JP2010042251A

JP2010042251A - Ｍｒｉシステムにおける音響雑音を減少させるためのｒｆコイルおよび装置

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Publication number: JP2010042251A
Application number: JP2009183930A
Authority: JP
Inventors: Saikat Saha; サイカット・サハ; Eddy B Boskamp; エディ・ビー・ボスカンプ
Original assignee: General Electric Co
Current assignee: General Electric Co
Priority date: 2008-08-08
Filing date: 2009-08-07
Publication date: 2010-02-25
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Abstract

【解決手段】磁気共鳴画像法（ＭＲＩ）システム用の無線周波数（ＲＦ）コイル（３００）は、複数の開口部（３０８）を含む第１のエンドリング部（３０２）と、複数の開口部（３０８）を含む第２のエンドリング部（３０４）とを含む。複数のラング（３０６）は、第１のエンドリング部（３０２）と第２のエンドリング部（３０４）の間に配設される。それぞれのラング（３０６）は、第１のエンドリング部（３０２）に接続される第１の端部（３１６）と、第２のエンドリング部（３０４）に接続される第２の端部（３１８）とを有する。それぞれのラング（３０６）は、複数の開口部（３１０）を含んでもよい。エンドリング（３０２、３０４）中の開口部（３０８）、およびラング（３０６）中の開口部（３１０）は、渦電流を減少させ、ＲＦコイルのＲＦ特性を改善する。
【選択図】図３

Description

本発明は一般に、磁気共鳴画像法（ＭＲＩ）システムに関し、具体的には、ＭＲＩシステムにおける音響雑音を減少させるための無線周波数（ＲＦ）コイルおよび装置に関する。

磁気共鳴画像法（ＭＲＩ）は、Ｘ線または他の電離放射線を用いることなく人体の内部の像を作成できる医用画像モダリティである。ＭＲＩは、強力で一様な静磁場（すなわち、「主磁場」）を生成するために強力な磁石を用いる。人体または人体の一部が主磁場の中に配置されると、組織液中の水素原子核に関連する核スピンが分極化する。このことは、これらスピンに関連する磁気モーメントが主磁場の方向に沿って特異的に整列し、その軸（慣行に従って「ｚ軸」）に沿って小さい正味の組織磁化となることを意味する。ＭＲＩシステムは、電流がそれらに印加されるときに、より小さい振幅で空間的に変化する磁場を生成する勾配コイルと呼ばれる構成要素も備える。典型的には、勾配コイルは、ｚ軸に沿って整列しているとともに、ｘ軸、ｙ軸またはｚ軸のうちの１つの軸に沿った位置に関して振幅が線形に変化する磁場成分を生成するように設計されている。勾配コイルの効果は、ただ１つの軸に沿って磁場の強さに、および付随して核スピンの共鳴周波数に、小さい傾斜を生成することである。直交軸を有する３つの勾配コイルを使用して、身体中の各位置で標識共鳴周波数（ｓｉｇｎａｔｕｒｅｒｅｓｏｎａｎｃｅｆｒｅｑｕｅｎｃｙ）を生成することによってＭＲ信号を「空間的に符号化」する。無線周波数（ＲＦ）コイルを使用して、水素原子核の共鳴周波数での、または水素原子核の共鳴周波数近くでのＲＦエネルギーのパルスを生成する。ＲＦコイルを使用して、制御された方式でエネルギーを核スピン系に加える。次いで、核スピンが緩和してその静止エネルギー状態に戻る際に、核スピンは、エネルギーをＲＦ信号の形で放出する。この信号は、ＭＲＩシステムによって検出され、コンピュータおよび知られた再構成アルゴリズムを用いて画像に変換される。

