JP2003526420A - Ｓｎ比を改善するためのｒｆ磁束誘導構造を備えた磁気共鳴装置 - Google Patents

Ｓｎ比を改善するためのｒｆ磁束誘導構造を備えた磁気共鳴装置

Info

Publication number
JP2003526420A
JP2003526420A JP2001566044A JP2001566044A JP2003526420A JP 2003526420 A JP2003526420 A JP 2003526420A JP 2001566044 A JP2001566044 A JP 2001566044A JP 2001566044 A JP2001566044 A JP 2001566044A JP 2003526420 A JP2003526420 A JP 2003526420A
Authority
JP
Japan
Prior art keywords
magnetic resonance
magnetic
coil
resonance apparatus
permeability
Prior art date
Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
Abandoned
Application number
JP2001566044A
Other languages
English (en)
Inventor
イアン ロバート ヤング
マイケル チャールズ キーオウ ウィルトシャー
Original Assignee
マルコニ オプティカル コンポーネンツ リミテッド
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by マルコニ オプティカル コンポーネンツ リミテッド filed Critical マルコニ オプティカル コンポーネンツ リミテッド
Publication of JP2003526420A publication Critical patent/JP2003526420A/ja
Abandoned legal-status Critical Current

Links

Classifications

    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • 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
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • 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
    • G01R33/34015—Temperature-controlled RF coils
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • 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
    • G01R33/34015—Temperature-controlled RF coils
    • G01R33/34023—Superconducting RF coils
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • 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

Landscapes

  • Physics & Mathematics (AREA)
  • Condensed Matter Physics & Semiconductors (AREA)
  • General Physics & Mathematics (AREA)
  • Magnetic Resonance Imaging Apparatus (AREA)

Abstract

(57)【要約】 磁気共鳴画像診断装置などの磁気共鳴装置。受信コイル（６）は、患者の表面（１）に隣接して置かれる。このコイル（６）は、パッド（１３）とのＳＮ比を改善する目的で患者の表面から間隔を空けて配置され、磁束を当該部位（７）にある信号源（１２）から、受信コイル（６）に連結することにより雑音に対する信号強度を増大する経路に沿って選択的に誘導するために、受信コイル（６）と患者の表面（１）との間に挟まれた、磁気共振周波数では自由空間よりも透磁率が大きいが定常磁場では非磁性である材料の、磁気特性を有する構造の一部を形成する。

