JP3706658B2 - オーバショルダ形の磁気共鳴イメージング磁石 - Google Patents
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Description
【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し、更に詳しくは人体の特定の部位たとえば脳を安価にイメージングするためのコンパクトな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および低温冷却器で冷却される超伝導磁石が含まれる。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は超伝導主コイルを含み、超伝導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ている。低温冷却器のコールドヘッドは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段は熱遮蔽体と熱的に接触し、第2段は超伝導主コイルと熱的に接触している。
【0003】
超伝導磁石の場合、販売パンフレットに、シム調整前の不均一度が10ppmである2テスラの球形のイメージング容積の直径が10cmで、内腔(bore)の直径が20cmであるMRI脳イメージング用の(眼開口付きの)ヘルメット形の設計にしたと主張されているものがある。しかし、このような設計のものはこれまで開示されていない。
【0004】
公知の超伝導磁石には、磁石の内腔の中の球形のイメージング容積内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つ以上の縦方向に間隔を置いて配置された主コイルを持つ大きな管状の超伝導コイル集合体を有するものがある。このような全身用磁石で脳のMRIイメージングを行うのは費用のかかるやり方である。
【0005】
したがって、人間の脳のMRIイメージングのために設計された比較的安価な超伝導磁石が必要とされている。
【0006】
【発明の概要】
本発明の目的は、人間の脳のイメージングのためのコンパクトな設計の超伝導MRI磁石を提供することである。
本発明の磁気共鳴イメージング(MRI)磁石は、ほぼ環状の円筒形の真空エンクロージャ、少なくとも2つの超伝導コイル、および勾配コイルを含む。真空エンクロージャは、ほぼ縦方向に伸びる軸、縦方向の第1および第2の端、第1の内腔、および第2の内腔を有する。第1の内腔は、軸とほぼ同軸にそろえられて、縦方向の第1の端から縦方向の第2の端に向かってほぼ一定の半径で伸び、かつ縦方向の第2の端から隔たっている。第2の内腔は、軸とほぼ同軸にそろえられて、縦方向の第2の端から第1の内腔に向かってほぼ一定の半径で伸びる。第2の内腔の半径は第1の内腔の半径より小さい。超伝導コイルは縦方向に間隔を置いて配置されて、軸とほぼ同軸にそろえられ、かつ真空エンクロージャの中に真空エンクロージャから隔てて配置される。超伝導コイルは第1のコイルおよび第2のコイルを含み、第1のコイルと第2のコイルの各々はほぼ同じ方向に電流を通す。第1のコイルはほぼ円周方向に第1の内腔を取り囲み、第2のコイルはほぼ円周方向に第2の内腔を取り囲む。第2のコイルは半径方向に最も内側の部分を持つ。軸から第2のコイルの半径方向に最も内側の部分までの半径方向距離は、第1の内腔の半径より小さい。勾配コイルが、ほぼ第2の内腔の中に配置されている。
【0007】
好適実施態様では、超伝導コイルは、形状がほぼ球形の磁気共鳴イメージング容積を発生する。
本発明からいくつかの利益および利点が得られる。本発明に従って超伝導コイルを半径方向内側に位置決めし且つイメージング容積を球形の形状にしたことにより、真空エンクロージャの縦方向の第1の端が患者の肩をおおうように患者の頭を少なくとも部分的に第1の内腔を通して第2の内腔の中にいれたときに人間の脳の医用イメージングを行うことの出来る、高磁界強度のコンパクトな設計のMRI磁石が得られる。
【0008】
【発明の詳しい説明】
付図は本発明の2つの好適実施例を示す。図1は本発明の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はほぼ環状で円筒形の真空エンクロージャ12を含み、真空エンクロージャ12は、ほぼ縦方向に伸びる軸14、縦方向の第1の端16、縦方向の第2の端18、第1の内腔20、および第2の内腔22を有する。第1の内腔20は、軸14とほぼ同軸にそろえられて、縦方向の第1の端16から縦方向の第2の端18に向かってほぼ一定の半径で伸び、かつ縦方向の第2の端18から隔たっている。第2の内腔22は、軸14とほぼ同軸にそろえられて、縦方向の第2の端18から第1の内腔20に向かってほぼ一定の半径で伸びる。第2の内腔22の半径は第1の内腔20の半径より小さい。典型的には、縦方向の第1の端16から伸びる第1の内腔20の縦方向の距離は、縦方向の第2の端18から第1の内腔20までの縦方向の距離より大きくない。ほぼ0.5テスラの磁石10の場合、縦方向の第1の端16から伸びる第1の内腔20の縦方向の距離は、縦方向の第2の端18から第1の内腔20までの縦方向の距離より小さいことが好ましい。
【0009】
磁石10はまた、縦方向に間隔を置いて配置された複数の超伝導コイル24a乃至24fを含む。超伝導コイル24a乃至24fは、軸14とほぼ同軸にそろえられて、真空エンクロージャ12の中に真空エンクロージャ12から隔てて配置されている。第1のコイル24aおよび第2のコイル24bを含む超伝導コイル24a乃至24fは各々、ほぼ同じ方向に電流を通す(電流方向の僅かな縦方向の成分を無視すると、これは軸14を中心として円周方向に時計周りまたは反時計周りの方向である)。第1のコイル24aは第1の内腔20をほぼ円周方向に取り囲み、第2のコイル24bは第2の内腔22をほぼ円周方向に取り囲む。第2のコイル24bは半径方向に最も内側の部分26を持つ。軸14から第2のコイル24bの半径方向に最も内側の部分26までの半径方向距離は、第1の内腔20の半径より小さい。
【0010】
典型的には、第1のコイル24aは縦方向の第2の端18よりも縦方向の第1の端16により近く配置され、第2のコイル24bは縦方向の第1の端16よりも縦方向の第2の端18により近く配置される。第1のコイル24aは縦方向の第1の端16にほぼ隣接して配置され、第2のコイル24bは縦方向の第2の端18にほぼ隣接して配置されることが好ましい。好適実施例では、第1のコイル24aおよび第2のコイル24bの各々の縦方向の長さおよび半径方向の長さは、第1のコイル24aの縦方向の長さが第1のコイル24aの半径方向の長さより大きく、第2のコイル24bの縦方向の長さが第2のコイル24bの半径方向の長さより大きくなるようにされる。より好ましい実施例では、第2のコイル24bは半径方向に最も外側の部分30を持ち、軸14から第2のコイル24bの半径方向に最も外側の部分30までの半径方向距離は第1の内腔20の半径より小さい。
【0011】
