(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
極めて高磁場の磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ）システムのための無線周波数（ＲＦ）コイル・アセンブリであって、ＭＲＩシステムの患者ボアチューブ（２６０）の周りで円筒状に配列させかつ配置させ、前記ＲＦコイル・アセンブリが実質的に高周波数で共鳴するように構成させた複数の導体（２１０）と、前記導体のそれぞれの端部の間に配置され該それぞれの端部を接続していると共に、さらに前記患者ボアチューブと離間した関係で配置されている複数の容量性素子（２３０）であって、前記導体の前記それぞれの端部において前記複数の導体を電気的に相互接続させている複数の容量性素子（２３０）と、を備える無線周波数（ＲＦ）コイル・アセンブリ。
【請求項２】
前記複数の導体（２１０）及び複数の容量性素子（２３０）により高域通過型のＲＦコイル・アセンブリ構成を形成している、請求項１に記載のＲＦコイル・アセンブリ。
【請求項３】
前記実質的な高周波数が約６４ＭＨｚから約５００ＭＨｚの範囲で発生している、請求項１に記載のＲＦコイル・アセンブリ。
【請求項４】
前記極めて高磁場のＭＲＩシステムが約３テスラ（３Ｔ）の磁場を発生させている、請求項１に記載のＲＦコイル・アセンブリ。
【請求項５】
前記容量性素子（２３０）が低インダクタンスのエンドリング型コンデンサである、請求項１に記載のＲＦコイル・アセンブリ。
【請求項６】
極めて高磁場の磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ）システムを用いて対象ボリュームを撮像するための無線周波数（ＲＦ）コイル・アセンブリであって、ＭＲＩシステムの患者ボアチューブ（２６０）の周りで円筒状に配列させかつ配置させた複数の導体（２１０）と、前記導体のそれぞれの端部の間に配置され該それぞれの端部を接続している複数の容量性素子（２３０）であって、前記複数の導体とにより高帯域通過のバードケージ構成を形成している複数の容量性素子（２３０）と、それぞれの容量性素子と前記患者ボアチューブの間で離間した関係を維持するために前記容量性素子と前記患者ボアチューブ（２６０）の間に配置させた複数の分離デバイス（２８０）と、を備える無線周波数（ＲＦ）コイル・アセンブリ。
【請求項７】
前記分離デバイスが、誘電材料から製作したスペーサ、機械的スペーサ、前記容量性素子（２３０）と前記患者ボアチューブ（２６０）の間の空気により形成されるギャップ、のうちの少なくとも１つを含んでいる、請求項６に記載のＲＦコイル・アセンブリ。
【請求項８】
前記極めて高磁場のＭＲＩシステムが約３テスラ（３Ｔ）の磁場を発生させている、請求項６または７に記載のＲＦコイル・アセンブリ。
【請求項９】
前記複数の導体（２１０）は、前記ＲＦコイル・アセンブリが実質的に高周波数で共鳴するように選択された幅を有している、請求項６乃至８のいずれかに記載のＲＦコイル・アセンブリ。
【請求項１０】
前記実質的な高周波数が約６４ＭＨｚから約５００ＭＨｚの範囲で発生している、請求項９に記載のＲＦコイル・アセンブリ。
【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（ＭＲＩ）装置に関する。本発明は、さらに詳細には、ＲＦ信号を送信かつ／または受信させているこうした装置で有用な無線周波数（ＲＦ）コイルに関する。
【０００２】
【発明の背景】
