JP6446458B2

JP6446458B2 - Ｍｒｉシステムの超伝導磁石にエネルギーを与えるシステムおよび方法

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Publication number: JP6446458B2
Application number: JP2016538696A
Authority: JP
Inventors: シェン，ウェイジュン; ヘイブンズ，ティモシー・ジョン; ジアン，ロンツィ; ツァン，ツェンユー; モガタダカラ，ヴェンカタ・キショー
Original assignee: General Electric Co
Current assignee: General Electric Co
Priority date: 2013-12-16
Filing date: 2014-07-29
Publication date: 2018-12-26
Anticipated expiration: 2034-07-29
Also published as: DE112014005716T5; KR102208933B1; GB2535403A; DE112014005716T8; KR20160099599A; GB201610096D0; US20150168517A1; GB2535403B; WO2015094414A1; CN105980874B; US9810755B2; JP2017500112A; CN105980874A

Description

本発明は、一般に磁気共鳴撮像（ＭＲＩ）システムに関し、特にＭＲＩシステムの超伝導磁石にエネルギーを与えるシステムおよび方法に関する。

磁気共鳴撮像（ＭＲＩ）は、Ｘ線その他の電離放射線を用いることなく、人体内部の画像を生成できる医用撮像モダリティである。ＭＲＩは、強く均一な静磁場（すなわち「主磁場」）を生成するために、強力な磁石を使用する。人体または人体の一部が主磁場に置かれると、組織水の水素原子核に関連する核スピンが偏極する。つまり、このようなスピンに関連する磁気モーメントが、主磁場の方向に優先的に並び、結果として、その軸線（慣習により「ｚ軸」）に沿って小さな正味の組織磁化が得られる。ＭＲＩシステムは、電流が印加されたときに、より振幅の小さい、空間的に変化する磁場を生成する、勾配コイルと呼ばれる構成部品をさらに備える。勾配コイルは通常、ｚ軸に沿って位置合わせされ、ｘ、ｙ、またはｚ軸のうちの１つに沿った位置で、振幅が線形に変化する磁場成分を生成するように設計される。勾配コイルの効果は、単軸に沿って磁界強度に小さな勾配を生成することであり、それに付随して、核スピンの共鳴周波数に小さな勾配を生成する。身体の各位置で特徴的な共鳴周波数を生成して、ＭＲ信号を「空間的にエンコードする」ために、直交する軸線を有する３つの勾配コイルが用いられる。高周波（ＲＦ）コイルは、水素原子核の共鳴周波数で、または共鳴周波数付近でＲＦエネルギーのパルスを生成するために用いられる。ＲＦコイルは、制御された方式で核スピン系にエネルギーを付加するために使用される。核スピンが緩和されて静止エネルギー状態に戻ると、核スピンはエネルギーをＲＦ信号の形態で放出する。信号はＭＲＩシステムによって検知され、コンピュータおよび知られている再構成アルゴリズムを用いて画像に変換される。

ＭＲＩシステムは、主磁場Ｂ０を発生させるために、超伝導磁石を使用することができる。超伝導磁石は、コイルを抵抗ゼロの超伝導状態にするように、超伝導コイルの温度を適切な臨界温度未満に維持するために設計された低温槽（または磁石容器）内で、極低温環境に封入された超伝導コイルを含む。例えば、超伝導磁石の巻線は、超伝導動作のため臨界温度未満の温度を維持するように、液体ヘリウム浴または液体ヘリウム容器に浸されてもよい。ＭＲＩシステムの設置および始動中は、超伝導磁石は、適切な主磁場の強度を生成するために、電流を誘導することによってエネルギーを与えられる（またはランピングされる）。通常は、超伝導磁石コイルに電流を供給するために、大きな電源（例えば１０００アンペア）を用いることができる。

超伝導磁石は、ＭＲＩシステムの設置後の運転寿命の間は、追加のエネルギーをさらに必要とする場合がある。ＭＲＩシステムは、撮像ボリュームにおいて均一な主磁場を必要とするが、しかしながら主磁場は、磁石の欠陥等の様々な要因により、設置後の時間の経過と共に変動し減衰する場合がある。主磁場の変化または変動は、データ取得およびＭＲ画像の再構成を含む、ＭＲＩシステムの性能に悪影響を及ぼす場合がある。したがって、主磁場を適切な強度に戻す（例えば増加させる）ための保守中に、超伝導磁石へのエネルギーの供給が必要な場合がある。上述したように、通常は、超伝導磁石にエネルギーを供給するために、大きな電源が使用される。

しかしながら、超伝導磁石にエネルギーを与える従来の方法には、いくつかの欠点がある。大きな電源は、重くて高価な場合がある。また、電源は、低温槽に接続され、超伝導磁石の主コイルが必要とする高電流を扱うように設計された、定格電流が大きい電流リードを使用する場合がある。低温槽内の主コイルへの接続は、取り替えるのに費用がかかる液体ヘリウムの損失につながり得る。

液体ヘリウムの損失を削減するかまたは排除し、ＭＲＩシステムを設置、運転、ならびに点検する費用を削減する、超伝導磁石にエネルギーを与えるシステムおよび方法を提供することが望ましい。

