴がある。第１の特徴は、ソレノイドコイ
ルに関係したスプリアス（spurious）な磁場（すなわ
ち、ソレノイドコイルの縦軸に沿って向けられていない
磁場）を最小限に抑えることを含む。この目的を成し遂
げるために、我々はまずソレノイドを新規な方法で巻
く。例えば、ピッチの付与された巻線を用いる代わり
に、局部的に配置された小さなドッグレッグ（曲がった
もの：dog legs）で直列に相互接続されたゼロ−ピッチ
の巻線を用いる。このように、直列に相互接続された導
体巻線に関係した全ての軸上の配置は、比較的小さな予
め決められた軸方向に延びた場所のみで起こる。各ター
ンの間のこれらのドッグレッグした相互接続に関連し
て、帰還電流ループ又は帰還電流路は、ドッグレッグと
帰還路との間に設けられた非常に小さなギャップを持っ
て、そのようなドッグレッグ接続上を直線的に通過して
戻される。このような影響のある余分な電流ループを生
じさせる導体を制御可能に位置決めするが、これらの特
徴は帰還電流ループの領域を減少させる傾向にあり、か
つこれらの要素は（たとえ単独で取られても）大きな要
素による好ましくない磁場カプリングを減少させる傾向
にある。

【００１３】さらに、好ましい実施例においては、等価
帰還電流ループ要素が（通常のピッチの付与されたター
ンのソレノイドコイルの至る所に分布されているよりも
むしろ）局部的に位置付けられかつ同定されているの
で、等価電流ループは好ましくない相互コイルカプリン
グをさらに減少させるように有効に適応される。例え
ば、図１の例において、好ましくない電流ループによる
磁場は最も悪い可能な向きに置かれる。すなわち、帰還
用導体及び共鳴用コンデンサは他のコイルの主磁場に直
接カプリングする帰還路を構成する。現在置かれている
等価電流ループを動かすことにより、インナ及びアウタ
コイル１０，１２の両者に直交する主磁場のみに主に効
果的にカプリングするようにされ得る。例えば、両ソレ
ノイドのゼロ−ピッチのターンに関連した帰還路の位置
を動かすことにより、好ましくない等価電流ループはｚ
軸方向に向けられた磁場に主にカプリングするようにさ
れ得る（すなわち、ｘ−ｙ平面内に両方の等価帰還ルー
プを配置することにより、残っているｚ軸に沿った好ま
しくない電流ループポイントによる残留磁場はいずれか
のコイルの主磁場に直接的にカプリングしない）。

【００１４】これらの二つの細工を組み合わせて使用す
ることにより（目下のところ、好ましい模範的な実施例
のように）、帰還電流路による標遊（stray）の磁場を
効果的に除去することができ、これによりソレノイドコ
イル自体の縦軸を互いに９０度に向けるようにすること
が可能になる。このような細工の組合せはコイルの設計
を非常に簡素化し、かつコイル構成における些細な変化
に対するデカプリング効果の感度を減少させる。

【００１５】目下のところ好ましい模範的な実施例にお
いては、人間の頭部のボリュームからＭＲＩ−ＲＦ信号
をカプリングするためのＱＤ−ＭＲＩ−ＲＦコイルは、
人間頭部上にぴったり合うように適用されたヘルメット
のような構造内に形成されている。ヘルメット構造内に
は、ゼロ−ピッチの一対のソレノイドコイルが縦軸を実
質的に相互に直交させて配置されている。ソレノイドコ
イルの一つは、（ヘルメット内に頭部が置かれたと
き、）頭部の先端から首を通した軸線に実質的に平行に
置かれた縦軸を有する。この模範的な実施例のソレノイ
ドコイルの他方は、（ヘルメット内に頭部が置かれたと
き、）頭部の横方向の一方側から他方側への横方向の線
に実質的に平行に置かれた縦軸を有する。これらのソレ
ノイドコイルの両方は、好ましくは透明盤上にプリント
回路導体のように形成される。合成プリント回路構造
は、好ましくはフレキシブルでプリント回路形成後にヘ
ルメット構造の形に従わされる。プリント回路線の自由
端は互いにはんだ付けされ（所定のソレノイドコイルの
ゼロ−ピッチのターンを完成するために）、又は共鳴用
のコンデンサ、デカプリング回路、レシーバ及びインピ
ーダンスマッチング回路等にはんだ付けされる。

【００１６】好ましい模範的な実施例においては、ヘル
メットは、画像化されるべき頭部の目の近くの領域に近
接した透明窓を有している（頭部がヘルメット内に置か
れたとき）。ソレノイドのプリント導体はゼロ−ピッチ
で透明盤上に形成されているので、患者は二つのソレノ
イドコイルの視界を遮る直交した導体線の間に形成され
た格子の隙間を通して外を見ることができる。好ましい
模範的な実施例において、コイルの一つはコイル構造の
外側端の向こう側にて患者が見通すことできるように相
対的に狭い横方向の大きさである。このようにして、患
者の密閉恐怖症反応は減少され得る。また、イメージン
グ手続き中、患者との視覚的連絡を容易にもする。

【００１７】患者の首を収容するために、ソレノイドコ
イルの一つは、頭部を表から裏に回ってスカートを形成
する（へりをつける）ように部分的に反対方向に向けら
れたターンの対を有し、これにより同ターンを導通する
ように仕上げている。その結果、各ターンの第１部分は
第１の平面ボリューム（ゼロ−ピッチの導電線を含み並
列な平面を有するボリューム）内に属する能動的な部分
であり、一方各ターンの残りの部分は第１の平面ボリュ
ームにある角度をなす第２の平面ボリューム内に置かれ
たスカートを形成している導体線で仕上げられている。
反対に向けられ、対称に置かれた対になったスカートを
形成する線を有することにより、スカートを形成する線
に関係した磁場の影響を実質的に互いに打ち消し、一方
実在する患者の首を収容する。

