KR20020070984A - 주 자석내에 위치된 원뿔형 공동을 가진 수직 필드 형태ｍｒｉ장치 - Google Patents

주 자석내에 위치된 원뿔형 공동을 가진 수직 필드 형태ｍｒｉ장치 Download PDF

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KR20020070984A
KR20020070984A KR1020027006734A KR20027006734A KR20020070984A KR 20020070984 A KR20020070984 A KR 20020070984A KR 1020027006734 A KR1020027006734 A KR 1020027006734A KR 20027006734 A KR20027006734 A KR 20027006734A KR 20020070984 A KR20020070984 A KR 20020070984A
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오버웨그요하네스에이.
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코닌클리케 필립스 일렉트로닉스 엔.브이.
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Abstract

본 발명은 장치의 이미징 볼륨(18)에서 실질적으로 균일한 자기장을 발생시키는 초전도 코일 시스템(20a, 20b)에 제공된 수직 필드 형태 MRI 장치에 관한 것이다. 코일 시스템은, 원형 외부 코일(28)과, 외부 코일내에서 외부 코일과 동일한 평면(32)에 위치되는 보조 코일(30)을 포함하며, 이 코일들은 반대 전류들을 도전시킨다. 보조 코일의 지름 Da대 외부 코일의 지름 D0의 비 Da/D0는 0.7과 0.9사이에 있다. 필드를 더욱 균일하게 하는 다른 코일들(34 내지 38, 40 내지 46)은, 원뿔 모양의 경사도 코일 시스템(52)이 수용될 수 있는 함몰부가 형성되는 방식으로, 첫번째로 언급된 코일들(28, 30)내의 원뿔형 표면(48, 50)상에 양호하게 위치되며, 결과적으로, 값비싼 외부 코일(28) 및 보조 코일(30)은 검사받을 환자를 받아들이는 공간으로부터 가능한 짧은 거리로 배열될 수 있다.

Description

주 자석내에 위치된 원뿔형 공동을 가진 수직 필드 형태 ＭＲＩ 장치{Vertical field type MRI apparatus with a conical cavity situated in the main magnet}
이러한 종류의 장치는 미국 특허 US 제 5,939,962 호로부터 공지되어 있다. 그와같은 수직 필드 형태 장치에서 MR 이미징을 위해 요구되는 균일한 자기장은, 그사이에 검사될 환자가 배열될 수 있는, 2개의 대향하여 위치된 자극(magnetic pole)들에 의해 대개 발생된다. 일반적으로는, 그때 상기 자기장은 수직 방향을 갖는다. 이러한 종류의 장치는 환자가 그와같은 장치에 배열될 때 주변환경들의 비교적 넓은 시야를 유지하는 장점을 제공하여, 밀실공포의 기분이 덜 자주 발생한다.
시스템을 통해 완전한 자속(flux)을 수송할 수 있는 철 회로(iron circuit)는 약 0.5 T이상의 필드 세기를 갖는 자석 시스템들이 경우에 매우 무거워진다. 그 경우에 현명한 대안은 철 회로를 완전히 빼버리고, 능동적으로 차폐된 에어 코일 시스템으로서 자석 시스템을 구성하는 것이다. 그 경우에, 환자에 액세스가능한 자석 시스템의 공간과 경계를 접하는 철 구조들의 관점에서 자극들(poles)은 없지만, 환자 공간과 경계를 접하는 자석 시스템의 표면들은 또한 간단함을 위해서 이후에 "자극들(poles)"로 언급될 것이다. 0.5 T 이상의 필드 세기들은 초전성이 있도록 구성되어야 한다. 이것들은 저온 유지 장치(cryostat)내의 동작 온도에서 유지된다. 그다음에, "자극"들은 진공 유지 장치의 진공 덮개의 외벽에 의해 형성된다.
언급된 미국 특허는 원형 외부 코일(본 명세서에서 참조부호 12a에 의해 표기되는 소위"측면 코일(side coil)"), 원형 보조 코일(참조부호 12d를 지니는 "제 4 코일"로서 본 명세서에서 언급됨) 및, 다수의 다른 코일들(본 명세서에서 참조부호들 12b 및 12c을 지닌 "제 2 및 제 3 코일들"로서 언급됨)로 구성되는 초전도 코일 시스템을 개시한다. 이미징 볼륨내의 균일한 필드는 첫 번째 2개의 코일들(12a 및 12b)에 의해 주로 발생되며, 언급된 다른 코일들은 다른 균일화 필드를 가정한다.
일반적으로 알려지고 또한 언급된 US 특허에 서술된 바와같이, 이러한 형태의 장치에 대해서, 목표은 하부 자극내의 필드 발생 코일로부터의 가능한 작은 거리에서 상부 자극내의 필드 발생 코일을 배열하는것이다. 이러한 목표는 그와같은시스템의 생산 비용들이 상기 자극 거리의 약 5 제곱만큼 증가하는 사실로부터 발생되어, 이 거리를 가능한 작게 유지하는 것이 유리하다. 이러한 목표때문에, 알려진 장치내의 외부 코일들은 자극들사이의 자유로이 액세스가능한 공간의 경계에 대해 직접 실용적으로 배열된다.
