(57)【要約】本発明は、磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ）システムにおいて用いられる無線周波（ＲＦ）コイルシステム（１７，１７’）に関する。ＲＦコイルシステムは、ＭＲＩシステムの検査ボリューム（３）にＲＦ磁界（Ｂ１）を送信し、及び／又は検査ボリューム（３）からＲＦ磁界（Ｂ１’）を受信する少なくとも１つの主コイル（３５）を有する。主コイルは、検査ボリューム（３）の主磁界（Ｂ０）に対して平行な方向を向く又は向くべきコイル軸（３６）と、コイル軸に概して平行に延びる少なくとも１つの電気導体（３７、３９）と、を有する。本発明によれば、ＲＦコイルシステムは、主コイルの前記導体に割り当てられる補助コイル（４５、４７）を有する。補助コイルは、コイル軸に概して平行であり、主コイルの前記導体の両側に延在する２つの電気導体（４９、５１）を有する。補助コイルの２つの導体と、主コイルの導体との間の距離は、主コイルの主寸法（Ｌ）に対して小さい。送信モードにおいて、ＲＦ信号は、主コイル及び補助コイルの合成ＲＦ磁界（ＢＣ）が、検査されるべき身体のスピン核のスピン軸の歳差運動（ＲＰ）の方向と反対の回転方向（ＲＢ）を有するような相互の位相差をもって、主コイル及び補助コイルに供給される。受信モードにおいて、主コイルによって受信される第１のＲＦ信号及び補助コイルによって受信される第２のＲＦ信号は、第２のＲＦ信号が第１のＲＦ信号を抑制するような相互の位相差をもって、合成され、加算される。このようにして、主コイルの前記導体と隣り合う局所的領域（３８、４０）についてのＲＦコイルシステムの不利益な高い局所的感度が、強く低減される。
2006525068.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
磁気共鳴イメージングシステムにおいて用いられる無線周波コイルシステムであって、歳差運動の予め決められた方向を有する核スピン共鳴効果を生成するために、前記磁気共鳴イメージングシステムの検査ボリュームにＲＦ磁界を送信する少なくとも１つの電気的な主コイルを有し、前記主コイルが、前記検査ボリュームにおける前記磁気共鳴イメージングシステムの主磁界に対して実質的に平行な方向を向くコイル軸を有し、前記主コイルが、前記コイル軸に概して平行に延在する少なくとも１つの電気導体を有する、無線周波コイルシステムであって、
前記無線周波コイルシステムは、前記主コイルの前記導体に割り当てられ、前記コイル軸に概して平行に延在する少なくとも２つの電気導体を有する、電気的な補助コイルを有し、前記補助コイルの前記２つの導体は、前記主コイルの前記導体の両側に且つ前記導体からある距離離れたところに配置され、前記距離は、前記主コイルの主寸法に対して小さく、
前記無線周波コイルシステムは、前記主コイルの前記導体と隣り合う局所的領域において、前記主コイル及び前記補助コイルの合成されたＲＦ磁界が歳差運動の方向と反対の回転方向を有するような相互の位相差をもって、前記主コイル及び前記補助コイルにＲＦ信号を供給する手段を有する、ことを特徴とする無線周波コイルシステム。
【請求項２】
磁気共鳴イメージングシステムにおいて用いられる無線周波コイルシステムであって、核スピン共鳴効果の結果として生成される前記磁気共鳴イメージングシステムの検査ボリュームにおけるＲＦ磁界を受け取る少なくとも１つの電気的な主コイルを有し、前記主コイルが、前記検査ボリュームにおける前記磁気共鳴イメージングシステムの主磁界に対して実質的に平行な方向を向くコイル軸を有し、前記主コイルが、前記コイル軸に概して平行に延在する少なくとも１つの電気導体を有する、無線周波コイルシステムであって、
前記無線周波コイルシステムは、前記主コイルの前記導体に割り当てられ、前記コイル軸に概して平行に延在する少なくとも２つの電気導体を有する、電気的な補助コイルを有し、前記補助コイルの前記２つの導体は、前記主コイルの前記導体の両側に且つ前記導体からある距離離れたところに配置され、前記距離は、前記主コイルの主寸法に対して小さく、
前記無線周波コイルシステムは、前記主コイルによって受け取られる第１のＲＦ信号及び前記補助コイルによって受け取られる第２のＲＦ信号を、前記第２のＲＦ信号が前記第１のＲＦ信号を抑制するような相互の位相差をもって、合成し、足し合わせる手段を有する、ことを特徴とする無線周波コイルシステム。
【請求項３】
前記位相差が、４５°乃至１３５°の値を有することを特徴とする、請求項１又は請求項２に記載の無線周波コイルシステム。
【請求項４】
前記位相差が９０°であることを特徴とする、請求項３に記載の無線周波コイルシステム。
【請求項５】
前記主コイルは、前記コイル軸に実質的に平行に延在する第１及び第２の電気導体を有するループを有し、前記無線周波コイルシステムは、前記主コイルの前記第１及び前記第２の導体にそれぞれ割り当てられる第１及び第２の補助コイルを有し、各補助コイルは、前記コイル軸に実質的に平行に延在する少なくとも２つの電気導体を有し、各補助コイルの前記２つの導体は、前記主コイルの個々の前記導体の両側に且つ前記導体からある距離離れたところに配置され、前記距離は、前記主コイルの主寸法に対して小さい、ことを特徴とする請求項１又は請求項２に記載の無線周波コイルシステム。