【００１８】模範的な実施例においては、共鳴容量は、
各ソレノイドコイルの長さ方向に沿って直列に接続され
た複数のコンデンサ中に配分されている。このようにし
て、コンデンサの必要とされる最大定格電圧が小さくさ
れる。さらに、受動的なブロッキング及びデカプリング
回路は、好ましくは、各ソレノイドの長さ方向に沿って
ほぼ中央に含められていて、さもなければＲＦ伝送時間
に受信コンデンサに流れるであろう大きな誘導電流（こ
れにより、意図されたＲＦ伝送磁場を歪ませる）を効果
的に減少させる。可変チューニング用のコンデンサ（例
えば、バリコン）の両端子にデカプリング回路を接続し
ないことにより、より安定なデカプリング機能が成し遂
げられる（もし、ブロッキング回路が可変チューニング
用のコンデンサに接続されていたならば、大きな誘導電
圧によって引き起こされる可能性のある予想できないほ
どの容量変化に妨害される）。

【００１９】帰還電流ループに等価な領域を減少させる
ことは、模範的な実施例において、各ソレノイドコイル
のドッグレッグ部分近くに物理的に取り付けられている
プリント回路盤上に接続された回路要素を置くことによ
って容易になされる（例えば、ゼロ−ピッチのインナ及
びアウタソレノイドコイルのそれぞれのために頭部の頂
部近く及び右耳の近くに）。

【００２０】少なくとも一つのデカプリングコンデンサ
も、好ましくはコイルの間に接続されている。的確な相
互接続の位置及び／又はデカプリングコンデンサの値は
好ましくは工場にて経験的に調整されて、さもなければ
ソレノイドコイルの間に好ましくなくカプリングされる
残存ＲＦ信号を実質的にキャンセルする。

【００２１】これらばかりか、この発明の他の目的及び
利点は、添付した図面と関連させてこの発明の目下のと
ころ好ましい模範的な実施例の次の詳細な説明を注意深
く読むことにより、より完全に理解されるでしょう。

【００２２】

【実施例】図１に関して以前に説明したように、二つの
ピッチ付与されたターンのソレノイドコイルが図１に示
すように向けられれば、悪いことにかなりの程度の相互
コイルカプリングが存在する。このようなコイルがＭＲ
Ｉ内で直交位相検波のために使われると、このような相
互コイルカプリングは種々の理由のために非常に好まし
くない。以下の議論では、ｘ，ｙ，ｚ磁気座標システム
は図１に示すように用いられる。ここで、公称静止かつ
公称均一な分極した主磁場は、ｚ軸に向きが調整されて
いると仮定される。したがって、よく知られたＭＲＩ手
続きにより、ＱＤ用の受信コイルは、互いに横切りかつ
前記分極した磁場に対しても横切る磁場に独立してカプ
リングしなければならない。便宜上、ＱＤコイルカプリ
ング軸は、図１に示されているようにｘ及びｙ座標軸に
沿っているものと仮定されるでしょう。

【００２３】図２には、多少変更されたインナコイルＬ
１０とアウタコイルＬ１２の概略図が示されている。特
に、これらのコイルはゼロ−ピッチのターンを使用して
いる。すなわち、例えば、アウタコイルＬ１２は図２
(Ａ)に示されているように４個のゼロ−ピッチのターン
１２ａ，１２ｂ，１２ｃ，１２ｄを含んでいる。これら
は実質的に完全な回路導体線として考えることができ、
例えば、それらは相互に平行な平面ボリュームに含まれ
ている（すなわち、導体線１２ａを含んでいる平面ボリ
ュームは、導体線１２ａのｙ軸方向の長さによって分離
されるｘ−ｚ平面に平行な上面及び底面を有するであろ
う）。すなわち、ゼロ−ピッチのターン１２ａ，１２
ｂ，１２ｃ，１２ｄは連続した平行な平面ボリューム内
にそれぞれ存在する。

【００２４】アウタコイルＬ１２内のインナコイルＬ１
０も４つのゼロ−ピッチのターン１０ａ，１０ｂ，１０
ｃ，１０ｄからなる。これらの各ターンは、ｘ−ｚ平面
ではなくｙ−ｚ平面に平行であるが、連続した平行な平
面ボリューム内に含められている。

【００２５】図２(Ｂ)によりよく示すように、アウタコ
イルＬ１２のゼロ−ピッチのターン１２ａは、ドッグレ
ッグした相互接続セグメント１４ａにより、直列にゼロ
−ピッチのターン１２ｂに直列に接続されている。同様
に、ゼロ−ピッチターン１２ｂは、同様にドッグレッグ
した相互接続セグメント１４ｂにより、ゼロ−ピッチの
ターン１２ｃに直列に接続されている。ゼロ−ピッチの
ターン１２ｃは、同様にドッグレッグした相互接続セグ
メント１４ｃにより、ゼロ−ピッチのターン１２ｄに直
列に接続されている。最後に、最初と最後のターン１２
ａ，１２ｄの残りの端は、近接して並べられた他の帰還
ループコネクタ１４ｄ（図２(Ｂ)に示すように共鳴用の
コンデンサを含んでいる）により、相互接続されてい
る。同様なドッグレッグした直列相互接続及び帰還ルー
プコネクタも、図２(Ａ)の側面図に一般的に示すよう
に、インナコイルＬ１０の一部として組み入れられてい
る。等価帰還ループはｘ，ｙ平面内に実質的に含められ
るので、このような等価ループに関連したいずれのスプ
リアスな磁気カプリングは基本的にはｚ軸に平行に向け
られているということになる（したがって、これらの等
価帰還ループによる直接の相互コイルカプリングを回避
し又は少なくとも非常に減少させる）。