米国特許第６，５３８，４４１号公報米国特許第６，４３７，５６８号公報米国特許第６，２５２，４０４号公報米国特許出願公開第２００７／０，２９０，６８６号公報

ＭＲＩのスキャン中、音響雑音および振動が、患者ボア内で発生し得る。この音響雑音および振動は、心地よくなく、患者とスキャナオペレータの双方を害する可能性があり得る。例えば、勾配コイルおよびＲＦ本体コイルを含むＭＲＩシステムにおける音響雑音についてはいくつかの源がある。典型的には、ＲＦコイルによって発生する音響雑音は、勾配コイルの作用によりＲＦコイル導体に誘起される渦電流によって引き起こされる。具体的には、電流パルスを（例えば、パルスシーケンスの一部として）勾配コイルに印加すると、それにより時間で変化する磁場が発生する。これらの時間で変化する磁場は、ＲＦコイルにＲＦコイルの動きまたは振動を引き起こす渦電流を誘起する可能性があり、音響雑音になる。ＲＦコイルによって発生する音響雑音を減少させるまたは除去するＲＦコイルおよび装置を提供することが望ましい。

一実施形態によれば、磁気共鳴画像法（ＭＲＩ）システム用の無線周波数（ＲＦ）コイルは、第１のエンドリング部と、第２のエンドリング部と、第１のエンドリング部と第２のエンドリング部の間に配設される複数のラングであって、それぞれのラングが、第１のエンドリング部に接続される第１の端部および第２のエンドリング部に接続される第２の端部を含む複数のラングと、第１のエンドリング部に配置される第１の複数の開口部と、第２のエンドリング部に配置される第２の複数の開口部とを含む。

別の実施形態によれば、磁気共鳴画像法（ＭＲＩ）システム用の無線周波数（ＲＦ）コイルは、第１のエンドリング部と、第２のエンドリング部と、第１のエンドリング部と第２のエンドリング部の間に配設される複数のラングであって、それぞれのラングが、第１のエンドリング部に接続される第１の端部、第２のエンドリング部に接続される第２の端部、ラングの第１の端部に配置される第１の開口部、およびラングの第２の端部に配置される第２の開口部を含む複数のラングと、ある幅、第１の開口部に接続される第１の端部、および第２の開口部に接続される第２の端部を有するスリットと、このスリットの幅を横切って結合されるコンデンサとを含む。

別の実施形態によれば、磁気共鳴画像法（ＭＲＩ）アセンブリ用の共鳴アセンブリは、超伝導磁石と、超伝導磁石の内径内に配設される勾配コイルアセンブリと、勾配コイルアセンブリの内径内に配設され、複数の開口部を有する第１のエンドリング部、複数の開口部を有する第２のエンドリング部、および第１のエンドリング部と第２のエンドリング部の間に配設される複数のラングを含むＲＦコイルとを含む。

本発明は、同様の参照符号が同様の要素に言及している添付図面と併せて用いると、下記詳細な説明からより十分に理解されることになろう。

一実施形態による典型的な磁気共鳴画像法（ＭＲＩ）システムの概略構成図である。一実施形態による無線周波数（ＲＦ）コイルの斜視図である。一実施形態によるＲＦコイルの切断図である。代替の実施形態によるＲＦコイルラングおよびエンドリング部の一部の斜視図である。一実施形態によるＲＦコイルラングおよびエンドリング部の一部の斜視図である。代替の実施形態によるＲＦコイルラングおよびエンドリング部の斜視図である。代替の実施形態によるＲＦコイルラングおよびエンドリング部の斜視図である。一実施形態によるＲＦコイルの切断図である。