Description

【発明の詳細な説明】
【０００１】 （技術分野） 本発明は、磁気共鳴画像診断装置又は磁気スペクトロスコピー装置のような磁
気共鳴装置のＳＮ比の改善に関する。
【０００２】 （背景技術） 一般的な磁気共鳴画像診断装置を図１に示す。患者１をベッド２に寝かせて環
状の電磁石、一般的には超伝導電磁石の穴３に滑らせて入れる。主磁場は、穴の
軸線に沿って発生させ、例えば穴の軸線に沿ったｚ方向に沿う磁場勾配や半径方
向平面のｘ及びｙ方向に沿う磁場勾配を設定するために勾配磁場コイル（図示せ
ず）を設ける。発信コイル４は、患者を取り巻いてＲＦエネルギのパルスを発信
し、検査する患者の部位にある陽子などの磁気共鳴活性核を励起して共鳴させる
。この発信コイル４は、通常、ＲＦ遮断コイルで取り巻かれ、外部の不要なＲＦ
信号から電磁石の穴３を遮断する。また、当該部位の共鳴陽子から生じる磁気共
鳴信号を受信するのに、別個の受信コイルが設けられる場合が多いが、発信コイ
ル４を用いることもできる。検査では、多くの場合、コイル６（図２に拡大して
示す）のような患者の表面に置かれたコイルを用いて、磁気共鳴信号を受信する
。
【０００３】 受信コイル６が拾う信号は、当然、小さいものである。得られる画像のＳＮ比
を満足できるものにするために、身体の部位から数回データを収集することが必
要とされることがあり、結果として走査時間が長くなる。 受信コイル６が拾う信号には、目標とする磁気共鳴信号に伴う種々の雑音源が
ある。 主磁場の最低値以外の全ての雑音のうち、主な雑音は、実際のところ、コイル
からではなく身体からである。この雑音の大半は、コイル巻線に最も近接する部
位から生じ、これが、コイル巻線から得られるデータの値に対して不釣合いな量
になる原因となる。身体は、電気抵抗及びそれに伴う雑音電圧、従って電流を有
し、これがコイルで検出される雑音信号を発生する。
【０００４】 画像化が必要な部位が、多くの場合そうであるように、患者の一定の深さにあ
る場合（例えば部位７）、部位７からの信号の強度が（簡単に言えば）コイル６
から部位７までの距離に反比例するために（信号強度がいわゆる充填率に依存す
る）、通常はコイル６を実行可能な範囲でできるだけ患者の皮膚にぴったりと押
し付ける。 この方法の欠点は、コイルに隣接する身体の部位からの雑音が大きくなること
である。
【０００５】 雑音の個々の熱源の強度は小さいが、コイルの近傍では、その数が多い。例え
ば、ある特定の雑音源８からの磁束９（点線で示す）が、受信コイル６と連結す
る（図２）。そのような雑音源８が多く存在するであろう。また、当該部位７の
信号源１２から放射される強い磁束１０及び１１も、受信コイル６と連結するこ
とになる。 雑音は、コイル６が点線で示される位置のように患者の表面から離れていれば
大幅に減少するであろうが、ＳＮ比が事実上悪化すると思われるほど信号も減衰
することになる。信号源１２を例としてとれば、１０のような一部の磁束は、依
然として受信コイル６の平面と連結するであろうが、他の磁束１１は連結しない
であろう。
【０００６】 コイル６が拾う信号中の別の雑音源は、コイル巻線自身であり、これは、コイ
ルを冷却するか、超伝導コイルを用いることにより減少させることができる。冷
却により、患者の表面からコイルを離すためにコイルと患者との間に相当な断熱
材が必要であり、従って、身体からの雑音も減少される一方、ＳＮ比は、充填率
が減少するために尚も全体的に減少する。 本出願者は、非磁性導電材料で作られた容量素子のアレーを含む微細構造が、
無線周波数で透磁性を示すことができることを知っている（ＩＥＥＥ（米国電気
電子学会）「マイクロ波理論と技術に関する報告書」第４７巻１１号（１９９９
年１１月）、Ｊ．Ｂ．Ｐｅｎｄｒｙ、Ａ．Ｊ．Ｈｏｌｄｅｎ、Ｄ．Ｊ．Ｒｏｂｂ
ｉｎｓ、及び、Ｗ．Ｊ．Ｓｔｅｗａｒｔ著「導体からの磁気と非線形現象の強化
」、及び、国際特許出願ＷＯ００／４１２７０）。
【０００７】 （発明の開示） 本発明は、主磁場の存在下で対象の部位の磁気共鳴活性核に用いると共鳴が励
起され、磁束を誘導するための磁気特性を有する構造を含む磁気共鳴装置を提供
し、本構造は、核磁気共振周波数では自由空間より大きい透磁率を有するが、定
常磁場では非磁性である材料で作られる。 本構造は、磁気共鳴装置内の構成要素の配置に柔軟性をもたらす。 有利なことに、本構造は、磁気共鳴活性核により発生した磁気共鳴信号を受信
するために対象とＲＦコイルとの間に挿入され、磁束をＲＦコイルに誘導する。
このＲＦコイルは、対象の表面から間隔を空けて配置されることが好ましい。
【０００８】 本構造により、受信コイルを対象から間隔を空けて配置することに伴って通常
引き起こされる目標とする信号の減少を生じることなく、検査される対象の表面
から受信コイルを離すことができる。 本構造の寸法は、一般的に、本構造の少なくとも一部の上へ軸線方向に投影さ
れたコイルの寸法以下とされるであろうが、この方向に投影された構造の面積は
、いくつかの構成においては、コイルの面積より小さくなることがある。
【０００９】 本構造は、透磁率がコイルに対して実質的に軸線方向に自由空間より大きい第
１の領域を有するので有利である。本構造は、透磁率が軸線方向と平行な方向に
自由空間より大きい第２の領域を有し、第１及び第２の領域が間隔を空けて配置
され、第３の領域により接合されてＵ字形を形成し、第３の領域の透磁率が第１
の領域から第２の領域に延びる方向に自由空間の透磁率より大きいことが好まし
い。
【００１０】 第３の領域は、対象に平行な方向に磁束を誘導するように配置され、第１及び
第２の領域は、対象の表面に垂直な方向に磁束を誘導するように配置される。透
磁率がコイル軸線と平行に自由空間より大きい更に他の領域を設け、それを自由
空間より透磁率の大きい適切に方向付けされた領域によって第１の領域に接合さ
せてもよい。 別の実施形態では、構造は、患者と接触する２つの端部の間に幅の狭くなった
領域を有してもよく、この領域の周りにＲＦ受信コイルが巻かれる。別の実施形
態では、構造は、ＲＦ発信コイルのための遮蔽体として働くように円周方向に延
び、全体が例えば鳥かご状のコイルのようなＲＦ発信コイルを取り巻いてもよい
。
【００１１】 構造に適する材料は、ＩＥＥＥ文献、及び、本明細書において引用により援用
されている国際特許出願ＷＯ００／４１２７０に説明されている。すなわち、構
造は、容量素子のアレーを含む微細構造磁性材料で作られてもよく、各容量素子
は、低抵抗導電経路を含み、所定の周波数帯域内に入る核磁気共鳴を励起する電
磁放射の磁気成分が上記の経路を回って上記の関連素子を流れる電流を生じるよ
うになっており、素子の大きさ及びそれらの間隔は、励起電磁放射に応じて所定
の透磁率をもたらすように選択される。各容量素子における少なくとも１つの寸
法は、磁気共鳴を励起する電磁放射の周波数に対応する波長よりも小さいことが
好ましい。
【００１２】 素子の間隔は、磁気共振周波数での放射波長の１／２未満、好ましくは１／５
未満としてもよい。更なる利点は、素子の間隔を磁気共振周波数での放射波長の
１／１０未満又は１／１００未満にすることから生じるであろう。 本構造の透磁率は、２を超えてもよく、３を超えることが好ましく、５を超え
ることが有利であろう。透磁率の高い値は、透磁率が所定の周波数帯域の一部に
亘って負になることにより可能となる、周波数に対する透磁率のグラフの急な傾
