JPH10179549A - 磁気共鳴装置 - Google Patents
磁気共鳴装置Info
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- JPH10179549A JPH10179549A JP9326774A JP32677497A JPH10179549A JP H10179549 A JPH10179549 A JP H10179549A JP 9326774 A JP9326774 A JP 9326774A JP 32677497 A JP32677497 A JP 32677497A JP H10179549 A JPH10179549 A JP H10179549A
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- radio frequency
- coil
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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
- G01R33/341—Constructional details, e.g. resonators, specially adapted to MR comprising surface coils
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- G—PHYSICS
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- G01R33/341—Constructional details, e.g. resonators, specially adapted to MR comprising surface coils
- G01R33/3415—Constructional details, e.g. resonators, specially adapted to MR comprising surface coils comprising arrays of sub-coils, i.e. phased-array coils with flexible receiver channels
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- Condensed Matter Physics & Semiconductors (AREA)
- General Physics & Mathematics (AREA)
- Magnetic Resonance Imaging Apparatus (AREA)
Abstract
(57)【要約】 （修正有）
【課題】 多モード無線周波数がコイルの任意の配置を
許しながら、関心領域からの共鳴信号を受信する、磁気
共鳴画像形成装置。 【解決手段】 周囲電気導体６２がコンデンサー７６、
７８、８０、８２によって対称セグメントに分割され
る。一対の十字導体６４、６６が周囲ループ６２の９０
°対角に向かい合った部分間に接続される。この構成で
は、コイルはコイルの平面内で直交モードを支持し、加
えて、コイルの平面と垂直な第３直交モードを支持す
る。広い領域を画像形成するために、複数のコイルは第
１モードに対する相互インダクタンスを最小にするため
に重ねあわされる。調整可能なコンデンサーが第２モー
ドに対する相互インダクタンスを調整するためにコイル
の１つを横切って接続される。
許しながら、関心領域からの共鳴信号を受信する、磁気
共鳴画像形成装置。 【解決手段】 周囲電気導体６２がコンデンサー７６、
７８、８０、８２によって対称セグメントに分割され
る。一対の十字導体６４、６６が周囲ループ６２の９０
°対角に向かい合った部分間に接続される。この構成で
は、コイルはコイルの平面内で直交モードを支持し、加
えて、コイルの平面と垂直な第３直交モードを支持す
る。広い領域を画像形成するために、複数のコイルは第
１モードに対する相互インダクタンスを最小にするため
に重ねあわされる。調整可能なコンデンサーが第２モー
ドに対する相互インダクタンスを調整するためにコイル
の１つを横切って接続される。
Description
【０００１】
【発明の属する分野】本発明は磁気共鳴装置に関する。
本発明は、重なった面コイルが磁気共鳴画像形成（ＭＲ
Ｉ）と関連して使用されるとき特定の適用を見いだし、
特にこれを参照して本発明を説明する。しかしながら、
一次磁界Ｂ0 が無線周波数コイルの平面と直交する他の
磁気共鳴画像形成及び分光器システムと関連して適用を
見いだすことを理解すべきである。
本発明は、重なった面コイルが磁気共鳴画像形成（ＭＲ
Ｉ）と関連して使用されるとき特定の適用を見いだし、
特にこれを参照して本発明を説明する。しかしながら、
一次磁界Ｂ0 が無線周波数コイルの平面と直交する他の
磁気共鳴画像形成及び分光器システムと関連して適用を
見いだすことを理解すべきである。
【０００２】
【従来の技術】普通、磁気共鳴画像形成法は患者を実質
的に均一な一次磁界Ｂ0 の中に配置することを含む。磁
気共鳴は双極子で励起され、該双極子は、無線周波数励
起信号を検査領域に伝送し、共鳴双極子から出る無線周
波数磁気共鳴信号を受信することによってＢ0 磁界と優
先的に整合する。最も普通には、Ｂ0 磁界が環状磁石組
立体の中央ボアに沿って発生され、即ちＢ0 磁界は患者
の中心軸線と整合する。線形及び無効無線周波数コイル
及び勾配磁界コイルがボアを取り囲む。両タイプのコイ
ルは主磁界に対して位置に敏感であり、特定な向きであ
