JP6266225B2 - 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 - Google Patents

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 Download PDF

Info

Publication number
JP6266225B2
JP6266225B2 JP2013091351A JP2013091351A JP6266225B2 JP 6266225 B2 JP6266225 B2 JP 6266225B2 JP 2013091351 A JP2013091351 A JP 2013091351A JP 2013091351 A JP2013091351 A JP 2013091351A JP 6266225 B2 JP6266225 B2 JP 6266225B2
Authority
JP
Japan
Prior art keywords
magnetic field
shield
coil
resonance imaging
gradient
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.)
Active
Application number
JP2013091351A
Other languages
English (en)
Other versions
JP2014000388A (ja
Inventor
坂倉 良知
良知 坂倉
和人 野上
和人 野上
田中 秀和
秀和 田中
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.)
Canon Medical Systems Corp
Original Assignee
Toshiba Medical Systems Corp
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 Toshiba Medical Systems Corp filed Critical Toshiba Medical Systems Corp
Priority to JP2013091351A priority Critical patent/JP6266225B2/ja
Publication of JP2014000388A publication Critical patent/JP2014000388A/ja
Application granted granted Critical
Publication of JP6266225B2 publication Critical patent/JP6266225B2/ja
Active legal-status Critical Current
Anticipated expiration legal-status Critical

Links

Images

Classifications

    • GPHYSICS
    • G01MEASURING; TESTING
    • G01RMEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
    • G01R33/00Arrangements or instruments for measuring magnetic variables
    • G01R33/20Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
    • G01R33/28Details of apparatus provided for in groups G01R33/44 - G01R33/64
    • G01R33/38Systems for generation, homogenisation or stabilisation of the main or gradient magnetic field
    • G01R33/385Systems for generation, homogenisation or stabilisation of the main or gradient magnetic field using gradient magnetic field coils
    • G01R33/3856Means for cooling the gradient coils or thermal shielding of the gradient coils
    • GPHYSICS
    • G01MEASURING; TESTING
    • G01RMEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
    • G01R33/00Arrangements or instruments for measuring magnetic variables
    • G01R33/20Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
    • G01R33/28Details of apparatus provided for in groups G01R33/44 - G01R33/64
    • G01R33/42Screening
    • G01R33/421Screening of main or gradient magnetic field
    • G01R33/4215Screening of main or gradient magnetic field of the gradient magnetic field, e.g. using passive or active shielding of the gradient magnetic field
    • GPHYSICS
    • G01MEASURING; TESTING
    • G01RMEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
    • G01R33/00Arrangements or instruments for measuring magnetic variables
    • G01R33/20Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
    • G01R33/28Details of apparatus provided for in groups G01R33/44 - G01R33/64
    • G01R33/38Systems for generation, homogenisation or stabilisation of the main or gradient magnetic field
    • G01R33/3804Additional hardware for cooling or heating of the magnet assembly, for housing a cooled or heated part of the magnet assembly or for temperature control of the magnet assembly
    • GPHYSICS
    • G01MEASURING; TESTING
    • G01RMEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
    • G01R33/00Arrangements or instruments for measuring magnetic variables
    • G01R33/20Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
    • G01R33/28Details of apparatus provided for in groups G01R33/44 - G01R33/64
    • G01R33/38Systems for generation, homogenisation or stabilisation of the main or gradient magnetic field
    • G01R33/381Systems for generation, homogenisation or stabilisation of the main or gradient magnetic field using electromagnets
    • G01R33/3815Systems for generation, homogenisation or stabilisation of the main or gradient magnetic field using electromagnets with superconducting coils, e.g. power supply therefor

Landscapes

  • Physics & Mathematics (AREA)
  • Condensed Matter Physics & Semiconductors (AREA)
  • General Physics & Mathematics (AREA)
  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • Epidemiology (AREA)
  • Magnetic Resonance Imaging Apparatus (AREA)

