JP2000070238A - 磁気共鳴システム - Google Patents
磁気共鳴システムInfo
- Publication number
- JP2000070238A JP2000070238A JP11231193A JP23119399A JP2000070238A JP 2000070238 A JP2000070238 A JP 2000070238A JP 11231193 A JP11231193 A JP 11231193A JP 23119399 A JP23119399 A JP 23119399A JP 2000070238 A JP2000070238 A JP 2000070238A
- Authority
- JP
- Japan
- Prior art keywords
- magnetic
- ring
- rings
- imaging volume
- magnetized
- 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.)
- Pending
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
- G01R33/38—Systems for generation, homogenisation or stabilisation of the main or gradient magnetic field
- G01R33/383—Systems for generation, homogenisation or stabilisation of the main or gradient magnetic field using permanent magnets
-
- 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
- G01R33/38—Systems for generation, homogenisation or stabilisation of the main or gradient magnetic field
- G01R33/387—Compensation of inhomogeneities
- G01R33/3873—Compensation of inhomogeneities using ferromagnetic bodies ; Passive shimming
Landscapes
- Physics & Mathematics (AREA)
- Condensed Matter Physics & Semiconductors (AREA)
- General Physics & Mathematics (AREA)
- Magnetic Resonance Imaging Apparatus (AREA)
Abstract
(57)【要約】
【課題】 磁気共鳴システムを提供することである。
【解決手段】 １対の環状磁石がイメージングボリュー
ムを通して垂直磁束場を生成する。磁束は、高コバルト
鋼の１対のローズリングによって集束される。複数の恒
久磁化された、または磁化された鉄製のリングを含む高
次シムセットは、磁石アセンブリと共同的に相互作用し
てイメージングボリュームを通る磁束の均質性を最適化
する。恒久磁化されたリングの１つは、他のリングに対
して逆極性に取付けられている。磁化されたリングは、
勾配コイルを恒久磁石リングの背後に位置決めできるよ
うに非鉄、電気絶縁性支持構造に取付けられている。磁
束戻り路は、イメージングボリュームの周囲をそれから
離れて、イメージングボリュームの一方の側のローズリ
ングに接する点からイメージングボリュームの他方の側
のローズリングに接する点まで伸びている。
ムを通して垂直磁束場を生成する。磁束は、高コバルト
鋼の１対のローズリングによって集束される。複数の恒
久磁化された、または磁化された鉄製のリングを含む高
次シムセットは、磁石アセンブリと共同的に相互作用し
てイメージングボリュームを通る磁束の均質性を最適化
する。恒久磁化されたリングの１つは、他のリングに対
して逆極性に取付けられている。磁化されたリングは、
勾配コイルを恒久磁石リングの背後に位置決めできるよ
うに非鉄、電気絶縁性支持構造に取付けられている。磁
束戻り路は、イメージングボリュームの周囲をそれから
離れて、イメージングボリュームの一方の側のローズリ
ングに接する点からイメージングボリュームの他方の側
のローズリングに接する点まで伸びている。
Description
【０００１】
【発明の属する技術分野】本発明は、磁気共鳴に関す
る。本発明は、外科サイトにおける診断用イメージング
に関連する特定の応用を有しており、以下に特にそれを
参照して説明する。しかしながら、本発明は例えば磁気
イメージング、分光技術、及び治療応用にも応用を有し
ていることを理解されたい。
る。本発明は、外科サイトにおける診断用イメージング
に関連する特定の応用を有しており、以下に特にそれを
参照して説明する。しかしながら、本発明は例えば磁気
イメージング、分光技術、及び治療応用にも応用を有し
ていることを理解されたい。
【０００２】
【従来の技術】初期の磁気共鳴システムは、ソレノイド
磁石をベースとしていた。即ち、一連の環状磁石が穴の
周囲に配置され、この穴を通して磁場が縦方向に生成さ
れる。患者は、穴の水平中心軸に沿って軸方向に選択的
に運動させられる。ソレノイド磁石を有する磁気共鳴イ
メージングシステムは、患者に閉所恐怖感を与える傾向
がある。更に、外科的な最小限に侵入する手順、生理的
な試験、機器等のための患者へのアクセスが制限され、
不具合であった。
磁石をベースとしていた。即ち、一連の環状磁石が穴の
周囲に配置され、この穴を通して磁場が縦方向に生成さ
れる。患者は、穴の水平中心軸に沿って軸方向に選択的
に運動させられる。ソレノイド磁石を有する磁気共鳴イ
メージングシステムは、患者に閉所恐怖感を与える傾向