【請求項６】
前記第１及び前記第２の補助コイルが直列に接続されることを特徴とする、請求項５に記載の無線周波コイルシステム。
【請求項７】
各補助コイルの前記２つの導体間の距離Ｂが、０．２５＊Ｌより小さいことを特徴とし、ここで、Ｌは、前記主コイルの前記第１及び前記第２の導体間の距離である、請求項５に記載の無線周波コイルシステム。
【請求項８】
前記距離Ｂが、約０．１２５＊Ｌであることを特徴とする、請求項７に記載の無線周波コイルシステム。
【請求項９】
前記無線周波コイルシステムは、皮膚接触面を有し、前記主コイルの前記２つの導体は、前記接触面から距離Ｄ離れたところの仮想面内に延在し、前記２つの補助コイルは、前記接触面から距離Ｈ離れたところの仮想面内に延在することを特徴とし、ここで、０＜Ｈ＜３＊Ｄである、請求項５に記載の無線周波コイルシステム。
【請求項１０】
Ｄ＜Ｈ＜１．５＊Ｄであることを特徴とする、請求項９に記載の無線周波コイルシステム。
【請求項１１】
検査ボリュームと、
前記検査ボリュームに主磁界を生成する主磁石システムと、
前記主磁界の勾配を生成する勾配磁石システムと、
前記検査ボリュームにＲＦ磁界を送信し、及び／又は前記検査ボリュームのＲＦ磁界を受信する無線周波コイルシステムと、
を有する磁気共鳴イメージングシステムであって、
前記無線周波コイルシステムが、請求項１乃至請求項１０のいずれか１項に記載の無線周波コイルシステムであることを特徴とする、磁気共鳴イメージングシステム。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ）システムに用いられる無線周波（ＲＦ）コイルシステムであって、歳差連動の予め決められた方向を有する核スピン共振効果を生成するために、ＭＲＩシステムの検査ボリュームにＲＦ磁界を送信する少なくとも１つの主電気コイルを有し、前記主コイルが、検査ボリュームにおいてＭＲＩシステムの主磁界に対して実質的に平行な方向を向くコイル軸を有し、前記主コイルが、コイル軸に概して平行に延在する少なくとも１つの電気導体を有する、無線周波コイルシステムに関する。
【０００２】
本発明は、更に、磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ）システムにおいて用いられる無線周波（ＲＦ）コイルシステムであって、核スピン共振効果の結果として生成されるＭＲＩシステムの検査ボリュームにおけるＲＦ磁界を受け取る少なくとも１つの主電気コイルを有し、前記主コイルが、検査ボリュームにおけるＭＲＩシステムの主磁界に対して実質的に平行な方向を向くコイル軸を有し、前記主コイルが、コイル軸に概して平行に延在する少なくとも１つの電気導体を有する、無線周波コイルシステムに関する。
【０００３】
本発明は、更に、検査ボリュームと、検査ボリュームに主磁界を生成する主磁石システムと、主磁界の勾配を生成する勾配磁石システムと、検査ボリュームにＲＦ磁界を送信し、及び／又は検査ボリュームのＲＦ磁界を受信するＲＦコイルシステムと、を有する磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ）システムに関する。
【背景技術】
【０００４】
冒頭の段落に言及される種類の無線周波（ＲＦ）コイルシステム及び磁気共鳴イメージングシステムは、一般に知られている。既知のＭＲＩシステムは、核スピン共鳴法によって患者の身体の内部の画像を作るために使用される。ＭＲＩシステムの主磁石システムは、検査ボリュームの中央領域内で相対的に強く且つ一様な主磁界を生成する複数の超電導電気コイルを有する。勾配磁石システムは、３つの直交方向において主磁界の勾配を生成する複数の電気コイルを有する。既知のＭＲＩシステムは、検査ボリュームにＲＦ磁界を送信する第１のＲＦコイルシステム及び検査ボリュームからＲＦ磁界を受け取る第２のＲＦコイルシステムを更に有する。更に、送信及び受信のために単一のＲＦコイルシステムを使用することも知られている。患者の身体の画像は、前記勾配を変化させることによって連続的に選択される患者の身体の多数の位置における核スピン共鳴効果を、連続的に観察することによって構成される。それぞれの選択された位置について、第１のＲＦコイルシステムは、選択された位置に核スピン共鳴効果を生成するために、検査ボリュームにＲＦ磁界を送信する。続いて、第２のＲＦコイルシステムは、核スピン共鳴効果の結果として、選択された位置に生成されるＲＦ磁界を受け取る。好適には、第１のＲＦコイルシステムは、核スピンの歳差連動の予め決められた方向に対応する回転方向を有する回転ＲＦ磁界を生成する。このようにして、ＲＦコイルシステムの感度が改善される。
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【０００５】