英国特許第２４５７７２９号明細書

一実施形態によれば、磁気共鳴撮像（ＭＲＩ）システムの超伝導磁石の主コイルにエネルギーを与えるシステムは、ハウジングを含む低温槽と、低温槽のハウジング内に配置された第１のコイルと、第１のコイルに結合され、低温槽のハウジングの外部に配置された第２のコイルであって、第２のコイルは、主コイルに誘導結合するように構成される、第２のコイルと、第１のコイルおよび第２のコイルに結合され、主コイルに電流を誘起するために、第１のコイルおよび第２のコイルを制御するように構成されたコントローラとを備える。

別の実施形態によれば、磁気共鳴撮像（ＭＲＩ）システムの超伝導磁石の主コイルにエネルギーを与えるシステムであって、ハウジングを有する、低温槽に配置された超伝導磁石は、低温槽のハウジングの外部に配置された第１のコイルと、第１のコイルに結合され、低温槽のハウジングの外部に配置された第２のコイルであって、主コイルに誘導結合するように構成される第２のコイルと、第１のコイルおよび第２のコイルに結合され、主コイルに電流を誘起するために、第１のコイルおよび第２のコイルを制御するように構成されたコントローラとを備える。

本発明は、同一の参照符号が同一の部品を示す添付の図面と併せて、以下の詳細な説明を読むことによって、より完全に理解されるようになるであろう。

一実施形態による、例示的な磁気共鳴撮像（ＭＲＩ）システムの概略ブロック図である。一実施形態による、共鳴アセンブリの概略側面図である。一実施形態による、超伝導磁石にエネルギーを与えるシステムの概略回路図である。一実施形態による、超伝導磁石にエネルギーを与えるシステムの概略回路図である。一実施形態による、超伝導磁石にエネルギーを与えるシステムで使用するための、持ち運び可能な装置の概略ブロック図である。一実施形態による、超伝導磁石にエネルギーを与えるシステムで使用するための、持ち運び可能な装置の概略ブロック図である。

図１は、一実施形態による、例示的な磁気共鳴撮像（ＭＲＩ）システムの概略ブロック図である。ＭＲＩシステム１０の動作は、キーボードその他の入力装置１３、制御パネル１４、および表示装置１６を含む、オペレータコンソール１２から制御される。コンソール１２は、リンク１８を介してコンピュータシステム２０と通信して、ＭＲＩスキャンを指示し、結果画像を表示し、画像の画像処理を実行し、かつデータおよび画像を記録するための、オペレータ用のインターフェースを提供する。コンピュータシステム２０は、例えばバックプレーン２０ａを使用することによって提供される、電気的接続および／またはデータ接続を介して相互に通信する、いくつかのモジュールを含む。データ接続は、直接的な有線リンクであってもよく、あるいは光ファイバー接続、または無線通信リンク等であってもよい。コンピュータシステム２０のモジュールは、画像プロセッサモジュール２２、ＣＰＵモジュール２４、および画像データアレイを記憶するためのフレームバッファを有することができる、メモリモジュール２６を含む。代替的な実施形態では、画像プロセッサモジュール２２は、ＣＰＵモジュール２４の画像処理機能に置き換えられてもよい。コンピュータシステム２０は、記録媒体装置、恒久的またはバックアップのメモリ記憶装置、あるいはネットワークにリンクされる。また、コンピュータシステム２０は、リンク３４を介して別個のシステム制御コンピュータ３２と通信することができる。入力装置１３は、マウス、ジョイスティック、キーボード、トラックボール、タッチ式スクリーン、ライトワンド、音声制御、または任意の類似もしくは同等の入力装置を含んでもよく、また、対話型の形状指示（ｉｎｔｅｒａｃｔｉｖｅｇｅｏｍｅｔｒｙｐｒｅｓｃｒｉｐｔｉｏｎ）に使用されてもよい。

システム制御コンピュータ３２は、電気的接続および／またはデータ接続３２ａを介して相互に通信する１つの組のモジュールを含む。データ接続３２ａは、直接的な有線リンクであってもよく、あるいは光ファイバー接続、または無線通信リンク等であってもよい。代替的な実施形態では、コンピュータシステム２０およびシステム制御コンピュータ３２のモジュールは、同じコンピュータシステムまたは複数のコンピュータシステムに実装されてもよい。システム制御コンピュータ３２のモジュールは、通信リンク４０を介してオペレータコンソール１２に接続された、ＣＰＵモジュール３６、およびパルス発生器モジュール３８を含む。あるいは、パルス発生器モジュール３８は、スキャナ装置（例えば、共鳴アセンブリ５２）に組み込まれてもよい。リンク４０を介して、システム制御コンピュータ３２は、実行されるべきスキャン配列を指示するオペレータからのコマンドを受信する。パルス発生器モジュール３８は、ＲＦパルスのタイミング、強度、および形状、ならびに生成されるパルス配列と、データ取得ウィンドウのタイミングおよび長さとを記述している命令、コマンド、および／または要求を送信することによって、所望のパルス配列を行う（すなわち、実行する）システムの構成部品を動作させる。パルス発生器モジュール３８は、勾配増幅器システム４２に接続されており、スキャン中に使用されるべき勾配パルスのタイミングおよび形状を制御する勾配波形と呼ばれるデータを生成する。また、パルス発生器モジュール３８は、患者に取り付けられた電極からのＥＣＧ信号等の、患者に接続されたいくつかの異なるセンサからの信号を受信する、生体的収集コントローラ（ｐｈｙｓｉｏｌｏｇｉｃａｌａｃｑｕｉｓｉｔｉｏｎｃｏｎｔｒｏｌｌｅｒ）４４から患者データを受信してもよい。パルス発生器モジュール３８は、患者および磁石システムの状態に関連する様々なセンサからの信号を受信する、スキャンルームインターフェース回路４６に接続されている。また、スキャンルームインターフェース回路４６を介して、患者位置決めシステム４８は、スキャンのために患者テーブルを所望の位置に移動させるコマンドを受信する。

