JP2003033333A - 磁気共鳴イメージング用ｒｆコイル - Google Patents
磁気共鳴イメージング用ｒｆコイルInfo
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- G01R—MEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
- G01R33/00—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables
- G01R33/20—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
- G01R33/28—Details of apparatus provided for in groups G01R33/44 - G01R33/64
- G01R33/32—Excitation or detection systems, e.g. using radio frequency signals
- G01R33/34—Constructional details, e.g. resonators, specially adapted to MR
- G01R33/34046—Volume type coils, e.g. bird-cage coils; Quadrature bird-cage coils; Circularly polarised coils
- G01R33/34076—Birdcage coils
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Abstract
(57)【要約】
【課題】 傾斜磁場の直線性並びにＲＦ送信コイルにお
けるＤＣ磁場の均一性の改善。 【解決手段】 無線周波数（ＲＦ）コイルは、二つの端
部（５６、５８）を有する概して筒状の構造を形成し、
コイル・ボリュームを規定するように間隔をおいた複数
のアキシャル導体を有する主コイル素子（５０）と、各
々が概して筒状の構造を形成しかつコイル・ボリューム
を規定するように間隔をおいた複数のアキシャル導体を
備えている第１のスポイラー・コイル対（５２、５４）
を備える。スポイラー・コイルの各々は主コイルの一方
の端部（５６、５８）と重なり合うように配置される。
スポイラー・コイルのＲＦ信号が主コイルのＲＦ信号に
対し１８０度の位相ずれでＲＦ信号を運ぶように適合さ
せ、主コイルの端部（５６、５８）の領域内で主コイル
が発生させたＲＦ磁場を急激に低下させ、撮像域の外部
から生じるエイリアシング・アーチファクトの発生を低
減させる。
けるＤＣ磁場の均一性の改善。 【解決手段】 無線周波数（ＲＦ）コイルは、二つの端
部（５６、５８）を有する概して筒状の構造を形成し、
コイル・ボリュームを規定するように間隔をおいた複数
のアキシャル導体を有する主コイル素子（５０）と、各
々が概して筒状の構造を形成しかつコイル・ボリューム
を規定するように間隔をおいた複数のアキシャル導体を
備えている第１のスポイラー・コイル対（５２、５４）
を備える。スポイラー・コイルの各々は主コイルの一方
の端部（５６、５８）と重なり合うように配置される。
スポイラー・コイルのＲＦ信号が主コイルのＲＦ信号に
対し１８０度の位相ずれでＲＦ信号を運ぶように適合さ
せ、主コイルの端部（５６、５８）の領域内で主コイル
が発生させたＲＦ磁場を急激に低下させ、撮像域の外部
から生じるエイリアシング・アーチファクトの発生を低
減させる。
Description
【０００１】本発明は、磁気共鳴イメージング（ＭＲ
Ｉ）システムの分野に関し、さらに詳細には、こうした
システムで使用するための無線周波数（ＲＦ）コイルに
関する。
Ｉ）システムの分野に関し、さらに詳細には、こうした
システムで使用するための無線周波数（ＲＦ）コイルに
関する。
【０００２】
【発明の背景】ＭＲＩシステム（すなわち、核磁気共鳴
（ＮＭＲ）システム）では、その無線周波数の信号は、
主磁場に一致した回転軸を有する環状に偏向した磁場ま
たは回転磁場の形態で提供される。次いで、検査対象領
域に対して静磁場と直角方向にＲＦ磁場を印加してこの
領域内で磁気共鳴を励起させ、得られるＲＦ信号を検出
しかつ処理している。主磁場の存在下にある被検体の画
像を提供するため、受信コイルは、この被検体が生成さ
せる無線周波数磁場を捕らえている。典型的には、こう
したＲＦコイルは、その具体的な用途に応じてサーフェ
ス・タイプのコイルかボリューム・タイプのコイルかの
いずれかである。通常は、励起と検出とで別々のＲＦコ
イルを使用するが、この両方の目的で同じコイルまたは
同じコイル・アレイを使用することもある。
（ＮＭＲ）システム）では、その無線周波数の信号は、
主磁場に一致した回転軸を有する環状に偏向した磁場ま
たは回転磁場の形態で提供される。次いで、検査対象領
域に対して静磁場と直角方向にＲＦ磁場を印加してこの
領域内で磁気共鳴を励起させ、得られるＲＦ信号を検出
しかつ処理している。主磁場の存在下にある被検体の画
像を提供するため、受信コイルは、この被検体が生成さ
せる無線周波数磁場を捕らえている。典型的には、こう
したＲＦコイルは、その具体的な用途に応じてサーフェ
ス・タイプのコイルかボリューム・タイプのコイルかの
いずれかである。通常は、励起と検出とで別々のＲＦコ
イルを使用するが、この両方の目的で同じコイルまたは
同じコイル・アレイを使用することもある。
【０００３】従来のＭＲＩシステムにはアーチファクト
の問題が多くある。例えば、共鳴物体の画像に不要信号
のエイリアシングが入ることはＭＲＩの用途ではよくあ
る問題の一つである。エイリアシング・アーチファクト
と呼ぶこともあるアーチファクトの具体的な一形態は、
ＭＲＩシステム内で周波数方向と位相方向のいずれかの
方向に生じる可能性がある。この種のアーチファクトで
は、少なくとも部分的に全身用コイルの励起磁場内にあ
るような解剖構造のエリアは、撮像域内の画素と同一の
局所ラーモア周波数を有している。この現象は典型的に
は、撮像域外のエリアから生じるものであるが、画像の