がある。更に、外科的な最小限に侵入する手順、生理的
な試験、機器等のための患者へのアクセスが制限され、
不具合であった。
【０００３】患者へのアクセスを提供し、患者の閉所恐
怖感効果を減少させるために、開放型または垂直磁場用
の磁石が考案された。開放型磁石は、典型的には“Ｃ”
字形、“Ｈ”字形、または４本柱配列の形状の鉄製の磁
束戻り路を含む。磁束戻り路は、イメージングする患者
を配置するための開放空隙を有している。磁束戻り路と
患者空隙内の空気の磁化率の差に起因して、患者受入れ
空隙内に非直線性及び他の磁束誤差が存在する傾向があ
る。空隙を通るより均一な磁束場を生成させるために、
大きい鉄製磁極片が、典型的には患者受入れ空隙の両側
の磁束戻り路の端に位置決めされる。磁極片は、磁極片
間により均一な磁束を生成させるために適切な形状であ
り、外形である。典型的には、ローズリング（ Rose ri
ng ）として知られている重い鉄製のリングが磁極片の
周辺に沿って位置決めされ、磁束を磁極片の中心及び患
者受入れ空隙に向けて駆動する。
怖感効果を減少させるために、開放型または垂直磁場用
の磁石が考案された。開放型磁石は、典型的には“Ｃ”
字形、“Ｈ”字形、または４本柱配列の形状の鉄製の磁
束戻り路を含む。磁束戻り路は、イメージングする患者
を配置するための開放空隙を有している。磁束戻り路と
患者空隙内の空気の磁化率の差に起因して、患者受入れ
空隙内に非直線性及び他の磁束誤差が存在する傾向があ
る。空隙を通るより均一な磁束場を生成させるために、
大きい鉄製磁極片が、典型的には患者受入れ空隙の両側
の磁束戻り路の端に位置決めされる。磁極片は、磁極片
間により均一な磁束を生成させるために適切な形状であ
り、外形である。典型的には、ローズリング（ Rose ri
ng ）として知られている重い鉄製のリングが磁極片の
周辺に沿って位置決めされ、磁束を磁極片の中心及び患
者受入れ空隙に向けて駆動する。
【０００４】磁極片を使用したことは成功であったが、
欠陥も存在している。第１に、磁気共鳴イメージングに
おいては、イメージングボリュームを横切って磁場勾配
を発生させる。磁極片と患者との間に勾配コイルが位置
決めされる。勾配コイルが遮蔽コイルを含んでいる場合
には、自己遮蔽型勾配コイルが占める空間はかなり大き
くなる。勾配コイルが占める物理的空間は、患者へのア
クセスをより良好にして閉所恐怖感を少なくするために
患者受入れ空隙を大きくするという要望と、磁場をより
均一にするために磁極片を互いにより近づけて位置決め
するという要望との間のトレードオフを激化させる。第
２に、磁極片は、典型的には厚い鉄製のディスクであ
り、直径は患者受入れ空隙の高さの約２−３倍である。
大きくて重い金属磁極片は、それらが患者へのアクセス
を妨害するのを最小にしながら、それらを安定に支持す
るには困難な工学設計問題をもたらす。
欠陥も存在している。第１に、磁気共鳴イメージングに
おいては、イメージングボリュームを横切って磁場勾配
を発生させる。磁極片と患者との間に勾配コイルが位置
決めされる。勾配コイルが遮蔽コイルを含んでいる場合
には、自己遮蔽型勾配コイルが占める空間はかなり大き
くなる。勾配コイルが占める物理的空間は、患者へのア
クセスをより良好にして閉所恐怖感を少なくするために
患者受入れ空隙を大きくするという要望と、磁場をより
均一にするために磁極片を互いにより近づけて位置決め
するという要望との間のトレードオフを激化させる。第
２に、磁極片は、典型的には厚い鉄製のディスクであ
り、直径は患者受入れ空隙の高さの約２−３倍である。
大きくて重い金属磁極片は、それらが患者へのアクセス
を妨害するのを最小にしながら、それらを安定に支持す
るには困難な工学設計問題をもたらす。
【０００５】
【発明の概要】本発明によれば、磁気共鳴イメージング
システムは、イメージングボリュームの反対の側に互い
に平行に配置されている１対の鉄製のローズリングを含
んでいる。磁束戻り路は、イメージングボリュームの周
囲をそれから離れて、１つのローズリングに接する点か
ら他のローズリングに接する点まで伸びている。磁束源
は、磁束をリング間のイメージングボリューム及び磁束
戻り路を通過させる。イメージングボリュームを通過す
る磁束を変更するために、複数の磁化されたリングのよ
うな高次のシム（ shim ）セットが、鉄製のローズリン
グによって取り囲まれている位置に好ましく取付けられ
ている。
システムは、イメージングボリュームの反対の側に互い
に平行に配置されている１対の鉄製のローズリングを含
んでいる。磁束戻り路は、イメージングボリュームの周
囲をそれから離れて、１つのローズリングに接する点か
ら他のローズリングに接する点まで伸びている。磁束源
は、磁束をリング間のイメージングボリューム及び磁束
戻り路を通過させる。イメージングボリュームを通過す
る磁束を変更するために、複数の磁化されたリングのよ
うな高次のシム（ shim ）セットが、鉄製のローズリン
グによって取り囲まれている位置に好ましく取付けられ
ている。
【０００６】本発明の別の面によれば、磁気共鳴方法が
提供される。本方法は、磁束を誘起させてイメージング
ボリュームを通して流すステップを含んでいる。磁束は
鉄製要素で拘束され、磁束の均質性はイメージングボリ
ューム付近に配置されている恒久磁石材料を用いて調整
される。
提供される。本方法は、磁束を誘起させてイメージング
ボリュームを通して流すステップを含んでいる。磁束は
鉄製要素で拘束され、磁束の均質性はイメージングボリ
ューム付近に配置されている恒久磁石材料を用いて調整
される。
【０００７】以下に、例として、添付図面を参照して本
発明を遂行する手法を詳細に説明する。
発明を遂行する手法を詳細に説明する。
【０００８】
【実施の形態】図１を参照する。好ましくは超電導であ
る環状主磁石コイル１０が、イメージングボリューム１
２の両側の１対の平行水平面内に配置されている。主磁
石コイルは、図示の実施の形態ではイメージングボリュ
