JP5624028B2 - 磁気共鳴イメージング装置および超伝導量子干渉デバイス検出および磁場巡回方式を用いた方法 - Google Patents

Description

本発明は磁気共鳴イメージング装置およびそれに適合する複数の方法に関する。

医療および診断の応用のための磁気共鳴イメージングは、少なくとも１テスラ（１０、０００ガウス）の各磁場で通常実行され、本体の主たる構成要素である水中の各陽子の核磁気共鳴（ＮＭＲ）信号のための４２ＭＨｚの無線周波数に相当する。この高磁場は水素原子の核のより良い偏極とより高い検出周波数での強い信号との双方に帰着する。このことは良好なコントラストおよび空間分解能となる。この磁場における全体の人体イメージングは、大型のソレノイド磁石、通常４０ｃｍ領域に亘る１００万毎の高い均一度の典型的に２もしくは３個の部品を備えた超伝導を要求する。患者／被検査対象は、上記磁石の空孔部内にスライドされるベッドの上に置かれる。このことは、閉所恐怖および不安感をあたえる体験となる可能性がある。それは、各イメージが典型的に１５分の周期で取得されるにつれて、各傾斜磁場コイルの騒音のする動作に基づいて不味く実行された。その結果、患者の２０から４０％もの多くの人達がこの手順を辞退している。

上記の方法に替わる他の各方法は、より低い磁場、２，０００から３，０００ガウスで動作する所謂オープンジオメトリ電磁石を用いる。磁場および動作周波数における低減は、イメージ品質の結果的な損失で、取得する上記検出システム用のより低い強度およびノイズの多いＮＭＲ信号を与える。

より低い各磁場を用いた際の限界は、各電子増幅器および適切なＳ／Ｎ比で各信号を検出する各共鳴検出回路の能力によって、設定される。

最近開発された、しかしながら実際の各システムでは、まだ使用されていない、各低い磁場でのＭＲＩ用の各ＮＭＲ信号を検出する他のアプローチは、ＳＱＵＩＤとして知られている超伝導量子干渉デバイスを用いることである。これらのＳＱＵＩＤは非常に低い磁場で、典型的には１から２００ガウスで通常動作し、各正しい条件の下でジョンソンノイズすなわち熱雑音を有する非常に低い固有のデバイスノイズおよび各超伝導入力回路の２個の利点を有する。これらのＳＱＵＩＤは低い各磁場において、各非常に小さなＮＭＲ信号を獲得するのに理想的に適しており、かくして各オープンジオメトリ磁石システムの使用を許容し、以下に記載する他の恩恵並びに操作手順の間患者をより友好的な環境に置く潜在能力を有する。

ＮＭＲもしくはＭＲＩ測定装置において、サンプルあるいは被検査対象が水素原子核の偏極を引き起こす磁場内に置かれ、その結果それに対するよりもむしろ磁場の方向においてより多くの核のポイントが得られる。この偏極は、水中における陽子に対して極めて弱い。それは１テスラにおける室温において１００万ごとの各部品に相当する。ＮＭＲを遂行するためには、共鳴周波数における波長の短い無線周波（ＲＦ）パルスは、この共鳴周波数における短い期間の間、偏極が回転する磁場から９０°に対して偏極の度合いを変化させる。それは次いで適切な種々の無線増幅器電子技術で検出される。この偏極は減衰し、Ｔ１として知られる特徴的な時定数で最初の方向へのポイントへ逆向きに戻る。この期間、方向が傾斜した磁化ベクトルのエネルギーが局在的な環境にまで与えられる。言い換えれば、この核スピンは、その局在された環境に対する交換エネルギーである。エネルギーが交換されるスピードは、局在的な環境を備えた核の相互作用の測定である。

上記各核スピン間の相互作用に依存する、信号が減衰する第２のやり方が存在する。このいわゆるスピン・スピンの間の相互作用が働き、即ちスピン偏極が拡がる。原子／核の中には他のものに比べて異なった磁場に存在する場合、それらの回転周波数は僅かに異なる。異なった磁場における核が各異なった速度で回転するにつれて、正味の回転磁化は、各異なった方向におけるポイントへ各異なったモーメントがスタートするに応じて減少する。かくして、減少する正味の磁気モーメントが存在する。各スピン間相互作用の時定数は、磁気モーメントの損失がスピン・スピン間の相互作用に基づいている場合にはＴ２、もしくはそれが均一な弱い外部磁場均一度に基づいている場合にはＴ２*として知られる。

