JPH0838453A - 開放形磁気共鳴イメージング磁石 - Google Patents

開放形磁気共鳴イメージング磁石

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JPH0838453A
JPH0838453A JP7068457A JP6845795A JPH0838453A JP H0838453 A JPH0838453 A JP H0838453A JP 7068457 A JP7068457 A JP 7068457A JP 6845795 A JP6845795 A JP 6845795A JP H0838453 A JPH0838453 A JP H0838453A
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Abstract

(57)【要約】 【目的】 磁界が非常に一様な開放形磁気共鳴イメージ
ング磁石を提供する。 【構成】 離間して配置された第１および第２の超伝導
コイル組立体（１２，２０）を有し、各組立体は、超伝
導主コイル（４０，４６）および超伝導バッキングコイ
ル（４４，５０）を収容したドーナツ形のコイルハウジ
ング（１４，２２）を含む。バッキングコイルは、主コ
イルの半径方向内側に且つ主コイルから半径方向に離間
して配置され、主コイルと等しいアンペア数の電流を主
コイルと逆の方向に通す。バッキングコイルは（磁石の
超伝導コイル組立体相互の間の開放空間によって形成さ
れる）主コイルのイメージング容積（６４）内の大きな
磁界歪を解消して、イメージング容積内に非常に一様な
磁界を作る。

Description

【発明の詳細な説明】
【０００１】
【産業上の利用分野】本発明は一般に、磁気共鳴イメー
ジング（ＭＲＩ）診断システムの一部として高磁界を発
生するために使用される超伝導磁石に関するものであ
り、更に詳しくは高一様性の磁界を発生する開放形の設
計の超伝導磁石に関するものである。
【０００２】
【従来の技術】超伝導磁石等の磁石を用いる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
コイル組立体には、超伝導主コイルが含まれている。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。Ｎｉ−Ｔｉ超伝導コイルは通常、ほぼ４ケルビンの
温度で動作し、またＮｉ−Ｓｎ超伝導コイルは通常、ほ
ぼ１０ケルビンの温度で動作する。
【０００３】公知の超伝導磁石の設計には、閉鎖形磁石
および開放形磁石が含まれる。閉鎖形磁石は通常、内腔
（ｂｏｒｅ）を設けた単一の管状の超伝導コイル組立体
を有する。超伝導コイル組立体は、半径方向に整列され
且つ縦方向に間隔を置いて配置された数個の超伝導主コ
イルを含み、その各々は同一方向に等しい大電流を通
す。したがって、超伝導主コイルは、イメージングの対
象となる被検体が配置される磁石の内腔の中心にある球
形のイメージング容積内に高一様性の磁界を作るように
設計される。磁石はこのようにイメージング容積内に非
常に一様な磁界を形成するように設計されるが、磁石の
製造許容差、および磁石の現場の環境によって生じる磁
界の乱れにより、通常、現場で磁界のこのような僅かの
むらについて磁石の補正を行わなければならない。通
常、鉄片を使用することにより、あるいは液体ヘリウム
で冷却されるＮｂ−Ｔｉ超伝導磁石の場合には多数のＮ
ｂ−Ｔｉ超伝導補正コイルを使用することにより、現場
で磁石の調整（シミング）が行われる。補正コイルは、
超伝導コイル組立体の中で主コイルの半径方向内側に且
つ主コイルの近くに配置される。各補正コイルは、主コ
イルに流れる電流の方向に対して逆の方向のような任意
の必要な方向に異なる小さい電流を通す。また、主コイ
ルによって発生されて主コイルを囲む高磁界が磁石近傍
の電子装置に悪影響を及ぼさないように、超伝導コイル
組立体の中に遮蔽コイルを設けてもよい。このような遮
蔽コイルは、主コイルの半径方向外側に配置され、アン
ペア数が主コイルに流れる電流とほぼ等しく且つ方向が
逆方向の電流を通す。
【０００４】開放形磁石では通常、間隔を置いて配置さ
れた２つの超伝導コイル組立体が用いられる。組立体相
互の間には空間があるので、ＭＲＩイメージングの際に
医者が手術や他の医用手順のために接近することができ
る。患者はその空間内あるいはドーナツ形のコイル組立
体の内腔に配置してもよい。その開放空間は、閉鎖形磁
石設計で生じ得る閉所恐怖感を患者が克服するのを助け
る。本願発明の以前には、公知の開放形超伝導磁石は文
献にのみ存在した。しかし、文献には、超伝導コイル組
立体相互の間に開放空間があることによって磁界が大き
く歪んで、イメージング容積内に一様性の低い磁界が生
じた場合に、イメージング容積内に非常に一様な磁界が
得られるように開放形超伝導磁石をどのように設計する
かについては何ら触れられていない。このような磁界の
歪は、公知の磁石調整技術を使用して克服できる歪をは
るかに超えている。
【０００５】磁石の超伝導コイル組立体相互の間の開放
空間によって生じる大きな磁界歪にもかかわらず、イメ
ージング容積内の磁界が非常に一様となるように設計さ
れる開放形ＭＲＩ磁石が必要とされている。
【０００６】
【発明の目的】本発明の目的は、イメージング容積内の
磁界が高一様性を持つように設計される開放形超伝導Ｍ
ＲＩ磁石を提供することである。
【０００７】
【発明の概要】本発明の開放形ＭＲＩ磁石は、ほぼドー
ナツ形の第１のコイルハウジング、ほぼ環状の第１の超
伝導主コイルおよびほぼ環状の第１の超伝導バッキング
（ｂｕｃｋｉｎｇ）コイルを有する第１の超伝導コイル
組立体を含む。第１のコイルハウジングは第１の内腔を
取り囲み、ほぼ縦方向の第１の軸を持つ。第１の主コイ
ルおよび第１のバッキングコイルは各々ほぼ第１の軸と
同軸にそろえられて、第１のコイルハウジングの中に配
置されている。第１のバッキングコイルは、第１の主コ
イルの半径方向内側に且つ第１の主コイルから半径方向
に離間して配置される。第１の主コイルは第１の方向に
第１の主電流を通し、第１のバッキングコイルは第１の
方向とは逆の方向に第１のバッキング電流を通す。本発
明の開放形ＭＲＩ磁石はまた、ほぼドーナツ形の第２の
コイルハウジング、ほぼ環状の第２の超伝導主コイルお
よびほぼ環状の第２の超伝導バッキングコイルを有する
第２の超伝導コイル組立体も含む。第２のコイルハウジ
ングは、第１のコイルハウジングから縦方向に離間して
配置されて、第２の内腔を取り囲み、第１の軸とほぼ同