Description

本発明の実施形態は、磁気共鳴イメージング(MRI: Magnetic Resonance Imaging)装置及び磁気共鳴イメージング装置用の磁石に関する。
MRI装置は、静磁場中に置かれた被検体の原子核スピンをラーモア周波数の高周波(RF: radio frequency)信号で磁気的に励起し、この励起に伴って発生する磁気共鳴(MR: magnetic resonance)信号から画像を再構成する画像診断装置である。
MRI装置では、傾斜磁場の生成に伴って発生する渦磁場がイメージングの妨げとなることから、渦磁場の低減が図られている。現在では、渦磁場を抑制するためにASGC (Actively Shielded Gradient Coil)を傾斜磁場用のコイルとして用いる技術が主流となっている。ASGCは、X軸、Y軸及びZ軸方向の各傾斜磁場をそれぞれ形成するための筒状のメインコイルの外側に、漏れ磁場を抑制するための筒状のシールドコイルを設けた傾斜磁場コイルである。
特開2008−253593号公報
本発明は、より簡易な構成で所望の傾斜磁場を形成することが可能な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を提供することを目的とする。
本発明の実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置は、イメージング手段及びシールドを備える。イメージング手段は、傾斜磁場コイル及び超電導磁石によってそれぞれ磁場を形成した状態で高周波コイルから高周波信号を送信することによって被検体の磁気共鳴イメージングを行う。シールドは、前記傾斜磁場コイルとともに前記磁気共鳴イメージング用の傾斜磁場を形成し、かつ前記超電導磁石のヘリウム容器への熱の進入を防止する。前記傾斜磁場は、前記傾斜磁場コイルにより形成される磁場を受けて前記シールドに生じる渦磁場と、前記渦磁場と重ね合わせて所望の傾斜磁場となるように設定された巻き線パターンを有する前記傾斜磁場コイルが発生させる磁場により形成される。
また、本発明の実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置は、超電導磁石、傾斜磁場コイル、高周波コイル及びシールドを備える。超電導磁石は、被検体がセットされた撮像領域に前記被検体の磁気共鳴イメージング用の静磁場を形成する。高周波コイルは、前記撮像領域に高周波信号を送信する。シールドは、前記傾斜磁場コイルとともに前記撮像領域に前記磁気共鳴イメージング用の傾斜磁場を形成し、かつ前記超電導磁石のヘリウム容器への熱の進入を防止する。前記傾斜磁場は、前記傾斜磁場コイルにより形成される磁場を受けて前記シールドに生じる渦磁場と、前記渦磁場と重ね合わせて所望の傾斜磁場となるように設定された巻き線パターンを有する前記傾斜磁場コイルが発生させる磁場により形成される。
また、本発明の実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置用の磁石は、磁石本体及び渦磁場の時定数が500ms以上のシールドを備える。磁石本体は、液体ヘリウム及び超電導コイルをケーシング内に設けて成る。シールドは、前記磁石本体の内側に設けられる。磁気共鳴イメージング装置の傾斜磁場コイルにより形成される磁場を受けて前記シールドに生じる前記渦磁場と、前記渦磁場と重ね合わせて所望の傾斜磁場となるように設定された巻き線パターンを有する前記傾斜磁場コイルが発生させる磁場により磁気共鳴イメージング用の傾斜磁場が形成されるようにした。
本発明の第1の実施形態に係る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の構成を示す縦断面図。 図1に示す冷却系の変形例を示すシールドの縦断面図。 本発明の第2の実施形態に係る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の構成を示す縦断面図。
本発明の実施形態に係る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について添付図面を参照して説明する。
(第1の実施形態)
図1は本発明の第1の実施形態に係る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の構成を示す縦断面図である。
磁気共鳴イメージング装置1は、ガントリ(架台)2、寝台3及び制御系4を有する。ガントリ2には、ボアが形成され、ボア内には寝台3の天板5にセットされた被検体Oを送り込むことができる。そして、ガントリ2のボア内には、撮像領域Rが形成される。