외부 코일들이 그러한 방식으로 장착될 때, 공지된 장치내의 경사도 코일들은, 이미징 볼륨내의 경사도 필드의 필요한 선형성때문에, 연관된 외부 코일들의 지름으로 실용적으로 연장되어야 한다. 결과적으로, (요구되는 균일한 필드를 달성하기 위해 부피가 크고 무거운 구조를 또한 갖는) 보조 코일을 위한 공간이 상부 경사도 코일 위와 하부 경사도 코일 아래에서만 발견될 수 있다. 결과적으로, 이러한 이미 부피있고 무거운 코일의 구성은 훨씬 더 커야하며; 그러나 외부 코일은 그때도 더 커져야 한다. 또한, 능동적으로 차폐된 자기 코일들의 경우에, 차폐 코일들은 또한 더 커져야 한다. 앞의 내용의 궁극적 효과는 장치들의 비용들이 실질적을 다시 증가된다는 것이다.
본 발명은 자기 공명 영상들을 형성하는 수직 필드 형태 MRI 장치에 관한 것이며,
＊ 장치의 이미징 볼륨(imaging volume)내에 실질적으로 균일한 자기장 (homogeneous field)을 생성하는 적어도 하나의 필드 발생 초전도 코일 시스템 (field generating superconducting coil system)을 포함하고,
＊ 상기 코일 시스템은:
＊ 외부 코일 평면에 위치된 원형 외부 코일과;
＊ 외부 코일내에 위치된 원형 보조 코일을 포함한다.
도 1은 MRI 영상들의 형성을 위한 수직 필드 형태의 공지된 장치의 일반도.
도 2는 저온 용기들에 수용되는 본 발명에 따른 코일 시스템들을 자극들을 통해 도시한 단면도.
도 3은 본 발명에 따른 장치의 이미징 볼륨주위의 필드 변화의 그래픽도.
도 4a는 본 발명에 따른 경사도 코일 시스템의 외부 모양의 일반도.
도 4b는 본 발명에 따른 경사도 코일 시스템의 평평한 x 주 경사도 코일의 도체 패턴을 도시하는 도면.
도 4c는 본 발명에 따른 경사도 코일 시스템의 x 차폐 코일의 도체 패턴을 도시하는 도면.
도 4d는 본 발명에 따른 경사도 코일 시스템의 평평한 z 주 경사도 코일의 도체 패턴을 도시하는 도면.
도 4e는 본 발명에 따른 경사도 코일 시스템의 z 차폐 코일의 도체 패턴을 도시하는 도면.
도 4f는, 본 시스템에 의해 발생된 경사도 필드와 함께, 본 발명에 따른 x 경사도 코일 시스템의 측면도.
도 5는 본 발명에 따른 장치에 이용하는데 적합한 저온 시스템의 개략도.
본 발명의 목적은 외부 코일들사이 및 보조 코일들사이의 거리가 가능한 작게되는 상술된 종류의 장치를 제공하는 것이다. 이것을 달성하기 위해, 본 발명에 따는 장치는 다음 내용을 특징으로 한다.
＊ 외부 코일 및 보조 코일의 활성화는 이들 코일들이 반대 방향의 자기장들을 발생시키도록 된다.
＊ 보조 코일은 또한 외부 코일 평면내에 위치된다.
＊ 보조 코일의 지름 Da대 외부 코일의 지름 D0의 비 Da/D0는 0.7과 0.9사이에 있다.
보조 코일이 이제 또한 외부 코일 평면에 위치되기 때문에, 보조 코일들 사이의 거리는 이미징 볼륨의 요구되는 치수들을 고려하면서 최소화된다. 이러한 구성의 컴퓨터 시뮬레이션은, 상기 활성화 및 상기 지름 비의 상기 결합이 이용될 때, 주 필드의 필드 세기 및/또는 균일성에 대한 요구조건들에 관하여 어떤 양보도 이루어질 필요가 없다는 것을 증명하였다. 적합한 자유도(degree of freedom)가 다른 코일들의 구성에 대하여, 즉, 외부 코일 및 보조 코일의 정확한 모양, 치수들 및, 활성화에 의존하여 존재한다는 것이 또한 발견되었다.
본 발명에 따른 장치의 유리한 실시예에는 3개의 다른 원형 코일들이 제공된다. 따라서 생산 비용들(조건: 조금밖에 없는 및 작은 다른 코일들)과 필드 세기 및 균일성(조건: 많고 큰 다른 코일들)사이에서 적합한 타협이 달성될 수 있다는 것이 발견되었다.
