(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
分極磁場内で一連のRF励起パルスと一連の直交傾斜磁場とを照射された被検体から収集するNMR信号に基づいて画像を生成するＭＲＩシステムのサンドイッチソレノイドアレイコイルであり、関心領域から発生される前記NMR信号を受信するためのサンドイッチソレノイドアレイコイルにおいて、
撮影領域を包含するとともに、前記ＭＲＩシステムのデータ収集チャンネルにそれぞれ対応して接続可能な少なくとも一つの導電性巻線を有する少なくとも一つの第１のＲＦ信号受信コイルと、
前記撮影領域を包含するとともに、前記ＭＲＩシステムのデータ収集チャンネルにそれぞれ対応して接続可能な少なくとも一つのソレノイド型の第２のＲＦ信号受信コイルと、前記第２のＲＦ信号受信コイルは電気的に接続される２つのコイル部分を有し、前記コイル部分各々は少なくとも一つの導電性巻線を有し、前記２つのコイル部分は次のａ）、ｂ）、ｃ）の通り配置され接続される、
ａ）前記第１、第２のＲＦ信号受信コイルの複数のコイル要素は撮影領域を包含するように中心線を揃えて直線的に配列され、
ｂ）前記第２のＲＦ信号受信コイルの２つのコイル部分は前記少なくとも一つの第１のＲＦ信号受信コイルを挟むように前記第１のＲＦ信号受信コイルの両側に配置され、
ｃ）前記第２のＲＦ信号受信コイルの２つのコイル部分にはＲＦ電流が反対方向に流れて前記第１のＲＦ信号受信コイルに包囲された領域にわたって磁場が打ち消し合い、前記第１、第２のＲＦ信号受信コイルを時期的に分離して、前記ＭＲＩシステムのデータ収集チャンネルを独立に設けるサンドイッチソレノイドアレイコイル。
【請求項２】
前記第２のＲＦ信号受信コイルの前記２つのコイル部分に流れる電流による磁場は、前記第１のＲＦ信号受信コイルの中心でゼロになる請求項１のサンドイッチソレノイドアレイコイル。
【請求項３】
前記第２のＲＦ信号受信コイルのソレノイド形の巻線は、前記第２のＲＦ信号受信コイルの前記２つのコイル部分に流れる電流による磁場が前記第１のＲＦ信号受信コイルの中心でゼロになるように、異なる直径および直径の相違に応じた異なる長さを有する請求項１のサンドイッチソレノイドアレイコイル。
【請求項４】
前記第１のＲＦ信号受信コイルの直径は前記第２のＲＦ信号受信コイルの直径と相違する請求項１のサンドイッチソレノイドアレイコイル。
【請求項５】
前記第１のＲＦ信号受信コイルは一対の直交検波コイルを有し、前記直交検波コイルは、
１以上の導電性巻線を有するループコイルと、
１以上の導電性巻線を有するサドルコイルとを有し、
前記ループコイルと前記サドルコイルは前記ＭＲＩシステムのそれぞれ対応するデータ収集チャンネルに接続可能であり、
前記ループコイルと前記サドルコイルと前記第２のＲＦ信号受信コイルのコイル部分とは、複数のデータ収集チャンネルを介して前記ＭＲＩシステムにＭＲＩ信号を別々に又は結合して用いることができるように前記ＭＲＩシステムに接続される請求項１のサンドイッチソレノイドアレイコイル。
【請求項６】
前記第２のＲＦ信号受信コイルのコイル部分の出力は第１のデータ収集チャンネルに接続され、前記サドルコイルと前記ループコイルの出力は９０度ハイブリッド結合器により結合されて第２のデータ収集チャンネルに接続される請求項５のサンドイッチソレノイドアレイコイル。
【請求項７】
前記第２のＲＦ信号受信コイルのコイル部分の出力と前記サドルコイルとソレノイドループコイルの出力は９０度ハイブリッド結合器により結合されて第１のデータ収集チャンネルに接続され、前記ループコイルの出力は第２のデータ収集チャンネルに接続される請求項５のサンドイッチソレノイドアレイコイル。
【請求項８】
前記第２のＲＦ信号受信コイルのコイル部分の出力は第１のデータ収集チャンネルに接続され、前記サドルコイルの出力は第２のデータ収集チャンネルに接続され、前記ループコイルの出力は第３のデータ収集チャンネルに接続される請求項５のサンドイッチソレノイドアレイコイル。
【請求項９】
前記サンドイッチソレノイドアレイコイルは、水平方向の分極静磁場を有する前記ＭＲＩシステム内でうつ伏せ姿勢にある被検体の乳房を撮影するために構成され、
複数の同軸コイル要素を有し、
前記複数の同軸コイル要素の少なくとも一つは、ソレノイドループコイルであり、
前記ソレノイドループコイルは、離間された一対のソレノイドコイル部分に挟まれ、
前記一対のソレノイドコイル部分は、上方に開いたアキシャルエンドに配列される請求項１のサンドイッチソレノイドアレイコイル。
【請求項１０】
前記サンドイッチソレノイドアレイコイルは、被検体の胴体部を撮影するために構成され、
複数のサンドイッチされたソレノイドアレイコイルを形成するために導電体が埋設された可撓性を有する電気的絶縁シートと、前記ソレノイドアレイコイル各々は複数のコイル要素を有し、
前記コイル要素の少なくとも一つは、一対のソレノイドループコイル部分に挟まれたソレノイドループコイルであり、
前記ソレノイドアレイコイルは前記シートの長さに沿って撮影領域の選択位置を包囲するよう形成され、その導電部分は選択的に接続可能である請求項１のサンドイッチソレノイドアレイコイル。
【請求項１１】
前記導電部分は、前記導電部分を電気的且つ構造的に接続するために導電性のベルト部分と導電性のバックル部分とを含む請求項１０記載のサンドイッチソレノイドアレイコイル。
【請求項１２】
前記電気的絶縁シートは、２以上の積層された絶縁層を有し、前記絶縁層の間に前記導電部分が設けられる請求項１０記載のサンドイッチソレノイドアレイコイル。
【請求項１３】
前記シートはブランケットを形成する請求項１０記載のサンドイッチソレノイドアレイコイル。
【請求項１４】
前記複数のコイル要素の少なくとも一つは第１のソレノイドループコイルであり、前記複数のコイル要素の少なくとも一つは前記第１のソレノイドループコイルを包囲するように分離配列されたソレノイドループコイルであり、
第１の関心領域に選択的に配置され、前記ＭＲＩシステムの第１データ収集チャンネルに接続される第１のサンドイッチソレノイドアレイコイルと、
第２の関心領域に選択的に配置され、前記ＭＲＩシステムの第２データ収集チャンネルに接続される第２のサンドイッチソレノイドアレイコイルとをさらに備え、
前記第１データ収集チャンネルから生成される画像は、前記第２データ収集チャンネルから生成される画像とは異なった領域を対象とする請求項１のサンドイッチソレノイドアレイコイル。
【請求項１５】
前記複数のコイル要素は第１のソレノイドループコイルであり、前記複数のコイル要素の少なくとも一つは前記第１のコイル要素を包囲するように分離配列されたソレノイドコイルであり、前記複数のコイル要素は関心領域の異なる部分を選択的に画像化するために設けられ、
