JPH10127604A - Ｍｒｉ磁石構造体 - Google Patents

Ｍｒｉ磁石構造体

Info

Publication number
JPH10127604A
JPH10127604A JP9181605A JP18160597A JPH10127604A JP H10127604 A JPH10127604 A JP H10127604A JP 9181605 A JP9181605 A JP 9181605A JP 18160597 A JP18160597 A JP 18160597A JP H10127604 A JPH10127604 A JP H10127604A
Authority
JP
Japan
Prior art keywords
magnetic pole
mri
magnet
structure according
magnet structure
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.)
Pending
Application number
JP9181605A
Other languages
English (en)
Inventor
Leigh Andrew
アンドリュー・リ
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.)
Toshiba America MRI Inc
Original Assignee
Toshiba America MRI Inc
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 America MRI Inc filed Critical Toshiba America MRI Inc
Publication of JPH10127604A publication Critical patent/JPH10127604A/ja
Pending legal-status Critical Current

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
    • G01R33/3806—Open magnet assemblies for improved access to the sample, e.g. C-type or U-type magnets

Landscapes

  • Physics & Mathematics (AREA)
  • Condensed Matter Physics & Semiconductors (AREA)
  • General Physics & Mathematics (AREA)
  • Magnetic Resonance Imaging Apparatus (AREA)

Abstract

(57)【要約】 【課題】本発明の目的は被検体撮影領域における静磁場
の均一性を改善するＭＲＩ磁石構造体を提供することで
ある。 【解決手段】本発明のＭＲＩ磁石構造体は、被検体の撮
影領域を含む空隙を隔てて対向配置された一対の上部磁
極２０と下部磁極３０と、一対の磁極の間に磁束帰路を
形成し、撮影領域を開放するための開口部と空隙より広
い有効空間を下部磁極３０上に有する上部磁極取付構造
とを有する透磁性ヨーク構造と、下部磁極３０だけに設
けられ、下部磁極３０に磁気的に結合されて、空隙の中
の撮影領域内にＭＲＩ静磁場Ｂ0 を発生する超伝導磁石
２４，２６，２８とを具備する。