るように設計されなければならない。水平なＢ0 磁界画
像形成体のボアに配置された患者の大きな領域を検査す
るために、複数のループコイルからなる面コイルが使用
されてきた。例えば、ロエマー及びエデルステインの米
国特許第４，８２５，１６２号を参照。特に、一連のル
ープコイルは隣接領域を検査するために若干重ねられ
る。「インダクタンス計算」（１９４６）でグローバが
数学的に説明し且つロエマー及びエデルステインの特許
に概要されているように、隣接したコイル間の相互イン
ダクタンスは、コイルが僅かな重なりで位置決めされる
とき最小化される。誘導を最小化させた重なりループコ
イルの使用により、大きな領域を検査することが出来る
けれども、各コイルは線形でなければならない。即ち、
各コイルは１つの成分だけれ敏感でなければならず、無
効検出がなされないように直交成分に敏感であってはな
らない。
的に均一な一次磁界Ｂ0 の中に配置することを含む。磁
気共鳴は双極子で励起され、該双極子は、無線周波数励
起信号を検査領域に伝送し、共鳴双極子から出る無線周
波数磁気共鳴信号を受信することによってＢ0 磁界と優
先的に整合する。最も普通には、Ｂ0 磁界が環状磁石組
立体の中央ボアに沿って発生され、即ちＢ0 磁界は患者
の中心軸線と整合する。線形及び無効無線周波数コイル
及び勾配磁界コイルがボアを取り囲む。両タイプのコイ
ルは主磁界に対して位置に敏感であり、特定な向きであ
るように設計されなければならない。水平なＢ0 磁界画
像形成体のボアに配置された患者の大きな領域を検査す
るために、複数のループコイルからなる面コイルが使用
されてきた。例えば、ロエマー及びエデルステインの米
国特許第４，８２５，１６２号を参照。特に、一連のル
ープコイルは隣接領域を検査するために若干重ねられ
る。「インダクタンス計算」（１９４６）でグローバが
数学的に説明し且つロエマー及びエデルステインの特許
に概要されているように、隣接したコイル間の相互イン
ダクタンスは、コイルが僅かな重なりで位置決めされる
とき最小化される。誘導を最小化させた重なりループコ
イルの使用により、大きな領域を検査することが出来る
けれども、各コイルは線形でなければならない。即ち、
各コイルは１つの成分だけれ敏感でなければならず、無
効検出がなされないように直交成分に敏感であってはな
らない。
【０００３】最適なＳＮＲを達成するために、特殊な磁
気コイルがユニークな磁界の向きのために使用される。
特に、コイルは２つだけの使用可能な分極モードを有す
る。例えば、磁界Ｂ0 がｙー平面に指向されるならば、
ｘーｙ平面に磁化が存在する。ｙ平面では磁化に対する
感度は存在しない。磁化を測定するために、次の３つの
技法の１つが使用される。第１の手法では、１つの空間
位置で走査が行われ、次いで、第２の走査が第２の位置
におけるコイルで行われる。第２位置は重なるが、実質
的に第１位置をカバーする。この第１技法は典型的には
コイルを物理的に移動させること或いは、ある種の切り
換え可能なコイルを使用することを伴う。第２の手法で
は、いくつかの線形的に分極したコイルが最小の相互イ
ンダクタンスをもって重ねて置かれる。コイルの出力は
レシーバ及びＡ／Ｄコンバータに接続される。かくし
て、出来た画像は小さい線形に分極したコイルのＳＮＲ
と、同様に分極された大きなコイルの視野とを有する。
気コイルがユニークな磁界の向きのために使用される。
特に、コイルは２つだけの使用可能な分極モードを有す
る。例えば、磁界Ｂ0 がｙー平面に指向されるならば、
ｘーｙ平面に磁化が存在する。ｙ平面では磁化に対する
感度は存在しない。磁化を測定するために、次の３つの
技法の１つが使用される。第１の手法では、１つの空間
位置で走査が行われ、次いで、第２の走査が第２の位置
におけるコイルで行われる。第２位置は重なるが、実質
的に第１位置をカバーする。この第１技法は典型的には
コイルを物理的に移動させること或いは、ある種の切り
換え可能なコイルを使用することを伴う。第２の手法で
は、いくつかの線形的に分極したコイルが最小の相互イ
ンダクタンスをもって重ねて置かれる。コイルの出力は
レシーバ及びＡ／Ｄコンバータに接続される。かくし
て、出来た画像は小さい線形に分極したコイルのＳＮＲ
と、同様に分極された大きなコイルの視野とを有する。
【０００４】第３の技法は第２の技法に基づく。これは
最小の相互インダクタンスをもって重ねて置かれた小さ
い無効（ｑｕａｄｒａｔｕｒｅ）コイルを使用する。コ
イルの出力はレシーバ及びＡ／Ｄコンバータに接続され
る。デイ２の技法では、出来た画像は小さい線形に分極
したコイルのＳＮＲと、同様に分極された大きなコイル
の視野とを有する。上記のすべて３つの技法では、コイ
ル形態は主磁界の向きに敏感である。線形コイルは感度
の減少をもたらすことなく、主磁界に対して２つの直交
平面に位置決めされる。無効コイルは感度を損失させる
ことなく主磁界に対して１つの直交平面に位置決めれさ
るにすぎない。当該技術におけるこれら及び他の現在の
技法は最適なＳＲＮＲを保ちながらコイルを主磁界に対
して任意に置く能力を欠いている。上記の３つの形態の
各々は主磁界に対して特定な画像形成平面で働くのに最
適であるにすぎない。線形変更には最適な感度を維持す
るのに２つの直交形態を要し、無効変更には同じ利点を
達成するのに１つのかかる形態を必要とするにすぎな
い。
最小の相互インダクタンスをもって重ねて置かれた小さ
い無効（ｑｕａｄｒａｔｕｒｅ）コイルを使用する。コ
イルの出力はレシーバ及びＡ／Ｄコンバータに接続され
る。デイ２の技法では、出来た画像は小さい線形に分極
したコイルのＳＮＲと、同様に分極された大きなコイル