内部にアーチファクトを生じさせる。この現象は傾斜磁
場の非直線性及び／またはＤＣ磁場の不均一性の結果と
して生じることが多い。
の問題が多くある。例えば、共鳴物体の画像に不要信号
のエイリアシングが入ることはＭＲＩの用途ではよくあ
る問題の一つである。エイリアシング・アーチファクト
と呼ぶこともあるアーチファクトの具体的な一形態は、
ＭＲＩシステム内で周波数方向と位相方向のいずれかの
方向に生じる可能性がある。この種のアーチファクトで
は、少なくとも部分的に全身用コイルの励起磁場内にあ
るような解剖構造のエリアは、撮像域内の画素と同一の
局所ラーモア周波数を有している。この現象は典型的に
は、撮像域外のエリアから生じるものであるが、画像の
内部にアーチファクトを生じさせる。この現象は傾斜磁
場の非直線性及び／またはＤＣ磁場の不均一性の結果と
して生じることが多い。
【０００４】
【発明が解決しようとする課題】したがって、不要なア
ーチファクトの発生を減少させるために、傾斜磁場の直
線性並びにＲＦ送信コイルにおけるＤＣ磁場の均一性を
改善させ、撮像域の外部での感度をゼロにしたＭＲＩシ
ステムが必要とされている。
ーチファクトの発生を減少させるために、傾斜磁場の直
線性並びにＲＦ送信コイルにおけるＤＣ磁場の均一性を
改善させ、撮像域の外部での感度をゼロにしたＭＲＩシ
ステムが必要とされている。
【０００５】
【課題を解決するための手段】本発明では、イメージン
グ・ボリューム内では感度がよいが撮像域の外部では感
度が急激に低下するような新規の送信コイルまたはコイ
ル・アレイを設けることにより上述の問題を解決してい
る。本発明の利点の一つは、本発明ではエイリアシング
・アーチファクトを発生させるような部位においてスピ
ン系を励起させることがないことである。
グ・ボリューム内では感度がよいが撮像域の外部では感
度が急激に低下するような新規の送信コイルまたはコイ
ル・アレイを設けることにより上述の問題を解決してい
る。本発明の利点の一つは、本発明ではエイリアシング
・アーチファクトを発生させるような部位においてスピ
ン系を励起させることがないことである。
【０００６】詳細には、本発明は、二つの端部を有する
概して筒状の構造を形成しかつコイル・ボリュームを規
定するように間隔をおいた複数のアキシャル導体を有す
る主コイル素子と、第１のスポイラー・コイル対と、を
備えている磁気共鳴イメージング／解析のための無線周
波数（ＲＦ）コイル系を提供する。このスポイラー・コ
イルの各々は、概して筒状の構造を形成しかつコイル・
ボリュームを規定するように間隔をおいた複数のアキシ
ャル導体を備えている。スポイラー・コイルの各々は、
主コイルの一方の端部に隣接すると共に若干重なり合う
ように配置させている。主コイルとスポイラー・コイル
の各々はさらに、スポイラー・コイルの桟（ｒｕｎｇ）
の信号が主コイルの桟の信号に対して１８０度だけ位相
ずれするようにしてＲＦ信号を運ぶように適合させてい
る。
概して筒状の構造を形成しかつコイル・ボリュームを規
定するように間隔をおいた複数のアキシャル導体を有す
る主コイル素子と、第１のスポイラー・コイル対と、を
備えている磁気共鳴イメージング／解析のための無線周
波数（ＲＦ）コイル系を提供する。このスポイラー・コ
イルの各々は、概して筒状の構造を形成しかつコイル・
ボリュームを規定するように間隔をおいた複数のアキシ
ャル導体を備えている。スポイラー・コイルの各々は、
主コイルの一方の端部に隣接すると共に若干重なり合う
ように配置させている。主コイルとスポイラー・コイル
の各々はさらに、スポイラー・コイルの桟（ｒｕｎｇ）
の信号が主コイルの桟の信号に対して１８０度だけ位相
ずれするようにしてＲＦ信号を運ぶように適合させてい
る。
【０００７】本発明の別の態様では、第１のスポイラー
・コイル対に隣接した外側に追加のスポイラー・コイル
対を付加し、追加のスポイラー・コイル対が運ぶ信号が
第１のスポイラー・コイル対が運ぶ信号に対して１８０
度だけ位相ずれするようにしている。
・コイル対に隣接した外側に追加のスポイラー・コイル
対を付加し、追加のスポイラー・コイル対が運ぶ信号が
第１のスポイラー・コイル対が運ぶ信号に対して１８０
度だけ位相ずれするようにしている。
【０００８】本発明のさらに別の態様では、核磁気共鳴
（ＮＭＲ）システムで使用するためのＲＦ装置を提供す
る。このＲＦコイルは、イメージング・ボリュームを規
定している内側壁と外側壁とにより規定される概して筒
状の構造を有している。ＲＦコイルはさらに、内側壁と
外側壁の間に配置すると共に筒状構造の周りで円周方向
に等しく離間させた複数の離散的導電性部材を備え、対
向する導電性部材の対を形成させている。これらの導電
性部材の各々は、主コイル・セクションと主コイル・セ
クションの各端部に位置するスポイラー・コイル・セク
ションとを有する導電性ループであって、スポイラー・
コイルの各々と主コイルとは、これらの間にある交差領
域で該ループ上の信号電流が互いに反対方向になるよう
に構成させている導電性ループを備えている。
（ＮＭＲ）システムで使用するためのＲＦ装置を提供す
る。このＲＦコイルは、イメージング・ボリュームを規
定している内側壁と外側壁とにより規定される概して筒
状の構造を有している。ＲＦコイルはさらに、内側壁と
外側壁の間に配置すると共に筒状構造の周りで円周方向
に等しく離間させた複数の離散的導電性部材を備え、対
向する導電性部材の対を形成させている。これらの導電
性部材の各々は、主コイル・セクションと主コイル・セ
クションの各端部に位置するスポイラー・コイル・セク
ションとを有する導電性ループであって、スポイラー・
コイルの各々と主コイルとは、これらの間にある交差領
域で該ループ上の信号電流が互いに反対方向になるよう
に構成させている導電性ループを備えている。
【０００９】本発明の利点の一つは、撮像域全体にわた
って磁場の均一性を提供すると共に撮像域の外部では感
度を急激に低下させ、エイリアシング・アーチファクト
の発生確率を低減させていることである。本発明のその
他の目的及び利点は、以下の詳細な説明及び添付の特許
請求の範囲を読み、かつ添付の図面を参照することによ