Description

【発明の詳細な説明】
【０００１】
【発明の属する技術分野】本発明は核磁気共鳴（ＮＭ
Ｒ）現象を利用する磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ）装
置に関し、特に、本発明はＭＲＩ装置において用いら
れ、ＭＲＩ磁束経路の改善を図ったＭＲＩ磁石構造体に
関する。
【０００２】
【従来の技術】ＭＲＩ磁束経路に関する既存の従来技術
の詳細な議論や、上部、下部磁極及び所要の磁束戻経路
を提供するための両者の相互接続、に関する詳細な議論
が公知文献において述べられている。かかる公知文献に
よると、今日では実に多様なＭＲＩシステムが商品化さ
れており、これらは価格や、設置及び運用コストはもち
ろんのこと、設計基準においても多種多様である。
【０００３】米国特許第５，２５０，９０１号（以下、
「９０１特許」と略称する）明細書において議論され、
同明細書に添付の図４に示されているように、一般に静
磁場Ｂ0 を提供するために永久磁石が用いられる場合、
要求される磁場強度が高いほどＭＲＩ磁石のコストも高
くなる。しかしながら、通常の超電導磁石が用いられる
場合、初期コストの高さが要求磁場強度によるコスト増
を上回ってしまう。ちなお今後の議論では「低」磁場と
は０．００Ｔから０．３Ｔの強度を有する磁場、「中」
磁場とは０．３Ｔから１．０Ｔの強度を有する磁場、そ
して「高」磁場とは１．０Ｔ以上、特に１．５０Ｔ若し
くはそれ以上の強度を有する磁場を想定する。
【０００４】従来から知られているように、ＭＲＩシス
テムの信号対雑音比（Ｓ／Ｎ）の高低は静磁場Ｂ0 の強
度の高低に関係するが、改善された種々の信号処理方法
では比較的に低い磁場強度でも高Ｓ／Ｎが得られる。本
発明の出願人は低磁場強度に特化した幾つかの永久磁石
ＭＲＩシステムを提案している。これらのシステムで
は、静磁場Ｂ0 は永久磁石によって生成され、垂直方向
に伸びる一連のヨークが磁極間の磁束帰路を形成する。
これら垂直方向に伸びるヨークは、上部及び下部磁極を
支持するとともに両者を空間的に分離するものであっ
て、撮影領域に配置された被検体を取り囲む唯一の構造
物である。
【０００５】上述したシステムの一つの利点は公知文献
において述べられているように、超電導若しくは常電導
（resistive ）磁石の維持に高い経費が必要になること
を回避できる点にある。さらなる利点は、磁気回路媒体
として空気を使用するＭＲＩ磁石により、閉鎖空間によ
って被検体が感じる不快感を大幅に軽減できる点にあ
る。また、このような開放的な構造による他の利点はＭ
ＲＩスキャン期間中における被検体へのアクセスの容易
さを提供できる点にある。
【０００６】低磁場ＭＲＩシステムのＳ／Ｎを改善す
る、より高度な信号処理方法の実現とともに、このよう
な高度な信号処理方法と組み合わせることによって先の
高磁場ＭＲＩシステムと同等又はそれ以上の分解能をも
たらす中磁場ＭＲＩシステムを提供することが望まれて
いる。しかしながら、磁場強度が０．３Ｔ以上の静磁場
Ｂ0 を提供可能な永久磁石は、その重量及びコストのた
め実用的ではない。その結果、総じて当該技術分野は、
高電流を形成させるための超電導物質、被検体撮影領域
に磁束を伝導させるための、適切な鉄心を備えた高磁場
の電磁石の方向に転じた。なお、比較的高い臨界温度
（Ｔc ：７７°ｋあるいはそれ以上）の超電導物質が利
用可能となり、より高温の超電導物質が開発されつつあ
るため本明細書における「超電導物質」なる用語は、そ
の臨界温度によらず現在知られているもの及び将来にお
いて開発される超電導物質の全てを含む意味で使用す
る。
【０００７】通常、磁極面間の空隙（特に被検体撮影領
域）に均一な磁場を発生させるため、既存の超電導磁石
は、それぞれ上部及び下部磁極の両者に対応付けられて
配置される。しかしながら、二つの超電導磁石を異なる
位置に配置した結果、二つの分離したクライオスタット
が必要となってしまう。この場合、各々のクライオスタ
ットは、各々の超電導磁石に対し所要のリンク部材に沿
って設けられる。このリンク部材はクライオスタットの
リンクに対応付けられているとともに二つの超電導磁石
のコイルを互いに連結するためのものである。そして上
述した「９０１特許」の開示内容によると、動作効率は
超電導磁石の全ての巻線を単一のクライオスタットのみ
によって収容した場合においても改善することができる
（「９０１特許」に添付の図７参照）。しかしながら、
単一のクライオスタットのみを用いることは、被検体撮
影領域中の磁場の均一性に関して幾つかの問題点があ
る。
【０００８】ＭＲＩシステムに求められる重要なトレー
ドオフの一つは、磁極面間の間隔（spacing ）である。
可能な限り最高の磁場強度を維持するためには、各々の
磁極面を最も近づけて設けることが望ましい。しかしな
がら、磁極面間の領域は被検体若しくは被写体に無理を