組織タイプと組織条件との間でＴ１における色々な差があることが判明した。特に、そのＴ１時定数における差によって悪性腫瘍組織を検出することが可能であることが判明した。これらのＴ１差は１００ガウス以下で良く各低い磁場において最もはっきりした。

従来の核磁気共鳴イメージングにおいて、典型的には１テスラ（１０、０００ガウス）もしくはそれ以上の強く並びに均一性の高い磁場を用いて被検査対象を磁化し、さらに一連の無線パルスが印加されて上記各スピンを偏極化するとともに、これらのスピンからの信号を検出する。この信号が検出される周波数は、上記局在磁場に直接比例している。磁場グラディエントを上記被検査対象に印加することによって、より低い各磁場におけるそれらに対するより高い各周波数でのより高い磁場処理における各スピンで、上記信号周波数は位置に依存する。全ての３次元における１組の磁場グラディエントを印加することによって、上記被検査対象の３次元画像が獲得できる。実際には、１個の平面を横切る各グラディエントを用いて、上記被検査対象を通過する平面状のスライスを選択する。これは次いで、上記スライスの平面における磁場のグラディエントによって分析され、その平面における上記被検査対象の２次元画像を生ずる。

上記グラディエントの大きさは、入手可能な短い時間の後データを獲得させるに充分な量だけ各スピン周波数を分散させるに充分でなければならないが、検出された信号を拡散すると共に、その値を低下させる程大きくならないようにしなければならない。背景磁場は、この背景磁場における各変化がイメージの品質を損なわないように均一にしなければならない。典型的には、１テスラ磁場にとっては、数値としては、上記被検査対象を横切る１０００ｐｐｍもしくは１ミリＴのグラディエントの１テスラ磁場にとっての数値であり、２から５ｐｐｍの背景均一度を要求する可能性がある。例えば４００ｍｍ領域の渡る２から３ｐｐｍの磁場の均一度で全ての人を収容する大きな磁石を作ることは高価で困難な課題である。しかしながら、より低い磁場で動作するシステムにとっては、イメージングのための同一の磁場グラディエントが要求される。同一の周波数変化が要求されるので、それはイメージ面積を横切る約１ミリＴである。このことは、０．０２テスラで作動する磁石の均一度が１００ｐｐｍであることを必要とし、この数値は磁石の作製の間獲得するのがはるかにより容易であることを意味する。

ＮＭＲとＭＲＩの双方を達成する種々のＳＱＵＩＤを用いた２つの方法は、各低磁場で提案されるとともに、実証されてきた。当該技術において公知である第１のアプローチにおいて、例えば、米国バークレー大学のジョン・クラークの公開された仕事において、ＳＱＵＩＤを用いて直接直流入力コイルを用いて磁気モーメントを検出する。この磁場は典型的には０．１ミリテスラ（１ガウス）であり、そして吸収周波数は４．２ＫＨｚである。充分な信号強度を得るためには、約Ｔ１もしくはそれ以上でなければならない期間、約３０００ガウスの前偏極する直流磁場パルスを印加してＮＭＲ／ＭＲＩパルスシークエンスおよびデータ取得が発生できる後に、被検査対象を磁化することが通例である。

この手順は、各組織間のＴ１における差Ｔ１および各条件が１０ガウスあるいはそれ以下の磁場でもっとも好ましいという利点を有する。このことは、最も低磁場で各Ｔ１時間の展開を示す図１に例示されている。

このアプローチの欠点は、第１に前偏極する直流磁場パルスを印加することが困難であり、第２にＳＱＵＩＤへ上記入力コイルの直接直流結合に基づくＲＦ（無線）およびＡＦ（アンテナ係数）干渉に対する磁化率並びに、イメージを歪ませる弱い直流磁場擾乱にとってこの技法は弱点がある。それ故、この技法は、遮蔽された室内環境において通常達成されなければならないであろう。

それに替わる技法は、ＳＱＵＩＤ入力に直流結合される共鳴超伝導入力回路を用いることである。６００から８００ＫＨｚの周波数および１５０から２００ガウスの磁場がこの手順において使用される。前偏極する磁場は要求されず、さらに調整された交流結合入力の使用は不必要な干渉に対する透磁率を大きく減少させる。このアプローチはアバデーン大学におけるヒュウーセトン博士によって開発されてきた。

