磁気共鳴撮像システムで用いる無線周波コイル系
本発明は、磁気共鳴撮像（ＭＲＩ）システムで用いる無線周波（ＲＦ）コイル系に関するものである。該ＲＦコイル系は、ＲＦ磁場（Ｂ1）をＭＲＩシステムの検査体積（３）内に送信し、あるいは該検査体積（３）からのＲＦ磁場（Ｂ1）を受信し、あるいはその両方を行う少なくとも一つの主コイル（３５）を有する。前記主コイルは検査体積内で主磁場（Ｂ0）に平行に配向されている、あるいはされるべき主コイル軸と、該主コイル軸に主として平行に伸びる少なくとも一つの電気伝導体とを有するものである。本発明によれば、ＲＦコイル系は、主コイルの前記導体に割り当てられている少なくとも二つの電気的補助コイル（５１、５３、５５、５７）を有する。補助コイルは主コイルの前記導体の互いに反対側に配置される。各補助コイルは主コイル軸に実質平行に伸び、それぞれの補助コイルが割り当てられている主コイルの導体からある距離にあるコイル軸（５９、６１、６３、６５）を有しており、前記距離は主コイルの特徴的長さ（Ｌ）に比べて短い。補助コイルは受動的電気的コイルであり、そこを流れる電流は該補助コイルの位置に存在するＲＦ磁場（Ｂ11、Ｂ11′）の影響のもとに生成される。該補助コイルの前記電流の結果として補助コイルによって生成されるＲＦ磁場（Ｂ12、Ｂ24）は補助コイルの位置にある前記ＲＦ磁場を抑制する。こうして、当該補助コイルは、主コイルの導体から比較的短距離にある位置領域（４７、４９）での、ＲＦコイル系の感度低減効果を提供する。主コイルの導体から主コイルの特徴的長さに匹敵する距離にある領域については、前記感度低減効果は無視できる。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、磁気共鳴撮像（ＭＲＩ）システムで用いる無線周波（ＲＦ）コイル系に関するものである。該ＲＦコイル系は、ＲＦ磁場をＭＲＩシステムの検査体積内に送信し、あるいは該検査体積からのＲＦ磁場を受信し、あるいはその両方を行う少なくとも一つの電気的主コイルを有する。前記主コイルは検査体積内でＭＲＩシステムの主磁場に実質平行に配向される主コイル軸を有し、前記主コイルは該主コイル軸に主として平行に伸びる少なくとも一つの電気伝導体を有するものである。
【０００２】
本発明はさらに、検査体積と、該検査体積内に主磁場を生成するための主磁石系と、主磁場の勾配を生成するための傾斜磁石系と、ＲＦ磁場を検査体積内に送信し、あるいは該検査体積からのＲＦ磁場を受信し、あるいはその両方を行うＲＦコイル系とを有する磁気共鳴撮像（ＭＲＩ）システムに関するものでもある。
【背景技術】
【０００３】
冒頭で触れた種類の無線周波（ＲＦ）コイル系および磁気共鳴撮像（ＭＲＩ）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体内の臓器の像を作成するのに使用されている。ＭＲＩの主磁石系は、比較的強力で一様な主磁場を検査体積の中心領域に生成するためのいくつかの超伝導電気コイルを有している。傾斜磁石系は直交する三方向に主磁場の勾配を生成するためのいくつかの電気コイルを有している。既知のＭＲＩシステムはさらに、ＲＦ磁場を検査体積内に送信するための第１のＲＦコイル系および該検査体積からのＲＦ磁場を受信するための第２のＲＦコイル系を有する。送信および受信目的のために同一のコイル系を使うことも知られている。患者の体の像は、患者の体内の多数の位置における核スピン共鳴効果を観測することによって構築される。体内の位置は前記勾配を変えることによって選択されるが、選択された各位置について、該選択された位置での核スピン共鳴効果を生成するために前記第１のＲＦコイル系が検査体積内にＲＦ磁場を送信する。その後、核スピン共鳴効果の結果として該選択された位置に生成されるＲＦ磁場を前記第２のＲＦコイル系が受信する。
【０００４】
既知のＲＦコイル系の、そして既知のＲＦコイル系を有する既知のＭＲＩシステムの不都合な点は、ＲＦコイル系は患者の体のうち、主として主磁場に平行に配向されている当該ＲＦコイル系の個々の導体に比較的近い領域について、すなわち、前記導体から主コイルの特徴的長さに比べて近い距離にある局所領域について比較的高い局所的感度を有するということである。送信ＲＦコイル系の場合、前記の高い局所的感度は、導体に比較的近い位置ではＲＦコイル系によって生成される磁場が比較的強くなるという事実に起因している。受信ＲＦコイル系の場合、前記の高い局所的感度は、導体に比較的近い位置にある原子核によって生成される磁場が導体の位置において比較的強いという事実に起因している。特に、前記の高い局所的感度は、いわゆる表面コイル系、すなわち、信号対雑音比の向上を達成するために患者の体表に直接位置されるＲＦコイル系の場合に存在する。前記の高い局所的感度の結果として、表面コイル系を使った既知のＭＲＩシステムは、生成される画像に動き乱れ効果をきわめて受けやすい。そのような乱れは、患者の体表において生成される比較的強い信号によって、たとえば患者の胸部や腹部における皮下脂肪層で引き起こされるものである。
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【０００５】
本発明の目的は、冒頭で述べた種類の無線周波（ＲＦ）コイル系および冒頭で述べた種類の磁気共鳴撮像（ＭＲＩ）システムであって、該ＲＦコイル系の導体に比較的近くない位置での該ＲＦコイル系の感度に大きく影響することなしに、該ＲＦコイル系の前記の局所的に高い感度を低下させられるものを提供することである。
【課題を解決するための手段】
【０００６】
前記目的を達成するために、本発明に基づくＲＦコイル系は、主コイルの前記導体に付随し主コイルの前記導体の互いに反対側に配置されている少なくとも二つの電気的補助コイルを有しており、該補助コイルのそれぞれは主コイル軸に実質平行に伸び主コイルの前記導体からある距離のところにあるコイル軸を有しており、該距離は主コイルの特徴的長さに比べて短い、ことを特徴としている。
【０００７】
前記目的を達成するために、本発明に基づくＭＲＩシステムは、そこで使われるＲＦコイル系が本発明に基づくＲＦコイル系であることを特徴としている。
【０００８】
主コイルの導体に付随する補助コイルは受動的電気コイルであり、該補助コイルの位置に存在する交流磁場の影響下で電流が誘導される。本発明に基づくＲＦコイル系の送信モードでは、電流が補助コイルに誘導されるのは、主として該補助コイルが付随している主コイルの導体によって生成されるＲＦ磁場の影響下においてである。このモードでは、補助コイルを流れる電流は、主コイルの前記導体によって生成されるＲＦ磁場を打ち消すような補助コイルのＲＦ磁場を引き起こす。補助コイルは主コイルの前記導体の互いに反対側にあり、該補助コイルのコイル軸は前記導体から比較的近距離であるため、主コイルの前記導体からの距離が主コイルの特徴的長さに匹敵する程度の位置では補助コイルのＲＦ磁場は比較的小さくなる。結果として、補助コイルのＲＦ磁場の前記打消し効果は主として主コイルの前記導体からの距離が主コイルの特徴的長さに比べて小さい局所的な領域内に存在する。すなわち、補助コイルがない場合に主コイルが比較的高い局所的感度をもつような局所的領域において存在するのである。主コイルの前記導体からの距離が主コイルの特徴的長さに匹敵する程度の位置では、主コイルの前記導体のＲＦ磁場は補助コイルのＲＦ磁場によってほとんど影響されない。
【０００９】
本発明に基づくＲＦコイル系の受信モードでは、核スピンによって生成されるＲＦ磁場の影響のもとで補助コイルに電流が誘導される。このモードでは、補助コイルを流れる電流は、核スピンによって生成されるＲＦ磁場を打ち消すようなＲＦ磁場を引き起こす。補助コイルは該補助コイルが付随している主コイルの前記導体の互いに反対側にあり、該補助コイルのコイル軸は前記導体から比較的近距離であるため、補助コイルが主として感度をもつのは、主コイルの前記導体からの距離が比較的小さい位置に存在する核スピンによって生成されるＲＦ磁場にである。結果として、補助コイルのＲＦ磁場の前記打消し効果は主として主コイルの前記導体からの距離が主コイルの特徴的長さに比べて小さい局所的な領域内に存在する。すなわち、補助コイルがない場合に主コイルが比較的高い局所的感度をもつような局所的領域において存在するのである。主コイルの前記導体からの距離が主コイルの特徴的長さに匹敵する程度の位置では、核スピンは補助コイルにほとんど電流を発生させず、こうした位置に対する主コイルの前記導体の感度は補助コイルによってほとんど影響されない。
【００１０】
本発明に基づくＲＦコイル系のある特定の実施形態は、主コイルが主として主コイル軸に平行に広がる第１および第２の導体を有するループを有しており、ＲＦコイル系が前記第１の導体に付随し該第１の導体の互いに反対側に配置されている第１および第２の補助コイルならびに前記第２の導体に付随し該第２の導体の互いに反対側に配置されている第３および第４の補助コイルを有しており、各補助コイルは主コイル軸に実質平行に伸び該補助コイルが付随する主コイルの前記各導体からある距離のところにあるコイル軸を有しており、該距離は前記特徴的長さに比べて短い、ことを特徴としている。この特定の実施形態では、主コイルはたとえば、正方形または長方形のコイルである。主コイルの前記第１の導体に比較的近い領域についての主コイルの局所的な高感度は、前記第１および前記第２の補助コイルによって効果的に低減させられる。一方、主コイルの前記第２の導体に比較的近い領域についての主コイルの局所的高感度は、前記第３および前記第４の補助コイルによって効果的に低減させられる。
