(57)【要約】【課題】冷却剤冷却式ＲＦ体幹用コイルを提供する。【解決手段】患者ボア（６）内の温度を最大動作温度未満に維持するために、磁気共鳴イメージング・システム（２）に対して、患者ボア（６）と傾斜コイル・アセンブリ（５２）及びＲＦ体幹用コイル・アセンブリ（８）のそれぞれとの間に熱バリアを導入している。これによって、ＲＦ体幹用コイル（８）はより低温で動作することが可能となると共に、傾斜コイル（５２）と患者ボア（６）の間に熱バリアが提供される。好ましい一実施形態では、ＲＦ体幹用コイル（２５）には、傾斜コイル（５２）と患者ボア・チューブ（６）の間の位置において中空導体構造（４３）が導入される。別の実施形態では、従来技術の平坦な銅片（２５）が中空導体構造（４３）に置き換えられており、これ自体がＲＦ体幹用コイルの役割をする。【選択図】      図１
2005199047.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
患者ボア（６）と、
前記患者ボア（６）を囲繞する傾斜コイル・アセンブリ（５２）と、
前記患者ボア（６）と前記傾斜コイル・アセンブリ（５２）の間に結合されたＲＦ体幹用コイル・アセンブリ（８）と、
を備える磁気共鳴イメージング・システム（２）であって、前記ＲＦ体幹用コイル・アセンブリ（８）は非導電性冷却剤を有する冷却剤源（６７）と流体的に結合された少なくとも１つの中空の導体構造（４３）を備えており、前記非導電性冷却剤は該磁気共鳴イメージング・システムの動作時に前記患者ボアを所望の最大温度未満に維持するように前記少なくとも１つの中空構造を通過して流れている、磁気共鳴イメージング・システム（２）。
【請求項２】
前記水冷却式ＲＦ体幹用コイル・アセンブリは、
前記患者ボア（６）の周りで円周方向に離間させた複数のＲＦアンテナ（２５）と、
複合材料（５５）と、
前記複合材料の内部に包含されている、その各々が前記複数のＲＦアンテナ（２５）のそれぞれの１つと結合されている複数の中空導体構造（４３）と、
前記複数の中空導体構造（４３）のそれぞれと流体的に結合されており、前記複数の中空導体構造（４３）のそれぞれを通過させて水を提供することが可能な冷却剤源と、
を備えている、請求項１に記載の磁気共鳴イメージング・システム（２）。
【請求項３】
前記複合材料（５５）の内部に導入されたガラス布（５３）をさらに備える請求項２に記載の磁気共鳴イメージング・システム（２）。
【請求項４】
前記水冷却式ＲＦ体幹用コイル・アセンブリ（８）は、
複合材料（５５）と、
前記複合材料（５５）の内部に包含された複数の中空の無線周波数コイル（４３）と、
前記複数の無線周波数コイル（４３）のそれぞれと流体的に結合されており、前記複数の無線周波数コイル（４３）のそれぞれを通過させて冷却剤を提供することが可能な冷却剤源と、
を備えている、請求項１に記載の磁気共鳴イメージング・システム（２）。
【請求項５】
前記複合材料（５５）の内部に導入されたガラス布（５３）をさらに備える請求項４に記載の磁気共鳴イメージング・システム（２）。
【請求項６】
磁気共鳴イメージング装置内で使用するための冷却剤冷却式ＲＦ体幹用コイル・アセンブリを形成するための方法であって、
１対のマンドレル（７１、７３）を提供する工程と、
その各々が中空導体構造（４３）と結合されている複数のＲＦコイル（２５）を、前記１対のマンドレル（７１、７３）の間のキャビティ領域（７５）の内部に導入する工程と、
前記キャビティ（７５）に真空圧下である量の未硬化の複合材料（５５）を導入する工程と、
前記未硬化の複合材料（５５）を硬化させる工程と、
前記マンドレル（７１、７３）を除去する工程と、
を含む方法。
【請求項７】
磁気共鳴イメージング装置内で使用するための冷却剤冷却式ＲＦ体幹用コイル・アセンブリ（８）を形成するための方法であって、