ームを垂直方向に通る時間的に一定の磁場を生成する。
磁束戻り路は、環状の鉄製リング１４、頂板１６、複数
の支柱１８、底板２０、鉄製の下側環状リング２２、及
び鉄製のプラグ２４を含んでいる。磁束戻り路は、イメ
ージングボリューム１２を横切る空隙を有する１つのル
ープ、または一連のループ内に低抵抗の磁束通路を作
る。オプションで、磁束に沿う他の位置に単一の磁石を
使用することも、または複数の磁石を配置することもで
きる。
る環状主磁石コイル１０が、イメージングボリューム１
２の両側の１対の平行水平面内に配置されている。主磁
石コイルは、図示の実施の形態ではイメージングボリュ
ームを垂直方向に通る時間的に一定の磁場を生成する。
磁束戻り路は、環状の鉄製リング１４、頂板１６、複数
の支柱１８、底板２０、鉄製の下側環状リング２２、及
び鉄製のプラグ２４を含んでいる。磁束戻り路は、イメ
ージングボリューム１２を横切る空隙を有する１つのル
ープ、または一連のループ内に低抵抗の磁束通路を作
る。オプションで、磁束に沿う他の位置に単一の磁石を
使用することも、または複数の磁石を配置することもで
きる。
【０００９】ローズリング２６は磁束を集束させ、イメ
ージングボリューム内の磁束の均一性及び直線性を改善
する。好ましくはローズリングは、それが（特に高磁場
において）飽和に対してより大きく抵抗するように高コ
バルト鋼で作る。しかしながら、低炭素鋼でも低価格で
満足できる結果が得られる。ローズリングは、渦電流の
可能性を最小にするためにセグメントまたはエレメント
として構成する。垂直軸の周囲に巻き付けた板またはシ
ート金属のスパイラル、または他の水平断面を制限する
構造が好ましい。好ましい実施の形態では、ローズリン
グはイメージングボリュームの両側に配置される。
ージングボリューム内の磁束の均一性及び直線性を改善
する。好ましくはローズリングは、それが（特に高磁場
において）飽和に対してより大きく抵抗するように高コ
バルト鋼で作る。しかしながら、低炭素鋼でも低価格で
満足できる結果が得られる。ローズリングは、渦電流の
可能性を最小にするためにセグメントまたはエレメント
として構成する。垂直軸の周囲に巻き付けた板またはシ
ート金属のスパイラル、または他の水平断面を制限する
構造が好ましい。好ましい実施の形態では、ローズリン
グはイメージングボリュームの両側に配置される。
【００１０】高次シムセット３０が、ローズリング２６
を横切って取付けられている。シムセットは調波ひずみ
を補正する。低周波または低次ひずみが、最大のひずみ
成分である。機器がより精密になるにつれて、漸進的に
高次（周波数）に対する補償がなされる。１対のローズ
リングを有している好ましい実施の形態では、同じよう
な高次シムセットが各ローズリングを横切って取付けら
れている。更に好ましい実施の形態に特定すれば、磁化
されたリング３２ａ、３２ｂ、３２ｃ、及び３２ｄが各
磁極リングセット内に対称的に取付けられている。これ
らの磁化されたリングは、イメージングボリュームを通
る磁場または磁束を変更する。詳述すれば、共に鉄製の
リングである磁極リング１４及びローズリング２２、及
び他の磁束戻り路構造が相互作用し、イメージングボリ
ューム内の磁場の均一性を最大にする。好ましい実施の
形態では、ローズリング及び磁束戻り路、及び磁極面リ
ングセット即ちシムセット３０は共にイメージングボリ
ューム内の磁場を非均一にする効果を有しているが、互
いに相殺し合うように構成されている。即ち、磁石アセ
ンブリは故意にイメージングボリューム内に非均一磁束
を発生させるように構成されており、磁極リングが存在
することによりイメージングボリューム内の磁束は均質
にされる。
を横切って取付けられている。シムセットは調波ひずみ
を補正する。低周波または低次ひずみが、最大のひずみ
成分である。機器がより精密になるにつれて、漸進的に
高次（周波数）に対する補償がなされる。１対のローズ
リングを有している好ましい実施の形態では、同じよう
な高次シムセットが各ローズリングを横切って取付けら
れている。更に好ましい実施の形態に特定すれば、磁化
されたリング３２ａ、３２ｂ、３２ｃ、及び３２ｄが各
磁極リングセット内に対称的に取付けられている。これ
らの磁化されたリングは、イメージングボリュームを通
る磁場または磁束を変更する。詳述すれば、共に鉄製の
リングである磁極リング１４及びローズリング２２、及
び他の磁束戻り路構造が相互作用し、イメージングボリ
ューム内の磁場の均一性を最大にする。好ましい実施の
形態では、ローズリング及び磁束戻り路、及び磁極面リ
ングセット即ちシムセット３０は共にイメージングボリ
ューム内の磁場を非均一にする効果を有しているが、互
いに相殺し合うように構成されている。即ち、磁石アセ
ンブリは故意にイメージングボリューム内に非均一磁束
を発生させるように構成されており、磁極リングが存在
することによりイメージングボリューム内の磁束は均質
にされる。
【００１１】磁極リングの正確な直径及びそれらの数は
数学的に推定され、イメージングボリューム内の磁束が
最適化されるまで繰り返し調整される。リングのサイ
ズ、幅、及び数が、磁場の強さ及び磁石のジオメトリと
共に変化することは理解されよう。0.5−0.75テスラの
範囲の磁場の場合にはリングを４つとし、中心から第４
のリング３２ｄの極性を他の３つのリングに対して反転
させることが好ましい。少なくとも極性を反転させた磁
化リングは、たとえ0.5−0.75テスラの範囲の磁場内に
あっても磁気を維持する、好ましくはネオジム・硼素・
鉄（ NdBFe ）合金のような恒久磁性材料で作る。極性
を反転させないリングは、恒久磁化材料、または主磁場
によって磁化される材料で作ることができる。磁極リン
グは、プレスされ、焼結型の操作でリングセグメントに
焼成されるボールまたはペレットで製造することが好ま
しい。各リングを形成するように複数のリングセグメン
トを位置決めする。渦電流を最小にするような他のリン