軸にそろえられたほぼ縦方向の第２の軸を持つ。第２の
主コイルおよび第２のバッキングコイルは各々ほぼ第２
の軸と同軸にそろえられて、第２のコイルハウジングの
中に配置されている。第２のバッキングコイルは、第２
の主コイルの半径方向内側に且つ第２の主コイルから半
径方向に離間して配置される。第２の主コイルは第１の
方向に第２の主電流を通し、第２のバッキングコイルは
逆の方向に第２のバッキング電流を通す。
【０００８】好ましい実施の態様では、第１のバッキン
グコイルは、第１の主コイルの半径方向の厚さの少なく
とも２倍にほぼ等しい距離だけ第１の主コイルから半径
方向に離間して配置され、すべての電流はアンペア数が
ほぼ等しく、両超伝導コイル組立体はほぼ鏡像関係に配
置される。本発明からいくつかの利益および利点が得ら
れる。本発明の開放形ＭＲＩ磁石では、イメージング容
積内に非常に一様な磁界を作るために（磁石の超伝導コ
イル組立体相互の間の開放空間によって生じる）主コイ
ルのイメージング容積内の大きな磁界歪を克服するよう
に、磁界の解析によってバッキングコイルを選択するこ
とができる。本発明による非常に一様な磁界によって、
高品質のＭＲＩイメージングが可能となる。本発明の開
放形磁石の設計によって、患者の閉所恐怖感が解消され
る。磁界が非常に一様な本発明の開放形磁石の設計によ
って、高品質のＭＲＩイメージングの間に、医者は手術
等の医用手順のために患者に接近することができる。
【０００９】
【詳しい説明】本発明の好適実施例を示す図面を参照し
て説明する。図面全体を通じて、同じ参照番号は同じ素
子を表す。図１および図２は本発明による開放形磁気共
鳴イメージング（ＭＲＩ）磁石１０を示す。磁石１０
は、ほぼドーナツ形の第１のコイルハウジング１４を持
つ第１の超伝導コイル組立体１２を含む。第１のコイル
ハウジング１４は第１の内腔１６を取り囲み、ほぼ縦方
向の第１の軸１８を持つ。磁石１０はまた、ほぼドーナ
ツ形の第２のコイルハウジング２２を持つ第２の超伝導
コイル組立体２０も含む。第２のコイルハウジング２２
は第２の内腔２４を取り囲み、ほぼ縦方向の第２の軸２
６を持つ。第２のコイルハウジング２２は構造用ポスト
２８によって第１のコイルハウジング１４から縦方向に
離間して配置され、第２の軸２６は第１の軸１８とほぼ
同軸にそろえられる。第１の軸１８に対して垂直に伸
び、且つ第１のコイルハウジング１４と第２のコイルハ
ウジング２２との縦方向中間に位置する（図２で破線で
示す）平面３０を中心にして、第２の超伝導コイル組立
体２０は第１の超伝導コイル組立体１２とほぼ鏡像関係
に配置されることが好ましい。
【００１０】第１のコイルハウジング１４は、第１の軸
１８の方を向いた第１のほぼ円周状の外側表面３２、お
よび第１の円周状の外側表面３２から半径方向に離間し
且つ上記第１の軸１８の方とは反対の外向きの第２のほ
ぼ円周状の外側表面３４を持つ。第１のコイルハウジン
グ１４はまた、平面３０の方を向いた第１のほぼ環状の
外側表面３６、および第１の環状の外側表面３６から縦
方向に離間し且つ平面３０の方とは反対の外向きの第２
のほぼ環状の外側表面３８を持つ。
【００１１】第１の超伝導コイル組立体１２は更に、ほ
ぼ環状の第１の超伝導主コイル４０、好ましくはほぼ環
状の第１の付加的な超伝導主コイル４２、およびほぼ環
状の第１の超伝導バッキングコイル４４を有する。第１
の超伝導コイル４０、４２、および４４は従来の方法で
コイル枠（図示しない）に支持される。第１の主コイル
４０は、第１の軸１８とほぼ同軸にそろえられて、第１
のコイルハウジング１４の中に配置され、第１の方向に
第１の主電流を通す。この第１の方向とは、第１の軸１
８を中心として時計回りまたは反時計回りのいずれか一
方の円周方向と定められる。ただし、電流の方向の僅か
な縦方向成分は無視される。第１の付加的な主コイル４
２は、第１の軸１８とほぼ同軸にそろえられて、第１の
主コイル４０から縦方向に離間して第１のコイルハウジ
ング１４の中に配置され、第１の方向（すなわち、第１
の主コイル４０が通す電流の方向）に第１の付加的な主
電流を通す。当業者には知られているように、コイルに
使用されている超伝導体の臨界電流密度を超えることな
く高磁界強度を達成するために、余分の付加的な主コイ
ルが必要とされることがある。
【００１２】第１のバッキングコイル４４は、第１の軸
１８とほぼ同軸にそろえられて、第１のコイルハウジン
グ１４の中に配置され、第１の方向と逆の方向（すなわ
ち、第１の主コイル４０が通す電流の方向とは逆の方
向）に第１のバッキング電流を通す。第１のバッキング
コイル４４は、第１の主コイル４０の半径方向内側に且
つ第１の主コイル４０から半径方向に離間して配置され
る。
【００１３】好ましくは、図示のように、第１の主コイ
ル４０は、半径方向において第２の円周状の外側表面３
４の方に配置され、すなわち半径方向において第１の円
周状の外側表面３２よりも第２の円周状の外側表面３４
に近い所に配置される。また同様に、第１のバッキング
コイル４４は、半径方向において第１の円周状の外側表
面３２の方に配置され、すなわち半径方向において第２
の円周状の外側表面３４よりも第１の円周状の外側表面
３２に近い所に配置される。好ましい実施例では、第１
の付加的な主コイル４２は、第１の主コイル４０よりも
第１の軸１８から小さい半径方向距離の所で、半径方向
において第２の円周状の外側表面３４の方に配置され
る。また、平面３０から第１の主コイル４０までの縦方
向距離が、平面３０から第１のバッキングコイル４４ま
での縦方向距離にほぼ等しいことが好ましい。
【００１４】第１の主コイル４０は縦方向において第１
の環状の外側表面３６の方に、すなわちに第２の環状の
外側表面３８よりも第１の環状の外側表面３６に近いと
ころに配置され、また第１のバッキングコイル４４も縦
方向において第１の環状の外側表面３６の方に、すなわ
ちに第２の環状の外側表面３８よりも第１の環状の外側
表面３６に近いところに配置されることが好ましい。好
ましい実施例では、第１の付加的な主コイル４２は縦方
向において第２の環状の外側表面３８の方に、すなわち
に第１の環状の外側表面３６よりも第２の環状の外側表
面３８に近いところに配置される。
【００１５】第１の主コイル４０の第１の主電流、第１
の付加的な主コイル４２の電流、および第１のバッキン
グコイル４４の第１のバッキング電流は、アンペア数が
ほぼ等しいことが好ましい。第１の主コイル４０は通
常、超伝導線または超伝導テープの対応する寸法よりは
るかに大きい縦方向の寸法および半径方向の寸法（すな
わち半径方向の厚さ）を持つように、超伝導線または超
