JPH06508786A - 多数の直角コイルより成る幾何学的に分離した多ポート体積型ｍｒｉ受信コイル - Google Patents

Abstract

(57)【要約】本公報は電子出願前の出願データであるため要約のデータは記録されません。

Description

【発明の詳細な説明】 多数の直角コイルより成る幾何学的に分離した多ポート体積型ＭＲＴ受信コイル 穴型９公野 本発明は磁気共鳴像形成（ＭＲＩ　）システムに係り、より詳細には、幾何学的 に分離された多数の直角コイルを有する受信コイルに係る。

先行技術 受信コイルは、磁気共鳴像形成システムにおいて、主磁界の存在中で対象とする 人間又は物体により発生された高周波磁界を遮るのに使用される。高周波信号は 、円形分極もしくは回転する磁界の形態であり、その回転軸は主磁界と整列され る。

年代順には、最初、受信コイルは、脚や腕や頭のような人体部位を受け入れる体 積を包囲するように設計された体積型コイルの形態をとっていた。例えば、ダマ ディアン氏の米国特許第１Ｉ、４１１．２７０号及びナンブ氏の第４．　９２３ ゜４５９号を参照されたい。次いで、当該領域の付近に配置するように設計され た表面型受信コイルか開発された。この表面型受信コイルについては、例えば、 ミシック氏等の米国特許第４，７９３．　３５６ｖ：を参照されたい。

この分野の進歩により、体積型及び表面型受信コイルに変更が加えられ、その信 号対雑音比が向１−された。これは、高周波共鳴磁界の垂直成分をピックアップ するようにコイルを変更することによって行われた。これらのコイルは直角コイ ルとして知られており、非直角の対応部品に対して著しく改舛された信号対雑音 比を有している。例えば、シーボルド氏の米国特許第４，４６７．２８２号及び フェーン氏の第４，７０７，６６４号を参照されたい。

２明の要旨 本発明のｌ二たる［１的は、磁気共鳴像形成の受信コイルシステムの信号対雑音 比を史に向−１−することである。

本発明は、多数の像処理チャンネルを有していて複数のＭＲＩ信けを処理しそし てこの処理した（、汗シーを合成して像を形成するようなデータ収集システムに 使用される直角受信コイルに関する。この受信コイルは、空間的に従属したやり 方て磁気共鳴信号の両直角成分を遮る多数の直角コイルより成る。各直角コイル は、それ自体コイルシステムであり、主磁界に゛１シ行な軸に沿って全ターゲッ ト感知体ｈｌＯ）−に分をカバーする。従って、各コイルシステムは、必要とさ れるものよりも小さな感知体積をイ」し、その感知体積内の領域から改善された 信号対雑音比をｔｉ、えることができる。各コイルシステムに接続される２本の リード各々は、データ収集シス−１−ムの個別の処理チャンネルに接続される。

各処理チャンネルの出力を合成する既知の技術を使用し、１つの大きな単一コイ ル１２上ｌいの場合よりも大きな全信号対雑音比を有する全ターゲット感知体積 からの最終的なデータセットを得ることができる。

好ましい実施例においては、受信コイルは、１磁界の軸に平行な共通軸に対し管 状ドラム支持部材に配置された第１及び第２の鳥籠型コイルを備えている。第１ の鳥籠型コイルは、第２のコイルよりも若）−直径が大きく第２のコイルに重畳 する。その重畳領域は、２つのコイル間の正味共（ｆ磁束をゼロにすることによ りこれらのコイルを互いに磁気的に分離する（ゼロ相互インダクタンス）ように 働く。各コイルは直角コイルであり、この点についてコイルの共通軸に対し９０ ゜の角度で各コイルに給電接続がなされるが、第１及び第２のコイルは、システ ム全体の信号対雑音比又は電気的な分離を妨げることなく互いに回転することが できる。各コイルへの給電接続部はデータ収集システムの個別ボートへ接続され 、そして独立した処理チャンネルにおいて別々に増幅及びデジタル化される。独 立してデジタル化された像信号は公知のアルゴリズムに基づいて合成され、信号 対雑音比の向１−シた像が形成される。