磁石10はまた、ほぼ第2の内腔22の中に配置された勾配コイル32を含む。磁石10は更に、勾配コイル32の半径方向内側でほぼ第2の内腔22の中に配置された無線周波コイル36を付加的に含むことが好ましい。ほぼ0.5テスラの磁石10の場合、勾配コイル32も無線周波コイル36も第1の内腔20の中まで伸びない。図1では、勾配コイル32は真空エンクロージャ12に接触するものとして概略図示されており、無線周波コイル36は勾配コイル32に接触するものとして概略図示されている。しかし熟練した当業者には知られているように、MRI磁石は通常、受動シム、勾配遮蔽体、および真空エンクロージャ12と勾配コイル32との間のギャップを含み、また更に、無線周波遮蔽体および勾配コイル32と無線周波コイル36との間のギャップも含む(このようなシム、遮蔽体、およびギャップは簡明にするため図示していない)。渦電流の無い磁石10を得るために真空エンクロージャ12上および真空エンクロージャの中に連続した金属経路が避けられた場合には、勾配遮蔽体を省略してもよい。
【0012】
磁石10は手足のような人体の種々の部位のイメージングに使用することができるが、磁石10はとりわけ人間の脳の高磁界MRIイメージング用に設計されることが好ましい。したがって、縦方向の第1の端16が患者の肩40をおおうように配置されて、患者の頭42が少なくとも部分的に第1の内腔20を通過して第2の内腔22の中に入れられ、かつ第2の内腔22の直径が患者の肩40の幅より小さくなるように、第1の内腔20および第2の内腔22の大きさを定めることが好ましい。「患者」という用語は、熟練した当業者には決められるように男と女について平均したサイズを有した平均サイズの成人患者を意味する。ほぼ0.5テスラの磁石10の場合には、患者の頭42は第1の内腔20を通過する。当業者に知られている従来の磁界解析と共に、前に説明した本発明の原理を使用して、超伝導コイル24a乃至24fは、真空エンクロージャ12の縦方向の第1の端16が患者の肩40をおおうように(すなわち患者の肩40を取り囲んで、それより下に伸びるように)患者の頭42を少なくとも部分的に第1の内腔20を通過して第2の内腔22の中に入れたときに患者の脳の領域の中に(点線で示された)磁気共鳴イメージング容積44を発生するように設計することが好ましい。超伝導コイル24a乃至24fは、好ましくは、形状がほぼ球形で、その中心が第2の内腔22の中でほぼ軸14上にあり、かつ該中心が真空エンクロージャ12の縦方向の第1の端16と第2の端18とから縦方向にほぼ等距離の所にあるような磁気共鳴イメージング容積44を発生するように設計される。典型的には、0.5テスラの磁石の場合、球形のイメージング容積44全体が第2の内腔22の中に配置される。
【0013】
当業者に知られている従来の磁界解析と共に、前に説明した本発明の原理を使用して、本発明者は、直径がほぼ18cmの球形のイメージング容積44の中にピークピーク磁界不均一度の設計値が10ppmより小さいほぼ0.5テスラの磁界を発生する上記のような磁石10を設計した。第1の内腔20は直径がほぼ53cmとなるように設計され、第2の内腔22は直径がほぼ35cmとなるように設計され、無線周波コイル36は内径がほぼ25cmとなるように設計された。真空エンクロージャ12の縦方向の長さはほぼ62cmであり、球形のイメージング容積44の中心は真空エンクロージャ12の縦方向の第1の端16からほぼ32cmのところに配置された。ここで、患者は真空エンクロージャ12に接触しないことに留意されたい。
【0014】
本発明の磁石の設計では、超伝導コイル24a乃至24fは、ほぼ10ケルビンの温度に維持され且つほぼアンペア数が214アンペアの電流を通す、幅がほぼ0.12インチで、厚さがほぼ0.01インチの、長さ方向に連続した(一体のまたは接合された)Nb−Sn超伝導テープで構成された。第1のコイル24aは、真空エンクロージャ12の縦方向の第1の端16から縦方向にほぼ2cmのところで、かつ軸14から半径方向にほぼ28cmのところに配置され、縦方向の長さがほぼ10cmであり、半径方向の長さがほぼ1cmであり、ほぼ470mの超伝導テープで構成される。第2のコイル24bは、真空エンクロージャ12の縦方向の第2の端18から縦方向にほぼ2cmのところで、かつ軸14から半径方向にほぼ19cmのところに配置され、縦方向の長さがほぼ6cmであり、半径方向の長さがほぼ1cmであり、ほぼ360mの超伝導テープで構成される。第3のコイル24cは、第2のコイル24bから縦方向にほぼ8cmのところで、かつ軸14から半径方向にほぼ19cmのところに配置され、縦方向の長さがほぼ4cmであり、半径方向の長さがほぼ0.5cmであり、ほぼ134mの超伝導テープで構成される。第4のコイル24dは、第3のコイル24cから縦方向にほぼ4cmのところで、かつ軸14から半径方向にほぼ20cmのところに配置され、縦方向の長さがほぼ3cmであり、半径方向の長さがほぼ0.5cmであり、ほぼ94mの超伝導テープで構成される。第5のコイル24eは、第4のコイル24dから縦方向にほぼ3cmのところで、かつ軸14から半径方向にほぼ20cmのところに配置され、縦方向の長さがほぼ3cmであり、半径方向の長さがほぼ0.5cmであり、ほぼ81mの超伝導テープで構成される。第6のコイル24fは、第5のコイル24eから縦方向にほぼ4cmで第1のコイル24aから縦方向にほぼ10cmのところに配置され、軸14から半径方向にほぼ20cmのところに配置され、縦方向の長さがほぼ3cmであり、半径方向の長さがほぼ0.5cmであり、ほぼ78mの超伝導テープで構成される。磁石10は、超伝導コイル24a乃至24fを支持するコイル枠54を含むことが好ましい。
【0015】
典型的には、磁石10は、真空エンクロージャ12の中に真空エンクロージャ12から隔てて配置された熱遮蔽体56を含み、超伝導コイル24a乃至24fが熱遮蔽体56の中に熱遮蔽体56から隔てて配置される。通常のスペーサ(簡明にするために図では省略されている)がコイル枠54を熱遮蔽体56から隔てて支持し、熱遮蔽体56を真空エンクロージャ12から隔てて支持する。第1段60および第1段60(温度がほぼ40ケルビン)に比べて低温の第2段62(温度がほぼ10ケルビン)を有する低温冷却器のコールドヘッド58、たとえばギフォードマクマホン(Gifford−McMahon)低温冷却器のコールドヘッドを磁石10に設けることが好ましい。図1からわかるように、第2段62は(コイル枠54と熱接触することにより)超伝導コイル24a乃至24fと熱接触し、第1段60は熱遮蔽体56と熱接触している。第1の好ましい構成では、コイル枠54は銅(または他の高熱伝導率の材料)を巻き付けたガラス強化エポキシ合成物で構成され、熱遮蔽体56は銅(または他の高熱伝導率の材料)で構成され、そして真空エンクロージャ12はステンレス鋼のような金属で構成される。第2の好ましい構成では、コイル枠54および熱遮蔽体56は各々、銅(または他の高熱伝導率の材料)のワイヤまたは条片持つガラス強化エポキシ合成物で構成され、そして真空エンクロージャ12は、その中に(ステンレス鋼の箔のような)蒸気障壁構造が埋め込まれたガラス強化エポキシ合成物で構成される。第3の好ましい構成では、真空エンクロージャ12は、磁石の漂遊磁界の部分的または完全な遮蔽を行うために鉄または他の磁気遮蔽材料で構成される。このような遮蔽により、磁石の漂遊磁界によっ適切な動作が損なわれるような電子装置が設置されている病室の中に磁石10を据え付けることが容易になる。
【0016】