前記サンドイッチソレノイドアレイコイルの前記複数のコイル要素各々からの出力は前記ＭＲＩシステムの複数のデータ収集チャンネルにそれぞれ接続され、
前記データ収集チャンネルの切り換えにより、異なる関心領域の画像データを生成する請求項１のサンドイッチソレノイドアレイコイル。
【請求項１６】
前記複数のコイル要素から選択された複数のコイル要素のＭＲ信号は前記ＭＲシステムの１以上のデータ収集チャンネルを介してひとまとめに収集され、それぞれ対応する関心領域の画像を生成する請求項１のサンドイッチソレノイドアレイコイル。
【請求項１７】
前記被検体の頭部と頸部とを同時に画像化するために設けられ、前記挟む込む複数の第２のコイル部分は前記被検体の頭部と頸部とに対応する異なる直径を有し、前記第２のコイル部分の一つはそれに流れる電流に応じた磁場が前記第１のコイル上の位置でゼロになるように異なる巻線数を有する請求項１のサンドイッチソレノイドアレイコイル。
【請求項１８】
少なくとも一つのコイル部分は前記被検体の頭部に対応する直径を有する請求項１７のサンドイッチソレノイドアレイコイル。
【請求項１９】
少なくとも一つのコイル部分は前記被検体の頸部に対応する直径を有する請求項１７のサンドイッチソレノイドアレイコイル。
【発明の詳細な説明】
【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は全般的に磁気共鳴イメージングの方法および装置に関する。特に、それはMRI装置における無線周波数磁気共鳴信号を受信するための電磁気的に非結合のサンドイッチソレノイドアレイコイルに関する。
【０００２】
【従来の技術】
核磁気共鳴（NMR）の原理に基づいて、磁気共鳴イメージング（MRI）は広く受け入れられた医用イメージング形態になった…人体内の組織および器官構造の可視像を得るため、重要な臨床技術としてこの20年間すばらしく発展した。根本的に、臨床MRIは人体の豊富な水素原子核（プロトン）からのNMR信号の検出に依存する。これらのプロトンは最初に強い無線周波数（RF）電磁波励起パルスを受ける。励起パルスの周波数が適当に選ばれるなら、プロトンは励起状態に変遷するに必要なRFエネルギーを受ける。最後に、励起されたプロトンは通常“緩和”として知られる衰退プロセスを経てそれらの過剰エネルギーを放出し、元の状態に戻る。
【０００３】
プロトンの磁気モーメントがベクトル量であるので、考慮されるプロトンの無数の微視的な行動は全てのプロトンの個々の磁気モーメントのベクトル合計に等価である。便宜のため、この合計は典型的に単一合成磁化ベクトルMoとして表わされ、それはB0−（主静磁場B0バーを意味する）と整合される。MRIに使用される強いRF励起パルスが主静磁場B0−との整合からはずれてこの合成磁化ベクトルを効果的に傾け、B0−と平衡整合に衰退復帰する前にそれを歳差運動させる。B0−に垂直な面におけるこの歳差運動している合成磁化ベクトルの成分は、励起されたプロトンを含んでいる身体部分の近くに配置されたRF“ピックアップ”または“受信”コイルで、核磁気共鳴（NMR）信号として引用されるRF信号を誘起する。
【０００４】
臨床MRI中、解剖学的領域内の異なる組織におけるプロトンの磁気共鳴は、３つの相互に直交する空間方向の各々に沿って磁場傾斜の誘発を通して区別可能になされ、その結果は異なる空間位置のプロトンが核磁気共鳴周波数の僅かな差をもつようにされることである。受信コイルに誘起されるNMR信号は関心部の解剖的構造の再構成イメージへ処理され得る（即ち、NMR核の空間分布のイメージ、それは多くの点でかかる核を含んでいる解剖的構造に適合する）。
【０００５】
受信コイルに最大誘起信号を得るため、通常B1−として設計される受信コイルの磁場は、MRI装置の主静磁場（B0−）の方向に垂直に向けられねばならない。プラナーループ（即ち、実質的に平たいループ）型の受信コイルについては、その方向はコイルの導電ループの面に直角な方向にある。根本的に相互に直角に向けられたB1−磁場を有する２つのRF受信コイルからなる、直角成分検出（QD）型コイルについては、最大誘起信号を得るためMRI装置の静磁場B0−に垂直に向けられたそのコイルの両方のB1−磁場をもたねばならない。
【０００６】
臨床MRI環境のユニークな自然状態により、RF受信コイルからの最大性能を得るために特別に関連したある設計考慮がある。例えば、磁気共鳴イメージング中にRF受信コイルに誘起されるNMR信号は、大きさにおいて公称ナノボルト程度であり、周囲を取り巻くバックグランド電気ノイズが同等レベルかより高いかもしれない。それ故、臨床MRIのために高い性能のRF受信コイルは、比較的高いレベルのバックグランド電気ノイズにも拘わらず、低レベルのNMR信号を検出するに十分な電磁的“感度”であることを必要とする。さらに、視野、均一性（即ち、コイルにより発生される磁場の均一性）およびコイル効率のような他の設計考慮がまた臨床MRI環境Ｘにおけるコイル性能に高く関連し、コイル均一性はイメージ描出に影響し、コイル効率はより高い効率のコイルが同じイメージ信号情報をより短い時間フレーム内に得られることを許容するからである。
【０００７】
信号受信アレイとしてともに複数のRF受信コイルを使用している多くのMRI応用に関して、コイル感度、信号対ノイズ比、およびイメージング視野を改良する利点があることを理論的分析および経験的結果が示した。通常、MRI受信コイルのイメージング“視野”（FOV）は、信号がそのピーク値の80％に落ちるコイル感度プロフィール（即ち、コイル感度対距離プロフィールのグラフ）上で、2点間に示された距離として定義される。典型的なMRI受信コイルアレイ配列において、単一の大きなFOVであるが関心部のイメージボリュームを完全にカバーする感度のないコイルを使用する代わりに、複数の小さなFOVであるが感度の高いコイルが完全なイメージボリュームに亘ってアレイとして分布される。アレイの各個々のコイルは小さな局部ボリュームをカバーし、各コイルにより受信されたNMR信号は対応するデータ取得チャンネルを通して同時に取得される。各チャンネルからの信号はそれから適当に結合され、関心部の完全なボリュームのイメージを構成するため処理される。複数のソース（即ち、複数のコイル）から信号を同時取得するこの能力により、および各個々の信号チャンネルがそれ自身組合された検出回路を備えられるため、アレイ型コイルはおそらく高い周波数で作動できる。しかし、複数の個々の受信コイルからの信号の同時取得は、各コイルが独立に、相互作用または結合なく機能することを必要にする。
【０００８】