きの増加により生じる。 ここで、本発明を実行し得る方法が、添付の図面を参照して一例として以下に
詳細に説明される。 図面全体を通して、同じ部分には同じ参照番号が付けられている。
【００１３】 （発明を実施するための最良の形態） 図３及び図４に示す本発明による磁気特性（透磁性材料）を有する受信コイル
及び構造は、図１を参照して上に説明したように、公知の磁気共鳴画像診断装置
に用いられている。しかし、図２に示すように受信コイル６を患者の表面に押し
付ける代わりに、受信コイル６は、患者から間隔を空けて配置されている。図２
を参照して説明したように、これにより、受信コイル６が受信する信号中の身体
雑音が減少するであろうが、目標とする部位７からの信号強度も減少するという
犠牲を払うことになる。
【００１４】 しかし、図３及び図４の構成では、パッド１３がＲＦコイル６と患者１の表面
との間に挟まれており、このパッドは、核磁気共振周波数において実質的にコイ
ル６の平面と垂直な方向に自由空間より遥かに大きい透磁率を有し、同時に、磁
気共振周波数での他の方向及び定常磁場でのあらゆる方向に自由空間の透磁率す
なわち１の相対透磁率を有し、従って非磁性である。パッドは、ブロック１４が
その上に置かれるが、このブロック１４も、核磁気共振周波数において実質的に
受信コイル６の平面に平行かつブロックの長さに平行な方向に自由空間より遥か
に大きい透磁率を有するが、共振周波数での他の方向及び定常磁場でのあらゆる
方向には非磁性である。
【００１５】 磁気共振周波数での透磁率が高い材料の構成は、ブロックの端部から患者の表
面まで延びる更に２つのパッド１５及び１６を備えることで完成する。パッド１
５及び１６は、核磁気共振周波数で、実質的にブロック１４から患者１に延びる
方向に自由空間より遥かに大きい透磁率を有するが、磁気共振周波数での他の方
向及び定常磁場でのあらゆる方向には非磁性である。 すなわち、パッド１３、１５、及び、１６とブロック１４とを備えた磁気特性
を有する２重のＵ字形構造が、パッド１３、１５、及び、１６を通して、かつ、
ブロック１４に沿ってＲＦ磁束を集中させるＲＦ磁束誘導体として働くことがわ
かる。
【００１６】 一例として、当該部位７内の信号源１２からの磁束１０は、中央のパッド１３
を上り、ブロック１４に沿い、それからパッド１６を下って（又は、逆の方向に
）誘導される。更に、図２に示すようにコイルが患者の表面から離れている場合
にコイル６に連結できなかった磁束１１（図３に点線経路で示す）は、今度はパ
ッド１３、ブロック１４、及び、パッド１６に沿って誘導されるため、今度はコ
イル６に連結する。
【００１７】 このような経路（例えば、雑音源８からの磁束経路１７）は、空気及び組織を
通る経路（例えば、雑音源８からの磁束経路９）より流れにくいため、患者の表
面の近傍からの雑音信号は、経路１３、１５、及び、１６とブロック１４とを通
って大量には流れない。信号（及び、雑音）の深い供給源からの磁束が辿る経路
の流れにくさは、最悪の場合でも、パッド１３、１５、及び、１６とブロック１
４とを通る経路によってほとんど増大せず、このような経路がない場合の同等経
路からは大幅に減少することもある。その結果、８のような雑音源が雑音の主な
発生源であるため、ＳＮ比が効果的に向上する。
【００１８】 受信コイル６が患者の表面から離れているため、今度はそれを冷却するか又は
超伝導コイルと置き換えてコイルが利用できる余分な空間を利用し、結果として
更なる雑音の低減を達成することができる。 受信された磁気共鳴信号中のＳＮ比が改善すると、生成される画質の向上又は
使用する走査時間の短縮又はその両方が可能になる。微細構造材料は、核磁気共
振周波数でのみ透磁率を示すように向けられているため、材料は、主磁場又は磁
場勾配の影響を受けない。
【００１９】 磁束誘導体１３、１５、１６、及び、１４の形状には、当然、修正を加えても
よい。従って、例えば、ブロック１４を円形にすることができ、パッド１５及び
１６を円形ブロック１４の外縁から患者に接する環状の領域まで延びる中空の円
筒形の壁に置き換えることができるであろう。パッドは、磁気共振周波数で患者
に向かって延びる方向に高い透磁率を有し、ブロック１４は、その平面の半径方
向に高い透磁率を有するであろう。
【００２０】 別の例として、図３及び図４の矩形のブロックを図３に示す平坦な形状に比較
して弓なりにすることができるであろう。実際、パッド１４は、長さ方向に延び
て、パッド１３、１５、及び、１６に類似の別のパッドの上まで達することがで
き、別のコイル６をパッド１５の中心に配置することができるであろう。実際、
任意の必要な程度まで患者の表面の周りにこれを続けることができる。ブロック
１４が患者の全周囲又は患者の生体組織の一部の全周囲を囲むまで長さ方向に延
ばされ、パッド１３、１５、及び、１６に類似のパッドが周囲ブロックと患者と
の間に間隔を空けて配置されてブロック１４から患者まで半径方向に延びるよう
な構成が可能であろう。その後、異なるコイルが各半径方向パッドの周りに設け
られるようにして、コイルのアレーを設けることができる。 コイルのアレーは、本明細書においてその内容が引用により援用されている、
本出願人による現在特許出願中の英国特許出願第０００５３５４．６号に説明し
ているように、制御可能な遮蔽物で分離することができるであろう。
【００２１】 パッド及びブロックは、ＩＥＥＥ出版物及び現在特許出願中の国際特許出願Ｗ
Ｏ００／４１２７０に説明されているように、非磁性導電材料であるが磁気共振
周波数では高い透磁率を示す材料から作られた微細構造材料で製造されてもよい
。例えば、ブロック６は、軸線がブロックに対して長さ方向に配置された非磁気
伝導シートのロールのアレーで構成することができるであろう。ブロックが弓形
の場合には、これらのロールは、ブロックと同じ曲率でブロックに沿って延びる
ことができ、また代替的には、ロールは、互いに角度を成す短いまっすぐな区域
に配置することもできるであろう。パッドは、パッドの軸線に平行に配置された
非磁気伝導シートのロールのアレーで構成することができ、又は、パッドは、柱
状に配置され少なくとも１つの巻回から成る容量素子のアレーで構成することが
できるであろう。
【００２２】 磁束は、ロール又は柱状体の経路を辿ることになり、パッドの垂直な磁束経路
及びブロックの水平な磁束経路間の方向の変化に適応するために（図３に示すよ
うに）、ロール又は柱状体は、その移行部で湾曲することができるであろう。別
の可能な実施例（図５）では、パッド１３、１５、及び、１６の上端が面取りさ
れ、ブロック１４が対応する面取りされた端部を有する２つの部分に形成される
。いくつかのロール１３ａ〜１６ａが、その各部分の向きを示すように概略的に
示されている。
【００２３】 適切な寸法の一例として、図２〜図４の実施形態に対する一般的な小表面コイ
ルは、縁部に１、２、又は、３巻回を有する正方形断面とすることができるであ
ろう。内側の巻回の寸法が、１００ｍｍ×１００ｍｍである場合には、ブロック
は、断面で約９０ｍｍ×９０ｍｍとすることができ（図４）、薄い非伝導基板上
の外径約１１ｍｍの非磁性導電材料の密にパックされたロールからもたらされ、
ロールの軸線はパッド（及び、コイル６）の軸線に平行である。パッドは、各々
、高さが２５ｍｍの８×８マトリクスとしてもよいであろう。有効透磁率は、２