【００１１】
本発明に基づくＲＦコイル系のある特定の実施形態は、二つの補助コイルが電気的な逆相モードで直列に接続されていることを特徴としている。二つの補助コイルの電気的な逆相モードはたとえば、二つの補助コイルの間のいわゆる蝶型ループ接続または８字型ループ接続によって実現される。二つの補助コイルが直列に接続されているという事実の結果、二つの補助コイルを流れる電流は等しい。この実施形態の利点は、ＲＦコイル系の設計段階において、二つの補助コイルの磁場が、二つの補助コイルの寸法および表面積を最適化することによって最適化できるということである。
【００１２】
本発明に基づくＲＦコイル系のある特定の実施形態は、主コイルの導体が主コイル軸に実質平行に伸び、各補助コイルが主コイル軸に実質平行に伸びる二つの導体を有しており、各補助コイルのコイル軸と主コイルの導体との間の距離が各補助コイルの二つの導体の間の距離をＢとして０．５Ｂより大きく１．５Ｂより小さいことを特徴とする。この実施形態では、各補助コイルのコイル軸と該補助コイルが付随している主コイルの導体との間の前記距離は、補助コイルの所望の局所感度低減効果を実現するに十分なほど小さい。
【００１３】
本発明に基づくＲＦコイル系のあるさらなる実施形態は、主コイルの前記第１および第２の導体が主コイル軸と実質平行に伸び、各補助コイルが主コイル軸に実質平行に伸びる二つの導体を有しており、各補助コイルの二つの導体の間の距離Ｂは、主コイルの前記第１および第２の導体の間の距離をＬとして０．０６Ｌより大きく０．２５Ｌより小さいことを特徴とする。この実施形態では、各補助コイルの二つの導体の間の前記距離Ｂは、主コイルの特徴的長さに比べて、すなわち主コイルの前記第１および第２の導体の間の距離Ｌに比べて、補助コイルの所望の局所感度低減効果を実現するに十分なほど小さい。
【００１４】
本発明に基づくＲＦコイル系のあるさらなる実施形態は、当該ＲＦコイル系が皮膚接触面を有しており、主コイルの前記第１および第２の導体が該皮膚接触面から距離Ｄにある仮想平面内に広がり、各補助コイルは該皮膚接触面から距離Ｈにある仮想平面内に広がり、０＜Ｈ＜３Ｄであることを特徴としている。この実施形態では、補助コイルが広がる仮想平面と主コイルが広がる仮想平面の間には距離Ｈ−Ｄがある。０＜Ｈ＜３Ｄという条件のため、補助コイルの導体と主コイルの導体との間の距離は主コイルの特徴的長さに比べて補助コイルの所望の局所感度低減効果を実現するに十分なほど小さい。
【００１５】
本発明に基づくＲＦコイル系のあるさらなる実施形態は、Ｄ＜Ｈ＜１．５Ｄであることを特徴とする。この実施形態では、主コイルの前記第１および第２の導体に比較的近い領域の最適な寸法が実現され、その領域については補助コイルによって主コイルの局所高感度が効果的に低減される。
【００１６】
以下において、本発明の諸実施形態について図面を参照しつつ詳細に説明する。
【発明を実施するための最良の形態】
【００１７】
図１に示した本発明に基づくＭＲＩシステムは、いわゆる閉鎖型円筒型のＭＲＩシステムであり、主として円筒状の殻（図１に示さず）を有し、図１に示されているＺ方向を長手方向とする。このＭＲＩシステムは前記殻に囲われており検査すべき患者が位置される検査体積３を取り囲む主磁石系１を有している。主磁石系１は、比較的強力で実質一様なＺ方向に平行な静磁場Ｂ0を検査体積３の中心部分において生成するためのいくつかの超伝導電気コイル５を有する。当該ＭＲＩシステムは超伝導コイル５のための電源７と、該超伝導コイル５を冷却するための冷却チャネルをもつ低温技術冷却装置９とを有する。当該ＭＲＩシステムはさらに、主磁石系１と検査体積３との間に配置され、直交する３方向Ｘ、Ｙ、Ｚに主磁場Ｂ0の勾配を生成するためのいくつかの電気コイル１５を有する傾斜磁石系１３を有している。当該ＭＲＩシステムはさらに本発明に基づく無線周波（ＲＦ）コイル系１７、１７′を有している。これは検査体積３内にＲＦ磁場を送信するため、そして検査体積３からのＲＦ磁場を受信するために傾斜磁石系１３と検査体積３との間に配置される。
【００１８】
ＭＲＩシステムは核スピン共鳴法によって患者の体内の臓器の像を作成するのに使われる。患者の体の像は、一様な主磁場Ｂ0内にある患者の体の部分のうちの多数の位置における核スピン共鳴効果を逐次観測することによって構築される。患者の体内の位置は、主磁場Ｂ0の勾配を傾斜磁石系１３の電気コイル１５を流れる好適な電流によって変えることによって逐次選択される。この目的のために、ＭＲＩシステムは傾斜磁石系１３のコイル１５を流れる電流を所定のシーケンスに従って制御する制御ユニット１９と、該制御ユニット１９によって傾斜磁石系１３のコイル１５に供給される制御信号を増幅するための電力増幅器２１とを有する。患者の体内の各選択位置について、ＲＦコイル系１７、１７′は、その選択位置で核スピン共鳴効果を生成するために所定の周波数とパルス時間のＲＦ磁場を検査体積３内に送信する。その後、ＲＦコイル系１７、１７′は核スピン共鳴効果と関連して該選択位置での核スピンによって生成されるＲＦ磁場を受信するのにも使われる。この目的のため、制御ユニット１９はＲＦコイル系１７、１７′をも、傾斜磁石系１３を制御するシーケンスと結びついた所定のシーケンスに従って制御する。制御ユニット１９はＲＦ送受信機２３に制御信号を供給し、該ＲＦ送受信機が検査体積３内に必要とされるＲＦ磁場を生成するために好適な電流をＲＦコイル系１７、１７′に与える。ＲＦ送受信機２３にはまた、検査体積３からのＲＦ磁場によってＲＦコイル系１７、１７′に生成される該ＲＦコイル系１７、１７′からの電流が流入する。ＲＦ送受信機２３はＭＲＩシステムのプロセッサ２５に信号を供給する。該プロセッサは送受信機２３から流入する信号を画像に変換するのに好適なものである。この目的のため、プロセッサ２５は信号増幅器２７、復調器２９、画像再構築装置３１、ディスプレイ３３を有している。
【００１９】
ＲＦコイル系１７、１７′によって生成される核スピン共鳴効果は、主磁場Ｂ0のＺ方向に平行な中心軸をもつ架空の円錐面に沿った所定の歳差方向における核スピンのスピン軸の歳差を含む。その結果、ＲＦコイル系１７、１７′によって生成されるＲＦ磁場の、Ｚ方向に垂直な方向の成分Ｂ1（以下、ＲＦ磁場Ｂ1と呼ぶ）が核スピン共鳴効果を生成する上では主として有効になる。成分Ｂ1は主として、Ｚ方向に平行に伸びるＲＦコイル系１７、１７′の伝導性の部分によって生成される。核スピン共鳴効果に関連して核スピンによって生成され、ＲＦコイル系１７、１７′が受信することになるＲＦ磁場Ｂ1′もまたＺ方向に垂直な方向を向いている。その結果、ＲＦコイル系１７、１７′のＺ方向と平行に伸びる伝導性の部分は主としてＲＦ磁場Ｂ1′に感度をもつ。図２Ａおよび２Ｂは、主コイル３５を有するＲＦコイル系１７、１７′の一部分１７を図式的に示している。主コイル３５のコイル軸３７は主磁場Ｂ0のＺ方向に実質平行に配向している、あるいは配向することになっている。主コイル３５は第１の導体３９および第２の導体４１を有するループを有している。これらはコイル軸３７に実質平行に伸び、したがって主コイル３５の有効で感度をもつ部分を主としてなしている。該ループはさらに、さらなる導体４３、４５を有しており、これらはコイル軸３７に実質垂直に伸び、したがって主コイル３５の有効性および感度への寄与が小さい部分をなす。送信モードでは、前記ループ内の交流電流は、図２Ｂに示すように、該ループから距離ＤPにある患者体内の選択された位置ＰにＲＦ磁場Ｂ1を生じる。受信モードでは、図２Ｂに示され、前記選択位置Ｐにおける核磁気共鳴効果に関連してループの位置に生成されるＲＦ磁場Ｂ1′が該ループに誘導される交流電流を生じる。
【００２０】
送信モードでは、選択位置Ｐにおいて第１および第２の導体３９、４１によって生成されるＲＦ磁場Ｂ1の強度は選択位置Ｐと導体３９、４１との間の距離に強く依存する。患者の体内で、主コイル３５の特徴的長さ、たとえば二つの導体３９、４１の間の距離Ｌに比べて導体３９、４１から短い距離にある局所領域４７、４９においては、生成されるＲＦ磁場Ｂ1は比較的強く、主コイル３５は前記局所領域４７、４９については局所的な高効率を有する。同様に、受信モードでは、前記局所領域４７、４９内の位置における核磁気共鳴効果に関連して生成されるＲＦ磁場Ｂ1′の影響のもとで第１および第２の導体３９、４１には比較的強い電流が誘導される。結果として、受信モードでは、主コイル３５は前記局所領域４７、４９について局所的な高感度を有する。特に、前記局所高感度は、ＲＦコイル系１７、１７′がいわゆる表面コイルとして使われる実施形態において顕著になる。そのような実施形態では、ＲＦコイル系１７、１７′は効率および感度の改善ならびに患者の体内深い領域での信号対雑音比の改善を実現するために患者の体の上に直接位置される。しかし、そのような実施形態においては、導体３９、４１から比較的近距離にある局所領域４７、４９についての局所的高感度のために生成される画像が動き乱れ効果の影響をきわめて受けやすくなることは明らかである。そうした動き乱れ効果は、患者の体の表面、たとえば患者の胸部や腹部の皮下脂肪層において生成される比較的高レベルの信号によって引き起こされる。