본 발명에 따른 다른 유리한 실시예에서, 3개의 다른 코일들이 워뿔형 표면상에 위치되고, 원뿔형 표면의 정점은 이미징 볼륨으로부터 이격되어 향해져 있다. 이러한 구성이 필드 세기 및 균일성에 관한 요구조건들을 매우 잘 만족한다는 사실은 제외하고, 이 실시예는, 그 원뿔형 모양때문에, 원뿔형 외부 모습을 갖는 경사도 코일(gradient coil)과 매우 잘 조화되는, 내부 공간(즉, 이미징 볼륨의 수직 축 주위의 공간)이 생성되는 잇점을 특히 제공한다. 자극내의, 즉 자기 코일들의 냉동 용기내의, 공동의 이러한 모양은 또한 부가적인 이점을 갖는다. 정규 동작 조건들에서, 냉동 용기내에 존재하는 냉매(cooling medium), 즉 액체 헬륨은 약 1 bar의 압력을 갖는다. 그러나, 주어진 상황들에서, 이러한 압력은 3 bar정도로 증가할 수 있다. 헬륨 용기는, 주위 압력(ambient pressure)과 헬륨 용기사이에 있는, 진공 공간에 의해 둘러싸인다. 정사각형 코너들을 가진 공동의 경우에, 기술분야의 현재 상태에서와 같이, 극도의 기계적 스트레스들(extreme mechanical stresses)이 상기 압력들에서 발생할 수 있으며; 대략 원뿔형인 공동이 이용될 때, 그와같은 스트레스들은 용기의 벽의 점진적 형상화 때문에 훨씬 적은 정도까지 발생할 수 있다.
본 발명의 따른 MRI 장치의 양호한 실시예에는 장치의 이미징 볼륨내의 실질적으로 균일한 자기장을 생성하는 제 2 필드 발생 초전도 코일 시스템이 제공되고,
＊ 상기 제 2 코일 시스템은,
＊ 제 2 외부 코일 평면에 위치되고, 그 지름이 제 1 외부 코일의 지름보다 더 큰, 제 2 원형 외부 코일과,
＊ 외부 코일내와 외부 코일 평면에 위치된 제 2 원형 보조 코일을 포함하며,
＊ 제 2 외부 코일 및 제 2 보조 코일의 활성화는 코일들이 반대 방향의 자기장들을 발생시키도록 된다.
단지 하나의 자극으로써 균일한 필드를 발생시키는 코일 시스템을 제공하는 것은 실행가능하며; 그와같은 장치에서 주어진 양보는 균일성 및 필드 세기에 대해서 이루어지고, 그러나 그럼에도 불구하고 주어진 의학적 목적들을 위해 장치를 이요하는 것은 가능한 것으로 남아있는다. 이러한 종류의 장치는 예를들어 미국 특허 US 제 5,917,395 호로부터 알려져 있다. 장치가 통상적으로 2개의 자극 표면들을 갖기 위해 구성될 때, 자극 표면들에 대한 이미징 볼륨의 관심을 끄는 위치가 선택될 수 있다. 이것은 다음이 상황들에서 잇점을 제공하며; 이미징 볼륨의 주어진 크기는 환자를 위해 요구되는 공간의 양에 의존하여 정의된다. 이러한 크기는 자극 표면들사이의 최소 거리를 정의한다. 모든 이미징 목적들에 대해, 특히 이미징 볼륨내의 낮은 레벨에 위치된 신체의 부분들의 이미징인, 예를들어 반듯이 누운 위치내의 환자들의 경우에 테이블 상부위에 바로 위치된 등뼈 기둥(vetebral column)에 대해 이 거리를 최적으로 이용하는 것이 가능해야 한다. 이러한 테이블 상부는 물론 가능한 얇게 되도록 구성되어야 하며, 그렇지 않으면 이미징을 위해 이용될 수 있는 공간이 손실될 수 있거나 또는, 자극 표면들은 다시 더 이격되어 배열되어야 한다. 그다음에, 등뼈 기둥은 이미징 볼륨의 엣지에 위치하여, 최적의 균일성은 큰 길이에 대해 가능하지 않다. 상기 단계들의 결과로서(특히, 하부 외부 코일이 상부 코일의 것보다 더 큰 지름을 가지므로), 이미징 볼륨은 자극 표면들에 대해 낮게 될 수 있어, 척추 기둥은 이미징 볼륨을 확대할 필요없이(이것은 값비싸며 동작중에 높은 전력 소비를 일으킨다) 이미징 볼륨에 더 잘 맞게된다.
본 발명에 따른 장치의 다른 실시예에는 4개의 원형 코일들이 제공되며, 그 각각은 각각의 다른 코일 평면에 위치되고, 외부 코일 평면은 다른 코일 평면들 각각과 이미징 볼륨의 사이에 위치된다. 상기 수의 다른 코일들은, 이미징 볼륨의 원하는 낮춤(lowering)의 경우에 생산 비용들, 필드 세기 및, 균일성사이에 적합한타협이 달성되는 것을 가능케 한다는 것이 발견되었다.