パルス発生器モジュール３８によって生成された勾配波形は、Ｇ_ｘ増幅器、Ｇ_ｙ増幅器、およびＧ_ｚ増幅器からなる勾配増幅器システム４２に印加される。各勾配増幅器は、全体として５０で示されている勾配コイルアセンブリの、対応する物理的な勾配コイルを励起して、取得される信号を空間的にエンコードするために使用される磁場勾配パルスを生成する。勾配コイルアセンブリ５０は、超伝導主コイル５４を有する偏極用超伝導磁石（ｐｏｌａｒｉｚｉｎｇｓｕｐｅｒｃｏｎｄｕｃｔｉｎｇｍａｇｎｅｔ）を含む、共鳴アセンブリ５２の一部を形成している。共鳴アセンブリ５２は、全身用のＲＦコイル５６、あるいは表面または並列撮像コイル７６、もしくはこれらの両方を含んでもよい。ＲＦコイルアセンブリのコイル５６、７６は、送信および受信の両用であるか、もしくは送信専用または受信専用に構成されてもよい。患者または撮像対象７０は、共鳴アセンブリ５２の円筒形の患者撮像ボリューム（ｐａｔｉｅｎｔｉｍａｇｉｎｇｖｏｌｕｍｅ）７２内に配置することができる。システム制御コンピュータ３２のトランシーバモジュール５８は、ＲＦ増幅器６０によって増幅され、送信／受信スイッチ６２によってＲＦコイル５６、７６に結合されるパルスを生成する。患者の励起核によって放出された、結果として得られた信号は、同じ全身用のＲＦコイル５６によって検知され、送信／受信スイッチ６２を介して前置増幅器６４に結合することができる。あるいは、励起核によって放出された信号は、並列または表面コイル７６などの別個の受信コイルによって検知されてもよい。増幅されたＭＲ信号は、トランシーバ５８の受信部で復調され、フィルタリングされ、かつデジタル化される。送信／受信スイッチ６２は、パルス発生器モジュール３８からの信号によって、送信モード中はＲＦ増幅器６０を全身用のＲＦコイル５６に電気的に接続し、受信モード中は前置増幅器６４を全身用のＲＦコイル５６に電気的に接続するように制御される。また、送信／受信スイッチ６２は、別個のＲＦコイル（例えば、並列または表面コイル７６）を、送信モードまたは受信モードのいずれでも使用可能にすることができる。

ＲＦコイル５６、あるいは並列または表面コイル７６によって検知されたＭＲ信号は、トランシーバモジュール５８によってデジタル化されて、システム制御コンピュータ３２のメモリモジュール６６に伝達される。通常、ＭＲ信号に対応するデータのフレームは、画像を生成するために後に変換されるまでメモリモジュール６６に一時的に記憶される。アレイプロセッサ６８では、ＭＲ信号から画像を生成するために、知られている変換法、最も一般的にはフーリエ変換を使用する。これらの画像は、リンク３４を介してコンピュータシステム２０に伝達され、ここで画像はメモリに記憶される。オペレータコンソール１２から受信したコマンドに応答して、この画像データは、長期記憶で記録されてもよく、もしくは画像プロセッサ２２によってさらに処理され、オペレータコンソール１２に伝達されて表示装置１６に表示されてもよい。

図２は、一実施形態による、共鳴アセンブリの概略側面図である。共鳴アセンブリ２００は、図１に示したＭＲＩシステム１０などのＭＲＩシステムで用いることができる。共鳴アセンブリ２００は、形状が円筒形であり、多くの部品の中に、超伝導磁石２０２、勾配コイルアセンブリ２０４、およびＲＦコイル２０６を含む。カバー、支持体、懸架部材、端部キャップ、ブラケット等の様々な他の部品は、明瞭にするために図２では省略されている。円筒形の患者ボリュームまたはボア２０８は、患者ボアチューブ２１０で囲まれている。ＲＦコイル２０６は円筒形であり、患者ボアチューブ２１０の外面の周りに配置され、かつ円筒形の勾配コイルアセンブリ２０４の内部に取り付けられている。勾配コイルアセンブリ２０４は、離間された同軸の関係でＲＦコイル２０６の周りに配置され、かつ勾配コイルアセンブリ２０４は、ＲＦコイル２０６を円周方向に囲んでいる。勾配コイルアセンブリ２０４は、磁石２０２の常温ボア２５０の内部に取り付けられ、磁石２０２によって円周方向に囲まれている。