グ構成も考えられる。リングは、ファイバ強化エポキシ
樹脂または他の構造３４のような非鉄・非磁束伝導・電
気絶縁性材料上に支持される。非鉄製のリング保持構造
３４は、主磁場によって加えられる大きい力の下で、磁
極リングの位置を安定に保持する十分な構造強度を有し
ている。しかも、この構造３４は磁気に、及び無線周波
数に対して透過性である。好ましい実施の形態のリング
保持構造３４は、より大きい均一性を得るために磁場を
シミングするように、ネオジム・硼素・鉄合金、または
他の恒久磁性シムを受入れるためのポケットまたは他の
取付け構造をも有している。
数学的に推定され、イメージングボリューム内の磁束が
最適化されるまで繰り返し調整される。リングのサイ
ズ、幅、及び数が、磁場の強さ及び磁石のジオメトリと
共に変化することは理解されよう。0.5−0.75テスラの
範囲の磁場の場合にはリングを４つとし、中心から第４
のリング３２ｄの極性を他の３つのリングに対して反転
させることが好ましい。少なくとも極性を反転させた磁
化リングは、たとえ0.5−0.75テスラの範囲の磁場内に
あっても磁気を維持する、好ましくはネオジム・硼素・
鉄（ NdBFe ）合金のような恒久磁性材料で作る。極性
を反転させないリングは、恒久磁化材料、または主磁場
によって磁化される材料で作ることができる。磁極リン
グは、プレスされ、焼結型の操作でリングセグメントに
焼成されるボールまたはペレットで製造することが好ま
しい。各リングを形成するように複数のリングセグメン
トを位置決めする。渦電流を最小にするような他のリン
グ構成も考えられる。リングは、ファイバ強化エポキシ
樹脂または他の構造３４のような非鉄・非磁束伝導・電
気絶縁性材料上に支持される。非鉄製のリング保持構造
３４は、主磁場によって加えられる大きい力の下で、磁
極リングの位置を安定に保持する十分な構造強度を有し
ている。しかも、この構造３４は磁気に、及び無線周波
数に対して透過性である。好ましい実施の形態のリング
保持構造３４は、より大きい均一性を得るために磁場を
シミングするように、ネオジム・硼素・鉄合金、または
他の恒久磁性シムを受入れるためのポケットまたは他の
取付け構造をも有している。
【００１２】無線周波数励起及び受信コイルが、イメー
ジングボリューム付近に配置されている。図示の実施の
形態では、平らな全ボディ無線周波数コイル４０がリン
グ支持構造３４の対面する表面上に取付けられている。
勿論、患者の適切な部分に直接取付けられた表面コイ
ル、患者支持具４２内に埋め込まれたコイル、等のよう
な他の無線周波数コイル構造も考えられる。
ジングボリューム付近に配置されている。図示の実施の
形態では、平らな全ボディ無線周波数コイル４０がリン
グ支持構造３４の対面する表面上に取付けられている。
勿論、患者の適切な部分に直接取付けられた表面コイ
ル、患者支持具４２内に埋め込まれたコイル、等のよう
な他の無線周波数コイル構造も考えられる。
【００１３】好ましくは自己遮蔽型勾配コイルである勾
配磁場コイル５０が、シムセット３０の背後に配置され
ている。リング支持構造は、鉄製の磁極片とは異なって
磁気的に感応しないから、勾配コイルが生成する磁場勾
配はイメージングボリュームへ自由に通過する。
配磁場コイル５０が、シムセット３０の背後に配置され
ている。リング支持構造は、鉄製の磁極片とは異なって
磁気的に感応しないから、勾配コイルが生成する磁場勾
配はイメージングボリュームへ自由に通過する。
【００１４】好ましい実施の形態では、磁石コイル１
０、ローズリング、及び戻り路の調整区分は、コイルの
軸方向力を０にするように選択されている。これは、低
温維持装置（クリオスタット）の機械的懸架を簡易化す
る。懸架システムがかさばらないので、低温維持装置の
熱損失及び沸騰が減少する。
０、ローズリング、及び戻り路の調整区分は、コイルの
軸方向力を０にするように選択されている。これは、低
温維持装置（クリオスタット）の機械的懸架を簡易化す
る。懸架システムがかさばらないので、低温維持装置の
熱損失及び沸騰が減少する。
【００１５】動作中、シーケンス制御回路６０が、勾配
コイル増幅器６２及び送信機６４を予め選択された磁気
共鳴イメージングシーケンスに従って制御し、イメージ
ングボリューム１２内の組織または他の資料内に磁気共
鳴エコーを誘起させる。誘起した磁気共鳴エコーを受信
するように、無線周波数受信機６６がコイル４０または
表面コイル（図示してない）に接続されている。受信し
た磁気共鳴信号は、再構成プロセッサ６８によって、好
ましくは逆フーリエ変換アルゴリズムを使用して、電子
イメージ表現に変換されてイメージメモリ７０内に格納
される。操作員制御パネルの制御の下に、ビデオプロセ
ッサ７２は再構成されたイメージの選択された部分を引
き出し、それらをビデオまたは他のモニタ７４上に表示
するための適切なフォーマットに変換する。
コイル増幅器６２及び送信機６４を予め選択された磁気
共鳴イメージングシーケンスに従って制御し、イメージ
ングボリューム１２内の組織または他の資料内に磁気共
鳴エコーを誘起させる。誘起した磁気共鳴エコーを受信
するように、無線周波数受信機６６がコイル４０または
表面コイル（図示してない）に接続されている。受信し
た磁気共鳴信号は、再構成プロセッサ６８によって、好
ましくは逆フーリエ変換アルゴリズムを使用して、電子
イメージ表現に変換されてイメージメモリ７０内に格納
される。操作員制御パネルの制御の下に、ビデオプロセ
ッサ７２は再構成されたイメージの選択された部分を引
き出し、それらをビデオまたは他のモニタ７４上に表示
するための適切なフォーマットに変換する。
【００１６】以上に説明した磁気共鳴イメージング磁石
は、高い均一性、良好な患者へのアクセス、及び低い駆
動コイル上の力を有している。１つの長所は、磁場の均
質性を改善したことである。別の長所は、患者へのアク
セスが改善されたことである。別の長所は、潜在的な渦
電流を減少させたことである。更に別の長所は、磁極の