【００２１】
第１および第２の導体３９、４１から比較的近距離にある前記局所領域４７、４９についての主コイル３５の上述した局所的高感度を、前記局所領域４７、４９外の選択位置についての、すなわち前記導体からの距離が主コイル３５の特徴的長さＬのオーダーである位置についての主コイル３５の効率および感度に影響することなく低減させるため、本発明に基づくＲＦコイル系１７、１７′の部分１７は、図２Ａに示すように、主コイル３５の第１の導体３９に割り当てられ、付随している第１の電気的補助コイル５１および第２の電気的補助コイル５３、ならびに、主コイル３５の第２の導体４１に割り当てられ、付随している第３の電気的補助コイル５５および第４の電気的補助コイル５７を有する。第１および第２の補助コイル５１、５３は主コイル３５の第１の導体３９の互いに反対側に配置され、それぞれ主コイル軸３７に平行に伸び、前記第１の導体３９から距離Ｅであるコイル軸５９、６１をもつ。ここで、前記距離Ｅは主コイル３５の特徴的長さＬに比べて短い。第３および第４の補助コイル５５、５７は主コイル３５の第２の導体４１の互いに反対側に配置され、それぞれ主コイル軸３７に平行に伸び、前記第２の導体４１から距離Ｅであるコイル軸６３、６５をもつ。各補助コイル５１、５３、５５、５７は、各補助コイル５１、５３、５５、５７が割り当てられているそれぞれの導体３９、４１の実質全長にわたって主コイル軸３７に平行に延びる２本の導体６７、６９を有しており、各補助コイル５１、５３、５５、５７の前記２本の導体６７、６９の間にある距離Ｂは主コイル３５の特徴的長さＬに比べて小さい。図２Ａおよび２Ｂに示した実施形態では、第１および第２の補助コイル５１、５３は電気的に直列に接続されており、第３および第４の補助コイル５５、５７もまた電気的に直列に接続されている。この実施形態では、第１および第２の補助コイル５１、５３は電気的に逆相モードで接続されるが、それは図２Ａに示すように第１および第２の補助コイル５１、５３の間のいわゆる蝶型ループ接続または８字型ループ接続７１によって実現される。結果として、第１および第２の補助コイル５１、５３における電流は互いに逆向きになる。同様に、第３および第４の補助コイル５５、５７の間には蝶型ループ接続７３がある。
【００２２】
以下では、補助コイル５１、５３、５５、５７の存在の技術的効果について説明する。補助コイル５１、５３、５５、５７は受動的電気コイルであり、そこを流れる電流は該補助コイル５１、５３、５５、５７の位置における磁場の変動の結果として誘導される。ＲＦコイル系１７、１７′の送信モードについては第１および第２の補助コイル５１、５３を参照しつつ技術効果の説明をするが、第３および第４の補助コイル５５、５７の技術的効果も同様であることは当業者には理解できるであろう。ＲＦコイル系１７、１７′の送信モードでは、第１および第２の補助コイル５１、５３を流れる電流は主として、該第１および第２の補助コイル５１、５３の位置における主コイル３５の第１の導体３９によって生成されるＲＦ磁場Ｂ11の変動の影響のもとに誘導される。図２Ｂにおいて概略的に示したように、前記ＲＦ磁場Ｂ11は第１および第２の補助コイル５１、５３の位置において主として反対方向であり、そのため第１および第２の補助コイル５１、５３に誘導される電流も反対方向であるが、それは蝶型ループ接続７１の結果可能になっている。第１および第２の補助コイル５１、５３に誘導された電流は、図２Ｂに概略的に示したようにＲＦ磁場Ｂ12を生成するが、これはＲＦ磁場Ｂ11とは逆向きであり、よってＲＦ磁場Ｂ11を抑制する。第１および第２の補助コイル５１、５３のコイル軸５９、６１と導体６７、６９は主コイル３５の第１の導体３９から主コイル３５の特徴的長さＬに比べて短い距離のところに配置されているので、ＲＦ磁場Ｂ12は前記第１の導体３９から前記特徴的長さＬに匹敵する距離の位置では比較的小さい。その結果、第１および第２の補助コイル５１、５３は、第１の導体３９から特徴的長さＬに比べて短い距離の位置では第１の導体３９のＲＦ磁場Ｂ11を主として打ち消す。そのような位置はたとえば第１の導体３９に近い患者の体内の局所領域４７であり、該領域は、第１および第２の補助コイル５１、５３がなければ主コイル３５は相対的に高い局所的感度となったはずの部分である。第１の導体３９からの距離が特徴的長さＬに匹敵するような位置では、主コイル３５のＲＦ磁場Ｂ1および主コイル３５の感度は第１および第２の補助コイル５１、５３の存在によってほとんど影響されない。
【００２３】
ＲＦコイル系１７、１７′の受信モードについては、補助コイル５１、５３、５５、５７の技術的効果は第３および第４の補助コイル５５、５７を参照しつつ説明するが、第１および第２の補助コイル５１、５３の技術的効果も同様であることは当業者には理解できるであろう。ＲＦコイル系１７、１７′の受信モードでは、第３および第４の補助コイル５５、５７を流れる電流は核スピンによって生成されるＲＦ磁場の変動の影響のもとで誘導される。図２Ｂは、局所領域４９内の位置Ｐ′における核スピンによって第３および第４の補助コイル５５、５７の位置に生成されるＲＦ磁場Ｂ11′を概略的に示している。前記ＲＦ磁場Ｂ11′は第３および第４の補助コイル５５、５７の位置において主として反対方向であり、そのため第３および第４の補助コイル５５、５７に誘導される電流も反対方向であるが、それは蝶型ループ接続７３の結果可能になっている。第３および第４の補助コイル５５、５７に誘導された電流は、図２Ｂに概略的に示したようにＲＦ磁場Ｂ34を生成するが、これはＲＦ磁場Ｂ11′とは逆向きであり、よってＲＦ磁場Ｂ11′を抑制する。第３および第４の補助コイル５５、５７のコイル軸６３、６５と導体６７、６９は主コイル３５の第２の導体４１から主コイル３５の特徴的長さＬに比べて短い距離のところに配置されているので、核スピンは、前記第２の導体４１から前記特徴的長さＬに匹敵する距離の位置では、第３および第４の補助コイル５５、５７の位置に主として同じ方向のＲＦ磁場を生成することになる。蝶型ループ接続７３の結果、該ＲＦ磁場によって第３および第４の補助コイル５５、５７に誘導される電流は比較的小さいか、０でさえありうる。このため、該ＲＦ磁場は、第３および第４の補助コイル５５、５７の存在によってほとんどあるいは全く抑制されない。その結果、第３および第４の補助コイル５５、５７が主として抑制するＲＦ磁場は、第２の導体４１から特徴的長さＬに比べて短い距離の位置における核スピン、特に、第３および第４の補助コイル５５、５７がなければ主コイル３５が相対的に高い局所感度を有したはずの局所領域４９における核スピンによって生成されたものとなる。第２の導体４１からの距離が特徴的長さＬに匹敵するような位置では、主コイル３５の感度は第３および第４の補助コイル５５、５７の存在によってほとんど影響されない。
【００２４】
上記では、第１および第２の導体３９、４１から主コイル３５の特徴的長さＬに比べて短い距離の局所領域に限定された主コイル３５の感度の低減を実現するためには、補助コイル５１、５３を第１の導体３９の互いに反対側に配置し、補助コイル５５、５７を第２の導体の４１の互いに反対側に配置し、その際補助コイル５１、５３、５５、５７のコイル軸５９、６１、６３、６５は主コイル３５のそれぞれの導体３９、４１から前記特徴的長さＬに比べて短い距離Ｅのところにあるようにすべきであることが開示されている。好ましくは、各補助コイル５１、５３、５５、５７の導体６７、６９の間の距離Ｂもまた前記特徴的長さＬに比べて小さい。これに関し、「互いに反対側に」という表現は、それぞれの二つの補助コイル５１、５３および５５、５７が、主コイル３５の導体３９、４１をそれぞれ通り、主コイル３５が広がる仮想平面に垂直な向きの仮想平面の反対側にあることを示していることを注意しておく。図２Ａおよび図２Ｂに示した実施形態においては、補助コイル５１、５３、５５、５７の十分な局所感度低減効果は前記距離Ｅが１．５Ｂより小さく０．５Ｂより大きな場合に得られることが見出された。補助コイル５１、５３、５５、５７の十分な局所感度低減効果を得るためには、補助コイル５１、５３、５５、５７の導体６７、６９の間の距離Ｂは０．２５Ｌより小さく０．０６Ｌより大きくするのがよい。ＲＦコイル系１７、１７′が表面コイルとして使われる実施形態では、補助コイル５１、５３、５５、５７とＲＦコイル系１７、１７′の皮膚接触面７５との間の距離についても最適範囲が定義できる。図２Ｂは、ＲＦコイル系１７、１７′の皮膚接触面７５、すなわち運転中にＲＦコイル系１７、１７′が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に示したように、皮膚接触面７５と主コイル３５の第１および第２の導体３９、４１が広がる仮想平面７７との間の距離はＤで、皮膚接触面７５と補助コイル５１、５３、５５、５７が広がる仮想平面７９との間の距離はＨである。前記距離Ｈが０から３Ｄの範囲内にあれば補助コイル５１、５３、５５、５７の導体６７、６９と主コイル３５の導体３９、４１との間の距離は、補助コイル５１、５３、５５、５７の十分な局所感度低減効果を実現するに十分小さい。好ましくは、前記距離Ｈは距離Ｄより大きい，すなわち、補助コイル５１、５３、５５、５７は主コイル３５に関して皮膚接触面７５から遠いほうの側に配置される。所望の感度低減効果が実現される局所領域４７、４９の最適な大きさは前記距離ＨがＤと１．５Ｄとの間にある場合に得られる。図２Ａおよび図２Ｂの実施形態の場合のようにそれぞれの二つの補助コイル５１、５３および５５、５７が共通の仮想平面上にあることは本質的ではないことを注意しておく。本発明は、主コイルの一つの導体に割り当てられた二つの補助コイルが前記導体の互いに反対側に、皮膚接触面７５とそれぞれ鋭角をなす異なる仮想平面内に配置されるような実施形態をも包含する。