強いることなく挿入できる程度に十分取らなくてはなら
ない。従来では、この磁極面間の空隙の広さはおよそ６
０ｃｍ程度である。高透過性の磁束経路を維持し飽和
（及び空隙部を横切る磁束の間接的な減少）を避けるた
めに、むしろ実質的な磁束帰路が磁極面間に与えられ
る。
【０００９】公知文献「９０１特許」の図7 には単一の
クライオスタットが示されており、比較的高強度の磁場
を維持するとともに、一方で飽和を避けるための実質的
な磁束帰路が与えられている。しかしながら、かかる公
知文献において示されるように、特に単一の超電導磁石
に関しては、被検体撮影領域における静磁場Ｂ0 が不均
一なものとなり得る上、いわゆるシムコイル又はシム鉄
（上部及び下部磁極間の磁場を補正するために超電導磁
石の近傍に配置される抵抗性コイル又は円形の鉄）が必
要となってしまう。
【００１０】分離したクライオスタットの必要性を避け
るため、シムコイルは超電導磁石よりもむしろ常電導磁
石であることが一般的である。しかしながら、常電導磁
石はシステムの電力要求を増やし余分な熱を発生する。
この熱は磁石の作用にダメージを与えたり、被検体に不
快感を与えることを避けるためにシステムから除去しな
ければならない。
【００１１】
【発明が解決しようとする課題】本発明は上述した事情
を考慮してなされたものであり、被検体撮影領域におけ
る静磁場の均一性を改善するＭＲＩ磁石構造体を提供す
ることを目的とする。
【００１２】
【課題を解決するための手段】本発明は、上部磁極の支
持部材の下部磁極からの間隔の取り方と同様に、被検体
撮影領域の磁場の均一性が上部磁極の支持部材の量に関
係する点に着目したものである。上述したように磁極面
の間隔自体はおよそ６０ｃｍ程度であることが依然とし
て必要であるが、上部磁極を支持する部材は下部磁極か
ら物理的にずらすことができる。上部磁極を支持しこれ
を支持ヨークに磁気的に接続する一つまたはそれ以上の
スポークを残して上部磁極取付部材の一部を除去するこ
とにより、さらに有効な間隔を得ることができる。
【００１３】また、ある実施形態においては、超電導磁
石を円盤形状のクライオスタット内に配置する。当該磁
石は放射状にずらして設けられ、分散型磁場を形成する
三つのコイルの組によって構成される。垂直方向に伸び
る少なくとも一つのヨークは、上部磁極取付部材を下部
磁極取付部材に対して取付ける。単一の円盤形状クライ
オスタットは当該ヨークの上に配置される。上部磁極取
付部材は放射状に伸びる少なくとも一本のスポークから
構成される。スポークはそれぞれ垂直方向に伸びるヨー
クに関連付けられており、磁極面間の空隙上で上部磁極
を支持するものとなっている。
【００１４】また、具体的な本発明では被検体撮影領域
中において磁場を均一とすべくこれを調整するための、
シムコイル及びシムリングを含む磁場補正手段によりＭ
ＲＩの静磁場Ｂ0 を補正する。
【００１５】超電導磁石コイルを含む単一で円盤形状の
クライオスタットを用いることにより、第２のクライオ
スタットの必要性と、従来のメディア（medium）及び高
磁場強度のＭＲＩシステムにおいて開示される接続型ク
ライオスタット構造の必要性を無くすことができる。単
一のクライオスタットによれば、（全体積対全表面積比
が減少するため）冷媒消費量を低減でき、単一のクライ
オスタットによって生じる恐れのある静磁場の不均一性
を避けるべく電磁石巻線を少なくとも一以上の分散的な
配置とすることができる。垂直方向に伸びるヨーク及び
スポークを介した上部磁極取付部材を用いることによ
り、被検体へのアクセスを拡大できるとともに被検体の
負担を軽減できる。同時に、ヨークとスポークの組み合
わせによって、下部磁極面からの上部磁極面取付部材の
距離を実質的に増やすことができ、このことは被検体撮
影領域での磁場均一性の改善につながる。
【００１６】
【発明の実施の形態】以下、図面を参照しながら本発明
の実施形態を説明する。
【００１７】図１は、本発明の一実施形態を示す斜視図
である。下部取付部１０は一般的には円形の陥凹部１２
を含む。この陥凹部１２には円盤形状のクライオスタッ
ト（図１では不図示、図２において図示する）が配置さ
れる。リング１４及びスポーク１６によって構成される
上部磁極取付部は、上記下部磁極取付部１０から垂直方
向に伸びるヨーク１８によって支持される。上部磁極２
０はリング１４に直結して配置される。図１においてＭ
ＲＩ磁石構造体は各々の交差部分が比較的鋭角を成す多
数の平面によって描かれているが、所定の端部に丸みを
与えたり、被検体撮影領域における静磁場Ｂ0 の均一性
を改善するために変形を施しても良い。また、四つのヨ
ークはリング１４に関して対称形を成すように描かれて
いるが、被検体撮影領域のある側面における被検体アク
セスを特に向上すべく、非対称形としても良い。図２
は、本実施形態に係るＭＲＩ磁石構造体のより詳細な構
成を示す断面図である。
【００１８】図２に示すように、中空で円盤形状のクラ