【００２６】チューニング用のコンデンサの最大定格電
圧を減少させるために、チューニング用のコンデンサは
好ましくは各ＲＦコンデンサの長さ方向に沿って分配さ
れる。例えば、図３に示すように、インナソレノイドコ
イルＬ１０は４つの部分Ｌ１０−１，Ｌ１０−２，Ｌ１
０−３，Ｌ１０−４に分けられている。共鳴チューニン
グ用のコンデンサＣ８，Ｃ９は、インナソレノイドコイ
ルの初めと終わりの半分内に直列にそれぞれ接続されて
いる。コイルのほぼ中央には、チューニング用の固定コ
ンデンサＣ１，Ｃ２がデカプリング回路３０の一部とし
て接続されている。模範的な実施例において、コンデン
サＣ１，Ｃ２，Ｃ８，Ｃ９は約４７０ピコファラッドで
定格電圧１２００ボルトを有する固定コンデンサでよい
（ＮＭＲ−ＲＦ共鳴周波数が２．７メガヘルツであるＭ
ＲＩシステムにおける動作のために）。残りのバックツ
ーバック接続のダイオード３２（ＣＲ１−ＣＲ６）は、
（典型的には、この実施例の異なるＲＦコイル構造から
の）ＭＲＩ−ＲＦニューテーションパルスの伝送の間
に、比較的強い誘導電流によってフォワードバイアスさ
れたとき、比較的低いインピーダンス値をとる。したが
って、ＲＦ伝送時に、ダイオード３２は付加されたコン
デンサＣ３，Ｃ４及びコイルＬ１に効果的にスイッチ接
続して、ソレノイド受信コイル内にトラップ回路を挿入
する（これにより、誘導電流が意図されたＲＦ伝送磁場
を歪ませることを阻止する）。受動的なデカプリング回
路３０は好ましくはソレノイドコイル構造に沿ったほぼ
中央に位置していて、（大きな誘導電圧がそこに印加さ
れれば予測できないほどの容量を与えることもできる）
可変コンデンサよりはむしろチューニング用の固定コン
デンサの一つを使用するようになっている。模範的な実
施例において、Ｃ５は定格電圧３００ボルトを有する２
００ピコファラッドのコンデンサであり、一方、可変コ
ンデンサはそれぞれおよそ１００ボルトの定格電圧を有
する１００ピコファラッドの可変コンデンサであればよ
い。当業者によって理解されるように、抵抗Ｒ１，Ｒ
２，Ｒ３は可変コンデンサをバイアスする目的で採用さ
れている。コンデンサＣ２０，Ｃ２１は、通常のインピ
ーダンスマッチング回路の一部である。可変コンデンサ
及びコンデンサＣ２０を適当に調節することにより、イ
ンナソレノイドコイルＬ１０は適当な周波数で共鳴する
とともに、ＮＭＲシステムのＱＤ−ＲＦレシーバチャン
ネル番号１に導く公称の伝送ラインインピーダンス５０
（例えば、５０オームの同軸ケーブル）にマッチングさ
れる。

【００２７】アウタソレノイドコイルＬ１２のためのま
さに類似した回路構成及び運用が図３に示されている。
しかし、ここでは、追加のチューニング用のコンデンサ
Ｃ１０，Ｃ１３がチューニング用のコンデンサＣ８，Ｃ
９にそれぞれ並列に付加されている。その結果、第２の
実質的に絶縁されたＱＤ−ＲＦチャンネル番号２がＭＲ
Ｉ−ＲＦレシーバに出力される（例えば、同軸ケーブル
５２を介して）。

【００２８】注目されるように、追加の可変コンデンサ
Ｃ６，Ｃ７はインナ及びアウタソレノイドの両者の端子
Ｅ１ｂ，Ｅ２ｂに付加されている（例えば、レシーバの
プリント回路盤４０，４０’の一部として）。工場にて
運用を作っている間、レシーバ盤４０上のコンデンサＣ
６，Ｃ７の一つは、レシーバ盤４０’上のコンデンサＣ
６，Ｃ７の一つに接続される（例えば、図３に相互接続
線６０により示されているように）。相互接続されたコ
ンデンサは、インナソレノイドコイルＬ１０とアウタソ
レノイドコイルＬ１２との間の残余の相互コイルカプリ
ングをなくし又は最小限にするように調節される。理解
されるように、一つの適当な処理は相互接続の４つの可
能な組合せのそれぞれを（及び各接続のための適当な容
量をゼロにする調整を）経験的に試行することを含むこ
とであり、一方では、各可能な組合せ毎に得られる最小
の相互コンデンサカプリングを測定するとともに工場調
整としての最終的な構成の最適な選択を行う。

【００２９】今や明かなように、各ソレノイドのターン
の直列相互接続に関連した必須な軸配置は、ドッグレッ
グが配置される手法の中で果たされる。こればかりか、
ドッグレッグ接続した領域上の近接した帰還電流路及び
等価帰還電流ループの方向の全てが、インナソレノイド
コイルＬ１０とアウタソレノイドコイルＬ１２との間の
好ましくない相互コイルカプリングを最小にするように
作用する。

【００３０】目下のところ好ましい模範的な実施例にお
いて、インナソレノイドコイルＬ１０は、各ターンのた
めに厚さ約０．０２０インチで幅約０．２５インチを有
するプリント回路の導電線を使用している。目下のとこ
ろ好ましい模範的な実施例において、アウタソレノイド
コイルＬ１２は、厚さ約０．０２０インチであるが幅約
０．５０インチを有するプリント回路の導電線を使用し
ている。内部のコイルのために実質的に狭い幅の導電線
を使用することは、いくらか改良された全体的性能を与
えることは明らかである（おそらくアウタコイル内部に
配置された大質量の銅は、そうでなければ与えるような
大きな負荷をアウタコイルに与えないためである）。