ＭＲＩスキャナは、医学的診断など様々な分野で使用されており、典型的にはマグネット、傾斜コイル・アセンブリ及び無線周波数コイル（複数のこともある）の動作に基づいて画像を作成させるためにコンピュータを使用している。マグネットは、水素原子核などの原子核を無線周波数励起に応答させるための均一な主磁場を発生させている。傾斜コイル・アセンブリは、主磁場に対して一連のパルス状の空間傾斜磁場を印加し、撮像パルスシーケンス中において撮像ボリューム内の各点に対して磁場の一意の組に対応した空間的識別性を与えている。無線周波数コイル（複数のこともある）は、励起周波数パルスを発生させており、この励起周波数パルスは、画像作成のために無線周波数コイルにより検出されコンピュータにより使用されるような振動する横方向磁化を一時的に生成させている。
【０００３】
一般に、極めて高い磁場強度とは２テスラ（２Ｔ）を超える強度と特徴付けされる。近年では、典型的な１．５テスラを超える磁場強度でのＭＲＩシステムの使用が増加している。研究用システムでは８テスラもの高さに及ぶものも製作されている。現在、３テスラや４テスラのシステムは市販されている。こうしたシステムは主に、ファンクショナルＭＲＩ（ｆＭＲＩ）、人体頭部関連の撮像、及びスペクトロスコピー検査での研究に使用されている。磁場強度が高くなると、高くなった周波数（典型的な６４ＭＨｚを超えるような周波数）でのインダクタンスとキャパシタンスの平衡など、ＲＦコイルに問題が課せられる。極めて高い磁場（すなわち、極めて高いラーモア周波数）では、適度に狭いラング（ｒｕｎｇ）の銅細片を有する標準のバードケージ・コイルは、比較的高いインダクタンスを有することになり、コイルを共鳴させるためには極めて低いコンデンサ値が必要となる。このことは多くの理由から問題である。先ず、小さい値のコンデンサに大きな電流を通すと、その両端が極めて高い電圧となり、このため撮像対象内でＲＦ電力を熱の形で消費させる局所的漂遊電場を生じさせることがある。
【０００４】
米国食品医薬品局（ＦＤＡ）では、ＭＲＩスキャン中に患者や医療スタッフが吸収することが可能な電磁エネルギーのレベルに関して比吸収率（Ｓｐｅｃｉｆｉｃ Ａｂｓｏｒｐｔｉｏｎ Ｒａｔｅ：ＳＡＲ）と呼ぶ制限を課している。こうした制限は、患者または撮像対象に対するＲＦ誘導やけどのリスクを低下させるのに役立つ。ＭＲＩに関しては２つのタイプの電場が存在する。その１つ目は、撮像対象内に存在する時間変化するＢ1磁場によるものであり、また第２のタイプはＲＦコイル構造内のコンデンサ上の電荷によるものである。
【特許文献１】
米国特許第６２４９１２１号
【０００５】
【発明が解決しようとする課題】
必要とされているのは、高い磁場強度での撮像対象に対する電磁エネルギー曝露を減少させたＭＲイメージング向けのＲＦコイル・アセンブリである。
【０００６】
【課題を解決するための手段】
極めて高磁場の磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ）システム向けの無線周波数（ＲＦ）コイル・アセンブリを提供する。ＲＦコイル・アセンブリは、ＭＲＩシステムの患者ボアチューブの周りで円筒状に配列させかつ配置させた複数の導体を備える。これらの各導体は、ＲＦコイル・アセンブリが実質的に高周波数で共鳴するように構成されている。さらに、このＲＦコイル・アセンブリは、導体のそれぞれの端部の間に配置され該それぞれの端部を接続していると共に、さらに患者ボアチューブと離間した関係で配置されている複数の容量性素子を備える。この容量性素子は、導体のそれぞれの端部において該複数の導体を電気的に相互接続するためのものである。
【０００７】
本発明の特徴及び利点は、本発明の以下の詳細な説明を添付の図面と共に読むことによって明らかとなろう。
【０００８】
【発明の実施の形態】