の視野とを有する。上記のすべて３つの技法では、コイ
ル形態は主磁界の向きに敏感である。線形コイルは感度
の減少をもたらすことなく、主磁界に対して２つの直交
平面に位置決めされる。無効コイルは感度を損失させる
ことなく主磁界に対して１つの直交平面に位置決めれさ
るにすぎない。当該技術におけるこれら及び他の現在の
技法は最適なＳＲＮＲを保ちながらコイルを主磁界に対
して任意に置く能力を欠いている。上記の３つの形態の
各々は主磁界に対して特定な画像形成平面で働くのに最
適であるにすぎない。線形変更には最適な感度を維持す
るのに２つの直交形態を要し、無効変更には同じ利点を
達成するのに１つのかかる形態を必要とするにすぎな
い。
【０００５】本発明によれば、磁気共鳴装置を提供す
る。磁気共鳴装置は検査領域に一時的に一定な磁界を発
生させるための磁石と、少なくとも無線周波数磁気共鳴
励起信号を伝送するための無線周波数トランスミッター
と、磁気共鳴信号を受信し且つ復調するためのレシーバ
と、受信し且つ復調した磁気共鳴信号を処理するため
の、レシーバに接続されたプロセッサーと、を有する。
多モード無線周波数コイルは磁気共鳴信号の３つの中立
直交成分に敏感である。無線周波数コイルは検査領域に
隣接して配置され、無線周波数トランスミッター及びレ
シーバの少なくとも１つに接続される。今、本発明に従
って構成された磁気共鳴装置を添付図面を参照して説明
する。図１を参照すると、極片１２と１４の間に画像形
成領域１０が構成される。極片はＣ形又はＵ形鉄要素の
ような鉄磁束通路１６によって相互に接続される。超伝
導電気捲線（図示せず）が鉄磁束通路１６に磁束を、そ
して極面を横切ってＢ 0 磁界を誘導するために磁束通路
１６のまわりに延びる。垂直なＢ0 磁界を結像領域１０
を横切ってもっと線形にするために受動又は能動シムが
極片に、或いは極片に隣接して鉄磁束通路に配置され
る。
る。磁気共鳴装置は検査領域に一時的に一定な磁界を発
生させるための磁石と、少なくとも無線周波数磁気共鳴
励起信号を伝送するための無線周波数トランスミッター
と、磁気共鳴信号を受信し且つ復調するためのレシーバ
と、受信し且つ復調した磁気共鳴信号を処理するため
の、レシーバに接続されたプロセッサーと、を有する。
多モード無線周波数コイルは磁気共鳴信号の３つの中立
直交成分に敏感である。無線周波数コイルは検査領域に
隣接して配置され、無線周波数トランスミッター及びレ
シーバの少なくとも１つに接続される。今、本発明に従
って構成された磁気共鳴装置を添付図面を参照して説明
する。図１を参照すると、極片１２と１４の間に画像形
成領域１０が構成される。極片はＣ形又はＵ形鉄要素の
ような鉄磁束通路１６によって相互に接続される。超伝
導電気捲線（図示せず）が鉄磁束通路１６に磁束を、そ
して極面を横切ってＢ 0 磁界を誘導するために磁束通路
１６のまわりに延びる。垂直なＢ0 磁界を結像領域１０
を横切ってもっと線形にするために受動又は能動シムが
極片に、或いは極片に隣接して鉄磁束通路に配置され
る。
【０００６】結像のために、磁界勾配コイル２０、２２
がが極片１２、１４に配置される。好ましい実施形態で
は、勾配コイルは、勾配増幅器２４で勾配磁界コントロ
ーラ２６に接続された平らなコイル構造である。当該技
術で知られているように、勾配磁界コントローラは電流
パルスを引き起し、この電流パルスは、均一な磁界に長
手方向即ちｚー軸、垂直即ちｙー軸、及び横即ちｘー軸
に沿って勾配を生じさせるように、勾配コイルに加えら
れる。検査領域１０に配置される被験者の双極子に磁気
共鳴を励起させるために、無線周波数コイル３０、３２
が勾配コイルと結像領域との間に配置される。無線周波
数発信器３４、好ましくは、デジタル発信器により、無
線周波数コイルに、無線周波数パルスコントローラ３６
によって要求される無線周波数パルスを伝送させて結像
領域１０に伝送させる。シーケンスコントローラ４０は
オペレータの制御の下に、シーケンスメモリーからシー
ケンス結像を検索する。シーケンスコントローラ４０
は、選択されたシーケンスに従って無線周波数及び勾配
磁界パルスを発生させるように、シーケンス情報を勾配
コントローラ２６及び無線周波数パルスコントローラ３
６に与える。
がが極片１２、１４に配置される。好ましい実施形態で
は、勾配コイルは、勾配増幅器２４で勾配磁界コントロ
ーラ２６に接続された平らなコイル構造である。当該技
術で知られているように、勾配磁界コントローラは電流
パルスを引き起し、この電流パルスは、均一な磁界に長
手方向即ちｚー軸、垂直即ちｙー軸、及び横即ちｘー軸
に沿って勾配を生じさせるように、勾配コイルに加えら
れる。検査領域１０に配置される被験者の双極子に磁気
共鳴を励起させるために、無線周波数コイル３０、３２
が勾配コイルと結像領域との間に配置される。無線周波
数発信器３４、好ましくは、デジタル発信器により、無
線周波数コイルに、無線周波数パルスコントローラ３６
によって要求される無線周波数パルスを伝送させて結像
領域１０に伝送させる。シーケンスコントローラ４０は
オペレータの制御の下に、シーケンスメモリーからシー
ケンス結像を検索する。シーケンスコントローラ４０
は、選択されたシーケンスに従って無線周波数及び勾配
磁界パルスを発生させるように、シーケンス情報を勾配
コントローラ２６及び無線周波数パルスコントローラ３
６に与える。
【０００７】被験者の関心領域に沿って無線周波数コイ
ル組立体５０が配置される。典型的には、無線周波数コ
イル３０、３２は一般的な目的のコイルであり、組み込
まれる。他方、特別の面コイルが融通性を高めるために
取り外しできる。しかしながら、面コイル５０及び以下