患者または撮像対象２１２は、患者テーブルまたはクレードル２１６に載せて、中心軸線（例えば、ｚ軸）２１４に沿って共鳴アセンブリ２００の中に入れることができる。患者テーブルまたはクレードル２１６は、共鳴アセンブリの「患者端部」２４２で共鳴アセンブリの中に入れられ、反対側の端部は「点検端部」２４０である。中心軸線２１４は、磁石２０２が発生させる主磁場Ｂｏの方向と平行な共鳴アセンブリ２００のチューブ軸線に沿って位置合わせされる。ＲＦコイル２０６は、患者または対象２１２に対して高周波パルス（または複数のパルス）を印加するために用いることができ、またＭＲ撮像の分野でよく知られているように、対象２１２から戻されるＭＲ情報を受信するために用いることができる。勾配コイルアセンブリ２０４は、知られている方法で撮像ボリューム内の点を空間的にエンコードするために用いられる、経時的な勾配磁気パルスを発生させる。

超伝導磁石２０２は、例えば、その各々が大電流を伝達可能な、半径方向に位置合わせされ、かつ長手方向に離間されたいくつかの超伝導主コイル２１８を含むことができる。超伝導主コイル２１８は、患者ボリューム２０８内に、磁場Ｂ０を生成するように設計される。バッキングコイル２５２の外側の１つの組は、例えば、浮遊磁場の制御をもたらすために用いられる。１つの組の超伝導シールドコイル２７０（例えば可動金属コイル）は、例えば外部からの電磁妨害による干渉を防止するために用いられる。超伝導主コイル２１８、バッキングコイル２５２、およびシールドコイル２７０は、低温槽２２２内の極低温環境に封入されている。この極低温環境は、超伝導コイル２１８、２５２、２７０がゼロ抵抗の超伝導状態になるように、超伝導コイル２１８、２５２、２７０の温度を適切な臨界温度未満に維持するために設計される。低温槽２２２は、例えば、磁石巻線を知られている方法で収容かつ冷却するために、ヘリウム容器２５４、および熱シールド（図示せず）を含むことができる。超伝導磁石２０２は、低温容器等の真空容器２２０によって封入されている。真空容器２２０は、真空を維持し、極低温環境に熱が伝達されるのを防止するように構成されている。真空容器２２０の内側の円筒形の表面によって、常温ボア２５０が画定される。リード２７２は、様々な超伝導コイル２１８、２５２、２７０に電流入力をもたらすために用いられる。

勾配コイルアセンブリ２０４は、例えば、自己シールド式の勾配コイルアセンブリであってもよい。勾配コイルアセンブリ２０４は、共通の軸線２１４に対して同心配置で配置された、円筒形の内側勾配コイルアセンブリまたは巻線２２４、ならびに円筒形の外側勾配コイルアセンブリまたは巻線２２６を備える。内側勾配コイルアセンブリ２２４は内側の（すなわち、主の）Ｘ、Ｙ、およびＺの勾配コイルを含み、また外側勾配コイルアセンブリ２２６は外側の（すなわち、シールド用の）Ｘ、Ｙ、およびＺのそれぞれの勾配コイルを含む。勾配コイルアセンブリ２０４のコイルは、ＭＲ撮像における要求に従って患者ボリューム２０８内に勾配磁場を発生させるように、コイルに電流を通すことによって起動させることができる。内側勾配コイルアセンブリ２２４と外側勾配コイルアセンブリ２２６との間のボリューム２３８または空間は、例えばエポキシ樹脂、粘弾性樹脂、ポリウレタン等の結合材料で充填されてもよい。あるいは、ガラスビーズ、シリカおよびアルミナなどの充填材料を含むエポキシ樹脂が、結合材料として用いられてもよい。図１および２に対して上述した円筒形のアセンブリ以外の、磁石および勾配のトポロジーが用いられてもよいことが理解されるべきである。例えばオープン型ＭＲＩシステムでも、以下に記載するような本発明の実施形態を使用することができる。

超伝導磁石２０２は、設置および起動中にエネルギーを与えられ（ランピングされ）、ＭＲＩシステムの設置後の運転寿命の間は、追加のエネルギーをさらに必要とする。図３は、一実施形態による、超伝導磁石にエネルギーを与えるシステムの概略回路図である。システム３０２は、超伝導磁石の主コイル３０８に電流を誘起するように、かつ室温環境から、極低温環境の超伝導磁石へと電気エネルギーを導入するように構成される。主コイル３０８は、図２に示すヘリウム容器２５４等の、極低温環境（点線３０６で示す）内に収容されている。主コイル３０８の電流が増加すると、主コイル３０８によって生成される磁場が増加する。したがって、システム３０２は、以下でさらに説明するように、主コイル３０８にエネルギーを供給するために用いることができる。システム３０２は、極低温環境３０６内に配置された第１のコイル（Ｃ１）３１０を含む。第１のコイル３１０は、巻線Ｃ１１およびＣ１２等の、１つ以上の巻線またはコイルを含むことができる。第１のコイル３１０は、主コイル３０８と誘導結合しないように構成される。１つの実施形態では、第１のコイル３１０は、図２に示すシールドコイル２７０等のシールドコイルである。