イオスタットは高Ｔc の超電導磁石２４、２６及び２８
を収容する。超電導特性を維持し所要のＭＲＩ静磁場Ｂ
0 を生成するため、これら電磁石のコイル巻線は通常の
方法によって冷却される。この静磁場は、図４に示され
る空隙の長さ「Ｂ」だけ上部磁極２０から離れた下部磁
極３０によって幾分変化する。上部及び下部磁極は、そ
れぞれ上部磁極面３２及び下部磁極面３４を有する。一
般に、被検体撮影領域は点線３６によって示すように上
部磁極面と下部磁極面との間の領域に規定される。良く
知られているように、少なくとも被検体撮影領域３６の
空間内においては静磁場Ｂ0 を均一で等密度とすること
が望ましい。
【００１９】本発明を従来のＭＲＩ磁石構造体と区別で
きる顕著な特徴は、連続的な（solid ）上部磁極取付部
が欠如していることにある。このような連続的な上部磁
極取付部は「９０１特許」の図７に示されており、上部
磁極取付部が下部磁極取付部と同じ広がりを持ってい
る。通常は空隙部Ｂの長さを６０ｃｍ程度（この長さは
磁場を強めるため上部磁極取付部と下部磁極取付部との
間隔を近くし、被検体撮影領域に配置される被検体に対
して閉鎖感を与えること無く当該被検体への良好なアク
セスを提供できる程度に距離を長くする際の妥協点であ
る）に維持することが必要であるが、発明者らは、上部
磁極取付部の存在が被検体撮影領域における磁場の均一
状態を著しく悪化させることを見出した。
【００２０】また発明者らは磁極支持部を下部磁極面か
ら遠ざけることにより、被検体撮影領域３６における静
磁場の均一性を実質的に改善できることを見出した。す
なわち、図４に示すように、空隙Ｂよりも大きい間隔Ａ
に上部磁極取付部と下部磁極との間の実際の間隔を拡大
することによって、被検体撮影領域における静磁場の均
一性を実質的に改善できる。したがって、水平方向に連
続する上部磁極取付部を用い、これを単に下部磁極面３
４から遠ざけて配置すれば被検体撮影領域における静磁
場の均一性を改善できる。
【００２１】さらに発明者らは上部磁極取付部のリング
１４の近傍（図３参照）であって、（鉄の磁束帰路では
なく）空気の磁束帰路が存在する所では、上部磁極取付
部の余部と下部磁極との間隔が図４に示される寸法Ａよ
りも長い距離に実質的に増加することを見出した。この
ため、上部磁極取付部が下部磁極面から距離Ａの位置に
配置される一連のスポークを含む場合、平均有効距離
（下部磁極からの実際のスポーク間隔と、スポークが存
在しない場所の空隙によるスポーク間隔の実質的な増加
量との平均）は、図４に示される距離Ａよりも顕著に大
となる。したがって、連続していない上部磁極取付部、
すなわち、リング１４を取付け、支持する一つ又はそれ
以上のスポークを用いることにより、上部磁極取付部と
下部磁極３０との間の平均有効間隔を劇的に増加させる
ことができ、同時に、静磁場均一性の増加を図ることが
できる。
【００２２】図５（ａ）〜（ｃ）は、図１に示した実施
形態に付加される代替的なスポーク取付構造を示す図で
ある。上述した内容に鑑みると、当業者にとっては明ら
かなことであるが撮影領域における更なる磁場の改善
は、上部磁極取付部のリング１４を支持するためにスポ
ークを用いなくとも実現できる。しかしながら、（上部
及び下部磁極間の）スポーク及びヨークにおける高透磁
性の磁束帰路の欠如は磁場強度を極度に減少させ、ひい
てはＭＲＩシステムの診断能に影響を及ぼす。垂直方向
に伸びるヨークと、リング１４及びスポーク１６を含む
上部磁極取付部とを具備する全ての実施形態において、
上部及び下部磁極取付部に高透磁性の鉄心が用いられ
る。言及するまでも無いがスポーク１６及び垂直方向に
伸びるヨーク１８はリング１４及び上部磁極面部２０の
重量を支持可能であって、磁極間の引力に耐え得る程度
に十分な強度を有していなければならない。スポーク及
び関連する垂直ヨークは対称に配置されるものとして図
示しているが、被検体アクセスをより向上させるため
に、これらを非対称に配置してもよい。さらに、これら
の断面は、単一の磁石が生成した磁束を飽和させること
無しに伝播することができる程度に十分な大きさを有し
ていなければならない。
【００２３】当業者にとって明らかなように、スポーク
１６と下部磁極３０との間の距離の増加は静磁場の均一
性を改善するが、ＭＲＩ磁石構造体の重量及び体積の増
加に伴ってコストがかかる。また、図示した実施形態に
おいては空隙Ｂよりも空隙Ａの方が大となっているが、
空隙Ａは空隙Ｂと同じ大きさ又は空隙Ｂよりも少しばか
り小さくてもよく、また上部磁極取付部（連続的な部材
に代えてスパイク状の部材を用いた場合）の剛性の低下
を考慮した上で、平均実効間隔を空隙Ｂよりも大きくし
てもよい。
【００２４】図２は三つの分離した高Ｔc の超電導磁石
２４、２６、及び２８を示している。各々の電磁石は、
その対称形のほぼ中心からの半径ｒ1 、ｒ2 、及びｒ3
を有している。当然ながら、被検体撮影領域中に静磁場