図１は、本発明の実施形態に従って画像を作成するためのシステムの簡略ブロック図である。実施の一形態では、このシステムは、本発明を組み込んでいるＭＲイメージング・システムである。このＭＲＩシステムは、例えば、本発明の方法を実行するように適合しているＧＥ  Ｍｅｄｉｃａｌ  Ｓｙｓｔｅｍｓ，Ｉｎｃ．から市販されているＭＲスキャナＧＥ−Ｓｉｇｎａ（商標）とすることが可能であるが、その他のシステムも同様に使用することができる。
【０００９】
このＭＲシステムの動作は、キーボード／制御パネル１０２及びディスプレイ１０４を含むオペレータ・コンソール１００から制御を受けている。コンソール１００は、オペレータが画像の作成及びスクリーン１０４上への画像表示を制御できるようにする独立のコンピュータ・システム１０７とリンク１１６を介して連絡している。コンピュータ・システム１０７は、バックプレーンを介して互いに連絡している多くのモジュールを含んでいる。これらのモジュールには、画像プロセッサ・モジュール１０６、ＣＰＵモジュール１０８、並びに当技術分野でフレーム・バッファとして知られている画像データ・アレイを記憶するためのメモリ・モジュール１１３が含まれる。コンピュータ・システム１０７は、画像データ及びプログラムを記憶するためにディスク記憶装置１１１及びテープ駆動装置１１２とリンクしており、さらに高速シリアルリンク１１５を介して独立のシステム制御部１２２と連絡している。
【００１０】
システム制御部１２２は、バックプレーンにより互いに接続させたモジュールの組を含んでいる。これらのモジュールには、ＣＰＵモジュール１１９や、シリアルリンク１２５を介してオペレータ・コンソール１００に接続させたパルス発生器モジュール１２１が含まれる。システム制御部１２２はこのリンク１２５を介して、実行すべきスキャン・シーケンスを指示するオペレータからのコマンドを受け取っている。パルス発生器モジュール１２１は、各システム・コンポーネントを動作させて所望のスキャン・シーケンスを実行し、発生させる無線周波数（ＲＦ）パルスのタイミング、強度及び形状、並びにデータ収集ウィンドウのタイミング及び長さを指示するデータを発生させている。パルス発生器モジュール１２１は、スキャン中に発生させる傾斜パルスのタイミング及び形状を指示するために、一組の傾斜増幅器１２７と接続させている。パルス発生器モジュール１２１はさらに、被検体２００に接続した多数の異なるセンサからの信号（例えば、電極からのＥＣＧ信号やベローズから呼吸信号）を受け取っている生理学的収集制御器１２９から被検体データを受け取っている。また最終的には、パルス発生器モジュール１２１はスキャン室インタフェース回路１３３と接続させており、またこのスキャン室インタフェース回路１３３は、被検体２００及びマグネット系の状態に関連する様々なセンサからの信号を受け取っている。さらにこのスキャン室インタフェース回路１３３を介して、位置決め装置１３４がスキャンのために被検体２００を所望の位置に移動させるコマンドを受け取っている。
【００１１】
パルス発生器モジュール１２１が発生させる傾斜波形は、Ｇｘ増幅器、Ｇｙ増幅器及びＧｚ増幅器から構成される傾斜増幅器システム１２７に加えられる。各傾斜増幅器は、収集した信号の位置エンコーディングに使用する磁場傾斜を生成させるように、全体を１３９で表すアセンブリ内の対応する傾斜コイルを励起させている。傾斜コイル・アセンブリ１３９は、偏向用マグネット１４０及び全身用ＲＦコイル１５２を含むマグネット・アセンブリ１４１の一部を形成している。ボリューム１４２はマグネット・アセンブリ１４１内の被検体２００を収容するためのエリアとして表しており、患者ボアを含んでいる。本明細書で使用する場合、ＭＲＩスキャナの利用可能ボリュームとは一般に、ボリューム１４２内においてその主磁場、傾斜磁場及びＲＦ磁場の均一性が撮像にとって周知の受容可能な範囲である患者ボア内の連続エリアであるようなボリュームと規定する。