１．３ＭＨｚ（０．５テスラの磁気共鳴画像診断装置の陽子の共振周波数）にお
いて１よりも大きいであろう。 組み立てられた回路又はプリント回路であり得る巻回層からパッドが作られる
場合、パッドは、パッドの高さを積み上げるのに各々が１ｍｍ厚の例えば２５個
の層で作られるであろうし、このバージョンでは、磁気共振周波数での有効相対
透磁率が４０に達し得るであろう。
【００２４】 実施例 ロール材料の一例では、材料は円筒形素子で構成され、各円筒は「スイスロー
ル」である。これらは、直径８ｍｍの非磁性コア（ガラス繊維強化プラスチック
、ＧＲＤ、ロッド）に巻かれた３７巻回のフィルムで作られている。フィルムは
、「ＰｒｏＦｉｌｍ」として知られる専売材料であり、１０ｎｍのアルミニウム
及び接着層でコーティングされた「マイラー」ベースで構成され、全体の厚さが
ほぼ５０μｍのものである。アルミニウム層のシート抵抗は、約２．７Ω／正方
形である。円筒の外径は１１．４ｍｍであり、材料は、六角形の密にパックされ
た（すなわち、できるだけ密にパックされた）格子に組み立てられる。この構成
は、２１．３ＭＨｚで最大透磁率μ＝３、他の周波数及び定常状態磁場で空気の
透磁率を与える。
【００２５】 別の例では、超伝導磁気システムに用いられるいわゆる「超絶縁材」によって
代替のフィルムが準備される。これは、厚さ６．４μｍの「マイラー」フィルム
をアルミニウムで５０ｎｍの厚さまでコーティングしたものである。このような
層のシート抵抗は、〜０．５Ω／正方形である。この材料を直径６ｍｍの心棒の
上に１８．７回巻くと、外径は６．４ｍｍになり、最大透磁率は、２１．３ＭＨ
ｚでμ＝４．９であり、他の周波数及び定常磁場では空気の透磁率である。 付加的に「マイラー」中間層を含むことにより、相当大きな透磁率を達成する
ことができる。中間層が厚さ５０μｍであり、従って全体層厚が５６．４μｍと
なる場合、６ｍｍの心棒に５８．６２回巻くと透磁率μ＝１９．２が得られ、外
径は１２．６ｍｍになる。
【００２６】 更に大きな透磁率は、更に伝導性の大きいフィルムを用いることにより達成す
ることができる。上述の例では、更に厚いアルミニウムフィルムを用いるか、又
は、異なる金属（例えば、銀）を用いるかのいずれかにより、シート抵抗が０．
１Ω／正方形まで減少すれば、透磁率は、７６．７に増大するであろう。 達成可能な透磁率は、周波数に依存し、すなわち、周波数が低ければ透磁率が
大きくなり、逆も成り立つ。シート抵抗が０．５Ω／正方形である厚さ５６．４
μｍ層の上述の例を用いて、直径６ｍｍの心棒に１１３巻回を用いると、外径１
８．８ｍｍ、及び、１０．６ＭＨｚで透磁率２３．８をもたらすが、１４．５巻
回は（外径７．６ｍｍを用いて）、μ＝１１をもたらす。明らかに、金属の厚さ
を増大させることによりシート抵抗を減少させると、達成可能な透磁率が増大す
ることになる。この場合も、他の周波数及び定常磁場では、透磁率は自由空間の
透磁率である。
【００２７】 図３から図５に示される磁束誘導体に対する代替形態が図６及び図７に示され
ており、磁気共鳴画像診断装置の画像化領域にヒトの腹部１８の一部分が描かれ
ている。 感応部位２５を画像化するために、表面コイルを患者の表面の最も近い部位に
置く代わりに、誘導体の端部の部位から誘導体を通り、特に、受信コイル２２、
２３、及び、２４が巻かれ磁気共鳴信号を拾うことができる細いネック部位を通
って磁束を送るために、パドル形の磁束誘導体１９、２０、及び、２１が患者の
表面に置かれる。
【００２８】 このような構成には２つの利点がある。受信コイル２２〜２４は、患者の表面
から間隔を空けて配置されているため、冷却することができる。第２に、感応部
位２５のすぐ上方にある患者の部位は、行われる可能性のある侵襲性の手術を行
うために自由な状態のままにされ、この手術は、磁気共鳴画像を見ることにより
リアルタイムで監視することができる。別の利点は、誘導体１９、２０、及び、
２１の間に相互インダクタンスがなく、欠けたデータを生み出すためにコイルの
相対位置及び感応プロフィールに依存することにより、コイルのアレーを用いて
画像空間がアンダーサンプリングされることを可能にする技術と共に受信コイル
を用いることができる点である（Ｄａｎｉｅｌ Ｋ．Ｓｏｄｉｃｋｓｏｎ、及び
、Ｗａｒｒｅｎ Ｊ．Ｍａｎｎｉｎｇ著「空間的高調波成分の同時取得（ＳＭＡ
ＳＨ）：無線周波数コイルアレーを用いる高速画像化」、ＭＲＭ３８、５９１〜
６０３ページ、１９７７年）。 透磁率の一般的な値は４を超える。
【００２９】 磁束をＲＦ受信コイルまで誘導することに関して磁気特性を有する構造を説明
したが、本構造は、磁気共鳴装置における他のあらゆる磁束誘導目的に用いるこ
とができるであろう。例えば、本構造を用いて、画像化又は分光法のためにＲＦ
コイルから発信磁束を誘導することができる。同様に、本発明の表面構造を用い
て、遮断機能を実行してもよい。 すなわち、磁気共鳴画像診断装置を表す図８を参照すると、磁気共鳴は、概念
的な円筒の表面に沿って延び、この概念的円筒の各端部でリングにより接合され
るいくつかの導体２６から成る、一般にいわゆる鳥かご形コイルを用いて全身で
励起される。これは、ＲＦ励起パルスを発生させて、画像化する感応部位に共鳴
を励起するために使用される。明らかに、このような鳥かご形コイルは、ＲＦ放
射線を目標とする部位に内向きに発するのと同様に外向きにも発することになり
、このような放射線は、コイルを囲む画像診断装置の金属に連結してＲＦ磁場を
歪め、機械性能に影響を及ぼすであろう。この理由のため、網状遮蔽体２７を用
いてＲＦパルスからの出力を遮蔽体の渦電流を通して消散することが標準的実施
方法である。実際には、ＲＦ出力の大部分が遮蔽体に消散されるために、このよ
うな従来の遮蔽体は、導体にあまり近づけることができない。
【００３０】 図８に比較して大幅に拡大した図９を参照すると、鳥かご形コイルの単一導体
２９が示されており、遮蔽体３０の機能を実行するのに用いられる本発明の表面
構造は、図８の構造のように円形であり、図８の従来技術の構成の遮蔽体２７よ
りも導体２９に更に近く隣接して配置されている。表面構造３０は磁束誘導体と
して働き、従って、磁束線３１に関する限り、仮に遮蔽体がない場合に取ったで
あろう経路（点線で示す）に沿うよりも抵抗の小さい誘導体に沿った経路がある
。 この場合の一般的な透磁率は、実質的に１よりも大きく、２よりも大きいこと
が好ましく、４よりも大きいことが有利であろう。
【００３１】 遮蔽表面構造３０の利点の１つは、本構造が鳥かご形コイルの導体２９にこれ
までよりも近接して配置することができる点である。第２の利点は、磁束が消散
されずに遮蔽体の表面構造の周りを送られるため、ＲＦ励起パルスを発生する手
段に大きな出力を必要としないことである。 受信コイル及び付随する磁束誘導体を環状の電磁石に関して上述したが、本発
明は、開放型磁石又は永久磁石のような他の磁石の構成に応用することもできる
。また、本発明は、磁気共鳴スペクトロスコピーに応用することもできる。また
、パッド及びブロックは、音声周波数の磁場においては非磁性としてもよい。実
施例で用いた「透磁率」という用語は、「相対透磁率」を意味する。
【図面の簡単な説明】
【図１】 公知の磁気共鳴画像診断装置の一部の概略端面図である。
【図２】 図１の受信コイルの平面を通る断面図である。
