JP3527313B2 - 平形磁気共鳴イメージング磁石 - Google Patents

平形磁気共鳴イメージング磁石

Info

Publication number
JP3527313B2
JP3527313B2 JP09573195A JP9573195A JP3527313B2 JP 3527313 B2 JP3527313 B2 JP 3527313B2 JP 09573195 A JP09573195 A JP 09573195A JP 9573195 A JP9573195 A JP 9573195A JP 3527313 B2 JP3527313 B2 JP 3527313B2
Authority
JP
Japan
Prior art keywords
approximately
coil
auxiliary
main coil
main
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.)
Expired - Fee Related
Application number
JP09573195A
Other languages
English (en)
Other versions
JPH0838455A (ja
Inventor
ビズハン・ドリー
エバンゲロス・トリフォン・ラスカリス
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
General Electric Co
Original Assignee
General Electric Co
Priority date (The priority date 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 date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by General Electric Co filed Critical General Electric Co
Publication of JPH0838455A publication Critical patent/JPH0838455A/ja
Application granted granted Critical
Publication of JP3527313B2 publication Critical patent/JP3527313B2/ja
Anticipated expiration legal-status Critical
Expired - Fee Related legal-status Critical Current

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
    • G01R33/387—Compensation of inhomogeneities
    • G01R33/3875—Compensation of inhomogeneities using correction coil assemblies, e.g. active shimming
    • 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
    • G01R33/3806—Open magnet assemblies for improved access to the sample, e.g. C-type or U-type 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
    • G01R33/381—Systems for generation, homogenisation or stabilisation of the main or gradient magnetic field using electromagnets
    • G01R33/3815—Systems for generation, homogenisation or stabilisation of the main or gradient magnetic field using electromagnets with superconducting coils, e.g. power supply therefor
    • 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
    • G01R33/42—Screening
    • G01R33/421—Screening of main or gradient magnetic field

Landscapes

  • Physics & Mathematics (AREA)
  • Condensed Matter Physics & Semiconductors (AREA)
  • General Physics & Mathematics (AREA)
  • Magnetic Resonance Imaging Apparatus (AREA)