第２のコイル（Ｃ２）３１４は、第１のコイル３１０に結合される。第２のコイル３１４は、超伝導磁石低温槽の外部の室温環境（点線３０４で示す）に配置される。第２のコイル３１４は、主コイル３０８に誘導結合されるように構成される。第２のコイル３１４は抵抗コイルであり、例えば、複数回巻かれた絶縁銅線であってもよい。１つの実施形態において、第２のコイル３１４は、図２に示す共鳴アセンブリ２００等の、ＭＲＩシステムの共鳴アセンブリ内に配置された別個のコイルである。第２のコイル３１４は、図２に示すような共鳴アセンブリの様々な半径方向位置に配置することができる。例えば、第２のコイル３１４は、常温ボア２５０と勾配コイルアセンブリ２０４との間の空間に挿入することができる。第２のコイル３１４は、磁気の軸線方向の周囲に配置されることが好ましい。図３に戻ると、この実施形態では、第２のコイル３１４は、例えば点ｂと点ｃとの間、ならびに点ｆと点ｇとの間で、物理的な接続を用いて第１のコイル３１０に結合することができる。物理的な接続は、例えば低温槽につながる電流リード２７２（図２に示す）を用いて作ることができる。物理的な接続は、例えば電気プラグやコンセントであってもよい。磁石をランピングする前に、第１のコイル３１０と第２のコイル３１４とが接続される。第１のコイル３１０と第２のコイル３１４とは、ランピング後に切り離される。１つの実施形態では、第２のコイル３１４は、ランピング後に共鳴アセンブリから除去することができる。共鳴アセンブリへのアクセスは、共鳴アセンブリの点検端部２４０（図２に示す）で提供することができる。

別の実施形態では、第２のコイル３１４は、例えば、持ち運び可能なハウジング内にある、ＭＲＩシステムの外部の別個のコイルであってもよい。図５は、一実施形態による、超伝導磁石にエネルギーを与えるシステムで使用するための、持ち運び可能な装置の概略ブロック図である。図５では、第２のコイル５１４は抵抗コイルであり、例えば、複数回巻かれた絶縁銅線であってもよい。第２のコイル３１４は、持ち運び可能なハウジング５４０に封入することができる。コントローラ５３０およびユーザインターフェース５３２は、第２のコイル５１４に結合され、第２のコイル５１４を超伝導磁石の主コイルに磁気結合できるように、第２のコイル５１４の電流を、第１のコイル（図示せず）と同様に制御するために用いることができる。電力入力５３４は、交流周波数を伴う低電流交流電源等の、外部電源５２０に接続して電力を受ける。第２のコイル５１４は、ＭＲＩシステム共鳴アセンブリの近くか、あるいはその中（例えば、患者ボアチューブの患者撮像空間）に配置される。また、第２のコイル５１４は、接続５５０を介して第１のコイル（図３に示す）に接続することができる。接続５５０は、物理的な接続であってもよい。図３に戻ると、物理的な接続は、点ｂと点ｃとの間、ならびに点ｆと点ｇとの間であってもよい。物理的な接続は、例えば低温槽につながる電流リード２７２（図２に示す）を用いて作ることができる。物理的な接続は、例えば電気プラグやコンセントであってもよい。磁石をランピングする前に、第１のコイル３１０と第２のコイル３１４とが接続される。第１のコイル３１０と第２のコイル３１４とは、ランピング後に切り離される。共鳴アセンブリへのアクセスは、共鳴アセンブリの点検端部２４０（図２に示す）で提供することができる。

図３では、電源３２０は、スイッチ（Ｋ１）３１６、スイッチ（Ｋ２）３１８、および超伝導スイッチ（Ｓ１）３１２を介して、第１のコイル３１０および第２のコイル３１４にも結合されている。上述したように、電源は、例えば、交流周波数を伴う低電流交流電源であってもよい。コントローラ（図示せず）が、システム３０２の動作を制御するために用いられ、例えば、ＭＲＩシステム制御コンピュータ３２（図１に示す）のコントローラであってもよく、あるいは第２のコイル３１４および電源３２０に結合された別個の外部コントローラであってもよい。システム３０２は制御され、第２のコイル３１４は、主コイル３０８に電流を誘起するために主コイル３０８に磁気結合し、これによって主コイル３０８の電流を増加させ、その結果、主磁場が増加する。特に、スイッチ３１２、３１６、および３１８、ならびに電源３２０は、目標電流（および目標磁場強度）に到達するために、主コイル３０８の電流を増加させるように制御される。以下の表１は、主コイル３０８にエネルギーを与えるシステム３０２を使用するための例示的な動作周期を示している。

第１のステップで、スイッチ３１２および３１８が開かれ、スイッチ３１６は閉じられ、そして電源は入力電流Ｉ１を供給し、ループａ−ｂ−ｃ−ｄ−ｅ−ｆ−ｇ−ｈ−ａを通って流れる。第２のステップで、電源電流が引き出されてスイッチ３１２が閉じられ、その結果、電流Ｉ１はループｃ−ｄ−ｅ−ｆを通って流れる。第３のステップで、スイッチ３１６は開かれ、スイッチ３１８は閉じられる。電流Ｉ１は、まだループｃ−ｄ−ｅ−ｆを通って流れている。第４のステップで、スイッチ３１２が開かれ、電流Ｉ１は、ループｂ−ｃ−ｄ−ｅ−ｆ−ｇ−ｂを通ってゼロまで減衰させることができる。第２のコイル３１４は、この周期の間に、ループＡ−Ｂ−Ｃ−Ｄを介して主コイル３０８に電流ΔＩ０を誘起する。第５のステップで、スイッチ３１６は閉じられる。主コイル３０８の電流が目標電流に到達しない場合は、これらのステップが繰り返される。主コイル３０８の電流が目標電流に到達したときは、この工程は停止される。必要であれば、第２のコイル３１４は、第１のコイル３１０から切り離すことができ、いくつかの実施形態では、ＭＲＩシステムから除去される。