본 발명의 다른 실시예에서, 장치내의 4개의 다른 원형 코일들은 원뿔형 표면상에 위치되고, 원뿔형 표면의 정점은 이미징 볼륨으로부터 이격되어 향해진다. 따라서, 코일 용기내에 주 필드에 대한 공간이 생성되고, 상기 공간의 원뿔형 모양은 원뿔형 외부 모양을 갖는 경사도 코일과 잘 조화된다.
본 발명에 따른 장치의 다른 실시예에는 장치의 이미징 볼륨에서 자기 경사도 필드를 생성하는 적어도 제 1 경사도 코일 시스템과 제 2 경사도 코일 시스템이 제공되며,
＊ 각각의 경사도 코일 시스템은 제 1 주 경사도 코일과 차폐 코일을 포함하고,
＊ 제 1 경사도 코일 시스템은 제 1 필드 발생 초전도 코일 시스템내의 공간에 위치되고, 제 2 경사도 코일 시스템은 제 2 필드 발생 초전도 코일 시스템내의 공간에 위치된다. 따라서, 경사도 코일들은 균일한 필드를 위해 필드 코일들의 용기에서 본 발명에 의해 생성된 공간에 적합하게 배열된다.
본 발명의 다른 실시예에서 차폐 코일들중 적어도 한 차폐 코일은, 그 정점이 이미징 볼륨으로부터 이격되어 향하는, 실질적으로 원뿔형인 표면에 걸쳐 연장된다. 따라서, 특히 선형성에 대해서, MRI에 대해 요구되는 모양의 경사도 필드를 생성하는 경사도 코일이 형성된다는 것이 발견되었다. 얻어진 외부 모양은 본 발명에 따른 코일 용기에 형성된 공동에서 경사도 코일을 수용하는데 특히 적합하다.
본 발명에 따른 장치의 다른 실시예에는 제 1 및 제 2 필드 발생 초전도 코일 시스템 각각에 대한 제 1 및 제 2 용기가 제공되고, 상기 용기들은 저온 매체(cryogenic medium)를 포함하도록 배열되고 저온 매체를 교환하기 위해서 서로 이어져 있으며, 용기들중 한 용기에는 원하는 바와같이 용기들내의 압력을 제어하는 압력 접속이 제공된다. 초전도 코일들의 시스템의 경우에, 코일들의 부분이 냉매(액체 헬륨)와 직접 접촉하게 되지 않는 것이 발생할 수 있는데, 코일들의 부분이 증착하였고 따라서 가장 높은 레벨에 위치된 코일들이 상기 접촉을 잃어버렸기 때문이다. 결과적으로, 상기 코일들은 초전도 상태로부터 벗어날 수 있으며; 이것은 특히 동작중에 바람직하지 않다. 코일들의 전체 시스템, 따라서 양쪽 코일 용기들의 콘텐트들은 이제, 하부 코일 홀더만을 위해 필요한 것보다 더 많은 액체 헬륨을 저장하여 이 시스템의 하부 용기가 저장소(reservoir)로서 또한 작용하게 함으로써 하나의 헬륨 시스템에 의해 냉각될 수 있다. 상부 코일 용기내의 코일들중 한 코일이 액체 매체와 접촉을 하지 않는 경향이 있다면, 하부 용기내의 압력은 액체가 저장소 공간으로부터 상부 용기로 밀어내지도록 증가될 수 있다. 액체와의 접촉은 관련된 용기에 대한 분리된 레벨 제어를 이용하는 것이 필요하지 않게 보장된다.
본 발명은 대응하는 참조 번호들이 대응하는 요소들을 표기하는 도면들을 참조하여 이후에 상세히 서술될 것이다.
도 1은 NRI 영상들의 형성을 위한 공지된 수직 수직 필드 형태 장치의 일반도아다. 장치는 하부 자극(lower magnetic pole)(4)과 상부 자극(6)을 지원하는 스탠드(stand)(2)로 구성된다. 본 문맥에서 자극(magnetic pole)은, 자속(magnetic flux)을 전도하기 위해 2개의 자극들을 상호접속하는 철 회로를 제공할 필요없는(그러나 가능함), 연관된 필드 발생 코일들의 집합을 의미하는 것으로 이해되어야 한다는 점이 유의되어야 한다. 검사될 환자(8)를 수신하는 공간은 자극들사이에 존재한다. 검사될 환자는, 환자(8)가 정확한 위치에 배열될 수 있고 자극들(4와 6)사이에서 정확한 배향(orientation)으로써 배열될 수 있도록, 스탠드(2)의 부분을 형성하는 지지대에 의해 자체적으로 지지되는, 테이블 상부(14)에 배열된다.
