JPH08168476A - オーバショルダ形の磁気共鳴イメージング磁石 - Google Patents
オーバショルダ形の磁気共鳴イメージング磁石Info
- Publication number
- JPH08168476A JPH08168476A JP7195650A JP19565095A JPH08168476A JP H08168476 A JPH08168476 A JP H08168476A JP 7195650 A JP7195650 A JP 7195650A JP 19565095 A JP19565095 A JP 19565095A JP H08168476 A JPH08168476 A JP H08168476A
- Authority
- JP
- Japan
- Prior art keywords
- coil
- lumen
- magnetic resonance
- resonance imaging
- longitudinal
- 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.)
- Granted
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
- G01R33/381—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
- G01R33/38—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
- G01R33/387—Compensation of inhomogeneities
- G01R33/3875—Compensation of inhomogeneities using correction coil assemblies, e.g. active shimming
Abstract
(57)【要約】
【課題】 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。 【解決手段】 環状で円筒形の真空エンクロージャ12
を含み、これは、縦方向の軸14、縦方向の第1の端1
6、縦方向の第2の端18、縦方向の第1の端から縦方
向の第2の端に向かって伸びる直径がより大きな第1の
内腔20、および縦方向の第2の端から第1の内腔に向
かって伸びる直径がより小さい第2の内腔22を有す
る。第1および第2の超伝導コイルが真空エンクロージ
ャの中に配置され、第1のコイル24aはほぼ円周方向
に第1の内腔を取り囲み、第2のコイル24bはほぼ円
周方向に第2の内腔を取り囲み、軸から第2のコイルの
半径方向に最も内側の部分26までの半径方向距離が第
1の内腔の半径より小さい。第2の内腔の中に勾配コイ
ル32が配置される。
な設計の超伝導MRI磁石を提供する。 【解決手段】 環状で円筒形の真空エンクロージャ12
を含み、これは、縦方向の軸14、縦方向の第1の端1
6、縦方向の第2の端18、縦方向の第1の端から縦方
向の第2の端に向かって伸びる直径がより大きな第1の
内腔20、および縦方向の第2の端から第1の内腔に向
かって伸びる直径がより小さい第2の内腔22を有す
る。第1および第2の超伝導コイルが真空エンクロージ
ャの中に配置され、第1のコイル24aはほぼ円周方向
に第1の内腔を取り囲み、第2のコイル24bはほぼ円
周方向に第2の内腔を取り囲み、軸から第2のコイルの
半径方向に最も内側の部分26までの半径方向距離が第
1の内腔の半径より小さい。第2の内腔の中に勾配コイ
ル32が配置される。
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。
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。
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(bo
re)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。
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(bo
re)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。
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。
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(MR
I)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。
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(MR
I)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。
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(MR
I)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2
0、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1
0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。
を示す。図1は本発明の磁気共鳴イメージング(MR
I)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2
0、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1
0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2
0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2
6までの半径方向距離は、第1の内腔20の半径より小
さい。
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2
0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2
6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1
8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。
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1
8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。
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2
0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1
4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。
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2
0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1
4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。
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2
4a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)N
b−Sn超伝導テープで構成された。第1のコイル24
a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0.5c
m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3
cm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2
4fを支持するコイル枠54を含むことが好ましい。
4a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)N
b−Sn超伝導テープで構成された。第1のコイル24
a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0.5c
m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3
cm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2
4f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2
4f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。
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2
4f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1
12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12
4f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。
