JPH1156814A

JPH1156814A - 磁気共鳴イメージング装置用の自立型高周波コイル

Info

Publication number: JPH1156814A
Application number: JP10181234A
Authority: JP
Inventors: Leon Kaufman; レオン・カウフマン; Joseph W Carlson; ジョーゼフ・ダブリュ・カールソン
Original assignee: Toshiba America MRI Inc
Current assignee: Toshiba America MRI Inc
Priority date: 1997-06-26
Filing date: 1998-06-26
Publication date: 1999-03-02
Anticipated expiration: 2018-06-26
Also published as: GB9808013D0; US6011393A; GB2326715A; JP4152488B2

Abstract

(57)【要約】【課題】磁気共鳴イメージング装置に用いられる自立支
持型のＲＦコイルを提供することを目的とする。【解決手段】磁気共鳴イメージングシステムのイメージ
ング領域内に配置された被検体に送信するＲＦ信号と被
検体からのＲＦ信号との少なくとも一方に同調するＲＦ
共鳴コイルを形成している導体は、強度が高く、比較的
硬く、内部的に自立する。この導体は、４００ＭＰａよ
りも強い０．２％の降伏強度を有することを特徴とす
る。

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】

【発明の属する技術分野】本発明は、磁気共鳴イメージ
ング装置用の自立型高周波コイル（以下、「ＲＦ」コイ
ルと言う）に関する。ＲＦコイルは、磁気共鳴イメージ
ング装置のイメージング領域内に配置された生体又は他
の対象物と装置との間での高周波エネルギーの受け渡し
を担っており、典型的には、３ＭＨｚから６４ＭＨｚの
範囲内の特定の周波数又は帯域で動作する。

【０００２】

【従来の技術】磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ）技術は
近年著しい発展を遂げており、ＭＲＩ装置は多種多様化
している。その殆どは、非常に強い静磁場Ｈ₀を生成
し、この静磁場Ｈ₀内において直交３軸の勾配磁場を重
畳するようになっている。また静磁場は、所定のイメー
ジング領域内でほぼ一様であり、また勾配磁場はその中
ではほぼ線形に磁場強度が変化する。

【０００３】高周波パルス（ＲＦパルス）は、プログラ
ムされたシーケンスに従って次々と、イメージング領域
内の被検体に、所定の周波数又は周波数帯域で送信され
る。この周波数や周波数帯域は、静磁場Ｈ₀の強度に応
じて、３ＭＨｚから６４ＭＨｚの範囲内で通常に設定さ
れる。ＲＦパルスにより、よく知られている核磁気共鳴
現象（ＮＭＲ）に従って所定量だけ特定原子核の磁気モ
ーメントは選択的に歳差運動をする。このＲＦパルスの
印加停止後、ＮＭＲにより歳差運動している原子は、緩
和しながら、だんだんと静磁場Ｈ₀に揃うように戻って
いく。その緩和過程において、特有のＮＭＲＲＦ信号
が発生する。このようなＲＦ信号は、受信され、検波さ
れ、そして処理され、その結果、任意のＭＲＩ技術によ
り被検体の所望のＭＲＩ画像を生成できる。ＲＦパルス
は、エンコードプロセスやよく知られているＮＭＲの位
相制御により空間情報を生じさせるためにイメージング
期間中に幾つかの勾配コイルに流される電流パルスの空
間的なシーケンスに同期して送信される。

【０００４】多くのＭＲＩ装置において、静磁場Ｈ
₀は、大型のソレノイドコイルという形態で実現でき、
また勾配コイルは、管を取り巻くような形状を有する鞍
型コイルで実現できる。このような場合、管に沿って設
けられる狭いトンネル状のイメージング領域内に患者を
挿入する必要がある。多くの患者は、閉所恐怖症のよう
な反応を示すかもしれない。また、例えばイメージング
領域内にＲＦ送受信コイルを配置する場合や、イメージ
ング領域内の患者にアクセスするのは非常にやっかいで
ある。

【０００５】また、例えば永久磁石又は強磁性磁極及び
磁束帰還パスを有する電磁石のような、磁極ペアを使っ
たタイプのＭＲＩ装置もある。この磁極ペアは、必要な
静磁場Ｈ₀を形成するためにイメージング領域の対向す
る両端に配置される。磁極、管状又はフラットな勾配コ
イル、装飾カバーの間のイメージング領域の外側の磁束
帰還用の必要な磁気回路は、様々な方法で構成されてい
る。初期の永久磁石を使った磁気共鳴イメージング装置
では、患者へのアクセスは、患者を挿入するトンネル状
の領域から行うしかなかった。従って、ソレノイド状の
磁場発生装置を備えた初期の磁気共鳴イメージング装置
において、イメージング領域へのアクセスは、１又は２
つのオープンで塞がっていない患者アクセスポート（領
域）、すなわち、搬送軸に沿って配置された患者搬送ト
ンネルの両端部分に制限されていた。

【０００６】本発明の出願人は、静磁場磁石、勾配コイ
ル、および装飾用／機能上の外カバー構造が、開口部
と、患者搬送軸に垂直な方向に沿ってイメージング領域
に直接伝達する、塞がっていない患者アクセス領域と、
を残すように配置されている磁気共鳴イメージング装置
を既に提案した（例えば、１９８９年５月９日に発行さ
れた米国特許第４，８２９，２５２号を参照）。好まし
い具体例としての米国特許第４，８２９，２５２号明細
書に記載の実施形態において、イメージング領域への横
方向からのアクセスは、他の具体的な実施形態において
患者搬送機構の２つの対向する側から行っても良い。そ
のようなイメージング領域への横方向からのアクセスは
ＭＲＩシステムの１つの側面（またはトップでさえも）
を通過する。このような具体的な実施形態では、磁束帰
還回路は、磁極において外見上放射状に置かれた１つ以
上の円筒形の柱（例えば、それらのうちの４つ）の形状
であることが好ましい。この態様において、イメージン
グ領域への横方向の塞がっていないアクセスは、患者搬
送軸に沿ってだけではなくそのような円柱状の帰還磁束
回路構造の間に用意された少なくとも１つの付加的な横
方向のポートを通って規定される。新たな、米国特許第
４，８２９，２５２号の特許を取得したシステムでは、
そのような「解放性」を最終の完成されたＭＲＩ構造に
おいて維持するために、勾配コイルとハウジング構造を
統合して、オープン型静磁場構造の利用可能性の独特な
効果を得ている。すなわち、遮断ハウジングや他の構造
は、そのような横方向のアクセスパスを遮断するために
これまで全く使用されなかった。