【００３１】図４の斜視図に示すように、目下のところ
好ましい模範的な実施例は、ゼロ−ピッチのソレノイド
コイルＬ１０，Ｌ１２をヘルメット型のヘルメット構造
１００に組み込んである。ヘルメット構造１００は、患
者（典型的には、ベッド表面に横たわっている患者）の
頭部１０２を便利に出し入れできるような大きさに設定
されている。ＤＣバイアス及びＲＦ用の同軸ケーブル並
びにその種のものは、この模範的な実施例においては、
共通コネクタ１５に集められて、ガントリルームを通過
して典型的には近接した場所に置かれているＭＲＩコン
トロールシステムにケーブルでつながれている。また、
図４に示されているように、好ましい模範的な実施例の
ヘルメット構造１００は、患者１０２の目に近接した領
域に透明の窓２００を備えている。そればかりか、好ま
しい模範的な実施例において、ソレノイドコイルＬ１
０，Ｌ１２は透明基盤（例えば、レクサン(LEXAN)） 上
に設けたプリント回路の導体線によって形成されてい
る。コイルＬ１０，Ｌ１２の相互に直交した導電線間に
形成された開いた隙間２０２の格子を通して、患者は見
通すことができる。そればかりか、模範的な実施例にお
いては、インナソレノイドコイルＬ１０は比較的狭い横
方向の広がりを有しているので、患者は実際にはコイル
Ｌ１０を越えた側（すなわち、コイルの外側端のどちら
かの側）にて窓２００を介して見通すことができる。理
解されるように、患者に対して外部への視覚的な接触を
許容するので、ヘルメットは密閉恐怖症の反応を最小限
にする傾向にある。また、ＭＲＩ手続き中に患者との連
絡を容易にもする。

【００３２】アウタソレノイドコイルＬ１２は、頭部の
頂部から患者の首を通して延びている縦軸を有する頭部
を取り囲んでいるので、図６にて平らにした形状で示す
ように透明な基盤上にプリント回路線を形成することは
比較的に簡単な構成である。ここにおいては、１０個の
ゼロ−ピッチのターンが一緒になっている。フレキシブ
ルな基盤が、（例えば、これらの導電線の予め錫メッキ
されかつ近接して並べられた部分を横切って銅の帯をは
んだ付けすることにより）物理的かつ電気的に相互接続
された両端にて、導電線がマッチングする端部を有する
円筒状にどのように形成されているかは比較的簡単に想
像できる。Ｌ１２−１，Ｌ１２−２，Ｌ１２−３，Ｌ１
２−４を構成する線も図６に示されていて、これら物理
的な構造を図３の電気的概略線図に一致させるのに役だ
っている。理解されるように、チューニング用のコンデ
ンサＣ８，Ｃ９は（それらばかりか、追加の並列コンデ
ンサＣ１０，Ｃ１３もそれぞれ）、ソレノイドコイル内
の適当な地点の場所にはんだ付けされ得る。予め錫メッ
キされた接続点Ｅ１ａ，Ｅ２ａにおけるコイルの中間点
は、当業者によって理解されるように予め錫メッキした
端子Ｅ１ａ，Ｅ２ａにはんだ付けされた適当な導電帯
（ストラップ）コネクタを介して、デカプリング回路３
０’（典型的には、近接して並べられたプリント回路
盤）に接続され得る。

【００３３】最後に、ソレノイドコイルの残りの外部端
子Ｅ１ｂ，Ｅ２ｂは、当業者によって理解されるように
予め錫メッキした端子領域Ｅ１ａ，Ｅ２ａにはんだ付け
された適当な導電帯を介して、対応するレシーバのプリ
ント回路基盤４０’に接続される。この発明によれば、
帰還ループ及び関連したチューニング用のコンデンサＣ
５は、ドッグレッグした相互ターンのコネクタギャップ
６００に隣合いかつきわめて近接されるべきである。す
なわち、帰還電流ループは、端子Ｅ１ｂ，Ｅ２ｂの間に
可能な限り近接かつまっすぐに作られなければならな
い。

【００３４】インナソレノイドコイルＬ１０の平らにさ
れた説明図は、図５に示されている。ここで、頭部の一
側面から他側面に横方向に延びた実際の縦軸を有するソ
レノイドコイルの全体を形作るように、平らにされたプ
リント回路導線が全体としてどのように適合されかつ合
わされているかを明視化することはいくらか難しいこと
である。もちろん、理解されるように、インナソレノイ
ドコイルの直接の作図が持つ一つの困難性は患者の首の
存在であり、同首はそこを通る導体ターンの直接的な連
続性を妨げる。この問題を克服するために、反対方向に
向けられかつ対象に配置されてスカートを形成している
（へりをつけている）一対の導体線５００ａ，５００ｂ
が各ターンを完成させるために採用されている。次の議
論からより明らかにされるように、ソレノイドコイルＬ
１０の各ターンはセグメント５０２に沿って患者の顎か
ら上方に進み、それから患者頭部の後部にてドッグレッ
グした導線を介して相互接続されたセグメント５０４に
より患者頭部の頂部上を円弧上に延び、セグメント５０
６で頭部構造の後部に沿って下方に続いている。完全に
組み立てられたとき、いずれの与えられたターンのセグ
メント５０２，５０４，５０６も、実質的に平面ボリュ
ーム（この用語は以前に定義されている）内に横たわっ
ている。この平面ボリュームは空間的に分離され、かつ
ソレノイドコイルＬ１０の全ての他のゼロ−ピッチのタ
ーンを含んでいる同様な平面ボリュームに平行である。

【００３５】しかし、各ターンは同一の平面ボリューム
を通して完成され得ないので（それらは患者の首を通過
するであろうために）、スカートを形成している導体５
００ａ，５００ｂ（反対方向に向けられた対称的な対に
置かれている）が、コイルの各ターンの電気的な接続を
作り上げる。スカートを形成している導線５００ａ，５
００ｂが個々にコイルＬ１２にカプリングする磁場を形
成したとしても、スカートを形成している各導線５００
ａに関係したカプリング効果は反対方向に向けられた対
称のスカートを形成している導線５００ｂの磁場により
ちょうどキャンセルされる。