ガントリ2の内部には、外側から内側に向かって円筒状の超電導磁石6、傾斜磁場コイル7及び全身用(WB: whole body)コイル8が同軸状に設けられる。すなわち、超電導磁石6、傾斜磁場コイル7及びWBコイル8は、ガントリ2のケーシング9によって保護される。
また、撮像領域Rには、MR信号の受信用の任意のRFコイルが設けられる。MR信号の受信用のRFコイルとしては、撮像部位及び撮像目的に応じた様々なコイルが使用される。例えば、被検体Oの体表側に設置されるbodyコイルや被検体Oの背面側に配置されるspineコイルなどが、代表的なMR信号の受信用のRFコイルである。図1は、受信用RFコイル10として寝台3の天板5にspineコイルが取り付けられた例を示している。
WBコイル8は、主としてRF信号を撮像領域Rに送信するためのRFコイルである。但し、MR信号の受信用に用いられる場合もある。
傾斜磁場コイル7は、被検体Oがセットされた撮像領域Rに空間的な傾斜磁場を形成するためのコイルである。そのために、傾斜磁場コイル7は、X軸方向の傾斜磁場を形成するX軸用コイル7X、Y軸方向の傾斜磁場を形成するY軸用コイル7Y及びZ軸方向の傾斜磁場を形成するZ軸用コイル7Zで構成される。
傾斜磁場コイル7の外側には、冷却媒体を流すための多数の配管7Aが設けられる。傾斜磁場コイル7の冷却媒体としては、典型的には液体水LWが用いられる。尚、配管7Aは、液体水LW等の冷却媒体の供給タンクと接続されるが、公知の構成であるため図示及び説明を省略する。
超電導磁石6は、被検体Oがセットされた撮像領域Rに被検体OのMRイメージング用の静磁場を形成するための構成要素である。超電導磁石6は、磁石本体11をケーシング12内に設けて構成される。磁石本体11は液体ヘリウムLHe及び複数の超電導コイル13を容器11A内に設けて成る。また、液体ヘリウムLHeを封入した容器11Aは、冷凍機11Bによって冷却される。そして、超電導コイル13は、液体ヘリウムLHeによって4K程度に冷却される。これにより、超電導コイル13の線材は、超電導としての性質を発揮する。この結果、ガントリ2及び超電導磁石6の内側の撮像領域Rには、静磁場が形成される。
制御系4は、超電導磁石6、傾斜磁場コイル7、WBコイル8、MR信号の受信用のRFコイル及び寝台3等の構成要素を制御する装置である。そして、制御系4による制御下において傾斜磁場コイル7及び超電導磁石6によってそれぞれ傾斜磁場及び静磁場を形成した状態でRFコイルからRF信号を送信することによって被検体OのMRイメージングを行うことができる。
更に、磁石本体11の内側には、シールド14が設けられる。すなわち、図1に示すようにシールド14を、磁石本体11とともに超電導磁石6を構成するケーシング12の内部に設けることができる。シールド14は、傾斜磁場コイル7とともにMRイメージング用の傾斜磁場を撮像領域Rに形成し、かつ超電導磁石6への熱の進入を防止する役割を担っている。
具体的には、シールド14は、少なくとも傾斜磁場コイル7から超電導磁石6側に生じる磁場を打ち消すことによって傾斜磁場コイル7とともにMRイメージング用の傾斜磁場を形成するように構成されている。つまり、シールド14は、超電導磁石6への熱の進入を防止する熱シールド及び傾斜磁場コイル7の外部に生じる磁場を打ち消す磁場シールドとして機能する。
尚、シールド14において生じる渦磁場の時定数は、MRイメージングに要求される時定数以上となるように決定される。そこで、シールド14を、渦磁場の時定数が500ms以上の金属板で構成することができる。例えば、シールド14を、円筒状の金属板で構成すれば、シールド14は入出力電流が不要な受動型のコイル(Passive Coil)として機能する。そして、シールド14を傾斜磁場コイル7の構成要素の1つとして捉えると、シールド14と傾斜磁場コイル7とによってPSGC (Passively Shielded Gradient Coil)システムが形成されるということもできる。
渦磁場の時定数が500ms以上の金属板の例としては、板厚が10mm以上の筒状のアルミニウム板や板厚が3mm以上の筒状の銅板が挙げられる。例えば、板厚12mmのAl(1100)の時定数は537[ms]となる。また、板厚3mmのCu(1020)の時定数は634[ms]となる。
磁石本体11の内側に上述のようなシールド14を設けると、傾斜磁場コイル7の外部に形成される磁場を相殺する渦磁場がシールド14において生じる。このため、傾斜磁場コイル7により形成される傾斜磁場と、シールド14において生じる渦磁場との重ね合わせの結果として目的とするMRイメージング用の傾斜磁場を形成することができる。