既知のＲＦコイルシステム及び既知のＲＦコイルシステムを有する既知のＭＲＩシステムの不利益は、ＲＦコイルシステムが、主磁界に対して概して平行な方向を向くＲＦコイルシステムの個別の電気導体に相対的に近い患者の身体の領域に関して、すなわち、前記導体から、主コイルの主な寸法に対して小さい距離離れたところの局所的領域に関して、相対的に高い局所的感度を有することである。送信ＲＦコイルの場合、前記高い局所的感度は、相対的に導体に近い位置において、ＲＦコイルによって生成される磁界が相対的に強いことよって生じさせられる。受信ＲＦコイルの場合、前記高い局所的感度は、導体の位置において、導体に相対的に近い位置に核によって生成される磁界が相対的に強いことによって生じさせられる。特に、いわゆる表面コイルシステムの場合、すなわち、改善された信号対雑音比を達成するために患者の身体上に直接配置されるＲＦコイルシステムの場合、前記高い局所的感度が存在する。前記高い局所的感度の結果として、表面コイルシステムを使用する既知のＭＲＩシステムは、生成される画像において、運動アーチファクトの影響を非常に受けやすい。運動アーチファクトは、例えば患者の胸部又は腹部の皮下脂肪層のような患者の表面部に生成される相対的に強い信号によって引き起こされる。
【０００６】
本発明の目的は、ＲＦコイルシステムの導体に相対的に近くない位置に関するＲＦコイルシステムの感度に実質的に影響を及ぼすことなく、ＲＦコイルシステムの前記局所的な高感度が低減される、冒頭の段落に記述した種類の無線周波（ＲＦ）コイルシステム及び冒頭の段落に記述した種類の磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ）システムを提供することである。
【課題を解決するための手段】
【０００７】
前記目的を達成するために、ＲＦ磁界を送信するための本発明によるＲＦコイルシステムは、ＲＦコイルシステムが、主コイルの前記導体に割り当てられ、コイル軸に概して平行に延在する少なくとも２つの電気導体を有する、電気的な補助コイルを有し、補助コイルの前記２つの導体が、主コイルの前記導体の両側に且つ前記導体からある距離離れたところに配置され、前記距離が、主コイルの主寸法に対して小さく、ＲＦコイルシステムが、主コイルの導体と隣り合う局所的領域において、主コイル及び補助コイルの合成されたＲＦ磁界が歳差連動の方向と反対の回転方向を有するような、相互の位相差をもって、主コイル及び補助コイルにＲＦ信号を供給する手段を有することを特徴とする。
【０００８】
前記目的を達成するために、ＲＦ磁界を受信するための本発明によるＲＦコイルシステムは、ＲＦコイルシステムが、主コイルの前記導体に割り当てられ、コイル軸に概して平行に延在する少なくとも２つの電気導体を有する、電気的な補助コイルを有し、補助コイルの前記２つの導体が、主コイルの前記導体の両側に且つ前記導体からある距離離れたところに配置され、前記距離が、主コイルの主寸法に対して小さく、ＲＦコイルシステムが、主コイルによって受け取られる第１のＲＦ信号及び補助コイルによって受け取られる第２のＲＦ信号を、第２のＲＦ信号が第１のＲＦ信号を抑制するような相互の位相差をもって合成し、足し合わせる手段を有することを特徴とする。
【０００９】
前記目的を達成するために、本発明によるＭＲＩシステムは、ＭＲＩシステムにおいて使用されるＲＦコイルシステムが本発明によるＲＦコイルシステムであることを特徴とする。
【００１０】
ＲＦ磁界を送信するための本発明によるＲＦコイルシステムの補助コイルは、補助コイルが割り当てられる主コイルの導体によって生成されるＲＦ磁界に対して横切る方向を向くＲＦ磁界を生成する。その結果として、主コイル及び補助コイルに供給されるＲＦ信号の間に適切な位相差が存在するとき、主コイル及び補助コイルの前記導体の合成されたＲＦ磁界は、歳差連動の方向と反対の回転方向を有する回転磁界である。前記反対の回転方向の結果として、ＲＦ磁界によって生成される核スピン共鳴効果の量が強く低減され、それゆえ、ＲＦコイルシステムの感度が低減される。補助コイルの導体は、主コイルの導体から相対的に小さい距離離れたところにあるので、核スピン共鳴効果及び感度の前記低減が、主に、主コイルの導体と隣り合う局所的領域、すなわち主コイルが補助コイルを用いずに相対的に高い感度を有する領域、において生じる。主コイルの導体から、主コイルの主寸法に対応する距離離れた位置において、補助コイルのＲＦ磁界は、相対的に小さく又は無視できるほどであり、それゆえ、これらの位置において、主コイルによる核スピン共鳴効果の生成及び主コイルの感度は、補助コイルによる影響をほとんど受けない。
【００１１】
ＲＦ磁界を受信するための本発明によるＲＦコイルシステムの補助コイルは、補助コイルが割り当てられる主コイルの導体によって受信される前記ＲＦ磁界の成分に対して横切る方向を向く、スピン核によって生成されるＲＦ磁界の成分を受信する。スピン核によって生成されるＲＦ磁界は、回転磁界であり、それゆえ、主コイルによって受信される第１のＲＦ信号と、補助コイルによって受信される第２のＲＦ信号との間に、位相差が存在する。その結果、第１及び第２のＲＦ信号が、適切な位相差で合成され、足し合わせられるとき、第２のＲＦ信号は第１のＲＦ信号を抑制し、それによって、ＲＦコイルシステムの感度が低減される。補助コイルの導体は、主コイルの導体から相対的に小さい距離離れたところにあるので、補助コイルは、主コイルの導体と隣り合う局所的領域、すなわち主コイルが補助コイルを用いずに相対的に高い感度を有する領域、に生成されるＲＦ磁界に対して感度が高い。その結果、主コイルの感度の低減は、主に、前記局所的領域について達成される。主コイルの導体から主コイルの主寸法に対応する距離離れた位置に生成されるＲＦ磁界は、補助コイルの２つの導体の位置において実質的に同一である。その結果、補助コイルは、ＲＦ磁界のこの部分に関してはほとんど感度がよくなく、ＲＦ磁界のこの部分に関する主コイルの感度は、補助コイルによる影響をほとんどを受けない。