に説明する変形実施態様は装置の唯一の無線周波数コイ
ルである。図１の実施形態で、面コイル組立体５０は、
患者支持面に位置する患者の脊柱の直ぐ下で患者支持面
に配置される細長い脊柱コイルである。無線周波数レシ
ーバ５２を有する面コイル組立体５０は組み込み及び又
は取り外しん可能な無線周波数コイルによって受信した
無線周波数共鳴信号を復調する。面コイル組立体５０
は、各々１つ又はそれ以上のレシーバ５２に接続された
一列のコイル５０1 、５０2 、５０3 、５０4 である。
レシーバからの信号は一列のアナログデジタル変換器５
４でデジタル化され、そして再構成プロセッサー５６に
よって処理されて立体画像表示にし、これは立体画像メ
モリー５８に記憶される。ビデオプロセッサー５９は、
オペレータの制御の下に、立体画像メモリーから選択さ
れた画像データを引出してそれを、ビデオモニター、能
動ーマトリックスモニター、液晶ディスプレー等のよう
な人間が読めるディスプレー６１に表示するのに適当な
フォーマットにする。
ル組立体５０が配置される。典型的には、無線周波数コ
イル３０、３２は一般的な目的のコイルであり、組み込
まれる。他方、特別の面コイルが融通性を高めるために
取り外しできる。しかしながら、面コイル５０及び以下
に説明する変形実施態様は装置の唯一の無線周波数コイ
ルである。図１の実施形態で、面コイル組立体５０は、
患者支持面に位置する患者の脊柱の直ぐ下で患者支持面
に配置される細長い脊柱コイルである。無線周波数レシ
ーバ５２を有する面コイル組立体５０は組み込み及び又
は取り外しん可能な無線周波数コイルによって受信した
無線周波数共鳴信号を復調する。面コイル組立体５０
は、各々１つ又はそれ以上のレシーバ５２に接続された
一列のコイル５０1 、５０2 、５０3 、５０4 である。
レシーバからの信号は一列のアナログデジタル変換器５
４でデジタル化され、そして再構成プロセッサー５６に
よって処理されて立体画像表示にし、これは立体画像メ
モリー５８に記憶される。ビデオプロセッサー５９は、
オペレータの制御の下に、立体画像メモリーから選択さ
れた画像データを引出してそれを、ビデオモニター、能
動ーマトリックスモニター、液晶ディスプレー等のよう
な人間が読めるディスプレー６１に表示するのに適当な
フォーマットにする。
【０００８】ｙ指向磁界を発生するｃー磁石と関連して
示したけれども、以下に説明する無線周波数コイルがｚ
指向磁界を発生する環状磁石のボアに等しく使用でき
る。図２、２Ａ、２Ｂ及び２Ｃを参照すると、コイル列
５０の各コイルは周囲ループ６２を有する。図示した実
施形態では、周囲ループ６２は四角形であり、４つの線
形導体６２ａ、６２ｂ、６２ｃ、及び６２ｄによって構
成される。一対の電気導体６４、６６はループの向かい
合った点を相互接続する。特に、導体６４は周囲ループ
６２の１８０°向かい合った点を接続する。導体６６は
周囲ループ６２の第２の対の１８０°向かい合った点を
接続する。第２の対の１８０°向かい合った点は第１の
対の向かい合った点から９０°だけ片寄せられる。好ま
しい四角形の実施形態では、導体６４は導体セグメント
６２ａと６２ｃとの間の中間点を接続し、導体６４は導
体６２ｂ、６２ｄの中間点を接続する。
示したけれども、以下に説明する無線周波数コイルがｚ
指向磁界を発生する環状磁石のボアに等しく使用でき
る。図２、２Ａ、２Ｂ及び２Ｃを参照すると、コイル列
５０の各コイルは周囲ループ６２を有する。図示した実
施形態では、周囲ループ６２は四角形であり、４つの線
形導体６２ａ、６２ｂ、６２ｃ、及び６２ｄによって構
成される。一対の電気導体６４、６６はループの向かい
合った点を相互接続する。特に、導体６４は周囲ループ
６２の１８０°向かい合った点を接続する。導体６６は
周囲ループ６２の第２の対の１８０°向かい合った点を
接続する。第２の対の１８０°向かい合った点は第１の
対の向かい合った点から９０°だけ片寄せられる。好ま
しい四角形の実施形態では、導体６４は導体セグメント
６２ａと６２ｃとの間の中間点を接続し、導体６４は導
体６２ｂ、６２ｄの中間点を接続する。
【０００９】第１導体６４にはコンデンサーカプリング
６８が接続され、電気導体６６にはコンデンサーカップ
リング７０が配置されている。これら２つのコンデンサ
ーにより、コイルは、ｚー方向における磁化成分７２に
敏感である第１モード（図２Ａ）及び図１のｘー方向に
おける磁化成分７４に主として敏感である第２モード
（図２Ｂ）を支持することができる。外側ループ６２の
各四分の一がコンデンサー７６、７８、８０、８２の各
々によって開かれるこれらのコンデンサーにより、コイ
ルはｙー軸に沿う磁化８４に主として敏感である第３モ
ード（図２Ｃ）を支持することが出来るこの方法で、コ
イルは３つの互いに直交のモードに敏感である。コイル
５０1 がＸ―Ｚ平面に位置するように配向され、Ｚ−指
向磁界が付与される時、モード７４、８４は最大の感度
を有し、モード７２は最小の感度を有する。これは又、
コイル５０1 がＺ−Ｙ平面に位置するように９０°廻さ
れ、Ｘ−Ｚ平面に位置するようにもう９０°廻され、Ｚ
−Ｙ平面に位置するようにもう９０°廻されるならば本
当である。コイル５０1 がこれらの配向の各々において
各平面内で時計方向に回転される時、モード７２、７４
は感度が変わる。しかしながら、直交利得はそのままで
ある。コイルがＺ−軸と平行でないようにコイルが傾け
られる時には、モード７２は増大し、コイルがＺ−軸と
垂直のとき最大に達する。
６８が接続され、電気導体６６にはコンデンサーカップ
リング７０が配置されている。これら２つのコンデンサ
ーにより、コイルは、ｚー方向における磁化成分７２に