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1
12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12
4f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)。
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14
4)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124
b)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1
10)が得られる。真空エンクロージャ12(または1
12)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1
0(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。
−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14
4)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124
b)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1
10)が得られる。真空エンクロージャ12(または1
12)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1
0(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。
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。
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。
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。
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
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (72)発明者 エヴァンゲロス・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 (72)発明者 マイケル・ドラー・オウグル アメリカ合衆国、ニューヨーク州、バーン ト・ヒルズ、ジェンキンス・ロード、84番
Claims (11)
- 【請求項1】 (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。 - 【請求項2】 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。 - 【請求項3】 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。 - 【請求項4】 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。 - 【請求項5】 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。 - 【請求項6】 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。 - 【請求項7】 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。 - 【請求項8】 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。 - 【請求項9】 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。 - 【請求項10】 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。 - 【請求項11】 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。
Applications Claiming Priority (2)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
US08/286364 | 1994-08-05 | ||
US08/286,364 US5416415A (en) | 1994-08-05 | 1994-08-05 | Over-shoulder MRI magnet for human brain imaging |
Publications (2)
Publication Number | Publication Date |
---|---|
JPH08168476A true JPH08168476A (ja) | 1996-07-02 |
JP3706658B2 JP3706658B2 (ja) | 2005-10-12 |
Family
ID=23098282
Family Applications (1)
Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
---|---|---|---|
JP19565095A Expired - Fee Related JP3706658B2 (ja) | 1994-08-05 | 1995-08-01 | オーバショルダ形の磁気共鳴イメージング磁石 |
Country Status (4)
Country | Link |
---|---|
US (1) | US5416415A (ja) |
EP (1) | EP0695949B1 (ja) |
JP (1) | JP3706658B2 (ja) |
DE (1) | DE69526394T2 (ja) |
Cited By (7)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
JP2002093616A (ja) * | 2000-09-18 | 2002-03-29 | Hitachi Medical Corp | 開放型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 |
JP2005137912A (ja) * | 2003-11-10 | 2005-06-02 | Siemens Ag | 磁気共鳴装置の時間的に可変の磁場を発生する磁場発生器および磁場発生器を備えた磁気共鳴装置 |
JP2006055640A (ja) * | 2004-08-19 | 2006-03-02 | General Electric Co <Ge> | 非対称の漏洩磁場を発生させる磁気共鳴イメージング用マグネットのシステム、方法及び装置 |
JP2008149118A (ja) * | 2006-11-24 | 2008-07-03 | Toshiba Corp | Mri装置 |
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 |
JP2018110865A (ja) * | 2017-01-13 | 2018-07-19 | シロナ・デンタル・システムズ・ゲゼルシャフト・ミット・ベシュレンクテル・ハフツング | 患者の頭部領域を測定するためのmri装置および方法 |
WO2020067458A1 (ja) * | 2018-09-28 | 2020-04-02 | 日本製鉄株式会社 | 核磁気共鳴用磁石ユニット及び核磁気共鳴用磁場発生装置 |
Families Citing this family (40)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
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 |
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 |
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 |
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 |
WO2008049174A1 (en) * | 2006-10-27 | 2008-05-02 | Nmr Holdings No. 2 Pty Limited | Magnets for use in magnetic resonance imaging |
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 |
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 |
BRPI1015098A2 (pt) * | 2009-04-20 | 2016-05-03 | Tim Medical Holdings Company Ltd | arranjo de bobina de cabeça de rf supercondutoras resfriados criogenicamente e sistema de formação de imagem de ressonância magnética (mri) usando o mesmo |
DE112010004900B4 (de) | 2009-12-21 | 2019-05-09 | Nmr Holdings No. 2 Pty Limited | 0pen-Bore-Magnet zur Verwendung bei Magnetresonanztomographie |