再び図を参照して説明する。図2は、本発明の第2の実施例の磁気共鳴イメージング(MRI)磁石110を示す。図2の磁石110は図1の磁石10と同様の磁石である。本発明者は、直径がほぼ18cmの球形のイメージング容積144の中にピークピーク磁界不均一度の設計値が1ppmより小さいほぼ4.0テスラの磁界を発生する上記のような磁石110を設計した。第1の内腔120は直径がほぼ57cmとなるように設計され、第2の内腔122は直径がほぼ38cmとなるように設計され、無線周波コイル136は内径がほぼ28cmとなるように設計された。真空エンクロージャ112の縦方向の長さはほぼ86cmであり、球形のイメージング容積144の中心は真空エンクロージャ112の縦方向の第1の端116からほぼ47cmのところに配置された。超伝導コイル124a乃至124fはほぼ4ケルビンの温度で動作する自立形のNb−Ti超伝導コイルで構成され、超伝導コイル124a乃至124fは磁力の封じ込めのためアルミニウム構造体166によって取り囲まれる。勾配コイル132、無線周波コイル136およびイメージング容積144は第1の内腔120の中まで伸びていることがわかる。
【0017】
4.0テスラの磁石を冷却する好ましいモードは、磁石の外側に配置され磁石に密閉接続された液体ヘリウムのデュワー瓶、第1の端が液体ヘリウムの中に配置され且つ第2の端が超伝導コイルに熱接触している熱母線、および磁石を冷却する際に沸騰した液体ヘリウム凝縮するために液体ヘリウムより上方で液体ヘリウムに隣接した点まで下向きに伸びる低温段を持つ、デュワー瓶に取り付けられた低温冷却器のコールドヘッドを使用することであることに留意されたい(しかし、図2には示されていない)。
【0018】
本発明の上記のオーバショルダ(over−shoulder)形の脳イメージング用のMRI磁石10(または110)のコンパクトな設計では、コイルの位置決めによって設計磁界不均一度の低い高磁界強度が達成される。低い磁界不均一度は、軸14(または114)に垂直なイメージング容積44(または144)の中心を通過する平面と第1のコイル24a(または124a)および第2のコイル24b(または124b)の各々との間に大きな立体角を必要とする。これは一部は、縦方向において真空エンクロージャ12(または112)の縦方向の第1の端16(または116)に隣接して第1のコイル24a(または124a)を位置決めし、真空エンクロージャ12(または112)の縦方向の第2の端18(または118)に隣接して第2のコイル24b(または124b)を位置決めし、第1のコイル24a(または124a)が患者の肩40(または140)を取り囲んで患者の肩40(または140)より下に伸びるようにすることにより、達成される。このような設計手法により、より良いMRIイメージングのための高磁界強度を有するMRI磁石10(または110)が得られる。真空エンクロージャ12(または112)の縦方向の第1の端16(または116)が患者の肩40(または140)をおおうようにMRI磁石10(または110)に近づけられた医用検査台(図示しない)上に患者を仰向けに寝かせることが好ましい。
【0019】
本発明の2つの好適実施例についての上記の記述は、例示のためのものであって、すべてを網羅したものでは無く、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10(または110)の超伝導コイル24a乃至24f(または124a乃至124f)は低温冷却器により冷却されるものに限定されず、液体ヘリウム(または他の液体冷却剤)により冷却されるものであってもよい。本発明の範囲は、特許請求の範囲の記載により規定される。
【図面の簡単な説明】
【図1】簡明にするために陰影線を省略して示す、本発明のMRI磁石の第1の実施例の概略断面図である。
【図2】簡明にするために陰影線と磁石の冷却部を省略して示す、第1の実施例より高磁界の、本発明のMRI磁石の第2の実施例の概略断面図である。
【符号の説明】
10 磁気共鳴イメージング(MRI)磁石
12 真空エンクロージャ
14 真空エンクロージャの軸
16 真空エンクロージャの縦方向の第1の端
18 真空エンクロージャの縦方向の第2の端
20 真空エンクロージャの第1の内腔
22 真空エンクロージャの第2の内腔
24a−24f 超伝導コイル
26 第2のコイルの半径方向に最も内側の部分
30 第2のコイルの半径方向に最も外側の部分
32 勾配コイル
36 無線周波コイル
40 患者の肩
42 患者の頭
44 イメージング容積
56 熱遮蔽体
58 コールドヘッド
60 コールドヘッドの第1段
62 コールドヘッドの第2段
110 磁気共鳴イメージング(MRI)磁石
112 真空エンクロージャ
114 真空エンクロージャの軸
116 真空エンクロージャの縦方向の第1の端
118 真空エンクロージャの縦方向の第2の端
120 真空エンクロージャの第1の内腔
122 真空エンクロージャの第2の内腔
124a−124f 超伝導コイル
132 勾配コイル
136 無線周波コイル
140 患者の肩
144 イメージング容積
【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し、更に詳しくは人体の特定の部位たとえば脳を安価にイメージングするためのコンパクトな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および低温冷却器で冷却される超伝導磁石が含まれる。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は超伝導主コイルを含み、超伝導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ている。低温冷却器のコールドヘッドは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段は熱遮蔽体と熱的に接触し、第2段は超伝導主コイルと熱的に接触している。
【0003】
超伝導磁石の場合、販売パンフレットに、シム調整前の不均一度が10ppmである2テスラの球形のイメージング容積の直径が10cmで、内腔(bore)の直径が20cmであるMRI脳イメージング用の(眼開口付きの)ヘルメット形の設計にしたと主張されているものがある。しかし、このような設計のものはこれまで開示されていない。
【0004】
公知の超伝導磁石には、磁石の内腔の中の球形のイメージング容積内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つ以上の縦方向に間隔を置いて配置された主コイルを持つ大きな管状の超伝導コイル集合体を有するものがある。このような全身用磁石で脳のMRIイメージングを行うのは費用のかかるやり方である。
【0005】
したがって、人間の脳のMRIイメージングのために設計された比較的安価な超伝導磁石が必要とされている。
【0006】
【発明の概要】
本発明の目的は、人間の脳のイメージングのためのコンパクトな設計の超伝導MRI磁石を提供することである。
本発明の磁気共鳴イメージング(MRI)磁石は、ほぼ環状の円筒形の真空エンクロージャ、少なくとも2つの超伝導コイル、および勾配コイルを含む。真空エンクロージャは、ほぼ縦方向に伸びる軸、縦方向の第1および第2の端、第1の内腔、および第2の内腔を有する。第1の内腔は、軸とほぼ同軸にそろえられて、縦方向の第1の端から縦方向の第2の端に向かってほぼ一定の半径で伸び、かつ縦方向の第2の端から隔たっている。第2の内腔は、軸とほぼ同軸にそろえられて、縦方向の第2の端から第1の内腔に向かってほぼ一定の半径で伸びる。第2の内腔の半径は第1の内腔の半径より小さい。超伝導コイルは縦方向に間隔を置いて配置されて、軸とほぼ同軸にそろえられ、かつ真空エンクロージャの中に真空エンクロージャから隔てて配置される。超伝導コイルは第1のコイルおよび第2のコイルを含み、第1のコイルと第2のコイルの各々はほぼ同じ方向に電流を通す。第1のコイルはほぼ円周方向に第1の内腔を取り囲み、第2のコイルはほぼ円周方向に第2の内腔を取り囲む。第2のコイルは半径方向に最も内側の部分を持つ。軸から第2のコイルの半径方向に最も内側の部分までの半径方向距離は、第1の内腔の半径より小さい。勾配コイルが、ほぼ第2の内腔の中に配置されている。