り明らかとなろう。
って磁場の均一性を提供すると共に撮像域の外部では感
度を急激に低下させ、エイリアシング・アーチファクト
の発生確率を低減させていることである。本発明のその
他の目的及び利点は、以下の詳細な説明及び添付の特許
請求の範囲を読み、かつ添付の図面を参照することによ
り明らかとなろう。
【００１０】
【発明の実施の形態】ここで、本発明に対するより完全
な理解を得るために、添付の図面でより詳細に図示する
と共に以下で本発明の一例として記載している実施形態
を参照すべきである。
な理解を得るために、添付の図面でより詳細に図示する
と共に以下で本発明の一例として記載している実施形態
を参照すべきである。
【００１１】核磁気共鳴（ＮＭＲ）や磁気共鳴イメージ
ング法（ＭＲＩ）への応用では、その系の信号対雑音比
を最大にすること、並びに検査対象のすべての部分を同
一強度のＲＦ磁場にさらすことが重要である。この点に
おいて、ＲＦ送信コイルの重要な特徴の一つは、ＲＦコ
イルのボリューム内で均一な磁場を提供することであ
る。逆に、コイルが均一な励起を提供していれば、この
コイルによるＮＭＲ信号の受信も均一な方式となる。し
たがって、以下の検討において、本発明によるコイルの
励起分布に関する記載はコイルのＮＭＲ受信器としての
使用に関しても同等の適合性で当てはまる。さらに、本
発明は「バードケージ（ｂｉｒｄｃａｇｅ）」型の全身
用送信コイルと全身用ＲＦ送信コイルに関連して記載す
ることにするが、ここに示す教示はＮＭＲイメージング
用途で使用される他のタイプのボリューム・コイルにも
等しく適用可能である。
ング法（ＭＲＩ）への応用では、その系の信号対雑音比
を最大にすること、並びに検査対象のすべての部分を同
一強度のＲＦ磁場にさらすことが重要である。この点に
おいて、ＲＦ送信コイルの重要な特徴の一つは、ＲＦコ
イルのボリューム内で均一な磁場を提供することであ
る。逆に、コイルが均一な励起を提供していれば、この
コイルによるＮＭＲ信号の受信も均一な方式となる。し
たがって、以下の検討において、本発明によるコイルの
励起分布に関する記載はコイルのＮＭＲ受信器としての
使用に関しても同等の適合性で当てはまる。さらに、本
発明は「バードケージ（ｂｉｒｄｃａｇｅ）」型の全身
用送信コイルと全身用ＲＦ送信コイルに関連して記載す
ることにするが、ここに示す教示はＮＭＲイメージング
用途で使用される他のタイプのボリューム・コイルにも
等しく適用可能である。
【００１２】ここで図１を参照すると、従来技術による
単一クワドラチャ型（ｓｉｎｇｌｅｑｕａｄｒａｔｕｒ
ｅ）のバードケージ・コイル１０の斜視図を示してい
る。バードケージ・コイル１０は二つのリング１２、１
４により構成されており、これらのリングは、導電性接
続部材（すなわち、桟）１６により互いに接続させると
共に互いに離間させた円形の導電性ループを形成してい
る。典型的には、円形の導電性リング１２、１４を結合
している導電性接続部材１６は８個、１２個または１６
個あり、かつ各桟は円周方向に等しく離間させている。
こうしたクワドラチャ型の送信／受信コイル１０は、
膝、下肢、上肢など身体の様々な解剖部位、あるいは全
身を受け入れるように設計されており、このためボリュ
ーム・コイル（ｖｏｌｕｍｅ ｃｏｉｌ）と呼ばれてい
る。コイル１０は、典型的には、コイル１０に対して構
造上の支持を提供する中空の円筒状ドラム（図示せず）
の周りに配置されている。コイル１０の主ＲＦ磁場は図
１に示すｚ軸方向と直角である。
単一クワドラチャ型（ｓｉｎｇｌｅｑｕａｄｒａｔｕｒ
ｅ）のバードケージ・コイル１０の斜視図を示してい
る。バードケージ・コイル１０は二つのリング１２、１
４により構成されており、これらのリングは、導電性接
続部材（すなわち、桟）１６により互いに接続させると
共に互いに離間させた円形の導電性ループを形成してい
る。典型的には、円形の導電性リング１２、１４を結合
している導電性接続部材１６は８個、１２個または１６
個あり、かつ各桟は円周方向に等しく離間させている。
こうしたクワドラチャ型の送信／受信コイル１０は、
膝、下肢、上肢など身体の様々な解剖部位、あるいは全
身を受け入れるように設計されており、このためボリュ
ーム・コイル（ｖｏｌｕｍｅ ｃｏｉｌ）と呼ばれてい
る。コイル１０は、典型的には、コイル１０に対して構
造上の支持を提供する中空の円筒状ドラム（図示せず）
の周りに配置されている。コイル１０の主ＲＦ磁場は図
１に示すｚ軸方向と直角である。
【００１３】送信では、波形発生器及びパワー増幅器は
ＲＦ波形を導電性部材に伝え、ＲＦ磁場を発生させる。
受信では、電気結線（図示せず）をコイル１０に接続さ
せ、受信した信号を当技術分野で周知のデータ収集シス
テムに伝えている。こうしたデータ処理システムは、典
型的には、バードケージ・コイル１０に接続された対応
する同軸結線により受け取った画像信号を処理するため
に、個別の増幅器、フィルタ及びＡ／Ｄ変換器を含んだ
データ処理チャンネルを備えている。次いで、データ処
理チャンネルの出力は、マイクロプロセッサにより処理
アルゴリズムに従って多重化されかつ結合され、全体の
画像信号を作成して表示させている。
ＲＦ波形を導電性部材に伝え、ＲＦ磁場を発生させる。
受信では、電気結線（図示せず）をコイル１０に接続さ
せ、受信した信号を当技術分野で周知のデータ収集シス
テムに伝えている。こうしたデータ処理システムは、典
型的には、バードケージ・コイル１０に接続された対応
する同軸結線により受け取った画像信号を処理するため
に、個別の増幅器、フィルタ及びＡ／Ｄ変換器を含んだ
データ処理チャンネルを備えている。次いで、データ処
理チャンネルの出力は、マイクロプロセッサにより処理
アルゴリズムに従って多重化されかつ結合され、全体の
画像信号を作成して表示させている。
【００１４】バードケージ・コイル設計の利点の一つ
は、この設計では、ｘ−ｙ平面内、かつある限定した範
囲ではｚ軸方向に、均一なＲＦ磁場が生成されることで
ある。しかし、このコイルの欠点の一つは、このコイル
がコイル端の外側にかなりの量の浮遊磁場を有すること