同じ共鳴周波数を有する２つの個々のコイルが互いに密接に接近されたとき、電磁相互作用またはコイル間の“結合”により共通の共鳴周波数が２つの別々な周波数に分裂され始める。全般的に、より接近したコイルはより強い相互作用およびより大きな周波数分裂を一緒にもたらす。MRI受信コイルは特に周波数の比較的狭い帯域について最適化されたその最大感度を有するので、共鳴周波数分裂は、２つまたはそれ以上の受信コイルがアレイ内に接近して配列されるとき、感度低下を起こし得る。
【０００９】
全般的に、MRIシステムは、主静磁場の方向に基づいて水平磁場型または垂直磁場型のいずれかに分類される。水平磁場システムにおいて、主静磁場は典型的にうつぶせ/仰向き位置に横たわる患者に関して上下方向に向けられる。垂直磁場MRIシステムにおいて、主静磁場はうつぶせ/仰向き患者に関して前側−後側方向に向けられる。主磁束方向のこの差は、それがかかるシステムにおける診断のため使用されるRF受信コイルの根本的な配置および形状に影響することにおいて重要である。しばしば、水平磁場システムに使用のため特別に設計された受信コイルは垂直磁場で同様な使用に適さないし、その逆も同じである。
【００１０】
したがって、水平磁場MRIシステムおよび垂直磁場MRIシステムは、コイルから最大達成可能な性能を得るため、根本的に異なるRF受信コイル形状を必要とする。例えば、人間の背骨のイメージを得るために設計されたプラナーループ型受信コイルの形状は、仰向け位置で患者の背中と後側接触に置かれるとき、水平磁場MRIシステムにおいて良好に作働する。しかし、同じコイル形状は垂直磁場システムにおいては作働せず、その理由はその場合、受信コイル（即ち、ループの面に直角な方向）のRF磁場B1−が主静磁場B0−の方向に垂直であるというよりはむしろ平行に向けられるからである。
【００１１】
また、コプラナーループ型アレイコイルは水平磁場MRIシステムにかなり効果的であるが、垂直磁場MRIシステムにむしろ効果がない。コプラナーループ型アレイコイルにおいて、プラナーループ受信コイルは根本的にコプラナー形式に配列され、関心部のイメージングボリュームに亘って分布される。コプラナーループ型アレイの各個々の受信コイルは典型的に比較的小さいが、関心部の完全な領域の特定の小さな部分からNMR信号を受信する高感度RFコイルである。最終的な合成イメージは各個々のコイルから得られた信号を組合すことにより構成される。
【００１２】
隣接コイル間の磁気相互作用は誘起された電流、誘起されたEMFまたは磁束の専門用語で分析され得る。この議論の目的のため、磁束の表現が最も都合がいい。この表現において、密接に接近した２つのコイルは、１つのコイルが他へ正味ゼロでない磁束結合を誘起するなら、およびその逆なら、互いに“結合”すると考えられる。同様に、１つのコイルが他と正味ゼロ磁束結合を誘起するなら、２つのコイルは磁気的に“非結合”であると考えられる。したがって、定義により、アレイのコイル間の磁束結合の完全なゼロ化は個々のコイルを互いから効果的に“非結合”にする。
【００１３】
コプラナーループ型アレイコイルの隣接要素コイル間の磁気結合が、構成要素コイルを適当に重ねることにより効果的にゼロ化され得ることが知られるようになって以来（例えば、“The NMR Phased Array”,P. B. Roemer et al., Magnetic Resonant Medicine, 1990,16, pp.192−225参照）、要素コイルを重ねる種々の方法および案が、水平磁場MRIシステムに使用するため、実用的かつ普及しているコプラナーアレイコイルを作るために貢献した。不運にして、コプラナーアレイコイルは垂直磁場MRIシステムにおいて成功裏に使用されなかった。垂直磁場MRIシステムへのコプラナーアレイコイル形状の適用が他者により試みられたけれども、かかるアレイコイルは典型的に乏しい信号を有する…一次的に、要素コイルのそれに対する法線（即ち、B1−磁場の方向）が最大誘起信号を得るためにMRI装置のB0−静磁場に垂直に配置されねばならない束縛による。
【００１４】
この問題をアドレスする試みにおいて、基本的なコプラナーアレイコイル形状に対する種々の修正例が他者により提案された…最も普通の修正例は“図14”のアレイコイルおよびその変形である。それにも拘わらず、垂直磁場MRIシステムにおけるコプラナーアレイコイルまたはその変形を利用する知られた従来技術の試みはコイル感度、イメージング濃さ（depth）および関心部の所望の領域に亘る均一さの方面で幾つかの限界をもたらした。
【００１５】
【発明が解決しようとする課題】
本発明の発明者は、ソレノイド型コイルが垂直磁場MRIシステムに使用するに特別な利点をなす多くの固有な特徴を有することを理解した。例えば、ソレノイド型コイルは本来高い感度および均一性を有する。加えて、コイルの筒形状は、頭、首および他の四肢のような身体の種々な部分に自然に適合し、垂直磁場システムの臨床MRI応用のため、水平に横たわる患者に適応されるときソレノイド型コイルのB1磁場が垂直磁場に直角に向けられる…誘起された信号強度を最大化に必要とされるように。
【００１６】
２つのソレノイドコイルが、２つのコイル間の相互分離を達成するためにNMR分光計内にサンドイッチ配列で使用されることが他者によって提案されたが（U.S．特許No．4,093,910 to Hill,1978年６月6日発行参照）、このサンドイッチ配列を構成する２つのコイルは、MRIの改良されたイメージの質を提供するため、アンテナ感度またはFOVの増大を得る目的で単一RF受信“アレイ”型アンテナを形成するように一緒には使用されない。特に、NMR分光計において、1つのコイルは制御チャンネルRF共鳴ピックアップコイルとして使用され、他はサンプル分析共鳴ピックアップコイルとして使用される。さらに、分光計のコイルは異なる共鳴周波数に応答するように各々別々に巻かれる（即ち、１つのコイルは分析のもとでサンプルのため巻かれ、他のコイルは制御原子核のために巻かれる、例えば、2Dまたは19F）。対照的に、MRI応用のために設計された受信コイルまたは受信アレイコイルは、単一の比較的狭い周波数帯域に関して最適化されたその最大感度をもつべきである。
【００１７】
したがって、本発明の１つの全般的な特長は、水平および垂直磁場MRIシステムの両方に使用して高い効率、高い感度および良好な均一性を有する本質的に非結合されたアレイ型受信コイルである。本発明はまた、通常のMRI受信コイルに比較して拡大された合成視野（FOV）を提供するため、水平および垂直磁場MRIシステムの両方に使用され得るアレイ型受信コイルを提供する。新規なアレイ型受信コイルは、異なる大きさのFOVおよび/またはイメージ領域間の選択を許容する可能性を提供するため水平または垂直磁場MRIシステムにおいて使用され得る。それはまた、水平または垂直磁場MRIシステムに使用され、人間の解剖的構造の１つまたはそれ以上の本質的に相違するサイズ部分に適合するため容易に適用され得るアレイ型受信コイルを提供する。