【０００７】強い磁場Ｈ₀が生成されるとしても、この
ような従来のＭＲＩシステムでは、ＲＦコイル構造に対
してほぼ純粋な軟銅導体が伝統的に用いられてきた。そ
のような純粋な銅導体は、もしどのような所定のＲＦコ
イル構造に対して所望の形状以外で支持されていないな
らば、それらの形状が容易に変更できるという点で、相
対的に「ソフト（軟かい）」である。例えば、一般的に
ＲＦコイル構造物は、イメージングする人体部分に接触
するか、近接するので、ある種類の外部支持構造（例え
ば、動物界における外骨格部の外部支持殻の如きもの）
が与えられない限り、実用的な商業的な応用において、
繰り返して使用することを意図したライフサイクルにわ
たって、そのような軟銅導体がそれらの形を維持するこ
とを期待することは非現実的である。

【０００８】もしＲＦコイルを何らかの外部の支持なし
に純粋な軟銅で作る必要があるならば、スペース内で配
線が動き回ることが予期される（例えば、通常使用時
に、通常予測される力(force) の接触時）。これは少な
くとも２つの異なる問題を起こす。第１に、ＲＦアンテ
ナコイルのインダクタンスは、コイルへのレシーバープ
リアンプのカップリングにおける変化、すなわち、プリ
アンプから見た電圧の変化に起因して変化することであ
る。第２に、コイルサイズの変化（または、もしコイル
が送信機として使われているならば、ＲＦフィールドで
作られた相互作用）は、回転磁気の回転で誘引されたｅ
ｍｆを変化させることである。この効果は、受信信号の
変化の原因にもなる。もしそれが１つのＭＲＩ信号の収
集から次の収集までの信号の変化を持つのであれば、位
相エンコードされた方向にイメージング対象の許容でき
ないブリーディングを生じるであろう。

【０００９】従って、従来では、ＲＦコイル導体を外部
で支持し、絶縁体に完全に入れることが慣例であった。
多くのＭＲＩシステム環境にとって、このようなコイル
構造は、必ずしも最適なものであるとは言えなかった。
例えば、コイル導体に対する堅い絶縁支持部材は、ＭＲ
Ｉシステムのイメージングシーケンス期間中若しくはそ
の合間、又はセットアップ中に、コイル構造を通じて、
所望の医学的な手続上のアクセスを遮断する役目をする
かもしれない。さらに、複合コイル構造のそのような完
全に閉じており、固い外観は、比較的閉じられたコイル
構造で体の一部が取り囲まれてしまうような患者の閉所
恐怖症の感情や反発を逆に高めてしまうかもしれない。

【００１０】非常に堅く、潜在的に自立支持型の導電体
は、もちろん、電気のシステム設計の一般的な分野の他
の応用について公知である。例えば、高強度、および良
導電性の銅と銀の合金（Ｃｕ−Ａｇ合金）は、長い間Sh
owa Electric Wire Cable Company, Ltd.(Tokyo Torano
mon Bldg., 1-1-18 Toranomon, Minato-ku, Tokyo, 10
5, Japan) 又はShowa Electric America, Inc., (Suit
e 1142, Russ Bldg., 235 Montgomery Street, San Fra
ncisco, California, 94104-3062)から入手可能であっ
た。このような高強度、良導電性のＣｕ−Ａｇ合金の導
電率は、純粋な銅の導電率の約８０％であり、かつ顕著
な高い強度と硬度を有している。他の適当であると考え
られる堅い（すなわち「硬」）導電性を有する材料とし
て、ベリリウム銅、リン青銅、およびチタンが含まれ
る。いくつかのそのような堅い材料の導電率が、たとえ
Ｃｕ−Ａｇより小さくても、それらは導電率の有益な範
囲内に未だあるかもしれない。さらに、導電率は、非常
に多くの酸素汚染を避けるために処理することによって
増やしても良い。比較的良い導電率、高強度を有し、強
磁性でないような他の原料は、また、まもなく、または
将来的に利用可能になるであろう。

【００１１】このような良導電性／高強度導電体は、パ
ルス磁石などの高磁場磁石の開発のために、以前から用
いられてきた。このような合金は、少なくとも一部、冷
間加工と熱処理の適当な結合による高強度および良導電
性の結合を明確に表しているが、容易に溶かされて鋳造
されたか、又は高磁場磁石に対する所望の磁石コイル構
造に強制的に曲げられた合金における結果である。様々
な標準サイズ（例えば、２×３ｍｍ，２．５×４ｍｍ，
４×６ｍｍなどの断面を持っている棒材は商業的に利用
可能であり、高磁場磁石の応用における使用に対する優
れ、かつ均一な特徴を有することが知られている。

【００１２】高強度、良導電性のＣｕ−Ａｇ合金導電材
料に対して、他のより多くの汎用目的、応用、および市
場を見つけるための試みがなされてきた。熱溶解または
接着型絶縁体は、提供者から供給されるような導電性の
棒材で供給できる。