図１は、一実施形態による典型的な磁気共鳴画像法（ＭＲＩ）システムの概略構成図である。ＭＲＩシステム１０の動作は、キーボードその他の入力装置１３、制御パネル１４、および表示部１６を含むオペレータコンソール１２から制御される。コンソール１２は、リンク１８を介してコンピュータシステム２０と通信し、オペレータがＭＲＩのスキャンを指示し、得られた画像を表示し、この画像についての画像処理を行い、データおよび画像を記録保管するためのインタフェースを与える。コンピュータシステム２０は、例えばバックプレーン２０ａによって与えられるような電気的接続および／またはデータ接続を介して互いに通信するいくつかのモジュールを含む。データ接続は、直接有線リンクであってよく、または光ファイバ接続もしくは無線通信リンクその他であってよい。コンピュータシステム２０のモジュールは、画像処理プロセッサモジュール２２と、ＣＰＵモジュール２４と、画像データアレイを格納するためのフレームバッファを含み得るメモリモジュール２６とを含む。代替の実施形態では、画像処理プロセッサモジュール２２は、ＣＰＵモジュール２４上の画像処理機能に置き換えられてよい。コンピュータシステム２０は、記録保管媒体装置、固定記憶装置もしくはバックアップ記憶装置、またはネットワークにリンクされる。コンピュータシステム２０は、リンク３４を介して別個のシステム制御コンピュータ３２と通信してもよい。入力装置１３は、マウス、ジョイスティック、キーボード、トラックボール、タッチスクリーン、光ワンド（ｌｉｇｈｔｗａｎｄ）、音声制御装置、または任意の類似もしくは同等の入力装置を含んでよく、インタラクティブ形状法（ｉｎｔｅｒａｃｔｉｖｅｇｅｏｍｅｔｒｙｐｒｅｓｃｒｉｐｔｉｏｎ）に用いられてよい。

システム制御コンピュータ３２は、電気的接続および／またはデータ接続３２ａを介して互いに通じている１組のモジュールを含む。データ接続３２ａは、直接有線リンクであってよく、または光ファイバ接続もしくは無線通信リンクその他であってよい。代替の実施形態では、コンピュータシステム２０およびシステム制御コンピュータ３２のモジュールは、同じコンピュータシステムまたは複数のコンピュータシステム上で実現されてよい。システム制御コンピュータ３２のモジュールは、ＣＰＵモジュール３６と、および通信リンク４０を介してオペレータコンソール１２に接続するパルス発生器モジュール３８とを含む。代替として、パルス発生器モジュール３８は、スキャナ装置（例えば、共鳴アセンブリ５２）に組み込まれてよい。システム制御コンピュータ３２は、実行されるべきスキャンシーケンスを指示するオペレータからの指令を、リンク４０を介して受信する。パルス発生器モジュール３８は、生成されるＲＦパルスおよびパルスシーケンスのタイミング、強度および形状、ならびにデータ取得ウィンドウのタイミングおよび長さを記述する命令、指令および／または要求（例えば、無線周波数（ＲＦ）波形）を送信することによって、所望のパルスシーケンスを繰り出す（すなわち、実行する）システム構成要素を動作させる。パルス発生器モジュール３８は、勾配増幅器システム４２に接続し、スキャン中に使用される勾配パルスのタイミングおよび形状を制御する勾配波形と呼ばれるデータを生成する。パルス発生器モジュール３８は、患者に取り付けられた電極からのＥＣＧ信号などの患者に接続されたいくつかの異なるセンサからの信号を受信する生理学的取得コントローラ４４から患者データを受信することもできる。パルス発生器モジュール３８は、患者および磁石システムの状態に関連する様々なセンサからの信号を受信するスキャンルームインタフェース回路４６に接続している。患者位置決めシステム４８は、スキャンのために患者テーブルを所望の位置に動かすための指令を、スキャンルームインタフェース回路４６も介して受信する。