システム制御部１２２内の送受信器モジュール１５０は、ＲＦ増幅器１５１により増幅し送信／受信スイッチ１５４によりＲＦコイル１５２と結合させるようなパルスを発生させている。被検体２００内の励起されたスピンが放出して得た信号は、同じＲＦコイル１５２により検知させ、送信／受信スイッチ１５４を経由して前置増幅器１５３と結合させることがある。増幅したＭＲ信号は、送受信器１５０の受信器セクション内で復調し、フィルタ処理し、かつディジタル化している。送信／受信スイッチ１５４は、送信モードではＲＦ増幅器１５１をコイル１５２に電気的に接続させ、受信モードでは前置増幅器１５３を接続させるようにパルス発生器モジュール１２１からの信号により制御を受けている。送信／受信スイッチ１５４によりさらに、分離したＲＦコイル（例えば、頭部コイルや表面コイル）を送信モードと受信モードのいずれにおいても使用することが可能となる。ＲＦコイル１５２の実施形態については図２を参照しながらさらに検討することにする。本明細書で使用する場合、「ように適合され（ａｄａｐｔｅｄ  ｔｏ）」、「構成された（ｃｏｎｆｉｇｕｒｅｄ）」などの表現は、各要素が記載した効果を提供するように協調できるような要素間の機械的または構造的接続を意味している。こうした用語はまた、与えられた入力信号に応答して出力を提供させる一連の命令を実行するようにプログラムされているような、アナログ式やディジタル式の計算機、特定用途向け装置（例えば、特定用途向け集積回路（ＡＳＩＣ））などの電気的構成要素の動作機能のことを示している。
【００１２】
ＲＦコイル１５２により取り込んだＭＲ信号は、送受信器モジュール１５０によってディジタル化し、システム制御１２２内のメモリ・モジュール１６０に転送する。スキャンが完了しデータアレイの全体をメモリ・モジュール１６０に収集し終わると、アレイ・プロセッサ１６１によってこのデータを画像データ・アレイとなるようにフーリエ変換する。これらの画像データはシリアルリンク１１５を介してコンピュータ・システム１０７に送られて、ディスク記憶装置１１１内に格納される。これらの画像データは、オペレータ・コンソール１００から受け取ったコマンドに応じて、テープ駆動装置１１２上にアーカイブしたり、あるいは画像プロセッサ１０６によってさらに処理してオペレータ・コンソール１００に送られディスプレイ１０４上に提示させたりすることができる。ＭＲＩスキャナは開放性、速度及びコストに関して与えられたスキャナ要件を有しながら磁場均一性を達成するように設計されていることを理解されたい。
【００１３】
本明細書で使用する場合、「極めて高磁場（ｖｅｒｙ  ｈｉｇｈ  ｆｉｅｌｄ）」とは、ＭＲＩシステムにより発生させる約２テスラを超えるような磁場のことを意味している。本発明の実施形態では、その高磁場は３テスラであることが望ましい。さらに、本明細書で使用する場合、「極めて高周波数（ｖｅｒｙ  ｈｉｇｈ  ｆｒｅｑｕｅｎｃｙ）」とは、約６４ＭＨｚ〜約５００ＭＨｚの範囲、望ましくは約１２８ＭＨｚ〜３００ＭＨｚの範囲、にあるものと見なすこととする。本発明の実施形態では、その高周波数は約１２８ＭＨｚであることが望ましい。極めて高磁場かつ極めて高周波数での撮像は、心臓、脊椎及び四肢の撮像に特に有用である。
【００１４】
