JP2001517510A - Ｍｒｉのための磁気装置 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】 ＭＲＩプローブ（１５０）は２つの永久磁石アセンブリ（１６２及び１６４）を備える。永久磁石アセンブリはほぼ均一な磁場（１１４）の領域を生成する。プローブ（１５０）は、ｘ、ｙ及びｚ勾配磁場及びシム電流を生成する多層プリント回路アセンブリ（１７２及び１７４）も備える。

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】

【発明の属する技術分野】

本発明は、概して磁気共鳴結像（ＭＲＩ）及び磁気共鳴治療（ＭＲＴ）の分野
に関する。

【０００２】

【従来技術】

身体全体の結像を実行するためのＭＲＩシステムは、通常、患者を効果的に取
り囲む大型磁石を用いる。そのような磁石は、通常、高価で維持するのが難しい
大型超伝導磁石である。特定の身体部分即ち組織の局所的な結像を実行するため
のＭＲＩシステムが当該技術分野で周知されている。１９９６年１１月４日に出
願されたイスラエル特許出願番号１１９、５５８号は、小型で移動可能な体内手
術用ＭＲＩシステムを開示していおり、該システムは、異なるＭＲＩプローブに
接続され得る中央電子処理システムに接続されたホストコンピュータを備えてい
る。

【０００３】 カツネルソンらによる「医療応用に使用するための永久磁石アセンブリ」とい
う標題の、１９９８年７月１９日に出願されたＰＣＴ出願番号ＰＣＴ／ＩＬ９８
／００３３９は、これを参照することによって本文中に組み込まれ、ＭＲＩ及び
／又はＭＲＴを含む医療応用で使用するためのとりわけ小型の永久磁石アセンブ
リを開示している。

【０００４】 体内手術用のＭＲＩシステムを使用する典型的な応用は脳外科手術である。こ
こで、脳手術で役立つ小組織専用のＭＲＩプローブの概略的な斜視図である図１
を参照されたい。ＭＲＩプローブ１は、フレーム３により互いに連結された２つ
の環状永久磁石２及び４を備える。フレーム３及び磁石アセンブリ２、４は、患
者６の脳を結像するように形成されている。ＭＲＩ支援の脳手術又はＭＲＴが実
行される間、患者６の頭は２つの磁石アセンブリ２及び４の間に配置されている
。

【０００５】 ここで、図１に示す２つの永久磁石アセンブリ２及び４の概略的な等角図であ
る図２を参照されたい。磁石アセンブリ４及び２の各々は、３つの好ましい同心
環状永久磁石４ａ、４ｂ、４ｃ及び２ａ、２ｂ、２ｃ（図面には図示なし）を備
える。環状永久磁石４ａ、４ｂ及び４ｃは、軸１２に沿って互いからずらされて
おり、環状永久磁石２ａ、２ｂ及び２ｃ（図示せず）もＰＣＴ出願番号ＰＣＴ／
ＩＬ９８／００３３９で開示されたように軸１２に沿って互いからずらされてい
る。

【０００６】 軸１２は、磁石アセンブリ２及び４の両方の対称軸であり、該アセンブリの中
心を通過する。軸１２はｚ軸と一致し、該ｚ軸に沿って磁石アセンブリ２及び４
により生成された主要磁場が方向付けられる。

【０００７】 渦電流を減少させるために、同心環状永久磁石４ａ，４ｂ，４ｃ，２ａ，２ｂ
及び２ｃの各々は、セグメント２４から形成され、各セグメントは周知の態様で
永久に磁化され、次に電気的に非伝導性の接着剤（図示せず）又は非伝導性のス
ペーサー（図示せず）を用いて隣接するセグメントに取り付けられる。例えば、
セグメント２４は、ネオジム−鉄−ホウ素（Nd-Fe-B）合金から作ることができ る。しかしながら、セグメント２４は他の任意合金又は十分な磁場強度を持つ永
久磁石を形成するのに適したセラミック材料から作ることができる。好ましくは
、セグメント２４を作る材料は、比較的低い導電率であるべきである。

【０００８】 フレーム３（図２には図示されていない）により一緒に連結された磁石アセン
ブリ２及び４は、一対の磁石アセンブリ２及び４の間で、ほぼ均一磁場を有する
ある体積１８の領域１６を画成する。

【０００９】 ＭＲＩプローブ１は、勾配磁場（gradient field）を生成するための勾配コイ
ル（gradient coil；図示せず）、主要磁場の能動シミングのためのシムコイル （図示せず）、ＲＦ（無線周波数）コイル（図示せず）、温度制御システム（図
示せず）及びＲＦ遮蔽手段（図示せず）を更に備えている。

【００１０】 通常では、勾配磁場は、適切な大きさの電流が流れる１組のコイルにより生成
される。電流の増加及び減衰の周期の間、電流により最初生成される磁気フラッ
クスの一時的変化は、例えば、従来技術のＭＲＩ永久磁石で使用される軟鉄部分
即ち永久磁石部分、又は、ＭＲＩシステムの超伝導磁石で使用される冷却システ
ムのアルミニウム製エンクロシャーなど、それらの近傍に配置された伝導材料に
渦電流を生成する。勾配コイルの磁気フラックスの変化によって生成される渦電
流は、主要な磁場に干渉して空間情報を符号化するときの精度に影響を与え得る
第２の磁場を生成する。

【００１１】 従来技術のＭＲＩ装置では、勾配コイルは、結像される身体が導入されるとこ
ろの主要磁場内の内部自由体積内に配置される。擬似渦電流の影響を減衰させる
ため、従来技術のＭＲＩ装置は、遮蔽された勾配コイル又は渦電流を補償するた
め勾配増幅器の要求を変更する予備強調回路を使用することができる。小組織専
用のＭＲＩプローブ及び図１のＭＲＩプローブ１などの体内手術用に使用するの
に適したＭＲＩプローブでは、結像されるべき組織に適応するための領域１６（
図２で最も良く示される）の寸法は、実用上の理由により制限される。一般には
、そのようなＭＲＩシステムの設計は、可能な限り大きな結像体積で磁場の強度
及び均一性を最大にすることと、手術を受けている組織への外科医の最大の接近
容易性とのトレードオフを考慮に入れている。例えば、ＭＲＩプローブ１（図１
及び２）は、磁石アセンブリ２及び４のサイズを最小にする一方で均一磁場の体
積１８のサイズを最大にするように設計され、患者６の肩を位置決めするのに十
分な空間を可能にする。軸１２に沿った磁石アセンブリ２及び４の間の距離を増
加させることにより患者６の肩のために利用可能である空間を増加させようとし
た場合、磁場の強度及び均一性において結果的に生じた減少は補償されなければ
ならない。磁場は、図２の環状永久磁石４ａ、４ｂ、４ｃと、２ａ、２ｂ及び２
ｃ（図２には図示されていない）の厚さを増加させることによって補償すること
ができる。

【００１２】 環状永久磁石４ａ、４ｂ、４ｃと、２ａ、２ｂ及び２ｃ（図示せず）の厚さを
増加させることは、それらの磁場がそれらの厚さに応じて非線型に変化するため
実用上制限される。かくして、ある一定の値を超えて環状永久磁石の厚さを増加
させることは磁場強度に無視できない寄与を与える結果となる。

【００１３】 磁石アセンブリ２及び４のサイズ及び直径を増加させることによっても磁場を
補償することができる。しかしながら、磁石アセンブリ２及び４の直径を増加さ
せることは、引き続いて患者６の頭部の所望の位置に対して体積１８の位置を移
動し得る。この移動は、脳の最下部分へのアクセス及び結像を防止し、プローブ
１を使用して実行することのできる外科手術の型式に影響を与える。

【００１４】 かくして、磁石アセンブリ２及び４の間の既に制限された領域１４内にある勾
配コイル及び／又はシムコイル及びＲＦコイルを配置することは、結像されるべ
き組織を配置するために利用可能な空間を更にいっそう制限し、手術を受けてい
る組織へのアクセス並びに外科手術中の当該組織内の外科用機器の配置及び操作
の妨げとなりかねない。

【００１５】 更に、永久磁石を使用したＭＲＩシステムでは、勾配コイルが永久磁石の直ぐ
近くに配置されている場合、該コイル内を流れる電流によって、抵抗を持つ勾配
コイルに発生した熱が永久磁石を加熱し得る。かくして、勾配コイルにより生成
された熱は永久磁石において局所的な温度増加を引き起こす。そのような温度変
化は、永久磁石により生成された場が局所的な温度変化により誘起された大きな
変動に非常に敏感であるので望ましくない。

【００１６】 例えば図１のＭＲＩプローブ１又は図２のＭＲＩプローブ１６などの永久磁石
を基礎とするＭＲＩシステムは、磁気フラックスの戻り構成として作用する電気
伝導性の構成を備えていない。この事実は、環状永久磁石４ａ、４ｂ、４ｃと２
ａ、２ｂ及び２ｃ（図示せず）の区画化された構成と、それらが作られているＮ
ｄ−Ｆｅ−Ｂ合金の低い比導電率とに加えて、深刻な渦電流の問題を事実上減少
させる。

【００１７】 全身用のＭＲＩ又はＭＲＴシステムは、典型的には、外部からの磁気、電磁気
及び電気のノイズがプローブ内部の結像体積に貫通して結像する間に生成された
弱いＮＭＲ信号に干渉することを防止する固定式絶縁ＲＦケージを使用する。更
に加えて、このＲＦケージは、ＭＲＩプローブの近傍で使用される他の電子装置
への干渉を防止するため、結像の間にプローブ内に生成されたＲＦ放射の漏れを
減少するためにも使用される。

【００１８】

【発明が解決しようとする課題】

残念ながら、実用上の理由のため、大型の固定式絶縁ＲＦケージ又はＲＦ室を
、例えば図１のＭＲＩプローブ１などの体内手術用結像のために使用される型式
の小組織専用ＭＲＩ又はＭＲＴプローブでは必ずしも使用することができるとは
限らない。例えば、小組織専用のＭＲＩプローブ１を大きな遮蔽ＲＦ室内部で操
作できる一方で、このことはＭＲＩプローブ１の操作に干渉せずに最小のＲＦＩ
干渉を生成するように設計された専用の高価な遮蔽外科機器の使用を必要とする
。

【００１９】

【課題を解決するための手段】

従って、本発明の好ましい実施形態に係る、ＭＲＩプローブで使用するための
電磁装置が形成される。このプローブは、第１の表面及び第２の表面を有する第
１の永久磁石アセンブリを備える。このプローブは、第３の表面及び第４の表面
を有する第２の永久磁石アセンブリも備える。第２の永久磁石アセンブリは、第
１軸に平行な第１の方向に延びるほぼ均一の磁場の所定体積領域を生成するため
第２の表面及び第３の表面がそれらの間に開領域を画成するように第１の永久磁
石アセンブリに対向する。この体積領域は開領域内部に配置される。

【００２０】 このプローブは、体積領域内にＲＦ電磁場を生成するため付勢可能な発信用Ｒ
Ｆコイルと、第１の軸に平行に前記第１の方向に沿って開領域内で延びる磁場勾
配を生成するため付勢可能なｚ勾配コイルと、第１の軸に直交する第２の軸に平
行に開領域内で延びる磁場勾配を生成するため付勢可能なｘ勾配コイルと、第１
の軸及び第２の軸に直交する第３の軸に平行に開領域内で延びる磁場勾配を生成
するため付勢可能なｙ勾配コイルと、を備える。ｘ勾配コイル、ｙ勾配コイル及
びｚ勾配コイルのうち少なくとも１つが開領域の外部に配置される。

【００２１】 更に、本発明の別の好ましい実施形態によれば、発信用ＲＦコイルは、第２の
表面に隣接して開領域内に位置する該コイルの第１の部分と、第３の表面に隣接
して開領域内に位置する該コイルの第２の部分と、を夫々少なくとも１つ備える
。発信用ＲＦコイルの第１の部分及び第２の部分は、直列に電気接続されている
。

【００２２】 更に、本発明の更に別の好ましい実施形態によれば、発信用ＲＦコイルは、該
発信用ＲＦコイルの効率を向上させるため、第１の表面に隣接して開領域の外部
に位置する電流戻り導電部を含む第３の部分と、第４の表面に隣接して開領域の
外部に位置する電流戻り導電部を含む該コイルの少なくとも１つの第４の部分と
、を更に備える。発信用ＲＦコイルの第１の部分、第２の部分、第３の部分及び
第４の部分は直列に電気接続されている。

【００２３】 更に、本発明の別の好ましい実施形態によれば、装置は、ほぼ均一な磁場の均
一性を改善するため付勢可能なシムコイルを更に備える。

【００２４】 更に、本発明の別の好ましい実施形態によれば、シムコイルは、開領域の外部
に位置し且つ第１の永久磁石アセンブリの第１の表面と対向する第１のシムコイ
ル部分と、開領域の外部に位置し第２の永久磁石アセンブリの第４の表面と対向
する第２のシムコイル部分と、を含む。

【００２５】 更になお、本発明の別の好ましい実施形態によれば、第１のシムコイル部分と
第２のシムコイル部分とは直列に電気接続されている。

【００２６】 更に、本発明の別の好ましい実施形態によれば、ｘ勾配コイル、ｙ勾配コイル
及びｚ勾配コイルのうちの少なくとも１つは、第１の永久磁石アセンブリの第１
の表面に対向する第１のコイル部分と、第２の永久磁石アセンブリの第４の表面
に対向する、該第１のコイル部分と相補的な第２のコイル部分と、を備える。

【００２７】 更に、本発明の別の好ましい実施形態によれば、ｘ勾配コイル、ｙ勾配コイル
及びｚ勾配コイルのうちの少なくとも１つにおける第１のコイル部分と第２のコ
イル部分とは、直列に電気接続されている。

【００２８】 更に、本発明の別の好ましい実施形態によれば、ｘ勾配コイル、ｙ勾配コイル
及びｚ勾配コイルのうちの少なくとも１つにおける第１のコイル部分と第２のコ
イル部分とは、ほぼ平坦なプリント回路であり、第１のコイル部分は第１の表面
と対向する第１の多層プリント回路アセンブリに組み立てられ、第２のコイル部
分は第４の表面と対向する第２の多層プリント回路アセンブリに組み立てられる
。

【００２９】 更に、本発明の別の好ましい実施形態によれば、第１の多層プリント回路アセ
ンブリ及び第２の多層プリント回路アセンブリの各々は、付勢可能なシムコイル
の一部分を更に備え、該シムコイルの該一部分はほぼ平坦なプリント回路である
。

【００３０】 更に、本発明の別の好ましい実施形態によれば、装置は、第１の永久磁石アセ
ンブリ及び第２の永久磁石アセンブリを互いに対向して取り付けるため低透磁率
材料の取り付け部を更に備える。

【００３１】 更に、本発明の別の好ましい実施形態によれば、第１の永久磁石アセンブリは
、第１及び第２の表面を備えた第１の環状永久磁石を含む。第１の環状永久磁石
の第１の表面は第１の磁極を持ち、第１の環状永久磁石の第２の表面は第２の磁
極を持つ。第１の環状永久磁石は内径を有する。第１の環状永久磁石は開領域で
第１の磁場を提供するため第１の平面内にある第１の環状永久磁石の第１の表面
の少なくとも一部分を有する。第１の磁場は開領域の第１の点において第１の方
向にゼロの変化率を有する。第１の磁石アセンブリは、第１及び第２の表面を備
えた少なくとも１つの第２の環状永久磁石を含む。第２の環状永久磁石の第１の
表面は第１の磁極を持ち、第２の環状永久磁石の第２の表面は第２の磁極を持つ
。第２の環状永久磁石は第１の環状永久磁石の内径より小さい外径を有し、第２
の環状永久磁石の第１の表面の少なくとも一部分は、第２の磁場を提供するため
第１の平面から隔てられた第２の平面内にあり、これによって第２の磁場は、開
領域の第１の磁場に重ね合わせられ、第１の点とは異なる第２の点で第１の方向
の変化率がゼロとなる。第２の永久磁石アセンブリは、第１及び第２の表面を備
えた第３の環状永久磁石を含み、第３の環状永久磁石の第１の表面は第２の磁極
を持ち、第３の環状永久磁石の第２の表面は第１の磁極を持つ。第３の環状永久
磁石は内径を有し、第３の環状永久磁石は第３の磁場を提供するため第３の平面
内にある第３の環状永久磁石の第１の表面の少なくとも一部分を有し、これによ
って第３の磁場は開領域で第１及び第２の磁場に重ね合わせられ、第１及び第２
の点とは異なる第３の点において第１の方向にゼロの変化率となる。第２の磁石
アセンブリは、第１及び第２の表面を有する少なくとも１つの第４の環状永久磁
石を含み、第４の環状永久磁石の第１の表面は第２の磁極を持ち、第４の環状永
久磁石の第２の表面は第１の磁極を持つ。第４の環状永久磁石は第３の環状永久
磁石の内径より小さい外径を有し、第４の環状永久磁石の第１の表面の少なくと
も一部分は、第４の磁場を提供するため第３の平面から隔てられた第４の平面内
にあり、これによって第４の磁場は、開領域において、第１、第２及び第３の磁
場に重ね合わせられ、第１、第２及び第３の点とは異なる第４の点で第１の方向
の変化率がゼロとなる。 更に、本発明の別の好ましい実施形態によれば、第１の軸は、第１の環状永久磁
石、少なくとも１つの第２の環状永久磁石、第３の環状永久磁石及び少なくとも
１つの第４の環状永久磁石の中心を通過する。