【００１２】
本発明によるＲＦコイルシステムの特定の実施例は、位相差が４５°乃至１３５°の値を有することを特徴とする。このレンジの位相差により、主コイルの導体と隣り合う局所的領域に関する主コイルの高い感度の実質的な低減が、送信モードにおける本発明のＲＦコイルシステム及び受信モードにおける本発明のＲＦコイルシステムの両方について達成される。
【００１３】
本発明によるＲＦコイルシステムの他の実施例は、位相差が９０°であることを特徴とする。９０°の位相差により、主コイルの導体と隣り合う局所的領域についての主コイルの高い感度の最適な低減が達成される。
【００１４】
本発明によるＲＦコイルシステムの特定の実施例は、主コイルが、コイル軸に実質的に平行に延びる第１及び第２の電気導体を有するループを有し、ＲＦコイルシステムが、主コイルの前記第１及び前記第２の導体にそれぞれ割り当てられる第１及び第２の補助コイルを有し、それぞれの補助コイルが、コイル軸に実質的に平行に延びる少なくとも２つの電気導体を有し、各補助コイルの２つの導体が、主コイルの個々の導体の両側に且つ前記導体からある距離離れたところに配置され、前記距離が、主コイルの主寸法に対して小さいことを特徴とする。この実施例において、主コイルは、例えば四角又は矩形のコイルである。第１の導体と隣り合う局所的領域についての主コイルの局所的な高い感度は、第１の補助コイルによって効果的に低減され、第２の導体と隣り合う局所的領域についての主コイルの局所的な高い感度は、第２の補助コイルによって効果的に低減される。
【００１５】
本発明によるＲＦコイルシステムの他の実施例は、第１及び第２の補助コイルが直列に接続されることを特徴とする。主コイルの第１及び第２の導体の電流は等しいが、反対の方向を向くので、第１及び第２の補助コイルは、いわゆるバタフライループを形成するように、逆位相モードで直列に接続されることができる。このように、２つの補助コイルは、１つの共通入力又は出力チャネルだけを必要とし、それゆえ、ＲＦコイルシステム及びその制御が簡素化される。
【００１６】
本発明によるＲＦコイルシステムの他の実施例は、各補助コイルの２つの導体間の距離Ｂが、０.２５＊Ｌより小さいことを特徴とし、ここで、Ｌは、主コイルの第１及び第２の導体間の距離である。この実施例において、各補助コイルの２つの導体間の距離Ｂは、補助コイルの所望の局所的感度の低減効果を達成するように、主コイルの主寸法に対して、すなわち主コイルの第１及び第２の導体間の距離Ｌに対して十分に小さい。
【００１７】
本発明によるＲＦコイルシステムの他の実施例は、距離Ｂが、約０．１２５＊Ｌであることを特徴とする。この実施例において、主コイルの２つの導体と隣り合う局所的領域の最適な寸法が達成され、この局所的領域についての主コイルの高い感度は、補助コイルによって低減される。
【００１８】
本発明によるＲＦコイルシステムの他の実施例は、ＲＦコイルシステムが、皮膚接触面を有し、主コイルの２つの導体が、前記接触面から距離Ｄ離れた仮想面内に延在し、２つの補助コイルが、前記接触面から距離Ｈ離れた仮想面内に延在することを特徴とし、ここで０＜Ｈ＜３＊Ｄである。この実施例において、２つの補助コイルが延在する仮想面と、主コイルが延在する仮想面との間には、距離Ｈ−Ｄが存在する。条件０＜Ｈ＜３＊Ｄの場合、補助コイルの導体と主コイルの導体との間の距離は、補助コイルの局所的感度の所望の低減効果を達成するように、主コイルの主寸法に対して十分に小さい。
【００１９】
本発明によるＲＦコイルシステムの他の実施例は、Ｄ＜Ｈ＜１．５＊Ｄであることを特徴とする。この実施例において、主コイルの２つの導体と隣り合う局所的領域の最適な寸法が達成され、この局所的領域についての主コイルの高い感度は、補助コイルによって低減される。
【００２０】
以下、本発明の実施例が、図面を参照して詳しく説明される。
【発明を実施するための最良の形態】
【００２１】
図１に示す本発明によるＭＲＩシステムは、概して円筒状であるハウジングを有する、いわゆるクローズド円筒タイプのＭＲＩシステムである。ハウジングは、図１に示されておらず、図１に示すＺ方向に延在する。ＭＲＩシステムは、主磁石システム１を有する。主磁石システム１は、前記ハウジングによって囲まれ、検査されるべき患者が配置されることができる検査ボリューム３を囲む。主磁石システム１は、検査ボリューム３の中心部に、Ｚ方向と平行であり、相対的に強く、実質的に一様な主磁界Ｂ０を生成する複数の超電導電気コイル５を有する。ＭＲＩシステムは、超電導コイル５用の電源７と、超電導コイル５を冷却するための冷却チャネル１１を有する極低温冷却装置９と、を有する。ＭＲＩシステムは、勾配磁石システム１３を更に有する。勾配磁石システム１３は、主磁石システム１と検査ボリューム３との間に配置されており、３つの直交方向Ｘ、Ｙ及びＺにおいて主磁界Ｂ０の勾配を生成する複数の電気コイル１５を有する。ＭＲＩシステムは、本発明による無線周波（ＲＦ）コイルシステム１７，１７’を更に有する。無線周波（ＲＦ）コイルシステム１７，１７’は、検査ボリューム３にＲＦ磁界を送信し、検査ボリューム３からＲＦ磁界を受信するために、勾配磁石システム１３と検査ボリューム３との間に配置されている。