Description

【発明の詳細な説明】
【０００１】
【産業上の利用分野】本発明は一般に、磁気共鳴イメー
ジング（ＭＲＩ）診断システムの一部として高磁界を発
生するために使用される超伝導磁石に関するものであ
り、更に詳しくは胸部のような人体の特定の部位のイメ
ージングを行うための平形（すなわち、パンケーキ形）
設計のこのような磁石に関するものである。
【０００２】
【従来の技術】超伝導磁石を用いるＭＲＩシステムは医
用診断のような種々の分野で使用される。公知の超伝導
磁石には、液体ヘリウムで冷却される超伝導磁石や、低
温冷却器で冷却される超伝導磁石がある。通常、低温冷
却器で冷却される磁石の場合、超伝導コイル集合体が超
伝導性の主コイルを含み、主コイルは熱遮蔽体によって
取り囲まれ、熱遮蔽体は真空エンクロージャによって取
り囲まれる。低温冷却器のコールドヘッドが外部で真空
エンクロージャに取り付けられ、コールドヘッドの第１
段が熱遮蔽体と熱的に接触し、第２段が主コイルと熱的
に接触する。
【０００３】超伝導磁石がある販売用パンフレットに述
べられており、そのパンフレットには、シム調整前の不
均一度が１０ｐｐｍで、磁界の強さが１テスラの、直径
１０ｃｍの球形のイメージング容積を持つ胸部イメージ
ング用の厚さ１５ｃｍの平形の超伝導コイル集合体磁石
について述べられ、また不均一度が１０ｐｐｍで、磁界
の強さが０．５テスラの、直径２０ｃｍの球形のイメー
ジング容積を持ち、このイメージング容積が磁石の外側
にある、台下または壁後ろの超伝導磁石について述べら
れている。しかし、このような設計は開示されていな
い。
【０００４】公知の超伝導磁石には、磁石の内腔（ｂｏ
ｒｅ）の球形イメージング容積の中に高磁界を発生する
ために第１の方向に等しい電流を通す１つ以上の主コイ
ルが縦方向に間隔を置いて配置された管状の超伝導コイ
ル集合体を有する超伝導磁石が含ある。超伝導コイル集
合体内には主コイルの半径方向内側でその近傍に補正コ
イルを配置して、磁石のシミング（シム調整）を行うこ
とにより、製造許容差や磁石の磁界に対する現場の妨害
によって生じる僅かな磁界の不均一度を補正することが
できる。各補正コイルは、主コイルを通る電流とは逆の
方向を含む任意の必要な方向に、異なる小さい電流を通
す。また超伝導コイル集合体の中に遮蔽コイルも配置し
て、主コイルによって発生されて主コイルを取り囲む高
磁界が磁石近傍の電子装置と相互に悪影響を及ぼさない
ようにすることができる。このような遮蔽コイルは、主
コイルを通る電流とアンペア数がほぼ等しい電流を逆方
向に通すもので、主コイルの半径方向外側に配置され
る。
【０００５】イメージングすべき人体の特定の部位に一
層正確に適合するように（大きさおよび／または形状
が）修正されたイメージング容積を持つ比較的安価な超
伝導ＭＲＩ磁石が必要とされている。
【０００６】
【発明の目的】本発明の目的は、胸部または乳房のイメ
ージング用に修正されたイメージング容積を持つコンパ
クトな超伝導ＭＲＩ磁石を提供することである。
【０００７】
【発明の概要】本発明の平形磁気共鳴イメージング（Ｍ
ＲＩ）磁石は、超伝導コイル集合体を有する。コイル集
合体は、ほぼドーナツ形のハウジング、主コイル組およ
び補助コイル組を含む。ハウジングは、磁石の内腔を取
り囲み、かつ縦方向の軸を持つ。ハウジングはまた、縦
方向の軸の方を向いた第１の円周状外側表面、および第
１の円周状外側表面から半径方向に隔たって配置され
た、縦方向の軸から離れる方向を向いた第２の円周状外
側表面を持つ。ハウジングは更に、縦方向に相隔たって
配置された、互いにほぼ反対の方を向いた第１および第
２の環状外側表面を持つ。ハウジングの第１および第２
の円周状外側表面の間の半径方向の厚さは、第１および
第２の環状外側表面の間の縦方向の厚さより大きい。主
コイル組は縦方向の軸とほぼ同軸に整列していて、半径
方向において第２の円周状外側表面の方に近くなるよう
にハウジングの中に配置されている。主コイル組は、第
１の方向に電流を通す第１の環状の超伝導性の主コイル
を含む。補助コイル組は縦方向の軸とほぼ同軸に整列し
ていて、半径方向において第１の円周状外側表面の方に
近くなるようにハウジングの中に配置され、かつ主コイ
ル組から半径方向に隔たって配置されている。補助コイ
ル組は、半径方向に相隔たって隣接して配置された（縦
方向の軸からの半径方向の距離が小さくなる順に）第
１、第２および第３の環状の超伝導性の補助コイルを含
む。第２の補助コイルは、第１の方向に電流を通す。第
１および第３の補助コイルは各々、第１の方向とは逆の
方向に電流を通す。
【０００８】代表的な実施の態様では、第１の主コイル
が縦方向において第１および第２の環状外側表面の内の
一方に近くなるように配置され、主コイル組が更に、第
１の主コイルの半径方向内側で第１の主コイルから半径
方向に隔たって隣接して配置された第２の主コイルを含
み、そして第１、第２および第３の補助コイルの各々が
縦方向において第１および第２の環状外側表面の内の上
記一方に近くなるように配置される。
【０００９】本発明からいくつかの利益と利点が得られ
る。従来の磁界分析を使用して、基本的な主コイル組お
よび補助コイル組を有する本発明のコンパクトな平形Ｍ
ＲＩ磁石を設計することにより、ハウジングの縦方向の