を生成させるために、少なくとも一つの超電導磁石コイ
ルが必要である。しかしながら、発明者らは、異なる半
径間隔上に配置し電磁石を分散化させることにより被検
体撮影領域３６中における均一性をより向上させるべく
静磁場を調整できることを見出した。電磁石２４、２
６、及び２８の各々における巻線数は可変であり、これ
により所要の状態の磁場を生成できる。
【００２５】また図２は電磁石上の下部磁極面３０の配
置の存在を示しており、これは被検体撮影領域において
均一な静磁場を最も効率よく生成できるものとされる。
しかしながら、幾つかの環境下においては、下部磁極を
クライオスタット及び超電導磁石の下に配置することが
望ましい。
【００２６】たとえ上述したＭＲＩ磁石構造体によって
比較的均一な静磁場が得られるとしても、当該磁場を若
干補正する必要が出てくる場合もある。この場合は、図
２に示すように公知の手法によって静磁場を調整するた
めの一つ又はそれ以上のシムコイル３８及び／又はシム
リング４０といった少なくとも一つのＭＲＩ静磁場補正
手段を用いる。シムコイル３８は例えば非超電導磁石
（常電導磁石）であって、被検体撮影領域中の磁場を調
整すべくその位置及び通電量が制御される。高透磁性の
リングを構成するシムリング４０は、その位置のみが調
整可能であるとともに、これは被検体撮影領域付近の磁
（束）場を補正するように作用する。
【００２７】明らかに、シムリング４０及び／又はシム
コイル３８のサイズ、放射状位置、及び間隔を可変とす
ることにより被検体撮影領域における磁場の均一性およ
びその補正態様は変化する。さらにまた、シムコイル及
び／又はシムリングは、図２に示すように上部磁極と共
に配置しても良い。上部又は下部磁極の配置箇所におい
て、シムコイル３８及びシムリング４０はそれ自体また
はその組み合わせによって利用される。シムコイル及び
シムリングをいずれかの磁極とともに単独で、又は両磁
極とともに単独で使用することは想定されている。
【００２８】円盤形状のクライオスタット２２は図１及
び図５（ａ）〜（ｃ）において示される磁石構造体と共
に利用されるが、当該磁石構造体それ自体の使用及び利
点は、上部磁極取付部材の「スポーク型」構成に限定さ
れない。分散型の超電導磁石による磁場の生成能は、
「９０１特許」において示されるような、被検体撮影領
域における静磁場をより均一な状態にする通常の上部磁
極取付部によって実現しても良い。
【００２９】また上述した実施形態は、ＭＲＩ磁石構造
体が超電導磁石を利用するスポークを有するものであっ
たが、このような構造の利点は図６に示した常電導磁石
４２や図７に示した永久磁石４４といった、より一般的
な磁束生成手段の実現可能性にある。明らかに、一つ又
はそれ以上のシムコイル及び／又はシムリングは、被検
体撮影領域における磁場の均一性を改善するために、図
６及び図７に示した実施形態と共に用いることができ
る。さらに、常電導磁石４２及び／又は永久磁石４４
は、磁場の均一性が改善された被検体撮影領域を提供す
るために、図５（ａ）〜（ｃ）に示した磁束帰路と共に
利用することができる。
【００３０】以上、幾つかの適切な実施形態によって本
発明の詳細を説明したが、本発明はこれらの実施形態に
限定されず、種々変形して実施可能であることは当業者
にとって明らかである。例えば、被検体撮影領域におい
てより均一な磁場を提供するには一般にスポークの数は
少ない方が望ましいが、その利点を得るべくスポークの
数を四つ以上（本願に添付の図面では高々四つのスポー
クを示した）としてもよい。また、スポークの異なる組
み合わせ、及び電磁石による磁束生成手段（高Ｔc 超電
導磁石、通常の超電導磁石、常電導磁石及び／又は永久
磁石）は、単体で用いるか、あるいは被検体撮影領域の
周辺において磁場の高い均一性を提供するためのシムコ
イル及び／又はシムリングとともに用いてもよい。
【００３１】
【発明の効果】以上説明したように、本発明によれば被
検体撮影領域における静磁場の均一性を改善するＭＲＩ
磁石構造体を提供できる。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明の実施形態に係る斜視図。
【図２】図１のセクション線２−２における上部磁極面
取付部の断面を示す断面図。
【図３】図１のセクション線３−３における、下部磁極
取付部に関連するスポークを除く上部磁極取付部を示す
断面図。
【図４】上部及び下部磁極面の間の間隔よりも長い下部
磁極面と上部磁極取付部との間の間隔を示す図２の断面
図。
【図５】上部磁極取付部のスポークをそれぞれ３、２、
１本とした場合の本発明の変形例を示す図。
【図６】分散的な常電導磁石を用いた場合の本発明の変
形例を示す図。
【図７】永久磁石を用いた場合の本発明の変形例を示す
図。
【符号の説明】 １０…下部磁極取付部 １２…陥凹部 １４…リング １６…スポーク １８…ヨーク ２０…上部磁極