【００３２】 更に、本発明の別の好ましい実施形態によれば、第１の環状永久磁石、少なく
とも１つの第２の環状永久磁石、第３の環状永久磁石及び少なくとも１つの第４
の環状永久磁石は、希土類元素を含む永久磁石である。

【００３３】 更に、本発明の別の好ましい実施形態によれば、希土類元素を含む永久磁石は
、ネオジム−鉄−ホウ素の合金からできた永久磁石である。

【００３４】 更に、本発明の別の好ましい実施形態によれば、第１の環状永久磁石、少なく
とも１つの第２の環状永久磁石、第３の環状永久磁石及び少なくとも１つの第４
の環状永久磁石のうち少なくとも１つは複数のセグメントからなり、これらのセ
グメントは非導電性接着剤を使用して隣接するセグメントに接着されている。

【００３５】 更に、本発明の別の好ましい実施形態によれば、複数のセグメントは各々等角
度のセグメントである。

【００３６】 更に、本発明の別の好ましい実施形態によれば、セグメントは、第１の方向と
直交する平面内で台形状の断面を有する。

【００３７】 更に、本発明の別の好ましい実施形態によれば、ｚ勾配コイルは、第１の環状
永久磁石と少なくとも１つの第２の環状永久磁石との間に同心に配置された第１
の勾配コイル部分と、第３の環状永久磁石と少なくとも１つの第４の環状永久磁
石との間に同心に配置された第２の勾配コイル部分と、を備える。第１及び第２
の勾配コイル部分は第１の軸と一致するそれらの長さ方向軸を有する。

【００３８】 更に、本発明の別の好ましい実施形態によれば、装置は、開領域内に配置され
た組織即ち身体部分に隣接して配置可能な少なくとも１つの受信用ＲＦコイルを
更に備える。

【００３９】 更に、本発明の別の好ましい実施形態によれば、発信用ＲＦコイルは、直線偏
光型のＲＦコイルである。

【００４０】 更に、本発明の別の好ましい実施形態によれば、発信用ＲＦコイルは、円偏光
型のＲＦコイルである。

【００４１】 更に、本発明の別の好ましい実施形態によれば、円偏光型のＲＦコイルは、ク
ォードラチャーハイブリッド型（quadrature hybrid）のＲＦコイルである。

【００４２】 更に、本発明の別の好ましい実施形態によれば、第１の永久磁石アセンブリは
、第１の複数の入れ子式の多角形又は楕円形状の環状永久磁石を備え、第２の永
久磁石アセンブリは、第２の複数の入れ子式の多角形又は楕円形状の環状永久磁
石を備え、第１の複数の環状永久磁石は、第２の複数の環状永久磁石が第１の複
数の環状永久磁石の鏡像として形成されるように第２の複数の環状永久磁石と対
向している。

【００４３】 更に、本発明の別の好ましい実施形態によれば、ｘ勾配コイル、ｙ勾配コイル
及びｚ勾配コイルのうちの少なくとも１つは、第１の永久磁石アセンブリ及び第
２の永久磁石アセンブリの下方に配置される。

【００４４】 更に、本発明の別の好ましい実施形態によれば、ｘ勾配コイル、ｙ勾配コイル
及びｚ勾配コイルは、第１の永久磁石アセンブリ及び第２の永久磁石アセンブリ
の下方に配置された単一層のプリント回路アセンブリ内で組み立てられた平坦な
プリント回路コイル基板である。

【００４５】 更に、本発明の別の好ましい実施形態に係る、ＭＲＩ装置で使用するための電
磁装置が更に形成される。この装置は永久磁石アセンブリを備えており、この永
久磁石アセンブリは、永久磁石アセンブリの第１の側を画成する第１の表面と第
１の側に対向する永久磁石アセンブリの第２の側を画成する第２の表面とを有し
、第１の表面を越えて第１の方向に延びるほぼ均一な磁場の所定体積領域を生成
する。本装置は、体積領域内にＲＦ電磁場を生成するため付勢可能な発信用ＲＦ
コイルを更に備える。この発信用ＲＦコイルの少なくとも１部分は、永久磁石ア
センブリの第１の表面と隣接して配置される。本装置は、第１の軸に平行に第１
の方向に沿って開領域内で延びる磁場勾配を生成するため付勢可能なｚ勾配コイ
ルを備える。本装置は、第１の軸に直交する第２の軸に平行に開領域内で延びる
磁場勾配を生成するため付勢可能なｘ勾配コイルも備える。本装置は、第１の軸
及び第２の軸に直交する第３の軸に平行に開領域内で延びる磁場勾配を生成する
ため付勢可能なｙ勾配コイルも備える。ｘ勾配コイル、前記ｙ勾配コイル及び前
記ｚ勾配コイルのうち少なくとも１つは、永久磁石アセンブリの第２の表面に対
向して配置される。

【００４６】 更に、本発明の別の好ましい実施形態によれば、本装置は、ほぼ均一な磁場の
均一性を改善するため少なくとも１つの付勢可能なシムコイルを更に備える。

【００４７】 更に、本発明の別の好ましい実施形態によれば、少なくとも１つのシムコイル
は、永久磁石アセンブリの第２の表面と対向するほぼ平坦なコイルである。

【００４８】 更に、本発明の別の好ましい実施形態によれば、ｘ勾配コイル、ｙ勾配コイル
及びｚ勾配コイルは、ほぼ平坦な多層プリント回路アセンブリ内で組み立てられ
たほぼ平坦なプリント回路である。この多層プリント回路アセンブリは第２の表
面に面する永久磁石アセンブリの第２の側上に配置される。

【００４９】 更に、本発明の別の好ましい実施形態によれば、多層プリント回路アセンブリ
は、少なくとも１つの付勢可能なシムコイルを更に備える。この少なくとも１つ
のシムコイルはほぼ平坦なプリント回路である。

【００５０】 更に、本発明の別の好ましい実施形態によれば、永久磁石アセンブリは、最上
表面及び最下表面を有する第１の環状永久磁石を備える。第１の環状永久磁石の
最上表面は第１の磁極を持ち、第１の環状永久磁石の最下表面は第２の磁極を持
つ。第１の環状永久磁石は内径を有する。第１の環状永久磁石は、第１の平面内
にあって且つ前記所定体積領域に第１の磁場を提供する第１の環状永久磁石の最
上表面の少なくとも１部分を有する。第１の磁場は、第１の点において第１の方
向にゼロの変化率を有する。永久磁石アセンブリは、最上表面及び最下表面を有
して少なくとも１つ備えられた第２の環状永久磁石を更に備える。少なくとも１
つの第２の環状永久磁石の最上表面は、第１の磁極を持ち、少なくとも１つの第
２の環状永久磁石の最下表面は第２の磁極を持つ。少なくとも１つの第２の環状
永久磁石は、第１の環状永久磁石の内径より小さい外径を有する。少なくとも１
つの第２の環状永久磁石は第２の磁場を提供する。永久磁石アセンブリは、低透
磁率材料も備えており、この低透磁率材料は、少なくとも１つの第２の環状永久
磁石の最上表面の少なくとも一部分が第１の平面から隔てられた第２の平面内に
あるように第１の環状永久磁石を少なくとも１つの第２の環状永久磁石に連結す
る。これによって第２の磁場は、所定の体積領域内で第１の磁場に重ね合わせら
れ、第１の点とは異なる第２の点で第１の方向の変化率がゼロとなる。

【００５１】 更に、本発明の別の好ましい実施形態によれば、第１の軸は、第１の環状永久
磁石及び少なくとも１つの第２の環状永久磁石の中心点を通過する。

【００５２】 更に、本発明の別の好ましい実施形態によれば、第１の環状永久磁石及び少な
くとも１つの第２の環状永久磁石は、希土類元素を含む永久磁石である。

【００５３】 更に、本発明の別の好ましい実施形態によれば、希土類元素を含む永久磁石は
、ネオジム−鉄−ホウ素の合金からできた永久磁石である。

【００５４】 更に、本発明の別の好ましい実施形態によれば、第１の環状永久磁石及び少な
くとも１つの第２の環状永久磁石のうち少なくとも１つは、複数のセグメントか
らなり、これらのセグメントは非導電性接着剤を使用して隣接するセグメントに
接着されている。

【００５５】 更に、本発明の別の好ましい実施形態によれば、これらの複数のセグメントは
各々等角度のセグメントである。

【００５６】 更に、本発明の別の好ましい実施形態によれば、これらのセグメントは、第１
の方向と直交する平面内で台形状の断面を有する。

【００５７】 更に、本発明の別の好ましい実施形態によれば、ｚ勾配コイルは、第１の環状
永久磁石と少なくとも１つの第２の環状永久磁石との間に同心に配置された長く
延びた勾配コイルであり、このｚ勾配コイルは、第１の軸と一致する長さ方向軸
を有する。

【００５８】 更に、本発明の別の好ましい実施形態によれば、本装置は、永久磁石アセンブ
リの第１の側に配置され、且つ、本装置を使用して結像されるべき組織即ち身体
部分に隣接して配置可能である、少なくとも１つの受信用ＲＦコイルを更に備え
る。

【００５９】 更に、本発明の別の好ましい実施形態によれば、発信用ＲＦコイルは、直線偏
光型のＲＦコイルである。

【００６０】 更に、本発明の別の好ましい実施形態によれば、発信用ＲＦコイルは、円偏光
型のＲＦコイルである。

【００６１】 更に、本発明の別の好ましい実施形態によれば、発信用ＲＦコイルの少なくと
も１部分は、発信用ＲＦコイルの効率を改善するため永久磁石アセンブリの第２
の表面と対向する永久磁石アセンブリの第２の側に配置される。

【００６２】 更に、本発明の別の好ましい実施形態によれば、ＭＲＩ装置で使用するための
電磁装置が形成される。本装置は、第１の軸に沿ってほぼ線形に変化する磁場を
持つ所定体積領域を生成するため第１の表面及び第２の表面を有する永久磁石ア
センブリを備える。この体積領域は第１の軸に沿って第１の表面を越えて第１の
方向に延びる。生成される磁場は、所定体積領域内に含まれ且つ所定体積領域内
の第１の方向に直交する任意の平面内でほぼ均一である。本装置は、ＲＦ放射を
発信するため付勢可能な発信用ＲＦコイルを更に備える。このＲＦコイルは、永
久磁石アセンブリの第１の表面に対向して配置された少なくとも１つの部分を有
する。本装置は、第１の軸に直交する第２の軸に沿って磁場勾配を生成するため
付勢可能なｘ勾配コイルを備える。本装置は、第１の軸及び前記第２の軸に直交
する第３の軸に沿って磁場勾配を生成するため付勢可能なｙ勾配コイルも備える
。ｘ勾配コイル及びｙ勾配コイルのうち少なくとも１つが永久磁石アセンブリの
第２の表面に対向して配置される。

【００６３】 更に、本発明の別の好ましい実施形態によれば、本装置は、永久磁石アセンブ
リの第１の側に配置され、且つ、本装置を使用して結像されるべき組織即ち身体
部分に隣接して配置可能である、少なくとも１つの受信用ＲＦコイルを更に備え
る。

【００６４】 更に、本発明の別の好ましい実施形態によれば、ＭＲＩ装置で使用するための
電磁装置を構成するための方法が形成される。本方法は、第１の表面及び第２の
表面を有する第１の永久磁石アセンブリを提供し、第３の表面及び第４の表面を
有する第２の永久磁石アセンブリを提供し、第１の軸に平行な第１の方向に延び
るほぼ均一の磁場の所定体積領域を生成するため、第２の表面及び第３の表面が
これらの表面間に開領域を画成して体積領域が開領域内部に位置するように第１
の永久磁石アセンブリに対向して第２の永久磁石アセンブリを配置し、体積領域
内にＲＦ電磁場を生成するため付勢可能な発信用ＲＦコイルを用意し、第１の軸
に平行な前記第１の方向に延びる磁場勾配を開領域内で生成するため付勢可能な
ｚ勾配コイルを用意し、第１軸に直交する第２の軸に平行に延びる磁場勾配を開
領域内で生成するため付勢可能なｘ勾配コイルを用意し、第１軸及び前記第２軸
に直交する第３の軸に平行に延びる磁場勾配を開領域内で生成するため付勢可能
なｙ勾配コイルを用意し、組織即ち結像されるべき身体部分からＲＦ信号を受信
するため該組織即ち身体部分に隣接して配置可能な少なくとも１つの受信用ＲＦ
コイルを用意し、ｘ勾配コイル、ｙ勾配コイル及びｚ勾配コイルのうち少なくと
も１つによる、発信用ＲＦコイル及び少なくとも１つの受信用ＲＦコイルの負荷
を減少させるため、開領域の外部に前記ｘ勾配コイル、ｙ勾配コイル及びｚ勾配
コイルのうち少なくとも１つを配置する、各工程を含む。

【００６５】 更に、本発明の別の好ましい実施形態によれば、ＭＲＩ装置で使用するための
電磁装置を構成するための方法が形成される。本方法は、永久磁石アセンブリを
用意し、永久磁石アセンブリの第１の側を画成する第１の表面と該第１の側に対
向する永久磁石アセンブリの第２の側を画成する第２の表面とを少なくとも有し
且つ第１の表面を越えて第１の方向に延びるほぼ均一な磁場の所定体積領域を生
成し、体積領域内にＲＦ電磁場を生成するため付勢可能な発信用ＲＦコイルを用
意し、組織即ち結像されるべき身体部分からＲＦ信号を受信するため該組織即ち
身体部分に隣接して配置可能な少なくとも１つの受信用ＲＦコイルを用意し、第
１の軸に平行な第１の方向に延びる磁場勾配を体積領域内で生成するため付勢可
能なｚ勾配コイルを用意し、第１軸に直交する第２の軸に平行に延びる磁場勾配
を体積領域内で生成するため付勢可能なｘ勾配コイルを用意し、第１軸及び第２
軸に直交する第３の軸に平行に延びる磁場勾配を体積領域内で生成するため付勢
可能なｙ勾配コイルを用意し、ｘ勾配コイル、ｙ勾配コイル及びｚ勾配コイルの
うち少なくとも１つによる、発信用ＲＦコイル及び少なくとも１つの受信用ＲＦ
コイルの負荷を減少させるため、前記永久磁石アセンブリの前記第２の表面に対
向してｘ勾配コイル、ｙ勾配コイル及びｚ勾配コイルのうち少なくとも１つを配
置する、各工程を含む。

