JP2002527168A - 内部スペースを含む短い均一界磁を有する磁気共鳴装置 - Google Patents
内部スペースを含む短い均一界磁を有する磁気共鳴装置Info
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Abstract
(57)【要約】
医療目的のためのＭＲＩ装置では、特に、検査スタッフが映像空間内の検査される領域にできるだけ近づき易いように、主磁場を発生させるための磁石システムの長さを縮小することが望ましい。経費を削減するために、できるだけ磁石システムの直径を小さくすることが望ましい。本発明によると、短く能動的にシールドされる磁石システムは、開口部が軸（３５）に対向している仮想上のＵ字型のスペースに、磁石システムの巻回が設置されることにより得られる。Ｕ字の底部（３７）内の電流成分は、Ｕ字の延長部（４７ａ、４７ｂ）内の電流成分の値より小さい値を有する。Ｕ字の内部スペース（４９）は、装置の測定スペース（２９）に主磁場の一部を発生させる電流を含まない。従って、制約のない自由な内部スペースが磁石システム内に形成され、この自由スペースは、例えば傾斜コイル及び／又はＲＦコイルを収容するのに使用可能である。
Description
【０００１】 [発明の属する技術分野] 本発明は、対称軸の周りに実質的に回転対称となるように配置されるコイルシ
ステムと、測定スペースに安定した均一な磁場を発生させるために、コイルシス
テム内に電流を流す電源装置とを含む磁気共鳴映像装置に係る。前記コイルシス
テムは、第１と第２の実質的に回転対称なサブコイルシステムを有し、このサブ
コイルシステムは、対称軸を含む面上でＵ字断面を有する実質的に回転対称のス
ペースに配置され、Ｕ字断面の開口側は対称軸に対向する。Ｕ字断面の回転対称
のスペースは、対称軸に平行な第１サブスペースと、対称軸を横断する第２サブ
スペースとを含み、第１サブコイルシステムは第１サブスペースに独占的に設置
され、第２サブコイルシステムは第２サブスペースに独占的に設置される。第１
サブコイルシステムは第１電流成分を伝導し、第２コイルシステムは第２電流成
分を伝導し、二つの電流成分は互いに反対の方向を有する。
ステムと、測定スペースに安定した均一な磁場を発生させるために、コイルシス
テム内に電流を流す電源装置とを含む磁気共鳴映像装置に係る。前記コイルシス
テムは、第１と第２の実質的に回転対称なサブコイルシステムを有し、このサブ
コイルシステムは、対称軸を含む面上でＵ字断面を有する実質的に回転対称のス
ペースに配置され、Ｕ字断面の開口側は対称軸に対向する。Ｕ字断面の回転対称
のスペースは、対称軸に平行な第１サブスペースと、対称軸を横断する第２サブ
スペースとを含み、第１サブコイルシステムは第１サブスペースに独占的に設置
され、第２サブコイルシステムは第２サブスペースに独占的に設置される。第１
サブコイルシステムは第１電流成分を伝導し、第２コイルシステムは第２電流成
分を伝導し、二つの電流成分は互いに反対の方向を有する。
【０００２】 このような磁気共鳴映像装置は、公開された欧州特許出願第０１６０３５０号
に開示される。
に開示される。
【０００３】 医療目的の磁気共鳴映像装置は、ＭＲＩ装置とも称され、体の断層像を形成す
るよう配置される。この目的のため、そのような装置では、強い安定した均一な
磁場が、映像化するための空間（映像空間）内で発生される。この均一な磁場に
は、映像化される断面の場所を指示するために傾斜磁場が重ねられる。映像空間
に存在する組織内の原子は、ＲＦ磁場により励起され、励起原子を緩和させる際
に放出される放射線は、傾斜磁場によって示される断層像を形成するため使用さ
れる。安定した均一な磁場（主磁場とも称される）は、コイルシステムにより（
超伝導性であろうとなかろうと）発生される。関連のエンベロープと共に、コイ
ルシステムは、映像空間を含む短管として形成される。この管の直径は、検査さ
れる患者の体の大きさによって決定され、従って例えば、９０ｃｍの大きさのオ
ーダーのような所与の最低値を有する。一般的に、検査される患者の閉所恐怖感
を緩和させ、検査スタッフができるだけ近づきやすくなるように映像空間内の検
査される領域を保つため、この管の長さを直径に対して短くすることが目的であ