【００１３】ＭＲＩシステムのためのＲＦコイルは、し
ばしば、個々の内部導体を視覚化できるように外部支持
なしで図面に概略的に描かれているが、実際には、ＭＲ
Ｉシステムによって利用される実際のＲＦコイル構造
は、上記の理由のために、完全ではないにしても実質的
に外部支持絶縁体内に配置されなければならない。事前
に発行された米国特許の出願人の検索では、実際に、Ｍ
ＲＩシステムに対する自立支持ＲＦコイルを達成するよ
うな事前の試みは全く発見されなかった。

【００１４】例えば、以下の特許をレビューした。

【００１５】米国特許第4,636,729 号 Maurer et al (198
7) 米国特許第5,435,302 号 Lenkinski et al (199
5) 米国特許第4,620,155 号 Edelstein (198
6) 米国特許第4,649,348 号 Flugan (198
7) 米国特許第4,692,705 号 Hayes (198
7) 米国特許第5,235,283 号 Lehneetal (199
3) 米国特許第5,334,937 号 Pecketal (199
4) 米国特許第5,357,958 号 Kaufman (199
4) 米国特許第5,378,988 号 Pulyer (199
5) 米国特許第5,381,122 号 Laskaris et al (199
5) 米国特許第5,474,069 号 Wong et al (199
5) 米国特許第5,519,321 号 Hagenetal (199
6)

【００１６】Maurer等は、「自立支持」磁石勾配コイル
システムについての彼らの教示を示している。しかしな
がら、勾配コイルの副構造のうちのいくつかが、正し
く、互いに向けられて、接合された（たぶん絶縁され
る）導電体という意味において「自立支持」である一
方、全体の勾配コイル集団は、非磁気の絶縁材料のいく
つかの長い支持部材を使用して、「自立支持」されるの
みである。開放型勾配コイル構造の主目的は、明らか
に、操作中にＭＲＩシステム内の可聴雑音を減らすこと
である。いずれにせよ、「自立支持」によるＲＦコイル
の提供が望まれていることを示唆する文献は全く見あた
らない。

【００１７】実際、Lenkinski 等（1995）は、フレキシ
ブルなＲＦ表面コイルに向けられたが、「堅い」と言わ
れる以前のすべての構造に対してそのようなフレキシブ
ル構造を対比している。Edelstein 、Flugan及びHayes
の例で引用されている。しかし、その中で説明されたＲ
Ｆコイル構造は、ごく僅かであっても「堅い」のみであ
るが、何故ならば、堅いコイル形成物の外側表面上に形
成され、接している（又は、堅い覆い等に覆われる）か
らである。これらの文献のいずれも、堅牢な自立支持Ｒ
Ｆコイル導体の使用を教示又は示唆していない。

【００１８】Kaufman 、Pulyer、およびHagen 等は、イ
メージング処理中に数回の患者のアクセス（情報）を保
持するために設計されたＲＦコイルシステムや部品の例
を示している。Peck等は、ＲＦコイルシステム（この１
つは勾配コイルである）で使用される典型的な堅いコイ
ル形成構造を示している。集合的にこれらに加えて、Le
hne 等、Las karis 等、およびWongは、単に以前のすべ
てのＭＲＩＲＦコイルが、従来の（軟）銅から変わり
なく形成されることを確認するのみであって、軟銅導体
を堅い外部のコイル形成構造に関連付けることによって
のみ、ほとんど典型的に堅くされている。

【００１９】

【発明が解決しようとする課題】これまでに、ＭＲＩシ
ステムのＲＦコイルのための自立支持導体として堅牢導
体を用いることを教示するか、または提案することに失
敗した従来の全てについて多くの理由がある。例えば、
Showa Electric Wire Cable Company, Ltd.(Tokyo Tora
nomon Bldg., 1-1-18 Toranomon, Minato-ku, Tokyo, 1
05, Japan) 又はShowa Electric America, Inc., (Sui
te 1142, Russ Bldg., 235 Montgomery Street, San Fr
ancisco, California, 94104-3062)から入手可能なＣｕ
−Ａｇ合金導体は非常に堅く、手では曲げることが非常
に困難である。さらに、そのような材料の導電率は必然
的に純粋な銅よりも小さいので、そのような材料の使用
は、この理由のための通常の傾向に反している。従来の
ＲＦコイルの応用において、そのような材料の使用を自
立型コイルの導体に対して試みなかったという他の理由
は、合金導体の強磁性の不純物（例えば、鉄、コバル
ト、ニッケルなど）の存在可能性である。

【００２０】本発明は、かかる事情に考慮してなされた
ものであり、磁気共鳴イメージング装置に用いられる自
立支持型のＲＦコイルを提供することを目的とする。

【００２１】

【課題を解決するための手段】本発明は、高強度で、比
較的高い導電率（例えば、高純度の無酸素銅の８０％）
を持つＣｕ−Ａｇ合金を用いる。この合金は、実質的に
全てのＲＦコイル導体を包含する外部絶縁支持体（つま
り、外骨格構造）の強度及び剛性に依存することなく、
ＭＲＩシステムのためのＲＦコイル（例えば、脊椎動物
の内部を支持する骨格に相似する）を自立させるだけの
強度及び剛性を有する。他の比較的剛性のある導電性材
料も同様に適用できる。これら合金により、従来からの
軟銅（ワイヤ，板，棒等）に代えて、ＭＲＩシステムの
ためのＲＦコイルを製作できる。本発明は、極めて強度
があり且つ剛性（例えば、実質的に剛体）を有する導体
を、ＭＲＩシステムのＲＦコイルのために用いる。本発
明のために使用する導体は、十分な強度及び剛性があ
り、ＭＲＩシステムの通常の使用で、自立ＲＦコイルア
ンテナのインダクタンス及び感度を、変形を許さない程
度の十分な強度がある。