質量を減少させたことである。
は、高い均一性、良好な患者へのアクセス、及び低い駆
動コイル上の力を有している。１つの長所は、磁場の均
質性を改善したことである。別の長所は、患者へのアク
セスが改善されたことである。別の長所は、潜在的な渦
電流を減少させたことである。更に別の長所は、磁極の
質量を減少させたことである。
【図１】本発明による磁気共鳴イメージングシステムの
部分断面側面図である。
部分断面側面図である。
【図２】図１の磁石システムの上面図である。
１０ 主磁石コイル １２ イメージングボリューム １４ 環状リング １６ 頂板 １８ 支柱 ２０ 底板 ２２ 下側環状リング ２４ プラグ ２６ ローズリング ３０ シムセット ３２ 磁化されたリング ３４ リング保持構造 ４０ 無線周波数コイル ４２ 患者支持具 ５０ 勾配磁場コイル ６０ シーケンス制御回路 ６２ 勾配コイル増幅器 ６４ 送信機 ６６ 受信機 ６８ 再構成プロセッサ ７０ イメージメモリ ７２ ビデオプロセッサ ７４ モニタ
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (72)発明者 イアン アール ヤング イギリス ウィルシャー エスエヌ８ ４ イーアール マールボロー ウェスト オ ーヴァートン （番地なし） チャーチ ヒル コテッジ (72)発明者 ゴードン ディー ディメースター アメリカ合衆国 オハイオ州 44092 ウ ィックリッフ オーヴァールック ドライ ヴ 30175 (72)発明者 イルマーリ キナネン フィンランド 02210 エスプー パイヴ ァンケールンティク ５アー アス ２
Claims (10)
- 【請求項１】 イメージングボリューム（１２）の両
側に互いに平行に配置されている１対の鉄製のリング
（２６）と、 上記イメージングボリューム（１２）の周囲をそれから
離れて、上記リング（２６）の一方に接する点から上記
リング（２６）の他方に接する点まで伸びている磁束戻
り路と、 上記リング（２６）間の上記イメージングボリューム
（１２）及び上記磁気戻り路を通る磁束を発生する磁束
の源と、を含む磁気共鳴システムにおいて、 上記鉄製のリング（２６）によって取り囲まれており、
上記イメージングボリューム（１２）を通過する上記磁
束を集束させて上記磁束をより均一にする複数の個々の
磁化されたリング（３２ａ−ｄ）を含むシムセット（３
０）を更に含んでいる、ことを特徴とする磁気共鳴シス
テム。 - 【請求項２】 上記磁化されたリング（３２ａ−ｄ）を
支持するための非鉄支持構造（３４）を更に含んでいる
請求項１に記載の磁気共鳴システム。 - 【請求項３】 上記イメージングボリューム（１２）か
ら見て上記磁化されたリング（３２ａ−ｄ）とは反対の
側に配置されている勾配コイル（５０）を更に含んでい
る請求項１または請求項２に記載の磁気共鳴システム。 - 【請求項４】 上記磁化されたリング（３２ａ−ｄ）
は、同心円に配置されている請求項１乃至３の何れか１
つに記載の磁気共鳴システム。 - 【請求項５】 上記高次シムセットの磁化されたリング
（３２ａ−ｄ）の少なくとも１つは、別の磁化されたリ
ングとは逆の磁気極性を有している請求項１乃至４の何
れか１つに記載の磁気共鳴システム。 - 【請求項６】 上記磁束の源は、上記鉄製のリング（２
６）の一方の周囲に、且つ上記磁束戻り路に接して配置
されている少なくとも１つの環状磁石（１０）を含んで
いる請求項１乃至５の何れか１つに記載の磁気共鳴シス
テム。 - 【請求項７】 上記磁化されたリング（３２ａ−ｄ）の
少なくとも１つは、恒久的に磁化された材料で作られて
いる請求項１乃至６の何れか１つに記載の磁気共鳴シス
テム。 - 【請求項８】 磁気共鳴方法において、 磁束を誘起させ、イメージングボリューム（１２）を通
して流すステップと、上記磁束を鉄製の要素（２６）を
用いて集中させるステップと、 上記イメージングボリュームに接して配置されている恒
久磁性材料（３２ａ−ｄ）を用いて上記磁束の均質性を
調整するステップと、を含んでいることを特徴とする磁
気共鳴方法。 - 【請求項９】 上記鉄製の要素（２６）はコバルト鋼の
環状リングであり、上記恒久磁性材料はNdBFe合金製の
環状リング（３２ａ−ｄ）を含んでいる請求項８に記載
の方法。 - 【請求項１０】 上記イメージングボリューム（１２）
を横切る磁場勾配を誘起させるステップと、 無線周波数パルスを印可して磁気共鳴を励起するステッ
プと、 上記イメージングボリュームから被励起共鳴信号を受信
するステップと、 上記受信した共鳴信号をイメージ表現に再構成するステ
ップと、を含んでいる請求項８または請求項９に記載の
方法。
Applications Claiming Priority (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| US09/141,708 US6218838B1 (en) | 1998-08-28 | 1998-08-28 | MRI magnet with high homogeneity, patient access, and low forces on the driver coils |
| US09/141708 | 1998-08-28 |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JP2000070238A true JP2000070238A (ja) | 2000-03-07 |
Family
ID=22496867
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP11231193A Pending JP2000070238A (ja) | 1998-08-28 | 1999-08-18 | 磁気共鳴システム |
Country Status (4)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US6218838B1 (ja) |