【００２２】
ＭＲＩシステムは、核スピン共鳴法によって患者の身体の内部の画像を生成するために使用される。患者の身体の画像は、一様な主磁界Ｂ０中に存在する患者の身体の一部の多数の位置における核スピン共鳴効果を連続的に観察することによって構成される。患者の身体の位置は、勾配磁石システム１３の電気コイルの適切な電流によって、主磁界Ｂ０の勾配を変えることによって、連続的に選択される。このために、ＭＲＩシステムは、予め決められたシーケンスに従って勾配磁石システム１３のコイルの電流を制御する制御ユニット１９と、制御ユニット１９によって勾配磁石システム１３に供給される制御信号を増幅するパワーアンプ２１と、を有する。患者の身体のそれぞれの選択された位置ごとに、ＲＦコイルシステム１７、１７’は、選択された位置に核スピン共鳴効果を生成するために、検査ボリューム３に、予め決められた周波数及びパルス時間を有するＲＦ磁界を送信する。そののち、ＲＦコイルシステム１７，１７’は、核スピン共鳴効果と関連して選択された位置にスピン核によって生成されるＲＦ磁界を受信するために使用される。このために、制御ユニット１９は、更に、勾配磁石システム１３が制御されるシーケンスとリンクされる予め決められたシーケンスに従って、ＲＦコイルシステム１７，１７’を制御する。制御ユニット１９は、ＲＦ送受信装置２３に制御信号を供給する。ＲＦ送受信装置２３は、検査ボリューム３に必要なＲＦ磁界を生成するために適切な電流をＲＦコイルシステム１７，１７’に供給する。ＲＦ送受信装置２３は、検査ボリューム３からＲＦ磁界によってＲＦコイルシステム１７，１７’に生成される電流をＲＦコイルシステム１７，１７’から受け取る。ＲＦ送受信装置２３は、ＭＲＩシステムのプロセッサ２５に、ＲＦ送受信装置２３から受信される信号を画像に変換するのに適している信号を供給する。このために、プロセッサ２５は、信号増幅器２７、復調器２９、画像再構成装置３１及びディスプレイ３３を有する。
【００２３】
ＲＦコイルシステム１７、１７’によって生成されるべき核スピン共鳴効果は、主磁界Ｂ０のＺ方向に平行な中心軸を有する仮想円錐面に沿った歳差連動の予め決められた方向に、スピン核のスピン軸の歳差連動を含む。結果的に、ＲＦコイルシステム１７，１７’によって生成されるＲＦ磁界の、Ｚ方向に垂直な方向を向く成分Ｂ１（以下、ＲＦ磁界Ｂ１と呼ぶ）は、主に、核スピン共鳴効果を生成する際に効果的である。成分Ｂ１は、主に、Ｚ方向に平行に延在するＲＦコイルシステム１７，１７’の導通部分によって生成される。核スピン共鳴効果に関連してスピン核によって生成される、ＲＦコイルシステム１７，１７’によって受け取られるべきＲＦ磁界Ｂ１’は、Ｚ方向と垂直な方向を向く。結果的に、Ｚ方向に平行に延在するＲＦコイルシステム１７，１７’の導通部分は、主に、ＲＦ磁界Ｂ１’に対して感度が高い。図２ａ及び図２ｂは、電気的な主コイル３５を有するＲＦコイルシステム１７，１７’の一部１７を概略的に示す。主コイル３５は、主磁界Ｂ０のＺ方向に実質的に平行であり又は平行でありうるコイル軸３６を有する。主コイル３５は、第１の電気導体３７及び第２の電気導体３９を有するループを有し、第１の電気導体３７及び第２の電気導体３９は、コイル軸３６に実質的に平行に延在し、従って、主コイル３５の主に効果的である、感度の高い部分を形成する。ループは、他の電気導体４１及び４３を更に有する。他の電気導体４１及び４３は、コイル軸３６に実質的に垂直であり、ゆえに小さい効果及び感度のみをもつ主コイル３５の部分を形成する。送信モードにおいて、前記ループの交番電流は、図２ｂに示すように、ループから距離ＤＰ離れたところにある患者の身体の選択された位置Ｐに、ＲＦ磁界Ｂ１を生じさせる。受信モードでは、前記選択された位置Ｐの核磁気共鳴効果と関連してループの位置に生成される、図２ｂに示すＲＦ磁界Ｂ１’は、結果的に、前記ループに誘導される交番電流を生じさせる。
【００２４】
送信モードにおいて、選択された位置Ｐに第１及び第２の導体３７、３９によって生成されるＲＦ磁界Ｂ１の強度は、選択された位置Ｐと導体３７、３９との間の距離に強く依存する。導体３７及び３９から、主コイル３５の主寸法に対して、例えば２つの導体３７、３９間に存在する距離Ｌに対して小さい距離離れたところにある導体３７及び３９と隣り合う患者の身体の局所的領域３８、４０では、生成されるＲＦ磁界Ｂ１は相対的に強く、それゆえ、主コイル３５は、前記局所的領域３８、４０について局所的な高い効果を有する。同様に、受信モードにおいては、導体３７及び３９と隣り合う前記局所的領域３８、４０内にある位置の核磁気共鳴効果と関連して生成されるＲＦ磁界Ｂ１’の影響下において、相対的に強い電流が、第１及び第２の導体３７、３９に誘導される。