１対のマンドレル（７１、７３）を提供する工程と、
複数の中空のＲＦコイル（４３）を、前記１対のマンドレル（７１、７３）の間のキャビティ領域（７５）の内部に導入する工程と、
前記キャビティ（７５）に真空圧下である量の未硬化の複合材料（５５）を導入する工程と、
前記未硬化の複合材料（５５）を硬化させる工程と、
前記マンドレル（７１、７３）を除去する工程と、
を含む方法。
【請求項８】
温度制御された患者ボアを有する磁気共鳴イメージング装置を形成するための方法であって、
冷却剤冷却式ＲＦ体幹用コイル・アセンブリ（８）を形成する工程と、
前記冷却剤冷却式ＲＦ体幹用コイル・アセンブリ（８）を、磁気共鳴イメージング装置（２）の内部の傾斜コイル・アセンブリ（５２）と患者ボア（６）の間に導入する工程と、
前記冷却剤冷却式ＲＦ体幹用コイル（８）を冷却剤源（６７）と流体的に結合させる工程と、
ある量の冷却剤をスキャン手技中に前記冷却剤源（６７）から前記冷却剤冷却式ＲＦ体幹用コイルを通過させて導入する工程であって、その中にある前記量の冷却剤によって患者ボア（６）の内部の温度を所望の最大温度未満に維持している導入工程と、
を含む方法。
【請求項９】
冷却剤冷却式ＲＦ体幹用コイル（８）アセンブリを形成させる前記工程は、
１対のマンドレル（７１、７３）を提供する工程と、
その各々が中空導体構造（４３）と結合されている複数のＲＦコイル（２５）を、前記１対のマンドレルの間のキャビティ領域の内部に導入する工程と、
前記キャビティに真空圧下である量の未硬化の複合材料（５５）を導入する工程と、
前記未硬化の複合材料（５５）を硬化させる工程と、
前記マンドレル（７１、７３）を除去する工程と、
を含んでいる、請求項８に記載の方法。
【請求項１０】
冷却剤冷却式ＲＦ体幹用コイル・アセンブリを形成する前記工程は、
１対のマンドレル（７１、７３）を提供する工程と、
複数の中空のＲＦコイル（４３）を、前記１対のマンドレルの間のキャビティ領域の内部に導入する工程と、
前記キャビティに真空圧下である量の未硬化の複合材料（５５）を導入する工程と、
前記未硬化の複合材料（５５）を硬化させる工程と、
前記マンドレル（７１、７３）を除去する工程と、
を含んでいる、請求項８に記載の方法。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、全般的には磁気共鳴イメージング・システムに関し、さらに詳細には、磁気共鳴イメージング・システム内で使用するための冷却剤冷却式ＲＦ体幹用コイルに関する。
【背景技術】
【０００２】
磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ）は、患者に関する詳細な１次元、２次元及び３次元画像を核磁気共鳴（ＮＭＲ）の手法を用いて取得するためのよく知られた医学的手技である。ＭＲＩは、軟部組織の描出によく適しており、また疾病の病状や内部の損傷を診断するために主に使用される。
【０００３】
典型的なＭＲＩシステムは、患者または患者の一部分の周りに強力で均一な磁場を発生することが可能な超伝導マグネットと、送信器及び受信器コイルを含み同じく患者の一部分を囲繞するか該一部分上に作用を及ぼしている無線周波数（ＲＦ）送信器／受信器システムと、同じく患者の一部分を囲繞している磁場傾斜コイル・システムと、受信器コイルから信号を受け取りかつこの信号を処理して視覚的画像などの解釈可能なデータにしているコンピュータ処理／画像化システムと、を含んでいる。
【０００４】
超伝導マグネットは、ＭＲＩデータの収集シーケンス中に主磁場内に一連の制御された傾斜を発生させるように時間的パルス操作を受ける磁場傾斜コイル・アセンブリと連携して使用される。超伝導主マグネットは均一な磁場を発生させているため、空間特性はその磁場に曝されている空間内の場所によって異なることがなく、したがって、その磁場強度に空間的（並びに、時間的）変動を生じさせるための補助的手段を導入しないと、空間情報（特に、画像に関連する空間情報）はここから全く抽出することができない。上述の傾斜コイル・アセンブリは、この機能を満足させることができると共に、空間情報が一般にエンコードを受けるのはまさにこの傾斜磁場の操作によってである。