| EP (1) | EP0982598B1 (ja) |
| JP (1) | JP2000070238A (ja) |
| DE (1) | DE69936494T2 (ja) |
Cited By (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US6538545B2 (en) | 2001-07-16 | 2003-03-25 | Hitachi, Ltd. | Magnet, a method of adjustment of magnetic field and a magnetic resonance imaging apparatus |
| JP2006141541A (ja) * | 2004-11-17 | 2006-06-08 | Hitachi Medical Corp | 磁気共鳴イメージング装置 |
Families Citing this family (18)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US6157278A (en) * | 1997-07-23 | 2000-12-05 | Odin Technologies Ltd. | Hybrid magnetic apparatus for use in medical applications |
| JP2001078982A (ja) * | 1999-09-16 | 2001-03-27 | Hitachi Medical Corp | 開放型磁石装置 |
| US6335670B1 (en) * | 2000-04-14 | 2002-01-01 | Marconi Medical Systems Finland, Inc. | Mri system with split rose ring with high homogeneity |
| EP1260827B1 (en) * | 2001-05-17 | 2008-12-31 | Mitsubishi Denki Kabushiki Kaisha | Superconductive MRI magnet |
| US6861933B1 (en) | 2001-05-17 | 2005-03-01 | Mitsubishi Denki Kabushiki Kaisha | Superconductive magnet device |
| US6627003B2 (en) | 2001-10-24 | 2003-09-30 | Ge Medical Systems Global Technology Company, Llc | NMR shim forming method |
| EP1459087A1 (en) * | 2001-12-10 | 2004-09-22 | Koninklijke Philips Electronics N.V. | Open magnetic resonance imaging (mri) magnet system |
| DE10161925B4 (de) * | 2001-12-17 | 2005-08-18 | Siemens Ag | Verfahren zum Aufnehmen von Magnetresonanzsignalen eines Objekts mittels einer Magnetresonanzanlage und Rekonstruieren eines Bildes anhand der aufgenommenen Magnetresonanzsignale, sowie Computerprogrammprodukt und Magnetresonanzanlage |
| US7215231B1 (en) | 2002-08-16 | 2007-05-08 | Fonar Corporation | MRI system |
| US7242191B2 (en) * | 2002-11-25 | 2007-07-10 | General Electric Company | Cold mass support structure and helium vessel of actively shielded high field open MRI magnets |
| CN100504432C (zh) * | 2003-05-23 | 2009-06-24 | 西门子（中国）有限公司 | 磁共振设备中的静磁场调节方法及其静磁场发生装置 |
| DE102004003535B3 (de) * | 2004-01-23 | 2005-10-13 | Siemens Ag | Erzeuger eines zeitvariablen Magnetfelds eines Magnetresonanzgeräts und Magnetresonanzgerät mit einem derartigen Erzeuger eines zeitvariablen Magnetfelds |
| DE602005012265D1 (de) * | 2004-06-17 | 2009-02-26 | Koninkl Philips Electronics Nv | Magnetresonanzabbildungssystem mit eisenunterstütztem magnetfeldgradientensystem |
| US20110175694A1 (en) * | 2008-06-24 | 2011-07-21 | Fallone B Gino | Magnetic assembly and method for defining a magnetic field for an imaging volume |
| CN102360691B (zh) * | 2011-06-24 | 2013-03-13 | 中国科学院电工研究所 | 一种带有铁环结构的开放式核磁共振磁体系统 |