図２を参照すると、極めて高磁場のＭＲＩシステム向けの無線周波数（ＲＦ）コイル・アセンブリの実施の一形態を表している。この実施形態では、ＲＦコイル・アセンブリは、円筒状の患者ボアチューブ２６０の周りで円筒状に配列させかつ配置させた複数の導体２１０を備えている。この複数の導体は円筒状の撮像ボリュームを規定しており、この撮像ボリューム内で検査対象はコイルが発生させたＲＦ磁場を受ける。導体２１０は銅、または銀やその他の金属でメッキした銅など当技術分野で周知の従来の材料から製作している。導体の厚さは従来の厚さに従って選択している。ＲＦコイル・アセンブリはさらに、導体と直列に接続されており、導体２１０のそれぞれの端部で導体２１０を互いに電気的に相互接続させるための複数の容量性素子２３０（低インダクタンスのエンドリング型コンデンサ（ループ）など）を備えている。導体２１０は、実質的に高周波数においてインダクタンスを低下させるようにその幅を選択している。導体幅の選択については、以下でさらに詳細に検討することにする。それぞれの導体２１０間には、これらの導体間に間隔をとるためのギャップ２２０を配置している。この間隔は、導体の幅に応じて可変である（これについては、以下でさらに検討することにする）。本発明の目的のために、ＲＦコイル・アセンブリは、導体２１０、ギャップ２２０及び容量性素子２３０を備えている（これについては以下でさらに詳細に検討することにする）。
【００１５】
さらに図２を参照すると、導体２１０を、患者ボアチューブ２６０の周りで円筒状に配列させ、互いに長手方向とさせ、かつ配置させた実質的に同一のセグメントとして表している。患者ボアチューブ２６０は、従来のＭＲＩシステムで使用されているタイプのものであり、典型的にはガラス繊維で製作されている。導体２１０は、それぞれの導体対の各端部位置で容量性素子２３０により隣接する対ごとに電気的に相互接続させている。容量性素子２３０は、当技術分野で周知の低インダクタンスのエンドリング型コンデンサであることが望ましい。容量性素子の値は、所望の周波数及び磁場強度という動作パラメータに応じた周知の計算に基づいて選択する。導体及び容量性素子から得られるアセンブリにより、ＭＲＩシステムで撮像のために使用されるＲＦ磁場を発生させるための複数の導電性ループを形成している。
【００１６】
本発明の実施の一形態では、容量性素子２３０は、患者ボアチューブ２６０から離間した関係で配置し、撮像対象並びにＭＲＩシステムを動作させる医療スタッフが吸収する電磁エネルギーの量を実質的に最小限にしている。図４を参照すると、複数の導体２１０、ギャップ２２０及び容量性素子２３０を高帯域通過型構成で患者ボアチューブ２６０の周りに配列させている上述のようなＲＦコイル・アセンブリを表している。本発明の実施の一形態を図５に示す。図５を参照すると、図４の同じ参照番号により同じ構成要素を表しており、さらに複数の分離用ブロック２８０を備えている。この実施形態では、分離用ブロック２８０により、容量性素子２３０と患者ボアチューブ２６０の間の離間関係を維持している。さらに、分離用ブロック２８０により撮像対象に対する電磁エネルギー（別の言い方をすると、電場）の曝露を減少させている。
【００１７】
分離用ブロック２８０は、容量性素子２３０から、ＲＦコイル・アセンブリをその上に製作している患者ボアチューブ２６０までの距離を増加させていると共に、容量性素子２３０から患者ボアチューブ２６０内の撮像対象２００（図１）までの距離も増加させている。漂遊電場強度は距離の関数である。分離用ブロック２８０を利用することにより、実現された距離増加が撮像対象２００（図１）に対する電場の曝露を低下させるのに役立ち、さらにコンデンサからの電場曝露に起因する局所加熱の発生が減少する。分離用ブロック２８０は、テフロン（商標）やプラスチックなどの誘電材料で製作することが望ましい。別の実施形態では、分離用ブロック２８０は容量性素子２３０を患者ボアチューブ２６０からある距離だけ離しているような金属製リード構成（ｍｅｔａｌｌｉｃ  ｌｅａｄ）を提供しているエア・ギャップである。別の実施形態は、ＭＲＩシステムの電気的要件と干渉しない機械的分離デバイスまたはスペーサを備えている。分離用ブロックが提供する距離は約３ｍｍ〜約１０ｍｍであることが望ましい。この望ましい距離は、テフロン（商標）またはプラスチック製ブロックの概略の高さ、また別法ではエア・ギャップの高さ、を意味している。