통상적인 MRI 장치에서 검사될 환자를 수용하는 공간은 60 cm 크기 정도의 단면을 갖는 터널로서 만들어지며; 많은 환자들 특히 어린이에 대해서 이러한 구성은 불안의 느낌들과 밀실 공포의 기분들을 유발시킨다. 도 1에 도시된 자극들의 배열의 잇점은 환자가 그와같은 장치에 배열될 때 주변환경들의 비교적 넓은 시야를 유지한다는 사실에 있어, 그와같은 느낌들과 기분들이 완화되거나 또는 사라지기도 한다.
환자의 측면에서, 자극들은 초전도 자기 코일들이 수용되는 저온 용기들의 덮개들에 의해 물리적으로 형성되는 자극 표면들(10 및 12)에 의해 경계를 접한다. 자극 표면들사이의 거리는 상기 편안하지 않은 기분들이 환자에 대해서 없어지도록 선택되지만, 그러나 자극들의 생산이 훨씬 더 값비싸게 되도록 충분히 크지는 않다. 실제로 50 내지 60 cm의 거리가 적합한 값이라는 점이 발견되었다.
도 2는 저온 용기들에 배열된 본 발명에 따른 코일 시스템들(20a 및 20b)을 가진 자극들(4 와 6)을 통한 단면도이다. 도면은 그림의 평면(plane of drawing)을 가진 원형 코일 시스템들(round coil systems)(즉, 수직 라인(15)주위의 원형 대칭 시스템들(circular symmetrical systems))을 도시하며; 회전 대칭때문에, 이 도면은 코일 시스템들의 절반만을 도시하지만, 다른 절반은 그림의 평면에 수직이고 라인(15)을 통하여 확장하는 평면에 대한 미러 이미징에 의해 형성된다고 가정될 수 있다. 자극들(4와 6)사이에, 상기 자극들에 의해 발생된 필드가 MRI 영상들을 형성하기에 충분히 균일한 영역(18)이 위치한다. 이 영역은 장치의 이미징 볼륨이라 불린다. 자극들(4와 6) 각각은 장치의 이미징 볼륨(18)내의 실질적으로 균일한 자기장을 생성하는 필드 발생 초전도 코일 시스템(20)을 포함한다(코일 시스템(20a)은 자극(4)에 위치되고, 코일 시스템(20b)은 자극(6)에 위치된다). 초전도 코일들의 경우에 통상적이듯이, 코일 시스템들은 외부 진공 용기(24)에 의해 그자체로 밀봉된 헬륨내에 수용된다.
코일 시스템들 각각은 그사이에 위치된 원형 보조 코일(30)과 원형 외부 코일(28)을 포함한다. 양쪽 코일들은 하나의 평평한 평면, 즉, 외부 코일 평면(32)에 위치된다. 보조 코일의 지름 Da대 외부 코일의 지름 D0의 비 Da/D0는 일반적으로 0.7과 0.9사이에 있으며, 본 실시예에서 0.8과 동일하다. 본 발명의 아이디어에 따라, 2개의 보조 코일들(30a 및 30b)사이뿐 아니라 2개의 외부 코일들(28a 및 28b)사이의 거리는 이러한 구성에서 최소화될 수 있으며, 이들 코일들사이의 거리가 (진공 공간을 위한 공간, 덮개들 및 도시되지 않은 방사 차폐들을 무시하면) 자극 표면들(10과 12)사이의 거리와 실질적으로 동일하다는 것을 의미한다. 따라서, 상기 코일들이 비교적 높은 비용들은 최소로 제한될 수 있다.
상부 코일 시스템(20a)는 또한 3개의 다른 원형 코일들(34, 36 및, 38)을 포함하며, 그 각각은 각각의 다른 코일 평면(도시되지 않음)에 위치하게 된다. 상기 다른 코일 평면들 각각은 외부 코일 평면(32a)보다 이미징 볼륨(18)으로부터 더 멀리 위치하게 된다. 도시된 실시예에서, 다른 코일들(32 내지 38)은, 그림의 평면을 가진 부분이 도시된, 원뿔형 표면(48)상에 위치되며, 원뿔형 표면(48)의 정점은 이미징 볼륨으로부터 이격되어 향해지며, 그래서 본 경우에 위로 향한다.
하부 코일 시스템(20b)은 또한 4개의 다른 원형 코일들(40, 42, 44 및, 46)을 포함하며, 그 각각은 각각의 다른 코일 평면(도시되지 않음)에 위치된다. 상기 다른 코일 평면들 각각은 외부 코일 평면(32b)보다 이미징 볼륨(18)으로부터 더 멀리 위치하게 된다. 도시된 실시예에서, 다른 코일들(40 내지 46)은, 그림의 평면을 가진 부분이 도시된, 원뿔형 표면(50)상에 위치되고, 원뿔형 표면(50)의 정점은 이미징 볼륨으로부터 이격되어 향해지고, 그래서 본 경우에는 아래로 향한다.