【実施例】
【００２５】
図２Ａおよび図２Ｂに示した実施形態では、補助コイル５１、５３および補助コイル５５、５７は主コイル３５のそれぞれの導体３９、４１に関して対称的に配列されているが、本発明は、補助コイル５１、５３および補助コイル５５、５７が主コイル３５のそれぞれの導体３９、４１に関して非対称に配列されている実施形態をも包含する。本発明は、たとえば、補助コイル５１、５３、５５、５７のコイル軸５９、６１、６３、６５がそれぞれの導体３９、４１から互いに異なる距離に配置されているような実施形態、ならびに、補助コイル５１、５３、５５、５７が互いに異なる形および／または大きさであるような実施形態を包含する。補助コイル５１、５３、５５、５７が互いに異なる形および／または大きさをもつような実施形態では、補助コイルは好ましくは実質等しい表面積をもつが、これは補助コイル５１、５３、５５、５７の適切な機能のために本質的ではない。
【００２６】
図２Ａおよび図２Ｂに示した実施形態では、補助コイル５１、５３および補助コイル５５、５７は蝶型ループ接続７１、７３によって電気的逆相モードで直列に接続されている。補助コイル５１、５３の間、また補助コイル５５、５７の間の前記接続は本発明の本質的な特徴ではないこと、したがって本発明は二つの補助コイル５１、５３および二つの補助コイル５５、５７がそれぞれ別個の受動的電気的ループをなすような実施形態をも含むことを注意しておく。二つの補助コイル５１、５３および二つの補助コイル５５、５７を直列で逆相モードに接続する利点は、二つの補助コイル５１、５３および二つの補助コイル５５、５７を流れる電流が等しくなり、ＲＦコイル系１７、１７′の設計段階において補助コイル５１、５３、５５、５７の大きさおよび形を最適化することによって補助コイル５１、５３、５５、５７の磁場を最適化することができることである。本発明はまた、補助コイル５１、５３、５５、５７が蝶型ループ接続７１、７３とは異なる接続で直列で逆相モードに接続されているような実施形態をも包含する。図２Ａで、本発明はたとえば、第１および第２の補助コイル５１、５３の導体６９が一緒になって第１および第２の補助コイル５１、５３に共通の単一の導体をなし、また第３および第４の補助コイル５５、５７の導体６９が一緒になって第３および第４の補助コイル５５、５７に共通の単一の導体をなすような実施形態をも包含する。
【００２７】
本発明はまた、図２Ａおよび図２Ｂに示したＲＦコイル系１７、１７′のコイル構成とは異なるコイル構成を有するＲＦコイル系をも包含することを注意しておく。たとえば、本発明は、二つ以上の主コイルを有するＲＦコイル系をも包含する。特に、本発明に基づくＲＦコイル系は、検査体積内の回転ＲＦ磁場を生成する効率および／または受信する感度を改善するよう互いに横断方向の平面内に配置されるいくつかの主コイルを備えていてもよい。そのような実施形態では、主磁場Ｂ0に平行な向きの各主コイルの導体は別個の補助コイルを備えていることができる。さらに、効率をよくするためには、本発明に基づくＲＦコイル系に、主磁場Ｂ0に主として平行に配向された、あるいはされるべき少なくとも一つの導体を備えるべきであることを注意しておく。しかし、そのような導体は、図２Ａおよび図２Ｂの実施形態における第１および第２の導体３９、４１のような、主磁場Ｂ0に平行に伸びるまっすぐの導体である必要はない。前記導体はたとえば、主たるあるいは優勢な方向が主磁場Ｂ0に平行である曲がった導体であってもよい。したがって、請求項における「主コイル軸に主として平行に伸びる少なくとも一つの導体をもつ前記主コイル」のような表現はこれに従って解釈されるものとする。したがってまた、請求項における「主コイルは主コイル軸に主として平行に伸びる第１および第２の導体を有するループを有している」のような表現も同様にして解釈されるものとする。
【００２８】
以上に記載した本発明に基づくＭＲＩシステムは、いわゆる閉鎖型円筒型のＭＲＩシステムである。本発明はまた他の型のＭＲＩシステムをも包含することを注意しておく。一つの例は、主磁石系および傾斜磁石系が離れた二つの異なる殻部分に配置されており、前記二つの殻部分の間にある開けた体積が検査体積となる、いわゆる開放型のＭＲＩシステムである。
【００２９】
以上に記載した本発明に基づくＲＦコイル系１７、１７′は送信機能と受信機能の両方をもつ。本発明はまた、受信機能のみをもつＲＦコイル系および送信機能のみをもつＲＦコイル系をも包含することを注意しておく。特に、表面コイルとして使われる本発明に基づくＲＦコイル系は受信機能のみしかもたず、別のＲＦコイル系と協働するようになっていることがありうる。そのような別のＲＦコイルは当該ＭＲＩシステムの主磁石系に対して固定位置にあるもので、送信機能のみでも送受信機能を併せもっていてもよい。
【図面の簡単な説明】
【００３０】
【図１】本発明に基づく無線周波（ＲＦ）コイル系を有する本発明に基づく磁気共鳴撮像（ＭＲＩ）システムを図式的に示す図である。
【図２Ａ】図１のＭＲＩシステムのＲＦコイル形の部分を図式的に示す図である。
【図２Ｂ】図２Ａの線ＩＩｂ〜ＩＩｂに沿った断面を示す図である。
【技術分野】
【０００１】
本発明は、磁気共鳴撮像（ＭＲＩ）システムで用いる無線周波（ＲＦ）コイル系に関するものである。該ＲＦコイル系は、ＲＦ磁場をＭＲＩシステムの検査体積内に送信し、あるいは該検査体積からのＲＦ磁場を受信し、あるいはその両方を行う少なくとも一つの電気的主コイルを有する。前記主コイルは検査体積内でＭＲＩシステムの主磁場に実質平行に配向される主コイル軸を有し、前記主コイルは該主コイル軸に主として平行に伸びる少なくとも一つの電気伝導体を有するものである。
【０００２】
本発明はさらに、検査体積と、該検査体積内に主磁場を生成するための主磁石系と、主磁場の勾配を生成するための傾斜磁石系と、ＲＦ磁場を検査体積内に送信し、あるいは該検査体積からのＲＦ磁場を受信し、あるいはその両方を行うＲＦコイル系とを有する磁気共鳴撮像（ＭＲＩ）システムに関するものでもある。
【背景技術】
【０００３】
冒頭で触れた種類の無線周波（ＲＦ）コイル系および磁気共鳴撮像（ＭＲＩ）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体内の臓器の像を作成するのに使用されている。ＭＲＩの主磁石系は、比較的強力で一様な主磁場を検査体積の中心領域に生成するためのいくつかの超伝導電気コイルを有している。傾斜磁石系は直交する三方向に主磁場の勾配を生成するためのいくつかの電気コイルを有している。既知のＭＲＩシステムはさらに、ＲＦ磁場を検査体積内に送信するための第１のＲＦコイル系および該検査体積からのＲＦ磁場を受信するための第２のＲＦコイル系を有する。送信および受信目的のために同一のコイル系を使うことも知られている。患者の体の像は、患者の体内の多数の位置における核スピン共鳴効果を観測することによって構築される。体内の位置は前記勾配を変えることによって選択されるが、選択された各位置について、該選択された位置での核スピン共鳴効果を生成するために前記第１のＲＦコイル系が検査体積内にＲＦ磁場を送信する。その後、核スピン共鳴効果の結果として該選択された位置に生成されるＲＦ磁場を前記第２のＲＦコイル系が受信する。
【０００４】
既知のＲＦコイル系の、そして既知のＲＦコイル系を有する既知のＭＲＩシステムの不都合な点は、ＲＦコイル系は患者の体のうち、主として主磁場に平行に配向されている当該ＲＦコイル系の個々の導体に比較的近い領域について、すなわち、前記導体から主コイルの特徴的長さに比べて近い距離にある局所領域について比較的高い局所的感度を有するということである。送信ＲＦコイル系の場合、前記の高い局所的感度は、導体に比較的近い位置ではＲＦコイル系によって生成される磁場が比較的強くなるという事実に起因している。受信ＲＦコイル系の場合、前記の高い局所的感度は、導体に比較的近い位置にある原子核によって生成される磁場が導体の位置において比較的強いという事実に起因している。特に、前記の高い局所的感度は、いわゆる表面コイル系、すなわち、信号対雑音比の向上を達成するために患者の体表に直接位置されるＲＦコイル系の場合に存在する。前記の高い局所的感度の結果として、表面コイル系を使った既知のＭＲＩシステムは、生成される画像に動き乱れ効果をきわめて受けやすい。そのような乱れは、患者の体表において生成される比較的強い信号によって、たとえば患者の胸部や腹部における皮下脂肪層で引き起こされるものである。