である。画像アーチファクトの発生を防止するために
は、撮像域の外側では磁場が急激に低下していることが
好ましい。
は、この設計では、ｘ−ｙ平面内、かつある限定した範
囲ではｚ軸方向に、均一なＲＦ磁場が生成されることで
ある。しかし、このコイルの欠点の一つは、このコイル
がコイル端の外側にかなりの量の浮遊磁場を有すること
である。画像アーチファクトの発生を防止するために
は、撮像域の外側では磁場が急激に低下していることが
好ましい。
【００１５】ここで図２及び図７を参照すると、本発明
の実施の一形態による送信器／受信器系の概略図を表し
ている。両図のコイル系は、一つの主バードケージ・コ
イル５０と、主バードケージ５０の両端にあるスポイラ
ー５２、５４と呼ばれる二つの小さなバードケージ・コ
イルという三つのバードケージ・コイルを備えている。
これらのバードケージは、スポイラー５２、５４の桟電
流が主バードケージ５０を流れる桟電流に対して１８０
°だけ位相ずれするように配置させる。これにより、主
バードケージ・コイル５０のそれぞれの端５６、５８に
おいて、その磁場振幅をこの区域内で急激に下げさせ、
その結果、主バードケージ・コイル５０の撮像域の外部
の浮遊磁場を大幅に低下させるような拮抗磁場（ｃｏｕ
ｎｔｅｒｆｉｅｌｄ）が生成される。増幅器６２から受
け取った信号の電流位相を１８０°だけシフトさせるた
めには、不均等パワー分割器６０を使用し、その後、信
号は均等パワー分割器６４により分割されスポイラー５
２、５４の各々に送られている。別法として、その不均
等パワー分割器６０は、所望の電流位相シフトを達成す
るために二つの増幅器を備えることができる。この場合
では、不均等パワー分割器６０が備える二つの増幅器の
うちの一方は均等パワー分割器６４に対して給電し、も
う一方はスポイラー・バードケージ５２、５４の各々に
送られる信号に対して電流が１８０°だけ位相ずれした
状態で主バードケージ５０に対して給電している。
の実施の一形態による送信器／受信器系の概略図を表し
ている。両図のコイル系は、一つの主バードケージ・コ
イル５０と、主バードケージ５０の両端にあるスポイラ
ー５２、５４と呼ばれる二つの小さなバードケージ・コ
イルという三つのバードケージ・コイルを備えている。
これらのバードケージは、スポイラー５２、５４の桟電
流が主バードケージ５０を流れる桟電流に対して１８０
°だけ位相ずれするように配置させる。これにより、主
バードケージ・コイル５０のそれぞれの端５６、５８に
おいて、その磁場振幅をこの区域内で急激に下げさせ、
その結果、主バードケージ・コイル５０の撮像域の外部
の浮遊磁場を大幅に低下させるような拮抗磁場（ｃｏｕ
ｎｔｅｒｆｉｅｌｄ）が生成される。増幅器６２から受
け取った信号の電流位相を１８０°だけシフトさせるた
めには、不均等パワー分割器６０を使用し、その後、信
号は均等パワー分割器６４により分割されスポイラー５
２、５４の各々に送られている。別法として、その不均
等パワー分割器６０は、所望の電流位相シフトを達成す
るために二つの増幅器を備えることができる。この場合
では、不均等パワー分割器６０が備える二つの増幅器の
うちの一方は均等パワー分割器６４に対して給電し、も
う一方はスポイラー・バードケージ５２、５４の各々に
送られる信号に対して電流が１８０°だけ位相ずれした
状態で主バードケージ５０に対して給電している。
【００１６】主バードケージ５０及びスポイラー５２、
５４のそれぞれは、図のようなリニア型（ｌｅｎｅａ
ｒ）バードケージとすることも、上述したようなクワド
ラチャ型バードケージとすることも可能である。主バー
ドケージ５０と各スポイラー５２、５４のそれぞれとを
重複させる量は概ね２〜１０ｍｍ程度である。さらに、
電流位相をシフトさせているため、主バードケージ５０
の端部リング５６の電流はスポイラー５２の端部リング
７０の電流と流れが同じ方向となる。同様に、主バード
ケージ５０の端部リング５８の電流は、スポイラー５４
の端部リング７２の電流と同じ方向となる。しかし、主
バードケージ５０及びスポイラー５２、５４のそれぞれ
の桟を流れる電流は、同じ方位角に対しては反対向きと
なる。
５４のそれぞれは、図のようなリニア型（ｌｅｎｅａ
ｒ）バードケージとすることも、上述したようなクワド
ラチャ型バードケージとすることも可能である。主バー
ドケージ５０と各スポイラー５２、５４のそれぞれとを
重複させる量は概ね２〜１０ｍｍ程度である。さらに、
電流位相をシフトさせているため、主バードケージ５０
の端部リング５６の電流はスポイラー５２の端部リング
７０の電流と流れが同じ方向となる。同様に、主バード
ケージ５０の端部リング５８の電流は、スポイラー５４
の端部リング７２の電流と同じ方向となる。しかし、主
バードケージ５０及びスポイラー５２、５４のそれぞれ
の桟を流れる電流は、同じ方位角に対しては反対向きと
なる。
【００１７】好ましい実施の一形態では、主バードケー
ジ５０はｚ軸方向に概ね４０ｃｍの長さであり、またス
ポイラー・バードケージ５２、５４の各々はｚ軸方向に
１２ｃｍの長さである。
ジ５０はｚ軸方向に概ね４０ｃｍの長さであり、またス
ポイラー・バードケージ５２、５４の各々はｚ軸方向に
１２ｃｍの長さである。
【００１８】さらに、その各々がその隣接するバードケ
ージ５２、５４の桟に対して１８０°だけ位相ずれした
桟電流を有するような追加のバードケージ・スポイラー
５３、５５を付加することもできる。磁場低下の量及び
ゼロ交差を過ぎた後の磁場回復の大きさは、主バードケ
ージ５０の長さ、スポイラー５２、５４の長さ、主バー
ドケージ５０とその対応するスポイラー５２、５４の間
の電流比、導体とｚ軸またはＲＦシールドの間の角度を
変更すること、並びに主バードケージ５０を囲繞するス
ポイラー組の組数を変更することにより調整することが
できる。
ージ５２、５４の桟に対して１８０°だけ位相ずれした
桟電流を有するような追加のバードケージ・スポイラー
５３、５５を付加することもできる。磁場低下の量及び
ゼロ交差を過ぎた後の磁場回復の大きさは、主バードケ
ージ５０の長さ、スポイラー５２、５４の長さ、主バー
ドケージ５０とその対応するスポイラー５２、５４の間