また、液体ヘリウムの潜在的損失を排除するために、極低温環境と室温環境との間の物理的な接続を除去するのも有効であろう。図４は、一実施形態による、超伝導磁石にエネルギーを与えるシステムの概略回路図である。システム４０２は、超伝導磁石の主コイル４０８に電流を誘起するように、かつ室温環境から極低温環境の超伝導磁石へと電気エネルギーを導入するように構成される。主コイル４０８は、図２に示すヘリウム容器２５４等の、極低温環境（点線４０６で示す）内に収容されている。主コイル４０８の電流が増加すると、主コイル４０８によって生成される磁場が増加する。したがって、システム４０２は、以下でさらに説明するように、主コイル４０８にエネルギーを供給するために用いることができる。システム４０２は、超伝導磁石低温槽の外部の室温環境（点線４０４で示す）内に配置された、第１のコイル（Ｃ１１）４１０を含む。第１のコイル４１０は、抵抗コイルであり、巻線Ｃ１１およびＣ１２等の、１つ以上の巻線またはコイルを含むことができる。第１のコイル３１０は、主コイル４０８と誘導結合しないように構成される。

１つの実施形態において、第１のコイル４１０は、図２に示す共鳴アセンブリ２００等の、ＭＲＩシステムの共鳴アセンブリ内に配置された別個のコイルである。第１のコイル４１０は、図２に示すような共鳴アセンブリの様々な半径方向位置に配置することができる。例えば、第１のコイル４１０は、常温ボア２５０と勾配コイルアセンブリ２０４との間の空間に挿入することができる。図３に戻ると、別の実施形態では、第１のコイル３１０は、例えば図２に示す勾配コイルアセンブリ２０４の、勾配コイルの一部である。例えば、軸線ｚの勾配コイルの半分は、第１のコイル４１０として用いることができる。さらに別の実施形態では、第１のコイル４１０は、例えば、図６に対して以下でさらに説明されるような持ち運び可能なハウジング内にある、ＭＲＩシステムの外部の別個のコイルであってもよい。

第２のコイル（Ｃ２）４１４は、第１のコイル４１０に結合される。第２のコイル４１４もまた、超伝導磁石低温槽の外部の室温環境に配置される。第２のコイル４１４は、主コイル４０８に誘導結合されるように構成される。第２のコイル４１４は抵抗コイルであり、例えば、複数回巻かれた絶縁銅線であってもよい。１つの実施形態において、第２のコイル４１４は、図２に示す共鳴アセンブリ２００等の、ＭＲＩシステムの共鳴アセンブリ内に配置された別個のコイルである。第２のコイル４１４は、図２に示すような共鳴アセンブリの様々な半径方向位置に配置することができる。例えば、第２のコイル４１４は、常温ボア２５０と勾配コイルアセンブリ２０４との間の空間に挿入することができる。第２のコイル４１４は、磁気の軸線方向の周囲に配置されることが好ましい。図４に戻ると、第２のコイル４１４は、例えば点ｂと点ｃとの間、ならびに点ｆと点ｇとの間で、物理的な接続を用いて第１のコイル４１０に結合することができる。物理的な接続は、例えば電気プラグやコンセントであってもよい。磁石をランピングする前に、第１のコイル４１０と第２のコイル４１４とが接続される。第１のコイル４１０と第２のコイル４１４とは、ランピング後に切り離される。１つの実施形態では、第２のコイル４１４は、ランピング後に共鳴アセンブリから除去することができる。共鳴アセンブリへのアクセスは、共鳴アセンブリの点検端部２４０（図２に示す）で提供することができる。

別の実施形態では、第２のコイル４１４は、例えば、図５に対して上述したような持ち運び可能なハウジング内にある、ＭＲＩシステムの外部の別個のコイルであってもよい。上述したように、第１のコイル４１０もまた、ＭＲＩシステムの外部にあってもよい。図６は、一実施形態による、超伝導磁石にエネルギーを与えるシステムで使用するための、持ち運び可能な装置の概略ブロック図である。図６では、第１のコイル６１０および第２のコイル６１４は抵抗コイルであり、例えば、複数回巻かれた絶縁銅線であってもよい。第１のコイル６１０および第２のコイル６１４は両方とも、持ち運び可能なハウジング６４０に封入することができる。コントローラ６３０およびユーザインターフェース６３２は、第２のコイル６１４に結合され、第２のコイル６１４を超伝導磁石の主コイルに磁気結合できるように、第１のコイル６１０および第２のコイル６１４の電流を制御するために用いることができる。電力入力６３４は、交流周波数を伴う低電流交流電源等の、外部電源６２０に接続して電力を受ける。システム６０２は、ＭＲＩシステム共鳴アセンブリの近くか、あるいはその中（例えば、患者ボアチューブの患者撮像空間）に配置される。また、第２のコイル６１４は、接続６５０を介して第１のコイル６１０に接続することができる。接続６５０は、物理的な接続であってもよい。図４に戻ると、物理的な接続は、点ｂと点ｃとの間、ならびに点ｆと点ｇとの間であってもよい。物理的な接続は、例えば電気プラグやコンセントであってもよい。