Claims (35)

    【特許請求の範囲】
  1. 【請求項１】 被検体の撮影領域を含む空隙を隔てて対
    向配置された上部磁極と下部磁極とからなる一対の透磁
    性磁極と、 前記一対の磁極の間に磁束帰路を形成するものであっ
    て、前記撮影領域を開放するための少なくとも１つの開
    口部と、前記空隙より広い有効空間を前記下部磁極上に
    有する上部磁極取付構造とを有する透磁性ヨーク構造
    と、 前記下部磁極だけに設けられ、前記下部磁極に磁気的に
    結合されて、前記空隙の中の前記撮影領域内にＭＲＩ静
    磁場Ｂ0 を発生する磁石とを具備することを特徴とする
    ＭＲＩ磁石構造体。
  2. 【請求項２】 前記磁石は永久磁石であることを特徴と
    する請求項１記載のＭＲＩ磁石構造体。
  3. 【請求項３】 前記磁石は電磁石であることを特徴とす
    る請求項１記載のＭＲＩ磁石構造体。
  4. 【請求項４】 前記磁石は超伝導磁石であることを特徴
    とする請求項３記載のＭＲＩ磁石構造体。
  5. 【請求項５】 前記ヨーク構造は、前記上部磁極を支持
    する少なくとも１本の支柱を有することを特徴とする請
    求項１記載のＭＲＩ磁石構造体。
  6. 【請求項６】 前記ヨーク構造は、前記上部磁極を支持
    する複数本の支柱を有することを特徴とする請求項１記
    載のＭＲＩ磁石構造体。
  7. 【請求項７】 前記ヨーク構造は、前記上部磁極を支持
    する２本の支柱を有することを特徴とする請求項６記載
    のＭＲＩ磁石構造体。
  8. 【請求項８】 前記ヨーク構造は、前記上部磁極を支持
    する３本の支柱を有することを特徴とする請求項６記載
    のＭＲＩ磁石構造体。
  9. 【請求項９】 前記ヨーク構造は、前記上部磁極を支持
    する４本の支柱を有することを特徴とする請求項６記載
    のＭＲＩ磁石構造体。
  10. 【請求項１０】 前記ＭＲＩ静磁場Ｂ0 を補正する少な
    くとも１つの構造をさらに具備することを特徴とする請
    求項１記載のＭＲＩ磁石構造体。
  11. 【請求項１１】 前記ＭＲＩ静磁場Ｂ0 を補正する少な
    くとも１つの構造は、少なくとも１つのシムコイルを有
    することを特徴とする請求項１０記載のＭＲＩ磁石構造
    体。
  12. 【請求項１２】 前記ＭＲＩ静磁場Ｂ0 を補正する少な
    くとも１つの構造は、少なくとも１つのシムリングを有
    することを特徴とする請求項１０記載のＭＲＩ磁石構造
    体。
  13. 【請求項１３】 前記ＭＲＩ静磁場Ｂ0 を補正するの
    に、少なくとも１つのシムコイルと少なくとも１つのシ
    ムリングとが併用されることを特徴とする請求項１０記
    載のＭＲＩ磁石構造体。
  14. 【請求項１４】 前記少なくとも１つのシムコイルは、
    前記上部磁極に設けられることを特徴とする請求項１１
    記載のＭＲＩ磁石構造体。
  15. 【請求項１５】 前記磁石は、前記超伝導磁石を収容す
    る単一のクライオスタットを有することを特徴とする請
    求項４記載のＭＲＩ磁石構造体。
  16. 【請求項１６】 前記１重のクライオスタットは、円盤
    形状のクライオスタットであることを特徴とする請求項
    １５記載のＭＲＩ磁石構造体。
  17. 【請求項１７】 前記クライオスタットには、少なくと
    も１つが超伝導磁石である複数のコイルが収容されてい
    ることを特徴とする請求項１６記載のＭＲＩ磁石構造
    体。
  18. 【請求項１８】 前記複数のコイルの全てが超伝導磁石
    であることを特徴とする請求項１７記載のＭＲＩ磁石構
    造体。
  19. 【請求項１９】 前記複数のコイルは、前記下部磁極の
    表面の中心に関して少なくとも２つの同心円上に配置さ
    れることを特徴とする請求項１８記載のＭＲＩ磁石構造
    体。
  20. 【請求項２０】 前記複数のコイルは、３つの超伝導磁
    石からなり、前記３つの超伝導磁石それぞれは、前記下
    部磁極の表面の中心から異なる半径の位置に配置される
    ことを特徴とする請求項１９記載のＭＲＩ磁石構造体。
  21. 【請求項２１】 前記上部磁極取付構造の前記有効空間
    は、前記空隙より広い前記下部磁極の表面の上に所定の
    距離を隔てて前記上部磁極の表面を配置することで形成
    されることを特徴とする請求項１記載のＭＲＩ磁石構造
    体。
  22. 【請求項２２】 前記上部磁極取付構造の前記有効空間
    は、前記上部磁極取付構造の表面積を、前記下部磁極取
    付構造の表面積より狭くすることで形成されることを特
    徴とする請求項１記載のＭＲＩ磁石構造体。
  23. 【請求項２３】 前記上部磁極取付構造の前記有効空間
    は、前記空隙より広い前記下部磁極の表面の上に所定の
    距離を隔てて前記上部磁極の表面を配置し、しかも前記
    上部磁極取付構造の表面積を、前記下部磁極取付構造の
    表面積より狭くすることで形成されることを特徴とする
    請求項１記載のＭＲＩ磁石構造体。
  24. 【請求項２４】 前記上部磁極取付構造は、少なくとも
    １本のスポークを有することを特徴とする請求項２３記
    載のＭＲＩ磁石構造体。
  25. 【請求項２５】 前記上部磁極取付構造は、２本のスポ
    ークを有することを特徴とする請求項２４記載のＭＲＩ
    磁石構造体。
  26. 【請求項２６】 前記上部磁極取付構造は、３本のスポ
    ークを有することを特徴とする請求項２４記載のＭＲＩ
    磁石構造体。
  27. 【請求項２７】 前記上部磁極取付構造は、４本のスポ
    ークを有することを特徴とする請求項２４記載のＭＲＩ
    磁石構造体。
  28. 【請求項２８】 被検体の撮影領域を含む空隙を隔てて
    対向配置され、それぞれ所定の表面積を有する上部磁極
    と下部磁極とからなる一対の透磁性磁極と、 前記一対の磁極の間に磁束帰路を形成するものであっ
    て、前記撮影領域を開放するための少なくとも１つの開
    口部と、前記空隙より広い有効空間を前記下部磁極上に
    有する上部磁極取付構造とを有し、前記上部磁極を支持
    する４本の支柱から構成される透磁性ヨーク構造と、 前記下部磁極に設けられた単一の円盤形状のクライオス
    タットと、 前記単一のクライオスタット内に配置され、前記下部磁
    極に磁気的に結合されて、前記空隙の中の前記撮影領域
    内にＭＲＩ静磁場Ｂ0 を発生する少なくとも１つの超伝
    導磁石とを具備することを特徴とするＭＲＩ磁石構造
    体。
  29. 【請求項２９】 前記超伝導磁石は３つであり、前記３
    つの超電導磁石は前記単一のクライオスタットの中に収
    容され、前記３つの超電導磁石のそれぞれは前記下部磁
    極の表面の略中心から異なる半径の位置に配置されるこ
    とを特徴とする請求項２８記載のＭＲＩ磁石構造体。
  30. 【請求項３０】 前記上部磁極取付構造の前記有効空間
    は、前記空隙より広い前記下部磁極の表面の上に所定の
    距離を隔てて前記上部磁極の表面を配置し、しかも前記
    上部磁極取付構造の表面積を前記下部磁極取付構造の表
    面積より狭くすることで形成されることを特徴とする請
    求項２９記載のＭＲＩ磁石構造体。
  31. 【請求項３１】 被検体の撮影領域を含む空隙を隔てて
    対向配置され、それぞれ所定の表面積を有する上部磁極
    と下部磁極とからなる一対の磁極と、 前記一対の磁極の間に磁束帰路を形成するものであっ
    て、前記撮影領域を開放するための少なくとも１つの開
    口部と、上部磁極取付構造とを有する透磁性ヨーク構造
    と、 前記下部磁極に設けられた単一の円柱形状のクライオス
    タットと、 前記単一のクライオスタット内に放射状に配置され、前
    記下部磁極に磁気的に結合されて、前記空隙の中の前記
    撮影領域内にＭＲＩ静磁場Ｂ0 を発生する複数の超伝導
    磁石とを具備することを特徴とするＭＲＩ磁石構造体。
  32. 【請求項３２】 前記超伝導磁石は３つであり、前記３
    つの超電導磁石は前記単一のクライオスタットの中に収
    容され、前記３つの超電導磁石のそれぞれは前記下部磁
    極の表面の略中心から異なる半径の位置に配置されるこ
    とを特徴とする請求項３１記載のＭＲＩ磁石構造体。
  33. 【請求項３３】 前記超伝導磁石は、高Ｔc 超伝導磁石
    であることを特徴とする請求項４記載のＭＲＩ磁石構造
    体。
  34. 【請求項３４】 前記超伝導磁石は、高Ｔc 超伝導磁石
    であることを特徴とする請求項２９記載のＭＲＩ磁石構
    造体。
  35. 【請求項３５】 前記超伝導磁石は、高Ｔc 超伝導磁石
    であることを特徴とする請求項３２記載のＭＲＩ磁石構
    造体。
JP9181605A 1996-07-05 1997-07-07 Ｍｒｉ磁石構造体 Pending JPH10127604A (ja)