【０００５】
実際の画像データは、スキャン・ボリューム内にある患者に照射を行う共鳴無線周波数コイル系によって誘導しかつ受信した無線周波数信号からなっている。典型的にはこれらのコイルは、ボリューム共振子とサーフェス共振子という２種類に分類される。
【０００６】
磁気共鳴装置は、クライオスタットの外部など（超伝導性の）マグネット上に配列させた複数の傾斜コイルを有している。これらの傾斜コイルはそれぞれ、画像信号の生成に不可欠な直線傾斜をもつ磁場を発生させている。通常は３つの傾斜コイルが設けられており、磁気共鳴装置の動作時に互いに対して直交方向を向いた直線磁場傾斜をそれぞれに発生させている。これらの傾斜の方向は、デカルト座標系のｘ、ｙ及びｚ軸と示されるのが普通である。
【０００７】
上述した一般的なタイプの診断用核磁気共鳴デバイスは、米国特許第４，９５４，７８１号から知ることができる。この中で開示されている核磁気共鳴デバイスは、検査しようとする患者を受け容れるための円筒状の検査チェンバを有している。検査チェンバは、この検査チェンバ内に軸方向（すなわち、ｚ方向）に延びる均一な主磁場を発生させる超伝導マグネットによって囲繞されている。超伝導マグネットと検査チェンバの間には円筒状のキャリア・チューブを配置させており、これに対しては、その方向のうちの１つがｚ方向にある主磁場方向と一致した互いに直交する各方向で傾斜磁場を発生させるための傾斜コイルが取り付けられている。このキャリア・チューブには同様に高周波アンテナも固定されており、これによって、検査対象内の核スピンが励起されると共に得られる核磁気共鳴信号が受信されている。
【特許文献１】米国特許第４，９５４，７８１号
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【０００８】
断面画像を作成するための核磁気共鳴装置の動作の際には、傾斜磁場をオンとオフに切り替えなければならない。このことは、傾斜コイルに対して、異なる振幅及び異なる切り替え周波数をもつ切り替え式電流であって、傾斜コイルを通る電流の方向がさらに変化を受けている切り替え式電流を提供することによって達成される。こうすると、傾斜コイル並びにキャリア・チューブの導体が温度上昇するという結果をもたらす。さらに、これらの導体は、厄介なノイズを発生させる振動性の力を受ける。最近の撮像シーケンス（特に、高速撮像の間）では、これらの傾斜コイルは高温に達する可能性があり、また放出される音響ノイズが高いレベルになる可能性がある。
【課題を解決するための手段】
【０００９】
本発明は、患者ボアと傾斜コイル・アセンブリ及びＲＦ体幹用コイル・アセンブリの各々との間に熱バリアを設け、患者ボア内の温度を最大動作温度未満に維持することによってこれらの懸念に対処している。これによれば、ＲＦ体幹用コイルはより低温で動作することが可能となると共に、傾斜コイルに対するバリアが提供される。
【００１０】
好ましい一実施形態では、傾斜コイルと患者ボア・チューブの間の位置においてＲＦ体幹用コイルに対して中空導体構造が導入されている。この中空導体構造を通過するように導入される冷却水やその他の冷却剤によって、ＭＲＩスキャン中に傾斜コイル及びＲＦ体幹用コイルから発生した熱が捕捉され、これによって熱が患者ボアに入るのが防止される。
【００１１】
別の好ましい実施形態では、従来技術の平坦な銅片が中空導体構造に置き換えられており、これ自体がＲＦ体幹用コイルの役割をする。この別の好ましい実施形態の場合も同様に、中空導体構造を通過するように導入される冷却水によって、ＭＲＩスキャン中に傾斜コイル及びＲＦ体幹用コイルから発生した熱が捕捉され、これによって熱が患者ボアに入るのが防止される。