しかしながら、この磁場において、上記各時間Ｔ１はより短く、そしてＴ１におけるより小さな差は組織タイプ間で観察される。

本発明は改良された磁気共鳴装置およびそのための方法、並びに患者あるいは動物における組織異常を検出する方法を提供することを目的とする。

本発明のある観点に従えば、ＮＭＲ信号の励起および検出は１００ガウス以上の中間磁場での共鳴入力によって達成され、さらに磁化（Ｔ１）における各差を生ずるに充分な期間、上記ＮＭＲ信号の励起の後、主たる磁場が共鳴周波数の約５０％以下の低磁場に巡回させるＭＲＩシステムが提供される。

ある実施の態様において、ＮＭＲ信号の検出は１００ガウス以上の中間磁場での共鳴入力によって達成され、さらに磁化（Ｔ１）における各差を生ずるに充分な期間１００ガウスより充分低く、そして上記共鳴周波数の低磁場に第１の９０度パルスを印加した後、主たる磁場が巡回するＭＲＩシステムが提供される。この磁場は、次いで上記共鳴周波数に戻り、上記ＮＭＲ信号を検出および処理させる。

好ましくは、第１の無線パルスは上記磁場の第１サイクルの期間印加され、そして第１の無線パルスからの第２の無線パルスオフセットが第２のサイクルにおいて印加されることによって、当該磁場における上記各スピンのスピンエコーを発生する。上記第１の無線パルスは９０°（あるいは略２７０°）パルスであってもよく、そして第２のパルスは略１８０°パルスであってもよい。

有益に、上記低磁場の間隔は、略０．１から３秒の間にある。

上記好ましい実施の態様においては、上記ＮＭＲ信号はＳＱＵＩＤによって検出される。

本発明の他の観点に従えば、略互いに対向して配置される第１および第２のコイルと、約１００ガウス以上の中間磁場によって誘起され、磁化（Ｔ１）における差を生ずる期間、第１の無線パルスの後、上記共鳴周波数の約５０％の低磁場に磁場を巡回させるよう動作可能な制御システムとを含むＭＲＩ装置が提供される。

本発明の更に他の観点に従えば、システムによってもしくは本明細書で指定された装置により組織内の種々の異常を検出する方法が提供される。

本発明の上記好ましい実施の態様は、上記共鳴周波数ＳＱＵＩＤ系ＭＲＩ法を用いると共に、強化されたＴ１コントラストを有するように上記手順および各パルスシーケンスを変化させる。

本発明のより更に他の観点に従えば、第１および第２の超伝導コイルと、検出ＳＱＵＩＤと、１００から１０００ガウスのオーダ、好ましくは１００から３００ガウスのオーダ、最も好ましくは１５０ガウスの領域における磁場を発生させるよう上記各コイルに通電するよう動作可能なパワーユニットとを含む、磁気的な共鳴イメージングデバイスが提供される。このデバイスは好ましくは、鉄のコアを採用しない。上記各コイルによって発生した磁場は、パルス化されてもよいし、もしくはパルス化されなくてもよい。

図１はより低い各磁場におけるＭＲＩスキャニングのための強化されたＴ１の結果を示すグラフである。 図２ＡはＭＲＩ装置の好ましい実施の態様の概略図である。 図２ＢはＭＲＩ装置の好ましい実施の態様の概略図である。 図２ＣはＭＲＩ装置の好ましい実施の態様の概略図である。 図２ＤはＭＲＩ装置の好ましい実施の態様の概略図である。 図２ＥはＭＲＩ装置の好ましい実施の態様の概略図である。 図３はＭＲＩ装置の他の実施の態様の側部正面図である。 図４は図２Ａ乃至図２Ｅのそれと類似したＭＲＩ装置の実際的なインプランテーションの一連の図を概略的な形態で示す。 図５はベッドあるいはプラットホームの上に患者がおかれている状態で、図４のＭＲＩ装置のインプランテーションの概略的な形態での一連の図を示す。

好ましい手順の一例として、上記直流背景磁場は例えば１５０ガウスに設定され、そして上記９０°無線パルスが印加される。この背景磁場は次いで約１０ガウスあるいはそれ以下にまで急速に減少され、そして０．１から３秒の時間が、１５０ガウス磁場が再び印加される前に経過することが可能となり、さらに１８０°パルスが印加されてスピンエコーを発生する。この手順において、上記低磁場期間の間、異なった組織間のＴ１における各差、あるいは上記サンプルの各部分は、イメージが変化するように上記サンプルの或る部分において喪失されるか、あるいは減少されることを意味する。２個のイメージを取り上げ、１個のイメージは磁場が巡回しない状態のイメージであり、もう１個のイメージは磁場が巡回しているイメージであり、１個のイメージと他のイメージを比較することはＴ１の各変化を強調するイメージを与えることになるであろう。そのような各イメージは異常な人体の組織あるいは動物の組織、特にがん細胞を坦持する組織の非常に良い指標を提供することが考察される。