Applications Claiming Priority (2)

Application Number Priority Date Filing Date Title
US08/675,925 US5864236A (en) 1996-07-05 1996-07-05 Open configuration MRI magnetic flux path
US675925 1996-07-05

Publications (1)

Publication Number Publication Date
JPH10127604A true JPH10127604A (ja) 1998-05-19

Family

ID=24712511

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
JP9181605A Pending JPH10127604A (ja) 1996-07-05 1997-07-07 Ｍｒｉ磁石構造体

Country Status (3)

Country Link
US (1) US5864236A (ja)
JP (1) JPH10127604A (ja)
GB (1) GB2315127A (ja)

Cited By (8)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
WO1999021476A1 (fr) * 1997-10-24 1999-05-06 Hitachi Medical Corporation Dispositif magnetique et appareil d'irm l'utilisant
WO2002071942A1 (fr) * 2001-03-14 2002-09-19 Hitachi Medical Corporation Appareil d'imagerie par resonance magnetique et generateur de champ magnetique statique associe
WO2003001999A1 (fr) * 2001-06-28 2003-01-09 Hitachi Medical Corporation Dispositif et systeme de diagnostic par rmn
CN107110931A (zh) * 2014-09-05 2017-08-29 海珀菲纳研究股份有限公司 用于磁共振成像的铁磁增强
JP2017216283A (ja) * 2016-05-30 2017-12-07 住友電気工業株式会社 磁場印加装置および半導体装置の製造装置
US11105873B2 (en) 2016-11-22 2021-08-31 Hyperfine, Inc. Low-field magnetic resonance imaging methods and apparatus
US11215685B2 (en) 2018-05-21 2022-01-04 Hyperfine, Inc. B0 magnet methods and apparatus for a magnetic resonance imaging system
US11366188B2 (en) 2016-11-22 2022-06-21 Hyperfine Operations, Inc. Portable magnetic resonance imaging methods and apparatus

Families Citing this family (7)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2774777B2 (ja) * 1994-11-25 1998-07-09 株式会社日立メディコ 磁気共鳴イメ−ジング装置
US6218838B1 (en) * 1998-08-28 2001-04-17 Picker International, Inc. MRI magnet with high homogeneity, patient access, and low forces on the driver coils
US6208144B1 (en) * 1999-05-18 2001-03-27 Picker International, Inc. Magnetic resonance operating room magnet
DE602004019069D1 (de) * 2003-04-30 2009-03-05 Oxford Instr Plc Witney Kernspintomograph
WO2007004109A1 (en) * 2005-06-30 2007-01-11 Koninklijke Philips Electronics, N.V. Asymmetric magnet for mri
DE102010025919A1 (de) * 2010-07-02 2012-01-05 Siemens Aktiengesellschaft Spule; D-Form
WO2016077417A1 (en) 2014-11-11 2016-05-19 Hyperfine Research, Inc. Low field magnetic resonance methods and apparatus

Family Cites Families (11)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US3924211A (en) * 1968-12-25 1975-12-02 Benyamin Alexandrovich Ioffe Method of orienting electrically conductive bodies, preferably non-magnetic ones, in a magnetic field and apparatus for performing same
GB8500248D0 (en) * 1985-01-04 1985-02-13 Oxford Magnet Tech Solenoids
US4682111A (en) * 1985-03-05 1987-07-21 Kabushiki Kaisha Toshiba Magnetic resonance imaging magnet
DE3616078A1 (de) * 1986-05-13 1987-11-19 Bruker Analytische Messtechnik Elektromagnetsystem fuer die kernspintomographie
US4953555A (en) * 1987-10-20 1990-09-04 The United States Of Americas As Represented By The Secretary Of The Army Permanent magnet structure for a nuclear magnetic resonance imager for medical diagnostics
GB8825529D0 (en) * 1988-11-01 1988-12-07 Oxford Magnet Tech Magnetic field generating assembly
US5134374A (en) * 1989-06-01 1992-07-28 Applied Superconetics Magnetic field control apparatus
JP3266355B2 (ja) * 1993-02-05 2002-03-18 住友特殊金属株式会社 超電導型ｍｒｉ用磁界発生装置
GB2278685B (en) * 1993-05-27 1997-07-30 Elscint Ltd Superconducting magnet
US5446434A (en) * 1994-07-27 1995-08-29 General Electric Company Magnet having pole faces with trapezoidal-shaped shims
US5517121A (en) * 1995-01-13 1996-05-14 Toshiba America Mri, Inc. MRI system with side-access to an image volume located within a two-column main magnet