【００１２】
したがって本発明によって、ＲＦ体幹用コイルはより低温で動作することが可能となると共に、ＭＲＩスキャン中に傾斜コイルによって放出される熱に対する熱バリアが提供される。したがって、スキャンの間においてシステムの患者ボアがより低温度となる。またこれによって、患者に対して悪影響を与えることなくスキャン時間をより長くすることが可能となる。可能な別の恩恵の１つは、この中空導体によってより剛性の高いＲＦ体幹用コイルが提供され、スキャン動作中に発生する音響ノイズを低下させることができることである。
【００１３】
本発明に関する別の目的及び利点は、以下の詳細な説明及び添付の特許請求の範囲に基づき、かつ添付の図面を参照することによって明らかとなろう。
【発明を実施するための最良の形態】
【００１４】
以下の説明では、製作した一実施形態に関する様々な動作パラメータ及び構成要素について記載している。これらの具体的なパラメータ及び構成要素は一例として含めたものであり、限定を意味するものではない。
【００１５】
以下の説明ではさらに、ＭＲＩシステムの構成要素には、超伝導マグネット、超伝導マグネット支持構造、傾斜マグネット・アセンブリ、または当技術分野で周知の別の任意のＭＲＩシステム構成要素のうちの任意の１つを含むことがある。
【００１６】
ここで図１を参照すると、ＭＲＩシステムのブロック概要図を表している。このシステムは、テーブル（９）上に横たえた患者（４）をスキャンするためのスキャン用ボア（６）を画定している実質的に円筒状の部材を含んでいる。このスキャン用ボア（６）は、その内部に装着したＲＦ体幹用コイル・アセンブリ（８）を含んでいる。従来技術によるＲＦ体幹用コイル・アセンブリ（８）に関する図２及び図３の２つの断面図について以下に記載する。
【００１７】
ＭＲＩシステムはさらに、スキャン用ボア（６）の長手方向ｚ軸に沿って時間的に一定の磁場を発生させる複数の超伝導磁場コイルを有する遮蔽された超伝導マグネットを含んだ静的マグネット構造（１２）を含んでいる。この超伝導マグネット・コイルは、典型的には、コイル支持構造によって支持されると共にクライオスタット内に受け容れられている。
【００１８】
クライオスタット（４６）は、スキャン用ボア（６）を画定すると共に長手方向の軸と平行に延びる円筒状の部材を含んでいる。スキャン用ボア（６）の中心（３０）から最も遠い位置に離れた長手方向の側面である円筒状部材の第１の外側面上には、複数の傾斜コイルを有する１次磁場傾斜コイル・アセンブリ（５２）がある。この１次磁場傾斜コイル・アセンブリ（５２）の第２の外側面上には、円筒状の誘電性フォーマが配置されている。この円筒状誘電性フォーマにはＲＦ（無線周波数）シールドが付加されている。
【００１９】
ＭＲＩシステム（２）のすべての構成要素は、コンピュータ（６５）によって制御している。コンピュータ（６５）の制御下にあるＲＦ構成要素は、無線周波数源（６２）及びパルス・プログラマ（６６）である。周波数源（６２）は所望の周波数をもつ正弦波を発生させている。パルス・プログラマ（６６）はＲＦパルスをアポダイズされたｓｉｎｃパルスになるように整形している。ＲＦ増幅器（６４）は、ＲＦ体幹用コイル・アセンブリ（８）の内部に包含されたＲＦコイルを駆動するためにそのパルスのパワーをミリワット・レベルからキロワット・レベルまで増大させている。コンピュータ（６５）はさらに、３つの傾斜磁場のそれぞれの形状及び振幅を設定する傾斜パルス・プログラマ（７０）を制御している。傾斜増幅器（６８）は、傾斜コイル・アセンブリ（５２）の内部に包含された傾斜コイルを駆動するのに十分なレベルまで傾斜パルスのパワーを増大させている。
【００２０】