【図３】 本発明による受信コイル及び付随する透磁性材料の平面を通る断面図である。
【図４】 本発明の受信コイル及び透磁性材料の平面図である。
【図５】 一実施例における図３に対応する透磁性材料の断面図である。
【図６】 画像化するために腹部の上方に置かれた本発明による磁束を誘導する磁気特性
を有する構造の平面図である。
【図７】 図６に示す構造の正面図である。
【図８】 公知のＲＦ遮蔽体を用いた磁気共鳴画像診断装置の一部を通る概略軸方向断面
図である。
【図９】 本発明による磁束を誘導する磁気特性を有する構造を用いた磁気共鳴画像診断
装置の一部を図８に比較して拡大した横断面図である。
【手続補正書】
【提出日】平成１５年２月５日（２００３．２．５）
【手続補正１】
【補正対象書類名】明細書
【補正対象項目名】特許請求の範囲
【補正方法】変更
【補正の内容】
【特許請求の範囲】
【手続補正２】
【補正対象書類名】明細書
【補正対象項目名】０００７
【補正方法】変更
【補正の内容】
【０００７】 （発明の開示） 本発明は、主磁場の存在下で対象の部位の磁気共鳴活性核に用いると共鳴が励
起され、磁束を誘導するための磁気特性を有する構造を含む磁気共鳴装置を提供
し、本構造は、核磁気共振周波数では自由空間より大きい透磁率を有するが、定
常磁場では非磁性である材料で作られ、材料は、磁気共振周波数を含む所定の周
波数帯域内にある入射電磁放射に応答して所定の透磁率を示す容量素子のアレー
を含み、各容量素子は、伝導経路を含み、磁気共振周波数での電磁放射の磁気成
分がこの経路を回り関連素子を通って流れる電流を誘導するような素子であり、
素子の間隔は、所定の周波数帯域内の放射の波長よりも小さく、素子の大きさ及
びそれらの間隔は、磁気共振周波数での自由空間の透磁率よりも大きい透磁率を
もたらすように選択される。 本構造は、磁気共鳴装置内の構成要素の配置に柔軟性をもたらす。
【手続補正３】
【補正対象書類名】明細書
【補正対象項目名】０００８
【補正方法】変更
【補正の内容】
【０００８】 有利なことに、本構造は、磁気共鳴活性核により発生した磁気共鳴信号を受信
するために対象とＲＦコイルとの間に挿入され、磁束をＲＦコイルに誘導する。
このＲＦコイルは、対象の表面から間隔を空けて配置されることが好ましい。 本構造により、受信コイルを対象から間隔を空けて配置することに伴って通常
引き起こされる目標とする信号の減少を生じることなく、検査される対象の表面
から受信コイルを離すことができる。 本構造の寸法は、一般的に、本構造の少なくとも一部の上へ軸線方向に投影さ
れたコイルの寸法以下とされるであろうが、この方向に投影された構造の面積は
、いくつかの構成においては、コイルの面積より小さくなることがある。
【手続補正４】
【補正対象書類名】明細書
【補正対象項目名】００１１
【補正方法】変更
【補正の内容】
【００１１】 構造に適する材料は、ＩＥＥＥ文献、及び、本明細書において引用により援用
されている国際特許出願ＷＯ００／４１２７０に説明されている。 各容量素子における少なくとも１つの寸法は、磁気共鳴を励起する電磁放射の
周波数に対応する波長よりも小さいことが好ましい。 素子の間隔は、磁気共振周波数での放射波長の１／２未満、好ましくは１／５
未満としてもよい。更なる利点は、素子の間隔を磁気共振周波数での放射波長の
１／１０未満又は１／１００未満にすることから生じるであろう。
【手続補正５】
【補正対象書類名】明細書
【補正対象項目名】００１２
【補正方法】変更
【補正の内容】
【００１２】 本構造の透磁率は、２を超えてもよく、３を超えることが好ましく、５を超え
ることが有利であろう。透磁率の高い値は、透磁率が所定の周波数帯域の一部に
亘って負になることにより可能となる、周波数に対する透磁率のグラフの急な傾
きの増加により生じる。 ここで、本発明を実行し得る方法が、添付の図面を参照して一例として以下に
詳細に説明される。 図面全体を通して、同じ部分には同じ参照番号が付けられている。
【手続補正６】
【補正対象書類名】明細書
【補正対象項目名】００２４
【補正方法】変更
【補正の内容】
【００２４】 実施例 ロール材料の一例では、材料は円筒形素子で構成され、各円筒は「スイスロー
ル」である。これらは、直径８ｍｍの非磁性コア（ガラス繊維強化プラスチック
、ＧＲＤ、ロッド）に巻かれた３７巻回のフィルムで作られている。フィルムは
、ＰｒｏＦｉｌｍ（登録商標）として知られる専売材料であり、１０ｎｍのアル
ミニウム及び接着層でコーティングされたマイラー（登録商標）ベースで構成さ
れ、全体の厚さがほぼ５０μｍのものである。アルミニウム層のシート抵抗は、
約２．７Ω／正方形である。円筒の外径は１１．４ｍｍであり、材料は、六角形
の密にパックされた（すなわち、できるだけ密にパックされた）格子に組み立て
られる。この構成は、２１．３ＭＨｚで最大透磁率μ＝３、他の周波数及び定常
状態磁場で空気の透磁率を与える。
【手続補正７】
【補正対象書類名】明細書
【補正対象項目名】００２５
【補正方法】変更
【補正の内容】
【００２５】 別の例では、超伝導磁気システムに用いられるいわゆる「スーパーインシュレ
ーション」（登録商標）によって代替のフィルムが準備される。これは、厚さ６
．４μｍのマイラー（登録商標）フィルムをアルミニウムで５０ｎｍの厚さまで
コーティングしたものである。このような層のシート抵抗は、−０．５Ω／正方
形である。この材料を直径６ｍｍの心棒の上に１８．７回巻くと、外径は６．４
ｍｍになり、最大透磁率は、２１．３ＭＨｚでμ＝４．９であり、他の周波数及
び定常磁場では空気の透磁率である。 付加的に「マイラー」中間層を含むことにより、相当大きな透磁率を達成する
ことができる。中間層が厚さ５０μｍであり、従って全体層厚が５６．４μｍと
なる場合、６ｍｍの心棒に５８．６２回巻くと透磁率μ＝１９．２が得られ、外
径は１２．６ｍｍになる。
───────────────────────────────────────────────────── 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，ＴＲ)，ＯＡ(ＢＦ ，ＢＪ，ＣＦ，ＣＧ，ＣＩ，ＣＭ，ＧＡ，ＧＮ，ＧＷ， ＭＬ，ＭＲ，ＮＥ，ＳＮ，ＴＤ，ＴＧ)，ＡＰ(ＧＨ，Ｇ Ｍ，ＫＥ，ＬＳ，ＭＷ，ＭＺ，ＳＤ，ＳＬ，ＳＺ，ＴＺ ，ＵＧ，ＺＷ)，ＥＡ(ＡＭ，ＡＺ，ＢＹ，ＫＧ，ＫＺ， ＭＤ，ＲＵ，ＴＪ，ＴＭ)，ＡＥ，ＡＧ，ＡＬ，ＡＭ， ＡＴ，ＡＵ，ＡＺ，ＢＡ，ＢＢ，ＢＧ，ＢＲ，ＢＹ，Ｂ Ｚ，ＣＡ，ＣＨ，ＣＮ，ＣＲ，ＣＵ，ＣＺ，ＤＥ，ＤＫ ，ＤＭ，ＤＺ，ＥＥ，ＥＳ，ＦＩ，ＧＤ，ＧＥ，ＧＨ， ＧＭ，ＨＲ，ＨＵ，ＩＤ，ＩＬ，ＩＮ，ＩＳ，ＪＰ，Ｋ Ｅ，ＫＧ，ＫＰ，ＫＲ，ＫＺ，ＬＣ，ＬＫ，ＬＲ，ＬＳ ，ＬＴ，ＬＵ，ＬＶ，ＭＡ，ＭＤ，ＭＧ，ＭＫ，ＭＮ， ＭＷ，ＭＸ，ＭＺ，ＮＯ，ＮＺ，ＰＬ，ＰＴ，ＲＯ，Ｒ Ｕ，ＳＤ，ＳＥ，ＳＧ，ＳＩ，ＳＫ，ＳＬ，ＴＪ，ＴＭ ，ＴＲ，ＴＴ，ＴＺ，ＵＡ，ＵＧ，ＵＳ，ＵＺ，ＶＮ， ＹＵ，ＺＡ，ＺＷ (72)発明者 ウィルトシャー マイケル チャールズ キーオウ イギリス バッキンガムシャー エイチピ ー11 １イービー ハイ ウィカム ザ ブラッケンズ ３ Ｆターム(参考） 4C096 AA20 AB07 AB34 AD10 AD23 CC05 CC06 CC08 CC12 CC17 CC38 CC40