図４の例示的な実施形態では、電源４２０は、スイッチ（Ｋ１）４１６、およびスイッチ（Ｋ２）４１８を介して、第１のコイル４１０および第２のコイル４１４にも結合されている。上述したように、電源４２０は、例えば、交流周波数を伴う低電流交流電源であってもよい。コントローラ（図示せず）が、システム３０２の動作を制御するために用いられ、例えば、ＭＲＩシステム制御コンピュータ３２（図１に示す）のコントローラであってもよく、あるいは第２のコイル４１４および電源４２０に結合された別個の外部コントローラであってもよい。システム４０２は制御され、第２のコイル４１４は、主コイル４０８に電流を誘起するために主コイル４０８に磁気結合し、これによって主コイル４０８の電流を増加させ、その結果、主磁場が増加する。特に、スイッチ４１６および４１８、ならびに電源４２０は、目標電流（および目標磁場強度）に到達するために、主コイル４０８の電流を増加させるように制御される。以下の表２は、主コイル４０８にエネルギーを与えるシステム４０２を使用するための例示的な動作周期を示している。

第１のステップで、スイッチ４１６が閉じられ、スイッチ４１８が開かれ、そして電源は入力電流Ｉ１を供給し、ループａ−ｂ−ｅ−ｆ−ａを通って流れる。第２のステップで、スイッチ４１８が閉じられるのと同時にスイッチ４１６が開かれ、その結果、電流Ｉ２は、ループｂ−ｅ−ｄ−ｃ−ｂを通って流れる。第３のステップで、この周期の間に、電流Ｉ２はゼロまで減衰し始め、ループＡ−Ｂ−Ｃ−Ｄを介して主コイル４０８に電流ΔＩ０を誘起する。第４のステップで、電流Ｉ２がゼロに近づくと、スイッチ４１６は閉じられ、スイッチ４１８が開かれる。主コイル４０８の電流が目標電流に到達しない場合は、これらのステップが繰り返される。主コイル４０８の電流が目標電流に到達したときは、この工程は停止される。必要であれば、第２のコイル４１４は、第１のコイル４１０から切り離すことができ、いくつかの実施形態では、ＭＲＩシステムから除去される。

上述した方法による、超伝導磁石にエネルギーを与えるためのコンピュータ実行可能命令は、コンピュータ可読媒体のフォームに記憶することができる。コンピュータ可読媒体は、コンピュータ可読命令、データ構造、プログラムモジュール、またはその他のデータ等の情報を記憶するために、任意の方法または技術で実装された、揮発性および不揮発性、リムーバブルおよび非リムーバブルの媒体を含む。コンピュータ可読媒体は、これに限定されないが、ランダムアクセスメモリ（ＲＡＭ）、読み出し専用メモリ（ＲＯＭ）、電気的に消去可能なプログラム可能ＲＯＭ（ＥＥＰＲＯＭ）、フラッシュメモリその他のメモリ技術、コンパクトディスクＲＯＭ（ＣＤ−ＲＯＭ）、デジタル多用途ディスク（ＤＶＤ）その他の光ディスク記憶装置、磁気カセット、磁気テープ、磁気ディスク記憶装置その他の磁気記憶装置、あるいは所望の命令を記憶するために使用でき、インターネットその他のコンピュータネットワークによるアクセス法を含めてシステム１０（図１に示す）がアクセスできる、任意の他の媒体を含む。

開示されている方法およびシステムの技術的効果は、ＭＲＩシステムの超伝導磁石にエネルギーを与えるためのコンピュータ実装技術を提供することである。

本発明を開示するために例を用いる本明細書は、最良の態様を含み、また、当業者による本発明の作成および使用を可能にする。本発明の特許性のある範囲は、特許請求の範囲によって定義され、当業者が思いつく他の例を含み得る。このような他の例は、特許請求の範囲の文言と異ならない構造要素を有する場合、または特許請求の範囲の文言とわずかしか異ならない同等の構造要素を含む場合は、特許請求の範囲内であることが意図される。任意の工程または方法ステップの順序および配列は、代替的な実施形態によって変更または再配列されてもよい。

本発明の精神から逸脱することなく、本発明に対し多くの他の変更および修正をなすことができる。これらその他の変更の範囲は、添付の特許請求の範囲から明らかになるであろう。