る。
るよう配置される。この目的のため、そのような装置では、強い安定した均一な
磁場が、映像化するための空間（映像空間）内で発生される。この均一な磁場に
は、映像化される断面の場所を指示するために傾斜磁場が重ねられる。映像空間
に存在する組織内の原子は、ＲＦ磁場により励起され、励起原子を緩和させる際
に放出される放射線は、傾斜磁場によって示される断層像を形成するため使用さ
れる。安定した均一な磁場（主磁場とも称される）は、コイルシステムにより（
超伝導性であろうとなかろうと）発生される。関連のエンベロープと共に、コイ
ルシステムは、映像空間を含む短管として形成される。この管の直径は、検査さ
れる患者の体の大きさによって決定され、従って例えば、９０ｃｍの大きさのオ
ーダーのような所与の最低値を有する。一般的に、検査される患者の閉所恐怖感
を緩和させ、検査スタッフができるだけ近づきやすくなるように映像空間内の検
査される領域を保つため、この管の長さを直径に対して短くすることが目的であ
る。
【０００４】 前記の欧州特許出願では、比較的短いコイルシステムを有し、従って患者用ス
ペースが短管状のＭＲＩ装置が開示される。特に、前記特許出願の図５では、何
本かのコイルで構成される（符号１９、２０、２１と示される）回転対称なコイ
ルシステムが開示され、それは、二つの仮想サブコイルシステムの部分を形成す
る。このように図示されるコイル１９とコイル２１は第１仮想サブコイルシステ
ムの部分を形成し、コイル２０は第２仮想サブコイルシステムの部分を形成する
。
ペースが短管状のＭＲＩ装置が開示される。特に、前記特許出願の図５では、何
本かのコイルで構成される（符号１９、２０、２１と示される）回転対称なコイ
ルシステムが開示され、それは、二つの仮想サブコイルシステムの部分を形成す
る。このように図示されるコイル１９とコイル２１は第１仮想サブコイルシステ
ムの部分を形成し、コイル２０は第２仮想サブコイルシステムの部分を形成する
。
【０００５】 この二つのサブコイルシステムは、対称軸の周りに回転対称であるスペース内
に配置される（符号７と図示）。このスペースはコイル１９から２１のエンベロ
ープと考えられ、対称軸を通る面にＵ字断面を有し、Ｕ字の開口側は対称軸に対
向する。そして、第１サブスペースは、対称軸と平行に延在するＵ字の部分によ
って形成され、第２サブスペースは、Ｕ字の２本の延長部によって形成され従っ
て対称軸に対して垂直に延在する。第１サブコイルシステム（すなわち、コイル
１９とコイル２１とを含むサブシステム）は、第１サブスペースに設置され、第
２サブコイルシステム（すなわち、コイル２０を含むサブシステム）は第２サブ
スペースに設置される。電源装置は、コイル内に電流を流す。この電流は二つの
成分、すなわち、第１サブコイルシステムを流れる第１電流成分と、第２サブコ
イルシステムを流れる第２電流成分から構成されると考えられる。このように定
義される二つの電流成分は、前記文献に含まれる“表３”と関連した説明から分
かるように、周知のＭＲＩ装置では互いに反対の方向を有する。周知のコイルシ
ステムには更なるコイル（符号１８で示される）が、Ｕ字の２本の延長部分の間
に設置され、主磁場を発生するのに更に寄与する。
に配置される（符号７と図示）。このスペースはコイル１９から２１のエンベロ
ープと考えられ、対称軸を通る面にＵ字断面を有し、Ｕ字の開口側は対称軸に対
向する。そして、第１サブスペースは、対称軸と平行に延在するＵ字の部分によ
って形成され、第２サブスペースは、Ｕ字の２本の延長部によって形成され従っ
て対称軸に対して垂直に延在する。第１サブコイルシステム（すなわち、コイル
１９とコイル２１とを含むサブシステム）は、第１サブスペースに設置され、第
２サブコイルシステム（すなわち、コイル２０を含むサブシステム）は第２サブ
スペースに設置される。電源装置は、コイル内に電流を流す。この電流は二つの
成分、すなわち、第１サブコイルシステムを流れる第１電流成分と、第２サブコ
イルシステムを流れる第２電流成分から構成されると考えられる。このように定
義される二つの電流成分は、前記文献に含まれる“表３”と関連した説明から分
かるように、周知のＭＲＩ装置では互いに反対の方向を有する。周知のコイルシ