敏感である第１モード（図２Ａ）及び図１のｘー方向に
おける磁化成分７４に主として敏感である第２モード
（図２Ｂ）を支持することができる。外側ループ６２の
各四分の一がコンデンサー７６、７８、８０、８２の各
々によって開かれるこれらのコンデンサーにより、コイ
ルはｙー軸に沿う磁化８４に主として敏感である第３モ
ード（図２Ｃ）を支持することが出来るこの方法で、コ
イルは３つの互いに直交のモードに敏感である。コイル
５０1 がＸ―Ｚ平面に位置するように配向され、Ｚ−指
向磁界が付与される時、モード７４、８４は最大の感度
を有し、モード７２は最小の感度を有する。これは又、
コイル５０1 がＺ−Ｙ平面に位置するように９０°廻さ
れ、Ｘ−Ｚ平面に位置するようにもう９０°廻され、Ｚ
−Ｙ平面に位置するようにもう９０°廻されるならば本
当である。コイル５０1 がこれらの配向の各々において
各平面内で時計方向に回転される時、モード７２、７４
は感度が変わる。しかしながら、直交利得はそのままで
ある。コイルがＺ−軸と平行でないようにコイルが傾け
られる時には、モード７２は増大し、コイルがＺ−軸と
垂直のとき最大に達する。
【００１０】コイル５０1 がＸ−Ｚ平面に位置してＹ−
方向に磁界が付与される時、モード７２、７４は最大の
感度を有し、モード８４は最小の感度を有する。次に、
コイル５０1 が平面において９０°時計方向に回転され
るとき、モード７２、７４は最大の感度を有し、モード
８４は最小の感度を有する。３−モードの感度のため
に、コイル５０1 は主磁界に対する配向の任意の角度で
直交利得を達成する。図３を参照すると、第２実施形態
では、導体６４、６６はそれらの中間点８５で互いに電
気的に接続される。追加のコンデンサー８６、８８が導
体６４、６６に加えられて中間点８５と、周囲導体６２
との各相互接続部との間のコンデンサーカップリングを
作る。導体６４、６６をそれらの中間点で接続すること
は安定性を改善する。
方向に磁界が付与される時、モード７２、７４は最大の
感度を有し、モード８４は最小の感度を有する。次に、
コイル５０1 が平面において９０°時計方向に回転され
るとき、モード７２、７４は最大の感度を有し、モード
８４は最小の感度を有する。３−モードの感度のため
に、コイル５０1 は主磁界に対する配向の任意の角度で
直交利得を達成する。図３を参照すると、第２実施形態
では、導体６４、６６はそれらの中間点８５で互いに電
気的に接続される。追加のコンデンサー８６、８８が導
体６４、６６に加えられて中間点８５と、周囲導体６２
との各相互接続部との間のコンデンサーカップリングを
作る。導体６４、６６をそれらの中間点で接続すること
は安定性を改善する。
【００１１】図４を参照すると，コイル５１1 、５０2
が一列に配列されるときには、コイルは若干重ね合わさ
れる。Ｚ−方向の（図示した配向では）重なり度はモー
ド７２に対して相互インダクタンスを最小にするように
調整される。調整可能な同調コンデンサー９０がモード
７４に対して相互インダクタンスを調整するために加え
られる。一対の半波長導体９４、９６がコイル５０1 及
び５０2 の各々の対角線方向に向かい合ったコーナに接
続される。半波長導体はモード８４に対して相互インダ
クタンスを調整するための調整可能な同調コンデンサー
９８によって接続される。対称を維持しながら、半波長
導体９４、９６の相互接続を容易にするために、コンデ
ンサー又はコンデンサーカップリング７６、７８、８
０、８２の各々はバランスした対のコンデンサー又はコ
ンデンサーカップリング７６ａ、７６ｂ；７８ａ、７８
ｂ；８０ａ、８０ｂ；８２ａ、８２ｂに分割される。
が一列に配列されるときには、コイルは若干重ね合わさ
れる。Ｚ−方向の（図示した配向では）重なり度はモー
ド７２に対して相互インダクタンスを最小にするように
調整される。調整可能な同調コンデンサー９０がモード
７４に対して相互インダクタンスを調整するために加え
られる。一対の半波長導体９４、９６がコイル５０1 及
び５０2 の各々の対角線方向に向かい合ったコーナに接
続される。半波長導体はモード８４に対して相互インダ
クタンスを調整するための調整可能な同調コンデンサー
９８によって接続される。対称を維持しながら、半波長
導体９４、９６の相互接続を容易にするために、コンデ
ンサー又はコンデンサーカップリング７６、７８、８
０、８２の各々はバランスした対のコンデンサー又はコ
ンデンサーカップリング７６ａ、７６ｂ；７８ａ、７８
ｂ；８０ａ、８０ｂ；８２ａ、８２ｂに分割される。
【００１２】図７を参照すると、３つの直交モードの各
々は、好ましくは、３つの別個の信号成分をもたらすよ
うに別々にサンプル取りされる。特に、モード７２はコ
ンデンサー６８（又は８６）前後に接続され、かつ調和
及び同調回路１００と接続された一対のリード線によっ
てサンプル取りされる。出力信号は増幅器１０２によっ
て増幅され、好ましくは、アナログデジタル変換器１０
４によってデジタル化されてデジタル出力のモード７２
をもたらす。同様に、一対のリード線がコンデンサー７
０（又は８８）の前後に接続されてモード７４をサンプ
ル取りする。サンプル取りされた同調又は調和回路１０
６によって調整され、予備増幅器１０８によって増幅さ
れ、そしてアナログデジタル変換器１１０によってデジ
タル化される。同様に、一対の導体が外側ループ６２の
対角線方向に向かい合った点と接続されてモード８４を
サンプル取りする。図４に示すように、コンデンサー７
６、７８は一対の調和コンデンサーに分割され、サンプ
ル取りリード線がコンデンサー間に接続される。リード
線は、モード８４のサンプル取り点間に遭遇される半波
長差を補償する半波長部分を含む同調及び調和回路１１