その結果、受信モードにおいて、主コイル３５は、前記局所的領域３８、４０について局所的な高い感度を有する。特に、前記局所的な高い感度は、ＲＦコイルシステム１７，１７’がいわゆる表面コイルとして使用される実施例において明らかになる。このような実施例において、ＲＦコイルシステム１７，１７’は、患者の身体の深い領域について改善された効果及び感度並びに改善された信号対雑音比を達成するために、患者の身体上に直接配置される。しかしながら、このような実施例において、導体３７、３９と隣り合う局所的領域３８、４０についての局所的な高い感度は、生成された画像を、運動アーチファクトの影響を非常に受けやすいものにすることが分かった。運動アーチファクトは、例えば患者の胸部又は腹部の皮下脂肪層のような、患者の身体の表面に生成される相対的に高い信号によって生じさせられる。
【００２５】
前記局所的領域３８、４０の外側の選択された位置、すなわち前記導体３７，３９から主コイル３５の主寸法のオーダーの距離離れた位置、に関する主コイル３５の効果及び感度に影響を及ぼすことなく、第１及び第２の導体３７、３９と隣り合う局所的領域３８、４０に関する主コイル３５の上述の局所的な高い感度を低減するために、本発明によるＲＦコイルシステム１７，１７’の一部１７は、主コイル３５の第１の導体３７に割り当てられ且つ該導体３７に関連する第１の電気的な補助コイル４５と、主コイル３５の第２の導体３９に割り当てられ且つ該導体３９に関連する第２の電気的な補助コイル４７と、を有する。それぞれの補助コイル４５、４７は、実質的に第１及び第２の導体３７、３９の長さ全体にわたってコイル軸３６に平行に延在する２つの電気導体４９、５１を有する。それぞれの補助コイル４５、４７の２つの導体４９、５１は、主コイル３５の個々の導体３７、３９の両側であって、前記個々の導体３７、３９からある距離離れたところに配置される。前記距離は、主コイル３５の主寸法、例えば第１及び第２の導体３７、３９間の距離Ｌに対して小さい。図２ａ及び図２ｂに示す実施例において、第１及び第２の補助コイル４５、４７は、直列に接続されており、２つの補助コイル４５、４７は、１つの共通入出力チャネル５３のみを有する。この実施例において、２つの補助コイル４５、４７は、図２ａに示すようないわゆるバタフライループを形成するように逆位相モードで相互に接続され、それゆえ、２つの補助コイル４５、４７の電流が相互に反対の方向を有することが必要である。
【００２６】
図２ｂは、送信モードにおいて、第１の導体３７と隣り合う局所的領域３８内の位置ＰＬに、主コイル３５の第１の導体３７及び第１の補助コイル４５によってそれぞれ生成されるＲＦ磁界ＢＭ及びＲＦ磁界ＢＡを示している。上述したように第１の導体３７に対する第１の補助コイル４５の向きの結果として、第１の補助コイル４５によって生成されるＲＦ磁界ＢＡは、第１の導体３７によって生成されるＲＦ磁界ＢＭに対して横切る方向を向く。図２ａに示すように、ＲＦコイルシステム１７、１７’は、信号合成及び分割装置５５を有する。信号合成及び分割装置５５は、ＲＦ送受信装置２３との第１の電気接続部５７と、第１及び第２の補助コイル４５、４７の共通入出力チャネル５３との第２の電気接続部５９と、主コイル３５との第３の電気接続部６１と、を有する。送信モードにおいて、信号合成及び分割装置５５は、ＲＦ送受信装置２３によって供給されるＲＦ信号を、主コイル３５に供給されるべき対応する第１のＲＦ信号と、第１及び第２の補助コイル４５、４７に供給されるべき対応する第２のＲＦ信号と、に分割する。ここで、予め決められた位相差が、前記第１及び第２のＲＦ信号間に存在する。前記位相差の結果として、図２ｂに示す、主コイル３５の第１の導体３７及び第１の補助コイル４５の合成されたＲＦ磁界ＢＣは、回転するＲＦ磁界である。前記位相差は、前記合成ＲＦ磁界ＢＣが、スピン核のスピン軸の歳差連動ＲＰの方向と反対の回転方向ＲＢを有するようなものである。主磁界Ｂ０のＺ方向における図を表す図２ｂには、歳差連動ＲＰの方向が、時計回りの方向として示され、回転方向ＲＢが、反時計回りの方向として示されている。合成ＲＦ磁界ＢＣの回転方向ＲＢは、歳差連動ＲＰの方向と反対であるので、合成ＲＦ磁界ＢＣによって局所的領域３８に生じさせられる核スピン共鳴効果の量は、強く低減され、それによって、前記局所的領域３８についてのＲＦコイルシステム１７，１７’の効率が、強く低減される。主コイル３５の第２の導体３９と隣り合う局所的領域４０についても、ＲＦコイルシステム１７，１７’の効率の同様の低減が、前記第２の導体３９及び第２の補助コイル４７の合成ＲＦ磁界の回転方向の結果として、得られる。図２ｂに示す位置Ｐのように、第１及び第２の導体３７、３９から、主コイル３５の主寸法の大きさのオーダーの距離離れた位置において、第１及び第２の補助コイル４５、４７によって生成されるＲＦ磁界は、相対的に小さく、又は無視できるほどである。これは、それぞれの補助コイル４５、４７の第１及び第２の導体４９、５１間の距離が、前記位置Ｐ及び各々の補助コイル４５、４７間の距離に対して小さいからである。その結果、このような位置に核スピン共鳴効果を生じさせる際の主コイル３５の効率は、補助コイル４５、４７による影響をほとんど受けない。
【００２７】
