JP2002531196A - 磁気共鳴撮像システム - Google Patents
磁気共鳴撮像システムInfo
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- G01R33/381—Systems for generation, homogenisation or stabilisation of the main or gradient magnetic field using electromagnets
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Abstract
(57)【要約】
磁気共鳴撮像システムは、検査されるべき患者を収容する円筒形の空間を含む。従来のＭＲＩシステムでは、この空間が長く、又、細い形状を有するため撮像中、患者に近付くことは困難であると共に患者に閉所恐怖感を生じさせる。新しいＭＲＩシステムは、短く広い、若しくは、側面が開放しているいずれかの円筒形の空間を有し、従って、医師又は医師の助手が患者に近付くことを可能にする。開放された空間は、患者の閉所恐怖感を緩和させる。
Description
【０００１】 本発明は、撮像中、身体の適当な一部分を収容する主として円筒形の空間を含
み、上記主として円筒形の空間は、円筒形の空間に静磁場を生成する磁石が配置
された外被によって仕切られ、人又は動物の身体、又は、その一部分の画像を形
成する磁気共鳴撮像システム（ＭＲＩシステム）に関わる。
み、上記主として円筒形の空間は、円筒形の空間に静磁場を生成する磁石が配置
された外被によって仕切られ、人又は動物の身体、又は、その一部分の画像を形
成する磁気共鳴撮像システム（ＭＲＩシステム）に関わる。
【０００２】 この種類の磁気共鳴撮像システムは、医学診断学の分野において一般的に公知
であり、例えば、Philips Medical SystemsによるGyroscanの名称で販売され
ている。この種類のシステムは、低温保持装置の中に収容された幾つかの超伝導
性のコイルから一般的に構成された大型の電磁石を有する。患者を受容するのに
十分に大きい径を有する管が低温保持装置の中に形成される。この管は、撮像中
、患者の適当な一部分が収容されなくてはならない円筒形の空間を構成する。管
は、典型的に１．８ｍ以上の長さと、６０乃至６５ｃｍの内径を有する。コイル
が活性化されるとき、磁場の方向が管の長手方向に延在するような安定した磁場
が管中で生成されるよう、磁石コイルは管の周りに配置される。この目的は、管
の中央部分で非常に高い均一性の磁場を実現することである。更に、静的、且つ
、均一な磁場に対して一時的に切換勾配磁場を印加するために既知の方法で勾配
磁場が管の周りに配置される。ＲＦ送信器及び受信器コイルと協動して磁気共鳴
信号が、患者の身体中で生成され、これらの信号はその後検出され、磁気共鳴画
像（ＭＲ画像）を形成するために使用される。
であり、例えば、Philips Medical SystemsによるGyroscanの名称で販売され
ている。この種類のシステムは、低温保持装置の中に収容された幾つかの超伝導
性のコイルから一般的に構成された大型の電磁石を有する。患者を受容するのに
十分に大きい径を有する管が低温保持装置の中に形成される。この管は、撮像中
、患者の適当な一部分が収容されなくてはならない円筒形の空間を構成する。管
は、典型的に１．８ｍ以上の長さと、６０乃至６５ｃｍの内径を有する。コイル
が活性化されるとき、磁場の方向が管の長手方向に延在するような安定した磁場
が管中で生成されるよう、磁石コイルは管の周りに配置される。この目的は、管
の中央部分で非常に高い均一性の磁場を実現することである。更に、静的、且つ
、均一な磁場に対して一時的に切換勾配磁場を印加するために既知の方法で勾配
磁場が管の周りに配置される。ＲＦ送信器及び受信器コイルと協動して磁気共鳴
信号が、患者の身体中で生成され、これらの信号はその後検出され、磁気共鳴画
像（ＭＲ画像）を形成するために使用される。
【０００３】 短期間内に高品質画像を形成することを確実にするために必要とされる、高い
均一性に関する要求によって、磁石がコイルの内径に対して長い長さを有する。