好ましい実施例の受信コイルシステムは、膝、脚、腕又は頭のような身体の多数 の解剖学的領域又は他の領域の像を形成するように設計される。

−１−記及び他の１−１的並びに効果は、添付図面を参照した以下の詳細な説明 より容易に明らかとなろう。

Ｘ面ｐ！ＦＩＩ爪β脱叫 図１は、本発明により構成された多直角コイルシステムの受信コイルを示す側面 図である。

図２は、図１に示す受信コイルの一部を形成するｊｌｉ−の直角鳥籠型コイルを 示す斜視図である。

図３は、図１に示す受信コイルのコイルシステムへの電気的接続を示す回路図で ある。

図４は、磁気共鳴像形成システムの一部分として本発明の受信コイルを示すブロ ック図である。

好−末しｙ害仰り珂績１世μ脱叫 図１及び２を最初に参照すれば、好ましい実施例のコイルが番号１０で一般的に 示されている。このコイル１０は、膝や脚や腕や頭のような身体の種々の解剖学 的領域又は他の領域に対して設計された体積型コイルである。コイル１０は、中 空円筒ドラム１６の周りに配置された２つの別々の直角体積型コイル１２及び１ ４を備えている。支持ロッド１８は、ドラム１６の長さにわたって延びてドラム を安定化するために設けられている。

コイル１２及び１４は、良く知られた１鳥籠」型コイルであり、図２に示すよう に、円形の導電性ループ２０及び２２が導電性の接続部材２４によって互いに接 続されたものより成る。８本の接続部材２４が円形導電性ループ２０及び２２を 接合している。各コイルは個別の直角コイルシステムと考えることができる。

コイル１２と１４との間の磁気相互作用は、図１に示すＺ軸である主磁界に平行 な軸に対して゛１４径方向対称性をもつようにドラム支持部材１６の周りにコイ ルを配置することにより除去される。更に、コイル１２は、コイル１４よりも若 干直径が大きく、コイル１２がコイル１４に重畳するようになっている。この重 畳は、一方のコイルからの正味磁束が、重畳領域からの磁束のベクトル和として 考えて、コイルの残り部分を通る戻り路からの磁束を厳密に打ち消すように調整 される。これは、正味共有磁束、ひいては、隣接コイルシステム間の正味相互イ ンダクタンスをゼロにする。これらコイルは、それらの共通軸に対する相対的な 回転位置に係わりなくそれらの分離を維持する。

コイル１２及び１４は、Ｚ軸に平行で互いに直角な２つの平面に対して対称的で ある。更に、２つのコイルは、各コイルの正味回転磁気ベクトルがＸ−Ｙ平面に あるがＺ軸に沿って住いに空間的に変位されるように配置される。この点につい て、各コイルシステムは、それ自身の感知体積内で磁気共鳴信号の直角成分を遮 る。

図３は、コイル１２及び１４に対して給電接続をいかに行うかを示している。

コイルの各リードは、一対の同軸電気リード線により既知のデータ収集システム ３４の各ボートに接続される。データ収集システム３４は、１マグネチツク・レ ゾナンス・イン・メディシン（ｌｌａｇｎｅｔｉｃ　Ｒｅ５ｏｎａｎｃｅ　ｉｎ 　Ｍｅｄｉｃｉｎｅ）　Ｊ第１６巻（１９９０年）の第１９２−２２５ページに 掲載されたローマ氏等のｌ”　Ｎ　Ｍ　Ｒ整相アレイ（Ｔｈｅ　ＮｋｌＲＰｈａ ｓｅｄ　Ａｒｒａｙ）、１と題する論文に説明されている。このシステムは多数 の処理チャンネル３６ないし４２を備え、各チャンネルは増幅器、フィルタ及び Ａ／Ｄコンバータを含んでいて、リード３０ａ、３０１）、３２ａ及び３２ｂに よってピックアップされた像信づの各々を処理する。各チャンネルの出力は、マ ルチプレクサ４４によってマルチプレクサされ、コンピュータ／マイクロプロセ ッサ４Ｇにより重み付はアルゴリズムに基づいて合成される。このアルゴリズム は、処理チャンネルの出力を選択してそれらを合成し、最良の全像信号（即ち最 大の信号対雑音比、等）を形成するように設計されている。

同軸リード３０ａ及び３０ｂは、互いに９０°離れたコイル１２上の点に接続さ れると共に、データ収集システム３６のボート１と２に各々接続される。同様に 、同軸リード３２ａ及び３２ｂは、互いに９０°離れたコイル１４にの点に接続 されると共に、データ収集システム３６のボート３と４に各々接続される。各同 軸リードは、良く知られたように、中心導体とシールドとを含んでいる。同軸リ ードとコイルとの間には、ケーブルをコイルに適宜接続するための電気ネットワ ーク（図示せず）が相互接続される。このようなネットワークは公知である。