【００２２】ヤング率は、極く小さな変形に関して重要
である。張力は、材料が引き裂きに必要な力の定義に有
用である。しかしながら、本発明に適合する導体の剛性
の定義においてより重要なことは、プラスチック変形し
始める点を定義することである。この点を特定するため
には種々の方法があるが、典型的な方法として、比例部
分の限界点について議論する方法、又は０．２％の降伏
強度について議論する方法がある。後者では、応力−ひ
ずみ曲線がその直線部分から０．２％ほど偏差する点を
測定する。延伸銅について言えば、典型的な数値はＡＳ
ＴＭＢ１２４又はＡＳＴＭＢ１３３銅の２８０Ｍｐ
ａ（メガ・パスカル）の０．２％降伏強度である。鍛錬
銅であれば、この数値は明らかに低くなる。本発明の実
施形態において用いられるＣｕ−Ａｇ合金導体は、９０
０Ｍｐａから９８０Ｍｐａの０．２％降伏強度を有して
おり、これらの値は、限界（破壊）強度よりもやや小さ
い。

【００２３】他の合金、冷間圧延ベリリウム銅（ＡＳＴ
ＭＢ１９７）に類似する合金は０．２％の７２０ＭＰ
ａの値を有する。アルミニウム青銅（ＡＳＴＭＢ１６
９、合金Ａ）は、４５０ＭＰａである。これらの合金
は、いずれも本発明において使用され得る導体である。

【００２４】現在のところ、本発明に有用な導体のため
の最小値として、少なくとも４００ＭＰａの値を閾値と
して定めることが適切であると考える。この値は、標準
等級の銅の値よりも依然として高い。

【００２５】多方向に延びたループのＲＦ導電性は改良
され得る。例えば、高純度の銅、銀、金を、浸入度(ski
n depth)の数倍の厚さでメッキしたワイヤの場合、外
側は高い導電性を持ち、しかも、内側は高い強度のコン
ビネーションを持ち得る。半径方向に沿って成分変化す
る化合物が付加するような、ある種の等級の合金を用い
ることができる。もし、チタニウムのような、低い導電
性の金属を用いる場合、マスクできるメッキ部分からワ
イヤ部分にかけての外側はメッキされる。メッキ部の破
れた部分を横切るようにキャパシタが配置され、該キャ
パシタは、ワイヤの容量性インピーダンスが抵抗性イン
ピーダンスより十分に低いようなキャパシタと等価のＲ
Ｆ電流が推定され得る。ＲＦコイル上における接合部に
は、下張りの金属の強度を損なうことなく、キャパシタ
（メッキ部におけるギャップをブリッジする）が形成さ
れ得る。実施形態では、Showa Electric Wire Cable Co
mpany, Ltd.(Tokyo Toranomon Bldg., 1-1-18 Toranomo
n, Minato-ku, Tokyo, 105, Japan) 又はShowa Electr
ic America, Inc., (Suite 1142, Russ Bldg., 235Mont
gomery Street, San Francisco, California, 94104-30
62)のＣｕ−Ａｇ合金導体が用いられる。もっとも、こ
のＣｕ−Ａｇ合金導体は、純粋軟銅材と同程度の導電性
のほぼ８０％を有するが、これにほぼ２０％の断面を追
加導体としてを用いる（可能な限り、多くの分布キャパ
シタがコイル導体に沿って配置されるように）。これ
が、ＭＲＩシステムのためのＲＦコイルの製作に好適で
あることに着眼する。このようなコイルは、自立性が確
保され、該導体の絶縁は、各導体ターンのほぼ外側に粘
着した大変薄い層の絶縁材だけで実現される。

【００２６】純粋な軟銅材を用いた先行技術と対照され
る、内部的に自立している（例えば、実質的に堅牢であ
って、たとえ、ボデイ部周囲に結合部開口が容易に配置
される得るようするため、十分な弾性度を温存させると
しても）ＭＲＩ・ＲＦコイルは、所望のＭＲＩ・ＲＦコ
イル形状について外部的に自立した構造を有する。従来
のＭＲＩ・ＲＦコイルは、従前の外部コイル（例えば、
十分な強度及び剛性を有する、プレキシガラス（アクリ
ル酸樹脂の商品名）又はいくつの絶縁性誘電体材料）に
より支持されなければならない。剛体コイルでは、従前
からの必要なスペースの確保がなされ、及び／又は、障
害物を乗り越えてコイル構造体内に患者を収容するのに
困難が伴わない、及び／又は、ＲＦコイル構造の内側に
患者を置いてインターコンベンショナル・プロシジャ
（Interventional Procedures ）を行い得る。

【００２７】ＭＲＩシステムのＲＦコイルは、ＮＭＲ核
種の磁場強度に関係し且つＮＭＲ核種のラーモア周波数
に関係する高周波で動作する。典型的な商用ＭＲＩシス
テムは、下限がほぼ３ＭＨｚ（最も低磁場の商用ＭＲＩ
システムの場合）の周波数で動作し、上限がほぼ６４Ｍ
Ｈｚ（最も高磁場の商用ＭＲＩシステムの場合）の周波
数で動作する。

【００２８】各ＭＲＩシステムは、１ダース相当のＲＦ
コイルを持ち、それぞれは異なる時、異なる患者の組織
の部位の撮影のために特別に設計されている。各コイル
は、ほぼ１〜７ｍの線長の導体を用い、異なる大きさの
断面を持つ。例えば、各辺３ｍｍ〜６ｍｍオーダの矩形
断面、正方断面（例えば、従来から使用されている断
面）が用いられる。しかし、いくつかのアプリケーショ
ンでは、約２〜５ｃｍ幅の断面を持ち且つ約０．５〜
０．２５ｍｍ厚さの薄い直交リボン形状の導体が用いら
れる。