【0007】
好適実施態様では、超伝導コイルは、形状がほぼ球形の磁気共鳴イメージング容積を発生する。
本発明からいくつかの利益および利点が得られる。本発明に従って超伝導コイルを半径方向内側に位置決めし且つイメージング容積を球形の形状にしたことにより、真空エンクロージャの縦方向の第1の端が患者の肩をおおうように患者の頭を少なくとも部分的に第1の内腔を通して第2の内腔の中にいれたときに人間の脳の医用イメージングを行うことの出来る、高磁界強度のコンパクトな設計のMRI磁石が得られる。
【0008】
【発明の詳しい説明】
付図は本発明の2つの好適実施例を示す。図1は本発明の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はほぼ環状で円筒形の真空エンクロージャ12を含み、真空エンクロージャ12は、ほぼ縦方向に伸びる軸14、縦方向の第1の端16、縦方向の第2の端18、第1の内腔20、および第2の内腔22を有する。第1の内腔20は、軸14とほぼ同軸にそろえられて、縦方向の第1の端16から縦方向の第2の端18に向かってほぼ一定の半径で伸び、かつ縦方向の第2の端18から隔たっている。第2の内腔22は、軸14とほぼ同軸にそろえられて、縦方向の第2の端18から第1の内腔20に向かってほぼ一定の半径で伸びる。第2の内腔22の半径は第1の内腔20の半径より小さい。典型的には、縦方向の第1の端16から伸びる第1の内腔20の縦方向の距離は、縦方向の第2の端18から第1の内腔20までの縦方向の距離より大きくない。ほぼ0.5テスラの磁石10の場合、縦方向の第1の端16から伸びる第1の内腔20の縦方向の距離は、縦方向の第2の端18から第1の内腔20までの縦方向の距離より小さいことが好ましい。
【0009】
磁石10はまた、縦方向に間隔を置いて配置された複数の超伝導コイル24a乃至24fを含む。超伝導コイル24a乃至24fは、軸14とほぼ同軸にそろえられて、真空エンクロージャ12の中に真空エンクロージャ12から隔てて配置されている。第1のコイル24aおよび第2のコイル24bを含む超伝導コイル24a乃至24fは各々、ほぼ同じ方向に電流を通す(電流方向の僅かな縦方向の成分を無視すると、これは軸14を中心として円周方向に時計周りまたは反時計周りの方向である)。第1のコイル24aは第1の内腔20をほぼ円周方向に取り囲み、第2のコイル24bは第2の内腔22をほぼ円周方向に取り囲む。第2のコイル24bは半径方向に最も内側の部分26を持つ。軸14から第2のコイル24bの半径方向に最も内側の部分26までの半径方向距離は、第1の内腔20の半径より小さい。
【0010】
典型的には、第1のコイル24aは縦方向の第2の端18よりも縦方向の第1の端16により近く配置され、第2のコイル24bは縦方向の第1の端16よりも縦方向の第2の端18により近く配置される。第1のコイル24aは縦方向の第1の端16にほぼ隣接して配置され、第2のコイル24bは縦方向の第2の端18にほぼ隣接して配置されることが好ましい。好適実施例では、第1のコイル24aおよび第2のコイル24bの各々の縦方向の長さおよび半径方向の長さは、第1のコイル24aの縦方向の長さが第1のコイル24aの半径方向の長さより大きく、第2のコイル24bの縦方向の長さが第2のコイル24bの半径方向の長さより大きくなるようにされる。より好ましい実施例では、第2のコイル24bは半径方向に最も外側の部分30を持ち、軸14から第2のコイル24bの半径方向に最も外側の部分30までの半径方向距離は第1の内腔20の半径より小さい。
【0011】
磁石10はまた、ほぼ第2の内腔22の中に配置された勾配コイル32を含む。磁石10は更に、勾配コイル32の半径方向内側でほぼ第2の内腔22の中に配置された無線周波コイル36を付加的に含むことが好ましい。ほぼ0.5テスラの磁石10の場合、勾配コイル32も無線周波コイル36も第1の内腔20の中まで伸びない。図1では、勾配コイル32は真空エンクロージャ12に接触するものとして概略図示されており、無線周波コイル36は勾配コイル32に接触するものとして概略図示されている。しかし熟練した当業者には知られているように、MRI磁石は通常、受動シム、勾配遮蔽体、および真空エンクロージャ12と勾配コイル32との間のギャップを含み、また更に、無線周波遮蔽体および勾配コイル32と無線周波コイル36との間のギャップも含む(このようなシム、遮蔽体、およびギャップは簡明にするため図示していない)。渦電流の無い磁石10を得るために真空エンクロージャ12上および真空エンクロージャの中に連続した金属経路が避けられた場合には、勾配遮蔽体を省略してもよい。
【0012】
磁石10は手足のような人体の種々の部位のイメージングに使用することができるが、磁石10はとりわけ人間の脳の高磁界MRIイメージング用に設計されることが好ましい。したがって、縦方向の第1の端16が患者の肩40をおおうように配置されて、患者の頭42が少なくとも部分的に第1の内腔20を通過して第2の内腔22の中に入れられ、かつ第2の内腔22の直径が患者の肩40の幅より小さくなるように、第1の内腔20および第2の内腔22の大きさを定めることが好ましい。「患者」という用語は、熟練した当業者には決められるように男と女について平均したサイズを有した平均サイズの成人患者を意味する。ほぼ0.5テスラの磁石10の場合には、患者の頭42は第1の内腔20を通過する。当業者に知られている従来の磁界解析と共に、前に説明した本発明の原理を使用して、超伝導コイル24a乃至24fは、真空エンクロージャ12の縦方向の第1の端16が患者の肩40をおおうように(すなわち患者の肩40を取り囲んで、それより下に伸びるように)患者の頭42を少なくとも部分的に第1の内腔20を通過して第2の内腔22の中に入れたときに患者の脳の領域の中に(点線で示された)磁気共鳴イメージング容積44を発生するように設計することが好ましい。超伝導コイル24a乃至24fは、好ましくは、形状がほぼ球形で、その中心が第2の内腔22の中でほぼ軸14上にあり、かつ該中心が真空エンクロージャ12の縦方向の第1の端16と第2の端18とから縦方向にほぼ等距離の所にあるような磁気共鳴イメージング容積44を発生するように設計される。典型的には、0.5テスラの磁石の場合、球形のイメージング容積44全体が第2の内腔22の中に配置される。
【0013】
当業者に知られている従来の磁界解析と共に、前に説明した本発明の原理を使用して、本発明者は、直径がほぼ18cmの球形のイメージング容積44の中にピークピーク磁界不均一度の設計値が10ppmより小さいほぼ0.5テスラの磁界を発生する上記のような磁石10を設計した。第1の内腔20は直径がほぼ53cmとなるように設計され、第2の内腔22は直径がほぼ35cmとなるように設計され、無線周波コイル36は内径がほぼ25cmとなるように設計された。真空エンクロージャ12の縦方向の長さはほぼ62cmであり、球形のイメージング容積44の中心は真空エンクロージャ12の縦方向の第1の端16からほぼ32cmのところに配置された。ここで、患者は真空エンクロージャ12に接触しないことに留意されたい。
【0014】