Claims (20)

    【特許請求の範囲】
  1. 【請求項１】 主磁場の存在下で対象の部位の磁気共鳴活性核に使用すると
    共鳴が励起され、 核磁気共振周波数では自由空間の透磁率よりも大きい透磁率を有するが定常磁
    場では非磁性である材料で作られた、磁束を誘導するための磁気特性を有する構
    造を含む、 ことを特徴とする磁気共鳴装置。
  2. 【請求項２】 前記構造は、前記対象と、前記磁気共鳴活性核が発生した磁
    気共鳴信号を受信するＲＦコイルとの間に挿入され、磁束を前記ＲＦコイルまで
    誘導することを特徴とする請求項１に記載の磁気共鳴装置。
  3. 【請求項３】 前記ＲＦコイルは、前記対象の表面から間隔を空けて配置さ
    れることを特徴とする請求項２に記載の磁気共鳴装置。
  4. 【請求項４】 前記構造の寸法は、少なくともその構造の一部が前記コイル
    を前記表面に向かって軸方向に投影した円周内に入るような寸法であることを特
    徴とする請求項３に記載の磁気共鳴装置。
  5. 【請求項５】 前記構造は、前記透磁率が前記コイルに関して実質的に軸線
    方向に自由空間の透磁率よりも大きい第１の領域を有することを特徴とする請求
    項３又は請求項４のいずれか１項に記載の磁気共鳴装置。
  6. 【請求項６】 前記構造は、前記透磁率が前記軸線方向に平行な方向に自由
    空間の透磁率よりも大きい第２の領域を有し、 前記第１及び第２の領域は、間隔を空けて配置され、第３の領域により接合さ
    れてＵ字形を形成し、 前記第３の領域の透磁率は、前記第１の領域から前記第２の領域に延びる方向
    に自由空間の透磁率よりも大きい、 ことを特徴とする請求項５に記載の磁気共鳴装置。
  7. 【請求項７】 前記ＲＦコイルは、冷却されることを特徴とする請求項３か
    ら請求項６のいずれか１項に記載の磁気共鳴装置。
  8. 【請求項８】 前記構造は、前記対象に隣接するように配置された２つの領
    域、及び、周りにＲＦ受信コイルが延びる直径がより小さい中央領域を有するこ
    とを特徴とする請求項１に記載の磁気共鳴装置。
  9. 【請求項９】 複数の前記構造が、並列に配置されることを特徴とする請求
    項８に記載の磁気共鳴装置。
  10. 【請求項１０】 前記構造は、円周方向に延びてＲＦ発信コイルを囲むこと
    を特徴とする請求項１に記載の磁気共鳴装置。
  11. 【請求項１１】 前記ＲＦ発信コイルは、鳥かご形コイルであることを特徴
    とする請求項１０に記載の磁気共鳴装置。
  12. 【請求項１２】 前記構造の材料は、前記磁気共振周波数を含む所定の周波
    数帯域内にある入射電磁放射に応答して所定の透磁率を示す容量素子のアレーを
    含み、 各容量素子は、伝導経路を含み、前記磁気共振周波数での前記電磁放射の磁気
    成分が前記経路を回り関連素子を通って流れる電流を誘導するような素子であり
    、 前記素子の間隔は、前記所定の周波数帯域内の前記放射の波長よりも小さく、 前記素子の大きさ及びそれらの間隔は、前記磁気共振周波数での自由空間の透
    磁率よりも大きい透磁率をもたらすように選択される、 ことを特徴とする請求項１から請求項１１のいずれか１項に記載の磁気共鳴装
    置。
  13. 【請求項１３】 前記容量素子は、平面リング又は螺旋であることを特徴と
    する請求項１２に記載の磁気共鳴装置。
  14. 【請求項１４】 前記素子は、柱状に重ねられることを特徴とする請求項１
    ３に記載の磁気共鳴装置。
  15. 【請求項１５】 前記素子は、ロールのように巻かれた絶縁基板上の伝導シ
    ートを含むことを特徴とする請求項１２から請求項１４のいずれか１項に記載の
    磁気共鳴装置。
  16. 【請求項１６】 前記素子の間隔は、前記磁気共振周波数での前記放射波長
    の１／２未満であることを特徴とする請求項１２から請求項１５のいずれか１項
    に記載の磁気共鳴装置。
  17. 【請求項１７】 前記素子の間隔は、前記磁気共振周波数での前記放射波長
    の１／５未満であることを特徴とする請求項１２から請求項１５のいずれか１項
    に記載の磁気共鳴装置。
  18. 【請求項１８】 前記素子の間隔は、前記磁気共振周波数での前記放射波長
    の１／１０未満であることを特徴とする請求項１２から請求項１５のいずれか１
    項に記載の磁気共鳴装置。
  19. 【請求項１９】 前記材料は、前記所定の周波数帯域の一部に亘って負の透
    磁率を示すことを特徴とする請求項１２から請求項１８のいずれか１項に記載の
    磁気共鳴装置。
  20. 【請求項２０】 前記装置は、磁気共鳴画像診断装置であることを特徴とす
    る請求項１から請求項１９のいずれか１項に記載の磁気共鳴装置。
JP2001566044A 2000-03-06 2001-03-06 Ｓｎ比を改善するためのｒｆ磁束誘導構造を備えた磁気共鳴装置 Abandoned JP2003526420A (ja)