【００３６】図５に示されたフレキシブルなプリント回
路盤の中央部分を人間の頭部の基部（頭部の後部）に置
き、かつ各側部を患者の頭部の顎の部分にて合うように
延ばして包み込むことを明視化することもできる。セグ
メント５０４，５０６はそれから患者頭部の頂部上を弓
形に下方に従わされて、３次元構造を完成するように図
５の破線により描かれているように相互接続される。こ
のようにして人間の頭部の一般的な外形に合わせられる
とき（例えば、ヘルメット構造１００内に置かれるべき
透明のコイル巻型上に）、いずれの与えられたターンの
スカートを形成している導線５００ａ，５００ｂも、そ
のターンの残りのものを含む平面ボリュームに実質的に
直交する第２の平面ボリューム内に実際に延びているこ
とが理解されるでしょう（対称に配置されたスカートを
形成している導線が使われている限り、たとえ他の角度
関係が使われ得たとしても）。スカートを形成している
導線は対称に配置されるとともに反対方向に向けられて
いるので（対称に反対向きに置かれたスカートを形成し
ている導線５００ａ，５００ｂ内には任意の時刻におい
て反対向きの等しい電流が流れているので）、スカート
を形成している導線により及び／又は同導線に応じて発
生される磁場が実質的に互いにキャンセルし合うことに
なる（少なくとも関心のあるイメージングボリューム内
においては）。このように頭部の一側面から他の側面に
横方向に延びた縦軸を有しかつ人間の頭部構造上にて実
質的に中央に置かれた実際のソレノイドコイルが、患者
の首の通過及びヘルメット構造１００から簡単な頭の出
し入れを許容しているにもかかわらず、構成的にも電気
的にも完成される。

【００３７】図７(Ａ)は適所にソレノイドコイルＬ１
０，Ｌ１２を持つヘルメットの内側のコイルの巻型の上
面図を（図５，６に示された平らにされたプリント回路
導線に適当に合わせることにより）示すとともに、コイ
ルＬ１０，Ｌ１２の相互接続及びそれらに関連した要素
を示している。その左側面図が図７(Ｃ)に示され、かつ
右側面図が図７(Ｂ)に示されている。

【００３８】インナコイルＬ１０及びアウタコイルＬ１
２の外側端子（レシーバ盤４０，４０’にそれぞれ接続
するための）は、図７(Ａ)(Ｂ)にそれぞれはっきりと表
されている。チューニング用のコンデンサＣ８，Ｃ９
も、図７(Ａ)(Ｂ)のこれらのコイルのために表されてい
る。さらに、コイルＬ１０，Ｌ１２の中央地点の端子Ｅ
１ａ，Ｅ２ａ（デカプリング用のプリント回路盤３０，
３０’のそれぞれに対する接続のための）も、図７(Ａ)
(Ｂ)にはっきりと表されている。次のような説明と関連
して図５，６及び図７(Ａ)−(Ｃ)を合わせて見ることに
より、フレキシブルな透明盤上に平らにされたプリント
回路導線が、どのようにして適合されてこの模範的実施
例のゼロ−ピッチの直交位相検波用のＭＲＩ−ＲＦコイ
ルＬ１０，Ｌ１２を形成するかが明らかとなる。

【００３９】今や、これらのコイルは、患者が通して見
ることができるヘルメット構造の窓にて透明な隙間の格
子を形成していることも理解される。図７(Ａ)(Ｂ)から
理解できるように、コイルＬ１０の等価帰還ループは頭
部の後部近くに位置し、一方コイルＬ１２の等価帰還ル
ープは患者の右耳近くに位置している。以前に説明した
ように、帰還電流ループはコイルＬ１０，Ｌ１２のため
のプリント回路のレシーバ盤４０，４０’の一部として
それぞれ形成され、可能である限りソレノイドコイル端
子Ｅ１ｂ，Ｅ２ｂに近接して配置されるとともに同端子
Ｅ１ｂ，Ｅ２ｂに接続されている。模範的な実施例のた
めに示された位置にあるとき、これは等価帰還電流ルー
プを、ＱＤレシーバ用のコイルのｘ軸又はｙ軸のどちら
かよりもむしろ、ｚ軸に一直線にされた磁場に主にカプ
リングさせる。

【００４０】ヘルメット構造１００内に置かれた頭部の
解剖学的組織を有する患者１０２の横断面の概略図は、
図８(Ａ)(Ｂ)に示されている。例えば、患者は通常のＭ
ＲＩのベッド運搬システム８００上に水平に横たわって
いる。Ｌ字形の延長支持体８０２は、ヘルメット構造１
００内に便利に滑り込む（かつ連結する機械的構造でヘ
ルメット構造１００を支持する）ように設計された頭部
／首の支持体８０４を支持している。

【００４１】この発明にしたがってＱＤ用の頭部コイル
を構成することにより、現存する低周波数の頭部コイル
構造に関して、信号対ノイズ比が約２０パーセント改善
されたことが観察された。前にも述べたように、このよ
うな改善は、少なくとも一部において、帰還電流路が近
接して並べられるように位置づけれた領域にてドッグレ
ッグした直列相互接続を有するゼロ−ピッチのソレノイ
ドターンの使用に関係している。このように、等価帰還
電流路に関連した磁場は他のソレノイドコイルにカプリ
ングしない（等価帰還電流路が賢明に配置されていると
仮定すれば）。

【００４２】この発明の数少ない模範的な実施例を詳細
に説明しただけであるが、当業者であれば、前記実施例
の新規な特徴や利点を残したまま、同実施例の種々の変
形や修正が成し得ることは理解できる。したがって、そ
のような変形及び修正は前記特許請求の範囲に記載の発
明の権利範囲に含められるべきである。

【図面の簡単な説明】

【図１】 直交する縦軸を有するピッチが付与された二
つの巻線からなるソレノイドコイルの概略図である。

【図２】 (Ａ)は、ゼロ−ピッチのソレノイドターンを
用いたこと及び賢明に置かれた等価帰還電流ループを除
き、図１のコイルと類似したインナ及びアウタＭＲＩ−
ＲＦコイルの概略図であり、(Ｂ)は(Ａ)に使用されたゼ
ロ−ピッチのターンのドッグレッグを用いた直列相互接
続を示す図である。