【００１８】
本発明は人間の解剖的構造の１つまたはそれ以上の部分の磁気共鳴イメージングを高める新規なRF受信コイルアレイ配列を提供する。特に、本発明は磁気共鳴イメージング（MRI）システムに使用する本来的に磁気的非結合アレイコイルを提供する。本発明の基本的なアレイコイル構造は、水平および垂直磁場MRI環境の両方において、改良されたイメージ質および選択可能な視野（FOV）のため高められた信号対ノイズ比を提供する。特に、本発明は通常のMRI受信コイル配列を超える増大した感度および均一性を提供する間、アレイの要素コイル間の磁気結合を予め排除する磁場バッキング(bucking)“サンドイッチ” アレイコイル配列を利用する。
【００１９】
【課題を解決するための手段】
本発明は、分極磁場内で一連のRF励起パルスと一連の直交傾斜磁場とを照射された被検体から収集するNMR信号に基づいて画像を生成するＭＲＩシステムのサンドイッチソレノイドアレイコイルであり、関心領域から発生される前記NMR信号を受信するためのサンドイッチソレノイドアレイコイルにおいて、  
撮影領域を包含するとともに、前記ＭＲＩシステムのデータ収集チャンネルにそれぞれ対応して接続可能な少なくとも一つの導電性巻線を有する少なくとも一つの第１のＲＦ信号受信コイルと、  
前記撮影領域を包含するとともに、前記ＭＲＩシステムのデータ収集チャンネルにそれぞれ対応して接続可能な少なくとも一つのソレノイド型の第２のＲＦ信号受信コイルと、前記第２のＲＦ信号受信コイルは電気的に接続される２つのコイル部分を有し、前記コイル部分各々は少なくとも一つの導電性巻線を有し、前記２つのコイル部分は次のａ）、ｂ）、ｃ）の通り配置され接続される、  
ａ）前記第１、第２のＲＦ信号受信コイルの複数のコイル要素は撮影領域を包含するように中心線を揃えて直線的に配列され、  
ｂ）前記第２のＲＦ信号受信コイルの２つのコイル部分は前記少なくとも一つの第１のＲＦ信号受信コイルを挟むように前記第１のＲＦ信号受信コイルの両側に配置され、  
ｃ）前記第２のＲＦ信号受信コイルの２つのコイル部分にはＲＦ電流が反対方向に流れて前記第１のＲＦ信号受信コイルに包囲された領域にわたって磁場が打ち消し合い、前記第１、第２のＲＦ信号受信コイルを時期的に分離して、前記ＭＲＩシステムのデータ収集チャンネルを独立に設ける。
【００２０】
したがって、本発明の一実施例は２つの同じ直径の同軸ソレノイドRFコイルを備えている基本的にサンドイッチソレノイドアレイコイル（SSAC）であり、各コイルは内側コイルと内側コイルを取り囲んでいる外側コイルを含んでいる１つまたはそれ以上の導電性巻線を有し、外側コイルは分離された部分を有し、内側コイルの位置に磁場バッキング配列を作るように各分離された部分において導電性巻線方向が反対である。
【００２１】
本発明の他の実施例は人間の解剖的構造の位置に適合するように適用可能な２つの非同軸、不等直径の受信コイルを有するサンドイッチソレノイドアレイコイル（SSAC）である。非同軸、不等直径のサンドイッチアレイコイルの実施例として、垂直磁場MRIシステムにおける乳房イメージングのためSSACを使用する配列が開示される。
【００２２】
本発明の第3の実施例において、サンドイッチソレノイドアレイコイル（SSAC）はアレイの傾斜磁場コイル構造の中に形成され、不等直径のソレノイド部分および各部分に対応的に異なる数の導電性巻線を有する。
【００２３】
本発明の第4の実施例において、同じまたは異なる直径を有するサンドイッチソレノイドアレイコイル（SSAC）は水平磁場MRI装置における女性の乳房をイメージングするために適用される。
【００２４】
本発明の第5の実施例において、複数のサンドイッチソレノイドアレイコイル（SSAC）装置が完全な人間の胴の範囲選択可能なイメージを得るために提供される。
【００２５】
本発明の第6の実施例において、直角成分検出型サンドイッチソレノイドアレイコイルが設けられ、異なるデータチャンネル獲得配列が示される。
【００２６】
【発明の実施の形態】
本発明によるNMR信号を受信する基本的サンドイッチソレノイドアレイコイル（SSAC）の図式表現が図１に示される。本発明のこの基本的な２コイル実施例において、受信コイル１は、距離Wだけ空間的に分離された２つのループまたはソレノイド部分1aおよび1bからなる。2つのループまたはソレノイド部分は単数または複数の導電性巻線（巻回数）からなり、コイル１の電流（ｉ）が部分1bにおいて時計方向に流れ、部分1aにおいて反時計方向（即ち逆方向）に流れるように、一対の平行な導電体1cおよび1dにより電気的に接続される。
【００２７】
２つの別々な部分により発生される合成磁場が大きさにおいて２つの部分間で傾斜として（略直線的に）変化するので、コイル１の構造はそれ自身“傾斜磁場”コイル配列として時々引用される。本発明によれば、また単数巻回ループまたは多数巻回ソレノイドである受信コイル２は、RFコイルアレイを形成するコイル１のこの傾斜磁場配列の部分1aおよび1b間に“サンドイッチ”される。コイル１の分離された部分は、コイル１の電流が部分1aおよび1bの導電性巻線を通して反対の円周方向に流れるように電気的に接続および位置付けられ、そのためコイル２の両側（軸線方向端）に位置された部分から発生された磁場はコイル２の位置においてゼロになる。この特別な構造形態は、以下により詳細に議論されるように、NMR信号を受信するアレイとして一緒に使用されるとき、２つのコイルの固有の“非結合”を提供する。
【００２８】
図２−図６はサンドイッチアレイの各コイルのB1−磁場分布および感度プロフィールを、個々におよびアレイの全体として示すグラフである。B1磁場およびコイル感度は２つの異なる量であるけれどもそれらは関係がある。B1磁場がコイルに流れる単位電流により同じ空間位置に発生される磁場であるとき、コイル感度は空間位置からのNMR信号受信におけるコイルの能力を表わす。これら２つの結果を保証する相互性原理は比例している（C-N. Chen et al., “Biomedical Magnetic Resonance Technology”, published by Institute of Physics Publishing Iop Iopp Ｈilger,1989参照）。
【００２９】
図２に描かれたように、その長手軸線方向に沿ってコイル２により発生されたB1−磁場はコイル２の中心で最大磁場強度に達し、距離がコイル中心から離れるとき低下する。コイルのB1−磁場の大きさがコイル感度を表わすので、コイルの感度の空間分布はそのコイルのB1−磁場のグラフにより示されたのと同じ全体形状を有する。図３に示されたコイル２の空間感度のグラフにより確証されたように、コイル２はまたその中心の周りで非常に局部化されたその最大感度を有する（即ち、そのコイルのB1−磁場強度が最大であるところで）。