の電流比、導体とｚ軸またはＲＦシールドの間の角度を
変更すること、並びに主バードケージ５０を囲繞するス
ポイラー組の組数を変更することにより調整することが
できる。
【００１９】ここで図５を参照すると、大きさが等しく
方向が反対の電流振幅を運んでいる１２ｃｍのスポイラ
ー５２、５４を伴う４０ｃｍの主バードケージ５０に関
する、矢状面におけるＲＦ磁場振幅の等しい等高線図を
表している。図５の等高線図から、主バードケージ５０
の中心からｚ軸に沿って概ね±２０ｃｍの位置におい
て、その磁場はゼロまで低下することは明白である。こ
の位置は、スポイラーのないバードケージの場合と比べ
て主バードケージ５０の端部リング５６、５８に極めて
近くなる。動作時には、この感度の低い区域は、スポイ
ラーがなければエイリアシング・アーチファクトを生じ
させるような区域を覆うように配置させ、これにより関
心領域内のスピン系に対する励起を生じさせることがな
くエイリアシング・アーチファクトを除去することがで
きる。
方向が反対の電流振幅を運んでいる１２ｃｍのスポイラ
ー５２、５４を伴う４０ｃｍの主バードケージ５０に関
する、矢状面におけるＲＦ磁場振幅の等しい等高線図を
表している。図５の等高線図から、主バードケージ５０
の中心からｚ軸に沿って概ね±２０ｃｍの位置におい
て、その磁場はゼロまで低下することは明白である。こ
の位置は、スポイラーのないバードケージの場合と比べ
て主バードケージ５０の端部リング５６、５８に極めて
近くなる。動作時には、この感度の低い区域は、スポイ
ラーがなければエイリアシング・アーチファクトを生じ
させるような区域を覆うように配置させ、これにより関
心領域内のスピン系に対する励起を生じさせることがな
くエイリアシング・アーチファクトを除去することがで
きる。
【００２０】ここで図３を参照すると、本発明の別の実
施形態によるＲＦ送信コイルの端部像を表している。こ
の例では、ＲＦ送信コイル８０は８導体のコイルであ
り、その離散的導体８２の各々は円周方向に等しく離間
させると共に入力導体経路８１及び帰還導体経路８３を
含んでいる。ＲＦ送信コイル８０はシールド７９により
囲繞している。
施形態によるＲＦ送信コイルの端部像を表している。こ
の例では、ＲＦ送信コイル８０は８導体のコイルであ
り、その離散的導体８２の各々は円周方向に等しく離間
させると共に入力導体経路８１及び帰還導体経路８３を
含んでいる。ＲＦ送信コイル８０はシールド７９により
囲繞している。
【００２１】ここで図４を参照すると、対向する導体対
８２を示すために図３のＲＦコイル配置を線４−４に沿
って切った側面断面図を表している。図４に示すよう
に、ＲＦコイルの各導体８２は、その各端部の位置に拮
抗コイル・セクション８６、８８を有する主コイル・セ
クション８４を備えている。好ましい実施の一形態で
は、ＲＦコイル８０のシールド直径Ｄ４は６０ｃｍに等
しく、主コイル８４の長さＬ１は４５ｃｍに等しく、ま
た拮抗コイル８６、８８の長さＬ２、Ｌ３は１５ｃｍに
等しい。
８２を示すために図３のＲＦコイル配置を線４−４に沿
って切った側面断面図を表している。図４に示すよう
に、ＲＦコイルの各導体８２は、その各端部の位置に拮
抗コイル・セクション８６、８８を有する主コイル・セ
クション８４を備えている。好ましい実施の一形態で
は、ＲＦコイル８０のシールド直径Ｄ４は６０ｃｍに等
しく、主コイル８４の長さＬ１は４５ｃｍに等しく、ま
た拮抗コイル８６、８８の長さＬ２、Ｌ３は１５ｃｍに
等しい。
【００２２】図４から分かるように、拮抗コイル８６、
８８が主コイル８４と接続されている領域９０において
導電性素子を通過する矢印９２で示す電流は互いに反対
向きである。この方法では、ＲＦコイルにより発生させ
たＲＦ磁場は領域９０内でゼロに向かって下げられ、こ
れにより図２の重ね合わせ型バードケージ設計と同じ効
果が得られる。好ましい実施の一形態では、コイル・セ
クション９４、９６は水平方向に対して４５°の角度に
設定し、これらのコイル・セクションが互いに直角とな
るようにしている。さらに、帰還電流経路８３は外部シ
ールド７９の近くに設けることが好ましい。好ましい一
配置は、６０ｃｍのシールド直径Ｄ４と概ね５８ｃｍの
帰還電流経路直径Ｄ３を備えている。
８８が主コイル８４と接続されている領域９０において
導電性素子を通過する矢印９２で示す電流は互いに反対
向きである。この方法では、ＲＦコイルにより発生させ
たＲＦ磁場は領域９０内でゼロに向かって下げられ、こ
れにより図２の重ね合わせ型バードケージ設計と同じ効
果が得られる。好ましい実施の一形態では、コイル・セ
クション９４、９６は水平方向に対して４５°の角度に
設定し、これらのコイル・セクションが互いに直角とな
るようにしている。さらに、帰還電流経路８３は外部シ
ールド７９の近くに設けることが好ましい。好ましい一
配置は、６０ｃｍのシールド直径Ｄ４と概ね５８ｃｍの
帰還電流経路直径Ｄ３を備えている。
【００２３】好ましい別の実施形態では、その主コイル
８４は、Ｄ２の位置での概ね５５ｃｍの直径から、中心
Ｄ１の位置での概ね５６．６ｃｍの直径までテーパが付
けられている。
８４は、Ｄ２の位置での概ね５５ｃｍの直径から、中心
Ｄ１の位置での概ね５６．６ｃｍの直径までテーパが付
けられている。
【００２４】ここで図６を参照すると、４０ｃｍの主コ
イル長さと１２ｃｍの拮抗コイル長さを有する本発明に
よるＲＦ送信コイルに関して、矢状面においてＲＦ磁場
振幅が等しい等高線図を表している。図６から分かるよ
うに、主コイルの概ね端部領域においてＲＦ磁場の明瞭
なゼロ交差が存在する。この点において、本発明のＲＦ
コイルでは、エイリアシング・アーチファクト領域にお
いてスピン系を励起させないことによりエイリアシング
・アーチファクトを効果的に除去することができる。
イル長さと１２ｃｍの拮抗コイル長さを有する本発明に
よるＲＦ送信コイルに関して、矢状面においてＲＦ磁場
振幅が等しい等高線図を表している。図６から分かるよ
うに、主コイルの概ね端部領域においてＲＦ磁場の明瞭
なゼロ交差が存在する。この点において、本発明のＲＦ
コイルでは、エイリアシング・アーチファクト領域にお