【図３】 図２(Ａ)(Ｂ)に示されたコイルを用いた本発
明による模範的なＭＲＩ−ＱＤ−ＲＦコイルアセンブリ
の電気回路の概略結線図である。

【図４】 図３のＭＲＩ−ＱＤ−ＲＦコイルアセンブリ
を組み込んだヘルメット構造の斜視図である。

【図５】 図２〜４の模範的な実施例におけるゼロ−ピ
ッチのインナソレノイドＱＤコイルを実現するために使
われるプリント回路の導電線である。

【図６】 図２〜４の模範的な実施例におけるゼロ−ピ
ッチのアウタソレノイドＱＤコイルを実現するために使
われるプリント回路の導電線である。

【図７】 (Ａ)はプリント回路の導電線（図５，６では
平にならされた形で示されている）の組み立てられた形
をより明視化するように、この発明の模範的な実施例の
ヘルメット構造内にて採用されたＱＤコイル形態の上面
図であり、(Ｂ)は同ＱＤコイル形態の右側面図であり、
(Ｃ)は同ＱＤコイル形態の左側面図である。

【図８】 (Ａ)はこの発明の模範的な実施例であるヘル
メット形態のＭＲＩ−ＱＤコイル内に置かれた患者の解
剖学的組織構造を示す縦方向の切断図あり、(Ｂ)は同構
造を示す横方向の切断図である。

【符号の説明】

Ｌ１０…インナコイル、Ｌ１２…アウタコイル、１０ａ
〜１０ｄ，１２ａ〜１２ｄ…ターン、１４ａ〜１４ｃ…
相互接続セグメント、１４ｄ…帰還ループコネクタ、３
０，３０’…デカプリング回路、４０，４０’…レシー
バ、１００…ヘルメット構造、１０２…患者の頭部、２
００…透明窓、２０２…隙間、５００ａ，５００ｂ…ス
カートを形成している導体線、５０２，５０４，５０６
…セグメント。

───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (72)発明者 ケビン エー． ダービー アメリカ合衆国 カリフォルニア州 94066 サンブルーノ ハイランドドライ ブ 3291 (72)発明者 レオン カウフマン アメリカ合衆国 カリフォルニア州 94118 サン フランシスコ シックステ ィーンス アベニュー 127

Claims (36)