更に、コイル１２と１４は、本発明により達成される信号対雑音比の改善を破壊 することなく１１．いに回転することができる。

図４は、ＭＲＩシステムの一部分としてのコイル１０の特定の使用を示している 。良く知られたように、ＭＲＩシステムは、−１二磁界発生器５０と、高周波（ ＲＦ）励磁発生器５２と、当該領域の付近に配置された受信プローブとを備えて いる。コイル１０は、ドラム１６の中空間］−１の内側に身体の手足、頭、膝又 は他の部位を受け入れるように設計される。これは、参照番号５４て図示されて いる。

コイル１０は、身体部位５４から放射されてコイル１０によりピックアップされ た磁気共鳴信号を分析できるようにデータ収集システム３４（図３に示す）に適 当に接続される。

本発明は、像信号を処理する多数の手段が使用できるときに公知の受信コイルに 勝る改良をもたらす。コイルシステムの感知体積は、空間的に従属するやり方で ＭＲＩ信号の両直角成分を遮ることができるよう拡張され、その際に、各コイル システムは主磁界に平行な軸に沿って所望の感知体積の一部分をカバーするよう にされる。従って、各コイルシステムは、必要とされるものよりも小さい感知体 積を有し、このような各コイルシステムは、その感知体積内の領域から改良され た信号対雑音比を与えることができる。ＭＲＩデータを収集するだめの公知の手 順を使用し、全ターゲット感知体積から改善された全信号対雑音比をもつ最終的 なデータセットを発生することができる。特に、典型的な単一の直角コイルシス テムは、線型コイルシステムよりもｆ２だけ大きな信号対雑音比を与えるが、２ つの直角コイルシステムは単一の直角コイルシステムに対し１２倍の利得を与え る。

本発明は、２コイルシステムに限定されるものでないことが理解されよう。むし ろ、本発明は、整数をＮとすれば、Ｎ個の直角コイルのシステムとして実施する ことができ、各コイルシステムごとにＮ個の処理手段か使用できる場合には、関 連コイルに対する各々の処理手段によって処理されるデータを合成して、最良の 所望の像が形成される。

以北の説明は、本発明を弔に説明するものに過ぎず、本発明を何らこれに限定す るものではない。本発明は、請求の範囲のみによって限定される。

ＦＩＧ、Ｉ ＦＩＧ、　２ ＦＩＧ、　３

Claims (16)