【００２９】Showa Electric Wire Cable Company, Lt
d.(Tokyo Toranomon Bldg., 1-1-18Toranomon, Minato-
ku, Tokyo, 105, Japan) 又はShowa Electric Americ
a, Inc., (Suite 1142, Russ Bldg., 235 Montgomery S
treet, San Francisco, California, 94104-3062)から
入手できるＣｕ−Ａｇ合金導体は、十分に小さな潜在的
な強磁性成分（例えば、鉄、コバルト、ニッケル等）の
汚染（contamination ）を有し、このＣｕ−Ａｇ合金導
体は、首尾よく、ＭＲＩ周囲におけるＲＦコイルに使用
されていることを見いだした。（このＭＲＩ周囲には、
約２０％以上の導電性部材が、導電率は、高純度の無酸
素銅に予想される導電率の約８０％のみであるという事
実を補償するために使用される。）この発明は、強靱、高導電性、堅牢な自立導体から形成
される磁気共鳴イメージングシステムのためのＲＦコイ
ルを提供する。

【００３０】Ｃｕ−Ａｇ合金導体は、磁気共鳴イメージ
ングシステムのイメージング領域内に位置する身体（例
えば、材料である無生命の身体、人間の身体の組織、動
物の身体の組織、死んでいる物或いは生きている物等）
からの、又は身体への結合高周波（ＲＦ）信号（例え
ば、３−６４ＭＨｚの範囲内）に適用されるマルチター
ンＲＦ共鳴コイルの実施形態において使用される。好適
な実施の形態においては、薄く、自立でない絶縁層を、
共通の絶縁サポート構造におけるコイルのターンを取り
囲むことなく、導体のターンのそれぞれの外周に密着す
るようにしている。

【００３１】内部導電補強部材もまた、最終的にコイル
構造物のＲＦ導電性を改善するために、より高電導の材
料（例えば、純粋な銅、金など）によってメッキされ
る。インダクタンスを低減するために、メッキにおける
不連続性はＲＦバイパスキャパシタによってブリッジす
る。

【００３２】この発明の一般的な導電コイルは、最大の
直径が約１０ｃｍと約６５ｃｍとの間の中心開口部を有
する。この開口の形状は、円形、楕円形、弓形状でもよ
い。コイル自体は、ＭＲＩイメージング量及び／又はイ
メージング対象に対する安定な位置決めのためのベース
スタンドに添えられるにもかかわらず自立する。例え
ば、ベーススタンドは、所定のスペース及びベーススタ
ンドの２つの部分のうちの少なくとも１つに形成されて
いる溝内の位置をもって固定された導体ターンの部分と
ともに固定可能な２つの部分を有する。絶縁分離スペー
サも、臨界点におけるそれらの間の所望の固定スペース
を保つためにコイルターンの並列に配置された対（juxt
aposed pairs）の間に配置されることができる。

【００３３】個々の線形導体に関して適用される絶縁材
料は、薄いポリスチレン被膜（例えば、最終的なコイル
構造をポリスチレン溶液に浸すことによる導体に準拠し
たような）、ケブラーテープラッピング、或いは、コイ
ル導体に取り付けられ、これを覆う絶縁スリーブであ
る。

【００３４】

【発明の実施の形態】以下、図面を参照しながら本発明
の実施形態を説明する。

【００３５】図１は、本発明に係るＲＦコイル１２を備
えたオープンアクセス型ＭＲＩシステム１０の概略構成
を示す図である。ＲＦコイル１２は、身体用であって、
アーチ形の開口を有し、この中に患者１４の一部が患者
搬送機構１６を通じて挿入される。当業者にとって明ら
かであるが、ＲＦコイル１２はＭＲＩシステム１０の磁
極１８ａ，１８ｂと勾配磁場コイル２０ａ，２０ｂとの
間のイメージング領域の隅々まで適切なＲＦ磁場を印加
することができるように構成され、配置される。磁極片
１８ａ，１８ｂの戻り（帰還）磁束は、磁気回路部材２
２ａ，２２ｂのそれぞれの上部及び下部を通り、主磁石
構造物の周囲を取り囲む４本の支持柱を通る。

【００３６】また、当業者にとって明らかであるが、主
たるＮＭＲ分極磁場の一部又は全部を与えるために超電
導磁石が用いられ、及び他の主たる磁石ジオメトリ（例
えばソレノイドコイル）が用いられる。

【００３７】図１に示すようなオープンアクセス型のＭ
ＲＩシステムにおいて、医師や他のスタッフ３０は、患
者が居るときにイメージング領域に対して横からアクセ
スすることができる。このような患者アクセスは、実際
のイメージング中、あるいはイメージングシーケンスの
合間（若しくはイメージングシーケンスのセットアッ
プ）におけるインターベンショナル・プロシジャに便利
である。加えて、オープンアクセス構造は患者に与える
閉塞感を大幅に低減する。また、このオープンアクセス
構造は、比較的大柄の患者を容易に収容でき、その他に
も既に当業者によって高く評価された利点を有してい
る。

【００３８】コンピュータ制御のＭＲＩシステムは実に
複雑であるが、今日では当業者にとって良く知られたも
のとなってきた。

【００３９】勾配磁場ドライバ３２は、ＭＲＩシーケン
スコントローラ３４により制御され、特定の時間及び振
幅で勾配磁場コイル２０ａ，２０ｂの各々を独立して制
御する。一般に、例えば勾配磁場コイル２０ａ，２０ｂ
は互いに直交するＸ，Ｙ，Ｚ方向の磁場を与える。

【００４０】同様に、ＲＦ送信機及び受信機回路３６
は、ＭＲＩシーケンスコントローラ３４により制御さ
れ、特定電力レベル（周波数及び位相）を特定時間だけ
送信し、特定周波数帯域で特定時間の受信を行う。一般
に、ＭＲＩシステムの全体的な制御は、オペレータ制御
コンソール４０を通じて別体のコンピュータコントロー
ラ３８により行われる。オペレータ制御コンソール４０
は、通常のキーボード、及び最終ＭＲＩ画像を描画させ
るための表示スクリーンを含む。また、最終ＭＲＩ画像
の画像データはディジタル形式で記録され、医師及びス
タッフは他の場所で画像を見ることができる。