【００６６】 最後に、本発明の別の好ましい実施形態によって、ＭＲＩ装置で使用するため
の電磁装置を構成するための方法が形成される。本方法は、第１の軸に沿ってほ
ぼ線形に変化する磁場を持つ所定体積領域を生成するため第１の表面及び第２の
表面を有する永久磁石アセンブリを用意し、この体積領域は第１の軸に沿って第
１の表面を越えて第１の方向に延び、所定体積領域内に含まれ且つ該所定体積領
域内の第１の方向に直交する任意の平面内で磁場がほぼ均一であり、ＲＦ放射を
発信するため付勢可能な発信用ＲＦコイルを用意し、発信用ＲＦコイルの少なく
とも１部分が永久磁石アセンブリの第１の表面に対向するように発信用ＲＦコイ
ルを配置し、組織即ち結像されるべき身体部分からＲＦ信号を受信するため該組
織即ち身体部分に隣接して配置可能な少なくとも１つの受信用ＲＦコイルを用意
し、第１軸に直交する第２の軸に沿って磁場勾配を生成するため付勢可能なｘ勾
配コイルを用意し、第１軸及び第２軸に直交する第３の軸に沿って磁場勾配を生
成するため付勢可能なｙ勾配コイルを用意し、ｘ勾配コイル及びｙ勾配コイルの
うち少なくとも１つによる、発信用ＲＦコイル及び少なくとも１つの受信用ＲＦ
コイルの負荷を減少させるため、永久磁石アセンブリの第２の表面に対向してｘ
勾配コイル及びｙ勾配コイルのうち少なくとも１つを配置する、各工程を含む。

【００６７】

【発明の実施の形態】

以下、添付図面を参照して本発明の実施形態を説明する。同様の参照番号は同
様又は対応する構成要素を同定する。

【００６８】 ここで、永久磁石を使用した従来技術のＭＲＩ装置３０の部分を概略的に示す
断面図である図３を参照されたい。ＭＲＩ装置３０は２つの永久磁石３６及び３
８を備える。永久磁石３６及び３８の各々は、セグメント３４から構成される。
永久磁石３６及び３４は、例えば軟鉄などの伝導材料から作られ、磁気フラック
スの戻り回路として作用する構造体３２に包まれる。ＭＲＩ装置３０は、２つの
永久磁石３６及び３８の間の体積領域中に配置された２つの多層プリント回路４
０及び４２を更に備える。多層プリント回路は勾配コイルを備える。ＭＲＩ装置
３０は、ＲＦコイル（図示せず）及び該ＭＲＩ装置３０のためのシムコイル（図
示せず）も備える。多層プリント回路４０及び４２の間に患者の膝や手などの組
織４４を配置するため十分な余地が残されるように、多層プリント回路４０及び
４２は永久磁石３６及び３８の直ぐ近くに配置される。

【００６９】 本発明の好ましい実施形態に係る、永久磁石を使用し外部勾配コイルを有する
ＭＲＩプローブの部分を示す等角図である図４を参照されたい。

【００７０】 図４に示されたＭＲＩプローブの部分は、図２に示した２つの環状永久磁石ア
センブリ２及び４と、２つの多層プリント回路アセンブリ５２及び５４と、を備
える。多層プリント回路アセンブリ５２及び５４は、ｘ、ｙ及びｚ勾配コイル（
図示せず）と、シムコイル（図示せず）とを各々備える。図４のＭＲＩプローブ
もＲＦコイル（図示せず）を備える。

【００７１】 勾配コイルを備える多層プリント回路４０及び４２が２つの永久磁石３６及び
３８の間の体積領域内に配置された、図３に示す従来技術の永久磁石ＭＲＩ装置
３０とは対照的に、図４の多層プリント回路アセンブリ５２及び５４は、２つの
永久磁石アセンブリ２及び４の間に画定された領域１４の外部に配置される。

【００７２】 設計者の自然の趣向は、磁石アセンブリ２及び４の間に多層プリント回路アセ
ンブリ５２及び５４の勾配コイルを配置し、それらを結像体積領域により接近さ
せて置くことであることに着目されたい。このことは、勾配磁場上に置かれたよ
り遠く離れた磁石アセンブリ２及び４において渦電流の相対的な影響をより小さ
くさせる。

【００７３】 その上、鉄などの電気伝導性金属でできた、磁極を取り囲む大きな構成体を有
する従来技術のＭＲＩシステムでは、導電金属がほとんどの勾配磁場を吸収する
ので勾配コイルを磁極の外部に配置することができない。

【００７４】 更に、勾配磁場の強度は、結像体積領域の中心からの勾配コイルの距離の三乗
に逆比例する。永久磁石が大きい場合、設計者は結像体積領域に可能な限り近い
ところに勾配コイルを配置し、永久磁石の間の領域の外部に該勾配コイルを配置
することを避ける傾向にある。勾配コイルの低効率の故に永久磁石間の領域の外
部に配置される勾配コイルを駆動するためには巨大な増幅器が必要とされるから
である。

【００７５】 しかしながら、多層プリント回路アセンブリ５２及び５４が磁石アセンブリ２
及び４の間に配置される場合、それらは磁石アセンブリ２及び４の間の貴重な空
間を占めてしまう。更に、多層プリント回路アセンブリ５２及び５４が永久磁石
アセンブリ２及び４の直ぐ近くに各々配置される場合、多層プリント回路アセン
ブリ５２及び５４内の全ての勾配コイルに流れる電流によって生成される熱が磁
石アセンブリ２及び４の基部に近い表面の温度を上昇させ、基本となる磁場に大
きな影響を与え得る。

【００７６】 永久磁石アセンブリ２及び４の環状永久磁石（図示せず）からなるセグメント
２４が作られるところのネオジム−鉄−ホウ素（Ｎｄ−Ｆｅ−Ｂ）の合金は、比
較的低い導電率を特徴としている。従って、先ず第１に、渦電流の効果が比較的
低くなる。

【００７７】 その上、絶縁したセグメント２４（図２で最も良く示される）を介した永久磁
石アセンブリ２及び４に備えられた環状永久磁石の構成は、環状永久磁石におけ
る電流経路の中断の故に渦電流効果の影響を更にいっそう減少させる。かくして
、磁石アセンブリの設計が渦電流の擬似的効果を著しく減少させるので、渦電流
効果の大きさをかなり増加させること無く、領域１４の外部にｘ、ｙ及びｚの勾
配コイルを配置することが可能となる。

【００７８】 勾配コイルのプリント回路レイアウトの設計は、当該技術分野で周知されてお
り、本発明の主題ではない。図４の多層プリント回路アセンブリ５２及び５４を
構成する際に役立つ、ｘ勾配コイル、ｙ勾配コイル及びｚ勾配コイルのためのプ
リント回路レイアウト設計を各々概略的に示す前面図である図５、６及び７を簡
潔に参照されたい。図５ないし７のレイアウト設計は、一例としての設計であっ
て、本発明の多層プリント回路アセンブリを実行する際に他の設計を使用するこ
とができることに着目されたい。

【００７９】 多層プリント回路アセンブリ５２及び５４に組み立てられるプリント回路はサ
イズが調整され、主要磁場及び永久磁石２及び４の局所加熱に関する渦電流の望
ましからぬ効果を増加させることなく、適切なレベルの勾配磁場が結像体積領域
内に生成されるように電流の大きさが調整されることに着目されたい。

【００８０】 領域１４の外部に多層プリント回路アセンブリ５２及び５４を配置することの
利点は、結像即ち取り扱われる組織に適合するため使用される領域１４における
利用可能な空間の増大である。例えば、多層プリント回路アセンブリ５２及び５
４は、各々磁石アセンブリ５２及び５４から十分に間隔を隔てられ、脳手術を受
けている患者の肩（図４には図示せず）のための自由空間の確保を可能にする。

【００８１】 領域１４で余分な空間を開放することは、結像即ち取り扱われる組織の内部及
びその周囲において外科用機器（図示せず）又は他の機器（図示せず）を位置決
めし操作するときの自由度及び利便性を結果的に向上させる。

【００８２】 ｚ勾配コイルにより生成された渦電流が結像プロセスに干渉することは大いに
あり得る。ｚ勾配コイルにより生成された磁場の方向は、ｚ勾配により生成され
た磁気フラックスの変化から生じる渦電流が、ｚ軸に沿った擬似的磁場を生成す
るように向けられる。従って、領域１４の外部にｘ勾配コイル、ｙ勾配コイル及
びシムコイルを配置する一方で磁石アセンブリ２及び４の間の領域１４にｚ勾配
コイルを配置することが望ましい。

【００８３】 本発明の更に別の好ましい実施形態に従って、２つの永久磁石アセンブリの間
の体積領域にｚ勾配コイルを配置し、２つの永久磁石アセンブリの間の体積領域
の外部にｘ勾配コイル、ｙ勾配コイル及びシムコイルを配置したＭＲＩプローブ
の部分を示す概略的な等角図である図８を参照されたい。

【００８４】 図８に示されたＭＲＩプローブの部分は、図２の２つの永久磁石アセンブリ２
及び４と、領域１４の外部に配置された一対の多層プリント回路アセンブリ７２
及び７４と、磁石アセンブリ２及び４の間の領域１４に配置された一対の多層プ
リント回路アセンブリ７６及び７８と、を備える。プリント回路基板７６及び７
８の各々は、上文に開示されたようにｚ勾配コイル（図示せず）を備える。多層
プリント回路アセンブリ７２及び７４の各々は、ｘ及びｙ勾配コイルと、シムコ
イル（図示せず）とを備える。

【００８５】 ラインＸ−Ｘに沿って取られた図８の磁石アセンブリ４、プリント回路基板７
８及び多層プリント回路アセンブリ７４の断面である図９を参照されたい。プリ
ント回路基板７８は、軸１２に沿ってずらされた環状永久磁石４ａ及び４ｂによ
り形成された凹部７５内部に配置されている。プリント回路基板７６（図８に最
も良く示される）は、軸１２に沿ってずらされた環状永久磁石２ａ及び２ｂ（図
８）により形成された凹部（図示せず）内部に同様に配置されている。

【００８６】 かくして、プリント回路基板７６及び７８は、磁石アセンブリ２及び４の間の
領域１４内の空間に重要な部分を占めていない。

【００８７】 図８及び９に示されたｘ、ｙ及びｚ勾配コイルの構成は、ｚ勾配が結像体積領
域１８（図２及び９に最も良く示されている）に近接したところに生成されると
いう利点を有する。かくして、重ね合わされたｚ勾配磁場は、擬似的な渦電流に
よる影響が最小とされ、それと共に、領域１４の外部にｘ及びｙ勾配コイルを配
置することによって領域１４への干渉を最小に維持する。

【００８８】 本発明の別の好ましい実施形態に従って、２つの環状永久磁石の間に配置され
たｚ勾配コイルを有するＭＲＩプローブの部分を示す断面である図１０を参照さ
れたい。

【００８９】 磁石アセンブリ６３は、環状永久磁石６３ａ、６３ｂ及び６３ｃを備える。ｚ
勾配コイルが多層プリント回路アセンブリ７２及び７４に備えられた略平面状の
コイルである図８のＭＲＩプローブとは対照的に、図１０のｚ勾配コイル６５は
、環状永久磁石６３ａ及び６３ｂの間に配置され、軸１２に平行な方向に延びて
いる。多層プリント回路アセンブリ６４は、ｘ勾配コイル及びｙ勾配コイル（図
示せず）及びシムコイル（図示せず）を備える。多層プリント回路アセンブリ６
２がＲＦコイル（図示せず）も備えるようにしてもよい。

【００９０】 ｚ勾配コイルは、円状断面を持つ螺旋コイル又は正多角形の断面などの別の相
応しい断面を持つ真っ直ぐ伸びたコイルとして形成してもよいことに着目された
い。

【００９１】 図１０のｚ勾配コイル６５が、図示を明瞭にするため、等ピッチの螺旋コイル
として示されている一方で、このｚ勾配コイル６５は単位長さ当たりのコイル巻
き数が当該技術分野で知られているようにコイルに沿って変化するように可変の
ピッチを持ち得ることにも更に着目されたい。

【００９２】 勾配コイル及びシムコイルを異なる配置にする多数の変更が本発明の範囲内で
可能であることが当業者には理解されよう。例えば、図４、８、９及び１０の全
ての実施形態では、磁石アセンブリ２及び４（図４、８及び９）の間又は磁石ア
センブリ６３（図１０）とこれに相補的な磁石アセンブリ（図１０には図示せず
）との間にある領域１４にシムコイルを配置してもよい。

【００９３】 本発明の全ての実施形態では、ＲＦコイルは一対の磁石アセンブリの間の領域
１４に配置されることに着目されたい。しかしながら、本発明の他の好ましい実
施形態では、受信用ＲＦコイル（図示せず）は、発信用ＲＦコイル（図示せず）
の一部分が領域１４の外部に配置されている一方で、領域１４の内部に配置する
ことができる。

【００９４】 図３を参照すると、磁気フラックス戻り回路として機能する構造体３２は、永
久磁石３６及び３８のセグメント３４を包む。任意のセグメント３４間の接着が
緩んできた場合、永久磁石３６及び３８のセグメント３４の間の引力は、緩んだ
セグメントを互いに引っ張り、患者４４の組織が配置されている領域に向かわせ
る傾向がある。しかしながら、構造体３２は、セグメント３４を包み、緩んだセ
グメント３４が患者４４の組織に向かって移動することを防止する。

【００９５】 図２及び図４に手短に戻ると、磁石アセンブリ２及び４の任意のセグメント２
４が緩んだり破損するようになった場合、緩んだセグメント又は緩んだ破片が、
磁石アセンブリ２及び４のセグメントの間の吸引力の故に、領域１６（図２）又
は領域１４（図４）に飛び込んでくることがあり得る。

【００９６】 環状永久磁石４ａのセグメントに作用する力を示している図２の環状永久磁石
４ａの部分の等角図である図１１を参照されたい。

【００９７】 永久環状磁石４ａのセグメント２４の各々は、磁石アセンブリ２（図示せず）
に面する平らな表面２４Ａ、該表面２４Ａに平行で磁石アセンブリ２から離れた
方に面する平らな表面２４Ｂ、及び湾曲した表面２４Ｃを有する。永久環状磁石
４Ａのセグメント２４の各々は、表面２４Ａに垂直な力Ｆ１を受ける。この力Ｆ
１は、セグメント２４と磁石アセンブリ２（図２）との間の磁気的引力に起因す
る。永久環状磁石４ａのセグメント２４の各々は、表面２４Ｃに接する平面に垂
直な力Ｆ２も受ける。この力Ｆ２は、セグメント２４と環状永久磁石４ａの他の
全てのセグメント２４との間の斥力のベクトル和（図示せず）である。これらの
斥力は、環状永久磁石４ａ内に備えられた全てのセグメント２４が互いに平行に
整列された夫々の磁気軸を有するという事実に起因して発生する。各セグメント
２４の磁場の方向及び極性は、セグメント２４の各々の南極及び北極を夫々表す
Ｓ及びＮのラベルが付けられた矢印によって示される。

【００９８】 セグメント２４のうち任意のものに付けられた接着剤が失敗するか或いはセグ
メントのうち任意のものが破損した場合、該セグメント又はその破片は、力Ｆ１
及びＦ２と、セグメント又はその破片に作用する任意の追加の力（図示せず）と
のベクトル和の方向に飛ぶことがあり得る。

【００９９】 本発明の別の好ましい実施形態に従って、２層のセグメントを備える環状永久
磁石の部分を示す等角図である図１２を参照されたい。

【０１００】 環状永久磁石８４は２つの層８６及び８８を備える。層８６は複数のセグメン
ト８７を備え、層８８は複数のセグメント８９を備える。層８６のセグメント８
７は、非電導性の接着剤（図示せず）又は非電導性のスペーサー（図示せず）に
よって互いに取り付けられている。層８８のセグメント８９も非電導性の接着剤
（図示せず）又は非電導性のスペーサー（図示せず）によって互いに取り付けら
れている。層８６及び８８は非導電性の接着剤（図示せず）又は非電導性のスペ
ーサー（図示せず）によって互いに取り付けられている。好ましくは、層８６及
び８８の形状及び寸法は同一であり、各々のセグメント８７及び８９の形状及び
寸法は同一である。層８６及び８８はセグメント８７がセグメント８９に対して
対照的にずらされるように互い違いに取り付けられている。層８８に対する層８
６の整合は、セグメント８７の各々が、円１００の外周に沿ってセグメント８７
に対応された弧の半分に等しい距離だけ下側に置かれたセグメント８９からずら
されている。セグメント８７及び８９の各々の磁場の方向及び極性は、上文中に
開示されたように、Ｓ及びＮのラベルが付けられた矢印によって示される。環状
永久磁石８４は、別の同様に構成された磁石アセンブリ（図示の明瞭さのため図
示せず）と整合された磁石アセンブリ（図示せず）の部分であり、この整合は、
磁石アセンブリ２及び４の磁場の整合軸及び極性に関して図２及び４の磁石アセ
ンブリ２及び４の整合と類似している。

