(57)【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、内部的に自立し、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、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１記載の高周波コイル。
【請求項３】
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１記載の高周波コイル。
【請求項４】
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３記載の高周波コイル。
【請求項５】
前記開口は、円形であ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６】
前記開口は、楕円形であ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７】
前記開口は、弓形であ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８】
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１記載の高周波コイル。
【請求項９】
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８記載の高周波コイル。
【請求項１０】
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８記載の高周波コイル。
【請求項１１】
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８記載の高周波コイル。
【請求項１２】
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１記載の高周波コイル。
【請求項１３】
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１２記載の高周波コイル。
【請求項１４】
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１２記載の高周波コイル。
【請求項１５】
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１記載の高周波コイル。
【請求項１６】
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１記載の高周波コイル。
【請求項１７】
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、内部的に自立し、４００ＭＰａよりも強い０．２％の降伏強度を有する導体と、
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１８】
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１７記載の高周波コイル。
【請求項１９】
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１８記載の高周波コイル。
【請求項２０】
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１７記載の高周波コイル。
【請求項２１】
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１７記載の高周波コイル。
【請求項２２】
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１７記載の高周波コイル。
【請求項２３】
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１７記載の高周波コイル。
【請求項２４】
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２３記載の高周波コイル。
【請求項２５】
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２３記載の高周波コイル。
【請求項２６】
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１７記載の高周波コイル。
【請求項２７】
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１７記載の高周波コイル。
【請求項２８】
可開閉であってコイルターンセグメントの端部間に位置し、強度が高く、比較的硬く、内部的に自立し、４００ＭＰａよりも強い０．２％の降伏強度を有する導体部材を含むジョイント結合部をさらに具備する請求項１又は１７のいずれかに記載の高周波コイル。
【発明の詳細な説明】
【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、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ＮＭＲ  ＲＦ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Ｈ0 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ｅｍｆ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、ＭＲＩ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Showa Electric Wire Cable Company, Ltd.(Tokyo Toranomon Bldg., 1-1-18 Toranomon, Minato-ku, Tokyo, 105, Japan)  又はShowa Electric America, Inc., (Suite 1142, Russ Bldg., 235 Montgomery Street, San Francisco, 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、ＭＲＩ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、ＭＲＩ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          (1987)
米国特許第5,435,302 号  Lenkinski et al       (1995)
米国特許第4,620,155 号  Edelstein             (1986)
米国特許第4,649,348 号  Flugan                (1987)
米国特許第4,692,705 号  Hayes                 (1987)
米国特許第5,235,283 号  Lehneetal             (1993)
米国特許第5,334,937 号  Pecketal              (1994)
米国特許第5,357,958 号  Kaufman               (1994)
米国特許第5,378,988 号  Pulyer                (1995)
米国特許第5,381,122 号  Laskaris et al        (1995)
米国特許第5,474,069 号  Wong et al            (1995)
米国特許第5,519,321 号  Hagenetal             (1996)
【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ＲＦ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ＲＦ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、Lehne 等、Las karis 等、およびWongは、単に以前のすべてのＭＲＩ  ＲＦ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 Toranomon Bldg., 1-1-18 Toranomon, Minato-ku, Tokyo, 105, Japan)  又はShowa Electric America, Inc., (Suite 1142, Russ Bldg., 235 Montgomery Street, San Francisco, 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ＡＳＴＭ  Ｂ１２４又はＡＳＴＭ  Ｂ１３３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。本発明の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。
【００２３】
他の合金、冷間圧延ベリリウム銅（ＡＳＴＭ  Ｂ１９７）に類似する合金は０．２％の７２０ＭＰａの値を有する。アルミニウム青銅（ＡＳＴＭ  Ｂ１６９、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(skin 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ＲＦ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 Company, Ltd.(Tokyo Toranomon Bldg., 1-1-18 Toranomon, Minato-ku, Tokyo, 105, Japan)  又はShowa Electric America, Inc., (Suite 1142, Russ Bldg., 235 Montgomery Street, San Francisco, California, 94104-3062)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６４ＭＨｚ（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, Ltd.(Tokyo Toranomon Bldg., 1-1-18 Toranomon, Minato-ku, Tokyo, 105, Japan)  又はShowa Electric America, Inc., (Suite 1142, Russ Bldg., 235 Montgomery Street, 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（juxtaposed 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２２ａ，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ＭＲＩ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 connections) 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６４，６６，６８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ＡＳＴＭ  Ｂ１２４又はＡＳＴＭ  Ｂ１３３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（ＡＳＴＭ  Ｂ１９７）や、４５０Ｍｐａ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２０４ｂ）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
【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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