ステムには更なるコイル（符号１８で示される）が、Ｕ字の２本の延長部分の間
に設置され、主磁場を発生するのに更に寄与する。
【０００６】 この周知のコイル集合体は患者用スペースが短管状であることを実現するが，
主磁場をシールドしない。若し、シールドが要求される場合、周知のシステムで
は、シールドをするための手段、例えば映像空間外の漂遊磁界をできるだけ妨害
する能動的シールドコイルを追加しなくてはならない。更に、周知システムの短
管状患者用スペースに、傾斜コイルと、ＲＦ磁場を形成するコイルのためにスペ
ースを取って置かなければならず、従って検査される領域への接近は、望ましく
ない程度に制限される。
主磁場をシールドしない。若し、シールドが要求される場合、周知のシステムで
は、シールドをするための手段、例えば映像空間外の漂遊磁界をできるだけ妨害
する能動的シールドコイルを追加しなくてはならない。更に、周知システムの短
管状患者用スペースに、傾斜コイルと、ＲＦ磁場を形成するコイルのためにスペ
ースを取って置かなければならず、従って検査される領域への接近は、望ましく
ない程度に制限される。
【０００７】 本発明の目的は、装置の主磁場に能動的シールドが具備され、十分な短管状患
者用スペースを残しつつも、検査される領域に接近するのに好適なＭＲＩ装置を
提供することである。
者用スペースを残しつつも、検査される領域に接近するのに好適なＭＲＩ装置を
提供することである。
【０００８】 以上の目的を達成するためには、本発明に係るＭＲＩ装置は、第１電流成分の
絶対値は、第２電流成分の絶対値よりも小さく、第１サブスペースと対称軸とに
取り囲まれ、第２サブスペースに属さないスペースは、上記測定スペースに、安
定した均一な磁場の一部を発生させる電流を含まないことを特徴とする。
絶対値は、第２電流成分の絶対値よりも小さく、第１サブスペースと対称軸とに
取り囲まれ、第２サブスペースに属さないスペースは、上記測定スペースに、安
定した均一な磁場の一部を発生させる電流を含まないことを特徴とする。
【０００９】 両方の電流成分が主磁場の形成に寄与するとしても、第１電流成分の主要な機
能は、能動的シールドを提供することであり、第２電流成分の主要な機能は、主
磁場を形成することである。本発明は、第１サブスペースと対称軸とによって取
り囲まれ、第２サブスペースに属さないスペース（引用された特許明細書から知
られるコイルの構造では、このスペースはＵ字の延長部の間に在り、そこにコイ
ル１８が設置される）に電流導体を設ける必要がないコイルの構造が実現される
という事実の認識に基づく。このように制約のない自由な中間スペースは、他の
成分、例えば傾斜コイル及び／又はＲＦコイルを収納するために使用可能である
。
能は、能動的シールドを提供することであり、第２電流成分の主要な機能は、主
磁場を形成することである。本発明は、第１サブスペースと対称軸とによって取
り囲まれ、第２サブスペースに属さないスペース（引用された特許明細書から知
られるコイルの構造では、このスペースはＵ字の延長部の間に在り、そこにコイ
ル１８が設置される）に電流導体を設ける必要がないコイルの構造が実現される
という事実の認識に基づく。このように制約のない自由な中間スペースは、他の
成分、例えば傾斜コイル及び／又はＲＦコイルを収納するために使用可能である
。
【００１０】 本発明の実施の形態における第２サブスペースは、互いに本質的に平行な二つ
のサブ‐サブスペースから構成され、このサブ‐サブスペースは、第１サブスペ
ースの両端にある。コイルシステム構造の魅力的な対称性は、このようにして得
られる。従って、異なるコイルの数は最小限に抑えられ、製造の観点からすると
、魅力的である。
のサブ‐サブスペースから構成され、このサブ‐サブスペースは、第１サブスペ
ースの両端にある。コイルシステム構造の魅力的な対称性は、このようにして得
られる。従って、異なるコイルの数は最小限に抑えられ、製造の観点からすると
、魅力的である。
【００１１】 本発明の実施の形態における第２電流成分は、第２電流成分と同じ方向に流れ
る第１サブ成分と、第２電流成分と逆向きに流れる第２サブ成分とを含み、第２
サブ成分の導体は、第１サブ成分の導体よりも対称軸の近くに設置される。この