ＭＲＩシステム（２）のオペレータは、制御コンソール（７８）を介してコンピュータ（６５）に入力を与えている。撮像シーケンスは、コンソール（７８）から選択されかつカスタマイズされる。患者（４）はテーブル（９）上に配置されると共に、ボア（６）の内部に位置決めされている。コンピュータ（６５）はさらに、所望の位置決め精度（典型的には、概ね１ｍｍ）を有するようにテーブル（９）の動きを制御している。患者（４）が適正に位置決めされた時点で画像が取得されており、またオペレータは、コンソール（７８）上に配置されたビデオ表示モニタ（７９）上で画像を観察することや、フィルム・プリンタ（８０）上に画像のハードコピーを作成することができる。
【００２１】
画像再構成装置（または、ディジタイザ）（７４）は、ＲＦ検出器（７２）が受け取った受信磁気共鳴信号を電子的画像表現に再構成しており、この電子的画像表現はコンピュータ（６５）の画像メモリ（７６）内に保存される。ビデオ・プロセッサ（７７）などの画像再構成デバイスは、保存した電子画像をビデオ・モニタ（７９）上での表示に適した形式に変換している。スキャンした画像はさらに、フィルムの形態（８０）でコンピュータ（６５）からプリントアウトされることがある。
【００２２】
図２及び３は、ＲＦ体幹用コイル・アセンブリ（８）に関する従来技術の２つの実施形態を表している。ここで図２を参照すると、複合裏当て（２７）に対して接着、さもなければ結合させたエッチングした銅からなる複数の（ここでは、２４個で表示した）ラング（ｒｕｎｇ）またはＲＦアンテナ・コイル（２５）を有するＲＦ体幹用コイル・アセンブリ（８）を表している。各アンテナ（２５）は、典型的には厚さが約０．５ｍｍ未満である。この複合裏当て（２７）はキャリア・チューブ（２９）に接着されている。このキャリア・チューブは概ね５ｍｍの厚さを有する複合材料から製作されている。
【００２３】
別法として図３に示すように、アンテナ（２５）は、外側アンテナ（３３）の底面（３１）が複合裏当て構造（４１）に結合されている２重層状とすることがある。この複合裏当て構造（４１）はさらに、内側アンテナ（３７）の上面（３５）と結合されており、内側アンテナ（３７）は次いでキャリア・チューブ（２９）に接着されている。この実施形態では、この底面（３３）は隣接する各１対の内側アンテナ（３７）の上面（３５）の約５０パーセントと重なっている。
【００２４】
図２及び３のＲＦアンテナ（２５）に関する１つの問題点は、これらが動作時に若干量の熱を放出する傾向があることである。さらに、傾斜コイル・アセンブリ（５２）の傾斜コイルも動作時にスキャン用ボア（６）内に放射される熱を発生させ、これにより患者（４）に感じられるようなスキャン用ボア（６）の温度上昇を生じさせることになる。これによって、患者のＭＲＩスキャンで使用される利用可能なデューティサイクルの長さに対して制限が生じる。
【００２５】
本発明は、患者ボア（６）と傾斜コイル・アセンブリ（５２）及びＲＦ体幹用コイル・アセンブリ（８）のそれぞれとの間に熱バリアを設けて患者ボア（６）の内部の温度を最大動作温度未満に維持することによってこれらの懸念に対処している。これによれば、ＲＦ体幹用コイルはより低温で動作することが可能となる。これによればさらに、傾斜コイルと患者ボアの間に熱バリアが提供される。
【００２６】
図１に示したものなど概ね従来式のＭＲＩシステムに組み込むことが可能な本発明の図４〜７の２つの好ましい実施形態について以下に記載する。図４及び５では、従来ではキャリア・チューブ（２９）が占有していたＲＦアンテナ（２５）の近傍の領域の内部に中空導体構造の全長が導入されている。これらの中空構造は両端において冷却剤源及びドレインに結合されている。この中空構造内には非導電性の冷却剤を通過させている。この冷却剤は、動作時にＲＦコイル及び傾斜コイルから放射される熱を除去しており、これにより熱が患者ボア（６）に入るのを防止している。