【００３０】
図３に示されたように、受信されたNMR信号がその値の80％に落ちるコイル感度プロフィールの2点間の測定された距離は、通常コイルの80％視野（FOV）として定義される。イメージされた領域の各点から均一な信号受取を保証するため、イメージされるべき領域に亘ってコイル感度の相当均一な分布を有することが必要であるので、関心部の全体範囲をコイルのFOV内に完全に有することが全般的に好ましい。
【００３１】
図４を参照すると、コイル１がコイル2と比較して中央軸線に沿って非常に異なるB1−磁場を有することが見られ得る。コイル１の中心およびコイル2の中央において、コイル１の2つの部分1aおよび1bにより発生されたB1−磁場は等しくかつ反対であり、…各部分に反対方向に流れる電流の結果として…それ故互いに打ち消す。B1−磁場はこの中央点で符号（方向）を変化し、ソレノイド（ループ）端部分1aおよび1bへ向かって強さを増す。（磁場分布のこの型は空間における2点間で一定の率で略直線的に大きさを変化する“傾斜磁場”と同様に通常引用される。）B1−磁場の符号が受信されたNMR信号の位相にのみ影響するので、MRIの大きさイメージに反映されるものは位相情報よりむしろ信号の大きさである。
換言すれば、コイル感度を決定するものはB1−磁場の大きさである。したがって、コイル１のような傾斜磁場コイルの感度は図５に明らかなように“M”形プロフィールを有するであろう（即ち、中央の“ゼロ”コイル感度と一緒に２つの感度“最大”が各ソレノイド端部分の２つの位置に対応する）。
【００３２】
コイル１および２がサンドイッチアレイを形成するように結合されるとき、結果としての信号強度は各コイルから得られる個々の信号の平均を重み付けされ得る。同様に、各コイルの感度プロフィールは全体の感度プロフィールを生成するようにそれに応じて結合し、そこからサンドイッチアレイのFOVが引き出され得る。図６において、サンドイッチアレイとして一緒に結合されたコイル１およびコイル２の軸線位置対感度のグラフが描かれる。サンドイッチアレイコイルがコイル２のみとの比較において拡大されたFOVを有することがこのグラフから見分けられる。
【００３３】
図７および８を参照すると、基本的SSACのコイル間の磁気的結合が議論される。この目的のため、個々の部分からの磁場を表わす磁束の用語でコイルを分析することが便利である。SSACの中心の“サンドイッチ”されたコイル２を最初に考慮すると、図７はコイル２に流れる電流ｉ2により発生される磁束線Fにより表わされる磁場を示す。この磁場はコイル１の両ループ（またはソレノイド）部分1aおよび1bを貫通するので、コイル２からコイル１への正味磁束結合は両部分1aおよに部分1bへの磁束結合の合計である。さらに、部分1aおよび1bがコイル２に関して幾何学的に対称であるので、各部分への磁束結合は大きさにおいて等しいが、符号が反対である。したがって、コイル１への正味磁束結合はゼロである。
【００３４】
上記の分析は磁束Fによりコイル１の部分1aおよび1bに誘起される電流を考慮することにより確証される。誘起された電流が磁束の変化に対抗するので、磁束Fによりコイル部分1aに誘起される電流（ｉ1a）および同じ磁束によりコイル部分1bに誘起される電流（ｉ1b）が、個々のコイル部分内に同じ相対的な空間方向に各々流れる。しかし、各部分における反対の導電体巻線方向により、各部分から誘起される電流は全体としてコイル内で反対方向に流れ、それ故打ち消す。分析の上記方法の両方が確証するように、コイル２の電流の流れは磁気結合を通してコイル１に正味電流の流れを誘起しない。
【００３５】
同様に、図８を参照すると、電流ｉ1がコイル１を流れると仮定すると、電流ｉ1は第1コイル部分1bを時計方向（相対的に述べている）に流れ、第2コイル部分1aを反時計方向に流れることが明確である。部分1aに流れる電流ｉ1が磁束Faにより示される磁場を発生し、部分1bを流れる同じ電流ｉ1が磁束Fbにより示される磁場を発生するので、コイル１からコイル２への磁束の結合は、コイル２の位置で両コイル部分1aおよび1bにより組合された磁束の合計になる。しかし、磁束FaおよびFbはコイル２の中央“サンドイッチ”された位置で大きさが等しく、方向が反対であるので、コイル２に結合する全正味磁束はゼロである。かくして、コイル１に流れる電流は磁気結合を経てコイル２に正味電流を誘起しない。
【００３６】
図７および８に関して上記議論により明白にされたように、構成コイル間の基本的SSAC内の磁束結合の分析は、幾何学的対称および導電体巻線形態により、２つのコイルが互いから効果的に“非結合”されることが実証される。実際にはコイル寸法および配列不完全が僅かなゼロでない正味磁束結合をもたらすかもしれないが、かかる残りの結合の大きさは小さく、単純なキャパシター非結合ネットワークのような通常の非結合技術を使用して容易に補償される。
【００３７】
図９−13は本発明による４つの異なるSSAC実施例の応用の例示的構造形態および幾つかの方法を図解的に示す。図９に示された第1実施例において、基本的SSACを含む２つのRF受信コイルが非同軸的に配列され、各々異なる直径を有する。
図９は本発明のSSAC内の特定の実施例の応用例を示し、垂直磁場MRIシステム（図の右にベクトル方向により示されたように）におけるうつ伏した患者の乳房をイメージングするために構成される。非同軸形態および異なる直径にもかかわらず、基本的SSACに関して上で議論された電磁気的分析（図７および８に示された）がこの場合にも同一結果で適用され、２つのコイルが電磁的に“非結合”にされるように示され得る。
【００３８】
図９に示されるように、SSACは基本的に、小さな直径のコイル１の単一ループまたはソレノイド部分1aおよび1b間にサンドイッチされた大きな直径の単一ループまたはソレノイドコイル２からなる。大きな直径のコイル２は乳房および胴の両方を取り囲んで配置され、一方コイル１の小さな直径の部分は好ましくは乳房およびコイル２の両方を“サンドイッチする”位置にある。この形態で、SSACは胸壁内に信号感度の深い浸透を提供するほかに、乳房の完全なカバーを得る。より付随的な実施例（ここに示されない）において、異なるサイズの患者に装荷および適応を便利にするため、コイル２は可撓性導電体で構成され、その頂上部分に沿って導電性締め金または同等物のような分離可能なコネクタを備えられてもよい。
【００３９】