従って、傾斜磁場コイル7の巻き線の条件及びシールド14の構造は、MRイメージングに適した所望の傾斜磁場が形成されるように決定される。例えば、傾斜磁場コイル7の巻き線数及びシールド14の直径又は半径を、所望の傾斜磁場が形成されるように決定することができる。また、傾斜磁場コイル7の巻き線のパターンについても所望の傾斜磁場が形成されるように決定することができる。
傾斜磁場コイル7の適切な巻き線数は、シールド14の半径RSと傾斜磁場コイル7の半径RGの2乗の比RS2/RG2に反比例する。一方、シールド14は、超電導磁石6を構成するケーシング12の内部に設けられる。このため、シールド14の半径RSを超電導磁石6の内径よりも大きくすることができる。この結果、傾斜磁場コイル7の巻線数を低減させることができる。
例えば、従来のASGCにおいて、メインコイルからの漏れ磁場を打ち消すためのシールドコイルは、超電導磁石6とメインコイルとの間に配置せざるを得ない。このため、ガントリのサイズをコンパクトにするというニーズに答えるためには、必然的にシールドコイルがメインコイルに接近することになる。従って、ASGCのシールドコイルの内径は、シールド14の内径よりも極端に小さくなる。逆に言えば、シールド14の内径を、ASGCのシールドコイルの内径に比べて大きくすることができる。
この結果、傾斜磁場コイル7の巻線数を従来のASGCのメインコイルの巻線数よりも少なくすることができる。つまり、シールドコイルよりも遠方に配置されるシールド14によって傾斜磁場コイル7の磁場が打ち消されるため、傾斜磁場コイル7により形成すべき磁場の強さを低減することができる。従って、傾斜磁場コイル7の構造をASGCに比べて簡易にし、かつ傾斜磁場コイル7に供給すべき電力もASGCのメインコイルに供給すべき電力に比べて低減させることができる。
傾斜磁場コイル7は、配管7A内を流れる冷却水等の冷却媒体によって冷却されるが、磁気共鳴イメージング装置1の特性や設置環境によっては磁石本体11の容器11Aに封入される液体ヘリウムLHeの気化を防止するために一層の冷却が必要となる場合がある。液体ヘリウムLHeの気化を防止するためには、容器11A内の温度を4Kに保つ必要がある。
例えば、ガントリ2のボア内の温度は、通常は300K程度に達する。そこで、シールド14の外側、つまり磁石本体11側を50K程度まで冷却するための冷却系15を超電導磁石6に設けることができる。
具体例として、図1に示すように、シールド14の傾斜磁場コイル7側に冷却媒体用の配管16を設けることができる。シールド14の傾斜磁場コイル7側を50Kまで冷却するためには、配管16内に供給する冷却媒体として液体窒素LNを用いることが実用的である。そこで、配管16は、液体窒素LNの供給タンク17と接続される。そして、供給タンク17から排出された液体窒素LNが配管16内を流れて再び供給タンク17に戻る液体窒素LNの循環システムとして冷却系15が構成される。これにより、シールド14の傾斜磁場コイル7側から磁石本体11側への熱の進入を抑止することができる。
図2は、図1に示す冷却系15の変形例を示すシールド14の縦断面図である。
図2に示すように、シールド14の内部に、冷却媒体用の流路20を設けることもできる。この場合、シールド14の内部において流路20を形成する貫通孔に供給タンク17から液体窒素LN等の冷却媒体が供給される。
図1及び図2に例示されるような配管16を固定したシールド14や流路20の形成したシールド14は、拡散結合法等の任意の製造方法を利用して製造することができる。そして、冷却系15を超電導磁石6に設けることによって、液体ヘリウムLHeを封入した容器11Aの冷却に使用される典型的な冷凍機11Bをそのまま使用することが可能となる。
一方、冷却系15を設ける代わりに、或いは冷却系15の設置に加えて、冷凍機11B自体の能力を適切に決定するようにしてもよい。すなわち、容器11A内の温度を4K程度に保つことが可能な冷凍機11Bを使用して液体ヘリウムLHe及び容器11Aを冷却することができる。
つまり以上のような磁気共鳴イメージング装置1は、超電導磁石6の内部に熱の進入防止用に備えられるシールド14において生じる渦磁場を利用して、傾斜磁場コイル7からの漏れ磁場を打ち消すようにしたものである。
従来は、超電導磁石6の内部において磁場が生じるとイメージングに対して悪影響を及ぼすとの観点から、超電導磁石6の内部において磁場が極力生じないようにする対策がとられてきた。従って、従来は、ASGCのメインコイル及びシールドコイル又はシールドコイルのないNSGC(Non Shield Gradient Coil)のメインコイルのみでイメージングに必要な傾斜磁場が形成されるように傾斜磁場コイルが設計されてきた。