【０１０１】 各々のセグメント８７は、表面８７ａに垂直な力Ｆ３を受ける。この力Ｆ３は
、セグメント８７と、環状永久磁石８４が含まれた磁石アセンブリと反対側に整
合された磁石アセンブリ（図示せず）との間に働く磁気的吸引力に起因する。永
久環状磁石８４の各セグメント８７は表面８７ａに接する平面に垂直な力Ｆ４も
受ける。この力Ｆ４は、セグメント８７と、環状永久磁石８４の他の全てのセグ
メント８７との間の斥力（図示せず）のベクトル和である。これらの斥力は、環
状永久磁石８４の内部に備えられた全てのセグメント８７が互いに平行に整合さ
れ且つ同じ南極方位を持った磁気ダイポールとして機能するという事実に起因し
て発生する。

【０１０２】 しかしながら、図１１のセグメント２４とは対照的に、各々のセグメント８７
は表面８７ａに垂直で力Ｆ３とは反対方向の力Ｆ５を受ける。この力Ｆ５は、セ
グメント８７と、層８８の下側に置かれたセグメント８９との間の磁気的吸引力
に起因する。

【０１０３】 力Ｆ５は、力Ｆ３及びＦ４のベクトル和より遥かに大きい。 各々のセグメント８９は、セグメント８９を反対側の磁石アセンブリ（図示せ
ず）に向かって吸引する力（図示せず）の大きさがセグメント８９と反対側の磁
石アセンブリとの間のより大きい距離に起因してＦ３より小さいということ及び
セグメント８９をセグメント８７に吸引する力（図示せず）が力Ｆ５と大きさが
等しく方向が反対であるということを除いて、セグメント８７に作用する１組の
力と同様の１組の力を受ける。

【０１０４】 かくして、任意のセグメント８７及び８９を保持する接着剤が緩んだり又は任
意のセグメントが破損する場合、全てのセグメント又はその可能な破片を含む２
層８６及び８８は正味の引力によって互いに引き付け合い、該引力は、緩んだセ
グメント又は破片が飛んだり或いは落下することを防止する。この正味の引力は
任意の緩んだセグメント又は破片をその場所に装着された状態に保持する。

【０１０５】 図１２の環状永久磁石のずらされた２層構造の追加の利点は、組織が結像され
るか又は本発明のＭＲＩプローブで処理される患者の安全を増大させることであ
る。

【０１０６】 図１２の環状永久磁石のずらされた２層構造の追加の利点は、環状永久磁石に
より生成される磁場の均一性を改善することである。この改善された均一性は、
図１１のセグメント２４の間にある非導電性の接着剤又はスペーサーの薄い層（
図示せず）が、それらが非磁性材料でできているため磁場強度の局所的な減少を
引き起こすという事実から生じる。図１２に示された環状永久磁石８４のずらさ
れた２層構造は、同じ寸法を持つ環状永久磁石４ａ及び８４のため、図１１の単
一層の環状永久磁石の局所的な減少と比較して約５０％ほどこれらの局所的な減
少の大きさを減少させる。

【０１０７】 この減少は、磁場の方向に沿って環状永久磁石８４内部に存在する接着剤又は
スペーサーの非磁性材料の高さが、上文中に開示されたセグメント８７及び８９
のずれのため半分にまで減少されるが故に発生する。

【０１０８】 本発明の環状永久磁石内部の層構成は、２層に限定されず多層構成も可能であ
ることに着目されたい。

【０１０９】 本発明の更に別の実施形態に従って多層セグメントを備えた環状永久磁石の部
分を示す等角図である図１３を参照されたい。

【０１１０】 環状永久磁石１０４は、３つの層１０６、１０８及び１１０を備える。好まし
くは、層１０６、１０８及び１１０はサイズ及び形状が同一であり、好ましくは
サイズが同一なセグメント１０７を備えるのがよい。層１０６、１０８及び１１
０の各層のセグメント１０７は、非導電性の接着剤又は非導電性のスペーサー（
図示せず）で互いに取り付けられており、層１０６、１０８及び１１０も、上文
中で開示したように非導電性の接着剤又は非導電性のスペーサー（図示せず）で
互いに取り付けられている。層１０６のセグメント１０７は、層１０６のセグメ
ント１０７の各々が下側に配置された層１０８のセグメント１０７から円１０９
の外周に沿ったセグメント１０７に対応する弧の三分の一に等しい距離だけずれ
るように、層１０８のセグメント１０７に対してずらされている。層１０８のセ
グメント１０７は、層１０８のセグメント１０７の各々が下側に配置された層１
１０のセグメント１０７から円１０９の外周に沿ったセグメント１０７に対応す
る弧の三分の一に等しい距離だけずれるように、下側に配置された層１１０のセ
グメント１０７に対してずらされている。

【０１１１】 各々のセグメント１０７の磁場の方向及び極性は、上文中に開示されたように
Ｓ及びＮのラベルが付けられた矢印によって示される。

【０１１２】 この構成は、上文中に開示されたように互いにセグメント１０７を引き付ける
正味の力をなおも有する一方で、環状永久磁石１０４によって生成された磁場の
不均一性を更にいっそう減少させる。

【０１１３】 本発明の環状永久磁石は、３以上の別の数のずらされた層から構成するように
してもよいことに着目されたい。しかしながら、多数のセグメントを組み立て、
整合し接着するという困難を増加させることに起因して、手段として提供される
層の数には実用上の限界が存在し得る。

【０１１４】 図１２及び図１３の好ましい実施形態は磁場の方向に沿って同一の高さを持つ
層を有する環状永久磁石を示したが、異なる高さを有する層の様々な組み合わせ
を使用した他の手段も可能であることに更に着目されたい。

【０１１５】 図１２及び図１３の好ましい実施形態は多数の同心の環状永久磁石を含む磁石
アセンブリ（図示せず）の部分である環状永久磁石８４及び１０４のうちただ一
つだけの詳細な構成を示したが、磁石アセンブリに備えられた他の環状永久磁石
も上文中で開示されたように多数にずらされた層から構成されるのが好ましいこ
とに更に着目されたい。更に、層の数及び単一の磁石アセンブリを構成する各々
の環状永久磁石に対するずれ型が所望の磁場特性及び製造上の考慮すべき理由に
従って選択することができる。

【０１１６】 上文中で参照されたＰＣＴ出願番号ＰＣＴ／ＩＬ９８／００３３９号は、ＭＲ
Ｉプローブで使用される対向する環状永久磁石間の磁場の均一性を改善する方法
を開示する。この方法は、隣接するセグメントの磁場強度におけるばらつきが規
則的な周期を持つ周期曲線に従うように等しい角度のセグメントの束からセグメ
ントを選択する工程と、環状永久磁石を形成するように選択されたセグメントを
結合する工程と、を含む。磁石アセンブリは、低透磁率材料によって、２又はそ
れ以上のそのような環状永久磁石を接続することによって形成される。最終的に
、そのような２つの磁石アセンブリは、対向する環状永久磁石の各対に対して、
磁場のばらつきを表す周期曲線が反位相に整合されるように整合される。この方
法は、達成可能な永久磁場の均一性を改善する。

【０１１７】 本発明の更に別の好ましい実施形態によれば、上文中に参照されたＰＣＴ出願
番号ＰＣＴ／ＩＬ９８／００３３９号でカツネルソンらにより開示された方法は
、本発明のＭＲＩプローブで使用される環状永久磁石を構成する際に同様に適用
可能である。

【０１１８】 本発明の好ましい実施形態に係る、局所的で使い捨て可能なＲＦケージと連係
して使用される小組織専用のＭＲＩプローブの図解である図１４を参照されたい
。

【０１１９】 小組織専用のＭＲＩプローブ１２０は、調整可能なフレーム１２３によって外
科手術用テーブル１２２に取り付けられた、図１の磁石アセンブリ２及び４を備
えている。外科手術用テーブルは、例えばステンレス鋼などの導電性材料からで
きている。プローブ１２０もＲＦケージ１２４を備える。ＲＦケージ１２４は、
患者６の身体と磁石アセンブリ２及び４とを覆うのに適したサイズ及び形状を有
する一枚の可撓性の導電性ＲＦメッシュからできている。

【０１２０】 ＲＦケージ１２４は、ＭＲＩプローブ１２０の遮蔽を完全にするため外科手術
用テーブル１２２に電気的に接続されている。ＲＦケージ１２４は、接地される
のが適切である。ＲＦケージ１２４は、開口部１２６も有する。開口部１２６は
、手術中に患者６の脳にアクセスするため外科医１３０及び１３２により使用さ
れる。例えば、外科手術用機器１２８を、開口部１２６を通して患者６の脳の中
に挿入することができる。開口部１２６のサイズ及び形状は、該開口部を通した
外科用手術機器の挿入及び操作の快適性を可能とするように設計され、それと共
に、なおもＭＲＩプローブの有効な遮蔽を可能にして「自己遮蔽された（self s
hielded）」磁石を生成する。

【０１２１】 ＲＦケージ１２４は、例えば適切なプラスティックなどの非導電性材料からで
きた１枚の可撓性シートに例えば銅金属などの導電性材料を埋め込んでできた導
電性可撓性ＲＦメッシュからも作ることができる。ＲＦケージ１２４は、例えば
金属フォイルなどの導電性材料の薄い可撓性シートからも作ることができる。

【０１２２】 ＲＦケージを作っている材料は殺菌可能でなければならず、ＲＦケージ１２４
は使い捨て可能であることに着目されたい。

【０１２３】 結像体積を含む領域の外部に勾配コイルのうち幾つか又は全てを配置するとい
う方法は、ＲＦコイルの適切な形状化及び配置によって本発明の永久磁石アセン
ブリ間の利用可能な空間を更に増加させることを可能にするということに更に着
目されたい。

【０１２４】 本発明のＭＲＩプローブで役立つ直線偏光を提供する発信用ＲＦコイルを示し
ている概略的な等角図である図１５を参照されたい。

【０１２５】 発信用ＲＦコイル１４０は、折り畳まれた平坦な銅製リボン導電体から作るの
が好ましいが、必要とされる電流を伝達することができる他の任意形状の導電材
料から形成することもできる。コイル１４０は、４つの前部導電部分１４２Ａ、
１４２Ｂ、１４４Ａ及び１４４Ｂを備える。ＲＦコイル１４０が電気的に付勢さ
れたとき、矢印によって示された方向にＲＦコイルを通って流れる。４つの前部
導電体１４２Ａ、１４２Ｂ、１４４Ａ及び１４４Ｂは、直線偏光されたＲＦ電磁
場を生成するのに適した、開放ヘルムホルツ型コイル形態を有効に形成する。

【０１２６】 コイル１４０は、４つの電流戻り導電部分１５２Ａ、１５２Ｂ、１５４Ａ及び
１５４Ｂも備える。

【０１２７】 コイルのターミナル１４８Ａ及び１４８Ｂは、コイル１４０を付勢するため適
切なＲＦ増幅器（図示せず）に電気的に接続されている。

【０１２８】 図１６及び図１７を参照されたい。図１６は、本発明の好ましい実施形態に従
って、図１５の発信用ＲＦコイル１４０を備えたＭＲＩプローブ１５０を示した
概略的な等角図である。図１７は、ラインＸＶＩＩ−ＸＶＩＩに沿って取られた
図１６のＭＲＩプローブ１５０の概略的な断面である。

【０１２９】 ＭＲＩプローブ１５０は２つの永久磁石アセンブリ１６２及び１６４を備える
。永久磁石アセンブリ１６２は、ハウジング１８２と、該ハウジング１８２に取
り付けられた１組の３つの同心環状永久磁石２Ａ、２Ｂ及び２Ｃとを備える。永
久磁石アセンブリ１６４は、ハウジング１８４と、該ハウジング１８４に取り付
けられた１組の３つの同心環状永久磁石４Ａ、４Ｂ及び４Ｃとを備える。ハウジ
ング１８２及び１８４は、ガラス繊維又は他の任意の適切な非導電性プラスティ
ック材料などからできている。永久磁石アセンブリ１６２及び１６４の内部に備
えられた環状永久磁石の構成、構造及び調整の詳細は、本発明の主題事項ではな
く、従って本明細書中では詳細には説明しない。そのような永久磁石アセンブリ
の構成及び設計は、カツネルソンらによるＰＣＴ出願番号ＰＣＴ／ＩＬ９８／０
０３３９号で開示されている。

【０１３０】 永久磁石アセンブリ１６２は、第１の表面１８２Ａ及び第２の表面１８２Ｂを
備える。永久磁石アセンブリ１６４は、第３の表面１８４Ａ及び第４の表面１８
４Ｂを備える。２つの永久磁石アセンブリ１６２及び１６４はフレーム１７３に
取り付けられ、第２の表面１８２Ｂ及び第３の表面１８４Ａがそれらの間に空間
１１４の開領域を画成する。永久磁石アセンブリ１６２及び１６４は、領域１１
４内部に配置されたほぼ均一な磁場１６８の領域を生成する。

【０１３１】 プローブ１５０は、多層プリント回路アセンブリ１７２及び１７４も備える。
プリント回路アセンブリ１７２及び１７４は、図４のＭＲＩプローブの多層プリ
ント回路アセンブリ５２及び５４に対して上文中に詳細に開示されたように、ｘ
勾配コイル、ｙ勾配コイル、ｚ勾配コイル及びシムコイルを含む平坦なプリント
回路基板（図示せず）を各々備えている。プリント回路アセンブリ１７２は、領
域１１４の外部に配置され、永久磁石アセンブリ１６２の第１の表面１８２Ａに
面する。プリント回路アセンブリ１７４も領域１１４の外部に配置され、永久磁
石アセンブリ１６４の第４の表面１８４Ｂに面する。

【０１３２】 ＭＲＩプローブ１５０は、開領域１１４内部のＲＦ電磁場を生成するための発
信用ＲＦコイル１４０と、組織即ち身体部分からのＲＦ電磁信号を受信するため
、結像されるべき組織即ち身体部分（図示せず）に隣接して開領域１１４内部に
配置された受信用ＲＦコイル１７５と、を更に備える。

【０１３３】 受信用ＲＦコイル１７５は、当該技術分野で周知されている任意の適切な形式
の受信用コイル、例えば、結像される組織即ち身体部分の近傍に配置する上で適
した寸法を持つ可撓性ＲＦコイル（図示せず）又は他の形式のＲＦコイルなどを
用いることができることに着目されたい。更に、本発明の別の実施形態に従って
、ＭＲＩプローブ１５０は、当該技術分野で周知されているように、組織即ち身
体部分（図示せず）に隣接した様々に異なる位置に配置され得る複数の小型の受
信用ＲＦコイル（図示せず）を備えるようにしてもよい。

【０１３４】 ４つの前部導電部分１４２Ａ、１４２Ｂ、１４４Ａ及び１４４Ｂを備えた発信
用ＲＦコイル１４０の部分は、永久磁石アセンブリ１６２及び１６４の間の開領
域１１４に配置される。

【０１３５】 前部導電部分１４４Ａ及び１４４Ｂは、表面１８２Ｂに隣接して配置され、該
表面に接着即ち取り付けられる。同様に、前部導電部分１４２Ａ及び１４２Ｂは
、表面１８４Ａに隣接して配置され、該表面に接着即ち取り付けられる。しかし
ながら、前部導電部分１４４Ａ及び１４４Ｂと、１４２Ａ及び１４２Ｂとを、表
面１８２Ｂ及び１８４Ａに取り付けられることなく、これらの表面に夫々隣接し
て配置してもよい。

【０１３６】 好ましくは、開放ヘルムホルツコイル用の設計に従って、前部導電部分１４４
Ａ及び１４４Ｂ間の距離と、前部導電部分１４２Ａ及び１４２Ｂ間の距離とは、
結像体積１６８の中心点１６９を前部導電部分１４２Ａ及び１４２Ｂの中心に夫
々接続するラインの間の角度をαとしたときα＝６０°となるように設計される
。中心店１６９は軸１２上にあり、表面１８２Ｂ及び１８４Ａの間の中央点であ
る。しかしながら、角度αは、とりわけ発信用ＲＦコイルの特定の設計パラメー
タに応じて、６０°以外であってもよい。