| GB201114045D0 (en) * | 2011-08-15 | 2011-09-28 | Emscan Ltd | Magnet |
| CA2981658C (en) * | 2015-04-10 | 2021-02-09 | Synaptive Medical (Barbados) Inc. | Shimming coils for magnetic resonance imaging |
| US11353535B2 (en) * | 2017-03-22 | 2022-06-07 | Viewray Technologies, Inc. | Reduction of artifacts in magnetic resonance imaging |
Family Cites Families (13)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| EP0114889A1 (en) * | 1982-08-04 | 1984-08-08 | OLDENDORF, William H. | Adjustable magnet suitable for in vivo nmr imaging and method of adjusting the same |
| GB8530295D0 (en) | 1985-12-09 | 1986-01-22 | Picker Int Ltd | Electromagnet arrangements |
| GB8825529D0 (en) | 1988-11-01 | 1988-12-07 | Oxford Magnet Tech | Magnetic field generating assembly |
| US5134374A (en) * | 1989-06-01 | 1992-07-28 | Applied Superconetics | Magnetic field control apparatus |
| JP3742662B2 (ja) | 1992-08-05 | 2006-02-08 | ゼネラル・エレクトリック・カンパニイ | 開放形磁気共鳴イメージングに適した磁石 |
| US5754085A (en) * | 1992-09-28 | 1998-05-19 | Fonar Corporation | Ferromagnetic yoke magnets for medical magnetic resonance studies |
| US5647361A (en) | 1992-09-28 | 1997-07-15 | Fonar Corporation | Magnetic resonance imaging method and apparatus for guiding invasive therapy |
| US5345208A (en) * | 1993-05-26 | 1994-09-06 | General Electric Company | Pole face design for a C-shaped superconducting magnet |
| FI105293B (fi) * | 1993-06-08 | 2000-07-14 | Picker Nordstar Oy | Magneettikuvaukseen käytettävän magneetin napakenkä |
| US5550472A (en) * | 1995-04-13 | 1996-08-27 | Picker International, Inc. | Combined radio frequency coil with integral magnetic field shim set |
| JP3151129B2 (ja) * | 1995-08-28 | 2001-04-03 | 信越化学工業株式会社 | 磁石対向型永久磁石磁気回路とその磁場調整方法 |
| GB2311375B (en) * | 1996-03-20 | 2000-08-23 | Oxford Magnet Tech | Improvements in or relating to MRI magnets |
| US5864236A (en) * | 1996-07-05 | 1999-01-26 | Toshiba America Mri, Inc. | Open configuration MRI magnetic flux path |
-
1998
- 1998-08-28 US US09/141,708 patent/US6218838B1/en not_active Expired - Fee Related
-
1999
- 1999-08-03 EP EP99306173A patent/EP0982598B1/en not_active Expired - Lifetime
- 1999-08-03 DE DE69936494T patent/DE69936494T2/de not_active Expired - Fee Related
- 1999-08-18 JP JP11231193A patent/JP2000070238A/ja active Pending
Cited By (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US6538545B2 (en) | 2001-07-16 | 2003-03-25 | Hitachi, Ltd. | Magnet, a method of adjustment of magnetic field and a magnetic resonance imaging apparatus |