本発明の磁石の設計では、超伝導コイル24a乃至24fは、ほぼ10ケルビンの温度に維持され且つほぼアンペア数が214アンペアの電流を通す、幅がほぼ0.12インチで、厚さがほぼ0.01インチの、長さ方向に連続した(一体のまたは接合された)Nb−Sn超伝導テープで構成された。第1のコイル24aは、真空エンクロージャ12の縦方向の第1の端16から縦方向にほぼ2cmのところで、かつ軸14から半径方向にほぼ28cmのところに配置され、縦方向の長さがほぼ10cmであり、半径方向の長さがほぼ1cmであり、ほぼ470mの超伝導テープで構成される。第2のコイル24bは、真空エンクロージャ12の縦方向の第2の端18から縦方向にほぼ2cmのところで、かつ軸14から半径方向にほぼ19cmのところに配置され、縦方向の長さがほぼ6cmであり、半径方向の長さがほぼ1cmであり、ほぼ360mの超伝導テープで構成される。第3のコイル24cは、第2のコイル24bから縦方向にほぼ8cmのところで、かつ軸14から半径方向にほぼ19cmのところに配置され、縦方向の長さがほぼ4cmであり、半径方向の長さがほぼ0.5cmであり、ほぼ134mの超伝導テープで構成される。第4のコイル24dは、第3のコイル24cから縦方向にほぼ4cmのところで、かつ軸14から半径方向にほぼ20cmのところに配置され、縦方向の長さがほぼ3cmであり、半径方向の長さがほぼ0.5cmであり、ほぼ94mの超伝導テープで構成される。第5のコイル24eは、第4のコイル24dから縦方向にほぼ3cmのところで、かつ軸14から半径方向にほぼ20cmのところに配置され、縦方向の長さがほぼ3cmであり、半径方向の長さがほぼ0.5cmであり、ほぼ81mの超伝導テープで構成される。第6のコイル24fは、第5のコイル24eから縦方向にほぼ4cmで第1のコイル24aから縦方向にほぼ10cmのところに配置され、軸14から半径方向にほぼ20cmのところに配置され、縦方向の長さがほぼ3cmであり、半径方向の長さがほぼ0.5cmであり、ほぼ78mの超伝導テープで構成される。磁石10は、超伝導コイル24a乃至24fを支持するコイル枠54を含むことが好ましい。
【0015】
典型的には、磁石10は、真空エンクロージャ12の中に真空エンクロージャ12から隔てて配置された熱遮蔽体56を含み、超伝導コイル24a乃至24fが熱遮蔽体56の中に熱遮蔽体56から隔てて配置される。通常のスペーサ(簡明にするために図では省略されている)がコイル枠54を熱遮蔽体56から隔てて支持し、熱遮蔽体56を真空エンクロージャ12から隔てて支持する。第1段60および第1段60(温度がほぼ40ケルビン)に比べて低温の第2段62(温度がほぼ10ケルビン)を有する低温冷却器のコールドヘッド58、たとえばギフォードマクマホン(Gifford−McMahon)低温冷却器のコールドヘッドを磁石10に設けることが好ましい。図1からわかるように、第2段62は(コイル枠54と熱接触することにより)超伝導コイル24a乃至24fと熱接触し、第1段60は熱遮蔽体56と熱接触している。第1の好ましい構成では、コイル枠54は銅(または他の高熱伝導率の材料)を巻き付けたガラス強化エポキシ合成物で構成され、熱遮蔽体56は銅(または他の高熱伝導率の材料)で構成され、そして真空エンクロージャ12はステンレス鋼のような金属で構成される。第2の好ましい構成では、コイル枠54および熱遮蔽体56は各々、銅(または他の高熱伝導率の材料)のワイヤまたは条片持つガラス強化エポキシ合成物で構成され、そして真空エンクロージャ12は、その中に(ステンレス鋼の箔のような)蒸気障壁構造が埋め込まれたガラス強化エポキシ合成物で構成される。第3の好ましい構成では、真空エンクロージャ12は、磁石の漂遊磁界の部分的または完全な遮蔽を行うために鉄または他の磁気遮蔽材料で構成される。このような遮蔽により、磁石の漂遊磁界によっ適切な動作が損なわれるような電子装置が設置されている病室の中に磁石10を据え付けることが容易になる。
【0016】
再び図を参照して説明する。図2は、本発明の第2の実施例の磁気共鳴イメージング(MRI)磁石110を示す。図2の磁石110は図1の磁石10と同様の磁石である。本発明者は、直径がほぼ18cmの球形のイメージング容積144の中にピークピーク磁界不均一度の設計値が1ppmより小さいほぼ4.0テスラの磁界を発生する上記のような磁石110を設計した。第1の内腔120は直径がほぼ57cmとなるように設計され、第2の内腔122は直径がほぼ38cmとなるように設計され、無線周波コイル136は内径がほぼ28cmとなるように設計された。真空エンクロージャ112の縦方向の長さはほぼ86cmであり、球形のイメージング容積144の中心は真空エンクロージャ112の縦方向の第1の端116からほぼ47cmのところに配置された。超伝導コイル124a乃至124fはほぼ4ケルビンの温度で動作する自立形のNb−Ti超伝導コイルで構成され、超伝導コイル124a乃至124fは磁力の封じ込めのためアルミニウム構造体166によって取り囲まれる。勾配コイル132、無線周波コイル136およびイメージング容積144は第1の内腔120の中まで伸びていることがわかる。
【0017】
4.0テスラの磁石を冷却する好ましいモードは、磁石の外側に配置され磁石に密閉接続された液体ヘリウムのデュワー瓶、第1の端が液体ヘリウムの中に配置され且つ第2の端が超伝導コイルに熱接触している熱母線、および磁石を冷却する際に沸騰した液体ヘリウム凝縮するために液体ヘリウムより上方で液体ヘリウムに隣接した点まで下向きに伸びる低温段を持つ、デュワー瓶に取り付けられた低温冷却器のコールドヘッドを使用することであることに留意されたい(しかし、図2には示されていない)。
【0018】
本発明の上記のオーバショルダ(over−shoulder)形の脳イメージング用のMRI磁石10(または110)のコンパクトな設計では、コイルの位置決めによって設計磁界不均一度の低い高磁界強度が達成される。低い磁界不均一度は、軸14(または114)に垂直なイメージング容積44(または144)の中心を通過する平面と第1のコイル24a(または124a)および第2のコイル24b(または124b)の各々との間に大きな立体角を必要とする。これは一部は、縦方向において真空エンクロージャ12(または112)の縦方向の第1の端16(または116)に隣接して第1のコイル24a(または124a)を位置決めし、真空エンクロージャ12(または112)の縦方向の第2の端18(または118)に隣接して第2のコイル24b(または124b)を位置決めし、第1のコイル24a(または124a)が患者の肩40(または140)を取り囲んで患者の肩40(または140)より下に伸びるようにすることにより、達成される。このような設計手法により、より良いMRIイメージングのための高磁界強度を有するMRI磁石10(または110)が得られる。真空エンクロージャ12(または112)の縦方向の第1の端16(または116)が患者の肩40(または140)をおおうようにMRI磁石10(または110)に近づけられた医用検査台(図示しない)上に患者を仰向けに寝かせることが好ましい。
【0019】
本発明の2つの好適実施例についての上記の記述は、例示のためのものであって、すべてを網羅したものでは無く、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10(または110)の超伝導コイル24a乃至24f(または124a乃至124f)は低温冷却器により冷却されるものに限定されず、液体ヘリウム(または他の液体冷却剤)により冷却されるものであってもよい。本発明の範囲は、特許請求の範囲の記載により規定される。
【図面の簡単な説明】
【図1】簡明にするために陰影線を省略して示す、本発明のMRI磁石の第1の実施例の概略断面図である。