これに対して、磁気共鳴イメージング装置1では、超電導磁石6の内部に備えられるシールド14において生じる渦磁場がキャンセルされずに積極的に利用される。具体的には、シールド14において、ASGCのシールドコイルにおいて生成される渦磁場と同様な渦磁場が生成される。
このため、磁気共鳴イメージング装置1によれば、従来のASGCと同等の傾斜磁場強度を、より低電力で得ることが可能となる。すなわち、ASGCでは、シールドコイルによってメインコイルからの漏れ磁場がキャンセルされるため、傾斜磁場の発生効率がNSGCに比べて低減される。この結果、ASGCでは、所望の傾斜磁場強度を得るために、NSGCに比べてより大きな電力を要する傾斜磁場電源が必要であった。しかしながら、近年では、1.5[T]のMRI装置よりもSNR(signal to noise ratio)が良好であることから高分解能かつ高速撮像が可能な3[T]のMRI装置が普及しつつある。これに伴って傾斜磁場電源に必要な電力が増加している。
そこで、上述のような磁気共鳴イメージング装置1を3[T]の装置として構成すれば、傾斜磁場電源に必要な電力を低減させることができる。実際に従来の典型的なサイズを有するASGCのメインコイルと同等なサイズで、シールド14とともにPSGCとして機能する傾斜磁場コイル7を設計したところ、傾斜磁場電源において消費される電力を約40%低減できることが確認できた。
更に、磁気共鳴イメージング装置1では、ASGCのシールドコイルが不要となるため、ボアの大口径化が可能である。
(第2の実施形態)
図3は本発明の第2の実施形態に係る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の構成を示す縦断面図である。
図3に示された磁気共鳴イメージング装1A及び磁気共鳴イメージング装1A用の超電導磁石6Aは、超電導磁石6Aを構成するケーシング12の一部をシールド14で形成した点が図1に示す磁気共鳴イメージング装1及び磁気共鳴イメージング装1用の超電導磁石6と相違する。他の構成および作用については図1に示す磁気共鳴イメージング装1及び磁気共鳴イメージング装1用の超電導磁石6と実質的に異ならないため同一の構成については同符号を付して説明を省略する。
磁気共鳴イメージング装1A用の超電導磁石6Aでは、ケーシング12の内側、つまり傾斜磁場コイル7側の面がシールド14として機能する。従って、超電導磁石6Aを構成するケーシング12の傾斜磁場コイル7側の面は、渦磁場の時定数が500ms以上の円筒状のアルミニウムや銅の金属板で構成される。
また、必要に応じてシールド14に冷却系15を設けることができる。図3には、冷却系15を構成する液体窒素LNの配管16をシールド14の磁石本体11に配置した例が示されている。
このような構成を有する第2の実施形態における磁気共鳴イメージング装1A及び磁気共鳴イメージング装1A用の超電導磁石6Aによれば、第1の実施形態における磁気共鳴イメージング装1及び磁気共鳴イメージング装1用の超電導磁石6と同様な効果を得ることができる。加えて、構成要素の数を低減させることができる。
(他の実施形態)
以上、特定の実施形態について記載したが、記載された実施形態は一例に過ぎず、発明の範囲を限定するものではない。ここに記載された新規な方法及び装置は、様々な他の様式で具現化することができる。また、ここに記載された方法及び装置の様式において、発明の要旨から逸脱しない範囲で、種々の省略、置換及び変更を行うことができる。添付された請求の範囲及びその均等物は、発明の範囲及び要旨に包含されているものとして、そのような種々の様式及び変形例を含んでいる。
例えば、上述した各実施形態における傾斜磁場コイル7としてASGCを用いてもよい。すなわち、ASGCのシールドコイルを設ける代わりに、或いはシールドコイルに加えてシールド14を設けることができる。ASGCは、傾斜磁場を発生させるためのX軸用、Y軸用及びZ軸用の各メインコイルと、メインコイルからのX軸方向、Y軸方向及びZ軸方向における漏れ磁場をキャンセルするためのX軸用、Y軸用及びZ軸用の各シールドコイルで構成される。従って、傾斜磁場コイル7としてASGCを用いる場合には、ASGCのシールドコイル及びシールド14の双方によってASGCのメインコイルからの漏洩磁場が相殺されることとなる。
1、1A 磁気共鳴イメージング装置
2 ガントリ(架台)
3 寝台
4 制御系
5 天板
6、6A 超電導磁石
7 傾斜磁場コイル
7X X軸用コイル
7Y Y軸用コイル
7Z Z軸用コイル
7A 配管
8 全身用(WB)コイル
9 ケーシング
10 受信用RFコイル
11 磁石本体
11A 容器
11B 冷凍機
12 ケーシング
13 超電導コイル
14 シールド
15 冷却系
16 配管
17 供給タンク
20 流路
O 被検体
R 撮像領域