パルス発生器モジュール３８によって生成される勾配波形は、Ｇ_ｘ増幅器、Ｇ_ｙ増幅器およびＧ_ｚ増幅器で構成されている勾配増幅器システム４２に印加される。それぞれの勾配増幅器は、全体的に５０に示される勾配コイルアセンブリ中の対応する物理的な勾配コイルを励磁して、取得した信号を空間的に符号化するのに用いられる磁場勾配パルスを生成する。勾配コイルアセンブリ５０は、超伝導主コイル５４を有する分極用超伝導磁石を含む共鳴アセンブリ５２の一部を形成する。共鳴アセンブリ５２は、全身ＲＦコイル５６、表面イメージングコイルもしくはパラレルイメージングコイル７６、または両方を含んでよい。ＲＦコイルアセンブリのコイル５６、７６は、送受信両用に、または送信専用もしくは受信専用に構成されてよい。患者またはイメージング対象７０は、共鳴アセンブリ５２の円筒形患者イメージングボリューム７２内に配置されてよい。システム制御コンピュータ３２内の送受信機モジュール５８は、パルスを生成し、このパルスは、ＲＦ増幅器６０によって増幅され、送受信スイッチ６２によってＲＦコイル５６、７６に結合される。患者の中の励起核により放出される結果として生じた信号は、同じＲＦコイル５６によって感知され、送受信スイッチ６２を介して前置増幅器６４に結合されてよい。代替として、励起核により放出される信号は、パラレルコイルもしくは表面コイル７６などの別個の受信コイルによって感知されてよい。増幅したＭＲ信号は、送受信機５８の受信機部において復調され、フィルタ処理され、デジタル化される。送受信スイッチ６２をパルス発生器モジュール３８からの信号によって制御して、送信モード中にＲＦ増幅器６０をＲＦコイル５６に電気的に接続し、受信モード中に前置増幅器６４をＲＦコイル５６に接続する。送受信スイッチ６２は、別個のＲＦコイル（例えば、パラレルもしくは表面コイル７６）が送信モードまたは受信モードで使用されることを可能にすることもできる。

ＲＦコイル５６またはパラレルもしくは表面コイル７６によって感知されるＭＲ信号は、送受信機モジュール５８によってデジタル化され、システム制御コンピュータ３２中のメモリモジュール６６へ転送される。典型的には、ＭＲ信号に対応するデータのフレームが、その後画像を生成するためにそれらデータのフレームが変換されるまで、メモリモジュール６６内に一時的に格納される。アレイプロセッサ６８は、知られた変換法、最も一般的にはフーリエ変換を使用して、ＭＲ信号から画像を生成する。これら画像は、リンク３４を介してコンピュータシステム２０へ伝えられ、そこで画像は、メモリに格納される。オペレータコンソール１２から受信した指令に応答して、この画像データは、長期的な格納で記録保管されてよく、またはこの画像データは、画像処理プロセッサ２２によってさらに処理され、オペレータコンソール１２へ伝達され、表示部１６で呈示されてよい。

前述のように、全身ＲＦコイル５６は、ＲＦパルスを送信および／またはＭＲ信号を受信するために使用される。ＲＦコイル５６は、ＲＦコイルによって発生する音響振動および雑音を減少させ、それによって患者の安楽を改善するように構成されてよい。図２は、一実施形態による無線周波数（ＲＦ）コイルの斜視図である。ＲＦコイル２００は、形状が円筒形および環状であり、図１の上記のＭＲＩシステム、またはＭＲ画像を得るための任意の他の類似もしくは同等のシステムに適合する。ＲＦコイル２００の寸法は、ＲＦコイルが、（図１に示す）勾配コイルアセンブリ５０の内部に離間した同軸の関係で装着できるように構成される。図２に示すＲＦコイル２００は、鳥かご形であり、第１のエンドリング部２０２と、第２のエンドリング部２０４と、複数のラング（または、レッグ、導体要素）２０６とを含む。第１のエンドリング部２０２および第２のエンドリング部２０４は、離間した関係で互いに向かい合い、複数のラング２０６によって接続されている。いくつかの典型的なラング２０６を図２に示す。多かれ少なかれラングは、特定のイメージングの用途の必要条件に基づいて、例えば、視野（ＦＯＶ）、画像解像度、電源の必要条件、およびイメージング速度に基づいて使用できる。ラング２０６は、円筒形に配列され、例えば、互いから一様に間隔をおいてよい。ＲＦコイル２００は、ラングを電気的に接続する各エンドリング部２０２、２０４に沿ってラング２０６の各端部で複数のコンデンサ（例えば、低インダクタンスのエンドリングコンデンサ）も含む。ラング２０６およびエンドリング部２０２、２０４は、銅などの高い電気伝導率を有する従来の材料で構成される。