構造をコンピュータでシミュレーションすると、このように得られた磁場は、均
一性が高く、前記の中間スペースは十分に大きく保たれることが明らかになる。
る第１サブ成分と、第２電流成分と逆向きに流れる第２サブ成分とを含み、第２
サブ成分の導体は、第１サブ成分の導体よりも対称軸の近くに設置される。この
構造をコンピュータでシミュレーションすると、このように得られた磁場は、均
一性が高く、前記の中間スペースは十分に大きく保たれることが明らかになる。
【００１２】 以下、添付図面を参照して本発明を詳細に説明する。
【００１３】 図１では、安定した均一な磁場を発生させる第１磁石システム１と、傾斜磁場
を発生させる第２磁石システム３（傾斜コイルシステム）と、傾斜コイルシステ
ム３のための電力増幅器７と、第１磁石システム１のための電源装置５とを含む
磁気共鳴映像装置を図示する。ＲＦコイル９は、ＲＦ交番磁場を発生させ、この
目的のために、ＲＦ源１１を含むＲＦトランスミッタ装置に接続される。ＲＦコ
イル９は、更に、検査される対象（図示しない）にＲＦトランスミッタ磁場によ
って発生されたスピン共鳴信号を検出するためにも使用することが可能である。
この目的のために、ＲＦコイルは、信号増幅器１３を含むＲＦ受信装置に接続さ
れる。信号増幅器１３の出力は検出回路１５に接続され、回路１５は中央制御装
置１７に接続される。中央制御装置１７は、ＲＦ源１１のための変調器１９と、
電力増幅器７と、映像表示のためのモニタ２１とを更に制御する。ＲＦ発振器２
３は、変調器１９と、測定信号を処理する検出回路１５とを制御する。冷却ダク
ト２７を有する冷却装置２５は、第１磁石システム１の磁気コイルを冷却するた
めに設けられる。磁石システム１と３内に配置されるＲＦコイルは、測定スペー
ス２９を取り囲む。医療診断測定装置の場合、測定スペースは、検査される患者
、又は検査される患者の部位、例えば頭部や頸部を収容するのに十分な広さを有
する。従って、安定磁場Ｂと、対象のスライスを選択する傾斜磁場と、空間的に
均一なＲＦ交番磁場とを、測定スペース２９内に発生可能である。ＲＦコイル９
は、発信信号と返信信号のトラフィックを分離するために分離回路１４が設けら
れる場合に、トランスミッタコイルと測定コイルを結合することができる。ある
いは、その二つの機能のために違うコイルを使用してもよい。例えば、表面コイ
ルが測定コイルとなる。若し望まれるならば、コイル９は、ＲＦ磁場をシールド
するファラデー箱３１で取り囲む場合もある。
を発生させる第２磁石システム３（傾斜コイルシステム）と、傾斜コイルシステ
ム３のための電力増幅器７と、第１磁石システム１のための電源装置５とを含む
磁気共鳴映像装置を図示する。ＲＦコイル９は、ＲＦ交番磁場を発生させ、この
目的のために、ＲＦ源１１を含むＲＦトランスミッタ装置に接続される。ＲＦコ
イル９は、更に、検査される対象（図示しない）にＲＦトランスミッタ磁場によ
って発生されたスピン共鳴信号を検出するためにも使用することが可能である。
この目的のために、ＲＦコイルは、信号増幅器１３を含むＲＦ受信装置に接続さ
れる。信号増幅器１３の出力は検出回路１５に接続され、回路１５は中央制御装
置１７に接続される。中央制御装置１７は、ＲＦ源１１のための変調器１９と、
電力増幅器７と、映像表示のためのモニタ２１とを更に制御する。ＲＦ発振器２
３は、変調器１９と、測定信号を処理する検出回路１５とを制御する。冷却ダク
ト２７を有する冷却装置２５は、第１磁石システム１の磁気コイルを冷却するた
めに設けられる。磁石システム１と３内に配置されるＲＦコイルは、測定スペー
ス２９を取り囲む。医療診断測定装置の場合、測定スペースは、検査される患者
、又は検査される患者の部位、例えば頭部や頸部を収容するのに十分な広さを有
する。従って、安定磁場Ｂと、対象のスライスを選択する傾斜磁場と、空間的に
均一なＲＦ交番磁場とを、測定スペース２９内に発生可能である。ＲＦコイル９
は、発信信号と返信信号のトラフィックを分離するために分離回路１４が設けら
れる場合に、トランスミッタコイルと測定コイルを結合することができる。ある
いは、その二つの機能のために違うコイルを使用してもよい。例えば、表面コイ
ルが測定コイルとなる。若し望まれるならば、コイル９は、ＲＦ磁場をシールド