いてスピン系を励起させないことによりエイリアシング
・アーチファクトを効果的に除去することができる。
【００２５】図２に示すバードケージ配置と同様に、主
コイル８４の長さＬ１、拮抗コイル８６、８８の長さＬ
２、Ｌ３、拮抗コイル８６、８８及び主コイル８４に関
するシールド７９の距離、主コイル８４と拮抗コイル８
６、８８の間の領域９０における導体間の角度、並びに
主コイル８４の各端部における拮抗コイルの個数を変更
することにより、図４のＲＦ送信コイル配置は、主コイ
ル８４の端部領域９０の位置における低下量、並びにゼ
ロ交差を越えた後にＲＦ磁場を回復させる量を最適化す
るように構成させることができる。
コイル８４の長さＬ１、拮抗コイル８６、８８の長さＬ
２、Ｌ３、拮抗コイル８６、８８及び主コイル８４に関
するシールド７９の距離、主コイル８４と拮抗コイル８
６、８８の間の領域９０における導体間の角度、並びに
主コイル８４の各端部における拮抗コイルの個数を変更
することにより、図４のＲＦ送信コイル配置は、主コイ
ル８４の端部領域９０の位置における低下量、並びにゼ
ロ交差を越えた後にＲＦ磁場を回復させる量を最適化す
るように構成させることができる。
【００２６】上述のことに鑑み、従来の送信コイルに対
して利点を提供できるような、新たな改良したＭＲＩ用
途向けの送信コイルが当技術分野にもたらされることが
分かる。本発明を一つまたは複数の実施形態に関連して
記載してきたが、本発明はこれらの実施形態に限定され
ないことを理解すべきである。逆に、本発明は添付の特
許請求の範囲の精神及び趣旨の範囲に属するようなすべ
ての代替形態、修正形態、等価形態に及ぶものである。
して利点を提供できるような、新たな改良したＭＲＩ用
途向けの送信コイルが当技術分野にもたらされることが
分かる。本発明を一つまたは複数の実施形態に関連して
記載してきたが、本発明はこれらの実施形態に限定され
ないことを理解すべきである。逆に、本発明は添付の特
許請求の範囲の精神及び趣旨の範囲に属するようなすべ
ての代替形態、修正形態、等価形態に及ぶものである。
【図１】従来技術による単一クワドラチャ型バードケー
ジ・コイルの斜視図である。
ジ・コイルの斜視図である。
【図２】本発明の実施の一形態による受信器／送信器コ
イル系の概略図である。
イル系の概略図である。
【図３】本発明の別の実施形態によるＲＦコイルの側面
像である。
像である。
【図４】図３のＲＦコイルを線４−４に沿って切った断
面図である。
面図である。
【図５】図２の受信器／送信器系に関してｘ−ｙ平面に
投影したＲＦ磁場振幅の等高線図である。
投影したＲＦ磁場振幅の等高線図である。
【図６】図３のＲＦコイルに関してｘ−ｙ平面に投影し
たＲＦ磁場振幅の等高線図である。
たＲＦ磁場振幅の等高線図である。
【図７】本発明の実施の一形態による受信器／送信器コ
イル系の斜視図である。
イル系の斜視図である。
１０ バードケージ・コイル、送信／受信コイル
１２ 導電性リング
１４ 導電性リング
１６ 導電性接続部材、桟
５０ 主バードケージ・コイル
５２ スポイラー・バードケージ、スポイラー
５４ スポイラー・バードケージ、スポイラー
５６ 端部リング
５８ 端部リング
６０ 不均等パワー分割器
６２ 増幅器
６４ 均等パワー分割器
７０ 端部リング
７２ 端部リング
７９ シールド
８０ ＲＦ送信コイル
８１ 入力導体経路
８２ 対向する導体対
８３ 帰還導体経路
８４ 主コイル
８６ 拮抗コイル
８８ 拮抗コイル
９０ 接続領域
９４ コイル・セクション
９６ コイル・セクション
─────────────────────────────────────────────────────
フロントページの続き
(72)発明者 エディー・ビー・ボスカンプ
アメリカ合衆国、ウィスコンシン州、メノ
モニー・フォールズ、ストーンフィール
ド・ロード、ダブリュー168・エヌ5083番
Ｆターム(参考） 4C096 AA20 AB22 AB34 AD02 AD10
AD23 CC05 CC06 CC07 CC12
CC16 CC33 CD09
Claims (10)
- 【請求項１】二つの端部（５６、５８）を有する概して
筒状の構造を形成しかつコイル・ボリュームを規定する
ように間隔をおいた複数のアキシャル導体を備える主コ
イル（５０）と、 その各々が概して筒状の構造を形成しかつコイル・ボリ
ュームを規定するように間隔をおいた複数のアキシャル
導体を備えている第１のスポイラー・コイル対（５２、
５４）であって、該スポイラー・コイル（５２、５４）
の各々は前記主コイル（５０）の一方の端部に隣接して
配置されている第１のスポイラー・コイル対（５２、５
４）と、を備える共鳴イメージング／解析のための無線
周波数（ＲＦ）コイル系であって、 前記主コイルとスポイラー・コイルの各々は、前記スポ
イラー・コイルの前記アキシャル導体内のＲＦ信号が前
記主コイルの前記アキシャル導体内のＲＦ信号に対して
１８０度だけ位相ずれするようにしてＲＦ信号を運ぶよ
うに適合されていることを特徴とする無線周波数（Ｒ
Ｆ）コイル系。 - 【請求項２】 その各々が概して筒状の構造を形成しか
つコイル・ボリュームを規定するように間隔をおいた複
数のアキシャル導体を備えている第２のスポイラー・コ
イル対（５３、５５）であって、該第２のスポイラー・
コイル対（５３、５５）の各々は、前記第１のスポイラ
ー・コイル対（５２、５４）の外部端部に隣接して配置
されると共に、該第２のスポイラー・コイル対（５３、
５５）の前記アキシャル導体内のＲＦ信号が前記第１の
スポイラー・コイル対（５２、５４）の前記アキシャル
導体内のＲＦ信号に対して１８０度だけ位相ずれしてい
ると共に前記主コイル（５０）の前記アキシャル導体内
のＲＦ信号とは同相であるようにして前記ＲＦ信号を運
ぶようにように適合させた第２のスポイラー・コイル対
（５３、５５）を備える請求項１に記載のＲＦコイル
系。 - 【請求項３】 前記第１のスポイラー・コイル対（５
２、５４）は等しい長さであり、かつ前記主コイル（５
０）の長さは前記スポイラー・コイル（５２、５４）と