【０１３７】 ４つの電流戻り導電部分１５２Ａ、１５２Ｂ、１５４Ａ及び１５４Ｂを備える
発信用ＲＦコイル１４０の部分は、開領域１１４の外部に配置されている。電流
戻り導電部分１５２Ａ及び１５２Ｂは、表面１８４Ｂと多層プリント回路アセン
ブリ１７４との間に配置され、電流戻り導電部分１５４Ａ及び１５４Ｂは、表面
１８２Ａと多層プリント回路アセンブリ１７２との間に配置される。

【０１３８】 発信用ＲＦコイル１４０の上記設計の利点は、ＲＦ場に寄与せず実際に該場の
減少を引き起こし得る電流戻り導電部分１５２Ａ、１５２Ｂ、１５４Ａ及び１５
４Ｂが、これらに対応する前部導電部分１４２Ａ、１４２Ｂ、１４４Ａ及び１４
４Ｂから間隔を隔てることができ、電流戻り導電部分１５２Ａ、１５２Ｂ、１５
４Ａ及び１５４ＢによってＲＦ場の減少を少なくさせることができるということ
である。

【０１３９】 電流戻り導電部分１５２Ａ、１５２Ｂ、１５４Ａ及び１５４Ｂを領域１１４の
外部に配置することの追加の利点は、医療介入手続きの間に結像されるべき組織
又は外科手術用機器を位置決めし操作するための開領域１１４内に利用可能な空
間を増加させることができるということである。

【０１４０】 多層プリント回路アセンブリ１７２及び１７４を領域１１４の外部に且つ前部
導電部分１４２Ａ、１４２Ｂ、１４４Ａ及び１４４Ｂから離して配置することは
、多層プリント回路アセンブリ１７４及び１７２内部に配置されたＸ、Ｙ及びＺ
コイル（図示せず）及びシムコイル（図示せず）による発信用ＲＦコイル１４０
の負荷をかなり減少させることに着目されたい。環状永久磁石２Ａ、２Ｂ、２Ｃ
、４Ａ、４Ｂ及び４Ｃは、Ｘ，Ｙ，Ｚコイル及びシムコイルの銅製導電体より低
い導電率を有する。それらは銅よりも低い導電率を有する鉄−ネオジム−ホウ素
の合金等の材料でできているからであり、またカツネルソンらによりＰＣＴ出願
番号ＰＣＴ／ＩＬ９８／００３３９号に詳細に開示されたように非導電性接着剤
によって互いに電気的に絶縁された複数のセグメントから構成された各々の環状
永久磁石２Ａ、２Ｂ、２Ｃ、４Ａ、４Ｂ及び４Ｃの構成の故である。かくして、
発信用ＲＦコイル１４０及び受信用ＲＦコイル１７５の負荷は、多層プリント回
路アセンブリ１７４及び１７２を領域１１４の外部に配置し且つ発信用ＲＦコイ
ル１４０及び受信用ＲＦコイル１７５から離して配置することによって、かなり
減少される。発信用ＲＦコイル１４０の負荷の減少は、高価な高出力ＲＦ発信用
増幅器を使用する必要無しに、発信信号の所望の品質を達成することを可能にす
る。受信用ＲＦコイル１７５の負荷の減少は、ＭＲＩプローブ１５０によって得
られる画像品質をかなり改善することができる。

【０１４１】 電流戻り導電部分１５２Ａ、１５２Ｂ、１５４Ａ及び１５４Ｂは、開領域１１
４の外部に配置されることによって夫々多層プリント回路アセンブリ１７４及び
１７２に近接して配置され、かくして勾配コイル及びシムコイルによりＲＦコイ
ル１４０の負荷を増加させる可能性があるが、多層プリント回路アセンブリ１７
４及び１７２は、ＲＦコイル１４０の負荷を減少させるため中心点１６９から離
れるように軸１２に沿って多層プリント回路アセンブリ１７４及び１７２を移動
させることにより、電流戻り導電部分１５２Ａ、１５２Ｂ、１５４Ａ及び１５４
Ｂから十分に間隔を隔てることができることは、当業者によって理解されよう。

【０１４２】 かくして、ＭＲＩプローブ１５０の設計は、勾配コイル及びシムコイルを付勢
する上でより強力で高価な増幅器の使用を必要とするような、結像体積領域１６
８の中心点１６９からの多層プリント回路アセンブリ１７４及び１７２の過度の
引き離しを必要とすること無く、ＲＦコイル１４０の負荷を減少させることによ
って所望の高い画像品質を与えるように最適化することができる。

【０１４３】 例えば身体全体を結像するＭＲＩ装置などの従来の大型ＭＲＩ装置では、勾配
コイル及び発信用ＲＦコイルは、磁石の間にある領域の内部に配置されることに
着目されたい。典型的には、この領域は、ＲＦコイルと勾配コイルとの間の十分
な距離を設計することを可能にする上で十分に大きく、かくして勾配コイル及び
／又はシムコイルによるＲＦコイルの負荷を減少させるという問題を解決する。

【０１４４】 直接対比すると、本発明の介入型ＭＲＩ／ＭＲＴシステムなどのシステムで使
用されるより小さくて小型のＭＲＩプローブでは、発信用ＲＦコイルの負荷の問
題は、永久磁石の間の領域（例えば図４及び図１７に各々示す領域１４及び１１
４など）が、永久磁石アセンブリの可能なサイズに関する制限に起因して小さい
ので、解決するのが困難である。かくして、磁石アセンブリ間の領域外部に置か
れた、本発明の外部勾配コイル及びシムコイルを使用することは、永久磁石アセ
ンブリ間で利用可能な空間をより大きくすること並びに達成可能な画像品質を改
善するため発信用ＲＦコイルの負荷を減少させるという利点を有する。

【０１４５】 図１６及び図１７のＭＲＩプローブ１５０では、ｘ勾配コイル、ｙ勾配コイル
、ｚ勾配コイル及びシムコイルは、領域１１４の外部に外部配置された多層プリ
ント回路アセンブリ１７４及び１７２の内部に備えられるが、本発明の他の好ま
しい実施形態は、勾配コイル及び／又はシムコイルのうちいくつかを永久磁石ア
センブリ１６４及び１６２の間の領域内部に内部配置させることが可能であるこ
とに着目されたい。

【０１４６】 本発明の別の好ましい実施形態に係る、内部のｚ勾配コイル及び外部のｘ勾配
及びｙ勾配コイルを有するＭＲＩプローブの概略的な断面である図１８を参照さ
れたい。ＭＲＩプローブ２５０は、２つの外部多層プリント回路アセンブリ２７
４及び２７２と、２つの永久磁石アセンブリ２６２及び２６４と、を備える。多
層プリント回路アセンブリ２７４及び２７２は、それらがｚ勾配コイルを備えて
いないということを除いて、図１７の多層プリント回路アセンブリ１７４及び１
７２と構成上類似している。かくして、多層プリント回路アセンブリ２７４及び
２７２の各々は、ｘ勾配コイル（図示せず）、ｙ勾配コイル（図示せず）及びシ
ムコイル（図示せず）を備える。

【０１４７】 ２つの永久磁石アセンブリ２６２及び２６４は、永久磁石アセンブリ２６２が
ハウジング１８２と環状永久磁石２Ｂ及び２Ｃとの間にある空間に配置されたｚ
勾配コイル（図示せず）を備えたプリント回路基板２００を有し、永久磁石アセ
ンブリ２６４もハウジング１８２と環状永久磁石４Ｂ及び４Ｃとの間にある空間
に配置されたｚ勾配コイル（図示せず）を備えたプリント回路基板２０２を有す
るということを除いて、図１７の２つの永久磁石アセンブリ１６２及び１６４と
類似する。

【０１４８】 ハウジング１８２及び１８４の内部に各々プリント回路基板２００及び２０２
を配置することは、結像するための組織即ち身体部分を位置決めし該組織即ち身
体部分への外科手術用機器のアクセスを可能とするように領域１１４を妨げずに
残しておき、表面１８２Ｂ及び１８４Ａ間の利用可能な空間を減少させることが
ない。

【０１４９】 本発明の更に別の好ましい実施形態に係る、内部のｚ勾配コイル及び外部のｘ
勾配及びｙ勾配コイルを有するＭＲＩプローブの概略的な断面である図１９を参
照されたい。

【０１５０】 ＭＲＩプローブ３５０は、図１８の多層プリント回路アセンブリ２７４及び２
７２と、永久磁石アセンブリ３６２及び３６４と、を備える。永久磁石アセンブ
リ３６２及び３６４は、永久磁石アセンブリ３６２が長く延びたｚ勾配コイル３
００も備え、永久磁石アセンブリ３６４も長く延びたｚ勾配コイル３０２を備え
るということを除いて、全ての点において図１７の永久磁石アセンブリ１６２及
び１６４と同一である。ｚ勾配コイル３００は環状永久磁石２Ａ及び２Ｂの間に
同心に配置され、ｚ勾配コイル３０２は環状永久磁石４Ａ及び４Ｂの間に同心に
配置される。

【０１５１】 ハウジング１８２及び１８４の内部に各々ｚ勾配コイル３００及び３０２を配
置することは、結像するための組織即ち身体部分を位置決めし該組織即ち身体部
分への外科手術用機器のアクセスを可能とするように領域１１４を妨げずに残し
ておき、表面１８２Ｂ及び１８４Ａ間の利用可能な空間を減少させることがない
。

【０１５２】 ｚ勾配コイル３００及び３０２は、円形断面を備えた螺旋コイルとして又は例
えば正多角形断面（図示せず）などの別の適切な断面を有する長く延びたコイル
として形成されてもよいことに着目されたい。コイルの巻きピッチは、必要とさ
れる勾配パラメータに従って変化させてもよい。

【０１５３】 図１９のｚ勾配コイル３００及び３０２が、図示を明瞭にするため等ピッチの
螺旋コイルとして示されている一方で、このｚ勾配コイル６５は単位長さ当たり
のコイル巻き数が当該技術分野で知られているようにコイルに沿って変化するよ
うに可変のピッチを持ち得ることにも更に着目されたい。

【０１５４】 図１０のｚ勾配コイル６５と図１９のｚ勾配コイル３００及び３０２とは、コ
イルのうちある部分がコイルの他の部分とは異なる直径を有するように直径が可
変に巻かれた長く延びたコイルとして形成されてもよいことに更に着目されたい
。

【０１５５】 更に、図示を明瞭にするため、図１６の受信用ＲＦコイル１７５は図１７ない
し図１９には示されていないことに着目されたい。

【０１５６】 ＭＲＩプローブ１５０の発信用ＲＦコイル１４０は直線偏光型であるが、他の
型式の発信用ＲＦコイルを用いることができることにも更に着目されたい。

【０１５７】 図２０及び図２１に参照されたい。図２０は、本発明の別の実施形態に係る、
ＭＲＩプローブで使用するための円偏光型の発信用ＲＦコイルアセンブリを形成
するため、図１５のＲＦコイル１４０と結合可能なＲＦコイル２４０を示してい
る概略的な等角図である。図２１は、図１５のＲＦコイル及び図２１のＲＦコイ
ルから組み立てられた円偏光型の発信用ＲＦコイルアセンブリを示した概略的な
等角図である。

【０１５８】 図２０のＲＦコイル２４０は折り畳まれた平坦な銅製リボンから作るのが好ま
しいが、必要とされる電流を流すことができる他の任意の適切に形状化された導
電材料から作ることもできる。コイル２４０は、４つの前部導電部分２４２Ａ、
２４２Ｂ、２４４Ａ及び２４４Ｂを備える。ＲＦコイル２４０が電気的に付勢さ
れたとき、電流は、矢印により示された方向にこれらの導電部分を通って流れる
。４つの前部導電部分２４２Ａ、２４２Ｂ、２４４Ａ及び２４４Ｂは開ヘルムホ
ルツコイル形態を有効に形成する。

【０１５９】 コイル２４０は、４つの電流戻り導電部分２５２Ａ、２５２Ｂ、２５４Ａ及び
２５４Ｂも備える。発信用ＲＦコイル１４０（図１５）の前部導電部分１４２Ａ
、１４２Ｂ、１４４Ａ及び１４４Ｂと、電流戻り導電部分１５２Ａ、１５２Ｂ，
１５４Ａ及び１５４Ｂとが垂直に整列されているのに対し、ＲＦコイル２４０の
前部導電部分２４２Ａ、２４２Ｂ、２４４Ａ及び２４４Ｂと、電流戻り導電部分
２５２Ａ、２５２Ｂ、２５４Ａ及び２５４Ｂとは水平に整列されている。

【０１６０】 コイルのターミナル２４８Ａ及び２４８Ｂは、コイル２４０を付勢するため適
切なＲＦ増幅器（図示せず）に電気的に接続されている。

【０１６１】 図２０の発信用ＲＦコイル２４０は、ＭＲＩプローブ１５０（図１６）の発信
用ＲＦコイル１４０を代替することができる。しかしながら、発信用ＲＦコイル
１４０及び２４０は、図２１の円偏光発信用ＲＦコイル３４０を形成するように
結合することもできる。

【０１６２】 発信用ＲＦコイル３４０では、前部導電部分２４２Ａ及び２４２Ｂは、前部導
電部分１４２Ａ及び１４２Ｂに直交するように整列される。４つの前部導電部分
２４２Ａ、２４２Ｂ、１４２Ａ及び１４２Ｂは、ＭＲＩプローブの永久磁石アセ
ンブリ１６４（図示せず）の表面１８４Ａに隣接して配置される。前部導電部分
２４４Ａ及び２４４Ｂは、前部導電部分１４４Ａ及び１４４Ｂと直交して整列さ
れる。４つの前部導電部分２４４Ａ、２４４Ｂ、１４４Ａ及び１４４Ｂは、ＭＲ
Ｉプローブの永久磁石アセンブリ１６２（図示せず）の表面１８２Ａに隣接して
配置される。

【０１６３】 回路の短絡を防止するため、ＲＦコイル１４０の任意部分とＲＦコイル２４０
の任意部分との間に電気的接触を防止する処置が取られる。これは、絶縁材料（
図示せず）の層即ち被覆によりＲＦコイル１４０及び２４０の表面を絶縁するこ
とによって、或いは、接触の可能性のある領域を非導電性材料の部品で分離させ
ることによってなすことができる。

【０１６４】 円偏光発信用ＲＦコイルの一般的な設計は、クォードラチャーハイブリッド型
のＲＦコイルとして当該技術分野で知られている。しかし、本発明の発明者らは
、勾配コイル及びシムコイルのうちあるもの又は全てを開領域１１４の外部に配
置することによって、発信用ＲＦコイルにかかる負荷を十分に減少させることが
でき、ＲＦコイルの効率が改善されることに着目した。加えて、円偏光発信用Ｒ
Ｆコイル３４０の電流戻り導電部分１５４Ａ、１５４Ｂ、２５４Ａ、２５４Ｂ、
１５２Ａ、１５２Ｂ、２５２Ａ及び２５２Ｂを開領域１１４の外部に配置するこ
とは、これらの電流戻り導電部分１５４Ａ、１５４Ｂ、２５４Ａ、２５４Ｂ、１
５２Ａ、１５２Ｂ、２５２Ａ及び２５２Ｂの開領域１１４からの距離を大きくす
ることによってＲＦコイルの効率を更に改善させる。

【０１６５】 本発明のＭＲＩプローブで役立つ図１５、１６及び２１の発信用ＲＦコイル１
４０及び３４０は、電流戻り部分などの該コイルの位置が開領域内部に利用可能
な空間を増大させるため開領域１１４の外部に配置されるという利点を有するが
、直線偏光又は円偏光の発信用ＲＦコイルにおける他の多数の設計が、本発明の
範囲及び精神の範囲内において、開領域１１４の外部に配置された外部勾配コイ
ルを有するＭＲＩプローブを用いて使用される可能性もあり得ることに着目され
たい。例えば、１又は複数の発信用ＲＦコイルの全てが開領域１１４の内部に配
置される発信用ＲＦコイル（図示せず）も、本発明の実施形態で使用されてもよ
い。