厚さより大きい直径を持つほぼ球形のイメージング容積
内に不均一度の小さい高磁界が作成される。本発明の代
表的な実施の態様では、従来の磁界分析を使用して、イ
メージング容積の設計を行うことにより、第１および第
２の環状外側表面の内の上記一方を超えて縦方向に伸び
るほぼ楕円体形のイメージング容積が作られる。特に楕
円体形のイメージング容積の場合、このようにハウジン
グの環状外側表面を超えてイメージング容積を延長する
ことにより、胸部または乳房のようなイメージングすべ
き人体の種々の部位の大きさおよび形状に一層適合する
イメージング容積が得られる。
【００１０】
【詳しい説明】本発明の好ましい２つの実施例を示す図
面を参照して説明する。図面全体を通じて同じ参照符号
は同じ素子を表す。図１および図２は本発明の平形磁気
共鳴イメージング（ＭＲＩ）磁石１０の第１の実施例を
示す。磁石１０は超伝導コイル集合体１２を有する。超
伝導コイル集合体１２は、内腔１６を取り囲み、かつ縦
方向の軸１８を持つほぼドーナツ形のハウジング１４を
含む。ハウジング１４はまた、軸１８の方を向いた第１
の円周状外側表面２０、および半径方向に隔たって配置
された、軸１８から離れる方向を向いた第２の円周状外
側表面２２を持っている。ハウジング１４は更に、縦方
向に相隔たって配置された、互いにほぼ反対の方を向い
ている第１および第２の環状外側表面２４および２６を
持つ。ハウジングの第１および第２の円周状外側表面２
０および２２の間の半径方向の厚さは、第１および第２
の環状外側表面２４および２６の間の縦方向の厚さより
大きい。半径方向の厚さは縦方向の厚さのほぼ４倍以上
であることが好ましい。図１および図２に示されるよう
に、このような平形磁石１０は比較的平らなリング状の
形になっている。
【００１１】超伝導コイル集合体１２はまた、軸１８と
ほぼ同軸に整列していて、半径方向において第２の円周
状外側表面２２の方に近くなるようにハウジング１４の
中に配置された主コイル組２８を含む。主コイル組２８
は、第１の方向に電流を通すほぼ環状の超伝導性の第１
の主コイル３０を含む。第１の方向とは、僅かな縦方向
成分を無視した、軸１８を中心とした時計方向または反
時計方向のいずれか一方の方向と定義される。主コイル
組２８はまた、第１の主コイル３０の半径方向内側で第
１の主コイル３０から半径方向に隔たって隣接して配置
された第２の主コイル３２を含むことが好ましい。第２
の主コイル３２（および任意の付加的な主コイル）は、
第１の方向に（すなわち、第１の主コイル３０の電流と
同じ方向に）電流を通す。主コイル３０および３２は、
ハウジングに取り付けられたコイル枠に支持される（こ
のようなコイル枠および付属品は従来のものであり、図
示されていない）。
【００１２】主コイル組２８は軸１８とほぼ同軸に整列
し、半径方向において第２の円周状外側表面２２の方に
近くなるようにハウジング１４の中に配置されると述べ
たことに注意すべきである。コイル組の各コイルが軸と
ほぼ同軸に整列し、かつ半径方向において２つの相隔た
る表面の内の他方よりも一方の表面の方に近づけてハウ
ジング内に配置されるとき、前述のように、そのコイル
組は「軸とほぼ同軸に整列していて、半径方向において
上記２つの相隔たる表面の内の一方の表面の方に近くな
るようにハウジング内に配置される」と言われる。した
がって、第１および第２の主コイル３０および３２の各
々は、軸１８とほぼ同軸に整列していて、半径方向にお
いて第１の円周状外側表面２０より第２の円周状外側表
面２２の方に近くなるようにハウジング１４の中に配置
される。
【００１３】第２の主コイル３２は第１の主コイル３０
から半径方向に隔たって隣接して配置されると述べたこ
とにも注意すべきである。半径方向に第２のコイルから
隔たって第１のコイルが配置され、半径方向において第
１のコイルと第２のコイルとの間に他のコイルが配置さ
ていないとき、第１のコイルは第２のコイルから「半径
方向に隔たって隣接して配置される」と言われる。換言
すれば、第１のコイルと第２のコイルとの間の半径方向
の線（すなわち、縦軸１８に垂直に引かれた線）が他の
コイルと交差しない。
【００１４】第１の環状外側表面２４と第２の環状外側
表面２６との間で縦方向に第１の主コイル３０を動かす
ことによって形成される空間内では、第１の主コイル３
０が単独である（すなわち、唯一のコイルである）こと
が好ましい。同様に、第１の環状外側表面２４と第２の
環状外側表面２６との間で縦方向に第２の主コイル３２
を動かすことによって形成される空間内では、第２の主
コイル３２が単独である（すなわち、唯一のコイルであ
る）ことが好ましい。このような構成により、ハウジン
グ１４は比較的薄い（すなわち、ハウジング１４は半径
方向の厚さに比べて縦方向の厚さが比較的小さい）形状
を持つ。
【００１５】超伝導コイル集合体１２は更に、軸１８と
ほぼ同軸に整列していて、半径方向において第１の円周
状外側表面２０の方に近くなるようにハウジング１４の
中に配置され、かつ主コイル組２８から半径方向に隔た
って配置されている補助コイル組３４を含む。補助コイ
ル組３４は、半径方向に相隔たって隣接して配置された
（軸１８からの半径方向の距離が小さくなる順に）第
１、第２、および第３のほぼ環状の超伝導性の補助コイ