ＳＱＵＩＤ系ＭＲＩの１つの大きな利点は、上記各磁場が適切であり、この磁場の蓄積されたエネルギーが小さいことを意味し、この磁場を一方の磁場レベルから他方の磁場レベルに非常に早く切り替えることを可能とする。このことは上述した磁場切り替え技法を使用することを可能とする。上記提案された設計については、動作電流は約１００アンペアであり、そして上記コイルのインダクタンスは１００ミリＨである。第２の利点は、磁石を比較的小さい構造に出来ることである。また、磁場の均一度および安定性の要求はそれ程厳しくなく、上記磁石技術をより容易化し、さらに設計をより柔軟なものとする。

上記好ましい実施の態様は上記より高い磁場として１５０ガウスの磁場を発生させたものの、この高磁場パルスはより高い強度、例えば３００ガウス、５００ガウス、さらにある場合には最大１０００ガウスの強度を持たせようとすれば持たせることが期待できることが認識されるべきである。しかしながら、より低い磁場強度に依存するシステムはより小さくなり、そしてより廉価となり、さらにより少ない動作エネルギーを要求する。

我々は実現される可能性があるようにＭＲＩ測定装置の典型的な実施の態様を以下記述する。図２Ａ乃至図２Ｆは、それ自体のクライオスタット１６内の上記ＳＱＵＩＤ検出器が患者に近接して置かれている状態で、２個の平面状の環状磁石１２，１４の間の被検査対象／患者１０を示す。上記磁石１２，１４が、上記被検査対象１０のために、それらの間で座ったリ、横になったり，立ったりすることを空間に可能とするようなサイズを有すると共に、位置にあることが容易に理解することができる。磁場が低いレベルで、そして切り替え可能な双方であるにつれて、患者１０を上記スキャナーから移動することなく達成されるべき種々の操作および外科的手術を考察することも可能である。かくして、医師はライブのスキャン結果を用いた医療手順の進行を監視することが出来、このことが重要な医療的な恩恵を提供することが出来る。

上記平面状の環状磁石１２，１４の双方は、同一の電流源によって好ましくは付勢される。これらの磁石は、少なくとも２００ｍｍ領域、好ましくは２５０ｍｍ以上の領域に亘って１００ｐｐｍより良い均一度で覆う中央位置で最大２００ガウスの均一度の高い磁場を提供する。平面状の巻き線（図示されていないが、当業者にとって自明のタイプの巻き線）は、液体低温装置もしくは好ましくはクライオ冷却装置１８のいずれかを有する真空断熱クライオスタット内で冷却され、上記巻き線を超伝導状態に維持する。約４ＫがＮｂＴｉの各巻き線に要求されるが、より高い各温度が進歩した高温超電導条件にとって受け入れ可能であるであろう。クライオスタットおよびコイル組は、任意の金属部品からの低いジョンソンノイズ寄与を有するよう設計される。

調整されたピックアップ検出コイル（図示されないが、当業者にとって自明であるコイル）およびＳＱＵＩＤは、第３のクライオスタット内に置かれている。このクライオスタットは、非常に低いジョンソン信号を有するよう設計される。このための各技法は、従来公知であり、例えばアバデーン大学のハフ・セトンの公開された仕事に記述されている。このピックアップコイルは、シングルタ−ンあるいは無定形逆対コイルとして設計され、ピックアップ検出コイル回路、即ち被検査対象１０に近接した各信号に対する選択性を増加するようにしてもよい。各々が増幅、検出および解析すべき一組の平行各検出器コイルとして、ＳＱＵＩＤに接続された各検出器コイルのアレイを使用することも可能である。上記入力回路は、１００ＫＨｚあるいはそれ以上の上記共鳴周波数範囲において動作するよう調整されるので、上記入力コイルは上記ＳＱＵＩＤに交流結合される。低周波数、例えば５０Ｈｚが主たる周波数であり、そして上記背景磁場における各変化からの擬似直流信号は、さもなければ望ましくない各信号で飽和するであろう上記ＳＱＵＩＤに送信されない。上記ＳＱＵＩＤ検出回路との相互作用、即ち当業者の能力内の課題を最小化すべく傾斜磁場コイルの設計に注意を払うべきである。