２と接続される。出力信号は予備増幅器１１４によって
増幅され、アナログデジタル変換器によってデジタル化
される。好ましくは、３つのデジタル出力信号の各々は
復調のため異なるデジタルレシーバ５２に運ばれる。
々は、好ましくは、３つの別個の信号成分をもたらすよ
うに別々にサンプル取りされる。特に、モード７２はコ
ンデンサー６８（又は８６）前後に接続され、かつ調和
及び同調回路１００と接続された一対のリード線によっ
てサンプル取りされる。出力信号は増幅器１０２によっ
て増幅され、好ましくは、アナログデジタル変換器１０
４によってデジタル化されてデジタル出力のモード７２
をもたらす。同様に、一対のリード線がコンデンサー７
０（又は８８）の前後に接続されてモード７４をサンプ
ル取りする。サンプル取りされた同調又は調和回路１０
６によって調整され、予備増幅器１０８によって増幅さ
れ、そしてアナログデジタル変換器１１０によってデジ
タル化される。同様に、一対の導体が外側ループ６２の
対角線方向に向かい合った点と接続されてモード８４を
サンプル取りする。図４に示すように、コンデンサー７
６、７８は一対の調和コンデンサーに分割され、サンプ
ル取りリード線がコンデンサー間に接続される。リード
線は、モード８４のサンプル取り点間に遭遇される半波
長差を補償する半波長部分を含む同調及び調和回路１１
２と接続される。出力信号は予備増幅器１１４によって
増幅され、アナログデジタル変換器によってデジタル化
される。好ましくは、３つのデジタル出力信号の各々は
復調のため異なるデジタルレシーバ５２に運ばれる。
【００１３】図５は種々の操作モード間の隔離手法を要
約している。上記の隔離手法（空間位置、可変コンデン
サー等）を使用する代わりに、他の形態の隔離手段も使
用できることを理解すべきである。例えば、コイル５０
2 の或るモードの存在をキャンセルするために、コイル
５０1 に余分のループを加えても良い。これらの変形隔
離手法が存在し、当業者によって特定され、或いは実施
される。図６はコイル５０1 、５０2 のＸ、Ｙ及びＺモ
ード７４、８４、７２間の代表的な相互インダクタンス
を示す。図８はコンデンサー６８、７０、７６、８０と
関連した誘導カプラーを含むコイル５０1 を示す。誘導
カプラーはコンデンサー６８、７０、７６、８０からの
出力を運ぶ。
約している。上記の隔離手法（空間位置、可変コンデン
サー等）を使用する代わりに、他の形態の隔離手段も使
用できることを理解すべきである。例えば、コイル５０
2 の或るモードの存在をキャンセルするために、コイル
５０1 に余分のループを加えても良い。これらの変形隔
離手法が存在し、当業者によって特定され、或いは実施
される。図６はコイル５０1 、５０2 のＸ、Ｙ及びＺモ
ード７４、８４、７２間の代表的な相互インダクタンス
を示す。図８はコンデンサー６８、７０、７６、８０と
関連した誘導カプラーを含むコイル５０1 を示す。誘導
カプラーはコンデンサー６８、７０、７６、８０からの
出力を運ぶ。
【００１４】他の実施形態も企画されており、これは、
位相シフター及び、列内の個々の多モードコイルの各々
からデジタル化する前に信号を組合わせるコンバイナー
を使用する。この実施形態では、単一の組み合わせ出力
信号は、コイル毎のレシーバ５２に供給される。図９
は、３つの平らなコイル５０1 、５０2 、５０3 は患者
の腹部を結像させるために任意に構成され、かつ重ね合
わされる。構成された平らなコイル５０1、５０2 、５
０3 は又、主磁界に対して患者の任意の向きを許しなが
ら、ひざ、胴、及び頭のような他の円筒又は楕円ボディ
ー形状を画像形成することができる図１０は、４つの平
らなコイル５０1 、５０2 、５０3 、５０4 を一列に配
列し、脚の輪郭に合うように湾曲させた本発明の他の実
施形態を示す。再び、コイルを湾曲させかつ任意に位置
決めすることができる。
位相シフター及び、列内の個々の多モードコイルの各々
からデジタル化する前に信号を組合わせるコンバイナー
を使用する。この実施形態では、単一の組み合わせ出力
信号は、コイル毎のレシーバ５２に供給される。図９
は、３つの平らなコイル５０1 、５０2 、５０3 は患者
の腹部を結像させるために任意に構成され、かつ重ね合
わされる。構成された平らなコイル５０1、５０2 、５
０3 は又、主磁界に対して患者の任意の向きを許しなが
ら、ひざ、胴、及び頭のような他の円筒又は楕円ボディ
ー形状を画像形成することができる図１０は、４つの平
らなコイル５０1 、５０2 、５０3 、５０4 を一列に配
列し、脚の輪郭に合うように湾曲させた本発明の他の実
施形態を示す。再び、コイルを湾曲させかつ任意に位置
決めすることができる。
【００１５】図１１は、コイル５０1 、５０2 を患者の
身体（例えば胸）に合うようにカップ形にした他の実施
形態を示す。カップ形コイルにより、画像形成中、患者
を仰向けに、うつ伏せに、或いは他の任意の位置に位置
決めさせることができる。図１２は、多モードコイル５
０1 、５０2 を任意に輪郭構成した本発明の他の実施形
態を示す。特に、多モードコイル５０1 、５０2 は、患
者１８の骨盤、胴、又は心臓領域のような立体部に合う
ように輪郭構成される。ここの複Ｄループ及びバタフラ
イに構成された多モードエレメントを使用する実施形態
も企画される。この出願に開示したコイルの任意のもの
の代わりに、複同調コイルを使用する上記実施形態の任
意のものを修正することも企画される。
身体（例えば胸）に合うようにカップ形にした他の実施
形態を示す。カップ形コイルにより、画像形成中、患者
を仰向けに、うつ伏せに、或いは他の任意の位置に位置