ル３６、３８および４０を含む。１つのコイル組の各コ
イルが他のコイル組の各コイルから半径方向に隔たって
配置されるとき、１つのコイル組が別のコイル組から半
径方向に隔たって配置されると言われる。第２の補助コ
イル３８は、第１の方向に（すなわち、第１および第２
の主コイル３０および３２の各々を通る電流と同じ方向
に）電流を通す。第１および第３の補助コイル３６およ
び４０の各々は、第１の方向とは逆の方向に電流を通
す。
【００１６】第１および第２の主コイル３０および３
２、ならびに第１、第２および第３の補助コイル３６、
３８および４０の電流はアンペア数がほぼ等しくなるよ
うにするのが好ましい。図２に示すように、本発明の第
１の実施例では、主コイル３０および３２のすべて、な
らびに補助コイル３６、３８および４０のすべては縦方
向に第１の環状外側表面２４と第２の環状外側表面２６
とのほぼ中間に配置されている。
【００１７】主コイルおよび補助コイルの各々は通常、
コイルの縦方向の厚さ（縦方向の範囲）および半径方向
の厚さ（半径方向の範囲）が超伝導線または超伝導テー
プの対応する寸法よりずっと大きくなるように超伝導線
または超伝導テープを巻装することにより構成される。
半径方向において他方の主コイルに比べて軸１８に近い
方の主コイルは、縦方向の厚さが他方の主コイルの縦方
向の厚さに等しいか又はそれより小さく、半径方向の厚
さが他方の主コイルの半径方向の厚さより小さいことが
好ましい。したがって、第２の主コイル３２は、縦方向
の厚さが第１の主コイル３０の縦方向の厚さ以下であ
り、半径方向の厚さが第１の主コイル３０の半径方向の
厚さより小さいことが好ましい。同様に、半径方向にお
いて他方の補助コイルに比べて軸１８に近い方の補助コ
イルは、縦方向の厚さが他方の補助コイルの縦方向の厚
さより小さく、半径方向の厚さが他方の補助コイルの半
径方向の厚さより小さいことが好ましい。したがって、
第３の補助コイル４０は、縦方向の厚さが第２の補助コ
イル３８の縦方向の厚さより小さく、半径方向の厚さが
第２の補助コイル３８の半径方向の厚さより小さいこと
が好ましく、また第２の補助コイル３８は、縦方向の厚
さが第１の補助コイル３６の縦方向の厚さより小さく、
半径方向の厚さが第１の補助コイル３６の半径方向の厚
さより小さいことが好ましい。
【００１８】第１の環状外側表面２４と第２の環状外側
表面２６とのほぼ縦方向中間で軸１８上に中心を持つ
（図２に点線の円で示してある）ほぼ球形のイメージン
グ容積４２を有するように、本発明者は磁石１０を設計
した（このような設計については、以下説明する）。球
形イメージング容積４２は、磁界がほぼ０．５テスラ、
ピークピーク磁界不均一度の設計値が１１ｐｐｍより小
さく、直径がほぼ１０ｃｍとなるように設計された。当
業者には明らかなように、従来の磁界解析と共に、本発
明の第１の実施例の原理を使用して、このような設計が
本発明者により行われた。磁石１０は、従来通り典型的
な二段の低温冷却器コールドヘッドを使用して低温冷却
器により冷却され、そして従来通り熱遮蔽体を使用して
真空エンクロージャであるハウジング１４の中に収容さ
れた。このような低温冷却器のよる冷却および熱遮蔽体
は従来通りのものであるので、図示していない。熱遮蔽
体は銅線複合物から作ることができ、真空エンクロージ
ャは繊維強化エポキシ樹脂から作ることができ、ステン
レス鋼テープ蒸気障壁は真空エンクロージャ内に巻装す
ることができ、そして熱遮蔽体と真空エンクロージャと
の間に多層絶縁体を配置することができる。
【００１９】設計された磁石１０のハウジング１４の第
１の円周状外側表面２０の直径はほぼ２２ｃｍであり、
半径方向の厚さはほぼ３９ｃｍであり、縦方向の厚さは
ほぼ７ｃｍであった。第１および第２の主コイル３０お
よび３２、ならびに第１、第２および第３の補助コイル
３６、３８および４０は各々、縦方向の中心がほぼ第１
の環状外側表面２４と第２の環状外側表面２６との間の
真中にあり、各コイルはほぼ１０ケルビンの温度で幅が
ほぼ０．１２インチで、厚さがほぼ０．０１インチのＮ
ｂ−Ｓｎ超伝導テープで構成され、電流のアンペア数は
ほぼ１５０アンペアであった。第１の主コイル３０は縦
方向にほぼ５．０ｃｍ延在し、半径方向にほぼ７．５ｃ
ｍ延在し、軸１８から半径方向にほぼ４２．５ｃｍのと
ころに配置され、ほぼ８６００ｍの超伝導テープで構成
された。第２の主コイル３２は縦方向にほぼ５．０ｃｍ
延在し、半径方向にほぼ２．５ｃｍ延在し、軸１８から
半径方向にほぼ３８．９ｃｍのところに配置され、ほぼ
２６００ｍの超伝導テープで構成された。第１の補助コ
イル３６は縦方向にほぼ５．０ｃｍ延在し、半径方向に
ほぼ３．２ｃｍ延在し、軸１８から半径方向にほぼ２
０．３ｃｍのところに配置され、ほぼ１８００ｍの上記
テープで構成された。第２の補助コイル３８は縦方向に
ほぼ３．０ｃｍ延在し、半径方向にほぼ２．０ｃｍ延在
し、軸１８から半径方向にほぼ１４．６ｃｍのところに
配置され、ほぼ５００ｍの超伝導テープで構成された。
第３の補助コイル４０は縦方向にほぼ２．４ｃｍ延在
し、半径方向にほぼ０．８ｃｍ延在し、軸１８から半径
方向にほぼ１３．１ｃｍのところに配置され、ほぼ１２
０ｍの超伝導テープで構成された。
【００２０】独自の補助コイル組と主コイル組との磁気