【０１６６】 本発明の更に別の実施形態に係る、外部にｘ、ｙ及びｚ勾配コイルを有するＭ
ＲＩプローブ４５０を示している概略的な等角図である図２２を参照されたい。

【０１６７】 ＭＲＩプローブ４５０は、２つの対向する永久磁石アセンブリ４６２及び４６
４を備えており、該アセンブリ間に開領域４１４を画成する。永久磁石アセンブ
リ４６２及び４６４は、領域４１４及び患者６の頭へのアクセスを可能とするよ
うに設計された例えば支持フレーム（図示を明瞭にするため図示せず）などの１
又はそれ以上の支持構造体に取り付けられ即ち支持されるようにしてもよい。

【０１６８】 患者６の頭などの組織即ち身体部分は、結像のため開領域４１４内で位置決め
することができる。永久磁石アセンブリ４６２及び４６４は、図１６の永久磁石
アセンブリ１６２及び１６４と設計上類似し得るが、ほぼ均一な磁場の領域をそ
の間に提供するため適切に設計された任意の一対の永久磁石アセンブリであって
もよい。ＭＲＩプローブ４５０は、４つの部分４４０Ａ、４４０Ｂ、４４０Ｃ及
び４４０を備える発信用ＲＦコイル４４０を更に含み、該ＲＦコイル４４０のこ
れらの部分４４０Ａ、４４０Ｂ、４４０Ｃ及び４４０は、適切に電気的に接続さ
れた（接続は図示せず）プリント回路基板アセンブリであり、該プリント回路基
板アセンブリ４４０Ａ、４４０Ｂ、４４０Ｃ及び４４０に備えられた銅製導電体
（図示せず）は図１５のＲＦコイル１４０の導電体と類似の方法で形成されてい
る。しかし、図１５及び図２１の発信用ＲＦコイル１４０又は３４０は、各々Ｒ
Ｆコイル４４０の代わりに使用することもできる。プリント回路基板アセンブリ
４４０Ａ及び４４０Ｄは、シムコイル（図示せず）を備えることもできるが、シ
ムコイル（図示せず）は一対の分離したコイルであってもよく、各々のコイルは
プリント回路基板アセンブリ４４０Ａ及び４４０Ｄの対向する一方からある距離
だけ離れて配置される。

【０１６９】 ＭＲＩプローブ４５０は、受信用ＲＦコイル１７５及び多層プリント回路アセ
ンブリ４７２とを更に備える。

【０１７０】 多層プリント回路アセンブリ４７２は、永久磁石アセンブリ４６２及び４６４
の下方に開領域４１４の外部に配置される。かくして、領域４１４は比較的自由
にアクセスされ得る。

【０１７１】 多層プリント回路アセンブリ４７２は、ｘ勾配コイル、ｙ勾配コイル及びｚ勾
配コイルを備えた３つのプリント回路（図示せず）を含む。多層プリント回路ア
センブリ４７２の相対的な配置は、図１６の多層プリント回路アセンブリ１７２
及び１７４の配置と異なるので、勾配コイルの設計は主要磁場の方向に対するコ
イルのこの異なる位置に適するようにされる。多層プリント回路アセンブリ４７
２を開領域４１４の外部に配置することは、開領域４１４で利用可能な空間をよ
り多くさせるという利点、並びに、多層プリント回路アセンブリ４７２及び発信
用ＲＦコイル４４０の導電勾配コイル表面の間の分離間隔を増加させることによ
って発信用ＲＦコイル４４０の負荷を減少させるという利点を有する。

【０１７２】 上文中に開示された好ましい実施形態のＭＲＩプローブは、一対の対向する永
久磁石アセンブリをそれらの間に開領域を備えた状態で有し、組織即ち身体部分
が該一対の永久磁石アセンブリ開の開領域に配置されるが、本発明の他の好まし
い実施形態は、単一の磁石アセンブリを使用しても達成することができることに
着目されたい。

【０１７３】 本発明の更に別の好ましい実施形態に係る、単一の永久磁石アセンブリを有す
るＭＲＩプローブ５００の概略的な断面である図２３を参照されたい。

【０１７４】 ＭＲＩプローブ５００は、第１の表面５８２Ａと、該第１の表面５８２Ａに対
面する第２の表面５８２Ｂとを有する単一の永久磁石アセンブリ５６２を備える
。永久磁石アセンブリ５６２は様々に異なる設計を使用することによって構成さ
れることができる。例えば、永久磁石アセンブリ５６２は、カツネルソンらによ
りＰＣＴ出願番号ＰＣＴ／ＩＬ９８／００３３９号で詳細に開示された複数の同
心の環状永久磁石から構成することができる。しかし、永久磁石アセンブリ５６
２は、永久磁石アセンブリ５６２の表面５８２Ｂを超えて延びるほぼ均一の磁場
５１８の体積領域を提供するようになった他の方法及び設計を使用しても達成す
ることができる。永久磁石アセンブリの特別の設計パラメータは、とりわけ、体
積５１８の所望の寸法、該体積５１８内の磁場の所望の強度及び体積５１８と表
面５８２Ｂとの間の距離に依存し得る。

【０１７５】 ＭＲＩプローブ５００は、多層プリント回路アセンブリ５７２を更に備える。
この多層プリント回路アセンブリ５７２は、体積５１８に面する側の反対にある
永久磁石アセンブリ５６２の側で該永久磁石アセンブリ５６２の表面５８２Ａに
対向して配置される。多層プリント回路アセンブリ５７２は、ｘ勾配コイル、ｙ
勾配コイル及びｚ勾配コイルを各々備える３つのプリント回路（図示せず）を有
する。多層プリント回路アセンブリ５７２は、主要磁場の能動シミング（active
shimming）のためのシムコイル（図示せず）を備えるようにしてもよい。

【０１７６】 ＭＲＩプローブ５００は、発信用ＲＦコイル５４０を更に備える。発信用ＲＦ
コイル５４０は、表面５８２Ｂと体積領域５１８との間に配置される。ＭＲＩプ
ローブ５００は、例えば低ノイズＲＦ増幅器などのＲＦ増幅器５２５に適切に接
続された受信用ＲＦコイル５７５を更に備える。

【０１７７】 結像されるべき組織即ち身体部分、例えば患者６の頭などは、頭６の少なくと
も一部分が体積領域５１８内に配置されるように表面５８２Ｂ及びＲＦコイル５
４０の上方に配置することができる。

【０１７８】 ＭＲＩプローブ５００の利点は、多層プリント回路アセンブリ５７２に備えら
れた勾配コイル及びシムコイルが表面５８２Ｂの上方の領域から離れて配置され
、従って、体積領域５１８への結像される組織のアクセスを制限しないというこ
とである。

【０１７９】 ＭＲＩプローブ５００内の多層プリント回路アセンブリ５７２の構成からくる
別の利点は、多層プリント回路アセンブリ５７２の勾配コイル及びシムコイル（
図示せず）が発信用ＲＦコイル５４０及び受信用ＲＦコイル５７５から離れて配
置され、従って、多層プリント回路アセンブリ５７２内の勾配コイル（図示せず
）によって、発信用ＲＦコイル５４０及び受信用ＲＦコイル５７５の負荷を減少
させ、これにより画像品質を改善する。

【０１８０】 発信用ＲＦコイル５４０の他の可能な構成は、発信用ＲＦコイルの一部分が表
面５８２Ｂと体積領域５１８との間に配置され、発信用ＲＦコイルの別の部分が
表面５８２Ａと多層プリント回路アセンブリ５７２との間に配置されることを可
能にすることに着目されたい。

【０１８１】 図２３の単一の永久磁石アセンブリが所定体積のほぼ均一の磁場を達成するよ
うに最適されなければならないことは当業者には理解されよう。かくして、３つ
の勾配コイル即ちｘ、ｙ及びｚ勾配コイル（図示せず）は、一連の結像処理の間
に要求される３つの直交する磁場勾配を能動的に生成するため、多層プリント回
路アセンブリ５７２の内部で必要とされる。

【０１８２】 単一磁石アセンブリのそのような最適な方法は当該技術分野で知られているが
、単一の磁石アセンブリが、例えばＺ軸に沿って固定された磁場勾配を提供する
ように設計される大体のアプローチも存在する。例えば、キキニスによる米国特
許番号５，３９０，６７３号は、棒状磁石の長さ方向軸に沿った固定磁場勾配を
有する棒状単一磁石を開示している。

【０１８３】 本発明の発明者らは、固定された磁場勾配を有するそのような永久磁石アセン
ブリを、本発明に従って使用することもできることに着目した。

【０１８４】 本発明の別の好ましい実施形態に係る、固定した磁場勾配を有するＭＲＩプロ
ーブを示す概略図である図２４を参照されたい。

【０１８５】 ＭＲＩプローブ６００は、第１の表面６８２Ａと、該第１の表面６８２Ａの反
対側の第２の表面６８２Ｂを有する単一の永久磁石アセンブリ６６２を備える。
永久磁石アセンブリ６６２を、様々に異なる設計を使用することによって構成す
ることができる。例えば、カツネルソンらによるＰＣＴ出願番号ＰＣＴ／ＩＬ９
８／００３３９号で詳細に開示されたように複数の同心環状永久磁石から永久磁
石アセンブリ５６２を構成することができ、この場合、アセンブリ内の環状永久
磁石の厳密な寸法、形状、磁場強度及び相対配置が軸６１２に沿って延びる固定
された磁場勾配を得るように設計されている。この固定されたｚ勾配は、所定の
体積領域６１８内部で軸６１２に沿ってほぼ線形に変化する。磁場は、体積領域
６１８内に含まれた、体積領域６１８内で軸６１２に対して直交する任意平面内
でほぼ均一である。

【０１８６】 しかし、永久磁石アセンブリ６６２は、例えばキキニスによる設計などの他の
方法及び設計を使用しても形成することができる。永久磁石アセンブリの特別の
設計パラメータは、とりわけ、体積領域６１８の所望の寸法、体積領域６１８な
いの磁場の所望の強度及び体積領域６１８と表面６８２Ｂとの間の距離に依存し
得る。

【０１８７】 ＭＲＩプローブ６００は、多層プリント回路アセンブリ６７２を更に備える。
多層プリント回路アセンブリ６７２は、体積領域６１８に面した側と反対側にあ
る永久磁石アセンブリ６６２の側に永久磁石アセンブリ６６２の表面６８２Ａに
対向して配置される。３つの勾配コイルを備える図２３の多層プリント回路アセ
ンブリ５７２とは対照的に、図２４の多層プリント回路アセンブリ６７２は、ｘ
勾配コイル及びｙ勾配コイルを含む２つのプリント回路（図示せず）を備える。
多層プリント回路アセンブリ６７２も、磁場の能動シミングのためのシムコイル
（図示せず）を備えるようにしてもよい。

【０１８８】 ＭＲＩプローブ６００は、発信用ＲＦコイル６４０を更に備える。発信用ＲＦ
コイル６４０は、表面６８２Ｂと体積領域６１８との間に配置される。ＭＲＩプ
ローブ６００は、低ノイズＲＦ増幅器などのＲＦ増幅器５２５に適切に接続され
た受信用ＲＦコイル５７５を更に備える。

【０１８９】 結像されるべき組織即ち身体部分、例えば患者の頭６などを、頭６の少なくと
も一部分が体積領域６１８内に配置されるように表面６８２Ｂ及び発信用ＲＦコ
イル５４０の上方に配置することができる。

【０１９０】 図２４の実施形態では、多層プリント回路アセンブリ６７２内のｘ及びｙ勾配
コイルの両方が表面６８２Ａに対向して配置されるが、他の実施形態では、ｘ及
びｙ勾配コイルのうち一つだけがそのように配置されるようにしてもよいことに
着目されたい。

【０１９１】 ＭＲＩプローブ６００の１又はそれ以上の勾配コイルを開示されたように配置
することの利点は、上文中でＭＲＩプローブ５００に対して詳細に開示された利
点と類似している。

【０１９２】 図４、８ないし１０、１４、１６ないし１９、２２及び２３のＭＲＩプローブ
内で使用される永久磁石アセンブリは、カツネルソンらによるＰＣＴ出願番号Ｐ
ＣＴ／ＩＬ９８／００３３９号で詳細に開示されたような同心環状永久磁石を使
用して設計されるが、多数の他型式の磁石アセンブリを、本発明の範囲内で使用
することができることに着目されたい。例えば、永久磁石アセンブリの構成で使
用される環状永久磁石は、同心の多角環状形状又は複数の楕円状に形成された環
であって個々の楕円環の焦点を通過する２つの共通軸を有する環によって形成す
ることができる。

【０１９３】 更に加えて、永久磁石の他の形態は、例えば中実立方体状、棒状永久磁石或い
は他型式のつなぎ合わせられた磁石若しくはつなぎ合わせられていない磁石など
を使用することができ、これらは勾配コイルによって、その内部で実質的な渦電
流が生成することを防止するように構成される。そのような設計は、低導電率を
有する永久磁石材料を使用してもよく、又は、区画化されて非導電性の材料若し
くは接着剤により接着されたた磁石構造及び／又はくびき構造を使用してもよい
。高導電率を有するくびき構造内部の渦電流の生成は、可能な電流生成を減少さ
せるため螺旋又は他型式のスロットを用いて、つなぎ合わせられたくびき構造に
スロットを形成することによって本発明の外部勾配コイルとの併用を可能にする
ように減少され得る。かくして、本発明の外部勾配コイルの配置に関する様々な
形態が、個々に構成された異なる設計の磁石アセンブリと併用するように構成す
ることができ、或いは、開領域をその間に有する対向する対の磁石アセンブリと
して、構成することができる。

【０１９４】 本発明の好ましい実施形態では、多層プリント回路アセンブリ５２、５４、７
２、７４、６４、７８、１７２、１７４、２７２、２７４、２００、２０２、４
７２及び５７２は、例えば水などの冷却流体を内部に流すための中空の導管（図
示せず）を内部に備えるが、本発明の他の好ましい実施形態では、多層プリント
回路アセンブリは、そのようなチャンネルを持っていないようにすることができ
ることに更に着目されたい。

【０１９５】 本発明の更に他の好ましい実施形態に従って、導電金属メッシュ又は格子など
のスクリーニング装置をＲＦの遮蔽を改善するため、ＭＲＩプローブの様々な構
成要素の間に挿入することができることに更に着目されたい。例えば、図１６及
び図１７のＭＲＩプローブ１５０では、多層プリント回路アセンブリ１７２の直
径に近似した直径を持つ適切な円状銅製メッシュ部品（図示せず）を、表面１８
２Ａ及び多層プリント回路アセンブリ１７２の間に配置してもよく、それと共に
多層プリント回路アセンブリ１７４の直径に近似した直径を持つ別の適切な円状
銅製メッシュ部品（図示せず）を、表面１８４Ａ及び多層プリント回路アセンブ
リ１７４の間に配置してもよい。同様に、適切な銅製メッシュ（図示せず）の部
品は、表面１８２Ａを除く永久磁石アセンブリ１６２の全表面及び表面１８４Ａ
を除く永久磁石アセンブリ１６４の全表面を遮蔽するために使用してもよい。

【０１９６】 多数の図面で図示の明瞭さを図るため、発信用及び受信用ＲＦ増幅器やＲＦコ
イル部分の間の正確な電気的接続が図示されていないことにも着目されたい。

【０１９７】 図４、８ないし１０及び図１６ないし１９に示されたＭＲＩプローブの全実施
形態では、好ましくはＭＲＩプローブの勾配コイル及びシムコイルの対応する対
の全ては直列に電気接続されることに更に着目されたい（これらの接続は図示の
明瞭さのため示されていない）。例えば、図１６のＭＲＩプローブ１５０のＺ勾
配増幅器（図示せず）は、多層プリント回路アセンブリ１７２内に備えられたｚ
勾配コイル（図示せず）の電流入力ターミナル（図示せず）に電気接続され、多
層プリント回路アセンブリ１７２の電流出力ターミナル（図示せず）は、多層プ
リント回路アセンブリ１７４内に備えられたｚ勾配コイル（図示せず）の電流入
力ターミナル（図示せず）に電気接続され、及び、多層プリント回路アセンブリ
１７４のｚ勾配コイルの電流出力ターミナル（図示せず）は、ｚ勾配増幅器に電
気接続されて、回路を完成する。かくして、ｚ勾配増幅器は、夫々対向する多層
プリント回路アセンブリ１７２及び１７４の相補的なｚ勾配コイルの両方を付勢
する。同様の直列接続の構成が、相補的なｘ勾配コイル（図示せず）、ｙ勾配コ
イル（図示せず）及びシムコイル（図示せず）の各対のために使用される。しか
し、勾配コイル及びシムコイルの相補的な対を接続する他の方法も使用すること
ができる。例えば増幅器（図示せず）の対を使用し、その各々が相補的な対のコ
イルのうち一つを付勢してもよい。