決めさせることができる。図１２は、多モードコイル５
０1 、５０2 を任意に輪郭構成した本発明の他の実施形
態を示す。特に、多モードコイル５０1 、５０2 は、患
者１８の骨盤、胴、又は心臓領域のような立体部に合う
ように輪郭構成される。ここの複Ｄループ及びバタフラ
イに構成された多モードエレメントを使用する実施形態
も企画される。この出願に開示したコイルの任意のもの
の代わりに、複同調コイルを使用する上記実施形態の任
意のものを修正することも企画される。
【００１６】伝送／受信コイルとして上記の組み合わせ
の任意のものを使用し、或いは上記コイルの特定の部品
を使用することも企画される。単一のエレメント又は多
重なりエレメントを使用する３つの直交平面を達成する
装置は従来は入手できなかった。同様に、主磁界に対し
て任意に設置することができるコイルはこれまで知られ
ていなかった。本発明は主磁界に対してコイルの設置を
制限することなく所定の視野にわたって改良されたＳＮ
Ｒをもたらす新規且つ改良された装置及び方法を提供す
る。磁気共鳴画像形成用多モードコイルシステムの上記
実施形態は任意の設置を可能にする。他の利点は３つの
直交部品と同時に信号を受信する能力である。他の利点
は、任意のコイル設置及び磁界の向きに対する任意の患
者置きを使用して、改善された信号対ノイズ比（「ＳＮ
Ｒ」）及び短い捕捉時間にある。他の利点は身体の任意
の関心領域に合うようにコイルを任意に形作り、且つＳ
ＮＲを保つ能力である。
の任意のものを使用し、或いは上記コイルの特定の部品
を使用することも企画される。単一のエレメント又は多
重なりエレメントを使用する３つの直交平面を達成する
装置は従来は入手できなかった。同様に、主磁界に対し
て任意に設置することができるコイルはこれまで知られ
ていなかった。本発明は主磁界に対してコイルの設置を
制限することなく所定の視野にわたって改良されたＳＮ
Ｒをもたらす新規且つ改良された装置及び方法を提供す
る。磁気共鳴画像形成用多モードコイルシステムの上記
実施形態は任意の設置を可能にする。他の利点は３つの
直交部品と同時に信号を受信する能力である。他の利点
は、任意のコイル設置及び磁界の向きに対する任意の患
者置きを使用して、改善された信号対ノイズ比（「ＳＮ
Ｒ」）及び短い捕捉時間にある。他の利点は身体の任意
の関心領域に合うようにコイルを任意に形作り、且つＳ
ＮＲを保つ能力である。
【図１】本発明による磁気共鳴装置の概略図である。
【図２】図１のコイル組立体のコイルの拡大図である。
【図２Ａ】図２のコイルの感度のモードを示す。
【図２Ｂ】図２のコイルの感度のモードを示す。
【図２Ｃ】図２のコイルの感度のモードを示す。
【図３】図１のコイル組立体のコイルの第２の実施形態
の拡大図である。
の拡大図である。
【図４】２つのコイルの列である。
【図５】図４に示すコイル列の種々の操作モード間の隔
離技法を概要するグラフである。
離技法を概要するグラフである。
【図６】図４の列のコイルの一次モード間の代表的な相
互インダクタンスを示すグラフである。
互インダクタンスを示すグラフである。
【図７】コイルをＮＭＲ装置につなぐ１つの方法の概略
図を示す。
図を示す。
【図８】３つのコイルのコンデンサーカップリングを示
す。
す。
【図９】平らなコイルを、患者の身体を画像形成するた
めに任意に輪郭形成し且つ重ねた、本発明の実施形態を
示す。
めに任意に輪郭形成し且つ重ねた、本発明の実施形態を
示す。
【図１０】４つの湾曲又は平らなコイルを重ねて、脊柱
又は脚の画像形成のために患者に任意に位置決めした、
本発明の他の実施形態を示す。
又は脚の画像形成のために患者に任意に位置決めした、
本発明の他の実施形態を示す。
【図１１】２つのカップ形コイルを、コイルに合う患者
の身体を画像形成するために使用する本発明の他の実施
形態を示す。
の身体を画像形成するために使用する本発明の他の実施
形態を示す。
【図１２】２つの多モードコイルを、サンプルを取り囲
むように任意に輪郭形成した本発明の他の実施形態を示
す。
むように任意に輪郭形成した本発明の他の実施形態を示
す。
１０ 検査領域 Ｂ0 磁界 ３４ 無線周波数トランスミッター ５２ レシーバ ５６ プロセッサー ５０1 多モード無線周波数コイル ６２ 周囲電気導体コイル ７６ コンデンサーカップリング ７８ コンデンサーカップリング ８０ コンデンサーカップリング ８２ コンデンサーカップリング ６４ 十字電気導体 ６６ 十字電気導体 ６８ コンデンサーカプリング ７０ コンデンサーカプリング
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (72)発明者 クリストフ ジェイムズ ダブリュー アメリカ合衆国 オハイオ州 44129 リ ンドハースト イーストオーヴァー ロー ド 5169
Claims (10)
- 【請求項１】 検査領域（１０）に一時的に一定な磁界
（Ｂ0 ）を発生させるための磁石と、少なくとも無線周
波数磁気共鳴励起信号を伝送するための無線周波数トラ
ンスミッター（３４）と、磁気共鳴信号を受信し且つ復
調するためのレシーバ（５２）と、受信し且つ復調した
磁気共鳴信号を処理するための、レシーバに接続された
プロセッサー（５６）と、を有し、磁気共鳴信号の３つ
の中立直交成分に敏感である多モード無線周波数コイル
（５０1 ）が設けられ、無線周波数コイルは検査領域
（１０）に隣接して配置され、無線周波数トランスミッ
ター（３４）及びレシーバ（５２）の少なくとも１つに
接続される、磁気共鳴装置。 - 【請求項２】 多モード無線周波数コイル（５０1 ）が
周囲電気導体コイル（６２）と、電気導体コイル（６
２）を少なくとも２つの対称セグメントに対称的に分割