更に、低温保持装置及び勾配磁場コイルの存在は、管の内径をコイルの内径より
も実質的に小さくさせ、実際には、管の内径とコイルの内径との差は１０ｃｍ以
上である必要がある。その結果、例えば、患者内への介入がＭＲ画像を通じてモ
ニタされる医学的処置の場合、患者は医師又は医師の助手にとって近付きにくい
。更に、長く、且つ、比較的狭い管は数人の患者の中で閉所恐怖感を誘発させ、
ＭＲ画像の形成は妨げられるか不可能にさえなる。
均一性に関する要求によって、磁石がコイルの内径に対して長い長さを有する。
更に、低温保持装置及び勾配磁場コイルの存在は、管の内径をコイルの内径より
も実質的に小さくさせ、実際には、管の内径とコイルの内径との差は１０ｃｍ以
上である必要がある。その結果、例えば、患者内への介入がＭＲ画像を通じてモ
ニタされる医学的処置の場合、患者は医師又は医師の助手にとって近付きにくい
。更に、長く、且つ、比較的狭い管は数人の患者の中で閉所恐怖感を誘発させ、
ＭＲ画像の形成は妨げられるか不可能にさえなる。
【０００４】 今日では、いわゆる開放型のＭＲＩシステムが利用可能であるとしても、一般
的にこのようなシステムは、比較的低い均一性、又は、比較的弱い磁場、即ち、
汎用のＭＲＩシステムのための一般的な標準値として使用される約０．５Tesla
以上よりも実質上弱い磁場を有する。この種類の幾つかの開放型のシステムは、
医師の動きの自由を制限し、即ち、医師は磁石コイルの間に立つ。他の開放型の
システムでは、患者は大きい径の磁極片の間の比較的狭い隙間の中に配置される
。本発明は、既知のシステムよりも医師の近付き易さを実質的に改善した磁気共
鳴撮像システムを提供することを目的とする。このために本発明による磁気共鳴
システムは、請求項１に記載される特徴がある。開放部が大きいため、担当医師
は円筒形の空間の外側から容易に患者に近付くことができ、又、閉所恐怖症に対
して敏感な患者の気持ちを緩和させる。
的にこのようなシステムは、比較的低い均一性、又は、比較的弱い磁場、即ち、
汎用のＭＲＩシステムのための一般的な標準値として使用される約０．５Tesla
以上よりも実質上弱い磁場を有する。この種類の幾つかの開放型のシステムは、
医師の動きの自由を制限し、即ち、医師は磁石コイルの間に立つ。他の開放型の
システムでは、患者は大きい径の磁極片の間の比較的狭い隙間の中に配置される
。本発明は、既知のシステムよりも医師の近付き易さを実質的に改善した磁気共
鳴撮像システムを提供することを目的とする。このために本発明による磁気共鳴
システムは、請求項１に記載される特徴がある。開放部が大きいため、担当医師
は円筒形の空間の外側から容易に患者に近付くことができ、又、閉所恐怖症に対
して敏感な患者の気持ちを緩和させる。
【０００５】 本発明による磁気共鳴診断システムの第１の実施例は、請求項２に記載される
要素を含む。このシステムは、患者用の円筒形の空間の回りに配置された一連の
コイルを具備する磁石を含む。既知のＭＲＩシステムと比較して、汎用のＭＲＩ
システムが実現され得るようこの磁石は短く、又、その内径は大きい。本発明に
よるこのようなＭＲＩシステムは、典型的に１．１ｍの長さと、６５ｃｍ以上の
内径を有する。請求項３に記載されたＭＲＩシステムの実施例は、低温保持装置
と、勾配磁場コイルと、磁石コイル及び患者用の円筒形の空間の間に配置される
必要がある更なる素子とのために十分な空間を確保するコイルシステムの可能な
寸法を例示する。
要素を含む。このシステムは、患者用の円筒形の空間の回りに配置された一連の
コイルを具備する磁石を含む。既知のＭＲＩシステムと比較して、汎用のＭＲＩ
システムが実現され得るようこの磁石は短く、又、その内径は大きい。本発明に
よるこのようなＭＲＩシステムは、典型的に１．１ｍの長さと、６５ｃｍ以上の
内径を有する。請求項３に記載されたＭＲＩシステムの実施例は、低温保持装置
と、勾配磁場コイルと、磁石コイル及び患者用の円筒形の空間の間に配置される
必要がある更なる素子とのために十分な空間を確保するコイルシステムの可能な
寸法を例示する。
【０００６】 請求項４、５、及び、６による実施例は、コイルの可能な構成を具備するＭＲ