伝導テープを巻いたものから成る。第１のバッキングコ
イル４４は、第１の主コイル４０の半径方向の厚さの少
なくとも２倍にほぼ等しい距離だけ第１の主コイル４０
から半径方向に離間して配置されることが好ましい。好
ましい実施例では、第１の主コイル４０は、第１のバッ
キングコイル４４より大きい縦方向寸法を持ち、第１の
バッキングコイル４４全体と縦方向にオーバーラップす
るように配置される。
【００１６】前に説明し、図に示したように、平面３０
を中心にして第２の超伝導コイル組立体２０はほぼ第１
の超伝導コイル組立体１２と鏡像関係にある。したがっ
て、第２の超伝導コイル組立体２０は、第２のコイルハ
ウジング２２の他に、ほぼ環状の第２の超伝導主コイル
４６、好ましくはほぼ環状の第２の付加的な超伝導主コ
イル４８、およびほぼ環状の第２の超伝導バッキングコ
イル５０を有する。第２の超伝導コイル４６、４８およ
び５０は従来の方法でコイル枠（図示しない）に支持さ
れる。
【００１７】第２の主コイル４６は、第２の軸２６とほ
ぼ同軸にそろえられて、第２のコイルハウジング２２の
中に配置され、第１の方向に（すなわち、第１の主コイ
ル４０の電流と同じ方向に）第２の主電流を通す。第２
の付加的な主コイル４８は、第２の軸２６とほぼ同軸に
そろえられて、第２の主コイル４６から縦方向に離間し
て第２のコイルハウジング２２の中に配置され、第１の
方向に第２の付加的な主電流を通す。当業者には理解で
きるように、第１の超伝導コイル組立体１２の余分の付
加的な主コイルとの釣り合いをとるために、第２の超伝
導コイル組立体２０が余分の付加的な主コイルを必要と
することがある。開放形ＭＲＩ磁石１０は超伝導コイル
組立体１２および２０有し、それらには、直径がほぼ７
インチの球形のイメージング容積に少なくとも等しい大
きさを持つイメージング容積内に少なくとも０．３テス
ラの磁界強度を生じるように、主コイル４０および４６
が単独で或いは１つ以上の付加的な主コイル４２および
４８と組み合わせて含まれる。
【００１８】第２のバッキングコイル５０は、第２の軸
２６とほぼ同軸にそろえられて、第２のコイルハウジン
グ２２の中に配置され、第１の方向とは逆の方向に（す
なわち、第１の主コイル４０が通す電流の方向とは逆の
方向に）第２のバッキング電流を通す。第２のバッキン
グコイル５０は、第２の主コイル４６の半径方向内側に
且つ第２の主コイル４６から半径方向に離間して配置さ
れる。磁石１０の超伝導コイル組立体１２および２０に
は、イメージング容積内の設計ピーク・ピーク磁界不均
一度がほぼ２５ｐｐｍより小さくなるように、バッキン
グコイル４４および５０が単独で或いは付加的なバッキ
ングコイル（図示しない）と組み合わせて含まれる。
【００１９】本発明者は、すべての超伝導コイルをそれ
らの臨界温度より低い温度に冷却して超伝導を達成して
維持するための従来の低温冷却器すなわちギフォド・マ
クマホン（Ｇｉｆｆｏｒｄ−ＭｃＭａｈｏｎ）低温冷却
器を使用して、鏡像関係に設けた第１および第２の超伝
導コイル組立体１２および２０を有する本発明による開
放形ＭＲＩ磁石１０を組み立てた。したがって、第１お
よび第２のコイルハウジング１４および２２は第１およ
び第２の真空エンクロージャとなるように作られ、図２
に示されるように対応する超伝導コイル組立体１２およ
び２０の超伝導コイルと真空エンクロージャとの間に従
来の第１または第２の熱遮蔽体５２または５４が挿入さ
れた。コイルハウジング１４、２２および中空の構造用
ポスト２８が単一の真空構造を形成した。従来の熱絶縁
体（図示しない）を使用して、熱遮蔽体の中に超伝導コ
イルを支持し、真空エンクロージャの中に熱遮蔽体を支
持した。低温冷却器のコールドヘッド５６を第２のコイ
ルハウジング２２に取り付け、コールドヘッドの第１段
５８を第２の熱遮蔽体５４に熱接続した。コールドヘッ
ドの第２段６０を、第２の主コイル４６、第２の付加的
な主コイル４８および第２のバッキングコイル５０に熱
接続した（このような熱接続は簡単化のため図示してい
ない）。第２の超伝導コイル組立体２０の超伝導コイル
４６、４８および５０を第１の超伝導コイル組立体１２
の超伝導コイル４０、４２および４４に熱接続し、中空
の構造用ポスト２８の中の熱コネクタによって第２の熱
遮蔽体５４を第１の熱遮蔽体５２に熱接続した（このよ
うな熱接続は簡単化のため図示していない）。磁石１０
を従来の磁石床取付台６２の上に支持した。
【００２０】組み立てられた磁石１０は、平面３０と第
１の軸１８との交点にほぼ中心点があるほぼ球状のイメ
ージング容積６４（図２に点線で示してある）を持ち、
その磁界がほぼ０．５テスラで、設計ピーク・ピーク磁
界不均一度が３ｐｐｍより小さく、直径がほぼ１２イン
チになるように本発明者により設計された。このような
設計は、当業者に知られている従来の磁界解析と共に、
本明細書で前に開示した本発明の原理を使用して本発明
者が行った。
【００２１】本発明者が組み立てた開放形ＭＲＩ磁石１
０では、第１のコイルハウジング１４（すなわち、第１
の真空エンクロージャ）は平面３０から縦方向にほぼ１
１インチのところに配置され、その内側半径がほぼ１９
インチ（これは第１の内腔１６の半径）、外側半径がほ
ぼ３６．５インチ、縦方向の厚さがほぼ１８インチであ
った。第１の主コイル４０は縦方向にほぼ６インチ伸
び、半径方向にほぼ１．５インチ伸び、縦方向に平面３
０からほぼ１２．６インチのところに配置され、半径方
向に第１の軸１８からほぼ３２．５インチのところに配
置された。第１の主コイル４０は、温度がほぼ１０ケル
ビンで、幅がほぼ０．１２インチ、厚さがほぼ０．０１
インチのほぼ８３０００フィートのＮｂ−Ｓｎ超伝導テ
ープより成り、第１の主電流のアンペア数はほぼ６５ア
ンペアであった。第１のバッキングコイル４４は縦方向
にほぼ２インチ伸び、半径方向にほぼ１インチ伸び、縦
方向に平面３０からほぼ１３インチのところに配置さ
れ、半径方向に第１の軸１８からほぼ２１インチのとこ
ろに配置された。第１のバッキングコイル４４は、温度
がほぼ１０ケルビンで、幅がほぼ０．１２インチ、厚さ
がほぼ０．０１インチのほぼ１１０００フィートのＮｂ
−Ｓｎ超伝導テープより成り、第１のバッキング電流の
アンペア数はほぼ６５アンペアであった。第１の付加的
な主コイル４２は縦方向にほぼ７インチ伸び、半径方向
にほぼ１．２インチ伸び、縦方向に平面３０からほぼ１
９．２インチのところに配置され、半径方向に第１の軸
１８からほぼ３１．８インチのところに配置された。第
１の付加的な主コイル４２は、温度がほぼ１０ケルビン
で、幅がほぼ０．１２インチ、厚さがほぼ０．０１イン