【００１８】
別の実施形態では、そのＲＦコイル・アセンブリは、エンドリング型コンデンサとＭＲＩシステムの患者ボアチューブの間に、ある距離が設けられるように変更したバードケージ構成である。
【００１９】
導体２１０の長さは、所望の撮像用途や電力事情に基づいて選択する。電力要件は導体の長さに直接関係しており、導体長さが短いほど、電力要件はより下げられる。逆に、導体長さが長ければより大きな撮像域（ＦＯＶ）が可能となる。導体の最大長さは、患者ボアチューブ２６０の長さを超えることはできない。当業者であれば所望の撮像用途や電力要件を達成するように確立させた計算に従って導体２１０の長さを決定するものと理解される。導体長さはインダクタンスにも寄与している。例示的な実施の一形態では、長さが約９４ｃｍの患者ボアチューブでその導体長さが約５０ｃｍとなるように選択した。さらに、例示的な実施の一形態では、患者チューブの外径は約５５．７ｃｍとした。また、別の例示的実施形態では、人体の撮像に適したボリュームを提供するために、その患者チューブの内径は約５５ｃｍと約６０ｃｍの間であることが望ましい。
【００２０】
よく知られているように、周波数はインダクタンスＬ及びキャパシタンスＣの関数であり、通常次式のように表現される。
【００２１】
ｆ＝１／２π√（ＬＣ）
本発明のＲＦコイル・アセンブリが極めて高磁場のＭＲＩシステムにおいて極めて高周波数で共鳴できるように、その導体幅は実質的に広く（２テスラ未満で動作する従来のＭＲＩシステムと比べてより広く）なるように選択し固有インダクタンスを最小限にすることが望ましい。
【００２２】
実施の一形態では、その導体の幅を次式に従って選択している。
【００２３】
ｗmax＝２π＊Ａ／Ｎ
上式において、ｗmaxは導体２１０の最大幅、Ａは患者ボアチューブ２６０の外径半径、またＮは導体の数である。上式で示すように、導体２１０の幅は導体数に依存する。導体数は受容可能な高分解能画像が得られるように１６であることが望ましい。しかし、当業者であれば、導体数は、画像分解能、電力要件、撮像速度などの事項に基づいて選択可能であることを承知しているものと理解される。
【００２４】
容量性素子２３０の数は、導体の数と直接関連している。上で検討したように、容量性素子２３０は隣接する導体２１０を対の形で接続し、ＭＲＩシステム内にＲＦ磁場を発生させるための導電性ループを形成させるように導体のすべてを電気的に相互接続している。したがって、導体が１６個の場合では容量性素子は３２個であることが望ましい。
【００２５】
導体２１０は、ギャップ２２０によって離間させている。上で検討したように、ギャップ２２０の幅は導体２１０の幅に依存する。患者ボアチューブの周りで円筒状に配列させると、ギャップ２２０と導体２１０のそれぞれの幅が合わさって患者ボアチューブの外径となる。
【００２６】
別の実施形態では、導体２１０はさらに、ＭＲＩシステムの傾斜コイル（図１の１３９）による渦電流の誘導を実質的に排除するために周知の方式により設けられたセグメント・スロット２７０を備えている。
【００２７】