図２ｂは、更に、主コイル３５の第２の導体３９の近傍に、第２の導体３９と隣り合う局所的領域４０の核スピン共鳴効果と関連して生成されるＲＦ磁界Ｂ１’を示している。ＲＦ磁界Ｂ１’は、歳差連動ＲＰの方向と反対の回転方向ＲＢ１を有する回転ＲＦ磁界である。上述したように主コイル３５の第２の導体３９に対する第２の補助コイル４７の向きの結果として、第２の補助コイル４７は、主に、第２の導体３９によって主に受け取られる前記磁界Ｂ１’の成分に対して横切る方向を向く回転ＲＦ磁界Ｂ１’の成分を受け取る。その結果、位相差が、回転磁界Ｂ１’によって第２の導体３９に生成される第１のＲＦ信号と、回転磁界Ｂ１’によって第２の補助コイル４７に生成される第２のＲＦ信号との間に存在する。ＲＦコイルシステム１７，１７’の受信モードにおいて、信号合成及び分割装置５５は、予め決められた位相差をもって前記第１及び第２のＲＦ信号を合成し、すなわち、信号合成及び分割装置５５は、前記予め決められた位相差だけ、第１のＲＦ信号に対して第２のＲＦ信号をシフトさせ、そののち、シフトされた第２のＲＦ信号及び第１のＲＦ信号を足し合わせる。前記位相差は、シフトされた第２のＲＦ信号が、第１のＲＦ信号を抑制するようなものである。このようにして、主コイル３５の第２の導体３９と隣り合う局所的領域４０に生成されるＲＦ磁界Ｂ１’に対する主コイル３５の感度が、低減される。主コイル３５の第１の導体３７と隣り合う局所的領域３８についても、信号合成及び分割装置５５が、主コイル３５によって受け取られる第１のＲＦ信号と、補助コイル４５、４７によって受け取られる第２のＲＦ信号と、を前記位相差をもって合成し、加算する結果として、ＲＦコイルシステム１７，１７’の感度の同様の低減が得られる。図２ｂに示される位置Ｐのような、第１及び第２の導体３７、３９から主コイル３５の主寸法の大きさのオーダーの距離離れた位置の核スピン共鳴効果と関連して生成されるＲＦ磁界に対する補助コイル４５、４７の感度は、相対的に小さく、又は無視できるほどである。これは、それぞれの補助コイル４５、４７の第１及び第２の導体４９、５１間の距離が、前記位置Ｐと補助コイル４５、４７の各々との間の距離に対して小さいからである。その結果、このような位置に生成されるＲＦ磁界に対する主コイル３５の感度は、補助コイル４５、４７による影響をほとんど受けない。
【００２８】
ＲＦコイルシステム１７，１７’の送信モード及び受信モードの両モードにおいて、前記位相差が４５°及び１３５°の間の値を有する場合、第１及び第２の導体３７、３９と隣り合う局所的領域３８、４０についての主コイル３５の局所的な高い効率及び感度の実質的な低減が、達成されることが分かった。位相差の前記レンジ内において、前記位相差が約９０°である場合、前記局所的な高い効率及び感度の最適な低減が達成される。前述の説明は、位相差について絶対値を与えることのみを意図しており、位相差が正又は負の値を有するかどうかを示すことを意図しないことに留意されたい。前述の説明において、位相差が正又は負の値を有するかどうかということは、達成されるべき結果によってのみ示される。達成されるべき結果は、すなわち、送信モードにおいて、位相差は、歳差運動ＲＰの方向と反対の回転方向ＲＢを有する合成ＲＦ磁界ＲＣを生じさえ、受信モードにおいて、位相差は、主コイル３５によって受け取られる第１のＲＦ信号を抑制する補助コイル４５、４７によって受け取られる第２のＲＦ信号を生じさせることである。当業者であれば、主コイル３５及び補助コイル４５、４７の構成と、ＲＦ送受信装置２３、主コイル３５及び補助コイル４５、４７間の電気接続の向きに基づいて、位相差が正又は負の値を有しなければならないかどうかを決定することが可能である。
【００２９】
前述において、主コイル３５の第１及び第２の導体３７、３９と隣り合う患者の身体の局所的領域３８、４０に制限される主コイル３５の感度の低減を得るために、それぞれの補助コイル４５、４７の２つの導体４９、５１が、主コイル３５の個々の導体３７、３９の両側の、前記個々の導体３７、３９から主コイル３５の主寸法に対して、例えば第１及び第２の導体３７、３９間の距離Ｌに対して小さい距離離れたところに、配置されるべきであることが開示されている。図２ａ及び図２ｂに示す実施例において、それぞれの補助コイル４５、４７の２つの導体４９、５１は、主コイル３５の個々の導体３７，３９から等しい距離にある。しかしながら、本発明は、更に、それぞれの補助コイル４５、４７の２つの導体４９、５１が、個々の導体３７、３９の両側にあるが、個々の導体３７、３９から等しくない距離離れたところにある実施例も含むことに留意されたい。更に、この点で、「両側に」という表現は、それぞれの補助コイル４５、４７の２つの導体４９、５１が、主コイル３５が延在する仮想面に対して垂直であって、主コイル３５の個々の導体３７、３９を通る仮想面の両側に配置されなければならないことを示すことを意図していることに留意されたい。
【００３０】