するファラデー箱３１で取り囲む場合もある。
【００１４】 図２ａは、本発明に従って主磁場を発生するコイルを有するハウジングの断面
図である。ハウジング３３は、対称軸３５に対して回転対称なコイルシステムを
収容し、コイル３７、３９ａ、３９ｂ、４１ａ、４１ｂから構成される。コイル
３９ａとコイル３９ｂとは、寸法の点では同一であり、電流が流れ、コイル４１
ａとコイル４１ｂも同様である。コイル３７自体は、第１のサブコイルシステム
を構成し、一方でコイル３９ａ、３９ｂ、４１ａ、４１ｂは全体で第２のサブコ
イルシステムを構成する。
図である。ハウジング３３は、対称軸３５に対して回転対称なコイルシステムを
収容し、コイル３７、３９ａ、３９ｂ、４１ａ、４１ｂから構成される。コイル
３９ａとコイル３９ｂとは、寸法の点では同一であり、電流が流れ、コイル４１
ａとコイル４１ｂも同様である。コイル３７自体は、第１のサブコイルシステム
を構成し、一方でコイル３９ａ、３９ｂ、４１ａ、４１ｂは全体で第２のサブコ
イルシステムを構成する。
【００１５】 両方の前記サブコイルシステムは、仮想上の回転対称のスペース４３に設置さ
れており、仮想上のサブスペース４５と４７とを構成すると考えられ、サブスペ
ース４５は対称軸と平行に延在する。仮想上のサブスペース４７は、互いに平行
な二つのサブ‐サブスペース４７ａと４７ｂとで構成されると考えられ、対称軸
に対して垂直に延在する。前記サブスペース４５と４７ａと４７ｂとは、従って
回転対称のスペース４３を全体で構成し、対称軸３５を含む面上でＵ字型断面と
なる。前記Ｕ字型断面の開口側は、対称軸３５に対向する。
れており、仮想上のサブスペース４５と４７とを構成すると考えられ、サブスペ
ース４５は対称軸と平行に延在する。仮想上のサブスペース４７は、互いに平行
な二つのサブ‐サブスペース４７ａと４７ｂとで構成されると考えられ、対称軸
に対して垂直に延在する。前記サブスペース４５と４７ａと４７ｂとは、従って
回転対称のスペース４３を全体で構成し、対称軸３５を含む面上でＵ字型断面と
なる。前記Ｕ字型断面の開口側は、対称軸３５に対向する。
【００１６】 第１サブスペース４５と第２サブスペース４７ａと４７ｂとは、装置の測定ス
ペース２９内の安定した均一磁場の一部を発生させる電流導体を含まないスペー
ス４９を取り囲む。従って、このスペースは、例えば、傾斜コイル、ＲＦコイル
、又は測定スペース若しくはその付近に使用される他の構成部品を装備するなど
他の目的にも使用可能である。
ペース２９内の安定した均一磁場の一部を発生させる電流導体を含まないスペー
ス４９を取り囲む。従って、このスペースは、例えば、傾斜コイル、ＲＦコイル
、又は測定スペース若しくはその付近に使用される他の構成部品を装備するなど
他の目的にも使用可能である。
【００１７】 図２ｂは、図２ａのコイル構造がより詳細に示される。このコイル構造は対称
性があるので、構造の一部分しか示されない。コイルの構造を完全に示すには、
図２ｂを、垂直軸５１に関して鏡のように反射させ、そして、これにより得られ
る構造を、回転対称の軸でもある水平軸５３に関して更に鏡のように反射させる
。上記の対称性のため、この図のコイルシステムのコイル３９ａと４１ａのみが
完全に示され、又コイル３７は部分的に示される。またこの図では、等高線５３
は、主磁場の０．５Ｔの強さに対して１０ｐｐｍの主磁場の均一性の偏差を示す
。図２ｂでは、コイルには、電流が均一に与えられると考える。コイルの寸法と
励起は表１に示され、表中ｓ１とｓ２は、それぞれ、垂直軸５１と、コイルの左
境界線と右境界線との間の距離を示し、ｈ１とｈ２は、それぞれ、対称軸３５と
、コイルの下側境界線と上側境界線との間の距離を示し、そしてｎＩは、アンペ
アターンの数、つまりコイル内を流れる電流の合計を示す。電流に対して示され
る値は、二つのコイル３９ａ、３９ｂと４１ａ、４１ｂとをそれぞれに流れる総
電流の値を示し、一方でコイル３７を流れる電流は、図２ａのコイル３７全体を
流れる電流である。
性があるので、構造の一部分しか示されない。コイルの構造を完全に示すには、
図２ｂを、垂直軸５１に関して鏡のように反射させ、そして、これにより得られ