Applications Claiming Priority (3)

Application Number Priority Date Filing Date Title
GB0005351A GB2360093A (en) 2000-03-06 2000-03-06 NMR system with magnetic flux guide
GB0005351.2 2000-03-06
PCT/GB2001/000978 WO2001067125A1 (en) 2000-03-06 2001-03-06 Magnetic resonance apparatus including an rf magnetic flux guiding structure for improving the signal-to-noise ratio

Publications (1)

Publication Number Publication Date
JP2003526420A true JP2003526420A (ja) 2003-09-09

Family

ID=9887046

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
JP2001566044A Abandoned JP2003526420A (ja) 2000-03-06 2001-03-06 Ｓｎ比を改善するためのｒｆ磁束誘導構造を備えた磁気共鳴装置

Country Status (8)

Country Link
US (1) US6927574B2 (ja)
EP (1) EP1281092B1 (ja)
JP (1) JP2003526420A (ja)
AT (1) ATE356360T1 (ja)
AU (1) AU3757601A (ja)
DE (1) DE60127114T2 (ja)
GB (1) GB2360093A (ja)
WO (1) WO2001067125A1 (ja)

Families Citing this family (19)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
GB2360137A (en) * 2000-03-06 2001-09-12 Marconi Caswell Ltd Guides for RF magnetic flux
GB2360093A (en) * 2000-03-06 2001-09-12 Marconi Caswell Ltd NMR system with magnetic flux guide
DE10224192A1 (de) * 2002-05-31 2003-12-18 Fraunhofer Ges Forschung Bildgebendes NMR-Verfahren sowie NMR-Vorrichtung
US6661230B1 (en) * 2002-07-22 2003-12-09 Sunnybrook & Women's College Health Sciences Centre Microstructured RF flux return yoke for increased sensitivity in NMR experiments
WO2005083288A1 (en) * 2004-02-23 2005-09-09 Timken Us Corporation Low drag multimode clutch
WO2007109426A1 (en) * 2006-03-22 2007-09-27 Koninklijke Philips Electronics, N.V. Shielded multix coil array for parallel high field mri
US9679602B2 (en) 2006-06-14 2017-06-13 Seagate Technology Llc Disc drive circuitry swap
US9305590B2 (en) 2007-10-16 2016-04-05 Seagate Technology Llc Prevent data storage device circuitry swap
RU2504795C2 (ru) * 2008-03-14 2014-01-20 Конинклейке Филипс Электроникс Н.В. Выбор катушек для параллельной магнитно-резонансной визуализации
CA2804560A1 (en) 2012-02-03 2013-08-03 Tec Edmonton Metamaterial liner for waveguide
US10044232B2 (en) 2014-04-04 2018-08-07 Apple Inc. Inductive power transfer using acoustic or haptic devices
US10135303B2 (en) 2014-05-19 2018-11-20 Apple Inc. Operating a wireless power transfer system at multiple frequencies
EP3338340B1 (en) 2015-09-24 2020-06-17 Apple Inc. Configurable wireless transmitter device
US10790699B2 (en) 2015-09-24 2020-09-29 Apple Inc. Configurable wireless transmitter device
US10477741B1 (en) * 2015-09-29 2019-11-12 Apple Inc. Communication enabled EMF shield enclosures
US10651685B1 (en) 2015-09-30 2020-05-12 Apple Inc. Selective activation of a wireless transmitter device
CN105476635B (zh) 2015-12-29 2019-02-05 沈阳东软医疗系统有限公司 一种核磁共振成像系统中射频线圈的定位方法和装置
US10734840B2 (en) 2016-08-26 2020-08-04 Apple Inc. Shared power converter for a wireless transmitter device
US10594160B2 (en) 2017-01-11 2020-03-17 Apple Inc. Noise mitigation in wireless power systems