Claims (15)

  1. 傾斜磁場コイル及び超電導磁石によってそれぞれ磁場を形成した状態で高周波コイルから高周波信号を送信することによって被検体の磁気共鳴イメージングを行うイメージング手段と、
    前記傾斜磁場コイルとともに前記磁気共鳴イメージング用の傾斜磁場を形成し、かつ前記超電導磁石のヘリウム容器への熱の進入を防止するシールドと、
    を備え
    前記傾斜磁場は、前記傾斜磁場コイルにより形成される磁場を受けて前記シールドに生じる渦磁場と、前記渦磁場と重ね合わせて所望の傾斜磁場となるように設定された巻き線パターンを有する前記傾斜磁場コイルが発生させる磁場により形成される、
    磁気共鳴イメージング装置。
  2. 被検体がセットされた撮像領域に前記被検体の磁気共鳴イメージング用の静磁場を形成する超電導磁石と、
    傾斜磁場コイルと、
    前記撮像領域に高周波信号を送信する高周波コイルと、
    前記傾斜磁場コイルとともに前記撮像領域に前記磁気共鳴イメージング用の傾斜磁場を形成し、かつ前記超電導磁石のヘリウム容器への熱の進入を防止するシールドと、
    を備え
    前記傾斜磁場は、前記傾斜磁場コイルにより形成される磁場を受けて前記シールドに生じる渦磁場と、前記渦磁場と重ね合わせて所望の傾斜磁場となるように設定された巻き線パターンを有する前記傾斜磁場コイルが発生させる磁場により形成される、
    磁気共鳴イメージング装置。
  3. 前記シールドは、少なくとも前記傾斜磁場コイルから前記超電導磁石側に生じる磁場を打ち消すことによって前記傾斜磁場コイルとともに前記傾斜磁場を形成するように構成される請求項1又は2記載の磁気共鳴イメージング装置。
  4. 前記シールドを、渦磁場の時定数が500ms以上の金属板で構成した請求項1乃至3のいずれか1項に記載の磁気共鳴イメージング装置。
  5. 前記シールドを、板厚が10mm以上の筒状のアルミニウム板又は板厚が3mm以上の筒状の銅板で構成した請求項4記載の磁気共鳴イメージング装置。
  6. 前記シールドを、渦磁場の時定数が前記磁気共鳴イメージングに要求される時定数以上となる金属板で構成した請求項1乃至5のいずれか1項に記載の磁気共鳴イメージング装置。
  7. 前記シールドを、入出力電流が不要な受動型のコイルとして設けた請求項1乃至6のいずれか1項に記載の磁気共鳴イメージング装置。
  8. 前記シールドを、前記超電導磁石を構成するケーシングの内部に設けた請求項1乃至7のいずれか1項に記載の磁気共鳴イメージング装置。
  9. 前記超電導磁石を構成するケーシングの一部を前記シールドで形成した請求項1乃至7のいずれか1項に記載の磁気共鳴イメージング装置。
  10. 前記傾斜磁場コイルの巻き線の条件及び前記シールドの構造は、前記所望の傾斜磁場が形成されるように決定される請求項1乃至9のいずれか1項に記載の磁気共鳴イメージング装置。
  11. 前記傾斜磁場コイルの巻き線数及び前記シールドの直径又は半径は、前記所望の傾斜磁場が形成されるように決定される請求項10記載の磁気共鳴イメージング装置。
  12. 前記シールドの前記傾斜磁場コイル側に冷却媒体用の配管を設けた請求項1乃至11のいずれか1項に記載の磁気共鳴イメージング装置。
  13. 前記シールドの内部に、冷却媒体用の流路を設けた請求項1乃至11のいずれか1項に記載の磁気共鳴イメージング装置。
  14. 前記シールドは、前記ヘリウム容器への前記熱の進入を防止する熱シールドである請求項1乃至13のいずれか1項に記載の磁気共鳴イメージング装置。
  15. 液体ヘリウム及び超電導コイルをケーシング内に設けて成る磁石本体と、
    前記磁石本体の内側に設けられ、渦磁場の時定数が500ms以上のシールドと、
    を備え、
    磁気共鳴イメージング装置の傾斜磁場コイルにより形成される磁場を受けて前記シールドに生じる前記渦磁場と、前記渦磁場と重ね合わせて所望の傾斜磁場となるように設定された巻き線パターンを有する前記傾斜磁場コイルが発生させる磁場により磁気共鳴イメージング用の傾斜磁場が形成されるようにした、
    磁気共鳴イメージング装置用の超電導磁石。
JP2013091351A 2012-05-21 2013-04-24 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 Active JP6266225B2 (ja)