それぞれのラング２０６およびエンドリング部２０２、２０４は、開口部またはカットアウト、例えば、エンドリング開口部２０８およびラング開口部２１０を含む。開口部２０８、２１０は、渦電流（およびしたがって、音響振動および雑音）を減少させまたは最小化し、コイル２００のＲＦ特性を最大化する。図３は、一実施形態によるＲＦコイルの切断図である。説明のために、ＲＦコイル３００の一部を、いっぱいに伸ばされたコイルの平面図の表現として図３に示す。ＲＦコイル３００中のラング３０６は、間隙３１４によって互いから離間している。第１のエンドリング部３０２中のエンドリング開口部３０８、および第２のエンドリング部３０４中のエンドリング開口部３０８は、ラング３０６がエンドリング部３０２、３０４と交わる領域（または範囲）３１２に配置される。図３に示す実施形態では、それぞれのラング３０６は、第１の端部３１６でのラング開口部３１０と、第２の端部３１８でのラング開口部３１０とを有する。エンドリング開口部３０８およびラング開口部３１０は、エンドリング部またはラングから材料（例えば、銅）をそれぞれ除去することによって形成される。好ましくは、図２および図３に示すように、ラング開口部３１０は、開口部がエンドリングにより近い端部でより広く、およびラングの中央により近い端部でより狭い、先細の四角形を有する。そのような形状は、ＲＦ特性を最大化し、勾配が誘起した渦電流の効果を最小化する。代替として、他の形状が、ラング開口部３１０に用いられてよい。図２および図３では、エンドリング開口部３０８は、四角形で示される。他の実施形態では、エンドリング開口部は、図４〜図７に関して以下に述べるように様々な形状、例えば、Ｕ形を有してよい。

図４は、一実施形態によるＲＦコイルラングおよびエンドリング部の一部の斜視図である。ラング４０６の一端およびエンドリング部４０２の一部を図４に示す。エンドリング開口部４０８は、Ｕ形を有し、ラング４０６がエンドリング部４０２と交わる領域４１２に配置されている。エンドリング開口部４０８は、領域４１２中の渦電流に対して高インピーダンスを生成する。一実施形態では、エンドリング開口部４０８は、エンドリング開口部４０８によって生成される電流密度を分散させるために、ハッチングまたはメッシュ（ｈａｔｃｈｅｄｏｒｍｅｓｈｅｄ）の銅（図示せず）で満たされてよい。図５に示す代替の実施形態では、コンデンサ５２０（例えば、１ｎＦを超えるコンデンサ）が、領域５１２中のエンドリング開口部５０８を横切って配置できる。図４に戻ると、電流密度は、図６および図７に示すように、エンドリング開口部４０８の内側縁部４３０のリアクタンス／抵抗を下げることによって分散されてもよい。図６および図７では、銅６２２、７２２が、エンドリング開口部６０８、７０８の内側縁部に加えられる。

図３に戻ると、前述のように、エンドリング開口部３０８およびラング開口部３１０は、渦電流を減少させまたは最小化し、コイル３００のＲＦ特性を最大化する。渦電流をさらに減少させるために、それぞれのラングは、図８に示すようにスリットまたはスロットを含んでもよい。図８は、一実施形態によるＲＦコイルの切断図である。説明のために、ＲＦコイル８００の一部を、いっぱいに伸ばされたコイルの平面図の表現として図８に示す。図８に示すＲＦコイル８００は、鳥かご形であり、図１の上記のＭＲＩシステム、またはＭＲ画像を得るための任意の他の類似もしくは同等のシステムに適合する。ＲＦコイル８００は、第１のエンドリング部８０２と、第２のエンドリング部８０４と、複数のラング（またはレッグ、導体要素）８０６とを含む。それぞれのラング８０６およびエンドリング部８０２、８０４は、開口部またはカットアウト、例えば、エンドリング開口部８０８およびラング開口部８１０を含む。加えて、それぞれのラング８０６は、渦電流をさらに減少させるために、スリットまたはスロット８４０も含む。スリット８４０は、ラング８０６の第１の端部８１６でのラング開口部８１０と、ラング８０６の第２の端部８１８でのラング開口部８１０との間で接続される。スリット８４０の使用により引き起こされまたは導入され得るモードの混合およびＲＦ特性の劣化を防ぐために、コンデンサ８４２が、各スリット８４０を横切って配置される。コンデンサ８４２は、渦電流に対して高インピーダンスとして働くが、ＲＦ周波数で短絡として働く。