【図2】簡明にするために陰影線と磁石の冷却部を省略して示す、第1の実施例より高磁界の、本発明のMRI磁石の第2の実施例の概略断面図である。
【符号の説明】
10 磁気共鳴イメージング(MRI)磁石
12 真空エンクロージャ
14 真空エンクロージャの軸
16 真空エンクロージャの縦方向の第1の端
18 真空エンクロージャの縦方向の第2の端
20 真空エンクロージャの第1の内腔
22 真空エンクロージャの第2の内腔
24a−24f 超伝導コイル
26 第2のコイルの半径方向に最も内側の部分
30 第2のコイルの半径方向に最も外側の部分
32 勾配コイル
36 無線周波コイル
40 患者の肩
42 患者の頭
44 イメージング容積
56 熱遮蔽体
58 コールドヘッド
60 コールドヘッドの第1段
62 コールドヘッドの第2段
110 磁気共鳴イメージング(MRI)磁石
112 真空エンクロージャ
114 真空エンクロージャの軸
116 真空エンクロージャの縦方向の第1の端
118 真空エンクロージャの縦方向の第2の端
120 真空エンクロージャの第1の内腔
122 真空エンクロージャの第2の内腔
124a−124f 超伝導コイル
132 勾配コイル
136 無線周波コイル
140 患者の肩
144 イメージング容積
Claims (11)
- (a)ほぼ縦方向に伸びる軸、(b)縦方向の第1および第2の端、(c)上記軸とほぼ同軸にそろえられて、上記縦方向の第1の端から上記縦方向の第2の端に向かってほぼ一定の半径で伸び、かつ上記縦方向の第2の端から隔たっている第1の内腔、および(d)上記軸とほぼ同軸にそろえられて、上記縦方向の第2の端から上記第1の内腔に向かってほぼ一定の半径で伸び、かつ半径が上記第1の内腔の半径より小さい第2の内腔を有するほぼ環状の円筒形の真空エンクロージャ、
上記軸とほぼ同軸にそろえられて、上記真空エンクロージャの中に上記真空エンクロージャから隔てて配置された、縦方向に間隔を置いて配置された複数の超伝導コイルであって、各々がほぼ同じ方向に電流を通す第1のコイルおよび第2のコイルを含み、上記第1のコイルがほぼ円周方向に上記第1の内腔を取り囲み、上記第2のコイルがほぼ円周方向に上記第2の内腔を取り囲み、上記第2のコイルが半径方向に最も内側の部分を持ち、上記軸から上記第2のコイルの上記の半径方向に最も内側の部分までの半径方向距離が上記第1の内腔の半径より小さい複数の超伝導コイル、ならびに
ほぼ上記第2の内腔の中に配置されている勾配コイル
を含むことを特徴とする磁気共鳴イメージング磁石。 - 更に、上記勾配コイルより半径方向内側で、ほぼ上記第2の内腔の中に配置された無線周波コイルを含む請求項1記載の磁気共鳴イメージング磁石。
- 上記第1のコイルが上記縦方向の第1の端に隣接して配置され、上記第2のコイルが上記縦方向の第2の端に隣接して配置されている請求項1記載の磁気共鳴イメージング磁石。
- 上記第1のコイルの縦方向の長さが上記第1のコイルの半径方向の長さより大きく、上記第2のコイルの縦方向の長さが上記第2のコイルの半径方向の長さより大きい請求項3記載の磁気共鳴イメージング磁石。
- 上記第2のコイルが半径方向に最も外側の部分を持ち、上記軸から上記第2のコイルの上記の半径方向に最も外側の部分までの半径方向距離が、上記第1の内腔の半径よりも小さい請求項4記載の磁気共鳴イメージング磁石。
- 上記縦方向の第1の端が患者の肩をおおうように配置されて、患者の頭が少なくとも部分的に上記第1の内腔を通過して上記第2の内腔の中に入り、かつ上記第2の内腔の直径が患者の肩の幅より小さくなるように、上記第1の内腔および上記第2の内腔の大きさが定められている請求項1記載の磁気共鳴イメージング磁石。
- 上記縦方向の第1の端が患者の肩をおおうように配置されて、患者の頭が少なくとも部分的に上記第1の内腔を通過して上記第2の内腔の中に配置されたときに、上記超伝導コイルによって発生される磁気共鳴イメージング容積が患者の脳の領域に位置している請求項6記載の磁気共鳴イメージング磁石。
- 上記イメージング容積の形状が球形で、その中心が上記第2の内腔の中でほぼ上記軸上にある請求項8記載の磁気共鳴イメージング磁石。
- 上記中心が上記縦方向の第1の端と上記縦方向の第2の端からほぼ縦方向に等距離の所に配置されている請求項8記載の磁気共鳴イメージング磁石。
- 更に、上記真空エンクロージャの中に上記真空エンクロージャから隔てて配置された熱遮蔽体、ならびに第1段および第1段に比べて低温の第2段を持つ低温冷却器のコールドヘッドを含み、上記超伝導コイルが上記熱遮蔽体の中に上記熱遮蔽体から隔てて配置され、上記第2段が上記超伝導コイルと熱接触し、上記第1段が上記熱遮蔽体と熱接触している請求項1記載の磁気共鳴イメージング磁石。
- 上記第1の内腔の直径がほぼ53cmであり、上記第2の内腔の直径がほぼ35cmである請求項1記載の磁気共鳴イメージング磁石。
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GB2295673B (en) * | 1994-11-29 | 1999-04-28 | Oxford Magnet Tech | Improvements in or relating to cryogenic mri magnets |
JP3184763B2 (ja) | 1995-06-07 | 2001-07-09 | インターナショナル・ビジネス・マシーンズ・コーポレ−ション | マルチメディア直接アクセス記憶装置及びフォーマット方法 |
US5721815A (en) * | 1995-06-07 | 1998-02-24 | International Business Machines Corporation | Media-on-demand communication system and method employing direct access storage device |
US5799653A (en) * | 1995-10-03 | 1998-09-01 | Toshiba America Mri, Inc. | Magnetic resonance imaging apparatus with decreased patient claustrophobia and increased access to patient |
US5818319A (en) * | 1995-12-21 | 1998-10-06 | The University Of Queensland | Magnets for magnetic resonance systems |
US5651256A (en) * | 1996-05-31 | 1997-07-29 | General Electric Company | Superconductive magnet having a thermal shield |
US5801609A (en) * | 1997-04-25 | 1998-09-01 | General Electric Company | MRI head magnet |
GB2337595B (en) * | 1998-05-22 | 2003-03-19 | Oxford Magnet Tech | Improvements in or relating to magnetic resonance imaging systems |
JP3702106B2 (ja) * | 1998-09-29 | 2005-10-05 | 株式会社東芝 | 磁気共鳴イメージング装置 |