相互作用のために、設計された磁石１０は球形のイメー
ジング容積の直径（１０ｃｍ）がハウジングの縦方向の
厚さ（７ｃｍ）より大きい。これにより、直径がハウジ
ングの縦方向の厚さより小さい従来の球形のイメージン
グ容積に比べて、胸部または乳房のイメージングが改善
されることがわかる。
【００２１】図３に示される本発明の第２の実施例で
は、平形の磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ）磁石４４が
図２に示された第１の実施例の磁石１０に類似している
ことがわかる。この場合、主コイル組４６は、第１、第
２および第３の主コイル４８、５０および５２を含む。
主コイルの数は、コイルに使用される超伝導体の臨界電
流密度と共に、磁石の磁界の所望の強さによって決ま
る。付加的なコイルを充分に付加することにより、ほぼ
球形のイメージング容積がほぼ楕円体形のイメージング
容積となる。磁石４４は（図３に点線の円で示されてい
る）楕円体形のイメージング容積６０を有する。このイ
メージング容積６０は、中心がほぼ縦方向の軸６２上に
あり、ハウジング６４の縦方向の厚さより縦方向に広
い。
【００２２】第２の実施例では、第１の主コイル４８、
ならびに第１、第２および第３の補助コイル５４、５６
および５８は各々、縦方向において第１の環状外側表面
６６の方に近くなるように配置される。このようなコイ
ルを縦方向にずらすことにより、楕円体形のイメージン
グ容積６０は第２の環状外側表面６８でなく第１の環状
外側表面６６を超えて更に縦方向に伸びる。このような
縦方向にずらされた楕円体形のイメージング容積６０
は、従来のＭＲＩ磁石の従来の球形のイメージング容積
に比べて、胸部または乳房のイメージングにより適した
形と位置を持つ。第２の実施例の場合、図３に示すよう
に、補助コイル組７０は更に第４および第５の補助コイ
ル７２および７４も含むことに注意されたい。当業者に
は理解されるように、従来の磁界解析と共に、本明細書
で前に開示した本発明の第２の実施例の原理を使用する
ことにより、ハウジング６４の縦方向の厚さより縦方向
に広い特定の縦方向にずれた楕円体形のイメージング容
積を有する磁石４４を数学的に設計することができる。
【００２３】最近の研究によれば、ＭＲＩイメージング
に造影剤Ｇｄ−ＤＴＰＡを使用することにより、Ｘ線乳
房撮影に比べて乳房病巣のより良い検出と特徴付けが得
られることが判明している。本発明の磁石１０および４
４は、従来のＭＲＩ磁石のイメージング容積より乳房の
病変のイメージングに一層適合した修正イメージング容
積を有する平形ＭＲＩ磁石設計を提供する。更に、本発
明の磁石では、ＭＲＩ案内生検の間およびＭＲＩイメー
ジングの間の患者および医者の接近が改善される。
【００２４】熟練した当業者には知られているように、
実際にＭＲＩイメージングを行うために、従来の勾配コ
イル、無線周波（ＲＦ）コイルおよびＲＦ遮蔽体を設計
し、磁石１０および４４に動作接続しなければならな
い。本発明の好ましい実施例の上記の説明は、例示のた
めのものであり、全てを網羅したものはで無く、また開
示された細部に本発明を限定するものでもない。上記の
教示を参考にして多数の変形および変更を行えることは
明らかである。たとえば、本発明の磁石の超伝導コイル
集合体は低温冷却器冷却式のものに限定されず、液体ヘ
リウム（または他の冷却剤）冷却式のものであってもよ
い。本発明の範囲は特許請求の範囲によって規定され
る。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明による平形ＭＲＩ磁石の斜視図である。
【図２】コイル集合体ハウジングの縦方向の厚さより大
きい直径を持つ球形のイメージング容積を形成するよう
に設計された磁石コイルの第１の好ましい構成を示す、
図１のＭＲＩ磁石の概略断面図である。
【図３】縦方向にコイル集合体ハウジングの一方の環状
外側表面を超えて伸びる楕円体形のイメージング容積を
形成するように設計された磁石コイルの第２の好ましい
構成を示す、図１のＭＲＩ磁石の概略断面図である。
【符号の説明】
１０ 平形ＭＲＩ磁石 １４ コイルハウジング １６ 内腔 １８ 縦方向の軸 ２０ 第１の円周状外側表面 ２２ 第２の円周状外側表面 ２４ 第１の環状外側表面 ２６ 第２の環状外側表面 ２８ 主コイル組 ３０ 第１の主コイル ３２ 第２の主コイル ３４ 補助コイル組 ３６ 第１の補助コイル ３８ 第２の補助コイル ４０ 第３の補助コイル ４２ 球形のイメージング容積 ４８ 第１の主コイル４８ ５４ 第１の補助コイル ５６ 第２の補助コイル ５８ 第３の補助コイル ６６ 第１の環状外側表面 ６８ 第２の環状外側表面
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (72)発明者 エバンゲロス・トリフォン・ラスカリス アメリカ合衆国、ニューヨーク州、スケ ネクタデイ、クリムゾン・オーク・コー ト、15番 (56)参考文献 特開 昭60−244006（ＪＰ，Ａ) 国際公開93／021645（ＷＯ，Ａ１) 欧州特許679900（ＥＰ，Ｂ１) 米国特許5428292（ＵＳ，Ａ) (58)調査した分野(Int.Cl.7，ＤＢ名) A61B 5/055