외부 코일들(28a 및 28b)은 활성화는 동일한 방향의 자기장을 이들 코일들이 생성하도록 된다는 것이 코일 시스템들(20a 및 20b) 모두에 대해 성립한다. 보조 코일(30a)의 활성화는 외부 코일(28a)의 것과 반대이며, 반면에 보조코일(30b)의 활성화는 외부 코일(28b)의 것과 반대이다. 다른 코일들(34 내지 46)의 정확한 배열 및 활성화는 이미징 볼륨(18)내의 자기장의 균일성의 다른 향상을 목표로 하며; 이들 코일들의 배열은 자극들 각각에서 원뿔형 공동의 형성을 가능케 하도록 되어야 한다. 경사도 코일(52a, 52b)은 상기 공동들 각각에 배열될 수 있으며, 상기 경사도 코일들은 이미징 볼륨의 측면에 평평한 경계를 가지며, 이미징 볼륨으로부터 떨어진 측면에 원뿔형 경계를 갖는다.
도 2는 이미징 볼륨(18)은 자극 표면들(10 및 12)사이에 정확히 절반에 위치되지 않으며 상기 중심에 대해 약간 아래로 낮춰졌다는 것을 도시한다. 이미 서술된 바와같이, 이미징 볼륨의 위치는, 예를들어 등뼈 기둥의 이미징의 각각에서 주어진 잇점들을 제공한다. 이미징 볼륨의 아래쪽 이동은 하부 코일 시스템(20b)의외부 필드 코일(28b)이 상부 코일 시스템(20a)의 외부 필드 코일(28a)의 것보다 더 큰 지름을 갖는다는 점에서 달성되며; 보조 코일들(30a 및 30b)사이에서 유사한 관계가 존재한다. 이들 단계들의 결과로서, 이미징 볼륨은 자극 표면들에 대해 아래로 낮춰질 수 있어서, 이미지 볼륨내의 반듯이 누운 위치에서 환자의 등뼈 기둥은 이미징 볼륨으로 더 잘 맞추어지고, 그래서 이러한 볼륨은 확대될 필요가 없다.
코일 시스템들 각각은 또한 원형 외부 차폐 코일(54a, 54b)과 원형 내부 차폐 코일(56a, 56b)을 각각 포함하며, 이것은 상기 외부 차폐 코일들내에 위치된다. 이들 코일들은 자석 코일들에 의해 발생된 자기장으로부터 주변을 차폐하도록 공지된 방식으로 작용한다.
도 3은 본 발명에 따른 장치의 이미징 볼륨주위의 필드 기하구조(field geometry)의 그래픽 표현이다. 이미징 볼륨(18)의 중심으로의 수평 거리는 수평축(x 축)상에 점이 찍히며, 이미징 볼륨(18)의 중심으로의 수직 거리는 수직축(z 축)상에 점이 찍힌다. 도면은 코일 시스템들(20a 및 20b)을 개략적으로 도시하며 스케일링되어 있다. 이 도면의 라인들(58, 60, 62, 64, 66 및, 68)은 동일한 필드 세기의 라인들을 구성한다. 10 mT, 3 mT, 1 mT, 0.3 mT, 0.1 mT, 및 0.05 mT 각각의 필드 세기들은 상기 라인들과 연관된다. 따라서, 이 도면으로부터, 필드는 이미징 볼륨의 외부에서 바로 매우 급격하게 감퇴하고, 1.5m(라인 58)로부터 3.5 m(라인 66)로의 거리의 증가는 100의 인자에 의한 필드 감소를 발생시킨다는 것이 보인다.
도 4는 본 발명에 따른 장치내의 이용에 적합한 차폐된 경사도 코일의 형태로 경사도 코일 시스템의 구성을 도시한다. 경사도 코일 시스템은 실제로 경사도 필드을 발생시키는 주 경사도 코일과, 이미징 볼륨외부에서(특히 주 자석의 금속 부분들의 영역에서) 가능한 큰 경사도 필드를 보상하는 차폐코일로 구성된다. 주 경사도 코일은 평평한 평면에 감겨 있고, 반면에 차폐 코일은, 정점이 이미징 볼륨으로부터 이격되어 위치된, 실질적으로 원뿔형인 표면에 걸쳐 연장된다. 경사도 코일의 이러한 외부 모양은 y 경사도 코일과 z 경사도 코일뿐 아니라 x 경사도 코일을 위해 이용될 수 있다. 그러나, x 코일 및 y 코일의 도체들의 모양은 z 코일의 도체들의 모양으로부터 벗어나 있다. 따라서, 형성된 경사도 코일 시스템의 전체 모양은, 라인(70)주위에서 회전적으로 대칭인, 도 4a의 측면도에 도시되어 있다. 본 명세서에, 주 경사도 코일은 참조 번호(72)에 의해 표기되고, 차폐 코일은 참조 번호(74)에 의해 표기된다. 원통형 복귀 도체(cylindrical return conductor)(아직 서술되지 않음)는 참조번호(76)에 의해 표기된다.