【００２７】
図６及び７では、そのＲＦアンテナの全体が、患者ボア（６）の周りで円周方向に離間させた、ＲＦアンテナの役割をする複数の中空導電性構造に置き換えられている。この中空構造内には非導電性の冷却剤を通過させている。この冷却剤は、動作時にＲＦコイル及び傾斜コイルから放射される熱を除去しており、これにより熱が患者ボア（６）に入るのを防止している。
【００２８】
ここで図４を参照すると、中空導電性構造（４３）は複合材料（５５）の内部にある複数のＲＦアンテナ（２５）のそれぞれの底面（５１）に固定されている。この中空導電性構造（４３）は銅から形成されると共に、はんだ付けによってそれぞれの銅ＲＦアンテナ（２５）に固定されることが好ましい。この中空導電性構造は、約３〜４ミリメートルの厚さを有することが好ましい。ＲＦアンテナ（２５）の数及び間隔は、それぞれのＲＦアンテナ（２５）間のギャップ（４９）により受容可能な動作性能が得られるように設計されている。したがって、ＲＦアンテナ（２５）の数、並びにギャップ（４９）の大きさは、受容可能なＭＲＩスキャン動作性能が得られるように様々な値とすることがある（これについては、当業者であれば容易に理解できよう）。
【００２９】
この複合材料（５５）の内部にはさらにガラス布（５３）を導入し（すなわち、ガラス布に複合材料（５５）を含浸させ）、ＲＦ体幹用コイル・アセンブリ（８）に対して追加的な補強を付与している。次いで、ＭＲＩスキャン中に中空構造（４３）を通過するように脱イオン水やその他の非導電性の冷却用液体が導入され、使用中にＲＦアンテナ（２５）に対して冷却を提供している。このことは、中空構造（４３）がＲＦアンテナ（２５）と接触しているために必要となる。
【００３０】
さらに、中空導電性構造（４３）によって、使用中に傾斜コイル・アセンブリ（５２）の内部に包含された上に重なりあう傾斜コイルから放出された任意の放射熱に対する冷却が提供されることになる。この方式によれば、ＭＲＩスキャンの間にボア（６）を所望の最大温度未満の温度に維持することが可能である。この最大温度はＭＲＩスキャンの全体において患者にとって快適な温度に対応する。この最大温度は摂氏約２４度であることが好ましい。
【００３１】
図５で最良に理解されるように、ＲＦ体幹用コイル・アセンブリ（８）の端部の位置では、中空構造（４３）の端部のそれぞれが、本図では銅スタブ・パイプ（５９）として表しているフィッティングにろう付けされている。一方、この銅スタブ・パイプ（５９）は、単一の供給／帰還接続を提供するように冷却剤源（６３）内まで配管された本図ではゴム製マニホールド（６１）として表している非導電性のマニホールドと結合させている。冷却剤源（６３）から中空導電性構造（４３）に導入される脱イオン水やその他の非導電性の冷却用液体は概ね摂氏１５度と２４度の間に維持し、ＭＲＩスキャン中に患者ボア（６）を確実に摂氏２４度未満に維持している。
【００３２】
図６及び７に表したように、別法として、その中空導電性構造（４３）は関連するＲＦアンテナを備えずに複合材料（５５）の内部に包含されている。この好ましい実施形態では、構造（４３）が導電性の性質であるため、構造（４３）それ自体がＲＦアンテナの役割をする。
【００３３】
図４及び５の実施形態と同様に、この複合材料（５５）の内部にはさらにガラス布（５３）を導入し（すなわち、ガラス布に複合材料を含浸させ）、ＲＦ体幹用コイル・アセンブリ（８）に対して追加的な補強を付与している。次いで、ＭＲＩスキャン中に中空構造（４３）を通過するように脱イオン水やその他の非導電性の冷却用液体が導入され、使用中に中空導電性構造（４３）の銅部分に対して冷却を提供している。さらに、中空構造（４３）によって、使用中に傾斜コイル・アセンブリ（５２）の内部に包含された上に重なりあう傾斜コイルから放出された任意の放射熱に対する冷却が提供されることになる。この方式によれば、ＭＲＩスキャンの間にそのボア（６）を、患者にとって快適な温度である摂氏約２４度未満の温度に維持することが可能である。