Claims (10)

    (57)【特許請求の範囲】
  1. 【請求項１】 超伝導コイル集合体を有する平形磁気共
    鳴イメージング磁石に於いて、上記超伝導コイル集合体
    が、 （ａ）内腔を取り囲み、かつ縦方向の軸を持つほぼドー
    ナツ形のハウジングであって、上記軸の方を向いた第１
    の円周状外側表面および半径方向に隔たって配置され
    た、上記軸から離れる方向を向いた第２の円周状の外側
    表面を持つと共に、縦方向に相隔たって配置された、互
    いにほぼ反対の方を向いた第１および第２の環状外側表
    面を持ち、上記第１および第２の円周状外側表面の間の
    半径方向の厚さが上記第１および第２の環状外側表面の
    間の縦方向の厚さより大きいほぼドーナツ形のハウジン
    グ、 （ｂ）上記軸とほぼ同軸に整列していて、半径方向にお
    いて上記第２の円周状外側表面の方に近くなるように上
    記ハウジングの中に配置されている主コイル組であっ
    て、第１の方向に電流を通す第１のほぼ環状の超伝導性
    の主コイルを含む主コイル組、および （ｃ）上記軸とほぼ同軸に整列していて、半径方向にお
    いて上記第１の円周状外側表面の方に近くなるように上
    記ハウジングの中に配置され、かつ上記主コイル組から
    半径方向に隔たって配置されている補助コイル組であっ
    て、半径方向に隔たって隣接して配置された、上記軸か
    らの半径方向の距離が小さくなる順に配列された第１、
    第２および第３のほぼ環状の超伝導性の補助コイルを含
    み、上記第２の補助コイルが上記第１の方向に電流を通
    し、上記第１および第３の補助コイルの各々が上記第１
    の方向とは逆の方向に電流を通す補助コイル組を含んで
    おり、 （ｄ）上記第１の主コイル及び上記補助コイル組が縦方
    向において上記第１および第２の環状外側表面の内の一
    方に近くなるように配置されている ことを特徴とする平
    形磁気共鳴イメージング磁石。
  2. 【請求項２】 上記半径方向の厚さが上記縦方向の厚さ
    のほぼ４倍以上である請求項１記載の平形磁気共鳴イメ
    ージング磁石。
  3. 【請求項３】 上記第１の主コイルならびに上記第１、
    第２および第３の補助コイルを通る上記電流のアンペア
    数がほぼ等しい請求項１記載の平形磁気共鳴イメージン
    グ磁石。
  4. 【請求項４】 上記第１の環状外側表面と第２の環状外
    側表面との間で縦方向に上記第１の主コイルを動かすこ
    とによって形成される空間内で、上記第１の主コイルが
    単独である請求項１記載の平形磁気共鳴イメージング磁
    石。
  5. 【請求項５】 上記補助コイル組がさらに第４および第
    ５の補助コイルを含んでいる請求項１記載の平形磁気共
    鳴イメージング磁石。
  6. 【請求項６】 上記第１、第２および第３の補助コイル
    の各々が縦方向において上記第１および第２の環状外側
    表面の内の上記一方に近くなるように配置されている請
    求項１記載の平形磁気共鳴イメージング磁石。
  7. 【請求項７】 上記主コイル組が、上記第１の主コイル
    の半径方向内側で上記第１の主コイルから半径方向に隔
    たって隣接して配置された第２の主コイルを含み、上記
    第２の主コイルが上記第１の方向に電流を通す請求項４
    記載の平形磁気共鳴イメージング磁石。
  8. 【請求項８】 上記第１および第２の主コイルならびに
    上記第１、第２および第３の補助コイルの通す上記電流
    のアンペア数がほぼ等しい請求項７記載の平形磁気共鳴
    イメージング磁石。
  9. 【請求項９】 上記第１の環状外側表面と上記第２の環
    状外側表面との間で縦方向に上記第２の主コイルを動か
    すことによって形成される空間内で、上記第２の主コイ
    ルが単独である請求項７記載の平形磁気共鳴イメージン
    グ磁石。
  10. 【請求項１０】 上記ハウジングは、上記第１の円周状
    外側表面の直径がほぼ２２ｃｍであり、上記半径方向の
    厚さがほぼ３９ｃｍであり、上記縦方向の厚さがほぼ７
    ｃｍである真空エンクロージャであり、上記第１および
    第２の主コイルならびに上記第１、第２および第３の補
    助コイルは各々、縦方向の中心がほぼ上記第１の環状外
    側表面と上記第２の環状外側表面との間の真中にあり、
    各コイルはほぼ１０ケルビンの温度で幅がほぼ０．１２
    インチ（３．０５ｍｍ）で、厚さがほぼ０．０１インチ
    （０．２５４ｍｍ）のＮｂ−Ｓｎ超伝導テープで構成さ
    れ、電流のアンペア数がほぼ１５０アンペアであり、上
    記第１の主コイルは縦方向にほぼ５．０ｃｍ延在し、半
    径方向にほぼ７．５ｃｍ延在し、上記軸から半径方向に
    ほぼ４２．５ｃｍのところに配置され、ほぼ８６００ｍ
    の上記テープで構成され、上記第２の主コイルは縦方向
    にほぼ５．０ｃｍ延在し、半径方向にほぼ２．５ｃｍ延
    在し、上記軸から半径方向にほぼ３８．９ｃｍのところ
    に配置され、ほぼ２６００ｍの上記テープで構成され、
    上記第１の補助コイルは縦方向にほぼ５．０ｃｍ延在
    し、半径方向にほぼ３．２ｃｍ延在し、上記軸から半径
    方向にほぼ２０．３ｃｍのところに配置され、ほぼ１８
    ００ｍの上記テープで構成され、上記第２の補助コイル
    は縦方向にほぼ３．０ｃｍ延在し、半径方向にほぼ２．
    ０ｃｍ延在し、上記軸から半径方向にほぼ１４．６ｃｍ
    のところに配置され、ほぼ５００ｍの上記テープで構成
    され、そして上記第３の補助コイルは縦方向にほぼ２．
    ４ｃｍ延在し、半径方向にほぼ０．８ｃｍ延在し、上記
    軸から半径方向にほぼ１３．１ｃｍのところに配置さ
    れ、ほぼ１２０ｍの上記テープで構成されており、これ
    により、上記第１の環状外側表面と上記第２の環状外側
    表面とのほぼ縦方向中間で上記軸の上に中心を持つほぼ
    球形のイメージング容積であって、磁界がほぼ０．５テ
    スラで、ピークピーク磁界不均一度の設計値が１１ｐｐ
    ｍより小さく、直径がほぼ１０ｃｍであるほぼ球形のイ
    メージング容積が形成される請求項９記載の平形磁気共
    鳴イメージング磁石。
JP09573195A 1994-04-29 1995-04-21 平形磁気共鳴イメージング磁石 Expired - Fee Related JP3527313B2 (ja)