図10に示されたSSACの他の実施例において、本発明の基本的サンドイッチソレノイドアレイは、コイル１のループ（またはソレノイド）部分1aおよび1bが各々異なる直径および対応している異なる巻回数（即ち、導電性巻線）を有する。SSACのこの特定な実施例は一次的に、垂直磁場MRIシステムにおける仰向けに横たわる患者の頭および首の両方の同時イメージングを許容するため企画されるが、それは同様にサイズが本質的に相違する解剖的構造の他の部分のイメージングのために容易に適用され得る。
【００４０】
人間の首は頭より直径が小さいので、より小さな直径のソレノイド部分1bが感度増強のため首組織に近接して首の周りに設置するため設計される。しかし、コイル部分1bがコイル部分1aより直径が小さいので、コイル部分1aとバランスされた磁束結合を維持するために、より多くの導電性巻線（巻回）が部分1bに必要とされる。例えば、図10に描かれたように、より小さい直径の複数巻回の分離可能なループ部分がコイル１の首部分1bとして企画される。大きな直径のコイル部分1aおよび大きな直径の“サンドイッチ”されたコイル２が患者の頭に適合するように設計される。特に、患者がSSACの頭部分1aおよびコイル２と適合された後、分離可能な首部分1bが患者に適合され、それから図10において対応する記された識別印により示されたように、コイル１に再接続される。
【００４１】
本発明の基本的なサンドイッチソレノイドアレイコイルはまた水平磁場MRIシステムに実際の応用を有する。例えば、水平磁場MRI装置において人間の乳房をイメージングするよう企画されたSSAC実施例が図11に示される。この実施例において、コイル１および２を備えている基本的SSACはMRI装置にうつぶせに横たわる患者の乳房に適合されかつ取り囲む。SSACのサンドイッチされたコイル２は乳房３の中央部分を取り囲み、一方コイル１の部分1aおよび1bは上および下部分を取り囲む。この方法において、SSACのRF磁場軸線B1−は、図11において添付ベクトル図により示されるように、MRI装置の水平磁場B0−内で垂直に向けられる。示されないけれども、SSACのコイル１および２は組合せおよび処理のため水平磁場MRIシステムの適当な入力データ獲得チャンネルに接続される。コイル１の下側のソレノイド部分1aはまた、乳房組織に対してより接近して適合できるように上側部分1bより小さい直径を有するように構成され得る。その場合、前の実施例におけるように、信号強度を改善し部分1bと磁束をバランスするため、付加的な導電性巻線（巻回）がより小さい直径部分に必要とされる。
【００４２】
本発明の他の態様にしたがって、図12が解剖的構造範囲の選択された全身コイルを示す。この実施例において、複数のSSAC搭載“ブランケット”６が垂直磁場MRIシステムにおける仰向けの患者の周りを包むために設計される。ブランケットは好ましくは柔らかい可撓性の電気的絶縁物質で作られ、適当に接続されるときブランケットの長さに沿って複数の位置でSSACを形成するため埋設された複数組の導電体を有する。ブランケット内のアレイコイルは患者の別々な主要部分、例えば、頭、胸、腹、脚および足からのNMR信号を提供する。
【００４３】
晒されたコイル導電体部分４は患者の周りをブランケット６に締結する可撓性の“ベルト”として役立ち、各ベルトは導電性“締め金”または同様なコネクタ５を備えられる。アレイコイルを形成する埋設導電体の各組はまた、MRI装置のデータ獲得チャンネルにNMR信号を分配する回路およびケーブル（示されない）を備えられる。この方法において、埋設導電体の各組は患者の異なる解剖的構造範囲と整合するアレイコイルを形成し、図13に示されるように、適当に位置付けられたSSACの導電性ベルトに対応している締め金コネクタを締結することによりイメージングのため選択され得る。
【００４４】
図14に示される本発明の代替実施例において、基本的SSACにサドルコイルを組込むことにより直角成分検出（QD）配列が設けられる。サドルコイル３はコイル２に関して同軸線に向けられ、コイル１の２つのループ（またはソレノイド）部分間にコイル２と一緒に中央に位置される。図14に示すように、サドルコイル３のRF磁場B1−3の方向、およびループコイル２のRF磁場B1−2の方向は、添付磁気ベクトル図により示されるように、互いにおよびMRI装置の主静磁場B0−に直交である。それ故、コイル２および３は直角成分検出形態を形成する。この配列の磁束分析はコイル１および２がちょうど基本的SSACと同様に電磁的に非結合であることを示す。加えて、配列の幾何学的対称により、サドルコイル３はそのB1−磁場がB1−磁場のそれらのコイルに直交であるのでコイル１およびコイル２の両方から磁気的に非結合である。コイル３とコイル１または２の何れかとの間の何らかの小さな残りの磁気結合は通常のキャパシティブな非結合回路を使用して補償され得る。
【００４５】
前述されたように、MRI受信コイルのイメージング“視野”（FOV）は、信号がそのピーク値の80％に落ちる感度プロフィール曲線の2点間の距離として便宜的に定義される。通常、大きなFOVを有するコイルは、関心部の大きな範囲即ちボリュームをカバーするイメージを生成しようと試みるとき好ましい。しかし、大きなFOVはまさに小さな範囲即ちボリュームからイメージを得ようと試みるとき特に好ましくなく、それは誤ったイメージ解釈に導き得るイメージデータ“フォールドオーバー”問題をもたらすからである。したがって、本発明のサンドイッチソレノイドアレイコイルはまた、FOVスイッチング、即ちイメージデータ獲得に時間ペナルティなく、大きなFOVおよび小さなFOV間を切り換えることを許容する。この手段は、各チャンネルからのイメージデータが同時に獲得された後、データ処理の時間に大きなFOVまたは小さなFOVを有するイメージを再構築できる。
【００４６】
本発明の他の態様によれば、マルチ要素（複数のコイル）SSACは、アレイの各コイルから同時信号獲得を得るための“アレイモード”、または単数のコイルまたはアレイの単一データ獲得チャンネルを定義している選択された数のコイルから信号を得る“選択可能なチャンネルモード”の何れかで使用され得る。例えば、図14に示された本発明の直角成分検出実施例の使用は、図15および16に示されるように、３つのコイルからの同時信号獲得が２チャンネル配列を使用して達成され得る。最初に図15の配列を考慮すると、コイル１によりピックアップされた信号は第1データ獲得チャンネル１を経て処理される。同時に、コイル２および３から獲得されたNMR信号は90度ハイブリッド結合器を使用して結合され、第2データ獲得チャンネル２を経て処理される。制限されたFOVはチャンネル２からのみ得られ、または大きなFOVを有するイメージがチャンネル１およびチャンネル２の両方からの信号データを結合することにより得られる。かくしてSSACのマルチ要素実施例はイメージフォールドオーバー問題を避けるため、大きなFOVまたは小さなFOVの何れか間を切り換える能力を提供する。