１０ＭＲＩシステム
１２オペレータコンソール
１３入力装置
１４制御パネル
１６表示装置
１８リンク
２０コンピュータシステム
２０ａバックプレーン
２２画像プロセッサモジュール、画像プロセッサ
２４ＣＰＵモジュール
２６メモリモジュール
３２ＭＲＩシステム制御コンピュータ
３２ａデータ接続
３４リンク
３６ＣＰＵモジュール
３８パルス発生器モジュール
４０通信リンク
４２勾配増幅器システム
４４生体的収集コントローラ（ｐｈｙｓｉｏｌｏｇｉｃａｌａｃｑｕｉｓｉｔｉｏｎｃｏｎｔｒｏｌｌｅｒ）
４６スキャンルームインターフェース回路
４８患者位置決めシステム
５０勾配コイルアセンブリ
５２共鳴アセンブリ
５４超伝導主コイル
５６ＲＦコイル
５８トランシーバモジュール、トランシーバ
６０ＲＦ増幅器
６２送信／受信スイッチ
６４前置増幅器
６６メモリモジュール
６８アレイプロセッサ
７０撮像対象
７２患者撮像ボリューム（ｐａｔｉｅｎｔｉｍａｇｉｎｇｖｏｌｕｍｅ）
７６並列撮像コイル、表面コイル
２００共鳴アセンブリ
２０２超伝導磁石
２０４勾配コイルアセンブリ
２０６ＲＦコイル
２０８患者ボリューム、ボア
２１０患者ボアチューブ
２１２撮像対象
２１４中心軸線
２１６クレードル
２１８超伝導主コイル、超伝導コイル
２２０真空容器
２２２低温槽
２２４内側勾配コイルアセンブリ、巻線
２２６外側勾配コイルアセンブリ、巻線
２３８ボリューム
２４０点検端部
２４２患者端部
２５０常温ボア
２５２バッキングコイル、超伝導コイル
２５４ヘリウム容器
２７０超伝導シールドコイル、超伝導コイル
２７２電流リード
３０２システム
３０４室温環境
３０６極低温環境
３０８主コイル
３１０第１のコイル
３１２超伝導スイッチ
３１４第２のコイル
３１６、３１８スイッチ
３２０電源
４０２システム
４０４室温環境
４０６極低温環境
４０８主コイル
４１０第１のコイル
４１４第２のコイル
４１６、４１８スイッチ
４２０電源
５１４第２のコイル
５２０外部電源
５３０コントローラ
５３２ユーザインターフェース
５３４電力入力
５４０持ち運び可能なハウジング
５５０接続
６０２システム
６１０第１のコイル
６１４第２のコイル
６２０外部電源
６３０コントローラ
６３２ユーザインターフェース
６３４電力入力
６４０持ち運び可能なハウジング
６５０接続
Ｃ２第２のコイル
Ｃ１１、Ｃ１２巻線
Ｉ０、Ｉ１、Ｉ２電流
Ｋ１、Ｋ２スイッチ
Ｓ１超伝導スイッチ
ａ、ｂ、ｃ、ｄ、ｅ、ｆ、ｇ、ｈ点（ループ）
Ａ、Ｂ、Ｃ、Ｄ点（ループ）

Claims

磁気共鳴撮像（ＭＲＩ）システム（１０）の超伝導磁石（２０２）の主コイル（３０８）にエネルギーを与えるシステム（３０２）であって、
ハウジングを含む低温槽（２２２）と、
前記低温槽の前記ハウジング内に配置された第１のコイル（３１０）と、
前記第１のコイルに結合され、前記低温槽の前記ハウジングの外部に配置された第２のコイル（３１４）であって、前記第２のコイルは、前記主コイルに誘導結合するように構成される、第２のコイル（３１４）と、
前記第１のコイルおよび前記第２のコイルに結合され、前記主コイルに電流を誘起するために、前記第１のコイルおよび前記第２のコイルを制御するように構成されたコントローラ（５３０）とを備えるシステム（３０２）。
前記第１のコイルが、超伝導コイルである、請求項１に記載のシステム。
前記第１のコイルが、シールドコイルである、請求項１に記載のシステム。
前記第２のコイルが、抵抗コイルである、請求項１に記載のシステム。
前記第２のコイルが、複数回巻かれた銅線を備える、請求項４に記載のシステム。
前記第２のコイルが、前記ＭＲＩシステムの共鳴アセンブリ（５２、２００）内に配置される、請求項１に記載のシステム。
前記第２のコイルが、常温ボア（２５０）と勾配コイルとの間に配置される、請求項６に記載のシステム。
前記第２のコイルが、前記ＭＲＩシステムの外部にある、請求項１に記載のシステム。
前記第２のコイルが、持ち運び可能なハウジング（５４０）内に配置される、請求項８に記載のシステム。
磁気共鳴撮像（ＭＲＩ）システム（１０）の超伝導磁石（２０２）の主コイル（４０８）にエネルギーを与えるシステム（４０２）であって、前記超伝導磁石は、ハウジングを有する低温槽（２２２）に配置され、前記システムは、
前記低温槽の前記ハウジングの外部に配置された第１のコイル（４１０）と、
前記第１のコイルに結合され、前記低温槽の前記ハウジングの外部に配置された第２のコイル（４１４）であって、前記第２のコイルは、前記主コイルに誘導結合するように構成される、第２のコイルと、
前記第１のコイルおよび前記第２のコイルに結合され、前記主コイルに電流を誘起するために、前記第１のコイルおよび前記第２のコイルを制御するように構成されたコントローラ（６３０）とを備えるシステム。
前記第１のコイルが、抵抗コイルである、請求項１０に記載のシステム。
前記第１のコイルが、前記ＭＲＩシステムの共鳴アセンブリ（５２、２００）内に配置される、請求項１０に記載のシステム。
前記第１のコイルが、勾配コイルである、請求項１０に記載のシステム。
前記第１のコイルが、前記ＭＲＩシステムの外部にある、請求項１０に記載のシステム。
前記第１のコイルが、持ち運び可能なハウジング（６４０）内に配置される、請求項１４に記載のシステム。
前記第２のコイルが、抵抗コイルである、請求項１０に記載のシステム。
前記第２のコイルが、前記ＭＲＩシステムの共鳴アセンブリ（５２、２００）内に配置される、請求項１０に記載のシステム。
前記第２のコイルが、前記ＭＲＩシステムの外部にある、請求項１０に記載のシステム。
前記第２のコイルが、持ち運び可能なハウジング（６４０）内に配置される、請求項１８に記載のシステム。
前記第２のコイルが、複数回巻かれた銅線を備える、請求項１６に記載のシステム。