チのほぼ７９０００フィートのＮｂ−Ｓｎ超伝導テープ
より成り、第１の主電流のアンペア数はほぼ６５アンペ
アであった。したがって、このような磁石１０は、平面
３０と第１の軸１８との交点にほぼ中心点があるほぼ球
状のイメージング容積６４を持ち、その磁界がほぼ０．
５テスラで、設計ピーク・ピーク磁界不均一度が３ｐｐ
ｍより小さく、直径がほぼ１２インチであるように設計
された。製造許容差および磁界の現場での乱れのため、
不均一度の測定値は１０００ｐｐｍであった（これは良
好なシミングされないレベルと考えられる）。当業者に
知られている従来の鉄シムを使用して、本発明者はこれ
を１０ｐｐｍ（これは高品質のＭＲＩイメージングのた
めの優れたレベルと考えられる）に下げた。バッキング
コイル４４および５０が無ければ、開放形磁石１０の設
計ピーク・ピーク磁界不均一度は１０００ｐｐｍより大
きくなる。これはシミングによって小さくすることはで
きない。というのは、磁石は磁界不均一度をその設計レ
ベルより下げるようにシミングすることはずがないから
である。
【００２２】磁石の開放空間６６によって生じる大きな
磁界の歪を克服するために主コイル（および付加的な主
コイル）の磁界を成形するバッキングコイルを使用する
ことにより、高品質のイメージングを維持しつつ患者の
快適さと医師の接近を向上する開放形ＭＲＩ磁石の設計
が、本発明の磁石１０により提供される。開放形ＭＲＩ
磁石の中の高強度の磁界を非常に一様な磁界とすること
ができるということを初めて発見したのは、本発明者で
あった。
【００２３】本発明の好ましい実施例についての上記の
説明は、例示のためのものであり、本発明を網羅したも
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の超伝導コイル組立体１２および２０は低温冷
却器による冷却に限定されず、液体ヘリウム（または他
の冷凍剤）により冷却してもよい。本発明の範囲は、特
許請求の範囲により規定される。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明の開放形ＭＲＩ磁石の斜視図である。
【図２】低温冷却器のコールドヘッドおよび磁石の床取
付台に取り付けられた図１のＭＲＩ磁石の概略側断面図
である。
【符号の説明】
１０ 開放形ＭＲＩ磁石 １２ 第１の超伝導コイル組立体 １４ 第１のコイルハウジング １６ 第１の内腔 １８ 第１の軸 ２０ 第２の超伝導コイル組立体 ２２ 第２のコイルハウジング ２４ 第２の内腔 ２６ 第２の軸 ２８ 構造用ポスト ３０ 平面 ３２ 第１の円周状の外側表面 ３４ 第２の円周状の外側表面 ３６ 第１の環状の外側表面 ３８ 第２の環状の外側表面 ４０ 第１の超伝導主コイル ４２ 第１の付加的な超伝導主コイル ４４ 第１の超伝導バッキングコイル ４６ 第２の超伝導主コイル ４８ 第２の付加的な超伝導主コイル ５０ 第２の超伝導バッキングコイル ６４ イメージング容積

Claims (10)

    【特許請求の範囲】
  1. 【請求項１】 開放形磁気共鳴イメージング磁石に於い
    て、 （ａ）第１の超伝導コイル組立体であって、（１）第１
    の内腔を取り囲み、ほぼ縦方向の第１の軸を持つほぼド
    ーナツ形の第１のコイルハウジング、（２）上記第１の
    軸とほぼ同軸にそろえられて、上記第１のコイルハウジ
    ングの中に配置され、第１の方向に第１の主電流を通す
    ほぼ環状の第１の超伝導主コイル、および（３）上記第
    １の軸とほぼ同軸にそろえられて、上記第１の主コイル
    から半径方向内側に離間して上記第１のコイルハウジン
    グの中に配置され、上記第１の方向とは逆の方向に第１
    のバッキング電流を通すほぼ環状の第１の超伝導バッキ
    ングコイルを含む第１の超伝導コイル組立体、ならびに （ｂ）第２の超伝導コイル組立体であって、（１）上記
    第１のコイルハウジングから縦方向に離間して配置され
    ていて、第２の内腔を取り囲み、上記第１の軸とほぼ同
    軸にそろえられたほぼ縦方向の第２の軸を持つほぼドー
    ナツ形の第２のコイルハウジング、（２）上記第２の軸
    とほぼ同軸にそろえられて、上記第２のコイルハウジン
    グの中に配置され、上記第１の方向に第２の主電流を通
    すほぼ環状の第２の超伝導主コイル、および（３）上記
    第２の軸とほぼ同軸にそろえられて、上記第２の主コイ
    ルから半径方向内側に離間して上記第２のコイルハウジ
    ングの中に配置され、上記逆方向に第２のバッキング電
    流を通すほぼ環状の第２の超伝導バッキングコイルを含
    む第２の超伝導コイル組立体を有することを特徴とする
    開放形磁気共鳴イメージング磁石。
  2. 【請求項２】 上記第１のコイルハウジングは、上記第
    １の軸の方を向いた第１のほぼ円周状の外側表面、およ
    び上記第１の円周状の外側表面から半径方向に離間し且
    つ上記第１の軸の方とは反対の外向きの第２のほぼ円周
    状の外側表面を持ち、上記第１の主コイルが半径方向に
    おいて上記第２の円周状の外側表面の方に配置され、上
    記第１のバッキングコイルが半径方向において上記第１
    の円周状の外側表面の方配置されている請求項１記載の
    開放形磁気共鳴イメージング磁石。
  3. 【請求項３】 上記第１のバッキングコイルが、上記第
    １の主コイルの半径方向の厚さの少なくとも２倍にほぼ
    等しい距離だけ、上記第１の主コイルから半径方向に離
    間して配置されている請求項１記載の開放形磁気共鳴イ
    メージング磁石。
  4. 【請求項４】 上記第１の主電流と上記第１のバッキン
    グ電流のアンペア数がほぼ等しい請求項１記載の開放形
    磁気共鳴イメージング磁石。
  5. 【請求項５】 上記第１の軸に対して垂直に伸び且つ縦
    方向において上記第１のコイルハウジングと上記第２の
    コイルハウジングとの中間に位置する平面を中心とし
    て、上記第２の超伝導コイル組立体がほぼ上記第１の超
    伝導コイル組立体と鏡像関係にある請求項４記載の開放
    形磁気共鳴イメージング磁石。
  6. 【請求項６】 上記第１のバッキングコイルが、上記第
    １の主コイルの半径方向の厚さの少なくとも２倍にほぼ
    等しい距離だけ、上記第１の主コイルから半径方向に離
    間して配置され、上記第１の主コイルが上記第１のバッ
    キングコイル全体と縦方向にオーバーラップしている請