る構造を、回転対称の軸でもある水平軸５３に関して更に鏡のように反射させる
。上記の対称性のため、この図のコイルシステムのコイル３９ａと４１ａのみが
完全に示され、又コイル３７は部分的に示される。またこの図では、等高線５３
は、主磁場の０．５Ｔの強さに対して１０ｐｐｍの主磁場の均一性の偏差を示す
。図２ｂでは、コイルには、電流が均一に与えられると考える。コイルの寸法と
励起は表１に示され、表中ｓ１とｓ２は、それぞれ、垂直軸５１と、コイルの左
境界線と右境界線との間の距離を示し、ｈ１とｈ２は、それぞれ、対称軸３５と
、コイルの下側境界線と上側境界線との間の距離を示し、そしてｎＩは、アンペ
アターンの数、つまりコイル内を流れる電流の合計を示す。電流に対して示され
る値は、二つのコイル３９ａ、３９ｂと４１ａ、４１ｂとをそれぞれに流れる総
電流の値を示し、一方でコイル３７を流れる電流は、図２ａのコイル３７全体を
流れる電流である。
【００１８】
【表１】 主磁場の強さに対し５００ｐｐｍの精度を達成するためには、０．２ｍｍの寸法
公差が許容される。コイルシステムは、このような寸法公差を考慮して形成され
、そして、主磁場の均一性に関して１０ｐｐｍの最大偏差を達成するために、更
に主磁場を印加することは、シムシステムを用いて従来の方法で実行される。こ
のように主磁場を更に印加することは、ＭＲＩでも一般的に行われており、ここ
では詳細に触れない。
公差が許容される。コイルシステムは、このような寸法公差を考慮して形成され
、そして、主磁場の均一性に関して１０ｐｐｍの最大偏差を達成するために、更
に主磁場を印加することは、シムシステムを用いて従来の方法で実行される。こ
のように主磁場を更に印加することは、ＭＲＩでも一般的に行われており、ここ
では詳細に触れない。
【００１９】 図３は、図２ｂのコイル構造が使用され、主磁場の強さが０．５Ｔに達する場
合に発生する漂遊磁界のグラフである。漂遊磁界の強さは、このグラフの等高線
毎にｍTの単位で示される。このグラフは、コイル３７、３９ａ、４１ａも示さ
れるが、本発明によるコイルシステムが提供する能動的シールドによって、漂遊
磁界の強さが非常に低い値に素早く下がることを示す。例えば、映像空間の中心
から約３．６ｍ離れたところでは、漂遊磁界は約０．５ｍＴ（すなわち、一般的
に安全性限界とされる）まで下がり、そして５ｍ離れたところでは、値は０．１
ｍＴ（すなわち、一般的に、映像表示ユニットにカラーテレビジョン映像管を使
用する際の許容限界とされる）まで下がる。
合に発生する漂遊磁界のグラフである。漂遊磁界の強さは、このグラフの等高線
毎にｍTの単位で示される。このグラフは、コイル３７、３９ａ、４１ａも示さ
れるが、本発明によるコイルシステムが提供する能動的シールドによって、漂遊
磁界の強さが非常に低い値に素早く下がることを示す。例えば、映像空間の中心
から約３．６ｍ離れたところでは、漂遊磁界は約０．５ｍＴ（すなわち、一般的
に安全性限界とされる）まで下がり、そして５ｍ離れたところでは、値は０．１
ｍＴ（すなわち、一般的に、映像表示ユニットにカラーテレビジョン映像管を使
用する際の許容限界とされる）まで下がる。
【図１】 磁気共鳴映像装置の構成の概略を示す図である。
【図２ａ】 本発明に従って、主磁場を発生するコイルを有するハウジングの断面図である
。
。
【図２ｂ】 図２ａに示すコイル構造の断面図である。
【図３】 図２ｂに示すコイル構造内に発生する漂遊磁界のグラフである。
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (71)出願人 Ｇｒｏｅｎｅｗｏｕｄｓｅｗｅｇ １， 5621 ＢＡ Ｅｉｎｄｈｏｖｅｎ， Ｔｈ ｅ Ｎｅｔｈｅｒｌａｎｄｓ Ｆターム(参考） 4C096 AA20 AB47 AC01 AD08 CA01 CA03 CA15 CA32 CA39 CA49 CA55
Claims (3)
- 【請求項１】 対称軸の周りに実質的に回転対称となるように配置されるコ
イルシステムと、 測定スペースに安定した均一な磁場を発生させるために、コイルシステム内に
電流を流す電源装置とを含み、 コイルシステムは、第１と第２の実質的に回転対称のサブコイルシステムから
構成され、 前記二つのサブコイルシステムは、対称軸を含む面上でＵ字断面を有する実質