【特許請求の範囲】
1. 【請求項１】 画像化されるべき人間の頭部ボリューム
   からＭＲＩ−ＲＦ信号をカプリングするための直交位相
   検波用のＭＲＩ−ＲＦコイルであって、 人間の頭部上に合うように適用されたヘルメット構造
   と、 前記ヘルメット構造内に置かれたゼロ−ピッチの一対の
   ソレノイドコイルとを備えた直交位相検波用のＭＲＩ−
   ＲＦコイル。
2. 【請求項２】 前記請求項１に記載の直交位相検波用の
   ＭＲＩ−ＲＦコイルにおいて、 頭部が前記ヘルメット内に置かれたとき前記一対のソレ
   ノイドコイルの一つは頭部の頂部から首に向かう軸線と
   実質的に平行に置かれた縦軸を有し、かつ頭部が前記ヘ
   ルメット内に置かれたとき前記一対のソレノイドコイル
   の他の一つは頭部の一側面から他の横方向の側面に向か
   う横軸と実質的に平行に置かれた縦軸を有する。
3. 【請求項３】 前記請求項１に記載の直交位相検波用の
   ＭＲＩ−ＲＦコイルにおいて、前記一対のソレノイドコ
   イルはそれぞれ透明基盤上のプリント回路導体からな
   る。
4. 【請求項４】 前記請求項３に記載の直交位相検波用の
   ＭＲＩ−ＲＦコイルにおいて、前記ヘルメットは、頭部
   が前記ヘルメット内に置かれたとき、頭部の目の近くの
   領域に近接した透明の窓を含んでいる。
5. 【請求項５】 前記請求項１に記載の直交位相検波用の
   ＭＲＩ−ＲＦコイルにおいて、前記一対のソレノイドコ
   イルの一つは、巻線内に反対方向に向けられていて、頭
   部が前記ヘルメット内に置かれたとき、頭部の基部の外
   側回りにスカートを形成している対になった導体を含ん
   でいる。
6. 【請求項６】 前記請求項１に記載の直交位相検波用の
   ＭＲＩ−ＲＦコイルにおいて、前記各ソレノイドコイル
   はそれに沿って直列に分布された複数のコンデンサを含
   んでいる。
7. 【請求項７】 前記請求項１に記載の直交位相検波用の
   ＭＲＩ−ＲＦコイルにおいて、前記各ソレノイドコイル
   は、ＭＲＩ−ＲＦ伝送期間に誘導された電流を阻止する
   少なくとも一つの受動回路を含んでいる。
8. 【請求項８】 前記請求項１に記載の直交位相検波用の
   ＭＲＩ−ＲＦコイルにおいて、 前記各ソレノイドコイルはゼロ−ピッチのターンのドッ
   グレッグした直列相互接続上に近接した帰還ループ通路
   を有し、それにより比較的小さな領域の帰還ループ磁場
   カプリングを与えており、 前記両ソレノイドコイルのための帰還ループは前記両ソ
   レノイドコイルの縦軸に直角に向けられた磁場に主にカ
   プリングするように配置されている。
9. 【請求項９】 前記請求項１又は請求項８に記載の直交
   位相検波用のＭＲＩ−ＲＦコイルは、さらに前記一対の
   ソレノイドコイル間又はそこにそれぞれ関連した回路間
   に少なくとも一つのデカプリングコンデンサを備え、さ
   もなければ前記一対のソレノイドコイル間に共通にカプ
   リングされるＲＦ信号を実質的にキャンセルする。
10. 【請求項１０】 複数の空間的に分離された平面ボリュ
    ームの一つ内に実質的に含められた少なくとも約１８０
    度のターンからなる複数の導電性ターンを有する導電性
    巻線を備え、 前記各導電性ターンはギャップ領域を横切ってそれぞれ
    関連した平面ボリューム内にて互いに整列された一対の
    それぞれ関連した端部を有してなり、それらの端部は前
    記ギャップ領域内にて前記ターンの他のものの端部に直
    列に接続されていることを特徴とするＭＲＩ−ＲＦコイ
    ル。
11. 【請求項１１】 前記請求項１０に記載のＭＲＩ−ＲＦ
    コイルにおいて、 前記接続されたターンは空間的に分離された並列の平面
    ボリューム内に実質的に配置された導電性帯の完全なリ
    ングを実質的に構成していて、前記平面ボリュームは前
    記帯の幅に等しい厚さを有しており、 前記ターンは前記並列の平面ボリュームに対してある角
    度に置かれた導電性帯の実質的に直線部分により他のタ
    ーンの端部に直列に接続されている。
12. 【請求項１２】 前記請求項１０に記載のＭＲＩ−ＲＦ
    コイルにおいて、 前記直列の導電性ターンは、平面的なフレキシブルプリ
    ント回路盤上に形成されかつ導電的及び物理的にいっし
    ょに接合されている前記導電線の整列された端部で閉じ
    たボリュームを取り囲むように合わされた導電線からな
    り、前記ギャップ領域及びそこの相互接続はプリント回
    路盤上に適当に形づけられた導電線によって形成されて
    いる。
13. 【請求項１３】 前記請求項１２に記載のＭＲＩ−ＲＦ
    コイルにおいて、 前記プリント回路盤は、少なくともＭＲＩの患者の目に
    近接している領域内では透明である。
14. 【請求項１４】 前記請求項１０に記載のＭＲＩ−ＲＦ
    コイルにおいて、 前記導電性ターンの少なくとも一つは、少なくとも一つ
    のコンデンサによって橋渡しされている整列された端部
    を有するギャップを含んでいる。
15. 【請求項１５】 前記請求項１０に記載のＭＲＩ−ＲＦ
    コイルは、さらに、前記ギャップ領域内にて前記ターン
    の最初と最後の端部間に接続されて、同ギャップ領域内
    にあるターン間の直列の相互接続に近接している少なく
    とも一つの帰還導体とコンデンサを備えている。
16. 【請求項１６】 前記請求項１０に記載のＭＲＩ−ＲＦ
    コイルにおいて、 複数の空間的に分離された平面ボリュームの一つ内に実
    質的に含められた少なくとも約１８０度のターンからな
    る複数の導電性ターンを有する第２の導電性巻線を備
    え、 前記第２の導電性巻線の各導電性ターンは第２のギャッ
    プ領域を横切ってそれぞれ関連した平面ボリューム内に
    て互いに整列された一対のそれぞれ関連した端部を有し
    てなり、それらの端部は前記第２のギャップ領域内にて
    前記第２の巻線の各ターンの他のものの端部に直列に接
    続されており、 前記第１及び第２の導電性巻線は画像化されるべき同一
    のＭＲＩボリュームにカプリングされるが、それぞれ互
    いに直交する磁場を発生又は同磁場に応答するように異
    なる方向に向けられていて、合成した直交位相検波用の
    ＭＲＩ−ＲＦコイルを与えるようにしたＭＲＩ−ＲＦコ
    イル。
17. 【請求項１７】 前記請求項１６又は請求項１１に記載
    のＭＲＩ−ＲＦコイルの前記第２の導電性巻線におい
    て、 前記導電性の各ターンは空間的に分離された並列の平面
    ボリューム内に実質的に配置された導電性帯の完全なリ
    ングを実質的に構成していて、前記平面ボリュームは前
    記帯の幅に等しい厚さを有しており、 前記各ターンは前記並列の平面ボリュームに対してある
    角度に置かれた導電性帯の実質的に直線部分により他の
    ターンの端部に直列に接続されている。
18. 【請求項１８】 前記請求項１６に記載のＭＲＩ−ＲＦ
    コイルの前記第２の導電性巻線において、 前記直列の導電性ターンは、平面的なフレキシブルプリ
    ント回路盤上に形成されかつ導電的及び物理的にいっし
    ょに接合されている前記導電線の整列された端部で閉じ
    たボリュームを取り囲むように合わされた導電線からな
    り、前記ギャップ領域及びそこの相互接続はプリント回
    路盤上に適当に形づけられた導電線によって形成されて
    いる。