以下において、具体的な形態が、それぞれの補助コイル４５、４７の２つの導体４９、５１が、主コイル３５の個々の導体３７、３９から主コイル３５の主寸法に対して、例えば第１及び第２の導体３７、３９間の距離Ｌに対して小さい距離離れたところに配置されなければならないという本質的な特徴に対して与えられる。図２ａ及び図２ｂに示す実施例において、図２ａに示すそれぞれの補助コイル４５、４７の２つの導体４９、５１間の距離Ｂが０．２５＊Ｌより小さい場合、補助コイル４５、４７の十分な感度低減効果が得られることが分かった。ここで、Ｌは、図２ａに示す主コイル３５の第１及び第２の導体３７、３９間の距離である。距離Ｂが約０．１２５＊Ｌである場合、所望の感度低減効果が達成される局所的領域３８、４０の最適な寸法が得られる。ＲＦコイルシステム１７、１７’が表面コイルとして使用される実施例において、最適なレンジが、更に、補助コイル４５，４７とＲＦコイルシステム１７，１７’の皮膚接触面との間の距離についても規定されることができる。図２ｂは、ＲＦコイルシステム１７，１７’の皮膚接触面６３、すなわちＲＦコイルシステム１７，１７’が動作中に患者の皮膚と接触する表面、の位置を概略的に示している。図２ｂに示すように、距離Ｄが、皮膚接触面６３と、主コイル３５の第１及び第２の導体３７、３９が延在する仮想面６５との間に存在し、距離Ｈが、皮膚接触面６３と、２つの補助コイル４５、４７が延在する仮想面６７との間に存在する。距離Ｈが、Ｄ乃至３＊Ｄのレンジ内にある場合、補助コイル４５，４７の導体４９，５１と、主コイル３５の導体３７，３９との間の距離が、補助コイル４５、４７の感度低減効果を達成するために十分に小さいことが分かった。好適には、距離Ｈは、距離Ｄより大きく、すなわち、補助コイル４５、４７は、主コイル３５の、皮膚接触面６３から離れている側に配置される。距離ＨがＤ乃至１．５＊Ｄである場合、所望の感度低減効果が達成される局所的領域３８、４０の最適な寸法が得られる。
【００３１】
前述した本発明によるＭＲＩシステムは、いわゆるクローズド円筒タイプのＭＲＩシステムである。本発明は、ＭＲＩシステムの他のタイプをも包含することに留意されたい。一例は、いわゆるオープンタイプのＭＲＩシステムである。オープンタイプのＭＲＩシステムでは、主磁石システム及び勾配磁石システムは、互いからある距離離れたところにある２つの別個のハウジング部分に配置され、検査ボリュームは、前記２つのハウジング部分間に存在するオープンなボリュームである。
【００３２】
前述した本発明によるＲＦコイルシステム１７，１７’は、送信及び受信機能を有する。本発明は、更に、受信機能のみを有するＲＦコイルシステム及び送信機能のみを有するＲＦコイルシステムをも包含することに留意されたい。特に、表面コイルとして使用される本発明によるＲＦコイルシステムは、他のＲＦコイルシステムと協働するように受信機能のみを有してもよく、この場合、他のＲＦコイルシステムは、ＭＲＩシステムの主磁石システムに対して固定の位置にあり、送信機能又は組み合わせられた送受信機能のみを有する。
【００３３】
本発明は、更に、図２ａ及び図２ｂに示すＲＦコイルシステム１７，１７’のコイル構造と異なるコイル構造を有するＲＦコイルシステムを包含することに留意されたい。例えば、本発明は、更に、２以上のコイルを有するＲＦコイルシステムを包含する。特に、本発明によるＲＦコイルシステムは、検査ボリュームにおける回転ＲＦ磁界の生成の効率及び／又は受信の感度を改善するように、相互に横切る方向を向く平面内に配置される複数の主コイルを備えることができる。このような実施例において、Ｂ０磁界に平行なそれぞれの主コイルの導体は、別個の補助コイルを備えることができる。更に、２以上の補助コイルが使用される実施例において、すべての補助コイル又は複数の補助コイルは、図２ａ及び２ｂの示す実施例のように直列に接続されるが、補助コイルの各々は、それ自体の入力及び／又は出力チャネルを有してもよいことに留意されたい。最後に、効果的であるために、本発明によるＲＦコイルシステムは、Ｂ０磁界に概して平行であり又は平行であるべき少なくとも１つの導体を備えるべきであることに留意されたい。しかしながら、このような導体は、図２ａ及び図２ｂに示す実施例の導体３７、３９のように、Ｂ０磁界に平行に延びるまっすぐな導体である必要はない。導体は、例えば、Ｂ０磁界に対して平行な主の又は支配的な向きを有する曲がった導体であってもよい。従って、特許請求の範囲に記載の「前記主コイルが、前記コイル軸に概して平行に延在する少なくとも１つの電気導体を有する」なる表現は、これに従って解釈されるべきである。従って、特許請求の範囲に記載の「前記主コイルの前記導体に割り当てられ、前記コイル軸に概して平行に延在する少なくとも２つの電気導体を有する、電気的な補助コイル」なる表現も同様に解釈されるべきである。
【図面の簡単な説明】
【００３４】
【図１】本発明による無線周波（ＲＦ）コイルシステムを有する、本発明による磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ）システムを概略的に示す図。
【図２ａ】図１のＭＲＩシステムのＲＦコイルシステムの一部を概略的に示す図。
【図２ｂ】図２ａのラインＩＩｂ−ＩＩｂに沿った断面図。
【図１】
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【国際調査報告】
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