的に回転対称のスペースに配置され、Ｕ字断面の開口側は対称軸に対向しており
、Ｕ字断面の回転対称のスペースは、対称軸と平行な第１サブスペースと、対称
軸を横断する第２サブスペースとを含み、 第１サブコイルシステムは第１サブスペースに独占的に設置され、第２サブコ
イルシステムは第２のサブスペースに独占的に設置され、 第１サブコイルシステムは第１電流成分を伝導し、第２コイルシステムは第２
電流成分を伝導し、二つの電流成分は互いに反対の方向を有する磁気共鳴映像装
置であって、 第１電流成分の絶対値は、第２電流成分の絶対値よりも小さく、 第１サブスペースと対称軸とに取り囲まれ、第２サブスペースに属さないスペ
ースは、上記測定スペースに、安定した均一な磁場の一部を発生させる電流を含
まないことを特徴とする磁気共鳴映像装置である。 - 【請求項２】 上記第２サブスペースは、互いに実質的に平行な二つのサブ
‐サブスペースから構成され、前記サブ‐サブスペースは、第１サブスペースの
両側にある請求項１記載の磁気共鳴映像装置。 - 【請求項３】 第２電流成分は、第２電流成分と同じ方向に流れる第１サブ
成分と、第２電流成分にと逆向きに流れる第２サブ成分とを含み、第２サブ成分
の導体は、第１サブ成分の導体よりも対称軸の近くに設置される請求項１又は２
記載の磁気共鳴映像装置。
Applications Claiming Priority (3)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| EP98203424.1 | 1998-10-09 | ||
| EP98203424 | 1998-10-09 | ||
| PCT/EP1999/006791 WO2000022449A1 (en) | 1998-10-09 | 1999-10-11 | Mri apparatus having a short uniform field magnet with an internal space |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JP2002527168A true JP2002527168A (ja) | 2002-08-27 |
Family
ID=8234209
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP2000576294A Pending JP2002527168A (ja) | 1998-10-09 | 1999-10-11 | 内部スペースを含む短い均一界磁を有する磁気共鳴装置 |
Country Status (4)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US6255822B1 (ja) |
| EP (1) | EP1046052A1 (ja) |
| JP (1) | JP2002527168A (ja) |
| WO (1) | WO2000022449A1 (ja) |
Cited By (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2009226211A (ja) * | 2008-03-20 | 2009-10-08 | General Electric Co <Ge> | 多重セクションマグネットを有する磁気共鳴撮像システム及び装置 |
Families Citing this family (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| CN100399472C (zh) * | 2001-08-29 | 2008-07-02 | 联发科技股份有限公司 | 用于使用快速突发模式以改善处理器性能的方法和装置 |
Family Cites Families (5)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US4587504A (en) | 1983-11-11 | 1986-05-06 | Oxford Magnet Technology Limited | Magnet assembly for use in NMR apparatus |