上記ＳＱＵＩＤ回路によって検出されると共に増幅されるＮＭＲ信号は、上記結果的に得られるイメージを表示するようにも使用される、コンピュータから通常制御されるであろう従来のＭＲＩコンソールによってデジタル化されると共に解析される。

図３は上記デバイスの可能な実際的な実施として観察される、ＭＲＩ装置の他の実施の態様の側部正面図である。患者にとって心地よく座るＭＲＩシステム内であり、そして各従来システムで生ずるような上記デバイス内で患者が囲繞されるエリアが提供されることが理解される。

次に図４を参照すると、従来の各スキャンニングデバイスと比べて、立った位置のままで、そして実質的にオープンであり、かくして患者にとってより怯むことが少ない装置内で患者をスキャンすることを可能にする、図４の各観測面において、上記デバイスのその他の実際的な実施が示される。立った位置の更なる利点は、背骨の傷み及び脊柱問題を有する各患者のスキャンのために、この立った位置における負荷の下での脊柱を観察することが非常に有用である。このことは上記患者が下方に臥した状態で得られるイメージとはまったく異なるであろう。コイル１２’および１４’はオリゴノメリックおよび審美的に心地よい構造体を提供すべく各適切なチャンバー内にあることが理解できる。

図５の各観側面は、クライオスタットプローブ１６’が臥した位置において患者を収容するよう位置決めされることが出来る場合、ベッドあるいはプラットホーム２０の上に臥している患者のために配列される際の図４の装置を示す。再び、ベッドもしくはプラットホームの上にある時でさえ、上記患者は比較的オープンな環境に維持された状態にあり、そして上記デバイスの動作のやり方の結果として、上記患者を動揺させようとすれば可能である上記システムの動作の間、過剰なノイズあるいは他の外乱を発生させない環境に維持される。

概要として、本明細書においては既存の各デバイスよりもはるかに低い強度のＭＲＩ磁場を生ずるための方法およびシステムが提案され、この方法およびシステムにおいては、磁場における一時的な著しい減少およびスピンエコーの次の発生によって、組織における色々な異常、特に悪性腫瘍組織および非悪性腫瘍を検出することが出来る。被検査対象の各異なったイメージを発生することが可能である。この方法およびシステムは他の組織の異常あるいは変則を検出しようとすれば可能であることも期待される。

上記低磁場は好ましくは主たる磁場強度の５０％よりはるかに小さく、そして上記各実施の態様において１０％の領域等にあることも自明となるであろう。

上述した各実施の態様は、人が実質的に全体的にその中にフィットすることが出来るスキャナーに向けられている。本明細書で開示された上記システムおよび装置の多くの実際的な実施は、例えば患者の一部のみスキャンおよび撮映するよう著しくより小さく及び設計しようとすれば出来ることが期待される。各システムは、例えば脊骨の痛みの診断における肺がん映写、肝臓映写等のために提供しようとすればそれも可能である。そのような応用においては、上記デバイスは物理的により小さくしようとすればすることが出来、そして例えば直径において約７００から８００ミリメーターを越えない及びより小さい複数のコイルを有する可能性がある。このような各システムは好ましくは、１００から５００ガウスのオーダの強度の磁場を発生することが可能である超伝導コイル組、そして好ましくは、ＳＱＵＩＤ系検出器を備えた超伝導コイル組を含むであろう。この装置は鉄のコアを有さないであろう、そして好ましくは、ＳＱＵＩＤ系検出器を備えた超伝導コイル組を含むであろう。この装置は鉄のコアを有さないであろう、そして上記で開示したタイプのパルス化される磁場を準備する可能性があってもよく、もしくは無くてもよい。

Claims (22)