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【０００５】
本発明の目的は、冒頭で述べた種類の無線周波（ＲＦ）コイル系および冒頭で述べた種類の磁気共鳴撮像（ＭＲＩ）システムであって、該ＲＦコイル系の導体に比較的近くない位置での該ＲＦコイル系の感度に大きく影響することなしに、該ＲＦコイル系の前記の局所的に高い感度を低下させられるものを提供することである。
【課題を解決するための手段】
【０００６】
前記目的を達成するために、本発明に基づくＲＦコイル系は、主コイルの前記導体に付随し主コイルの前記導体の互いに反対側に配置されている少なくとも二つの電気的補助コイルを有しており、該補助コイルのそれぞれは主コイル軸に実質平行に伸び主コイルの前記導体からある距離のところにあるコイル軸を有しており、該距離は主コイルの特徴的長さに比べて短い、ことを特徴としている。
【０００７】
前記目的を達成するために、本発明に基づくＭＲＩシステムは、そこで使われるＲＦコイル系が本発明に基づくＲＦコイル系であることを特徴としている。
【０００８】
主コイルの導体に付随する補助コイルは受動的電気コイルであり、該補助コイルの位置に存在する交流磁場の影響下で電流が誘導される。本発明に基づくＲＦコイル系の送信モードでは、電流が補助コイルに誘導されるのは、主として該補助コイルが付随している主コイルの導体によって生成されるＲＦ磁場の影響下においてである。このモードでは、補助コイルを流れる電流は、主コイルの前記導体によって生成されるＲＦ磁場を打ち消すような補助コイルのＲＦ磁場を引き起こす。補助コイルは主コイルの前記導体の互いに反対側にあり、該補助コイルのコイル軸は前記導体から比較的近距離であるため、主コイルの前記導体からの距離が主コイルの特徴的長さに匹敵する程度の位置では補助コイルのＲＦ磁場は比較的小さくなる。結果として、補助コイルのＲＦ磁場の前記打消し効果は主として主コイルの前記導体からの距離が主コイルの特徴的長さに比べて小さい局所的な領域内に存在する。すなわち、補助コイルがない場合に主コイルが比較的高い局所的感度をもつような局所的領域において存在するのである。主コイルの前記導体からの距離が主コイルの特徴的長さに匹敵する程度の位置では、主コイルの前記導体のＲＦ磁場は補助コイルのＲＦ磁場によってほとんど影響されない。
【０００９】
本発明に基づくＲＦコイル系の受信モードでは、核スピンによって生成されるＲＦ磁場の影響のもとで補助コイルに電流が誘導される。このモードでは、補助コイルを流れる電流は、核スピンによって生成されるＲＦ磁場を打ち消すようなＲＦ磁場を引き起こす。補助コイルは該補助コイルが付随している主コイルの前記導体の互いに反対側にあり、該補助コイルのコイル軸は前記導体から比較的近距離であるため、補助コイルが主として感度をもつのは、主コイルの前記導体からの距離が比較的小さい位置に存在する核スピンによって生成されるＲＦ磁場にである。結果として、補助コイルのＲＦ磁場の前記打消し効果は主として主コイルの前記導体からの距離が主コイルの特徴的長さに比べて小さい局所的な領域内に存在する。すなわち、補助コイルがない場合に主コイルが比較的高い局所的感度をもつような局所的領域において存在するのである。主コイルの前記導体からの距離が主コイルの特徴的長さに匹敵する程度の位置では、核スピンは補助コイルにほとんど電流を発生させず、こうした位置に対する主コイルの前記導体の感度は補助コイルによってほとんど影響されない。
【００１０】
本発明に基づくＲＦコイル系のある特定の実施形態は、主コイルが主として主コイル軸に平行に広がる第１および第２の導体を有するループを有しており、ＲＦコイル系が前記第１の導体に付随し該第１の導体の互いに反対側に配置されている第１および第２の補助コイルならびに前記第２の導体に付随し該第２の導体の互いに反対側に配置されている第３および第４の補助コイルを有しており、各補助コイルは主コイル軸に実質平行に伸び該補助コイルが付随する主コイルの前記各導体からある距離のところにあるコイル軸を有しており、該距離は前記特徴的長さに比べて短い、ことを特徴としている。この特定の実施形態では、主コイルはたとえば、正方形または長方形のコイルである。主コイルの前記第１の導体に比較的近い領域についての主コイルの局所的な高感度は、前記第１および前記第２の補助コイルによって効果的に低減させられる。一方、主コイルの前記第２の導体に比較的近い領域についての主コイルの局所的高感度は、前記第３および前記第４の補助コイルによって効果的に低減させられる。
【００１１】
本発明に基づくＲＦコイル系のある特定の実施形態は、二つの補助コイルが電気的な逆相モードで直列に接続されていることを特徴としている。二つの補助コイルの電気的な逆相モードはたとえば、二つの補助コイルの間のいわゆる蝶型ループ接続または８字型ループ接続によって実現される。二つの補助コイルが直列に接続されているという事実の結果、二つの補助コイルを流れる電流は等しい。この実施形態の利点は、ＲＦコイル系の設計段階において、二つの補助コイルの磁場が、二つの補助コイルの寸法および表面積を最適化することによって最適化できるということである。
【００１２】
本発明に基づくＲＦコイル系のある特定の実施形態は、主コイルの導体が主コイル軸に実質平行に伸び、各補助コイルが主コイル軸に実質平行に伸びる二つの導体を有しており、各補助コイルのコイル軸と主コイルの導体との間の距離が各補助コイルの二つの導体の間の距離をＢとして０．５Ｂより大きく１．５Ｂより小さいことを特徴とする。この実施形態では、各補助コイルのコイル軸と該補助コイルが付随している主コイルの導体との間の前記距離は、補助コイルの所望の局所感度低減効果を実現するに十分なほど小さい。
【００１３】
本発明に基づくＲＦコイル系のあるさらなる実施形態は、主コイルの前記第１および第２の導体が主コイル軸と実質平行に伸び、各補助コイルが主コイル軸に実質平行に伸びる二つの導体を有しており、各補助コイルの二つの導体の間の距離Ｂは、主コイルの前記第１および第２の導体の間の距離をＬとして０．０６Ｌより大きく０．２５Ｌより小さいことを特徴とする。この実施形態では、各補助コイルの二つの導体の間の前記距離Ｂは、主コイルの特徴的長さに比べて、すなわち主コイルの前記第１および第２の導体の間の距離Ｌに比べて、補助コイルの所望の局所感度低減効果を実現するに十分なほど小さい。
【００１４】
本発明に基づくＲＦコイル系のあるさらなる実施形態は、当該ＲＦコイル系が皮膚接触面を有しており、主コイルの前記第１および第２の導体が該皮膚接触面から距離Ｄにある仮想平面内に広がり、各補助コイルは該皮膚接触面から距離Ｈにある仮想平面内に広がり、０＜Ｈ＜３Ｄであることを特徴としている。この実施形態では、補助コイルが広がる仮想平面と主コイルが広がる仮想平面の間には距離Ｈ−Ｄがある。０＜Ｈ＜３Ｄという条件のため、補助コイルの導体と主コイルの導体との間の距離は主コイルの特徴的長さに比べて補助コイルの所望の局所感度低減効果を実現するに十分なほど小さい。
【００１５】
本発明に基づくＲＦコイル系のあるさらなる実施形態は、Ｄ＜Ｈ＜１．５Ｄであることを特徴とする。この実施形態では、主コイルの前記第１および第２の導体に比較的近い領域の最適な寸法が実現され、その領域については補助コイルによって主コイルの局所高感度が効果的に低減される。
【００１６】
以下において、本発明の諸実施形態について図面を参照しつつ詳細に説明する。
【発明を実施するための最良の形態】
【００１７】
図１に示した本発明に基づくＭＲＩシステムは、いわゆる閉鎖型円筒型のＭＲＩシステムであり、主として円筒状の殻（図１に示さず）を有し、図１に示されているＺ方向を長手方向とする。このＭＲＩシステムは前記殻に囲われており検査すべき患者が位置される検査体積３を取り囲む主磁石系１を有している。主磁石系１は、比較的強力で実質一様なＺ方向に平行な静磁場Ｂ0を検査体積３の中心部分において生成するためのいくつかの超伝導電気コイル５を有する。当該ＭＲＩシステムは超伝導コイル５のための電源７と、該超伝導コイル５を冷却するための冷却チャネルをもつ低温技術冷却装置９とを有する。当該ＭＲＩシステムはさらに、主磁石系１と検査体積３との間に配置され、直交する３方向Ｘ、Ｙ、Ｚに主磁場Ｂ0の勾配を生成するためのいくつかの電気コイル１５を有する傾斜磁石系１３を有している。当該ＭＲＩシステムはさらに本発明に基づく無線周波（ＲＦ）コイル系１７、１７′を有している。これは検査体積３内にＲＦ磁場を送信するため、そして検査体積３からのＲＦ磁場を受信するために傾斜磁石系１３と検査体積３との間に配置される。
【００１８】