| JP2006141541A (ja) * | 2004-11-17 | 2006-06-08 | Hitachi Medical Corp | 磁気共鳴イメージング装置 |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| DE69936494T2 (de) | 2008-03-13 |
| EP0982598A3 (en) | 2002-02-13 |
| DE69936494D1 (de) | 2007-08-23 |
| EP0982598A2 (en) | 2000-03-01 |
| US6218838B1 (en) | 2001-04-17 |
| EP0982598B1 (en) | 2007-07-11 |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| JP2000070238A (ja) | 磁気共鳴システム | |
| CN112384816A (zh) | 磁共振成像系统用的b0磁体方法和设备 | |
| US6335670B1 (en) | Mri system with split rose ring with high homogeneity | |
| EP0231879A2 (en) | Self-shielded gradient coils for nuclear magnetic resonance imaging | |
| JPH02501271A (ja) | 核磁気共鳴スキャナ | |
| US20090072939A1 (en) | Magnet system and mri apparatus | |
| US7541811B2 (en) | Apparatus for electron spin resonance CT | |
| JPH07174862A (ja) | 開型磁気構造 | |
| US20060077027A1 (en) | Magnetic field-producing device | |
| EP0819948B1 (en) | Superconducting MR yoke magnet and method of energizing same | |
| CN102360691A (zh) | 一种带有铁环结构的开放式核磁共振磁体系统 | |
| US20210173024A1 (en) | Swaged component magnet assembly for magnetic resonance imaging | |
| JPH05507005A (ja) | 磁界発生アセンブリ | |
| JPH09117436A (ja) | 診断用の磁気共鳴装置のための磁石装置 | |
| US5864236A (en) | Open configuration MRI magnetic flux path | |
| US5942898A (en) | Thrust balanced bi-planar gradient set for MRI scanners | |
| US6498488B2 (en) | Magnetic resonance imaging apparatus | |
| US5825187A (en) | Magnetic circuit system with opposite permanent magnets | |
| WO2010122551A1 (en) | Permanent magnet arrangement with solid facing plate and scanning magnet head | |
| US6147495A (en) | Magnetic resonance imaging with integrated poleface features | |
| EP1524531A2 (en) | System and method for adjusting magnetic center field for permanent mri magnetic field generator | |
| US20030110564A1 (en) | Magnetic resonance imaging apparatus | |
| US7898257B2 (en) | Open yoke magnet assembly | |
| JP3897958B2 (ja) | 磁気共鳴イメージング装置 | |
| JP2005237501A (ja) | 磁気回路および磁気回路磁界調整方法 |
Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| A711 | Notification of change in applicant |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A711 Effective date: 20040226 |
|
| A621 | Written request for application examination |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A621 Effective date: 20060816 |
|
| A977 | Report on retrieval |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A971007 Effective date: 20090521 |
|
| A131 | Notification of reasons for refusal |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A131 Effective date: 20090601 |
|
| A02 | Decision of refusal |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A02 Effective date: 20091105 |