Applications Claiming Priority (2)

Application Number Priority Date Filing Date Title
US08/237,516 US5428292A (en) 1994-04-29 1994-04-29 Pancake MRI magnet with modified imaging volume
US237516 1999-01-26

Publications (2)

Publication Number Publication Date
JPH0838455A JPH0838455A (ja) 1996-02-13
JP3527313B2 true JP3527313B2 (ja) 2004-05-17

Family

ID=22894055

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
JP09573195A Expired - Fee Related JP3527313B2 (ja) 1994-04-29 1995-04-21 平形磁気共鳴イメージング磁石

Country Status (4)

Country Link
US (1) US5428292A (ja)
EP (1) EP0679900B1 (ja)
JP (1) JP3527313B2 (ja)
DE (1) DE69532220T2 (ja)

Families Citing this family (35)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
EP0766094B1 (de) * 1995-09-28 2002-05-29 Siemens Aktiengesellschaft Magnetanordnung für ein diagnostisches Magnetresonanzgerät
US5818319A (en) * 1995-12-21 1998-10-06 The University Of Queensland Magnets for magnetic resonance systems
EP0852016A1 (en) * 1996-07-01 1998-07-08 Koninklijke Philips Electronics N.V. Mr imaging apparatus
US5900793A (en) * 1997-07-23 1999-05-04 Odin Technologies Ltd Permanent magnet assemblies for use in medical applications
US6150911A (en) * 1996-07-24 2000-11-21 Odin Technologies Ltd. Yoked permanent magnet assemblies for use in medical applications
US5744960A (en) * 1996-08-08 1998-04-28 Brigham And Women's Hospital Planar open magnet MRI system
US5721523A (en) * 1996-08-26 1998-02-24 General Electric Company Compact MRI superconducting magnet
US5677630A (en) * 1996-10-21 1997-10-14 General Electric Company Planar superconducting MRI magnet
IL119558A (en) 1996-11-04 2005-11-20 Odin Technologies Ltd Multi-probe mri/mrt system
US5914600A (en) * 1997-06-04 1999-06-22 Brigham And Women's Hospital Planar open solenoidal magnet MRI system
US6411187B1 (en) 1997-07-23 2002-06-25 Odin Medical Technologies, Ltd. Adjustable hybrid magnetic apparatus
US6157278A (en) * 1997-07-23 2000-12-05 Odin Technologies Ltd. Hybrid magnetic apparatus for use in medical applications
US6084497A (en) * 1997-08-05 2000-07-04 The University Of Queensland Superconducting magnets
AU9364698A (en) 1997-09-25 1999-04-12 Odin Technologies Ltd. Magnetic apparatus for mri
US6002255A (en) * 1997-11-20 1999-12-14 Brigham & Women's Hospital Planar open magnet MRI system having active target field shimming
AU2438799A (en) * 1998-02-09 1999-08-23 Odin Medical Technologies Ltd A method for designing open magnets and open magnetic apparatus for use in mri/mrt probes
US6208143B1 (en) 1998-04-10 2001-03-27 The Board Of Trustee Of The Leland Stanford Junior University Biplanar homogeneous field electromagnets and method for making same
AUPQ198899A0 (en) * 1999-08-03 1999-08-26 University Of Queensland, The A method of magnet design and magnet configuration
EP1074852B1 (en) * 1999-08-03 2006-12-13 NMR Holdings No. 2 Pty Limited Method for designing a superconducting magnet
US6467157B1 (en) * 2000-01-26 2002-10-22 Odin Technologies, Ltd. Apparatus for construction of annular segmented permanent magnet
GB0007018D0 (en) * 2000-03-22 2000-05-10 Akguen Ali Magnetic resonance imaging apparatus and method
DE10041672C2 (de) * 2000-08-24 2002-07-11 Bruker Ag Faellanden Magnetanordnung mit einem zusätzlichen stromführenden Spulensystem und Verfahren zu deren Dimensionierung
US6700468B2 (en) * 2000-12-01 2004-03-02 Nmr Holdings No. 2 Pty Limited Asymmetric magnets for magnetic resonance imaging
US6633215B2 (en) 2001-05-01 2003-10-14 Ge Medical Systems Global Technology Company, Llc Superconducting magnetic resonance imaging magnet assembly and method with reverse wire channel orientation
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
US6831463B1 (en) 2003-06-20 2004-12-14 Brigham And Women's Hospital Ferrorefraction MRI system having two orthogonal remote field polarization axes
JP2007512039A (ja) * 2003-10-30 2007-05-17 コーニンクレッカ フィリップス エレクトロニクス エヌ ヴィ 可変視界磁石を有するｍｒｉシステム
US6965236B2 (en) * 2003-11-20 2005-11-15 Ge Medical Systems Global Technology Co., Llc MRI system utilizing supplemental static field-shaping coils
US20060080683A1 (en) * 2004-10-12 2006-04-13 Majid Anwar Mechanism to circumvent restrictions of pre-written code components
US20060080680A1 (en) * 2004-10-12 2006-04-13 Majid Anwar Platform independent dynamic linking
US20060080681A1 (en) * 2004-10-12 2006-04-13 Majid Anwar Mechanism to extend functionality in a restricted computing environment
GB2445759A (en) * 2006-11-28 2008-07-23 Inst Of Food Res Magnetic resonance imaging scanner
GB0625600D0 (en) * 2006-12-21 2007-01-31 Oxford Instr Plc Magnetic field generating system and method
IT1396080B1 (it) 2009-10-19 2012-11-09 Fond Istituto Italiano Di Tecnologia Complesso magnetico aperto, particolarmente per la formazione di immagini per risonanza magnetica.
GB201313392D0 (en) * 2013-07-26 2013-09-11 Mcdougall Ian L Conductor for superconducting magnets