ＭＲＩシステムは核スピン共鳴法によって患者の体内の臓器の像を作成するのに使われる。患者の体の像は、一様な主磁場Ｂ0内にある患者の体の部分のうちの多数の位置における核スピン共鳴効果を逐次観測することによって構築される。患者の体内の位置は、主磁場Ｂ0の勾配を傾斜磁石系１３の電気コイル１５を流れる好適な電流によって変えることによって逐次選択される。この目的のために、ＭＲＩシステムは傾斜磁石系１３のコイル１５を流れる電流を所定のシーケンスに従って制御する制御ユニット１９と、該制御ユニット１９によって傾斜磁石系１３のコイル１５に供給される制御信号を増幅するための電力増幅器２１とを有する。患者の体内の各選択位置について、ＲＦコイル系１７、１７′は、その選択位置で核スピン共鳴効果を生成するために所定の周波数とパルス時間のＲＦ磁場を検査体積３内に送信する。その後、ＲＦコイル系１７、１７′は核スピン共鳴効果と関連して該選択位置での核スピンによって生成されるＲＦ磁場を受信するのにも使われる。この目的のため、制御ユニット１９はＲＦコイル系１７、１７′をも、傾斜磁石系１３を制御するシーケンスと結びついた所定のシーケンスに従って制御する。制御ユニット１９はＲＦ送受信機２３に制御信号を供給し、該ＲＦ送受信機が検査体積３内に必要とされるＲＦ磁場を生成するために好適な電流をＲＦコイル系１７、１７′に与える。ＲＦ送受信機２３にはまた、検査体積３からのＲＦ磁場によってＲＦコイル系１７、１７′に生成される該ＲＦコイル系１７、１７′からの電流が流入する。ＲＦ送受信機２３はＭＲＩシステムのプロセッサ２５に信号を供給する。該プロセッサは送受信機２３から流入する信号を画像に変換するのに好適なものである。この目的のため、プロセッサ２５は信号増幅器２７、復調器２９、画像再構築装置３１、ディスプレイ３３を有している。
【００１９】
ＲＦコイル系１７、１７′によって生成される核スピン共鳴効果は、主磁場Ｂ0のＺ方向に平行な中心軸をもつ架空の円錐面に沿った所定の歳差方向における核スピンのスピン軸の歳差を含む。その結果、ＲＦコイル系１７、１７′によって生成されるＲＦ磁場の、Ｚ方向に垂直な方向の成分Ｂ1（以下、ＲＦ磁場Ｂ1と呼ぶ）が核スピン共鳴効果を生成する上では主として有効になる。成分Ｂ1は主として、Ｚ方向に平行に伸びるＲＦコイル系１７、１７′の伝導性の部分によって生成される。核スピン共鳴効果に関連して核スピンによって生成され、ＲＦコイル系１７、１７′が受信することになるＲＦ磁場Ｂ1′もまたＺ方向に垂直な方向を向いている。その結果、ＲＦコイル系１７、１７′のＺ方向と平行に伸びる伝導性の部分は主としてＲＦ磁場Ｂ1′に感度をもつ。図２Ａおよび２Ｂは、主コイル３５を有するＲＦコイル系１７、１７′の一部分１７を図式的に示している。主コイル３５のコイル軸３７は主磁場Ｂ0のＺ方向に実質平行に配向している、あるいは配向することになっている。主コイル３５は第１の導体３９および第２の導体４１を有するループを有している。これらはコイル軸３７に実質平行に伸び、したがって主コイル３５の有効で感度をもつ部分を主としてなしている。該ループはさらに、さらなる導体４３、４５を有しており、これらはコイル軸３７に実質垂直に伸び、したがって主コイル３５の有効性および感度への寄与が小さい部分をなす。送信モードでは、前記ループ内の交流電流は、図２Ｂに示すように、該ループから距離ＤPにある患者体内の選択された位置ＰにＲＦ磁場Ｂ1を生じる。受信モードでは、図２Ｂに示され、前記選択位置Ｐにおける核磁気共鳴効果に関連してループの位置に生成されるＲＦ磁場Ｂ1′が該ループに誘導される交流電流を生じる。
【００２０】
送信モードでは、選択位置Ｐにおいて第１および第２の導体３９、４１によって生成されるＲＦ磁場Ｂ1の強度は選択位置Ｐと導体３９、４１との間の距離に強く依存する。患者の体内で、主コイル３５の特徴的長さ、たとえば二つの導体３９、４１の間の距離Ｌに比べて導体３９、４１から短い距離にある局所領域４７、４９においては、生成されるＲＦ磁場Ｂ1は比較的強く、主コイル３５は前記局所領域４７、４９については局所的な高効率を有する。同様に、受信モードでは、前記局所領域４７、４９内の位置における核磁気共鳴効果に関連して生成されるＲＦ磁場Ｂ1′の影響のもとで第１および第２の導体３９、４１には比較的強い電流が誘導される。結果として、受信モードでは、主コイル３５は前記局所領域４７、４９について局所的な高感度を有する。特に、前記局所高感度は、ＲＦコイル系１７、１７′がいわゆる表面コイルとして使われる実施形態において顕著になる。そのような実施形態では、ＲＦコイル系１７、１７′は効率および感度の改善ならびに患者の体内深い領域での信号対雑音比の改善を実現するために患者の体の上に直接位置される。しかし、そのような実施形態においては、導体３９、４１から比較的近距離にある局所領域４７、４９についての局所的高感度のために生成される画像が動き乱れ効果の影響をきわめて受けやすくなることは明らかである。そうした動き乱れ効果は、患者の体の表面、たとえば患者の胸部や腹部の皮下脂肪層において生成される比較的高レベルの信号によって引き起こされる。
【００２１】
第１および第２の導体３９、４１から比較的近距離にある前記局所領域４７、４９についての主コイル３５の上述した局所的高感度を、前記局所領域４７、４９外の選択位置についての、すなわち前記導体からの距離が主コイル３５の特徴的長さＬのオーダーである位置についての主コイル３５の効率および感度に影響することなく低減させるため、本発明に基づくＲＦコイル系１７、１７′の部分１７は、図２Ａに示すように、主コイル３５の第１の導体３９に割り当てられ、付随している第１の電気的補助コイル５１および第２の電気的補助コイル５３、ならびに、主コイル３５の第２の導体４１に割り当てられ、付随している第３の電気的補助コイル５５および第４の電気的補助コイル５７を有する。第１および第２の補助コイル５１、５３は主コイル３５の第１の導体３９の互いに反対側に配置され、それぞれ主コイル軸３７に平行に伸び、前記第１の導体３９から距離Ｅであるコイル軸５９、６１をもつ。ここで、前記距離Ｅは主コイル３５の特徴的長さＬに比べて短い。第３および第４の補助コイル５５、５７は主コイル３５の第２の導体４１の互いに反対側に配置され、それぞれ主コイル軸３７に平行に伸び、前記第２の導体４１から距離Ｅであるコイル軸６３、６５をもつ。各補助コイル５１、５３、５５、５７は、各補助コイル５１、５３、５５、５７が割り当てられているそれぞれの導体３９、４１の実質全長にわたって主コイル軸３７に平行に延びる２本の導体６７、６９を有しており、各補助コイル５１、５３、５５、５７の前記２本の導体６７、６９の間にある距離Ｂは主コイル３５の特徴的長さＬに比べて小さい。図２Ａおよび２Ｂに示した実施形態では、第１および第２の補助コイル５１、５３は電気的に直列に接続されており、第３および第４の補助コイル５５、５７もまた電気的に直列に接続されている。この実施形態では、第１および第２の補助コイル５１、５３は電気的に逆相モードで接続されるが、それは図２Ａに示すように第１および第２の補助コイル５１、５３の間のいわゆる蝶型ループ接続または８字型ループ接続７１によって実現される。結果として、第１および第２の補助コイル５１、５３における電流は互いに逆向きになる。同様に、第３および第４の補助コイル５５、５７の間には蝶型ループ接続７３がある。
【００２２】
以下では、補助コイル５１、５３、５５、５７の存在の技術的効果について説明する。補助コイル５１、５３、５５、５７は受動的電気コイルであり、そこを流れる電流は該補助コイル５１、５３、５５、５７の位置における磁場の変動の結果として誘導される。ＲＦコイル系１７、１７′の送信モードについては第１および第２の補助コイル５１、５３を参照しつつ技術効果の説明をするが、第３および第４の補助コイル５５、５７の技術的効果も同様であることは当業者には理解できるであろう。ＲＦコイル系１７、１７′の送信モードでは、第１および第２の補助コイル５１、５３を流れる電流は主として、該第１および第２の補助コイル５１、５３の位置における主コイル３５の第１の導体３９によって生成されるＲＦ磁場Ｂ11の変動の影響のもとに誘導される。図２Ｂにおいて概略的に示したように、前記ＲＦ磁場Ｂ11は第１および第２の補助コイル５１、５３の位置において主として反対方向であり、そのため第１および第２の補助コイル５１、５３に誘導される電流も反対方向であるが、それは蝶型ループ接続７１の結果可能になっている。第１および第２の補助コイル５１、５３に誘導された電流は、図２Ｂに概略的に示したようにＲＦ磁場Ｂ12を生成するが、これはＲＦ磁場Ｂ11とは逆向きであり、よってＲＦ磁場Ｂ11を抑制する。第１および第２の補助コイル５１、５３のコイル軸５９、６１と導体６７、６９は主コイル３５の第１の導体３９から主コイル３５の特徴的長さＬに比べて短い距離のところに配置されているので、ＲＦ磁場Ｂ12は前記第１の導体３９から前記特徴的長さＬに匹敵する距離の位置では比較的小さい。その結果、第１および第２の補助コイル５１、５３は、第１の導体３９から特徴的長さＬに比べて短い距離の位置では第１の導体３９のＲＦ磁場Ｂ11を主として打ち消す。そのような位置はたとえば第１の導体３９に近い患者の体内の局所領域４７であり、該領域は、第１および第２の補助コイル５１、５３がなければ主コイル３５は相対的に高い局所的感度となったはずの部分である。第１の導体３９からの距離が特徴的長さＬに匹敵するような位置では、主コイル３５のＲＦ磁場Ｂ1および主コイル３５の感度は第１および第２の補助コイル５１、５３の存在によってほとんど影響されない。