比べてより長いことを特徴とする請求項１に記載のＲＦ
コイル系。 - 【請求項４】 前記第１及び第２のスポイラー・コイル
対（５２、５４）は等しい長さであり、かつ前記主コイ
ル（５０）の長さは前記スポイラー・コイル（５２、５
４）の各々と比べてより長いことを特徴とする請求項２
に記載のＲＦコイル系。 - 【請求項５】 前記第１のスポイラー・コイル対（５
２、５４）内の前記信号の電流振幅が等しく、かつ前記
主コイル（５０）内の前記信号の電流振幅と比べてより
小さいことを特徴とする請求項１に記載のＲＦコイル
系。 - 【請求項６】 前記第１及び第２のスポイラー・コイル
対（５２、５４）内の前記信号の電流振幅が等しく、か
つ前記主コイル（５０）内の前記信号の電流振幅と比べ
てより小さいことを特徴とする請求項２に記載のＲＦコ
イル系。 - 【請求項７】 イメージング・ボリュームを規定してい
る内側壁と外側壁とにより規定される概して筒状の構造
を有する核磁気共鳴（ＮＭＲ）システムで使用するため
のＲＦコイル装置であって、該ＲＦコイルは、導電性部
材の対向する対を形成するように前記内側壁と前記外側
壁の間に配置されると共に前記筒状構造の周りで円周方
向に等しく離間させた複数の導電性部材（８２）を備え
ており、前記導電性部材（８２）の各々は主コイル・セ
クション（８４）と該主コイル・セクションの各端部の
位置にあるスポイラー・コイル・セクション（８６、８
８）とを有する導電性ループであって、前記スポイラー
・コイル（８６、８８）の各々と前記主コイル（８４）
の間の交差領域（９０）内では該ループ上の信号電流が
互いに反対方向となるように構成させた導電性ループを
備えていることを特徴とするＲＦコイル装置。 - 【請求項８】 前記対向する導体対（８２）により、前
記導電性ループの主導体経路に沿った内径（Ｄ1）と、
前記導電性ループの帰還導体経路に沿った外径（Ｄ3）
とが規定されると共に、前記対向する導電性素子の各対
の帰還導体経路は前記外側壁（７９）に隣接しており、
かつ前記内径は対向する主コイル・セクションの長さ方
向に可変であることを特徴とする請求項７に記載のＲＦ
コイル装置。 - 【請求項９】 前記内径（Ｄ1）が、対向する主コイル
・セクションの中央部分において前記主コイル・セクシ
ョンの対向する端部部分間の直径（Ｄ2）と比べてより
大きいことを特徴とする請求項７に記載のＲＦコイル。 - 【請求項１０】 前記主コイル（８４）の各々は概ね４
０〜４５センチメートルの長さであり、かつ前記スポイ
ラー・コイル（８６、８８）の各々は概ね１２〜１５セ
ンチメートルの長さであることを特徴とする請求項７に
記載のＲＦコイル。
Applications Claiming Priority (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| US09/681,972 US6404201B1 (en) | 2001-07-02 | 2001-07-02 | Magnetic resonance imaging RF coil |
| US09/681972 | 2001-07-02 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JP2003033333A true JP2003033333A (ja) | 2003-02-04 |
| JP4266580B2 JP4266580B2 (ja) | 2009-05-20 |
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ID=24737645
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP2002191597A Expired - Fee Related JP4266580B2 (ja) | 2001-07-02 | 2002-07-01 | 磁気共鳴イメージング用ｒｆコイル |
Country Status (4)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US6404201B1 (ja) |
| JP (1) | JP4266580B2 (ja) |
| DE (1) | DE10229445B4 (ja) |
| NL (1) | NL1020979A1 (ja) |
Cited By (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| KR100927380B1 (ko) * | 2007-06-18 | 2009-11-19 | 가천의과학대학교 산학협력단 | 자기공명영상장치 |
| JP2010042251A (ja) * | 2008-08-08 | 2010-02-25 | General Electric Co <Ge> | Ｍｒｉシステムにおける音響雑音を減少させるためのｒｆコイルおよび装置 |
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|---|---|---|---|---|
| US6661229B2 (en) * | 2001-04-30 | 2003-12-09 | Ge Medical Systems Global Technology Company, Llc | RF birdcage coil with reduced acoustic noise |
| US7242192B2 (en) * | 2003-05-08 | 2007-07-10 | Koninklijke Philips Electronics N.V. | RF surface coil for use in MRI with reduce sensitivity close to the conductors |
| EP1639381A2 (en) * | 2003-06-24 | 2006-03-29 | Koninklijke Philips Electronics N.V. | Mri rf surface coil with reduced sensitivity in proximity of conductors |