Priority Applications (1)

Application Number Priority Date Filing Date Title
JP2013091351A JP6266225B2 (ja) 2012-05-21 2013-04-24 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

Applications Claiming Priority (3)

Application Number Priority Date Filing Date Title
JP2012116092 2012-05-21
JP2012116092 2012-05-21
JP2013091351A JP6266225B2 (ja) 2012-05-21 2013-04-24 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

Publications (2)

Publication Number Publication Date
JP2014000388A JP2014000388A (ja) 2014-01-09
JP6266225B2 true JP6266225B2 (ja) 2018-01-24

Family

ID=49623627

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
JP2013091351A Active JP6266225B2 (ja) 2012-05-21 2013-04-24 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

Country Status (4)

Country Link
US (1) US9784808B2 (ja)
JP (1) JP6266225B2 (ja)
CN (1) CN103561646A (ja)
WO (1) WO2013175928A1 (ja)

Families Citing this family (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP5894123B2 (ja) * 2013-07-17 2016-03-23 トヨタ自動車株式会社 電磁コイル装置
CN109856574A (zh) * 2019-01-31 2019-06-07 佛山瑞加图医疗科技有限公司 永磁磁共振成像装置
CN111330167B (zh) * 2020-03-06 2021-12-24 上海联影医疗科技股份有限公司 一种磁共振图像引导的放射治疗系统
CN114664511B (zh) * 2022-04-11 2024-04-05 中国科学院电工研究所 一种微型动物磁共振成像超导磁体与梯度装置
CN114814684B (zh) * 2022-06-23 2022-09-16 中科微影(浙江)医疗科技有限公司 小型核磁共振设备优化成像方法、装置、设备及介质