【００４１】図１の実施形態において、ＲＦコイル１２
は、高強度、高導電性のＣｕ−Ａｇ合金導体をＲＦ共鳴
コイルに形成したものであって、内部的に自立するコイ
ルである。このコイルは、磁気共鳴イメージングシステ
ムのイメージング領域内に配置された被検体に送信する
ＲＦ信号と被検体からのＲＦ信号との少なくとも一方に
同調する。このコイル導体は内部的に自立するので、導
体ターンの間において追加的なアクセスが可能になる。
身体用コイル１２のより詳細な構成例を図３に示す。同
図には、コイル１２の各々の導体ターン５０が示されて
いる。同調又はインピーダンス整合のためのキャパシタ
ンスと同様に、終端接続回路(Terminating connection
s) がハウジング６０に設けられる。ハウジング６０は
同軸ケーブル６２を通じてＲＦ送信／受信回路３６に接
続されている。

【００４２】図２の概略回路図に示すように、インピー
ダンス整合及び周波数同調のためのキャパシタンス６
４，６６，６８と同様に、ＲＦコイル１２は、ハウジン
グ６０内において、所定形状の導電性コイルターン５０
を有する。コイル設計自体は従来と同様としても良く、
サイズ、形、ターン数、その他のＲＦコイル構成は、い
ずれも、高強度、高導電性のＣｕ−Ａｇ合金導体とし
て、わずかに低い導電性を有する導体を用いることに意
義がある限りは従来設計によるもので良い。つまり、従
来のソフトで高純度の無酸素銅（導電性の高いメッキが
用いられないことを仮定して）と比較し、コイル内にお
いて充分に低抵抗の導電ターンを得るためにおよそ２０
％の追加的な導電性材料が必要となろう。

【００４３】当業者にとって明らかであるが、ＭＲＩシ
ステムにおける種々の応用例においては、多くのＲＦコ
イルの形態が知られている。従来例に係るいくつかの典
型的なコイルのデザインを図３乃至図９に示す。ＲＦコ
イルには、同一のコイルにより送信と受信の両機能を実
現するものや、あるいは送信又は受信のいずれかを実現
する専用のものがある。例えば、図４に示すように分離
型のＲＦ送信コイルがしばしば利用される。図５は、ク
ワドラチャ検出型の頭部用コイルを示し、図６は被検体
の周囲に容易に配置できるようにコイル構造物を一時的
に分解可能とする可開閉ジョイント結合部２０１を有す
る腹部用の帯コイルを示し、図７は同様に可開閉ジョイ
ント結合部２０１を有する頸部用コイルを示し、図８は
膝用コイルを示し、図９は肩用コイルを示している。

【００４４】また、これらの他にも多くのＲＦコイルの
形態が知られている。さて、従来のＭＲＩのＲＦコイル
は、比較的軟性（ソフトな）の純銅により構成されてお
り、比較的堅い外部絶縁部材内にこの軟銅導体を包み込
むようにすることで、ＲＦコイル部品の完成品としての
コイル形状の維持強度を得るようにしていた。一方、図
３乃至図９のコイル構造物は、本発明によると高強度、
高導電性であって、内部的に自立する導体支持構造を有
し、大きくて堅く強い外部支持絶縁部材は不要である。

【００４５】本発明の好ましい実施形態においてＣｕ−
Ａｇ合金導体は、きわめて堅く、また強いが、熱を加え
なくても所望の形状に曲げることができる（例えば、成
形ジグに沿って曲げる）。他の高強度、高導電性のＣｕ
−Ａｇ合金導体セグメント及び／又は終端接続コネク
タ、キャパシタ、及びその他との電気的な接続は、はん
だ付け又は溶接及びその他の方法により行われる。

【００４６】ヤング率は、極く小さな変形に関して重要
である。張力は、材料が引き裂かれてばらばらになるま
での力の定義に有用である。しかしながら、本発明に適
合する導体の堅さの定義においてより重要なことは、プ
ラスチック変形し始める点を定義することである。この
点を特定するためには種々の方法があるが、典型的な方
法として、比例部分の限界点について議論する方法、又
は０．２％の降伏強度について議論する方法がある。後
者では、応力−ひずみ曲線がその直線部分から０．２％
ほど偏差する点を測定する。延伸銅について言えば、典
型的な数値はＡＳＴＭＢ１２４又はＡＳＴＭＢ１３
３銅の２８０Ｍｐａ（メガ・パスカル）の０．２％降伏
強度である。鍛錬銅であれば、この数値は明らかに低く
なる。本実施形態において用いられるＣｕ−Ａｇ合金導
体は、９００Ｍｐａから９８０Ｍｐａの０．２％降伏強
度を有しており、これらの値は、限界（破壊）強度より
もやや小さい。

【００４７】また、７２０Ｍｐａの降伏強度を有する冷
間圧延ベリリウム銅（ＡＳＴＭＢ１９７）や、４５０
Ｍｐａの降伏強度を有するアルミニウム青銅（ＡＳＴＭ
Ｂ１６９，合金Ａ）のような他の合金を本発明におい
て用いられる導体としても良い。

【００４８】現在のところ、本発明に有用な導体のため
の最小値として、少なくとも４００ＭＰａの値を閾値と
して定めることが適切であると考える。この値は、標準
等級の銅の値よりも依然として高い。

【００４９】図１０（ａ）及び（ｂ）に示すように、導
体の断面は正方形や矩形など、様々である。ＲＦコイル
開口は、図１２（ａ）乃至（ｃ）の各々に示すように楕
円形又は弓形であり、あるいは他の望ましい形は当業者
により明らかとなろう。