    求項５記載の開放形磁気共鳴イメージング磁石。
  7. 【請求項７】 上記第１のコイルハウジングが、上記平
    面の方を向いた第１のほぼ環状の外側表面、上記第１の
    環状の外側表面から縦方向に離間し且つ上記平面の方と
    は反対の外向きの第２のほぼ環状の外側表面、上記第１
    の軸の方を向いた第１のほぼ円周状の外側表面、および
    上記第１の円周状の外側表面から半径方向に間隔を置い
    て配置され、ほぼ上記第１の軸の方とは反対の外向きの
    第２のほぼ円周状の外側表面を持ち、上記第１の主コイ
    ルが縦方向において上記第１の環状の外側表面の方に配
    置され且つ半径方向において上記第２の円周状の外側表
    面の方に配置され、上記第１のバッキングコイルが縦方
    向において上記第１の環状の外側表面の方に配置され且
    つ半径方向において上記第１の円周状の外側表面の方に
    配置されているる請求項６記載の開放形磁気共鳴イメー
    ジング磁石。
  8. 【請求項８】 上記平面から上記第１の主コイルまでの
    縦方向の距離が上記平面から上記第１のバッキングコイ
    ルまでの縦方向の距離にほぼ等しい請求項７記載の開放
    形磁気共鳴イメージング磁石。
  9. 【請求項９】 上記第１の超伝導コイル組立体が更に、
    上記第１の軸とほぼ同軸にそろえられて、上記第１のコ
    イルハウジングの中に配置され、上記第１の方向に電流
    を通すほぼ環状の第１の付加的な超伝導主コイルを含
    み、上記第１の付加的な主コイルは、縦方向において上
    記第２の環状の外側表面の方に配置されると共に上記第
    １の主コイルから縦方向に離間して配置され、且つ上記
    第１の主コイルよりも上記第１の軸からの小さい半径方
    向の距離の所で半径方向において上記第２の円周状の外
    側表面の方に配置されている請求項８記載の開放形磁気
    共鳴イメージング磁石。
  10. 【請求項１０】 上記第１のコイルハウジングが上記平
    面から縦方向にほぼ１１インチのところに配置された第
    １の真空エンクロージャであり、上記第１のコイルハウ
    ジングの内側半径がほぼ１９インチ、外側半径がほぼ３
    ６．５インチ、縦方向の厚さがほぼ１８インチであり、 上記第１の主コイルは縦方向にほぼ６インチ伸び且つ半
    径方向にほぼ１．５インチ伸びて、縦方向に上記平面か
    らほぼ１２．６インチのところに配置され且つ半径方向
    に上記第１の軸からほぼ３２．５インチのところに配置
    され、上記第１の主コイルは、温度がほぼ１０ケルビン
    で、幅がほぼ０．１２インチ、厚さがほぼ０．０１イン
    チのほぼ８３０００フィートのＮｂ−Ｓｎ超伝導テープ
    から成っていて、上記第１の主電流のアンペア数がほぼ
    ６５アンペアであり、 上記第１のバッキングコイルは縦方向にほぼ２インチ伸
    び且つ半径方向にほぼ１インチ伸びて、縦方向に上記平
    面からほぼ１３インチのところに配置され且つ半径方向
    に上記第１の軸からほぼ２１インチのところに配置さ
    れ、上記第１のバッキングコイルは、温度がほぼ１０ケ
    ルビンで、幅がほぼ０．１２インチ、厚さがほぼ０．０
    １インチのほぼ１１０００フィートのＮｂ−Ｓｎ超伝導
    テープから成っていて、上記第１のバッキング電流のア
    ンペア数がほぼ６５アンペアであり、そして上記第１の
    付加的な主コイルは縦方向にほぼ７インチ伸び且つ半径
    方向にほぼ１．２インチ伸びて、縦方向に上記平面から
    ほぼ１９．２インチのところに配置され且つ半径方向に
    上記第１の軸からほぼ３１．８インチのところに配置さ
    れ、上記第１の付加的な主コイルは、温度がほぼ１０ケ
    ルビンで、幅がほぼ０．１２インチ、厚さがほぼ０．０
    １インチのほぼ７９０００フィートのＮｂ−Ｓｎ超伝導
    テープから成っていて、上記第１の主電流のアンペア数
    がほぼ６５アンペアであり、これにより上記磁石は、上
    記平面と上記第１の軸との交点にほぼ中心点があるほぼ
    球状のイメージング容積を持ち、その磁界がほぼ０．５
    テスラで、設計ピーク・ピーク磁界不均一度が３ｐｐｍ
    より小さく、直径がはほぼ１２インチである請求項９記
    載の開放形磁気共鳴イメージング磁石。
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Cited By (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPH09190913A (ja) * 1996-01-10 1997-07-22 Hitachi Medical Corp 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
WO1999027851A1 (fr) * 1997-12-01 1999-06-10 Hitachi Medical Corporation Appareil magnetique et appareil mri

Families Citing this family (49)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US5410287A (en) * 1994-04-05 1995-04-25 General Electric Company Open MRI magnet with uniform magnetic field
DE4416907C1 (de) * 1994-05-13 1995-09-07 Bruker Analytische Messtechnik Therapietomograph mit Homogenisierungseinrichtung
US5642087A (en) * 1994-10-25 1997-06-24 Sandia Corporation Generating highly uniform electromagnetic field characteristics
US5717371A (en) * 1994-10-25 1998-02-10 Sandia Corporation Generating highly uniform electromagnetic field characteristics