WO2013118117A1 (en) * | 2012-02-08 | 2013-08-15 | Anatech Advanced Nmr Algorithms Technologies Ltd | Method and system for inspection of composite material components |
US10470686B2 (en) * | 2012-12-26 | 2019-11-12 | Koninklijke Philips N.V. | Accessible magnetic resonance imaging scanner system for magnetic resonance guided interventional procedures |
JP6533513B2 (ja) * | 2013-03-28 | 2019-06-19 | コーニンクレッカ フィリップス エヌ ヴェKoninklijke Philips N.V. | 可変患者サイズに対するマルチゾーン無線周波数コイルアレイ |
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 |
EP3183592B1 (en) | 2014-08-18 | 2024-01-10 | 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 |
US11237234B2 (en) | 2017-03-24 | 2022-02-01 | Victoria Link Limited | MRI magnet and apparatus |
AU2019396124B2 (en) * | 2018-12-13 | 2021-06-17 | Magnetica Limited | Gradient coil system |
JP2022520767A (ja) | 2019-02-12 | 2022-04-01 | マグネティカ リミテッド | 磁石および磁気共鳴イメージングシステム |
IT201900015839A1 (it) | 2019-09-06 | 2021-03-06 | Itt Italia Srl | Pastiglia freno per veicoli e suo processo di produzione |
EP4326586A1 (en) | 2021-05-25 | 2024-02-28 | 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
- 1995-07-13 EP EP95304890A patent/EP0695949B1/en not_active Expired - Lifetime
- 1995-08-01 JP JP19565095A patent/JP3706658B2/ja not_active Expired - Fee Related
Cited By (10)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
JP2002093616A (ja) * | 2000-09-18 | 2002-03-29 | Hitachi Medical Corp | 開放型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 |
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 |
JP2005137912A (ja) * | 2003-11-10 | 2005-06-02 | Siemens Ag | 磁気共鳴装置の時間的に可変の磁場を発生する磁場発生器および磁場発生器を備えた磁気共鳴装置 |
JP2006055640A (ja) * | 2004-08-19 | 2006-03-02 | General Electric Co <Ge> | 非対称の漏洩磁場を発生させる磁気共鳴イメージング用マグネットのシステム、方法及び装置 |
JP2008149118A (ja) * | 2006-11-24 | 2008-07-03 | Toshiba Corp | Mri装置 |
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 |
JP2014000388A (ja) * | 2012-05-21 | 2014-01-09 | Toshiba Corp | 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 |
JP2018110865A (ja) * | 2017-01-13 | 2018-07-19 | シロナ・デンタル・システムズ・ゲゼルシャフト・ミット・ベシュレンクテル・ハフツング | 患者の頭部領域を測定するためのmri装置および方法 |
WO2020067458A1 (ja) * | 2018-09-28 | 2020-04-02 | 日本製鉄株式会社 | 核磁気共鳴用磁石ユニット及び核磁気共鳴用磁場発生装置 |
JPWO2020067458A1 (ja) * | 2018-09-28 | 2021-08-30 | 日本製鉄株式会社 | 核磁気共鳴用磁石ユニット及び核磁気共鳴用磁場発生装置 |
Also Published As
Publication number | Publication date |
---|---|
EP0695949B1 (en) | 2002-04-17 |
JP3706658B2 (ja) | 2005-10-12 |
DE69526394T2 (de) | 2002-11-07 |
EP0695949A3 (ja) | 1996-03-13 |
DE69526394D1 (de) | 2002-05-23 |
US5416415A (en) | 1995-05-16 |
EP0695949A2 (en) | 1996-02-07 |
Similar Documents
Publication | Publication Date | Title |
---|---|---|
JPH08168476A (ja) | オーバショルダ形の磁気共鳴イメージング磁石 | |
JP3631533B2 (ja) | 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 | |
JP3527313B2 (ja) | 平形磁気共鳴イメージング磁石 | |
US5563566A (en) | Cryogen-cooled open MRI superconductive magnet | |
JP3711659B2 (ja) | 開放形磁気共鳴作像磁石 | |
JP3527310B2 (ja) | 開放形磁気共鳴イメージング磁石 | |
US5677630A (en) | Planar superconducting MRI magnet | |
JP3556948B2 (ja) | 磁気共鳴イメージング用の円錐台形磁石 | |
US5874880A (en) | Shielded and open superconductive magnet | |
US5361054A (en) | Magnet system | |
JPH11283824A (ja) | 遮蔽付き開放型超伝導磁石 | |
US5721523A (en) | Compact MRI superconducting magnet | |
JP3663262B2 (ja) | 開放形磁気共鳴作像磁石 | |
US6965236B2 (en) | MRI system utilizing supplemental static field-shaping coils | |
US5568110A (en) | Closed MRI magnet having reduced length | |
JP2000279394A (ja) | シールドを有する開放型磁石 | |
JPH0479304A (ja) | 超電導マグネット装置 | |
US5521571A (en) | Open MRI magnet with uniform imaging volume | |
JPS63304608A (ja) | 核スピン断層撮影装置の磁石系 |
Legal Events
Date | Code | Title | Description |
---|---|---|---|
A131 | Notification of reasons for refusal |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A131 Effective date: 20041207 |
|
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: 20050705 |
|
A61 | First payment of annual fees (during grant procedure) |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A61 Effective date: 20050801 |
|
R150 | Certificate of patent or registration of utility model |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R150 |
|
LAPS | Cancellation because of no payment of annual fees |