US6064290A (en) * | 1999-05-21 | 2000-05-16 | The Board Of Trustees Of The Leland Stanford Junior University | Short bore-length asymmetric electromagnets for magnetic resonance imaging |
DE60032295T2 (de) * | 1999-08-03 | 2007-05-03 | NMR Holdings No. 2 Pty Ltd., Woolloomooloo | Entwurfsverfahren für supraleitende Magnete |
AUPQ198899A0 (en) * | 1999-08-03 | 1999-08-26 | University Of Queensland, The | A method of magnet design and magnet configuration |
JP4565721B2 (ja) * | 2000-09-18 | 2010-10-20 | 株式会社日立メディコ | 超電導磁石装置、及びmri装置 |
US6700468B2 (en) * | 2000-12-01 | 2004-03-02 | Nmr Holdings No. 2 Pty Limited | Asymmetric magnets for magnetic resonance imaging |
US6954070B2 (en) * | 2003-01-06 | 2005-10-11 | Brk Wireless Company, Inc. | NMR imaging system with conical permanent magnet |
US6807812B2 (en) * | 2003-03-19 | 2004-10-26 | Ge Medical Systems Global Technology Company, Llc | Pulse tube cryocooler system for magnetic resonance superconducting magnets |
DE10352381B4 (de) * | 2003-11-10 | 2009-07-30 | Siemens Ag | Erzeuger zeitvariabler Magnetfelder eines Magnetresonanzgeräts und Magnetresonanzgerät mit dem Erzeuger |
US7109708B2 (en) * | 2004-08-19 | 2006-09-19 | General Electric Company | Systems, methods and apparatus of a magnetic resonance imaging magnet to produce an asymmetrical stray field |
US7466133B2 (en) * | 2005-03-01 | 2008-12-16 | General Electric Company | Systems, methods and apparatus of a magnetic resonance imaging system to produce a stray field suitable for interventional use |
US7375528B2 (en) * | 2005-03-29 | 2008-05-20 | Magnetica Limited | Shielded, asymmetric magnets for use in magnetic resonance imaging |
US20070063801A1 (en) * | 2005-09-16 | 2007-03-22 | Laskaris Evangelos T | System and method for magnetic resonance imaging |
CN101606208B (zh) * | 2006-10-27 | 2012-05-09 | Nmr控股2号有限公司 | 用于磁共振成像的磁体 |
JP4921935B2 (ja) * | 2006-11-22 | 2012-04-25 | 株式会社日立製作所 | 電磁石装置及び磁気共鳴撮像装置 |
JP5348870B2 (ja) * | 2006-11-24 | 2013-11-20 | 株式会社東芝 | Mri装置 |
US8320647B2 (en) | 2007-11-20 | 2012-11-27 | Olea Medical | Method and system for processing multiple series of biological images obtained from a patient |
JP5224888B2 (ja) * | 2008-04-15 | 2013-07-03 | ジャパンスーパーコンダクタテクノロジー株式会社 | 超電導マグネットおよびそれを備えたマグネット装置 |
CN102597794B (zh) * | 2009-04-20 | 2016-08-10 | 美时医疗控股有限公司 | 低温冷却超导体rf头部线圈阵列和具有超导的头部专用mri系统 |
US20120258862A1 (en) | 2009-12-21 | 2012-10-11 | Nmr Holdings No. 2 Pty Limited | Open-bore magnet for use in magnetic resonance imaging |
WO2013118117A1 (en) * | 2012-02-08 | 2013-08-15 | Anatech Advanced Nmr Algorithms Technologies Ltd | Method and system for inspection of composite material components |
WO2013175928A1 (ja) * | 2012-05-21 | 2013-11-28 | 株式会社 東芝 | 磁気共鳴イメージング装置及び磁気共鳴イメージング装置用の磁石 |
JP6518194B2 (ja) * | 2012-12-26 | 2019-05-22 | コーニンクレッカ フィリップス エヌ ヴェKoninklijke Philips N.V. | アクセス可能な磁気共鳴撮像スキャナシステム及びソレノイド構造体 |
EP2979103A1 (en) * | 2013-03-28 | 2016-02-03 | Koninklijke Philips N.V. | Multi-zone radio-frequency coil array for variable patient sizes |
ITTO20130307A1 (it) | 2013-04-17 | 2014-10-18 | Itt Italia Srl | Metodo per realizzare un elemento frenante, in particolare una pastiglia freno, sensorizzato, pastiglia freno sensorizzata, impianto frenante di veicolo e metodo associato |
WO2016025996A1 (en) | 2014-08-18 | 2016-02-25 | Magnetica Limited | Magnet for head and extremity imaging |