【０１９８】 本発明の実施形態は、当業者が本発明を実行することを可能にするように説明
されたが、前述の説明は例示を意図しており、本発明の範囲を限定するものでは
ないことに留意されたい。

【図面の簡単な説明】

【図１】 脳手術で役立つ小組織専用のＭＲＩプローブの概略的な斜視図である。

【図２】 図１の２つの永久磁石アセンブリを示す概略的な等角図である。

【図３】 永久磁石を使用した従来技術のＭＲＩ装置の部分を示す概略的な断面図である
。

【図４】 本発明の好ましい実施形態に係る、永久磁石を使用し且つ外部の勾配コイルを
備えるＭＲＩプローブの部分を示す等角図である。

【図５】 図４のＭＲＩプローブで有用となるｘコイルのためのプリント回路レイアウト
設計を概略的に示す前面図である。

【図６】 図４のＭＲＩプローブで有用となるｙコイルのためのプリント回路レイアウト
設計を概略的に示す前面図である。

【図７】 図４のＭＲＩプローブで有用となるｚコイルのためのプリント回路レイアウト
設計を概略的に示す前面図である。

【図８】 ２つの永久磁石アセンブリの間の体積領域内に配置されたｚ勾配コイルと、２
つの永久磁石アセンブリの間の体積領域外部に配置されたｚ及びｙ勾配コイルと
を有する、本発明の更に別の実施形態に係るＭＲＩプローブの部分を示す概略的
な等角図である。

【図９】 ラインＩＸ−ＩＸに沿って取られた図８の磁石アセンブリ、プリント回路基板
及び多層プリント回路アセンブリの断面図である。

【図１０】 本発明の別の実施形態に係る、２つの永久環状磁石の間に配置されたｚ勾配コ
イルを有するＭＲＩプローブの部分を示す断面図である。

【図１１】 環状永久磁石のセグメントに作用する力を理解する上で役立つ、図２の環状永
久磁石の部分の等角図である。

【図１２】 本発明の別の好ましい実施形態に係る、２層セグメントを備えた環状永久磁石
の部分を示す等角図である。

【図１３】 本発明の更に別の好ましい実施形態に係る、多層セグメントを備えた環状永久
磁石の部分を示す等角図である。

【図１４】 本発明の好ましい実施形態に係る、局所的で使い捨て可能なＲＦケージと組み
合わせて使用される小組織専用のＭＲＩプローブの図である。

【図１５】 本発明のＭＲＩプローブで役立つ直線偏光を提供する発信用ＲＦコイルを示す
概略的な等角図である。

【図１６】 本発明の好ましい実施形態に係る、図１５の発信用ＲＦコイルを内部に配置し
たＭＲＩプローブを示す概略的な等角図である。

【図１７】 ラインＸＶＩＩ−ＸＶＩＩに沿って取られた図１６のＭＲＩプローブの概略的
な断面図である。

【図１８】 本発明の別の好ましい実施形態に係る、内部のｚ勾配コイルと、外部のｘ勾配
コイル及びｙ勾配コイルとを有するＭＲＩプローブの概略的な断面図である。

【図１９】 本発明の更に別の好ましい実施形態に係る、内部のｚ勾配コイルと、外部のｘ
勾配コイル及びｙ勾配コイルとを有するＭＲＩプローブの概略的な断面図である
。

【図２０】 本発明の別の好ましい実施形態に係る、ＭＲＩプローブで使用するための円偏
光型の発信用ＲＦコイルアセンブリを形成するように図１５のＲＦコイルと結合
可能なＲＦコイルを示す概略的な等角図である。

【図２１】 図１５のＲＦコイル及び図１６のＲＦコイルから組み立てられた、円偏光型の
発信用ＲＦコイルアセンブリを示す概略的な等角図である。

【図２２】 本発明の更に別の好ましい実施形態に係る、夫々外部にあるｚ勾配コイル、ｘ
勾配コイル及びｙ勾配コイルを有するＭＲＩプローブを示す概略的な等角図であ
る。

【図２３】 本発明の更に別の好ましい実施形態に係る、単一の永久磁石アセンブリを有す
るＭＲＩプローブの概略図である。

【図２４】 本発明の別の好ましい実施形態に係る、固定された磁場勾配を有するＭＲＩプ
ローブの概略図である。

【手続補正書】

【提出日】平成１２年１２月１３日（２０００．１２．１３）

【手続補正１】

【補正対象書類名】図面

【補正対象項目名】図３

【補正方法】変更

【補正内容】

【図３】

───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (81)指定国 ＥＰ(ＡＴ，ＢＥ，ＣＨ，ＣＹ， ＤＥ，ＤＫ，ＥＳ，ＦＩ，ＦＲ，ＧＢ，ＧＲ，ＩＥ，Ｉ Ｔ，ＬＵ，ＭＣ，ＮＬ，ＰＴ，ＳＥ)，ＯＡ(ＢＦ，ＢＪ ，ＣＦ，ＣＧ，ＣＩ，ＣＭ，ＧＡ，ＧＮ，ＧＷ，ＭＬ， ＭＲ，ＮＥ，ＳＮ，ＴＤ，ＴＧ)，ＡＰ(ＧＨ，ＧＭ，Ｋ Ｅ，ＬＳ，ＭＷ，ＳＤ，ＳＺ，ＵＧ，ＺＷ)，ＥＡ(ＡＭ ，ＡＺ，ＢＹ，ＫＧ，ＫＺ，ＭＤ，ＲＵ，ＴＪ，ＴＭ) ，ＡＬ，ＡＭ，ＡＴ，ＡＵ，ＡＺ，ＢＡ，ＢＢ，ＢＧ， ＢＲ，ＢＹ，ＣＡ，ＣＨ，ＣＮ，ＣＵ，ＣＺ，ＤＥ，Ｄ Ｋ，ＥＥ，ＥＳ，ＦＩ，ＧＢ，ＧＤ，ＧＥ，ＧＨ，ＧＭ ，ＨＲ，ＨＵ，ＩＤ，ＩＬ，ＩＳ，ＪＰ，ＫＥ，ＫＧ， ＫＰ，ＫＲ，ＫＺ，ＬＣ，ＬＫ，ＬＲ，ＬＳ，ＬＴ，Ｌ Ｕ，ＬＶ，ＭＤ，ＭＧ，ＭＫ，ＭＮ，ＭＷ，ＭＸ，ＮＯ ，ＮＺ，ＰＬ，ＰＴ，ＲＯ，ＲＵ，ＳＤ，ＳＥ，ＳＧ， ＳＩ，ＳＫ，ＳＬ，ＴＪ，ＴＭ，ＴＲ，ＴＴ，ＵＡ，Ｕ Ｇ，ＵＳ，ＵＺ，ＶＮ，ＹＵ，ＺＷ (72)発明者 ロテム，ハイム イスラエル国 25233 マテ・アシャー, クファー・クリル Ｆターム(参考） 4C096 AB32 AB36 AB47 AC01 CA05 CA15 CA35 CB01 CC01 CC07 5E040 AA04 AA19 CA01 CA20

Claims (48)