【００３４】
図７で最良に理解されるように、ＲＦ体幹用コイル・アセンブリ（８）の端部の位置において、中空構造（４３）は本図で銅スタブ・パイプ（５９）として表しているフィッティングにろう付けされている。中空構造（４３）はさらにろう付けされた銅プラグ（６３）によって塞がれている。一方、この銅スタブ・パイプ（５９）は、単一の水供給／帰還接続を提供するように本図では水源（６７）として表している冷却剤源内まで配管された本図ではゴム製マニホールド（６１）として表している非導電性のマニホールドと結合させている。水源（６７）から中空導電性構造（４３）に導入される水は概ね摂氏１５度と２４度の間に維持し、ＭＲＩスキャン中に患者ボア（６）を確実に摂氏２４度未満に維持している。さらに、中空導体構造（４３）を通過する水の流量も、患者ボア（６）を所望による最大許容温度未満に維持するように制御することができる。
【００３５】
上述した各実施形態のＲＦ体幹用コイル・アセンブリ（８）を形成するためには、図４及び６で最良に表しているように、中空構造（４３）（任意選択でＲＦアンテナ（２５）を備えることや備えないことがある）及びガラス布（５３）が次いで１対の鋼鉄製マンドレル（７１、７３）の間に配置される。次いで、これらのマンドレルは、構造（４３）及びガラス布（５３）がマンドレル（７１、７３）の間に形成されるキャビティ（７５）内に包含されるようにして閉じられる。次いで、キャビティ（７５）の内部に真空圧下である量の複合材料（５５）が注入される。この複合材料（５５）は、ガラス布（５３）に浸透すると共に、構造（４３）及び任意選択のＲＦアンテナ（２５）の内部のカスケード形成（ｃａｓｃａｄｉｎｇ）を回避しながらキャビティ（７５）を実質的に満たしている。この複合材料（５５）はキャビティの内部で硬くなる（硬化する）。次いでマンドレル（７１、７３）を除去し、ここにＲＦ体幹用コイル・アセンブリ（８）を形成させている。複合材料（５５）は、これにより置き換えられるキャリア・チューブ（２９）と概ね同じ厚さを有している。次いで、ＲＦアンテナ及びキャリア・チューブ（２９）を従来技術の内部に導入する典型的な方法と同様の方式により、体幹用コイル・アセンブリ（８）がＭＲＩシステム（２）内に導入される。
【００３６】
複合材料（５５）は、液体としてキャビティの内部に容易に導入され、引き続いて硬化して硬くなった支持性構造となるような、耐久性があり、硬く、かつ若干耐熱性の非導体材料であることが好ましい。好ましい１つの複合材料（５５）は、ビスフェノールＡタイプ・エポキシ樹脂の無水硬膜剤との反応生成物として形成されている。この反応は適当な触媒（すなわち、促進剤）の使用によって促進することができる。硬化した化合物を丈夫にしクラックの広がりを防止するためにさらに、鉱油可塑剤すなわち可撓性付与剤が導入されるのが典型的である。
【００３７】
複合材料（５５）は構造（４３）またはＲＦアンテナ（２５）上で樹脂の「カスケード形成」を防止するために低い圧力（１０トル未満）でかつゆっくりした充填速度（完了までに約４時間を要する）で導入されることが好ましい。カスケード形成は、充填処理中に反応生成物がそれ自身の上に折り重ねされ、これによって間隙または低圧力のエアポケットが生じるものと特徴付けされる。この反応生成物は高い温度（典型的には、摂氏１００度を超える温度）で硬化する。
【００３８】
図４〜７で記載したような本発明の好ましい実施形態は、従来技術による典型的なＭＲＩシステムと比べてかなりの改善を提供することができる。
【００３９】