US5565831A (en) * 1995-10-23 1996-10-15 General Electric Company Shielded and open MRI magnet
US5568104A (en) * 1995-10-23 1996-10-22 General Electric Company Open MRI superconductive magnet with cryogenic-fluid cooling
US5521571A (en) * 1995-10-23 1996-05-28 General Electric Company Open MRI magnet with uniform imaging volume
EP0770883B1 (en) * 1995-10-23 2004-04-07 General Electric Company Cryogenic-fluid-cooled open MRI magnet with uniform magnetic field
US5574417A (en) * 1995-10-23 1996-11-12 General Electric Company Open MRI magnet with homogeneous imaging volume
US5563566A (en) * 1995-11-13 1996-10-08 General Electric Company Cryogen-cooled open MRI superconductive magnet
DE59609147D1 (de) * 1995-11-16 2002-06-06 Siemens Ag Magnetanordnung für ein diagnostisches Magnetresonanzgerät
JP3731231B2 (ja) * 1995-11-30 2006-01-05 株式会社日立メディコ 超電導磁石装置
US5818319A (en) * 1995-12-21 1998-10-06 The University Of Queensland Magnets for magnetic resonance systems
US5594401A (en) * 1996-02-20 1997-01-14 General Electric Company Closed superconductive magnet with uniform imaging volume
US5568102A (en) * 1996-02-20 1996-10-22 General Electric Company Closed superconductive magnet with homogeneous imaging volume
US5568110A (en) * 1996-02-20 1996-10-22 General Electric Company Closed MRI magnet having reduced length
US5651256A (en) * 1996-05-31 1997-07-29 General Electric Company Superconductive magnet having a thermal shield
US5900793A (en) * 1997-07-23 1999-05-04 Odin Technologies Ltd Permanent magnet assemblies for use in medical applications
US6150911A (en) * 1996-07-24 2000-11-21 Odin Technologies Ltd. Yoked permanent magnet assemblies for use in medical applications
US5721523A (en) * 1996-08-26 1998-02-24 General Electric Company Compact MRI superconducting magnet
US5677630A (en) * 1996-10-21 1997-10-14 General Electric Company Planar superconducting MRI magnet
IL119558A (en) 1996-11-04 2005-11-20 Odin Technologies Ltd Multi-probe mri/mrt system
US6537232B1 (en) 1997-05-15 2003-03-25 Regents Of The University Of Minnesota Intracranial pressure monitoring device and method for use in MR-guided drug delivery
US6411187B1 (en) 1997-07-23 2002-06-25 Odin Medical Technologies, Ltd. Adjustable hybrid magnetic apparatus
US6157278A (en) * 1997-07-23 2000-12-05 Odin Technologies Ltd. Hybrid magnetic apparatus for use in medical applications
US6084497A (en) * 1997-08-05 2000-07-04 The University Of Queensland Superconducting magnets
AU9364698A (en) 1997-09-25 1999-04-12 Odin Technologies Ltd. Magnetic apparatus for mri
EP1058933A4 (en) * 1998-02-09 2006-03-01 Odin Medical Technologies Ltd CONSTRUCTION PROCEDURE OF OPEN MAGNETS AND OPEN MAGNETIC DEVICE FOR MRI / MRI SENSORS
US5994991A (en) * 1998-02-19 1999-11-30 General Electric Company Open magnet having shielding
US5874882A (en) * 1998-02-19 1999-02-23 General Electric Company Open and shielded superconductive magnet