도 4b는 x 및 y 주 경사도 코일(72)의 도체 패턴을 도시하며; x 및 y 코일들은 동일한 모양을 갖지만, 그러나 서로에 대해 90°오프셋이 되도록 장착된다. 이들 도체들은 일반적으로, 서로에 대해 또한 미러 이미징된, 다수의 동심 문자들 D의 형태를 갖는다. 동심인 D들은 직렬로 접속된다(도시안됨). 도 4c에 도시된 바와같은 x 경사도와 y 경사도에 대한 차폐 코일들(74)의 도체 패턴들은 주 경사도 코일의 것들과 실질적으로 동일한 모양을 갖는다. 그러나, 이들 도체들은 평평한 평면에 배열되지 않지만, 정점 높이가 주 경사도 코일에 평행하게 연장하는 평평한 차폐 코일을 갖는 대응하는 경사도 코일 시스템의 높이에 약 2배에 달하는, 원뿔형표면상에 배열된다.
도 4d는 z 주 경사도 코일(72)의 도체 패턴을 도시한다. 일반적으로 말하면, 이들 도체들은 다수의 동심이고 등거리가 아닌 원들의 모양을 갖는다. 동심인 원들은 직렬로 접속된다(도시안됨). z 경사도에 대한 차폐 코일(74)의 도체 패턴(도 4e)은 주 경사도 코일(72)의 것과 실질적으로 동일한 모양을 갖는다. 그러나, 이들 도체들은 평평한 평면에 배열되지는 않지만, 정점 높이가 주 경사도 코일에 평행하게 연장하는 평평한 차폐코일을 갖는 대응하는 경사도 코일 시스템의 약 2배 높이에 달하는, 원뿔형 표면상에 배열된다.
주 코일의 복귀 도체들(return conductors) 및 차폐 코일의 복귀 도체들의 기능은 z 경사도 코일뿐 아니라 x 경사도 코일, y 경사도 코일에 대해 그자체로 알려진 방식으로 결합될 수 있으며, 복귀 도체들이 실질적인 정도로 분배될 수 있는 결과를 발생시킨다. 그다음에, 전류들은 경사도 코일 시스템의 측면상의 원통형 접속(76)을 통해 주 코일로부터 차폐 코일로 흐른다.
도 4f는 x 경사도 코일의 측면도이며, 이것은 상기 코일의 경사도 필드의 분배를 또한 도시한다(동일한 것이 y 경사도 코일에 적용된다). 직선 화살(78)들은 본 명세서에서 경사도 필드의 필드 세기, 즉, ∂Bz/∂x를 나타내고, 곡선 라인들 (80)은 경사도 필드의 필드 라인들을 나타낸다. 이 도면은 필드의 경사도 변화를 도시하는데, 즉, 필드의 변화는 자기 주 필드(magnetic main field)상에서 겹쳐지고 x 방향으로의 위치의 함수로서 선형적으로 변한다.
도 5는 본 발명에 따른 장치에서의 이용에 적합한 저온 시스템을 개략적으로도시한다. 시스템은, 필드 발생 초전도 코일 시스템들(86과 88)을 제공하는, 제 1 상부 저온 용기(82)와 제 2 하부 저온 용기(84)를 포함한다. 2개의 저온 용기들 각각은 액체 헬륨의 형태로 저온 매체(92)를 포함한다. 2개의 저온 용기들(82와 84)은 액체 헬륨의 교환을 위해 접속관(90)을 통해 이어져 있다. 저온 용기(84)는 2개의 구획들(94와 96)로 분할되고, 구획(94)은 코일 시스템(88)을 포함하며, 반면에 구획 (96)은 헬륨 저장조로서 작용한다. 구획(94)에는 원하는 바와같이 용기들내의 압력을 제어하는 압력 접속(98)이 제공된다. 상부 코일 용기내의 코일들이 액체 헬륨과 접촉을 하지 않는 경향이 있을 때, 하부 용기에 대한 압력은 압력 접속(98)을 통해 증가될 수 있어서, 액체 헬륨은 구획(96)을 통해 저장소 공간(92)으로부터 상부 용기 (82)로 밀어내진다. 따라서, 액체 헬륨과의 접촉은 상부 용기에 대한 분리된 레벨 제어의 부재에도 불구하고 보장된다.