Family Cites Families (15)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPH0687444B2 (ja) 1986-12-22 1994-11-02 株式会社東芝 磁気共鳴映像装置
JPS6430206A (en) 1987-07-27 1989-02-01 Mitsubishi Electric Corp Superconducting electromagnet
JPS6459910A (en) * 1987-08-31 1989-03-07 Shimadzu Corp Low temperature container for superconducting magnet
US5280247A (en) 1992-03-27 1994-01-18 Picker International, Inc. Filamentary cold shield for superconducting magnets
JPH05269098A (ja) * 1992-03-27 1993-10-19 Hitachi Ltd 核磁気共鳴イメージング診断装置
US5539367A (en) * 1994-05-02 1996-07-23 General Electric Company Superconducting gradient shields in magnetic resonance imaging magnets
US5416415A (en) * 1994-08-05 1995-05-16 General Electric Company Over-shoulder MRI magnet for human brain imaging
JP2002253532A (ja) * 2000-12-21 2002-09-10 Siemens Ag 磁気共鳴装置
US7154270B2 (en) * 2002-05-02 2006-12-26 Siemens Aktiengesellschaft Gradient coil system for a magnetic resonance tomography device having a more effective cooling
US7464558B2 (en) * 2003-11-19 2008-12-16 General Electric Company Low eddy current cryogen circuit for superconducting magnets
DE102006018650B4 (de) * 2006-04-21 2008-01-31 Bruker Biospin Gmbh Supraleitende Magnetanordung mit vermindertem Wärmeeintrag in tiefkalte Bereiche
JP5159145B2 (ja) 2007-04-06 2013-03-06 株式会社東芝 シールドコイル及び磁気共鳴イメージング装置
JP2011087904A (ja) * 2009-09-28 2011-05-06 Toshiba Corp 磁気共鳴イメージング装置
JP2011194136A (ja) 2010-03-23 2011-10-06 Hitachi Ltd 超伝導磁石装置および磁気共鳴イメージング装置
DE102010023846A1 (de) * 2010-06-15 2011-12-15 Siemens Aktiengesellschaft Integrierte Felderzeugungseinheit für ein MRT-System

Also Published As

Publication number Publication date
CN103561646A (zh) 2014-02-05
US20140253125A1 (en) 2014-09-11
WO2013175928A1 (ja) 2013-11-28
US9784808B2 (en) 2017-10-10
JP2014000388A (ja) 2014-01-09

Similar Documents

Publication Publication Date Title
JP5534713B2 (ja) 超電導マグネット
JP6832852B2 (ja) 磁気共鳴映像法のための強磁性増強
US7397244B2 (en) Gradient bore cooling providing RF shield in an MRI system
JP5159145B2 (ja) シールドコイル及び磁気共鳴イメージング装置
JP6266225B2 (ja) 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
US7439836B2 (en) Magnetic field generating apparatus for magnetic resonance imaging
US7928730B2 (en) Electromagnet apparatus generating a homogeneous magnetic field with ferromagnetic members arranged inside cryogenic vessels
JPH01227407A (ja) 磁気共鳴イメージング装置用磁石
US10067202B2 (en) Magnetic resonance imaging apparatus and gradient coil
JP5750121B2 (ja) 傾斜磁場コイル装置および磁気共鳴イメージング装置
JP4886482B2 (ja) 超電導磁石装置及び核磁気共鳴イメージング装置
JP2006115934A (ja) 磁石装置及びそれを用いた磁気共鳴イメージング装置
US20160245886A1 (en) Open magnetic resonance imaging
WO2013150951A1 (ja) 超電導電磁石および磁気共鳴イメージング装置
JP2008130947A (ja) 超電導磁石装置及びそれを用いた磁気共鳴イメージング装置
WO2013122202A1 (ja) 傾斜磁場コイル、及び、磁気共鳴イメージング装置
JP5901561B2 (ja) 磁気共鳴イメージング装置
JP4852053B2 (ja) 磁気共鳴イメージング装置
JP2005288044A (ja) 磁気共鳴イメージング装置
JP2013042789A (ja) 傾斜磁場コイルユニット、および、磁気共鳴イメージング装置
JP2014012090A (ja) 磁気共鳴イメージング装置
JP2021521948A (ja) Mri装置用の勾配シールドコイル
JP2008130707A (ja) 超電導磁石装置及び核磁気共鳴イメージング装置
JP2006095022A (ja) 超電導磁石装置及びこれを用いた磁気共鳴イメージング装置
JP2010046495A (ja) Mri用傾斜磁場コイルの設計方法

Legal Events

Date Code Title Description
A621 Written request for application examination

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A621

Effective date: 20160405

A711 Notification of change in applicant

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A711

Effective date: 20160510

A131 Notification of reasons for refusal

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A131

Effective date: 20170425

A521 Request for written amendment filed

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A523

Effective date: 20170612

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: 20171121

R150 Certificate of patent or registration of utility model

Ref document number: 6266225

Country of ref document: JP

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R150

S533 Written request for registration of change of name

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R313533

R350 Written notification of registration of transfer

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R350