US9939035B2 (en) * | 2015-05-28 | 2018-04-10 | Itt Italia S.R.L. | Smart braking devices, systems, and methods |
ITUB20153706A1 (it) | 2015-09-17 | 2017-03-17 | Itt Italia Srl | Dispositivo frenante per veicolo pesante e metodo di prevenzione del surriscaldamento dei freni in un veicolo pesante |
ITUB20153709A1 (it) | 2015-09-17 | 2017-03-17 | Itt Italia Srl | Dispositivo di analisi e gestione dei dati generati da un sistema frenante sensorizzato per veicoli |
CN106908746B (zh) * | 2015-12-22 | 2020-01-21 | 通用电气公司 | 头部磁共振成像设备及其头部梯度线圈组件 |
ITUA20161336A1 (it) | 2016-03-03 | 2017-09-03 | Itt Italia Srl | Dispositivo e metodo per il miglioramento delle prestazioni di un sistema antibloccaggio e antiscivolamento di un veicolo |
IT201600077944A1 (it) | 2016-07-25 | 2018-01-25 | Itt Italia Srl | Dispositivo per il rilevamento della coppia residua di frenatura in un veicolo equipaggiato con freni a disco |
EP3349028A1 (de) * | 2017-01-13 | 2018-07-18 | Sirona Dental Systems GmbH | Mrt-vorrichtung und verfahren zur vermessung eines kopfbereichs eines patienten |
US11237234B2 (en) | 2017-03-24 | 2022-02-01 | Victoria Link Limited | MRI magnet and apparatus |
EP3783345B1 (en) * | 2018-09-28 | 2023-11-01 | Nippon Steel Corporation | Magnet unit for nuclear magnetic resonance and magnetic field generating device for nuclear magnetic resonance |
EP3894879B1 (en) * | 2018-12-13 | 2024-05-29 | Magnetica Limited | Gradient coil system |
US11630174B2 (en) | 2019-02-12 | 2023-04-18 | Magnetica Limited | Magnets and magnetic resonance imaging systems |
IT201900015839A1 (it) | 2019-09-06 | 2021-03-06 | Itt Italia Srl | Pastiglia freno per veicoli e suo processo di produzione |
WO2022248114A1 (en) | 2021-05-25 | 2022-12-01 | Itt Italia S.R.L. | A method and a device for estimating residual torque between the braked and braking elements of a vehicle |
Family Cites Families (8)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
US4500860A (en) * | 1984-07-05 | 1985-02-19 | General Electric Company | Winding support and method for NMR magnet axisymmetric correction coils |
GB8500248D0 (en) * | 1985-01-04 | 1985-02-13 | Oxford Magnet Tech | Solenoids |
US4724412A (en) * | 1987-08-03 | 1988-02-09 | General Electric Company | Method of determining coil arrangement of an actively shielded magnetic resonance magnet |
US4924198A (en) * | 1988-07-05 | 1990-05-08 | General Electric Company | Superconductive magnetic resonance magnet without cryogens |
US4986078A (en) * | 1989-08-17 | 1991-01-22 | General Electric Company | Refrigerated MR magnet support system |
DE4010032C2 (de) * | 1990-03-29 | 1994-03-03 | Bruker Analytische Messtechnik | Magnetsystem |
JPH05228125A (ja) * | 1992-02-21 | 1993-09-07 | Toshiba Corp | 磁気共鳴イメージング装置 |
US5307039A (en) * | 1992-09-08 | 1994-04-26 | General Electric Company | Frustoconical magnet for magnetic resonance imaging |
-
1994
- 1994-08-05 US US08/286,364 patent/US5416415A/en not_active Expired - Fee Related
-
1995
- 1995-07-13 DE DE69526394T patent/DE69526394T2/de not_active Expired - Lifetime
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EP0695949A2 (en) | 1996-02-07 |
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JPH08168476A (ja) | 1996-07-02 |
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