US5883558A (en) * 1998-02-19 1999-03-16 General Electric Company Open superconductive magnet having shielding
US5874880A (en) * 1998-03-05 1999-02-23 General Electric Company Shielded and open superconductive magnet
US6298259B1 (en) 1998-10-16 2001-10-02 Univ Minnesota Combined magnetic resonance imaging and magnetic stereotaxis surgical apparatus and processes
US6489872B1 (en) 1999-05-06 2002-12-03 New Mexico Resonance Unilateral magnet having a remote uniform field region for nuclear magnetic resonance
US6198371B1 (en) 1999-11-09 2001-03-06 General Electric Company Open magnet with floor mount
US6201462B1 (en) 1999-11-09 2001-03-13 General Electric Company Open superconductive magnet having a cryocooler coldhead
US6758828B2 (en) 2001-12-10 2004-07-06 Regents Of The University Of Minnesota Catheter for cell delivery in tissue
GB0426838D0 (en) * 2004-12-07 2005-01-12 Oxford Instr Superconductivity Magnetic apparatus and method
JP4878174B2 (ja) * 2006-02-24 2012-02-15 株式会社日立製作所 磁気共鳴イメージング装置
DE102006040687A1 (de) * 2006-08-30 2008-03-13 Bruker Biospin Ag Split Coil Magnetanordnung mit verbessertem mechanischem Aufbau
US8384387B1 (en) 2008-02-14 2013-02-26 Fonar Corporation Magnetic resonance imaging apparatus
GB0820043D0 (en) 2008-10-31 2008-12-10 Emscan Ltd Electromagnet assembly
CN101446627B (zh) * 2008-12-18 2011-04-06 中国科学院微电子研究所 垂直可变磁场装置
EP2400314A1 (en) 2010-06-14 2011-12-28 Agilent Technologies U.K. Limited Superconducting magnet arrangement and method of mounting thereof
US8374663B2 (en) * 2011-01-31 2013-02-12 General Electric Company Cooling system and method for cooling superconducting magnet devices
GB201217782D0 (en) * 2012-10-04 2012-11-14 Tesla Engineering Ltd Magnet apparatus
JP6328487B2 (ja) * 2014-05-20 2018-05-23 住友重機械工業株式会社 超伝導電磁石及び荷電粒子線治療装置
US9767948B2 (en) 2014-05-30 2017-09-19 Novum Industria Llc Light-weight, efficient superconducting magnetic energy storage systems
US20210103019A1 (en) * 2017-09-06 2021-04-08 The University Of Queensland Open bore magnet for mri guided radiotherapy system

Citations (4)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPH0265204A (ja) * 1988-07-05 1990-03-05 General Electric Co <Ge> 極低温剤を用いない磁気共鳴用の超導電磁石
JPH04504067A (ja) * 1989-03-11 1992-07-23 ブルーケル・アナリティク・ゲゼルシヤフト・ミト・ベシユレンクテル・ハフツング 磁石装置
US5291169A (en) * 1992-11-02 1994-03-01 General Electric Company Open architecture magnetic resonance imaging superconducting magnet assembly
US5410287A (en) * 1994-04-05 1995-04-25 General Electric Company Open MRI magnet with uniform magnetic field

Family Cites Families (21)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US4581580A (en) * 1983-12-14 1986-04-08 General Electric Company Intentionally non-orthogonal correction coils for high-homogeneity magnets
US4506247A (en) * 1984-05-23 1985-03-19 General Electric Company Axisymmetric correction coil system for NMR magnets
US4500860A (en) * 1984-07-05 1985-02-19 General Electric Company Winding support and method for NMR magnet axisymmetric correction coils