記載した本説明は、ベストモードを含む本発明を開示すると共に、いずれかの当業者が本発明を作製または使用することも可能にするために例を用いている。本発明の特許性のある範囲は、特許請求の範囲によって画定され、当業者が想到する他の例を含み得る。そうした他の例は、それら他の例が特許請求の範囲の文言通りの言葉と異ならない構成要素を有する場合、またはそれら他の例が特許請求の範囲の文言通りの言葉と実質的に違いのない均等な構成要素を含む場合、特許請求の範囲の範囲内にあるものとする。任意のプロセスまたは方法のステップの順序およびシーケンスは、代替の実施形態によって変更または並べ直されてよい。

他の多くの変更および修正が、本発明の精神から逸脱することなく本発明になされ得る。これらおよび他の変更形態の範囲は、添付の特許請求の範囲によって明らかになろう。

１０ＭＲＩシステム
１２オペレータコンソール
１３入力装置
１４制御パネル
１６表示部
１８リンク
２０コンピュータシステム
２０ａバックプレーン
２２画像処理プロセッサモジュール
２４ＣＰＵモジュール
２６メモリモジュール
３２システム制御コンピュータ
３２ａデータ接続
３４リンク
３６ＣＰＵモジュール
３８パルス発生器モジュール
４０通信リンク
４２勾配増幅器システム
４４生理学的取得コントローラ
４６スキャンルームインタフェース回路
４８患者位置決めシステム
５０勾配コイルアセンブリ
５２共鳴アセンブリ
５４分極用磁石の超伝導主コイル
５６ＲＦコイル
５８送受信機モジュール
６０ＲＦ増幅器
６２送受信スイッチ
６４前置増幅器
６６メモリモジュール
６８アレイプロセッサ
７０患者またはイメージング対象
７２患者イメージングボリューム
７６表面イメージングコイルもしくはパラレルイメージングコイル
２００ＲＦコイル（一部）
２０２第１のエンドリング部
２０４第２のエンドリング部
２０６ラング（レッグ、導体要素）
２０８エンドリング開口部
２１０ラング開口部
３００ＲＦコイル（一部）
３０２第１のエンドリング部
３０４第２のエンドリング部
３０６ラング
３０８エンドリング開口部
３１０ラング開口部
３１２ラングがエンドリング部と交わる領域
３１４間隙
３１６ラングの第１の端部
３１８ラングの第２の端部
４０２エンドリング部
４０６ラング
４０８エンドリング開口部
４１２ラングがエンドリング部と交わる領域
４３０エンドリング開口部の内側縁部
５０８エンドリング開口部
５１２領域
５２０コンデンサ
６０８エンドリング開口部
６２２銅
７０８エンドリング開口部
７２２銅
８００ＲＦコイル（一部）
８０２第１のエンドリング部
８０４第２のエンドリング部
８０６ラング（レッグ、導体要素）
８０８エンドリング開口部
８１０ラング開口部
８１６ラングの第１の端部
８１８ラングの第２の端部
８４０スリットまたはスロット
８４２コンデンサ