Family Cites Families (19)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US4581580A (en) * 1983-12-14 1986-04-08 General Electric Company Intentionally non-orthogonal correction coils for high-homogeneity magnets
JPS60227403A (ja) * 1984-04-26 1985-11-12 Yokogawa Hokushin Electric Corp 磁場発生用コイル
GB8410972D0 (en) * 1984-04-30 1984-06-06 Oxford Magnet Tech Magnet assembly
US4506247A (en) * 1984-05-23 1985-03-19 General Electric Company Axisymmetric correction coil system for NMR magnets
US4509030A (en) * 1984-07-05 1985-04-02 General Electric Company Correction coil assembly for NMR magnets
US4500860A (en) * 1984-07-05 1985-02-19 General Electric Company Winding support and method for NMR magnet axisymmetric correction coils
US4523166A (en) * 1984-10-19 1985-06-11 General Electric Company Optimal field inhomogeneity correction coil operation for NMR magnets
GB8500248D0 (en) * 1985-01-04 1985-02-13 Oxford Magnet Tech Solenoids
JPS62117541A (ja) * 1985-11-18 1987-05-29 株式会社東芝 磁気共鳴イメ−ジング装置
US4724412A (en) * 1987-08-03 1988-02-09 General Electric Company Method of determining coil arrangement of an actively shielded magnetic resonance magnet
JPS6458247A (en) * 1987-08-29 1989-03-06 Fuji Electric Co Ltd Uniform magnetic field coil
US4924198A (en) * 1988-07-05 1990-05-08 General Electric Company Superconductive magnetic resonance magnet without cryogens
GB8912601D0 (en) * 1989-06-01 1989-07-19 Oxford Magnet Tech Magnetic field generating apparatus
US4986078A (en) * 1989-08-17 1991-01-22 General Electric Company Refrigerated MR magnet support system
US5006804A (en) * 1989-12-04 1991-04-09 General Electric Company Method of optimizing shim coil current selection in magnetic resonance magnets
US5117188A (en) * 1990-10-29 1992-05-26 General Atomics Quasi-open magnet configuration for use in magnetic resonance imaging
US5359310A (en) * 1992-04-15 1994-10-25 Houston Advanced Research Center Ultrashort cylindrical shielded electromagnet for magnetic resonance imaging
US5382904A (en) * 1992-04-15 1995-01-17 Houston Advanced Research Center Structured coil electromagnets for magnetic resonance imaging and method for fabricating the same
US5291169A (en) * 1992-11-02 1994-03-01 General Electric Company Open architecture magnetic resonance imaging superconducting magnet assembly

Also Published As

Publication number Publication date
DE69532220D1 (de) 2004-01-15
EP0679900A1 (en) 1995-11-02
EP0679900B1 (en) 2003-12-03
US5428292A (en) 1995-06-27
DE69532220T2 (de) 2004-09-16
JPH0838455A (ja) 1996-02-13

Similar Documents

Publication Publication Date Title
JP3527313B2 (ja) 平形磁気共鳴イメージング磁石
JP3527310B2 (ja) 開放形磁気共鳴イメージング磁石
JP3706658B2 (ja) オーバショルダ形の磁気共鳴イメージング磁石
JP3673556B2 (ja) 超伝導遮蔽体を設けた開放型磁気共鳴イメージング磁石
US5677630A (en) Planar superconducting MRI magnet
JP3711659B2 (ja) 開放形磁気共鳴作像磁石
JP3631533B2 (ja) 磁気共鳴イメージング磁石
JP3556948B2 (ja) 磁気共鳴イメージング用の円錐台形磁石
US5570073A (en) NMR slice coil
US5721523A (en) Compact MRI superconducting magnet
JPH07213506A (ja) 核スピン共鳴トモグラフィ装置
JPH09182730A (ja) 開放形磁気共鳴作像磁石
GB2243218A (en) Superconducting NMR magnet system
EP0770882B1 (en) Open MRI superconductive magnet with cryogenic-fluid cooling
US20050110491A1 (en) MRI System Utilizing Supplemental Static Field-Shaping Coils
US5568110A (en) Closed MRI magnet having reduced length
US5594401A (en) Closed superconductive magnet with uniform imaging volume
US5568102A (en) Closed superconductive magnet with homogeneous imaging volume
US7230426B2 (en) Split-shield gradient coil with improved fringe-field
US4833433A (en) Magnet system for nuclear spin tomography having superconducting coils and a cold shield
EP1051636A1 (en) Magnetic resonance imaging system
US7538648B2 (en) MRT device
EP0826978A1 (en) Closed MRI magnet having compact design
JPH0438931A (ja) 核磁気共鳴装置

Legal Events

Date Code Title Description
A521 Written amendment

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A523

Effective date: 20031210

TRDD Decision of grant or rejection written
A01 Written decision to grant a patent or to grant a registration (utility model)

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A01

Effective date: 20040127

A61 First payment of annual fees (during grant procedure)

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A61

Effective date: 20040219

R150 Certificate of patent or registration of utility model

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R150

R250 Receipt of annual fees

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250

FPAY Renewal fee payment (event date is renewal date of database)

Free format text: PAYMENT UNTIL: 20090227

Year of fee payment: 5

FPAY Renewal fee payment (event date is renewal date of database)

Free format text: PAYMENT UNTIL: 20090227

Year of fee payment: 5

FPAY Renewal fee payment (event date is renewal date of database)

Free format text: PAYMENT UNTIL: 20100227

Year of fee payment: 6

FPAY Renewal fee payment (event date is renewal date of database)

Free format text: PAYMENT UNTIL: 20100227

Year of fee payment: 6

FPAY Renewal fee payment (event date is renewal date of database)

Free format text: PAYMENT UNTIL: 20110227

Year of fee payment: 7

FPAY Renewal fee payment (event date is renewal date of database)

Free format text: PAYMENT UNTIL: 20120227

Year of fee payment: 8

FPAY Renewal fee payment (event date is renewal date of database)

Free format text: PAYMENT UNTIL: 20130227

Year of fee payment: 9

FPAY Renewal fee payment (event date is renewal date of database)

Free format text: PAYMENT UNTIL: 20130227

Year of fee payment: 9

FPAY Renewal fee payment (event date is renewal date of database)

Free format text: PAYMENT UNTIL: 20140227

Year of fee payment: 10

R250 Receipt of annual fees

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250

LAPS Cancellation because of no payment of annual fees