【００４７】
同様に、他のマルチチャンネル信号獲得および処理配列が本発明のマルチ要素SSAC実施例を利用して可能である。例えば、コイル２および3からの信号を単一のチャンネルに結合する代わりに、図16に示されるように、コイル１および３からの信号が結合され得る。さらに、もし第3のデータ処理チャンネルが望ましいなら、図17に示されるように、各３つのコイルからの信号が独立なチャンネルとして別々に獲得され得る。加えて、これらの信号処理配列の各々は上述されたFOVサイズ切り換え可能性を依然として保持する。
【００４８】
図18−20は本発明により構成された直角成分検出SSACにおける異なるコイル間の例示的電磁遮蔽を表わすグラフである。QD SSACの３つのコイルの各々はそれ自身の同調および一致回路に接続される。各コイル対間の残りの電磁結合が各コイル間に接続された可変非結合キャパシタを使用して補償される。コイル間の最大遮蔽は可変非結合キャパシタを適当に調整することにより容易に達成される。
図18−20に示される曲線は15ＭHzで同調されたSSACコイルとともに通常のネットワーク分析器を使用しているS21パラメタを表わす。図18、19および20は、コイル間の例示的電磁遮蔽がそれぞれコイル１対コイル３、コイル２対コイル３およびコイル１対コイル２に関して−26ｄB、−30ｄBおよび−25ｄBであることを示す。
【００４９】
図21−23は本発明の直角成分検出SSACを使用して得られる例示的ファントムサジタル人間頭部のイメージを示す。これらのイメージを得るために、SE2Dイメージングシーケンスが、TR＝1000ミリセカンド、TE＝25ミリセカンド、FOV＝30cmｘ30cm、ST＝5mmおよび256ｘ256のピクセルマトリックスを有する東芝オパート（Opart）垂直イメージングシステムを使用して実行された。図21は直角成分検出対のみとしてコイル２および３を使用して獲得された信号から構成されたサジタル頭部ファントムイメージを示し、図22は傾斜磁場コイル１のみからの信号から構成されたサジタル頭部ファントムイメージを示し、図23は２つの信号の重み付けされた合計から構成されたサジタル頭部ファントムイメージを示す。図21の直角成分検出イメージがイメージの中央で強い信号の部位（即ち、輝いているピクセル）を示すのに対して、図22の傾斜磁場コイルのイメージは中央から離れた上下端で最も強い信号を示す。図23により証明されるように、本発明のSSAC配列により生成された２つの信号の重み付けされた合計のイメージは、直角成分検出コイル対または傾斜磁場コイルのみからのイメージよりも通してより均一なピクセル強度を有する。
【００５０】
図24−26はそれぞれのイメージの中央から上下方向に取られた図21、22および23からのデータに対応しているイメージ信号振幅（ピクセル強度）プロフィールを示す。直角成分検出コイル対のみは11センチメータのFOVを提供するのに対し、本発明の直角成分検出SSAC形態は略17.5センチメータのFOVを提供する。さらに、均一な大きなFOVはSSACの傾斜磁場コイルの２つのソレノイド部分の各々間の分離Wを増加することにより生成される。
【００５１】
図27を参照すると、本発明のSSACを採用した通常の垂直磁場MRIシステムに共通する主要な構成要素の全般的形態が簡単に議論される。また本発明のSSACを利用した水平磁場MRIシステムは示された垂直磁場MRIシステムと同じ基本的構成要素からなるが、主静止分極磁場B0−が地面に略平行に発生されるように構造的に構成される。典型的に、MRIシステムは強い静止分極磁場を発生する大きな超伝導磁石20、大きな傾斜磁場を生成する電磁コイル配列30、傾斜磁場パルス発生ユニット40、RF励起パルスを生成するRF伝送ユニット50、NMR信号を受信する無線周波数受信ユニット60、信号処理ユニット70、表示装置80および運転を制御しかつシステム内の全ての連合されたユニットのタイミングをとる制御ユニット90を含む。
【００５２】
主静磁場発生磁石20は患者10を取り囲む空間に配列され、患者を通して強力な均一垂直（または水平）磁場を供給する。傾斜磁場発生ユニット40の出力は互いに直交する方向Ｘ、ＹおよびＺに対応している３つの傾斜磁場Gx 、GyおよびGzを生成するコイルアレイ30に送られる。無線周波数伝送ユニット50により発生されたRFパルスは患者10の組織内に核励起パルスを伝送するためRFコイル51に供給される。患者10からの結果としての無線周波数核磁気共鳴（NMR）信号がRF受信コイル61によりピックアップされた後、無線周波数受信ユニット60により検出される。RF受信コイル61の好ましい構造的配列は本発明の上記例示的SSAC実施例を含む…それは容易に移動可能であり、かつ患者の身体の特定の領域に亘って設置され、即ち位置付けられる。
【００５３】
制御ユニット90は、それぞれ傾斜磁場の、およびRFコイル51および61へRF信号の送受信のタイミングおよび適用を調整する。無線周波数受信ユニット60からのNMR信号出力は記憶され、表示ユニット80に表示するイメージ情報を生成するため、当業者によく知られた方法で信号処理ユニット70によりフーリエ変換分析を受ける。
【００５４】
【発明の効果】
以上詳述したように本発明によれば、水平および垂直磁場MRIシステムの両方に使用して高い効率、高い感度および良好な均一性を有する本質的に非結合されたアレイ型受信コイルを提供できる。複数のコイルアレイ配列はまた、イメージデータ獲得において時間的ペナルティなく、イメージフォルドオーバー問題を回避するため、より大きいまたは小さい視野（FOV）間の選択を許容する。
【００５５】
発明は現在最も実用的かつ好ましい実施例であるとみなされるものとの関連で説明されたが、発明は記述された実施例に限定されるものではなく、反対に請求の範囲の精神および範囲内に含まれる種々の変形例および等価な配列をカバーするように意図される。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明によるサンドイッチソレノイドアレイコイルの基本的形状を示す概略図である。
【図２】図１の基本的サンドイッチソレノイドアレイコイルの単独受信コイルによって、B1−磁場分布を描いたグラフである。
【図３】図１の基本的サンドイッチソレノイドアレイコイルの単独受信コイルによって、対応している感度プロフィールを描いたグラフである。
【図４】図１の基本的サンドイッチソレノイドアレイコイルの単独受信コイルによって、B1−磁場分布を描いたグラフである。
【図５】図１の基本的サンドイッチソレノイドアレイコイルの単独受信コイルによって、対応している感度プロフィールを描いたグラフである。