| WO2005052622A1 (en) * | 2003-11-19 | 2005-06-09 | General Electric Company | Zoom phased array knee coil for mri |
| US7088100B2 (en) * | 2004-03-11 | 2006-08-08 | General Electric Company | Method and apparatus to generate a circular polarized RF field independent of subject asymmetry |
| US6982554B2 (en) * | 2004-04-29 | 2006-01-03 | General Electric Company | System and method for operating transmit or transmit/receive elements in an MR system |
| EP1797444A1 (en) * | 2004-10-07 | 2007-06-20 | Invivo Corporation | Method and apparatus for discrete shielding of volume rf coil arrays |
| EP2203757A2 (en) * | 2007-10-17 | 2010-07-07 | Koninklijke Philips Electronics N.V. | Birdcage coil with improved homogeneity and reduced sar |
| CN103777160B (zh) * | 2012-10-25 | 2017-03-01 | 西门子股份有限公司 | 磁共振成像设备的体线圈及使用其的磁共振成像设备 |
| US10976389B2 (en) | 2014-01-03 | 2021-04-13 | Samsung Electronics Co., Ltd. | Radiofrequency coil |
| US11592504B2 (en) * | 2020-03-26 | 2023-02-28 | Quality Electrodynamics, Llc | MRI coil with a RF shield for radiation or x-ray applications |
| US11442125B2 (en) * | 2020-09-22 | 2022-09-13 | Quality Electrodynamics, Llc | Gapped multi-birdcage MRI RF coil |
Family Cites Families (7)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US5886596A (en) | 1993-08-06 | 1999-03-23 | Uab Research Foundation | Radio frequency volume coils for imaging and spectroscopy |
| DE19515586A1 (de) * | 1995-04-27 | 1996-10-31 | Siemens Ag | Hochfrequenz-Antennensystem eines Gerätes zur magnetischen Kernresonanz |
| US5744957A (en) | 1995-08-15 | 1998-04-28 | Uab Research Foundation | Cavity resonator for NMR systems |
| US5646530A (en) | 1995-09-19 | 1997-07-08 | Diagnostic Instruments, Inc. | Surface coil for high resolution imaging using a magnetic resonance imaging apparatus |
| JP3699213B2 (ja) * | 1996-09-06 | 2005-09-28 | ジーイー横河メディカルシステム株式会社 | Ｍｒｉ装置 |
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-
2001
- 2001-07-02 US US09/681,972 patent/US6404201B1/en not_active Expired - Fee Related
-
2002
- 2002-07-01 JP JP2002191597A patent/JP4266580B2/ja not_active Expired - Fee Related
- 2002-07-01 DE DE10229445.3A patent/DE10229445B4/de not_active Expired - Fee Related
- 2002-07-02 NL NL1020979A patent/NL1020979A1/nl not_active IP Right Cessation
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|---|---|---|---|---|
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Also Published As
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|---|---|
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| DE10229445B4 (de) | 2014-08-14 |
| DE10229445A1 (de) | 2003-03-13 |
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