【００２３】
ＲＦコイル系１７、１７′の受信モードについては、補助コイル５１、５３、５５、５７の技術的効果は第３および第４の補助コイル５５、５７を参照しつつ説明するが、第１および第２の補助コイル５１、５３の技術的効果も同様であることは当業者には理解できるであろう。ＲＦコイル系１７、１７′の受信モードでは、第３および第４の補助コイル５５、５７を流れる電流は核スピンによって生成されるＲＦ磁場の変動の影響のもとで誘導される。図２Ｂは、局所領域４９内の位置Ｐ′における核スピンによって第３および第４の補助コイル５５、５７の位置に生成されるＲＦ磁場Ｂ11′を概略的に示している。前記ＲＦ磁場Ｂ11′は第３および第４の補助コイル５５、５７の位置において主として反対方向であり、そのため第３および第４の補助コイル５５、５７に誘導される電流も反対方向であるが、それは蝶型ループ接続７３の結果可能になっている。第３および第４の補助コイル５５、５７に誘導された電流は、図２Ｂに概略的に示したようにＲＦ磁場Ｂ34を生成するが、これはＲＦ磁場Ｂ11′とは逆向きであり、よってＲＦ磁場Ｂ11′を抑制する。第３および第４の補助コイル５５、５７のコイル軸６３、６５と導体６７、６９は主コイル３５の第２の導体４１から主コイル３５の特徴的長さＬに比べて短い距離のところに配置されているので、核スピンは、前記第２の導体４１から前記特徴的長さＬに匹敵する距離の位置では、第３および第４の補助コイル５５、５７の位置に主として同じ方向のＲＦ磁場を生成することになる。蝶型ループ接続７３の結果、該ＲＦ磁場によって第３および第４の補助コイル５５、５７に誘導される電流は比較的小さいか、０でさえありうる。このため、該ＲＦ磁場は、第３および第４の補助コイル５５、５７の存在によってほとんどあるいは全く抑制されない。その結果、第３および第４の補助コイル５５、５７が主として抑制するＲＦ磁場は、第２の導体４１から特徴的長さＬに比べて短い距離の位置における核スピン、特に、第３および第４の補助コイル５５、５７がなければ主コイル３５が相対的に高い局所感度を有したはずの局所領域４９における核スピンによって生成されたものとなる。第２の導体４１からの距離が特徴的長さＬに匹敵するような位置では、主コイル３５の感度は第３および第４の補助コイル５５、５７の存在によってほとんど影響されない。
【００２４】
上記では、第１および第２の導体３９、４１から主コイル３５の特徴的長さＬに比べて短い距離の局所領域に限定された主コイル３５の感度の低減を実現するためには、補助コイル５１、５３を第１の導体３９の互いに反対側に配置し、補助コイル５５、５７を第２の導体の４１の互いに反対側に配置し、その際補助コイル５１、５３、５５、５７のコイル軸５９、６１、６３、６５は主コイル３５のそれぞれの導体３９、４１から前記特徴的長さＬに比べて短い距離Ｅのところにあるようにすべきであることが開示されている。好ましくは、各補助コイル５１、５３、５５、５７の導体６７、６９の間の距離Ｂもまた前記特徴的長さＬに比べて小さい。これに関し、「互いに反対側に」という表現は、それぞれの二つの補助コイル５１、５３および５５、５７が、主コイル３５の導体３９、４１をそれぞれ通り、主コイル３５が広がる仮想平面に垂直な向きの仮想平面の反対側にあることを示していることを注意しておく。図２Ａおよび図２Ｂに示した実施形態においては、補助コイル５１、５３、５５、５７の十分な局所感度低減効果は前記距離Ｅが１．５Ｂより小さく０．５Ｂより大きな場合に得られることが見出された。補助コイル５１、５３、５５、５７の十分な局所感度低減効果を得るためには、補助コイル５１、５３、５５、５７の導体６７、６９の間の距離Ｂは０．２５Ｌより小さく０．０６Ｌより大きくするのがよい。ＲＦコイル系１７、１７′が表面コイルとして使われる実施形態では、補助コイル５１、５３、５５、５７とＲＦコイル系１７、１７′の皮膚接触面７５との間の距離についても最適範囲が定義できる。図２Ｂは、ＲＦコイル系１７、１７′の皮膚接触面７５、すなわち運転中にＲＦコイル系１７、１７′が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に示したように、皮膚接触面７５と主コイル３５の第１および第２の導体３９、４１が広がる仮想平面７７との間の距離はＤで、皮膚接触面７５と補助コイル５１、５３、５５、５７が広がる仮想平面７９との間の距離はＨである。前記距離Ｈが０から３Ｄの範囲内にあれば補助コイル５１、５３、５５、５７の導体６７、６９と主コイル３５の導体３９、４１との間の距離は、補助コイル５１、５３、５５、５７の十分な局所感度低減効果を実現するに十分小さい。好ましくは、前記距離Ｈは距離Ｄより大きい，すなわち、補助コイル５１、５３、５５、５７は主コイル３５に関して皮膚接触面７５から遠いほうの側に配置される。所望の感度低減効果が実現される局所領域４７、４９の最適な大きさは前記距離ＨがＤと１．５Ｄとの間にある場合に得られる。図２Ａおよび図２Ｂの実施形態の場合のようにそれぞれの二つの補助コイル５１、５３および５５、５７が共通の仮想平面上にあることは本質的ではないことを注意しておく。本発明は、主コイルの一つの導体に割り当てられた二つの補助コイルが前記導体の互いに反対側に、皮膚接触面７５とそれぞれ鋭角をなす異なる仮想平面内に配置されるような実施形態をも包含する。
【実施例】
【００２５】
図２Ａおよび図２Ｂに示した実施形態では、補助コイル５１、５３および補助コイル５５、５７は主コイル３５のそれぞれの導体３９、４１に関して対称的に配列されているが、本発明は、補助コイル５１、５３および補助コイル５５、５７が主コイル３５のそれぞれの導体３９、４１に関して非対称に配列されている実施形態をも包含する。本発明は、たとえば、補助コイル５１、５３、５５、５７のコイル軸５９、６１、６３、６５がそれぞれの導体３９、４１から互いに異なる距離に配置されているような実施形態、ならびに、補助コイル５１、５３、５５、５７が互いに異なる形および／または大きさであるような実施形態を包含する。補助コイル５１、５３、５５、５７が互いに異なる形および／または大きさをもつような実施形態では、補助コイルは好ましくは実質等しい表面積をもつが、これは補助コイル５１、５３、５５、５７の適切な機能のために本質的ではない。
【００２６】
図２Ａおよび図２Ｂに示した実施形態では、補助コイル５１、５３および補助コイル５５、５７は蝶型ループ接続７１、７３によって電気的逆相モードで直列に接続されている。補助コイル５１、５３の間、また補助コイル５５、５７の間の前記接続は本発明の本質的な特徴ではないこと、したがって本発明は二つの補助コイル５１、５３および二つの補助コイル５５、５７がそれぞれ別個の受動的電気的ループをなすような実施形態をも含むことを注意しておく。二つの補助コイル５１、５３および二つの補助コイル５５、５７を直列で逆相モードに接続する利点は、二つの補助コイル５１、５３および二つの補助コイル５５、５７を流れる電流が等しくなり、ＲＦコイル系１７、１７′の設計段階において補助コイル５１、５３、５５、５７の大きさおよび形を最適化することによって補助コイル５１、５３、５５、５７の磁場を最適化することができることである。本発明はまた、補助コイル５１、５３、５５、５７が蝶型ループ接続７１、７３とは異なる接続で直列で逆相モードに接続されているような実施形態をも包含する。図２Ａで、本発明はたとえば、第１および第２の補助コイル５１、５３の導体６９が一緒になって第１および第２の補助コイル５１、５３に共通の単一の導体をなし、また第３および第４の補助コイル５５、５７の導体６９が一緒になって第３および第４の補助コイル５５、５７に共通の単一の導体をなすような実施形態をも包含する。
【００２７】
本発明はまた、図２Ａおよび図２Ｂに示したＲＦコイル系１７、１７′のコイル構成とは異なるコイル構成を有するＲＦコイル系をも包含することを注意しておく。たとえば、本発明は、二つ以上の主コイルを有するＲＦコイル系をも包含する。特に、本発明に基づくＲＦコイル系は、検査体積内の回転ＲＦ磁場を生成する効率および／または受信する感度を改善するよう互いに横断方向の平面内に配置されるいくつかの主コイルを備えていてもよい。そのような実施形態では、主磁場Ｂ0に平行な向きの各主コイルの導体は別個の補助コイルを備えていることができる。さらに、効率をよくするためには、本発明に基づくＲＦコイル系に、主磁場Ｂ0に主として平行に配向された、あるいはされるべき少なくとも一つの導体を備えるべきであることを注意しておく。しかし、そのような導体は、図２Ａおよび図２Ｂの実施形態における第１および第２の導体３９、４１のような、主磁場Ｂ0に平行に伸びるまっすぐの導体である必要はない。前記導体はたとえば、主たるあるいは優勢な方向が主磁場Ｂ0に平行である曲がった導体であってもよい。したがって、請求項における「主コイル軸に主として平行に伸びる少なくとも一つの導体をもつ前記主コイル」のような表現はこれに従って解釈されるものとする。したがってまた、請求項における「主コイルは主コイル軸に主として平行に伸びる第１および第２の導体を有するループを有している」のような表現も同様にして解釈されるものとする。