1. １００ガウス以上の主たる磁場レベルにある磁場において動作する共鳴入力回路により、ＮＭＲ信号の励起と検出が行われ、
   前記ＮＭＲ信号の励起が行われた後に、磁化期間における相違が十分となる期間、前記磁場を前記主たる磁場レベルの約５０％以下の低い磁場レベルとするサイクルを有する、
   ＭＲＩ検出方法。
2. 前記磁化期間における相違が十分となる期間の後、前記磁場を前記主たる磁場レベルに戻す、
   請求項１に記載のＭＲＩ検出方法。
3. 前記磁場において磁化のスピンエコーを発生させるために、
   前記磁場が主たる磁場レベルとなった第１のサイクルの期間中、第１の無線パルスを印加し、
   前記磁場が再び主たる磁場レベルとなった第２のサイクルの期間中、前記第１の無線パルスからオフセットされる第２の無線パルスを印加する、
   請求項１又は請求項２に記載のＭＲＩ検出方法。
4. 前記第１の無線パルスは略９０°パルスであり、そして前記第２のパルスは略１８０°パルスである、
   請求項３に記載のＭＲＩ検出方法。
5. 前記ＮＲＩ信号は、ＳＱＵＩＤによって検出される、
   請求項１から請求項４のいずれかに記載のＭＲＩ検出方法。
6. 前記ＮＭＲ信号の励起と検出は、前記磁場を前記低い磁場レベルに巡回させない場合においても、１００ガウス以上である主たる磁場レベルの磁場において動作する共鳴入力回路により行われ、
   ここで、前記磁場を前記低い磁場レベルに巡回させた場合の第１のイメージを取得し、
   また、前記磁場を前記低い磁場レベルに巡回させない場合の第２のイメージを取得し、
   さらに、Ｔ１の変化を強調するために、前記第１のイメージと前記第２のイメージを比較する、
   請求項１から請求項５のいずれかに記載のＭＲＩ検出方法。
7. 前記主たる磁場レベルは、１５０ガウスの領域内にある、
   請求項１から請求項６のいずれかに記載のＭＲＩ検出方法。
8. 前記低い磁場レベルの期間は、１０秒以下である
   請求項１から請求項７のいずれかに記載のＭＲＩ検出方法。
9. 前記低い磁場レベルの期間は、０．１秒以上３秒以下である、
   請求項８に記載のＭＲＩ検出方法。
10. 前記低い磁場レベルにある前記磁場は、前記主たる磁場レベルの１０％のオーダの強度を有する、
    請求項１から請求項９のいずれかに記載のＭＲＩ検出方法。
11. 前記磁場は、超伝導コイルもしくは平面状の超伝導巻き線の分割対によって発生させられる、
    請求項１から請求項１０のいずれかに記載のＭＲＩ検出方法。
12. 互いに対向して配列された第１および第２のコイルと、
    ＮＭＲ信号の励起と検出を実行可能な共鳴入力回路と、
    前記第１および第２のコイルにより１００ガウス以上の主たる磁場レベルにある磁場が共鳴入力され、前記ＮＭＲ信号の励起が行われた後に、磁化期間における相違が十分となる期間、前記磁場を前記主たる磁場レベルの約５０％以下の低い磁場レベルとするサイクルを有するように制御するように構成された制御システムとを有する、
    ＭＲＩ装置。
13. 前記制御システムは、前記磁化期間における相違が十分となる期間の後、前記磁場を前記主たる磁場レベルに戻すように構成されている
    請求項１２に記載のＭＲＩ装置。
14. 前記制御システムは、
    前記磁場において磁化のスピンエコーを発生させるために、
    前記磁場が主たる磁場レベルとなった第１のサイクルの期間中、第１の無線パルスを印加し、
    前記磁場が再び主たる磁場レベルとなった第２のサイクルの期間中、前記第１の無線パルスからオフセットされる第２の無線パルスを印加する、
    請求項１２又は請求項１３に記載のＭＲＩ装置。
15. 前記第１の無線パルスは略９０°パルスであり、そして前記第２のパルスは略１８０°パルスである
    請求項１２又は請求項１３に記載のＭＲＩ装置。
16. 前記発生したＮＭＲ信号の検出のためのＳＱＵＩＤをさらに有する、
    請求項１２から請求項１５のいずれかに記載のＭＲＩ装置。
17. 前記主たる磁場レベルは、１５０ガウスの領域内にある、
    請求項１２から請求項１６のいずれかに記載のＭＲＩ装置。
18. 前記低い磁場レベルの期間は、０．１秒と３秒の間である、
    請求項１２から請求項１７のいずれかに記載のＭＲＩ装置。
19. 前記第１および第２のコイルは、前記磁場を発生させるための超伝導コイルもしくは平面状の超伝導巻き線の分割対である、
    請求項１２から請求項１８のいずれかに記載のＭＲＩ装置。
20. 前記第１のコイルと第２のコイルは、非金属物質から作製される低いジョンソンノイズクライオスタット内に囲繞される、
    請求項１９に記載のＭＲＩ装置。
21. 前記第１のコイルと第２のコイルは、クライオ冷却される、
    請求項１２から請求項２０のいずれかに記載のＭＲＩ装置。
22. スキャンニングおよびイメージングの間患者のためのオープンなゾーンを提供する、
    請求項１２から請求項２１のいずれかに記載のＭＲＩ装置。

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