【００５０】各々の導体部材には、適切な絶縁を独立し
て与える。例えば、コイル構造物を最終的にポリスチレ
ン溶液に浸すことにより図１３（ａ）に示すような塗装
１００を施す。あるいは、図１３（ｂ）に示すようにケ
ブラー・テープのような導電性部材１０１で包むように
しても良い。あるいは、図１３（ｃ）に示すように、絶
縁スリーブ１０２を導体上に取り付けることによって導
電性部材を絶縁するようにしても良い。いずれにせよ、
これら絶縁体はＲＦコイル構造の所望の形状を維持する
ための主たる強度部材ではない。

【００５１】また、堅い内部支持導体５０上には高導電
性のメッキ部５２が塗布される。この高導電性メッキ部
５２の厚さは、ＲＦ周波数への作用における各々の浸入
度とすべきである。さらに、メッキ部５２には不連続部
５４が形成されており、例えばここで導体５０を露出さ
せるようにし、またこの不連続部分は、コイル全体のイ
ンダクタンスを低減するために例えばバイパスキャパシ
タ３００により高周波（ＲＦ）ブリッジされており、こ
れにより与えられたＲＦ周波数にコイルを同調させ、ま
たコイルを送信線に整合させるようにする。

【００５２】開口は、最小値でおよそ１０ｃｍから最大
値でおよそ６５ｃｍの広い幅の範囲とすることができ
る。

【００５３】コイル構造物における特徴点として、ター
ン５０の所望の線間距離は、図１４に示すように不連続
絶縁スペーサ７０により維持される。

【００５４】実施形態によっては、コイル構造物を使用
中において所望の位置と向きに安定させる補助としてベ
ーススタンド２００を利用してもよい。たとえば、図５
から図９に見られるコイル構造例のようにベーススタン
ド２００は利用される。またベーススタンド２００はク
ランプ構造の複数の導伝ループを支持することにも利用
される。この場合、ベース部は図１１にあるように、二
つの部品２００ａと２００ｂとから形成される。また、
溝２００ａと２００ｂがベース部の少なくとも一つの面
に切り込まれている。そしてループ５０がその溝に設置
され、マッチする部材が（例えばネジ２０４ａと２０４
ｂ）によってネジ止めされる。このようにして、ベース
２００ｂの上端部はベース２００ａの下端部に固定さ
れ、またループ５０は、溝２００ａと２００ｂにはめ込
まれ、内部ループ空間を維持しつつそこに固定される。

【００５５】実験により２ターンヘッドサイズのＲＦル
ープについて以下の事が解かっている。つまり、たとえ
ば実施形態の高強度高導電Ｃｕ−Ａｇ合金導体のよう
な、幾分かさばる低導電部材でも比較的高いインダクタ
ンスを持つ事が期待できる（これら二つのループで約
２．４Ｍ）。中磁場強度のＭＲＩシステムにおいて良く
用いられる周波数（たとえば１５ＭＨｚ）では、そのよ
うに高いインダクタンスを有する誘電体を高いＱで共振
させることは困難であろう。とくに、同調・整合キャパ
シタは微細なものでなくてはならないかも知れないし、
固有の自己キャパシタンスをもったコイル構造自体、周
波数によっては、自己共振に近くなるかもしれない。そ
こで図１５に示されるように、導体（ここでは外側のさ
らに導電性の高いメッキ５２を含んでも良い）は、小さ
いＲＦバイパスキャパシタ（３００）などにインタラプ
ト（挿入）されており、これにより複数ターン間（おそ
らく多ターンＲＦコイルのそれぞれの二つのセグメン
ト）における容量を効果的に振り分けることができる。

【００５６】

【発明の効果】以上説明したように、本発明によれば磁
気共鳴イメージング装置に用いられる自立支持型のＲＦ
コイルを提供できる。

【図面の簡単な説明】

【図１】本発明の自立型ＲＦコイルを適用したＭＲＩシ
ステムの概略構成を示す図。

【図２】本発明に係るＲＦコイルの等価回路図。

【図３】本発明に係り、高強度で高導電性の導体を用い
て製作された自立型ＲＦコイルの一例を示す図。

【図４】本発明に係り、高強度で高導電性の導体を用い
て製作された自立型ＲＦコイルの他の例を示す図。

【図５】本発明に係り、高強度で高導電性の導体を用い
て製作された自立型ＲＦコイルの他の例を示す図。

【図６】本発明に係り、高強度で高導電性の導体を用い
て製作された自立型ＲＦコイルの他の例を示す図。

【図７】本発明に係り、高強度で高導電性の導体を用い
て製作された自立型ＲＦコイルの他の例を示す図。

【図８】本発明に係り、高強度で高導電性の導体を用い
て製作された自立型ＲＦコイルの他の例を示す図。

【図９】本発明に係り、高強度で高導電性の導体を用い
て製作された自立型ＲＦコイルの他の例を示す図。

【図１０】本発明の実施形態に係るＲＦコイルに用いら
れる導体の断面を示す図。

【図１１】本発明の実施形態に係るＲＦコイルに用いら
れるベーススタンドの分解斜視図。

【図１２】本発明の実施形態に係るＲＦコイルの開口を
模式的に示す図。

【図１３】本発明の実施形態に係るＲＦコイルに用いら
れる導体に高強度、高導電性を与えるためのメッキ被膜
や、絶縁膜を示す図。

【図１４】不連続絶縁（固体）スペーサにより維持され
るターンの所望の線間距離を示す図。

【図１５】本発明の実施形態に係るＲＦコイルの導体部
に沿って直列的且つ分散的に挿入されたキャパシタを示
す図。

【符号の説明】

１０…オープンアクセス型ＭＲＩシステム１２…ＲＦコイル１４…患者１６…患者搬送機構１８…磁極２０…勾配磁場コイル２２…磁気回路部材３０…医師（又はスタッフ）３２…勾配磁場ドライバ３４…ＭＲＩシーケンスコントローラ３６…ＲＦ送信機／受信機回路３８…ＭＲＩシステムコントローラ４０…オペレータ制御コンソール