別の実施形態では、極めて高磁場のＭＲＩシステムは、実質的に高周波数で共鳴するように適合したＲＦコイル・アセンブリと、ＲＦコイル遮蔽アセンブリと、複数のＲＦ駆動電源ケーブルと、を備える。さらに図２を参照すると、ＭＲＩシステムの実施の一形態は、上述のようなＲＦコイル・アセンブリと、ＲＦ駆動ケーブル２５０と、動的無効化回路（ｄｙｎａｍｉｃ  ｄｉｓａｂｌｅ  ｃｉｒｃｕｉｔ）２４０と、ＲＦコイル遮蔽アセンブリ（これについては図３を参照しながら検討することにする）と、を備える。動的無効化回路２４０は頭部及び／または表面コイルの操作の間で必要に応じてＲＦコイル・アセンブリを非共鳴とさせるために利用する。従来のｐｉｎダイオードタイプの１つまたは複数の無効化回路２４０を利用している。例示的な実施の一形態では、８つの無効化回路を使用した。ＲＦ駆動ケーブル２５０は、従来のＲＦバラン回路（ｂａｌｕｎ）など隔絶手段を全く必要とせずに容量性素子２３０のうちの１つの位置でＲＦコイル・アセンブリに電気的に接続するように適合させた多重同軸ケーブル接続の一方式である。この実施形態で有用なＲＦ駆動ケーブルの一例は、Ｒｏｅｍｅｒらに付与された米国特許４，８８７，０３９に記載されている。
【００２８】
図３を参照すると、図２のＲＦコイル・アセンブリのごく近傍に配置させるＲＦコイル遮蔽アセンブリを提供している。図３に示すＲＦコイル遮蔽アセンブリ３００は、円柱状の表面に巻き付けられており、ＲＦコイル・アセンブリ内に包含された導体のインダクタンスを減少させるように適合されている。この実施形態で有用なＲＦコイル遮蔽アセンブリの一例は、Ｒｏｅｍｅｒらに付与された米国特許４，８７１，９６９に記載されている。
【００２９】
例示的な実施の一形態では、全身用遮蔽型バードケージ・コイルは６０ｃｍ内径（Ｉ．Ｄ．）のＧＥ  Ｃａｒｄｉａｃ  Ｒｅｓｏｎａｎｃｅ  Ｍｏｄｕｌｅ（ＣＲＭ）の傾斜コイルに装着した９４ｃｍボアで３テスラのマグネット（例えば、Ｍａｇｎｅｘ  Ｓｃｉｅｎｔｉｆｉｃ  ３Ｔ／９４）向けに設計したものである。このバードケージ・コイルは、Ｉ．Ｄ．が５５ｃｍ（外径５５．７ｃｍ）のガラス繊維製チューブ上に製作されており、１６個の導体を有している。導体の長さは、ＲＦ駆動電力を減少させかつ導体インダクタンスを最小限にするように５０ｃｍとしている。この導体はさらに、極めて幅広（導体間に約３ｃｍのギャップを有した７．９ｃｍ）に製作し、インダクタンスをさらに減少させかつより大きなコンデンサ値を得ている。バードケージ・アンテナは６００ｍｍのセグメント区分ＲＦシールドの内部で５６４ｍｍ直径の位置に製作している。この接近させた遮蔽間隔では、Ｂ1を発生させるのにより大きな電流が必要となるが、１２８ＭＨｚで３テスラのスキャナで概ね４０ｐＦのより大きなコンデンサ値が得られるように、ラング・インダクタンスがさらに低下する。このコイルは、無負荷Ｑ係数（Ｑ：抵抗に対するリアクタンスの比）が２３６であり、負荷時Ｑは約４７である。このＲＦコイル・アセンブリは９０度直交ハイブリッド・パワー分割器に接続し、２５ｋＷのチューブタイプＲＦ増幅器（例えば、Ａｓｔｅｘ  Ｉｎｃ．）により駆動させている。頭部コイルや受信表面コイルの操作の間でコイルを非共鳴とするために、ｐｉｎダイオードの無効化回路を８箇所に利用している。
【００３０】
このコイルは、磁場プローブを用いて空気中で計測したときに、２０ｃｍ直径の球体ボリューム（ＤＳＶ）全体では±１０％の均一性で、また３５ｃｍのＤＳＶでは±３０％の均一性でＢ1磁場を発生させていた。１２ｋＷの入力ＲＦ電力により３．２ｕＳｉｎの塩分負荷ファントーム内（in 3.2uSin a salt loader phantom）に１４．７μＴの１８０度パルスが生成されることが分かった。負荷インピーダンスは、１２０〜３１０ポンドの様々な患者体重に対して４０〜８０オームの範囲であった。脊椎、心臓、手首及び腹部の画像を収集し良好な結果が得られた。このコイルは概ね７５％の固有効率を有する。
【００３１】