Claims

磁気共鳴画像法（ＭＲＩ）システム用の無線周波数（ＲＦ）コイル（３００）であって、
第１のエンドリング部（３０２）と、
第２のエンドリング部（３０４）と、
前記第１のエンドリング部（３０２）と前記第２のエンドリング部（３０４）の間に配設される複数のラング（３０６）であって、それぞれのラング（３０６）が、前記第１のエンドリング部（３０２）に接続される第１の端部（３１６）および前記第２のエンドリング部（３０４）に接続される第２の端部（３１８）を含む複数のラング（３０６）と、
前記第１のエンドリング部（３０２）に配置される第１の複数の開口部（３０８）と、
前記第２のエンドリング部（３０４）に配置される第２の複数の開口部（３０８）とを含むＲＦコイル。
それぞれのラング（３０６）が、
前記ラングの前記第１の端部（３１６）の近傍に配置される第１の開口部（３１０）と、
前記ラングの前記第２の端部（３１８）の近傍に配置される第２の開口部（３１０）と
をさらに含む、請求項１記載のＲＦコイル。
それぞれのラング（３０６、８０６）が、
ある幅と、前記第１の開口部に接続される第１の端部と、前記第２の開口部に接続される第２の端部とを有するスリット（８４０）と、
前記スリット（８４０）の前記幅を横切って結合されるコンデンサ（８４２）とをさらに含むことを特徴とする請求項２記載のＲＦコイル。
前記第１の複数の開口部におけるそれぞれの開口部（３０８）が四角形を有することを特徴とする請求項１記載のＲＦコイル。
前記第２の複数の開口部におけるそれぞれの開口部（３０８）が四角形を有することを特徴とする請求項１記載のＲＦコイル。
前記第１の複数の開口部におけるそれぞれの開口部（４０８）がＵ形を有することを特徴とする請求項１記載のＲＦコイル。
前記第２の複数の開口部におけるそれぞれの開口部（４０８）がＵ形を有することを特徴とする請求項１記載のＲＦコイル。
磁気共鳴画像法（ＭＲＩ）システム用の無線周波数（ＲＦ）コイル（８００）であって、
第１のエンドリング部（８０２）と、
第２のエンドリング部（８０４）と、
前記第１のエンドリング部（８０２）と前記第２のエンドリング部（８０４）の間に配設される複数のラング（８０６）であって、それぞれのラング（８０６）が、
前記第１のエンドリング部（８０２）に接続される第１の端部（８１６）、
前記第２のエンドリング部（８０４）に接続される第２の端部（８１８）、
前記ラングの前記第１の端部に配置される第１の開口部（８１０）、および
前記ラングの前記第２の端部に配置される第２の開口部（８１０）
を含む複数のラング（８０６）と、
ある幅と、前記第１の開口部に接続される第１の端部と、前記第２の開口部に接続される第２の端部とを有するスリット（８４０）と、
前記スリット（８４０）の前記幅を横切って結合されるコンデンサ（８４２）とを含むＲＦコイル。
前記第１のエンドリング部（８０２）に配置される第１の複数の開口部（８０８）と、
前記第２のエンドリング部（８０４）に配置される第２の複数の開口部（８０８）と
をさらに含むことを特徴とする請求項８記載のＲＦコイル。
磁気共鳴画像法（ＭＲＩ）アセンブリ用の共鳴アセンブリ（５２）であって、
超伝導磁石（５４）と、
前記超伝導磁石の内径内に配設される勾配コイルアセンブリ（５０）と、
前記勾配コイルアセンブリ（５０）の内径内に配設され、複数の開口部（２０８）を有する第１のエンドリング部（２０２）、複数の開口部（２０８）を有する第２のエンドリング部（２０４）、および前記第１のエンドリング部（２０２）と前記第２のエンドリング部（２０４）の間に配設される複数のラング（２０６）を含むＲＦコイル（５６、２００）と
を含む共鳴アセンブリ。
それぞれのラング（２０６）が、複数の開口部（２１０）を含むことを特徴とする請求項１０記載の共鳴アセンブリ。
それぞれのラング（２０６、８０６）が、
ある幅を有するスリット（８４０）と、
前記スリット（８４０）の前記幅を横切って結合されるコンデンサ（８４２）とをさらに含むことを特徴とする請求項１１記載の共鳴アセンブリ。