【図６】図１の基本的サンドイッチソレノイドアレイコイルの組合された受信コイルによって、対応している感度プロフィールを描いたグラフである。
【図７】本発明の基本的サンドイッチソレノイドアレイコイルの要素コイル間の磁束結合を示す概略図である。
【図８】本発明の基本的サンドイッチソレノイドアレイコイルの要素コイル間の磁束結合を示す概略図である。
【図９】本発明の代替実施例による垂直磁場MRIシステムにおける乳房イメージングのために使用された非同軸、不等直径サンドイッチソレノイドアレイコイルを示す概略図である。
【図１０】本発明の代替実施例による不等直径のソレノイド部分および対応する異なる導電性巻線を有するアレイの傾斜磁場コイルとともにサンドイッチソレノイドアレイコイルを示す概略図である。
【図１１】本発明の代替実施例による水平磁場MRI装置における乳房イメージングのために使用されたサンドイッチソレノイドアレイコイルを示す概略図である。
【図１２】本発明の代替実施例による局部選択可能な複数のSSAC配列を示す概略図である。
【図１３】閉じた接続位置に締結されたコネクタ締め金で示された、図１２の複数SSACの単一SSACを示す概略図である。
【図１４】本発明の代替実施例による直角成分検出型サンドイッチソレノイドアレイコイルを示す概略図である。
【図１５】本発明の直角成分検出SSAC実施例のデータ取得配列を示す概略図である。
【図１６】本発明の直角成分検出SSAC実施例のデータ取得配列を示す概略図である。
【図１７】本発明の直角成分検出SSAC実施例のデータ取得配列を示す概略図である。
【図１８】本発明の直角成分検出SSAC実施例において、異なるコイル間で得られる電磁遮蔽の例示的グラフである。
【図１９】本発明の直角成分検出SSAC実施例において、異なるコイル間で得られる電磁遮蔽の例示的グラフである。
【図２０】本発明の直角成分検出SSAC実施例において、異なるコイル間で得られる電磁遮蔽の例示的グラフである。
【図２１】直角成分検出コイル対から取得された頭部ファントムイメージである。
【図２２】  RF傾斜コイルから取得された頭部ファントムイメージである。
【図２３】本発明の基本的SSACから取得された頭部ファントムイメージである。
【図２４】図２１に対応しているイメージデータからの、上下方向における中心線に対応するピクセルデータを使用しているピクセル信号強度のグラフである。
【図２５】図２２に対応しているイメージデータからの、上下方向における中心線に対応するピクセルデータを使用しているピクセル信号強度のグラフである。
【図２６】図２３に対応しているイメージデータからの、上下方向における中心線に対応するピクセルデータを使用しているピクセル信号強度のグラフである。
【図２７】本発明を採用する例示的MRIシステムを表わす概略ブロック図である。
【符号の説明】
１…受信コイル  1a、1b…ソレノイド部分  1c…導電体  ２…受信コイル  ３…サドルコイル  ４…コイル導電体部分  ５…コネクタ  ６…ブランケット  10…患者  20…主静磁場発生磁石  30…電磁コイル配列  40…傾斜磁場パルス発生ユニット  50…無線周波数伝送ユニット  51…コイル  60…無線周波数受信ユニット  61…受信コイル  70…信号処理ユニット  80…表示装置  80…表示ユニット  90…制御ユニット
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図４】
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【図５】
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【図６】
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【図７】
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【図８】
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【図９】
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【図１０】
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【図１１】
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【図１２】
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【図１３】
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【図１４】
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【図１５】
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【図１６】
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【図１７】
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【図１８】
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【図１９】
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【図２０】
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【図２１】
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【図２２】
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【図２３】
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【図２４】
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【図２５】
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【図２６】
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【図２７】
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