Family Cites Families (14)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US4392170A (en) * 1980-06-02 1983-07-05 Hitachi Maxell, Ltd. Magnetic recording disc cartridge with disc cleaning means
US4833409A (en) * 1987-12-21 1989-05-23 General Electric Company Apparatus for dynamically disabling an NMR field coil
GB2221995B (en) * 1988-08-19 1992-12-09 Picker Int Ltd Magnetic resonance methods and apparatus
US5270656A (en) * 1992-04-24 1993-12-14 The Trustees Of The University Of Pennsylvania Biplanar RF coils for magnetic resonance imaging or spectroscopy
RU98106937A (ru) * 1998-04-14 2000-02-10 Пикер Нордстар ОЮ (FI) Устройство для формирования изображения с помощью магнитного резонанса
GB9900034D0 (en) * 1999-01-04 1999-02-24 Marconi Electronic Syst Ltd Structure with magnetic properties
US6437567B1 (en) * 1999-12-06 2002-08-20 General Electric Company Radio frequency coil for open magnetic resonance imaging system
GB2360137A (en) * 2000-03-06 2001-09-12 Marconi Caswell Ltd Guides for RF magnetic flux
GB2360093A (en) * 2000-03-06 2001-09-12 Marconi Caswell Ltd NMR system with magnetic flux guide
GB2360094A (en) * 2000-03-06 2001-09-12 Marconi Caswell Ltd RF screens for MRI
GB2360132B (en) * 2000-03-06 2002-04-24 Marconi Caswell Ltd Structure with switchable magnetic properties
GB2360138A (en) * 2000-03-06 2001-09-12 Marconi Caswell Ltd Screens for RF magnetic flux
GB2363845A (en) * 2000-06-21 2002-01-09 Marconi Caswell Ltd Focussing RF flux
US6984980B2 (en) * 2002-02-14 2006-01-10 Baker Hughes Incorporated Method and apparatus for NMR sensor with loop-gap resonator

Also Published As

Publication number Publication date
DE60127114D1 (de) 2007-04-19
ATE356360T1 (de) 2007-03-15
AU3757601A (en) 2001-09-17
DE60127114T2 (de) 2008-03-06
WO2001067125A1 (en) 2001-09-13
GB2360093A (en) 2001-09-12
EP1281092B1 (en) 2007-03-07
GB0005351D0 (en) 2000-04-26
US20030155917A1 (en) 2003-08-21
US6927574B2 (en) 2005-08-09
EP1281092A1 (en) 2003-02-05

Similar Documents

Publication Publication Date Title
JP2003526420A (ja) Ｓｎ比を改善するためのｒｆ磁束誘導構造を備えた磁気共鳴装置
JP3205385B2 (ja) 核磁気共鳴断層撮影装置
EP0629875B1 (en) Magnetic resonance gradient coil and RF screen
US5278504A (en) Gradient coil with off center sweet spot for magnetic resonance imaging
JPH0951886A (ja) 磁気共鳴装置
CN109891258A (zh) 用于磁共振成像（mri）系统中的平衡转换器以及采用所述平衡转换器的mri系统
JP2005509506A (ja) 磁気共鳴装置用の多重化チャネルのｒｆケーブル
JPH06277193A (ja) 磁気共鳴撮像システム
JP2004502477A (ja) 無線周波数で透磁率を有する材料
JPWO2008075614A1 (ja) 核磁気共鳴計測装置およびコイルユニット
JPH08238230A (ja) 磁気共鳴装置および方法
EP1061379A3 (en) Gradient coils
GB2219861A (en) Surface coil structures for nmr imaging and spectroscopy
JPH0619426B2 (ja) 分布位相ラジオ周波数コイル装置
JP2009540949A (ja) スキャナボア壁に一体化された磁気共鳴受信コイルアレイ
JP2009106742A (ja) 磁気共鳴撮像システム向けのマグネットアセンブリ
US20120074944A1 (en) Devices and cabling for use in a multi-resonant magnetic resonance system
WO2010050279A1 (ja) アンテナ装置及び磁気共鳴検査装置
JP2003526421A (ja) Ｒｆ磁場を遮蔽する手段を備えた磁気共鳴画像診断装置
JP5069471B2 (ja) オープンｍｒｉシステムのための平面ｒｆ共鳴器
JP4155605B2 (ja) Ｎｍｒプローブ用サドル形多重巻きｒｆコイル
JP2004130141A (ja) 核磁気共鳴画像用の勾配コイル構造
US5576622A (en) Shielded NMR radio frequency coil and method of performing an NMR experiment
GB2323207A (en) Flexible hollow electrical cable
JP2005512646A (ja) 傾斜磁場コイル配置構造

Legal Events

Date Code Title Description
A711 Notification of change in applicant

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A711

Effective date: 20070614

A521 Request for written amendment filed

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A821

Effective date: 20070614

A521 Request for written amendment filed

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A523

Effective date: 20071108

A621 Written request for application examination

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A621

Effective date: 20080306

A762 Written abandonment of application

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A762

Effective date: 20090130