【特許請求の範囲】
1. 【請求項１】 ＭＲＩ装置で使用するための電磁装置であって、 第１の表面及び第２の表面を有する第１の永久磁石アセンブリと、 第３の表面及び第４の表面を有する第２の永久磁石アセンブリであって、該第
   ２の永久磁石アセンブリは、前記第２の表面と前記第３の表面とが、第１の軸に
   平行に第１の方向に延びるほぼ均一な磁場の所定体積領域を生成するため、これ
   らの表面の間に開領域を画成し前記体積領域は該開領域内に配置されるように前
   記第１の永久磁石アセンブリに対向する、前記第２の永久磁石アセンブリと、 前記体積領域内にＲＦ電磁場を生成するため付勢可能な発信用ＲＦコイルと、 第１の軸に平行に前記第１の方向に沿って前記開領域内で延びる磁場勾配を生
   成するため付勢可能なｚ勾配コイルと、 前記第１の軸に直交する第２の軸に平行に前記開領域内で延びる磁場勾配を生
   成するため付勢可能なｘ勾配コイルと、 前記第１の軸及び前記第２の軸に直交する第３の軸に平行に前記開領域内で延
   びる磁場勾配を生成するため付勢可能なｙ勾配コイルと、 を含み、 前記ｘ勾配コイル、前記ｙ勾配コイル及び前記ｚ勾配コイルのうち少なくとも
   １つが前記開領域の外部に位置する、前記電磁装置。
2. 【請求項２】 前記発信用ＲＦコイルは、前記第２の表面に隣接して前記開
   領域内に位置する該コイルの少なくとも１つの第１の部分と、前記第３の表面に
   隣接して前記開領域内に位置する該コイルの少なくとも１つの第２の部分と、を
   備え、前記発信用ＲＦコイルの前記第１の部分及び前記第２の部分は、直列に電
   気接続されている、請求項１に記載の装置。
3. 【請求項３】 前記発信用ＲＦコイルは、該発信用ＲＦコイルの効率を向上
   させるため、前記第１の表面に隣接して前記開領域の外部に位置する電流戻り導
   電部を含む該コイルの第３の部分と、前記第４の表面に隣接して前記開領域の外
   部に位置する電流戻り導電部を含む該コイルの少なくとも１つの第４の部分と、
   を更に備え、前記発信用ＲＦコイルの前記第１の部分、第２の部分、第３の部分
   及び第４の部分は直列に電気接続されている、請求項２に記載の装置。
4. 【請求項４】 前記ほぼ均一な磁場の均一性を改善するため付勢可能なシム
   コイルを更に備える、請求項１に記載の装置。
5. 【請求項５】 前記シムコイルは、 前記開領域の外部に位置し、前記第１の永久磁石アセンブリの前記第１の表面
   と対向する第１のシムコイル部分と、 前記開領域の外部に位置し、前記第２の永久磁石アセンブリの前記第４の表面
   と対向する第２のシムコイル部分と、 を含む請求項４に記載の装置。
6. 【請求項６】 前記第１のシムコイル部分と前記第２のシムコイル部分とは
   直列に電気接続されている、請求項５に記載の装置。
7. 【請求項７】 前記ｘ勾配コイル、ｙ勾配コイル及びｚ勾配コイルのうちの
   前記少なくとも１つは、前記第１の永久磁石アセンブリの前記第１の表面に対向
   する第１のコイル部分と、前記第２の永久磁石アセンブリの前記第４の表面に対
   向する、該第１のコイル部分と相補的な第２のコイル部分と、を備える、請求項
   １に記載の装置。
8. 【請求項８】 前記ｘ勾配コイル、ｙ勾配コイル及びｚ勾配コイルのうちの
   前記少なくとも１つにおける前記第１のコイル部分と前記第２のコイル部分とは
   、直列に電気接続されている、請求項７に記載の装置。
9. 【請求項９】 前記ｘ勾配コイル、ｙ勾配コイル及びｚ勾配コイルのうちの
   前記少なくとも１つにおける前記第１のコイル部分と前記第２のコイル部分とは
   、ほぼ平坦なプリント回路であり、前記第１のコイル部分は前記第１の表面と対
   向する第１の多層プリント回路アセンブリに組み立てられ、前記第２のコイル部
   分は前記第４の表面と対向する第２の多層プリント回路アセンブリに組み立てら
   れる、請求項７に記載の装置。
10. 【請求項１０】 前記第１の多層プリント回路アセンブリ及び第２の多層プ
    リント回路アセンブリの各々は、付勢可能なシムコイルの一部分を更に備え、該
    シムコイルの該一部分はほぼ平坦なプリント回路である、請求項９に記載の装置
    。
11. 【請求項１１】 前記第１の永久磁石アセンブリ及び前記第２の永久磁石ア
    センブリを互いに対向して取り付けるため低透磁率材料の取り付け部を更に備え
    る、請求項１に記載の装置。
12. 【請求項１２】 前記第１の永久磁石アセンブリは、第１及び第２の表面を
    備えた第１の環状永久磁石を含み、該第１の環状永久磁石の該第１の表面は第の
    磁極を持ち、該第１の環状永久磁石の該第２の表面は第２の磁極を持ち、該第１
    の環状永久磁石は内径を有し、該第１の環状永久磁石は前記開領域で第１の磁場
    を提供するため第１の平面内にある該第１の環状永久磁石の前記第１の表面の少
    なくとも一部分を有し、前記第１の磁場は前記開領域の第１の点において第１の
    方向にゼロの変化率を有し、 前記第１の磁石アセンブリは、第１及び第２の表面を備えた少なくとも１つの
    第２の環状永久磁石を含み、該少なくとも１つの第２の環状永久磁石の該第１の
    表面は前記第１の磁極を持ち、該少なくとも１つの第２の環状永久磁石の該第２
    の表面は前記第２の磁極を持ち、該少なくとも１つの第２の環状永久磁石は前記
    第１の環状永久磁石の前記内径より小さい外径を有し、該少なくとも１つの第２
    の環状永久磁石の前記第１の表面の少なくとも一部分は、第２の磁場を提供する
    ため前記第１の平面から隔てられた第２の平面内にあり、これによって前記第２
    の磁場は、前記開領域の前記第１の磁場に重ね合わせられ、前記第１の点とは異
    なる第２の点で前記第１の方向の変化率がゼロであり、 前記第２の永久磁石アセンブリは、第１及び第２の表面を備えた第３の環状永
    久磁石を含み、該第３の環状永久磁石の該第１の表面は前記第２の磁極を持ち、
    該第３の環状永久磁石の該第２の表面は前記第１の磁極を持ち、該第３の環状永
    久磁石は内径を有し、該第３の環状永久磁石は第３の磁場を提供するため第３の
    平面内にある該第３の環状永久磁石の前記第１の表面の少なくとも一部分を有し
    、これによって前記第３の磁場は前記開領域で前記第１及び第２の磁場に重ね合
    わせられ、前記第１及び第２の点とは異なる第３の点において第１の方向にゼロ
    の変化率を有し、 前記第２の磁石アセンブリは、第１及び第２の表面を有する少なくとも１つの
    第４の環状永久磁石を含み、該少なくとも１つの第４の環状永久磁石の該第１の
    表面は前記第２の磁極を持ち、該少なくとも１つの第４の環状永久磁石の該第２
    の表面は前記第１の磁極を持ち、該少なくとも１つの第４の環状永久磁石は前記
    第３の環状永久磁石の前記内径より小さい外径を有し、該少なくとも１つの第４
    の環状永久磁石の前記第１の表面の少なくとも一部分は、第４の磁場を提供する
    ため前記第３の平面から隔てられた第４の平面内にあり、これによって前記第４
    の磁場は、前記開領域において、前記第１、第２及び第３の磁場に重ね合わせら
    れ、前記第１、第２及び第３の点とは異なる第４の点で前記第１の方向の変化率
    がゼロである、請求項１に記載の装置。
13. 【請求項１３】 前記第１の軸は、前記第１の環状永久磁石、前記少なくと
    も１つの第２の環状永久磁石、前記第３の環状永久磁石及び前記少なくとも１つ
    の第４の環状永久磁石の中心を通過する、請求項１２に記載の装置。
14. 【請求項１４】 前記第１の環状永久磁石、前記少なくとも１つの第２の環
    状永久磁石、前記第３の環状永久磁石及び前記少なくとも１つの第４の環状永久
    磁石は、希土類元素を含む永久磁石である、請求項１２に記載の装置。
15. 【請求項１５】 前記希土類元素を含む永久磁石は、ネオジム−鉄−ホウ素
    の合金からできた永久磁石である、請求項１４に記載の装置。
16. 【請求項１６】 前記第１の環状永久磁石、前記少なくとも１つの第２の環
    状永久磁石、前記第３の環状永久磁石及び前記少なくとも１つの第４の環状永久
    磁石のうち少なくとも１つは複数のセグメントからなり、これらのセグメントは
    非導電性接着剤を使用して隣接するセグメントに接着されている、請求項１２に
    記載の装置。
17. 【請求項１７】 前記複数のセグメントは各々等角度のセグメントである、
    請求項１６に記載の装置。
18. 【請求項１８】 前記セグメントは、前記第１の方向と直交する平面内で台
    形状の断面を有する、請求項１７に記載の装置。
19. 【請求項１９】 前記ｚ勾配コイルは、前記第１の環状永久磁石と前記少な
    くとも１つの第２の環状永久磁石との間に同心に配置された第１の勾配コイル部
    分と、前記第３の環状永久磁石と前記少なくとも１つの第４の環状永久磁石との
    間に同心に配置された第２の勾配コイル部分と、を備え、前記第１及び第２の勾
    配コイル部分は前記第１の軸と一致するそれらの長さ方向軸を有する、請求項１
    ２に記載の装置。
20. 【請求項２０】 前記開領域内に配置された組織即ち身体部分に隣接して配
    置可能な少なくとも１つの受信用ＲＦコイルを更に備える、請求項１に記載の装
    置。
21. 【請求項２１】 前記発信用ＲＦコイルは、直線偏光型のＲＦコイルである
    、請求項１に記載の装置。
22. 【請求項２２】 前記発信用ＲＦコイルは、円偏光型のＲＦコイルである、
    請求項１に記載の装置。
23. 【請求項２３】 前記円偏光型のＲＦコイルは、クォードラチャーハイブリ
    ッド型のＲＦコイルである、請求項２２に記載の装置。
24. 【請求項２４】 前記第１の永久磁石アセンブリは、第１の複数の入れ子式
    の多角形又は楕円形状の環状永久磁石を備え、前記第２の永久磁石アセンブリは
    、第２の複数の入れ子式の多角形又は楕円形状の環状永久磁石を備え、前記第１
    の複数の環状永久磁石は、前記第２の複数の環状永久磁石が該第１の複数の環状
    永久磁石の鏡像として形成されるように前記第２の複数の環状永久磁石と対向し
    ている、請求項１に記載の装置。
25. 【請求項２５】 前記ｘ勾配コイル、ｙ勾配コイル及びｚ勾配コイルのうち
    の前記少なくとも１つは、前記第１の永久磁石アセンブリ及び前記第２の永久磁
    石アセンブリの下方に配置される、請求項１に記載の装置。
26. 【請求項２６】 前記ｘ勾配コイル、ｙ勾配コイル及びｚ勾配コイルは、前
    記第１の永久磁石アセンブリ及び前記第２の永久磁石アセンブリの下方に配置さ
    れた単一層のプリント回路アセンブリ内で組み立てられた平坦なプリント回路コ
    イル基板である、請求項１に記載の装置。
27. 【請求項２７】 ＭＲＩ装置で使用するための電磁装置であって、 永久磁石アセンブリであって、該永久磁石アセンブリの第１の側を画成する第
    １の表面と該第１の側に対向する該永久磁石アセンブリの第２の側を画成する第
    ２の表面とを有し、前記第１の表面を越えて第１の方向に延びるほぼ均一な磁場
    の所定体積領域を生成する、前記永久磁石アセンブリと、 前記体積領域内にＲＦ電磁場を生成するため付勢可能な発信用ＲＦコイルであ
    って、該発信用ＲＦコイルの少なくとも１部分は、前記永久磁石アセンブリの前
    記第１の表面と隣接して配置される、前記発信用ＲＦコイルと、 第１の軸に平行に前記第１の方向に沿って前記開領域内で延びる磁場勾配を生
    成するため付勢可能なｚ勾配コイルと、 前記第１の軸に直交する第２の軸に平行に前記開領域内で延びる磁場勾配を生
    成するため付勢可能なｘ勾配コイルと、 前記第１の軸及び前記第２の軸に直交する第３の軸に平行に前記開領域内で延
    びる磁場勾配を生成するため付勢可能なｙ勾配コイルと、 を含み、 前記ｘ勾配コイル、前記ｙ勾配コイル及び前記ｚ勾配コイルのうち少なくとも
    １つが前記永久磁石アセンブリの前記第２の表面に対向して配置される、前記電
    磁装置。
28. 【請求項２８】 前記ほぼ均一な磁場の均一性を改善するため少なくとも１
    つの付勢可能なシムコイルを更に備える、請求項２７に記載の装置。
29. 【請求項２９】 前記少なくとも１つのシムコイルは、前記永久磁石アセン
    ブリの前記第２の表面と対向するほぼ平坦なコイルである、請求項２８に記載の
    装置。
30. 【請求項３０】 前記ｘ勾配コイル、ｙ勾配コイル及びｚ勾配コイルは、ほ
    ぼ平坦な多層プリント回路アセンブリ内で組み立てられたほぼ平坦なプリント回
    路であり、該多層プリント回路アセンブリは前記第２の表面に面する前記永久磁
    石アセンブリの前記第２の側上に配置される、請求項２７に記載の装置。
31. 【請求項３１】 前記多層プリント回路アセンブリは、少なくとも１つの付
    勢可能なシムコイルを更に備え、該少なくとも１つのシムコイルはほぼ平坦なプ
    リント回路である、請求項３０に記載の装置。
32. 【請求項３２】 前記永久磁石アセンブリは、 最上表面及び最下表面を有する第１の環状永久磁石であって、該第１の環状永
    久磁石の該最上表面は第１の磁極を持ち、該第１の環状永久磁石の該最下表面は
    第２の磁極を持ち、該第１の環状永久磁石は内径を有し、該第１の環状永久磁石
    は第１の平面内にあって且つ前記所定体積領域に第１の磁場を提供する該第１の
    環状永久磁石の前記最上表面の少なくとも１部分を有し、前記第１の磁場は第１
    の点において第１の方向にゼロの変化率を有する、前記第１の環状永久磁石と、 最上表面及び最下表面を有して少なくとも１つ備えられた第２の環状永久磁石
    であって、該少なくとも１つの第２の環状永久磁石の該最上表面は前記第１の磁
    極を持ち、該少なくとも１つの第２の環状永久磁石の該最下表面は前記第２の磁
    極を持ち、該少なくとも１つの第２の環状永久磁石は前記第１の環状永久磁石の
    前記内径より小さい外径を有し、該少なくとも１つの第２の環状永久磁石は第２
    の磁場を提供する、前記少なくとも１つの第２の環状永久磁石と、 前記少なくとも１つの第２の環状永久磁石の前記最上表面の少なくとも一部分
    が前記第１の平面から隔てられた第２の平面内にあるように前記第１の環状永久
    磁石を前記少なくとも１つの第２の環状永久磁石に連結する低透磁率材料であっ
    て、これによって前記第２の磁場が前記所定の体積領域内で前記第１の磁場に重
    ね合わせられ、前記第１の点とは異なる第２の点で前記第１の方向の変化率がゼ
    ロとなる、前記低透磁率材料と、 を含む請求項２７に記載の装置。
33. 【請求項３３】 前記第１の軸は、前記第１の環状永久磁石及び前記少なく
    とも１つの第２の環状永久磁石の中心点を通過する、請求項３２に記載の装置。
34. 【請求項３４】 前記第１の環状永久磁石及び前記少なくとも１つの第２の
    環状永久磁石は、希土類元素を含む永久磁石である、請求項３２に記載の装置。
35. 【請求項３５】 前記希土類元素を含む永久磁石は、ネオジム−鉄−ホウ素
    の合金からできた永久磁石である、請求項３４に記載の装置。
36. 【請求項３６】 前記第１の環状永久磁石及び前記少なくとも１つの第２の
    環状永久磁石のうち少なくとも１つは複数のセグメントからなり、これらのセグ
    メントは非導電性接着剤を使用して隣接するセグメントに接着されている、請求
    項３２に記載の装置。
37. 【請求項３７】 前記複数のセグメントは各々等角度のセグメントである、
    請求項３６に記載の装置。
38. 【請求項３８】 前記セグメントは、前記第１の方向と直交する平面内で台
    形状の断面を有する、請求項３６に記載の装置。
39. 【請求項３９】 前記ｚ勾配コイルは、前記第１の環状永久磁石と前記少な
    くとも１つの第２の環状永久磁石との間に同心に配置された長く延びた勾配コイ
    ルであり、該ｚ勾配コイルは、前記第１の軸と一致する長さ方向軸を有する、請
    求項３２に記載の装置。
40. 【請求項４０】 前記永久磁石アセンブリの前記第１の側に配置され、且つ
    、前記装置を使用して結像されるべき組織即ち身体部分に隣接して配置可能であ
    る、少なくとも１つの受信用ＲＦコイルを更に備える、請求項２７に記載の装置
    。
41. 【請求項４１】 前記発信用ＲＦコイルは、直線偏光型のＲＦコイルである
    、請求項４０に記載の装置。
42. 【請求項４２】 前記発信用ＲＦコイルは、円偏光型のＲＦコイルである、
    請求項４０に記載の装置。
43. 【請求項４３】 前記発信用ＲＦコイルの少なくとも１部分は、前記発信用
    ＲＦコイルの効率を改善するため前記永久磁石アセンブリの前記第２の表面と対
    向する前記永久磁石アセンブリの前記第２の側に配置される、請求項２７に記載
    の装置。
44. 【請求項４４】 ＭＲＩ装置で使用するための電磁装置であって、 第１の軸に沿ってほぼ線形に変化する磁場を持つ所定体積領域を生成するため
    第１の表面及び第２の表面を有する永久磁石アセンブリであって、前記体積領域
    は前記第１の軸に沿って前記第１の表面を越えて第１の方向に延び、前記所定体
    積領域内に含まれ且つ該所定体積領域内の前記第１の方向に直交する任意の平面
    内で前記磁場はほぼ均一である、前記永久磁石アセンブリと、 ＲＦ放射を発信するため付勢可能な発信用ＲＦコイルであって、該ＲＦコイル
    は前記永久磁石アセンブリの前記第１の表面に対向して配置された少なくとも１
    つの部分を有する、前記発信用ＲＦコイルと、 前記第１の軸に直交する第２の軸に沿って磁場勾配を生成するため付勢可能な
    ｘ勾配コイルと、 前記第１の軸及び前記第２の軸に直交する第３の軸に沿って磁場勾配を生成す
    るため付勢可能なｙ勾配コイルと、 を含み、 前記ｘ勾配コイル及び前記ｙ勾配コイルのうち少なくとも１つが前記永久磁石
    アセンブリの前記第２の表面に対向して配置される、前記電磁装置。
45. 【請求項４５】 前記永久磁石アセンブリの前記第１の側に配置され、且つ
    、前記装置を使用して結像されるべき組織即ち身体部分に隣接して配置可能であ
    る、少なくとも１つの受信用ＲＦコイルを更に備える、請求項４４に記載の装置
    。
46. 【請求項４６】 ＭＲＩ装置で使用するための電磁装置を構成するための方
    法であって、 第１の表面及び第２の表面を有する第１の永久磁石アセンブリを提供し、 第３の表面及び第４の表面を有する第２の永久磁石アセンブリを提供し、 第１の軸に平行な第１の方向に延びるほぼ均一の磁場の所定体積領域を生成す
    るため、前記第２の表面及び前記第３の表面がこれらの表面間に開領域を画成し
    て前記体積領域が該開領域内部に位置するように前記第１の永久磁石アセンブリ
    に対向して前記第２の永久磁石アセンブリを配置し、 前記体積領域内にＲＦ電磁場を生成するため付勢可能な発信用ＲＦコイルを用
    意し、 前記第１の軸に平行な前記第１の方向に延びる磁場勾配を前記開領域内で生成
    するため付勢可能なｚ勾配コイルを用意し、 前記第１軸に直交する第２の軸に平行に延びる磁場勾配を前記開領域内で生成
    するため付勢可能なｘ勾配コイルを用意し、 前記第１軸及び前記第２軸に直交する第３の軸に平行に延びる磁場勾配を前記
    開領域内で生成するため付勢可能なｙ勾配コイルを用意し、 組織即ち結像されるべき身体部分からＲＦ信号を受信するため該組織即ち身体
    部分に隣接して配置可能な少なくとも１つの受信用ＲＦコイルを用意し、 前記ｘ勾配コイル、ｙ勾配コイル及びｚ勾配コイルのうち少なくとも１つによ
    る、前記発信用ＲＦコイル及び前記少なくとも１つの受信用ＲＦコイルの負荷を
    減少させるため、前記開領域の外部に前記ｘ勾配コイル、ｙ勾配コイル及びｚ勾
    配コイルのうち前記少なくとも１つを配置する、各工程を含む、前記方法。
47. 【請求項４７】 ＭＲＩ装置で使用するための電磁装置を構成するための方
    法であって、 永久磁石アセンブリの第１の側を画成する第１の表面と該第１の側に対向する
    該永久磁石アセンブリの第２の側を画成する第２の表面とを有し、前記第１の表
    面を越えて第１の方向に延びるほぼ均一な磁場の所定体積領域を生成する、前記
    永久磁石アセンブリを用意し、 前記体積領域内にＲＦ電磁場を生成するため付勢可能な発信用ＲＦコイルを用
    意し、 組織即ち結像されるべき身体部分からＲＦ信号を受信するため該組織即ち身体
    部分に隣接して配置可能な少なくとも１つの受信用ＲＦコイルを用意し、 第１の軸に平行な前記第１の方向に延びる磁場勾配を前記体積領域内で生成す
    るため付勢可能なｚ勾配コイルを用意し、 前記第１軸に直交する第２の軸に平行に延びる磁場勾配を前記体積領域内で生
    成するため付勢可能なｘ勾配コイルを用意し、 前記第１軸及び前記第２軸に直交する第３の軸に平行に延びる磁場勾配を前記
    体積領域内で生成するため付勢可能なｙ勾配コイルを用意し、 前記ｘ勾配コイル、ｙ勾配コイル及びｚ勾配コイルのうち少なくとも１つによ
    る、前記発信用ＲＦコイル及び前記少なくとも１つの受信用ＲＦコイルの負荷を
    減少させるため、前記永久磁石アセンブリの前記第２の表面に対向して前記ｘ勾
    配コイル、ｙ勾配コイル及びｚ勾配コイルのうち前記少なくとも１つを配置する
    、各工程を含む、前記方法。
48. 【請求項４８】 ＭＲＩ装置で使用するための電磁装置を構成するための方
    法であって、 第１の軸に沿ってほぼ線形に変化する磁場を持つ所定体積領域を生成するため
    第１の表面及び第２の表面を有する永久磁石アセンブリであって、前記体積領域
    は前記第１の軸に沿って前記第１の表面を越えて第１の方向に延び、前記所定体
    積領域内に含まれ且つ該所定体積領域内の前記第１の方向に直交する任意の平面
    内で前記磁場はほぼ均一である、前記永久磁石アセンブリを用意し、 ＲＦ放射を発信するため付勢可能な発信用ＲＦコイルを用意し、 前記発信用ＲＦコイルの少なくとも１部分が前記永久磁石アセンブリの前記第
    １の表面に対向するように前記発信用ＲＦコイルを配置し、 組織即ち結像されるべき身体部分からＲＦ信号を受信するため該組織即ち身体
    部分に隣接して配置可能な少なくとも１つの受信用ＲＦコイルを用意し、 前記第１軸に直交する第２の軸に沿って磁場勾配を生成するため付勢可能なｘ
    勾配コイルを用意し、 前記第１軸及び前記第２軸に直交する第３の軸に沿って磁場勾配を生成するた
    め付勢可能なｙ勾配コイルを用意し、 前記ｘ勾配コイル及びｙ勾配コイルのうち少なくとも１つによる、前記発信用
    ＲＦコイル及び前記少なくとも１つの受信用ＲＦコイルの負荷を減少させるため
    、前記永久磁石アセンブリの前記第２の表面に対向して前記ｘ勾配コイル及びｙ
    勾配コイルのうち前記少なくとも１つを配置する、各工程を含む、前記方法。