───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (72)発明者ジョーゼフ・ダブリュ・カールソンアメリカ合衆国、カリフォルニア州 94708、ケンジントン、ケンブリッジ・アベニュー 240

Claims

【特許請求の範囲】

【請求項１】磁気共鳴イメージング装置のイメージン
グ領域内に配置された被検体に送信する高周波信号と被
検体からの高周波信号との少なくとも一方に同調する高
周波共鳴コイルを形成する導体を具備し、前記導体は、強度が高く、比較的硬く、内部的に自立す
ることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置用の高周
波コイル。
【請求項２】前記導体は、４００ＭＰａよりも強い
０．２％の降伏強度を有することを特徴とする請求項１
記載の高周波コイル。
【請求項３】前記導体は、約１０ｃｍ乃至約６５ｃｍ
の開口を有するＣｕ−Ａｇ合金から構成されるループを
少なくとも１つ含むことを特徴とする請求項２記載の高
周波コイル。
【請求項４】前記導体は、導電材でメッキされている
ことを特徴とする請求項２記載の高周波コイル。
【請求項５】前記導電材は複数の不連続面に分けられ
ており、前記不連続面をブリッジするキャパシタを具備
することを特徴とする請求項４記載の高周波コイル。
【請求項６】前記開口は、円形であることを特徴とす
る請求項３記載の高周波コイル。
【請求項７】前記開口は、楕円形であることを特徴と
する請求項３記載の高周波コイル。
【請求項８】前記開口は、弓形であることを特徴とす
る請求項３記載の高周波コイル。
【請求項９】前記導体は、比較的薄く、自立しない絶
縁材で絶縁されていることを特徴とする請求項２記載の
高周波コイル。
【請求項１０】前記絶縁材は、ポリスチレン被膜を含
むことを特徴とする請求項９記載の高周波コイル。
【請求項１１】前記絶縁材は、ケブラーラッピングを
含むことを特徴とする請求項９記載の高周波コイル。
【請求項１２】前記絶縁材は、前記導体の全体を覆う
フレキシブル絶縁スリーブを含むことを特徴とする請求
項９記載の高周波コイル。
【請求項１３】ベーススタンドに取り付けられた複数
の導体ターンを有することを特徴とする請求項２の高周
波コイル。
【請求項１４】前記ベーススタンドは、前記導体ター
ンの一部分と一緒に取り付けられている少なくとも２つ
の部分を含み、前記導体ターンの一部分は、前記２つの
部分の少なくとも一方に形成されている溝によって所定
の間隔を隔てて所定の位置で前記２つの部分の間に取り
付けられていることを特徴とする請求項１３記載の高周
波コイル。
【請求項１５】絶縁セパレータを挟むことによりター
ンを一定の間隔で並列していることを特徴とする請求項
１３の高周波コイル。
【請求項１６】前記導体は、一辺が約３乃至６ｍｍの
正方形又は矩形の断面形状を有することを特徴とする請
求項２の高周波コイル。
【請求項１７】前記導体は、幅が約２乃至５ｍｍで厚
さが約０．５乃至０．２５ｍｍの矩形のリボン状の断面
形状を有することを特徴とする請求項２の高周波コイ
ル。
【請求項１８】磁気共鳴イメージング装置用の高周波
コイルにおいて、磁気共鳴イメージング装置のイメージング領域内に配置
された被検体に送信する３乃至６４ＭＨｚの周波数帯域
内の高周波信号と被検体からの高周波信号との少なくと
も一方に同調する高周波共鳴コイルを形成するものであ
って、強度が高く、高導電性で、硬く、内部的に自立す
る導体と、絶縁材サポート構造を共有するターンの全てをひとまと
めにして覆うのではなく、前記導体のターン各々の外面
に接着された薄く、自立しない絶縁層とを具備すること
を特徴とする高周波コイル。
【請求項１９】前記導体は、４００ＭＰａよりも強い
０．２％の降伏強度を有することを特徴とする請求項１
８記載の高周波コイル。
【請求項２０】前記導体は、導電材でメッキされてい
ることを特徴とする請求項１９記載の高周波コイル。
【請求項２１】前記導電材は複数の不連続面に分けら
れており、前記不連続面をブリッジするキャパシタを具
備することを特徴とする請求項２０記載の高周波コイ
ル。
【請求項２２】前記絶縁層は、前記導体上のポリスチ
レン被膜を含むことを特徴とする請求項１９記載の高周
波コイル。
【請求項２３】前記絶縁層は、ケブラーラッピングを
含むことを特徴とする請求項１９記載の高周波コイル。
【請求項２４】前記絶縁層は、前記導体の全体を覆う
フレキシブル絶縁スリーブを含むことを特徴とする請求
項１９記載の高周波コイル。
【請求項２５】ベーススタンドに取り付けられた複数
の導体ターンを含むことを特徴とする請求項１９の高周
波コイル。
【請求項２６】前記ベーススタンドは、前記導体ター
ンの一部分と一緒に取り付けられている少なくとも２つ
の部分を含み、前記導体ターンの一部分は、前記２つの
部分の少なくとも一方に形成されている溝によって所定
の間隔を隔てて所定の位置に前記２つの部分の間に取り
付けられていることを特徴とする請求項２５記載の高周
波コイル。
【請求項２７】絶縁セパレータを挟むことによりター
ンを一定の間隔で並列していることを特徴とする請求項
２５の高周波コイル。
【請求項２８】前記導体は、一辺が約３乃至６ｍｍの
正方形又は矩形の断面形状を有することを特徴とする請
求項１９の高周波コイル。
【請求項２９】前記導体は、幅が約２乃至５ｍｍで厚
さが約０．５乃至０．２５ｍｍの矩形のリボン状の断面
形状を有することを特徴とする請求項１９の高周波コイ
ル。