Cited By (16)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US6600318B1 (en) 1997-10-24 2003-07-29 Hitachi Medical Corporation Open MRI system with a vertical static field and an imaging volume closer to the lower than to the upper magnet assembly
WO1999021476A1 (fr) * 1997-10-24 1999-05-06 Hitachi Medical Corporation Dispositif magnetique et appareil d'irm l'utilisant
WO2002071942A1 (fr) * 2001-03-14 2002-09-19 Hitachi Medical Corporation Appareil d'imagerie par resonance magnetique et generateur de champ magnetique statique associe
WO2003001999A1 (fr) * 2001-06-28 2003-01-09 Hitachi Medical Corporation Dispositif et systeme de diagnostic par rmn
US7057389B2 (en) 2001-06-28 2006-06-06 Hitachi Medical Corporation Nuclear magnetic resonance diagnosing device and diagnosing system
CN100457029C (zh) * 2001-06-28 2009-02-04 株式会社日立医药 核磁共振诊断装置以及诊断系统
US11397233B2 (en) 2014-09-05 2022-07-26 Hyperfine Operations, Inc. Ferromagnetic augmentation for magnetic resonance imaging
CN107110931A (zh) * 2014-09-05 2017-08-29 海珀菲纳研究股份有限公司 用于磁共振成像的铁磁增强
JP2017527425A (ja) * 2014-09-05 2017-09-21 ハイパーファイン リサーチ，インコーポレイテッド 磁気共鳴映像法のための強磁性増強
JP2020127750A (ja) * 2014-09-05 2020-08-27 ハイパーファイン リサーチ，インコーポレイテッド 磁気共鳴映像法のための強磁性増強
JP2017216283A (ja) * 2016-05-30 2017-12-07 住友電気工業株式会社 磁場印加装置および半導体装置の製造装置
US11366188B2 (en) 2016-11-22 2022-06-21 Hyperfine Operations, Inc. Portable magnetic resonance imaging methods and apparatus
US11105873B2 (en) 2016-11-22 2021-08-31 Hyperfine, Inc. Low-field magnetic resonance imaging methods and apparatus
US11841408B2 (en) 2016-11-22 2023-12-12 Hyperfine Operations, Inc. Electromagnetic shielding for magnetic resonance imaging methods and apparatus
US11215685B2 (en) 2018-05-21 2022-01-04 Hyperfine, Inc. B0 magnet methods and apparatus for a magnetic resonance imaging system
US11726155B2 (en) 2018-05-21 2023-08-15 Hyperfine Operations, Inc. B0 magnet methods and apparatus for a magnetic resonance imaging system

Also Published As

Publication number Publication date
GB2315127A (en) 1998-01-21
US5864236A (en) 1999-01-26
GB9713325D0 (en) 1997-08-27

Similar Documents

Publication Publication Date Title
JP3527310B2 (ja) 開放形磁気共鳴イメージング磁石
US5250901A (en) Open architecture iron core electromagnet for MRI using superconductive winding
JP3662220B2 (ja) 改良型磁石
JPH10127604A (ja) Ｍｒｉ磁石構造体
JP2581536B2 (ja) 磁石装置およびその使用方法
JP4145398B2 (ja) 自己シールド型勾配コイル組立体及びその製造方法
US5574417A (en) Open MRI magnet with homogeneous imaging volume
EP0985934B1 (en) Opposed magnet-type magnetic circuit assembly with permanent magnets
JP3164278B2 (ja) モジュラー式全身用傾斜磁場コイル
US5754085A (en) Ferromagnetic yoke magnets for medical magnetic resonance studies
JP4782921B2 (ja) 磁気共鳴イメージング用頭部コイル
EP0770883B1 (en) Cryogenic-fluid-cooled open MRI magnet with uniform magnetic field
US6154110A (en) Gradient magnetic field coil and magnetic resonance imaging apparatus using the same
US5708362A (en) Magnet arrangement for a diagnostic magnetic resonance apparatus
JPH069172B2 (ja) 磁石装置及びその使用方法
JPH09153408A (ja) 超電導磁石装置
EP0940684B1 (en) Superconducting magnet system
EP0819948B1 (en) Superconducting MR yoke magnet and method of energizing same
JP3238425B2 (ja) 磁気共鳴画像用磁石装置
US6498488B2 (en) Magnetic resonance imaging apparatus
US6950001B2 (en) Superconducting open MRI magnet with transverse magnetic field
US5568102A (en) Closed superconductive magnet with homogeneous imaging volume
EP0609604A1 (en) Magnetic field generation device of use in superconductive type MRI
JP3583528B2 (ja) 磁気共鳴結像装置に使用するための電磁石
EP0801314B1 (en) MRI magnet assembly with opposite permanent magnets

Legal Events

Date Code Title Description
A621 Written request for application examination

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A621

Effective date: 20040520

A977 Report on retrieval

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A971007

Effective date: 20060811

A131 Notification of reasons for refusal

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A131

Effective date: 20060912

A521 Request for written amendment filed

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A523

Effective date: 20061212

A02 Decision of refusal

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A02

Effective date: 20070116

A521 Request for written amendment filed

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A523

Effective date: 20070516

A911 Transfer to examiner for re-examination before appeal (zenchi)

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A911

Effective date: 20070703

A912 Re-examination (zenchi) completed and case transferred to appeal board

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A912

Effective date: 20070727

A601 Written request for extension of time

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A601

Effective date: 20081202

A602 Written permission of extension of time

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A602

Effective date: 20081205

A601 Written request for extension of time

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A601

Effective date: 20090105

A602 Written permission of extension of time

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A602

Effective date: 20090108

A601 Written request for extension of time

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A601

Effective date: 20090202

A602 Written permission of extension of time

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A602

Effective date: 20090205