例えば、中空導体構造（４３）を追加しているため、従来技術と比べてＲＦコイルをより低温度にさせることが可能となる。これによって、より高いデューティサイクルを有するＭＲＩスキャンを、ボア（６）内に対応した高い温度読み値を伴うことなく実施することが可能となり、これにより患者の快適性をさらに高めることができる。
【００４０】
この中空導体構造（４３）はさらに、ＭＲＩスキャン中に傾斜コイルが放出する熱に対する熱バリアを提供することになる。これによってここでも、より高いデューティサイクルを可能にしている。
【００４１】
さらに、中空導体（４３）及び複合材料（５５）によって従来技術の場合と比べてより剛性の高いＲＦ体幹用コイル・アセンブリ（８）が提供される。またこれによって、ＭＲＩスキャン中にＭＲＩデバイスが発生させる音響ノイズを低下させることがある。
【００４２】
本発明に関する具体的な２つの実施形態について図示し記載してきたが、当業者には多くの変形形態及び代替的な実施形態が得られよう。例えば、中空導体構造を通って流れる水の温度及び流量に関する制御は、コンピュータベースの制御システムによって外部から制御されることがある。別法として、水の温度は流量と組み合わせて、人間のオペレータによって手動式で制御されることがある。したがって、本発明は添付の特許請求の範囲によってのみ限定されるように意図している。
【図面の簡単な説明】
【００４３】
【図１】磁気共鳴イメージング・システムのブロック図である。
【図２】従来技術の一実施形態によるＲＦ体幹用コイル・アセンブリを有する磁気共鳴イメージング・システムの部分断面図である。
【図３】従来技術の別の実施形態によるＲＦ体幹用コイル・アセンブリを有する磁気共鳴イメージング・システムの部分断面図である。
【図４】本発明の一実施形態による水冷却式ＲＦ体幹用コイル・アセンブリを有する磁気共鳴イメージング・システムの部分断面図である。
【図５】図４の側面像である。
【図６】本発明の別の好ましい実施形態による水冷却式ＲＦ体幹用コイル・アセンブリを有する磁気共鳴イメージング・システムの部分断面図である。
【図７】図６の側面像である。
【符号の説明】
【００４４】
２  ＭＲＩシステム
４  患者
６  スキャン用ボア
８  ＲＦ体幹用コイル・アセンブリ
９  テーブル
１２  静的マグネット構造
２５  ラング、ＲＦアンテナ・コイル
２７  複合裏当て
２９  キャリア・チューブ
３０  ボアの中心
３１  外側アンテナの底面
３３  外側アンテナ
３５  内側アンテナの上面
３７  内側アンテナ
４１  複合裏当て構造
４３  中空導電性構造
４６  クライオスタット
４９  ＲＦアンテナ間のギャップ
５２  傾斜コイル・アセンブリ
５３  ガラス布
５５  複合材料
５９  銅スタブ・パイプ
６１  ゴム製マニホールド
６２  無線周波数源
６３  冷却剤源
６４  ＲＦ増幅器
６５  コンピュータ
６６  パルス・プログラマ
６７  水源
６８  傾斜増幅器
７０  傾斜パルス・プログラマ
７１  マンドレル
７２  ＲＦ検出器
７３  マンドレル
７４  画像再構成装置
７５  キャビティ
７６  画像メモリ
７７  ビデオ・プロセッサ
７８  制御コンソール
７９  ビデオ表示モニタ
８０  フィルム・プリンタ
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図４】
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【図５】
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【図６】
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【図７】
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【外国語明細書】
2005199047000001.pdf