上で検討した実施形態は、高域通過型ＲＦコイル・アセンブリである。別の実施形態としては、帯域通過型ＲＦコイル・アセンブリや低域通過型ＲＦコイル・アセンブリが含まれる。帯域通過型ＲＦコイル・アセンブリでは、導体２１０は図２の容量性素子２２０などのコンデンサを含むように適合されている。容量性素子はさらに、上で検討したように、ＲＦコイル・アセンブリを形成するように導体を電気的に相互接続させるために使用される。帯域通過型構成は、約２００ＭＨｚを超える周波数範囲に適していることが望ましい。低域通過型の実施形態はエンドリング型の容量性素子を備えておらず、導体２１０が容量性素子により製作されるように適合させている。
【００３２】
３Ｔシステムの全身用ＲＦコイル・アセンブリは、標準的な全身用１．５Ｔシステムにより促進された全身型の臨床応用のほとんどすべてを使用できることを理解されたい。コイルの長さを思い切って短くしているが、ＦＯＶの制限は主にサジタル像やコロナル像でのＺ傾斜コイルによるものである。標準の画像プロトコルを実行するのに要するピーク電力及び平均電力は、１．５Ｔシステムと比べると大きいが、極めて妥当な大きさでありＦＤＡが設定した電流制限値の範囲内である。３テスラの全身用システムは、心臓、脊椎及び四肢の撮像などの高分解能用途において画質及び分解能を大幅に向上させる可能性をもっている。
【００３３】
本発明の好ましい実施形態について図示すると共に本明細書に記載してきたが、こうした実施形態が例としてのみ提供されていることは明らかであろう。当業者であれば、ここに記載した本発明を逸脱することなく、多くの変形形態、変更形態及び置換形態を生じさせるであろう。したがって、本発明は添付の特許請求の範囲の精神及び趣旨によってのみ限定させようとする意図である。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明の実施形態が有用であるような磁気共鳴イメージング・システムの簡略ブロック図である。
【図２】本発明の実施形態が利用可能であるような無線周波数（ＲＦ）コイル・アセンブリの概要図である。
【図３】本発明の実施形態で有用な円柱状表面に巻き付けたＲＦコイル遮蔽アセンブリの図である。
【図４】本発明の実施形態が利用可能であるようなＲＦコイル・アセンブリの図である。
【図５】本発明の実施形態が利用可能であるようなＲＦコイル・アセンブリの図である。
【符号の説明】
１００  オペレータ・コンソール
１０２  キーボード／制御パネル
１０４  スクリーン、ディスプレイ
１０６  画像プロセッサ・モジュール
１０７  コンピュータ・システム
１０８  ＣＰＵモジュール
１１１  ディスク記憶装置
１１２  テープ駆動装置
１１３  メモリ・モジュール
１１５  高速シリアルリンク
１１６  リンク
１１９  ＣＰＵモジュール
１２１  パルス発生器モジュール
１２２  システム制御部
１２５  シリアルリンク
１２７  傾斜増幅器
１２７  傾斜増幅器システム
１２９  生理学的収集制御器
１３３  スキャン室インタフェース回路
１３４  位置決め装置
１３９  傾斜コイル・アセンブリ
１４０  偏向用マグネット
１４１  マグネット・アセンブリ
１４２  ボリューム
１５０  送受信器モジュール
１５１  ＲＦ増幅器
１５２  ＲＦコイル
１５３  前置増幅器
１５４  送信／受信スイッチ
１６０  メモリ・モジュール
１６１  アレイ・プロセッサ
２００  撮像対象、被検体
２１０  導体
２２０  ギャップ
２３０  容量性素子
２４０  動的無効化回路
２５０  ＲＦ駆動ケーブル
２６０  患者ボアチューブ
２７０  セグメント・スロット
２８０  分離用ブロック
【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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