【特許請求の範囲】
1. １．磁気共鳴像形成のために発生された主磁界の軸に平行な共通対称軸を有する 複数の直角体積コイルを具備し、これらコイルは、互いに磁気的に分離されるよ う互いに重畳し、これらコイル全体がターゲット感知体積を包囲し、そして更に 、上記直角体積コイル各々を独立した像処理手段に電気的に接続する手段を具備 することを特徴とする磁気共鳴像形成の受信コイル。
2. ２．上記体積コイルの各々は、共通軸に対して互いに離間された第１及び第２の 導電性ループと、これら導電性ループを接続しそして上記共通軸に平行である複 数の導電性接続部材とを備えている請求項１に記載の磁気共鳴像形成の受信コイ ル。
3. ３．複数の直角体積コイルと、 上記体積コイルが磁気共鳴像形成のために発生された主磁界の軸に平行な共通対 称軸を有するように上記複数の直角体積コイルを支持するための支持手段であっ て、上記コイルが互いに磁気的に分離されるよう互いに重畳し、これらコイル全 体がターゲット感知体積を包囲するようにする支持手段と、上記直角体積コイル の各々を独立した像処理手段に電気的に接続する手段とを具備することを特徴と する磁気共鳴像形成の受信コイル。
4. ４．上記体積コイルの各々は、共通軸に対して互いに離間された第１及び第２の 導電性ループと、これら導電性ループを接続しそして上記共通軸に平行である複 数の導電性接続部材とを備えている請求項３に記載の磁気共鳴像形成の受信コイ ル。
5. ５．第１の直角体積コイルと、 第２の直角体積コイルと、 上記第１及び第２の体積コイルが磁気共鳴像形成のために発生された主磁界の軸 に平行な共通の対称軸を有するように上記複数の直角体積コイルを支持するため の支持手段であって、上記コイルが互いに磁気的に分離されるよう互いに重畳し 、これらコイル全体がターゲット感知体積を包囲するようにする支持手段と、上 記第１及び第２の直角体積コイルを独立した像処理手段に電気的に接続する手段 とを具備することを特徴とする磁気共鳴像形成の受信コイル。
6. ６．上記第１及び第２の直角コイルは、上記主磁界の軸に対し上記支持部材上で 互いに回転できる請求項５に記載の磁気共鳴像形成の受信コイル。
7. ７．上記体積コイルの各々は、共通軸に対して互いに離間された第１及び第２の 導電性ループと、これら導電性ループを接続し上記共通軸に平行である複数の導 電性接続部材とを備えている請求項５に記載の磁気共鳴像形成の受信コイル。
8. ８．主磁界を発生する手段と、 高周波励磁界を発生する手段と、 磁気共鳴像形成の受信コイルとを具備し、この受信コイルは、磁気共鳴像形成の ために発生された主磁界の軸に平行な共通の対称軸を有する複数の直角体積コイ ルを備え、これらコイルは互いに磁気的に分離されるよう互いに重畳しそしてこ れらコイル全体がターゲット感知体積を包囲し、更に、複数の独立した処理手段 と、 上記直角体積コイルの各々を上記像処理手段の独特の１つに電気的に接続する手 段とを備えたことを特徴とする磁気共鳴像形成システム。
9. ９．上記複数の体積コイル各々は、共通軸に対して互いに離間された第１及び第 ２の導電性ループと、これら導電性ループを接続しそして上記共通軸に平行であ る複数の導電性接続部材とを備えている請求項８に記載の磁気共鳴像形成システ ム。
10. １０．上記電気的に接続する手段は、各直角体積コイルのための第１及び第２の リードを備え、これら第１及び第２のリードは、磁気共鳴信号の直角成分をピッ クアップするように各コイルに接続されると共に、これら第１及び第２のリード の各々は、個別の像処理手段に接続される請求項８に記載の磁気共鳴像形成シス テム。
11. １１．互いに磁気的に分離されるように互いに重畳する複数の直角コイルと、こ れら直角コイルの各々を独立した像処理手段に電気的に接続する手段とを備えた ことを特徴とする磁気共鳴像形成の受信コイル。
12. １２．複数の独立した像処理チャンネルと、これら像処理チャンネルの出力を合 成して像を形成する手段とを有するデータ収集システムに使用するための磁気共 鳴像形成の受信コイルにおいて、 磁気共鳴像形成のために発生された主磁界の軸に平行な共通の対称軸を有する複 数の直角体積コイルを備え、これらコイルは互いに磁気的に分離されるように互 いに重畳しそしてこれらコイル全体がターゲット感知体積を包囲し、更に、上記 直角体積コイル各々を上記独立した像処理手段の独特の１つに電気的に接続する 手段を備えたことを特徴とする磁気共鳴像形成の受信コイル。
13. １３．上記体積コイル各々は、共通軸に対して互いに離間された第１及び第２の 導電性ループと、これら導電性ループを接続しそして上記共通軸に平行である複 数の導電性接続部材とを備えている請求項１２に記載の磁気共鳴像形成の受信コ イル。
14. １４．上記電気的に接続する手段は、各直角体積コイルのための第１及び第２の リードを備え、これら第１及び第２のリードは、磁気共鳴信号の直角成分をピッ クアップするように各コイルに接続されると共に、これら第１及び第２のリード の各々は、個別の像処理チャンネルに接続される請求項１２に記載の磁気共鳴像 形成システム。
15. １５．主磁界を発生する手段と、高周波励磁界を発化する手段と、データ収集シ ステムとを備え、該データ収集システムは、複数の独立した像処理チャンネルと 、これら像処理チャンネルの出力を合成して像を形成する手段とを含んでいる磁 気共鳴像形成システムにおいて、 磁気共鳴像形成の受信コイルを具備し、この受信コイルは、磁気共鳴像形成のた めに発生された主磁界の軸に平行な共通の対称軸を有する複数の直角体積コイル を備え、これらコイルは互いに磁気的に分離されるよう互いに重畳しそしてこれ らコイル全体がターゲット感知体積を包囲し、そして更に、上記体積コイルの各 々を上記独立した像処理手段の独特の１つに電気的に接続する手段を備えたこと を特徴とする磁気共鳴像形成システム。
16. １６．上記電気的に接続する手段は、各直角体積コイルのための第１及び第２の リードを備え、これら第１及び第２のリードは、磁気共鳴信号の直角成分をピッ クアップするように各コイルに接続されると共に、これら第１及び第２のリード の各々は、個別の像処理チャンネルに接続される請求項１５に記載の磁気共鳴像 形成システム。