| GB8410972D0 (en) | 1984-04-30 | 1984-06-06 | Oxford Magnet Tech | Magnet assembly |
| NL9001300A (nl) | 1990-06-08 | 1992-01-02 | Koninkl Philips Electronics Nv | Magneetstelsel voor magnetische resonantie. |
| US5565831A (en) | 1995-10-23 | 1996-10-15 | General Electric Company | Shielded and open MRI magnet |
| US5721523A (en) | 1996-08-26 | 1998-02-24 | General Electric Company | Compact MRI superconducting magnet |
-
1999
- 1999-10-08 US US09/415,158 patent/US6255822B1/en not_active Expired - Fee Related
- 1999-10-11 EP EP99946173A patent/EP1046052A1/en not_active Ceased
- 1999-10-11 WO PCT/EP1999/006791 patent/WO2000022449A1/en not_active Application Discontinuation
- 1999-10-11 JP JP2000576294A patent/JP2002527168A/ja active Pending
Cited By (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2009226211A (ja) * | 2008-03-20 | 2009-10-08 | General Electric Co <Ge> | 多重セクションマグネットを有する磁気共鳴撮像システム及び装置 |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| US6255822B1 (en) | 2001-07-03 |
| WO2000022449A1 (en) | 2000-04-20 |
| EP1046052A1 (en) | 2000-10-25 |
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Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| A621 | Written request for application examination |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A621 Effective date: 20061010 |
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| A977 | Report on retrieval |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A971007 Effective date: 20090603 |
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| A131 | Notification of reasons for refusal |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A131 Effective date: 20090609 |
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| A02 | Decision of refusal |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A02 Effective date: 20091117 |