【００２８】
以上に記載した本発明に基づくＭＲＩシステムは、いわゆる閉鎖型円筒型のＭＲＩシステムである。本発明はまた他の型のＭＲＩシステムをも包含することを注意しておく。一つの例は、主磁石系および傾斜磁石系が離れた二つの異なる殻部分に配置されており、前記二つの殻部分の間にある開けた体積が検査体積となる、いわゆる開放型のＭＲＩシステムである。
【００２９】
以上に記載した本発明に基づくＲＦコイル系１７、１７′は送信機能と受信機能の両方をもつ。本発明はまた、受信機能のみをもつＲＦコイル系および送信機能のみをもつＲＦコイル系をも包含することを注意しておく。特に、表面コイルとして使われる本発明に基づくＲＦコイル系は受信機能のみしかもたず、別のＲＦコイル系と協働するようになっていることがありうる。そのような別のＲＦコイルは当該ＭＲＩシステムの主磁石系に対して固定位置にあるもので、送信機能のみでも送受信機能を併せもっていてもよい。
【図面の簡単な説明】
【００３０】
【図１】本発明に基づく無線周波（ＲＦ）コイル系を有する本発明に基づく磁気共鳴撮像（ＭＲＩ）システムを図式的に示す図である。
【図２Ａ】図１のＭＲＩシステムのＲＦコイル形の部分を図式的に示す図である。
【図２Ｂ】図２Ａの線ＩＩｂ〜ＩＩｂに沿った断面を示す図である。
【特許請求の範囲】
【請求項１】
磁気共鳴撮像（ＭＲＩ）システムで用いる無線周波（ＲＦ）コイル系であって、当該ＭＲＩシステムの検査体積内にＲＦ磁場を送信し、および／または該検査体積からのＲＦ磁場を受信する少なくとも一つの電気的主コイルを有し、前記主コイルが検査体積内の当該ＭＲＩシステムの主磁場に実質平行に配向するようになっている主コイル軸を有し、前記主コイルが前記主コイル軸に主として平行に伸びる少なくとも一つの電気伝導体を有するＲＦコイル系であって、当該ＲＦコイル系が、主コイルの前記導体に付随し主コイルの前記導体の反対側に配置されている少なくとも二つの電気的補助コイルを有しており、各補助コイルが主コイル軸に実質平行に伸び主コイルの前記導体からある距離のところにあるコイル軸を有しており、該距離が主コイルの特徴的長さに比べて短い、ことを特徴とするＲＦコイル系。
【請求項２】
請求項１記載のＲＦコイル系であって、主コイルが主として主コイル軸に平行に広がる第１および第２の電気伝導体を有するループを有しており、当該ＲＦコイル系が前記第１の導体に付随し該第１の導体の反対側に配置されている第１および第２の補助コイルならびに前記第２の導体に付随し該第２の導体の反対側に配置されている第３および第４の補助コイルを有しており、各補助コイルが主コイル軸に実質平行に伸び該それぞれの補助コイルが付随する主コイルの前記各導体からある距離のところにあるコイル軸を有しており、該距離が前記特徴的長さに比べて短い、ことを特徴とするＲＦコイル系。
【請求項３】
前記二つの補助コイルが直列に電気的逆相モードで接続されていることを特徴とする、請求項１記載のＲＦコイル系。
【請求項４】
主コイルの導体が主コイル軸に実質平行に伸び、各補助コイルが主コイル軸に実質平行に伸びる二つの導体を有しており、各補助コイルのコイル軸と主コイルの導体との間の距離が各補助コイルの二つの導体の間の距離をＢとして０．５Ｂより大きく１．５Ｂより小さいことを特徴とする、請求項１記載のＲＦコイル系。
【請求項５】
主コイルの前記第１および第２の導体が主コイル軸と実質平行に伸び、各補助コイルが主コイル軸に実質平行に伸びる二つの導体を有しており、各補助コイルの二つの導体の間の距離Ｂが、主コイルの前記第１および第２の導体の間の距離をＬとして０．０６Ｌより大きく０．２５Ｌより小さいことを特徴とする、請求項２記載のＲＦコイル系。
【請求項６】
当該ＲＦコイル系が皮膚接触面を有しており、主コイルの前記第１および第２の導体が該皮膚接触面から距離Ｄにある仮想平面内に広がり、各補助コイルが該皮膚接触面から距離Ｈにある仮想平面内に広がり、０＜Ｈ＜３Ｄであることを特徴とする、請求項２記載のＲＦコイル系。
【請求項７】
Ｄ＜Ｈ＜１．５Ｄであることを特徴とする、請求項６記載のＲＦコイル系。
【請求項８】
検査体積と、該検査体積内に主磁場を生成する主磁石系と、前記主磁場の勾配を生成する傾斜磁石系と、前記検査体積内にＲＦ磁場を送信し、および／または前記検査体積からのＲＦ磁場を受信するＲＦコイル系とを有する磁気共鳴撮像（ＭＲＩ）システムであって、前記ＲＦコイル系が請求項１ないし７のうちいずれか一項記載のＲＦコイル系であることを特徴とするシステム。
【請求項１】
磁気共鳴撮像（ＭＲＩ）システムで用いる無線周波（ＲＦ）コイル系であって、当該ＭＲＩシステムの検査体積内にＲＦ磁場を送信し、および／または該検査体積からのＲＦ磁場を受信する少なくとも一つの電気的主コイルを有し、前記主コイルが検査体積内の当該ＭＲＩシステムの主磁場に実質平行に配向するようになっている主コイル軸を有し、前記主コイルが前記主コイル軸に主として平行に伸びる少なくとも一つの電気伝導体を有するＲＦコイル系であって、当該ＲＦコイル系が、主コイルの前記導体に付随し主コイルの前記導体の反対側に配置されている少なくとも二つの電気的補助コイルを有しており、各補助コイルが主コイル軸に実質平行に伸び主コイルの前記導体からある距離のところにあるコイル軸を有しており、該距離が主コイルの特徴的長さに比べて短い、ことを特徴とするＲＦコイル系。
【請求項２】
請求項１記載のＲＦコイル系であって、主コイルが主として主コイル軸に平行に広がる第１および第２の電気伝導体を有するループを有しており、当該ＲＦコイル系が前記第１の導体に付随し該第１の導体の反対側に配置されている第１および第２の補助コイルならびに前記第２の導体に付随し該第２の導体の反対側に配置されている第３および第４の補助コイルを有しており、各補助コイルが主コイル軸に実質平行に伸び該それぞれの補助コイルが付随する主コイルの前記各導体からある距離のところにあるコイル軸を有しており、該距離が前記特徴的長さに比べて短い、ことを特徴とするＲＦコイル系。
【請求項３】
前記二つの補助コイルが直列に電気的逆相モードで接続されていることを特徴とする、請求項１記載のＲＦコイル系。
【請求項４】
主コイルの導体が主コイル軸に実質平行に伸び、各補助コイルが主コイル軸に実質平行に伸びる二つの導体を有しており、各補助コイルのコイル軸と主コイルの導体との間の距離が各補助コイルの二つの導体の間の距離をＢとして０．５Ｂより大きく１．５Ｂより小さいことを特徴とする、請求項１記載のＲＦコイル系。
【請求項５】
主コイルの前記第１および第２の導体が主コイル軸と実質平行に伸び、各補助コイルが主コイル軸に実質平行に伸びる二つの導体を有しており、各補助コイルの二つの導体の間の距離Ｂが、主コイルの前記第１および第２の導体の間の距離をＬとして０．０６Ｌより大きく０．２５Ｌより小さいことを特徴とする、請求項２記載のＲＦコイル系。
【請求項６】
当該ＲＦコイル系が皮膚接触面を有しており、主コイルの前記第１および第２の導体が該皮膚接触面から距離Ｄにある仮想平面内に広がり、各補助コイルが該皮膚接触面から距離Ｈにある仮想平面内に広がり、０＜Ｈ＜３Ｄであることを特徴とする、請求項２記載のＲＦコイル系。
【請求項７】
Ｄ＜Ｈ＜１．５Ｄであることを特徴とする、請求項６記載のＲＦコイル系。
【請求項８】
検査体積と、該検査体積内に主磁場を生成する主磁石系と、前記主磁場の勾配を生成する傾斜磁石系と、前記検査体積内にＲＦ磁場を送信し、および／または前記検査体積からのＲＦ磁場を受信するＲＦコイル系とを有する磁気共鳴撮像（ＭＲＩ）システムであって、前記ＲＦコイル系が請求項１ないし７のうちいずれか一項記載のＲＦコイル系であることを特徴とするシステム。
【図１】
【公表番号】特表２００７−５１５９８６（Ｐ２００７−５１５９８６Ａ）
【公表日】平成１９年６月２１日（２００７．６．２１）
【国際特許分類】
【出願番号】特願２００６−５１６７１８（Ｐ２００６−５１６７１８）
【出願日】平成１６年６月２１日（２００４．６．２１）
【国際出願番号】ＰＣＴ／ＩＢ２００４／０５０９３８
【国際公開番号】ＷＯ２００４／１１３９４５
【国際公開日】平成１６年１２月２９日（２００４．１２．２９）
【出願人】（５９００００２４８）コーニンクレッカ フィリップス エレクトロニクス エヌ ヴィ (12,071)
【Ｆターム（参考）】
【公表日】平成１９年６月２１日（２００７．６．２１）
【国際特許分類】
【出願日】平成１６年６月２１日（２００４．６．２１）
【国際出願番号】ＰＣＴ／ＩＢ２００４／０５０９３８
【国際公開番号】ＷＯ２００４／１１３９４５
【国際公開日】平成１６年１２月２９日（２００４．１２．２９）
【出願人】（５９００００２４８）コーニンクレッカ フィリップス エレクトロニクス エヌ ヴィ (12,071)
【Ｆターム（参考）】
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