19. 【請求項１９】 前記請求項１８に記載のＭＲＩ−ＲＦ
    コイルの前記第２の導電性巻線において、 前記プリント回路盤は、少なくともＭＲＩの患者の目に
    近接している領域内では透明である。
20. 【請求項２０】 前記請求項１６に記載のＭＲＩ−ＲＦ
    コイルの前記第２の導電性巻線において、 前記導電性ターンの少なくとも一つは、少なくとも一つ
    のコンデンサによって橋渡しされている整列された端部
    を有するギャップを含んでいる。
21. 【請求項２１】 前記請求項１６に記載のＭＲＩ−ＲＦ
    コイルの前記第２の導電性巻線において、 少なくとも一つの帰還導体とコンデンサは、前記ギャッ
    プ領域内にて前記各ターンの最初と最後の端部間に接続
    され、かつ同ギャップ領域内にある各ターン間の直列の
    相互接続に近接している。
22. 【請求項２２】 前記請求項２１に記載のＭＲＩ−ＲＦ
    コイルにおいて、前記第１及び第２の巻線の各帰還ルー
    プは、前記第１及び第２の巻線の各ターンによってそれ
    ぞれ発生され又は応答される磁場に実質的に直交する磁
    場を発生又は同磁場に応答するように向けられている。
23. 【請求項２３】 前記請求項１９に記載のＭＲＩ−ＲＦ
    コイルは、人間の頭部上に合わされた大きさのヘルメッ
    ト形の構造であってＭＲＩの患者の目に近接した領域に
    置かれた視界窓を有する構造内に配置され、前記コイル
    は巻線が通過する空間的に分離された導電性の各ターン
    によってのみ実質的に視界を遮るようになっている。
24. 【請求項２４】 前記請求項２３に記載のＭＲＩ−ＲＦ
    コイルにおいて、 それぞれ空間的に分離されて関連した前記二つの巻線の
    導電性ターンは、視界窓を通過するように互いに直交し
    ていて、患者が見ることができる隙間を持つ開口部の格
    子を形成している。
25. 【請求項２５】 前記請求項１０又は請求項１６に記載
    のＭＲＩ−ＲＦコイルにおいて、 前記第２の導電性巻線の各ターンは第１の平面ボリュー
    ム内で約１８０度の第１通路を外接させるとともに第２
    の平面ボリューム内で約１８０度の第２通路を外接させ
    ており、 前記第１及び第２の平面ボリュームは互いに対して角度
    をもって方向決めされており、 前記ターンの各対はそれぞれ第１通路に関して対称の反
    対方向に延びたスカートを形成している通路をそれぞれ
    有し、このような反対に延びたスカートを形成している
    通路によって発生され又は検出される磁場は反対方向に
    なっており、一方前記対の各第１通路により発生され又
    は検出される磁場は同一方向になっている。
26. 【請求項２６】 画像化されるべき人間の頭部ボリュー
    ムから又は同ボリュームにＭＲＩ−ＲＦ信号をカプリン
    グするための直交位相検波用のＭＲＩ−ＲＦコイルにお
    いて、 人体の頭部を受け入れるように適用されたヘルメット
    と、 前記ヘルメット内に配置されかつ縦軸に沿って空間的に
    分離されるとともに予め定めた軸方向に延びた領域内で
    直列に相互接続された複数のゼロ−ピッチの導電性ター
    ンを有する第１のソレノイドコイルであって、頭部がヘ
    ルメット内に置かれたときに前記縦軸が人間頭部の頂部
    から首部を通る線に沿って延びる第１のソレノイドコイ
    ルと、 前記ヘルメット内に配置されかつ縦軸に沿って空間が設
    けられるとともに予め定めた軸方向に延びた領域内で直
    列に相互接続された複数のゼロ−ピッチの導電性部分タ
    ーンを有する第２のソレノイドコイルであって、頭部が
    前記ヘルメット内に置かれたとき前記縦軸が人間頭部の
    一側面を通して横方向に他の側面まで通過する線に沿っ
    て延びかつ前記第１のコイルの縦軸と実質的に直交する
    第２のソレノイドコイルとを備え、 前記部分ターンの対称な対は、頭部がヘルメット内に置
    かれたとき、人間頭部の基部回りに円弧状に延びた反対
    方向に向けられたスカートを形成している導体によって
    作り上げられている直交位相検波用のＭＲＩ−ＲＦコイ
    ル。
27. 【請求項２７】 前記請求項２６に記載の直交位相検波
    用のＭＲＩ−ＲＦコイルにおいて、前記ヘルメットは、
    頭部が前記ヘルメット内に置かれたとき、人間頭部の目
    の付近に視界窓を有している。
28. 【請求項２８】 前記請求項２６に記載の直交位相検波
    用のＭＲＩ−ＲＦコイルにおいて、前記第１及び第２の
    ソレノイドコイルは透明盤上のプリント導体からなる。
29. 【請求項２９】 前記請求項２６に記載の直交位相検波
    用のＭＲＩ−ＲＦコイルにおいて、ゼロ−ピッチのコイ
    ルは透明な隙間の開口部の格子を形成している。
30. 【請求項３０】 前記請求項２６に記載の直交位相検波
    用のＭＲＩ−ＲＦコイルにおいて、前記第１及び第２の
    コイルは、空間的に分離されたプリント回路導体帯から
    なり、前記第２のコイルの帯は前記第１のコイルの帯の
    幅より実質的に狭い幅を有している。
31. 【請求項３１】 前記請求項２６に記載の直交位相検波
    用のＭＲＩ−ＲＦコイルにおいて、前記第１及び第２の
    コイルは、それらに沿って直列に配置された複数のコン
    デンサをそれぞれ含んでいる。
32. 【請求項３２】 前記請求項２６に記載の直交位相検波
    用のＭＲＩ−ＲＦコイルにおいて、 前記第１のコイルの最初と最後のターンは前記軸方向に
    延びた領域に近接して通過する帰還導体によって接続さ
    れて、前記第１及び第２のコイルの両者の縦軸に実質的
    に直交する磁場を発生又は同磁場に応答する比較的小さ
    な領域の帰還ループを形成し、 前記第２のコイルの最初と最後のターンはその軸方向に
    延びた領域に近接して通過する帰還導体によって接続さ
    れて、前記第１及び第２のコイルの両者の縦軸に実質的
    に直交する磁場を発生又は同磁場に応答する比較的小さ
    な領域の帰還ループを形成する。
33. 【請求項３３】 前記請求項３２に記載の直交位相検波
    用のＭＲＩ−ＲＦコイルにおいて、前記第１及び第２の
    コイルの帰還ループはそれぞれコンデンサを有してい
    る。
34. 【請求項３４】 前記請求項２６に記載の直交位相検波
    用のＭＲＩ−ＲＦコイルにおいて、前記第１及び第２の
    コイルのそれぞれは、人間頭部に伝送される比較的強い
    ＭＲＩ−ＲＦ信号の存在で前記コイルに流れる誘導電流
    を減少させる受動的なＲＦ回路を含む。
35. 【請求項３５】 前記請求項２６に記載の直交位相検波
    用のＭＲＩ−ＲＦコイルは、さらに、 前記第１のコイルの最初と最後のターンを横切って接続
    された第１のＲＦレシーバチャンネル用のカプリング回
    路と、 前記第２のコイルの最初と最後のターンを横切って接続
    された第２のＲＦレシーバチャンネル用のカプリング回
    路とを備えている。
36. 【請求項３６】 前記請求項２６に記載の直交位相検波
    用のＭＲＩ−ＲＦコイルは、さらに、前記第１及び第２
    コイルの間又はそれらにそれぞれ関連した回路間に接続
    されて、前記第１及び第２のコンデンサにそれぞれカプ
    リングされた直交位相チャンネルのＲＦ信号間の電気磁
    気的な絶縁の程度を高める少なくとも一つのデカプリン
    グコンデンサを備えている。