Claims (9)

  1. 자기 공명 영상들을 형성하는 수직 필드 형태 MRI 장치로서,
    ＊ 상기 장치의 이미징 볼륨에서 실질적으로 균일한 자기장을 생성하는 초전도 코일 시스템(20)을 발생시키는 적어도 하나의 필드를 포함하고,
    ＊ 상기 코일 시스템은:
    ＊ 외부 코일 평면(32)에 위치된 원형 외부 코일(round outer coil) (28)과,
    ＊ 상기 외부 코일(28)내에 위치된 원형 보조 코일(round supplementary coil)(30)을 포함하는, 상기 수직 필드 형태 MRI 장치에 있어서,
    ＊ 상기 외부 코일(28) 및 상기 보조 코일(30)의 활성화는 이들 코일들이 반대 방향의 자기장들을 발생시키도록 되고,
    ＊ 상기 보조 코일(30)은 상기 외부 코일 평면(32)에 또한 위치되고,
    ＊ 상기 보조 코일(30)의 지름 Da대 상기 외부 코일(28)의 지름 D0의 비 Da/D0는 0.7과 0.9사이에 있는 것을 특징으로 하는 수직 필드 형태 MRI 장치.
  2. 제 1 항에 있어서,
    각각의 다른 코일 평면에 각각 위치된, 3개의 다른 원형 코일들이 제공되고, 상기 외부 코일 평면(32)은 상기 이미징 볼륨(18)과 상기 다른 코일들 각각의 사이에 위치되는, 수직 필드 형태 MRI 장치.
  3. 제 2 항에 있어서,
    상기 3개의 다른 원형 코일들은 원뿔형 표면(48)상에 위치되고, 상기 원뿔형 표면의 정점(apex)은 상기 이미징 볼륨으로터 이격되어 향해지는, 수직 필드 형태 MRI 장치.
  4. 제 1 항 내지 제 3 항중 어느 한 항에 있어서,
    상기 장치의 이미징 볼륨(18)에서 상기 실질적으로 균일한 자기장을 생성하는 제 2 필드 발생 초전도 코일 시스템(20b)이 제공되고,
    ＊ 상기 제 2 코일 시스템(20b)은:
    ＊ 제 2 외부 코일 평면(32b)에 위치되고, 지름이 상기 제 1 외부 코일 (28a)의 지름보다 더 큰, 제 2 원형 외부 코일(28b)과,
    ＊ 상기 제 2 외부 코일(28b)내에서 상기 제 2 외부 코일 평면(32b)에 위치되는 제 2 원형 보조 코일(30b)을 포함하고,
    ＊ 상기 제 2 외부 코일 및 상기 제 2 보조 코일의 활성화는 이들 코일들이 반대 방향의 자기장들을 발생시키도록 된, 수직 필드 형태 MRI 장치.
  5. 제 4 항에 있어서,
    각각의 다른 코일 평면에 각각 위치된, 4개의 다른 원형 코일들(40, 42, 44,46)이 제공되고, 상기 외부 코일 평면(32b)은 상기 이미징 볼륨(18)과 상기 다른 코일 평면들 각각의 사이에 위치되는, 수직 필드 형태 MRI 장치.
  6. 제 5 항에 있어서,
    상기 4개의 다른 원형 코일들은 원뿔형 표면(50)상에 위치되고, 상기 원뿔형 표면의 정점은 상기 이미징 볼륨(18)으로부터 이격되어 향해지는, 수직 필드 형태 MRI 장치.
  7. 제 4 항 내지 제 6 항중 어느 한 항에 있어서,
    상기 장치의 이미징 볼륨에서 자기 경사도 필드(magnetic gradient field)를 생성하는, 적어도 제 1 경사도 코일 시스템(52a)과 제 2 경사도 코일 시스템(52b)이 제공되고,
    ＊ 각각의 경사도 코일 시스템은 평평한 주 경사도 코일(flat main gradient coil)(72)과 차폐 코일(74)을 포함하고,
    ＊ 상기 제 1 경사도 코일 시스템(52a)은 상기 제 1 필드 발생 초전도 코일 시스템(20a)내의 공간에 위치되고, 상기 제 2 경사도 코일 시스템(52b)은 상기 제 2 필드 발생 초전도 코일 시스템(20b)내의 공간에 위치되는, 수직 필드 형태 MRI 장치.
  8. 제 7 항에 있어서,
    상기 차폐 코일들중 적어도 한 차폐 코일은, 상기 이미징 볼륨으로부터 정점이 이격되어 향하게 되는 실질적으로 원뿔형인 표면에 걸쳐 연장되는, 수직 필드 형태 MRI 장치.
  9. 제 4 항 내지 제 6 항중 어느 한 항에 있어서,
    상기 제 1 및 상기 제 2 필드 발생 초전도 코일 시스템(20a, 20b)에 대해 각각 제 1 및 제 2 용기(container)(82, 84)가 제공되고, 상기 용기들은 저온 매체 (cryogenic medium)(92)를 포함하도록 배열되고, 상기 저온 매체를 교환하기 위해 서로 이어져 있으며, 상기 용기들중 한 용기에는 원하는 바와같이 상기 용기들내의 압력을 제어하는 압력 접속(98)이 제공되는, 수직 필드 형태 MRI 장치.
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