US4509030A (en) * 1984-07-05 1985-04-02 General Electric Company Correction coil assembly for NMR magnets
US4523166A (en) * 1984-10-19 1985-06-11 General Electric Company Optimal field inhomogeneity correction coil operation for NMR magnets
FR2574980B1 (fr) * 1984-12-14 1987-01-16 Thomson Cgr Aimant solenoidal a champ magnetique homogene
US4658229A (en) * 1985-05-10 1987-04-14 Ga Technologies Inc. Magnet system providing a region of substantially homogeneous field strength
JPS62117541A (ja) * 1985-11-18 1987-05-29 株式会社東芝 磁気共鳴イメ−ジング装置
JPS62264606A (ja) * 1986-05-07 1987-11-17 Toshiba Corp 磁場補正用コイル装置
US4724412A (en) * 1987-08-03 1988-02-09 General Electric Company Method of determining coil arrangement of an actively shielded magnetic resonance magnet
US4985678A (en) * 1988-10-14 1991-01-15 Picker International, Inc. Horizontal field iron core magnetic resonance scanner
US5134374A (en) * 1989-06-01 1992-07-28 Applied Superconetics Magnetic field control apparatus
US5003276A (en) * 1989-08-11 1991-03-26 General Atomics Method of site shimming on permanent magnets
US4986078A (en) * 1989-08-17 1991-01-22 General Electric Company Refrigerated MR magnet support system
US5006804A (en) * 1989-12-04 1991-04-09 General Electric Company Method of optimizing shim coil current selection in magnetic resonance magnets
US5083105A (en) * 1990-04-06 1992-01-21 General Electric Company Axial support system for a mr magnet
US5032869A (en) * 1990-04-06 1991-07-16 General Electric Company Axial thermal shield support for a MR magnet
US5034713A (en) * 1990-04-06 1991-07-23 General Electric Company Radial support system for a MR magnet
US5153546A (en) * 1991-06-03 1992-10-06 General Electric Company Open MRI magnet
US5315276A (en) * 1992-01-29 1994-05-24 Hewlett Packard Company Compact superconducting magnet for magnetic resonance imaging
FR2704772B1 (fr) * 1993-04-02 1995-06-30 Elf Aquitaine Procédé de mise en Óoeuvre de réactions du type gaz-solide dans lequel le solide réactant renferme un sel au moins partiellement hydraté.

Patent Citations (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPH0265204A (ja) * 1988-07-05 1990-03-05 General Electric Co <Ge> 極低温剤を用いない磁気共鳴用の超導電磁石
JPH04504067A (ja) * 1989-03-11 1992-07-23 ブルーケル・アナリティク・ゲゼルシヤフト・ミト・ベシユレンクテル・ハフツング 磁石装置
US5291169A (en) * 1992-11-02 1994-03-01 General Electric Company Open architecture magnetic resonance imaging superconducting magnet assembly
US5410287A (en) * 1994-04-05 1995-04-25 General Electric Company Open MRI magnet with uniform magnetic field
EP0676647A1 (en) * 1994-04-05 1995-10-11 General Electric Company Open MRI magnet

Cited By (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPH09190913A (ja) * 1996-01-10 1997-07-22 Hitachi Medical Corp 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
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