する第１組立体のコンデンサーカップリング（７６、７
８、８０、８２）と、周囲ループ（６２）の向かい合い
配置のセグメントを互いに接続する一対の十字電気導体
に（６４、６６）と、十字電気導体（６４、６６）の各
々内の第２組のコンデンサーカプリング（６８、７０）
とを有する、請求項１に記載の磁気共鳴装置。 - 【請求項３】 第１出力リード線と第１デジタル無線周
波数レシーバと間に接続された第１予備増幅器（１０
２）及びアナログデジタル変換器（１０４）と、第２出
力リード線と第２デジタル無線周波数レシーバと間に接
続された第２予備増幅器（１０８）及びアナログデジタ
ル変換器（１１０）と、第３出力リード線と第３デジタ
ル無線周波数レシーバと間に接続された第３予備増幅器
（１１４）及びアナログデジタル変換器（１１６）と、
を有する請求項１又は請求項２に記載の磁気共鳴画像形
成装置。 - 【請求項４】 ３つのモードのうちの１つで相互インダ
クタンスを最小にするために、無線周波数コイル（５０
1 ）と重ね合わされた第２無線周波数コイル（５０2 ）
と、モードの第２のモードに対して相互インダクタンス
を選択的に調整するための、無線周波数コイル（５
０1 ）の１つと接続された第１同調コンデンサー（９
０）と、無線周波数コイル（５０1 、５０2 ）の各々と
接続された一対の半波長導体（９４、９６）及び第３モ
ードに対して相互インダクタンスを選択的に調整するた
めの、半波長導体（９４、９６）間に接続された調整可
能なコンデンサー（９８）とを有する、請求項１乃至３
のいずれか１項に記載の磁気共鳴画像形成装置。 - 【請求項５】 第２コンデンサー組のコンデンサー（６
８）の前後で第１の十字導体（６４）と接続された第１
対の信号出力リード線と、第２コンデンサー組のコンデ
ンサー（７０）の前後で第２の十字導体（６６）と接続
された第１対の信号出力リード線と、周囲電気導体（６
２）の向かい合った四分の一間に対称的に接続された半
波長導体、半波長導体と周囲導体との間に接続されたコ
ンデンサー、及び半波長導体の少なくとも片側に接続さ
れた出力リード線を含む第３出力と、を備えた、請求項
２に記載の磁気共鳴画像形成装置。 - 【請求項６】 互いに電気的に接続されることなく、交
差する第１及び第２電気導体（６４、６６）を更に有す
る請求項２又は請求項５に記載の磁気共鳴画像形成装
置。 - 【請求項７】 中間点に隣接して電気的に接続されるこ
となく、交差する第１及び第２電気導体（６４、６６）
を更に有する請求項２、５又は６のいずれか１項に記載
の磁気共鳴画像形成装置。 - 【請求項８】 コンデンサーカプリング（６８、７
０）、（７６、７８、８０、８２）の組の少なくとも１
つから磁気共鳴信号を伝達する誘導カプラーをさらに有
する、請求項２、５、６、又は７のいずれか１項に記載
の磁気共鳴画像形成装置。 - 【請求項９】 コンデンサーカプリング（６８、７
０）、（７６、７８、８０、８２）の組の少なくとも１
つに連結された直接カプラーをさらに有する、請求項
２、又は５乃至８のいずれか１項に記載の磁気共鳴画像
形成装置。 - 【請求項１０】 第１電気導体（６４）と平行をなす第
１出力モードと、第２電気導体（６６）と平行をなす第
２出力モードと、第１及び第２モードと垂直をなす第３
出力モードと、をさらに有する請求項２、又は５乃至９
のいずれか１項に記載の磁気共鳴画像形成装置。
Applications Claiming Priority (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| US08/757240 | 1996-11-27 | ||
| US08/757,240 US5757189A (en) | 1996-11-27 | 1996-11-27 | Arbitrary placement multimode coil system for MR imaging |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH10179549A true JPH10179549A (ja) | 1998-07-07 |
Family
ID=25046994
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP9326774A Pending JPH10179549A (ja) | 1996-11-27 | 1997-11-27 | 磁気共鳴装置 |
Country Status (3)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US5757189A (ja) |
| EP (1) | EP0845683A1 (ja) |
| JP (1) | JPH10179549A (ja) |
Cited By (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
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| JP2007175239A (ja) * | 2005-12-27 | 2007-07-12 | Toshiba Corp | 磁気共鳴イメージング装置および磁気共鳴イメージング装置におけるケーブルの配線方法 |
Families Citing this family (35)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
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