Ｉシステムに関わり、充分な強さ及び均一性の静磁場が実現され得る。
Ｉシステムに関わり、充分な強さ及び均一性の静磁場が実現され得る。
【０００７】 既知のＭＲＩシステムは、いわゆる能動的な遮蔽を含み、つまり、撮像される
べき患者の一部分が置かれる領域において静磁場を生成する磁石コイルの外側に
は逆向きの磁場を含む第２の磁場を生成する磁石コイルの第２のシステムが設け
られる。上記第２の磁場の強さは、２つの静磁場がＭＲＩシステムの外側で互い
を主として補償するよう選択され、ＭＲＩシステムの回りで比較的大きい正味磁
場を含む領域は小さい。結果として、例えば、鉄又は別の強磁性金属を設けるこ
とで広範囲で重い受動的な遮蔽は不要にされてもよく、若しくは、このような遮
蔽が著しく軽くなるよう構成されてもよい。既知のＭＲＩシステムにおける能動
的な遮蔽のためのコイルは、磁場を形成するコイル間の最大の距離に略等しい距
離に亘って配置される。本発明によるＭＲＩシステムの更なる実施例は、請求項
７及び８に記載される。磁石の長さよりも短い距離に亘って遮蔽コイルを延在さ
せることで、低温保持装置によって形成された外部の外被はより小型になり得、
患者内への介入がＭＲ画像を介してモニタされる医学的処置のために実際にはよ
り小さく、又、より適当なＭＲＩシステムが得られる。
べき患者の一部分が置かれる領域において静磁場を生成する磁石コイルの外側に
は逆向きの磁場を含む第２の磁場を生成する磁石コイルの第２のシステムが設け
られる。上記第２の磁場の強さは、２つの静磁場がＭＲＩシステムの外側で互い
を主として補償するよう選択され、ＭＲＩシステムの回りで比較的大きい正味磁
場を含む領域は小さい。結果として、例えば、鉄又は別の強磁性金属を設けるこ
とで広範囲で重い受動的な遮蔽は不要にされてもよく、若しくは、このような遮
蔽が著しく軽くなるよう構成されてもよい。既知のＭＲＩシステムにおける能動
的な遮蔽のためのコイルは、磁場を形成するコイル間の最大の距離に略等しい距
離に亘って配置される。本発明によるＭＲＩシステムの更なる実施例は、請求項
７及び８に記載される。磁石の長さよりも短い距離に亘って遮蔽コイルを延在さ
せることで、低温保持装置によって形成された外部の外被はより小型になり得、
患者内への介入がＭＲ画像を介してモニタされる医学的処置のために実際にはよ
り小さく、又、より適当なＭＲＩシステムが得られる。
【０００８】 請求項９は、本発明によるＭＲＩシステムの別の実施例を記載する。このシス
テムは、従来のシステムの寸法に実質的に対応する寸法、即ち、典型的な径が約
６０乃至７０ｃｍであり、長さが約１．５ｍである患者のための円筒形の空間を
有する。近付き易さは、円筒形の空間の側面に形成された開放部を用いて今では
実現され、患者の身体のどの部分にも適当に近付くことが可能であり、又、患者
は医師又は医師の助手と接触する。
テムは、従来のシステムの寸法に実質的に対応する寸法、即ち、典型的な径が約
６０乃至７０ｃｍであり、長さが約１．５ｍである患者のための円筒形の空間を
有する。近付き易さは、円筒形の空間の側面に形成された開放部を用いて今では
実現され、患者の身体のどの部分にも適当に近付くことが可能であり、又、患者
は医師又は医師の助手と接触する。
【０００９】 この種類のＭＲＩシステムには、例えば、請求項１０に記載されるようなコイ
ルシステムが設けられる。このシステムは、十分な強さの磁場を形成することが
でき、この磁場の十分な均一性の域は円筒形の空間の長さの大部分（約１０５ｃ
ｍ）に延在し、約１５ｃｍの径を有する。この種類の磁石は、例えば、患者の腕
又は足の脈管系の画像を形成するために特に適切である。
ルシステムが設けられる。このシステムは、十分な強さの磁場を形成することが
でき、この磁場の十分な均一性の域は円筒形の空間の長さの大部分（約１０５ｃ
ｍ）に延在し、約１５ｃｍの径を有する。この種類の磁石は、例えば、患者の腕
又は足の脈管系の画像を形成するために特に適切である。
【００１０】 本発明は、添付図面を参照して以下に詳細に説明する。
【００１１】 図１は、本発明によるＭＲＩシステムの第１の実施例の外観図である。この図
は、ＭＲＩシステムの患者用の寝台１０と、外被２０によって囲われた磁石シス
テムとを示す。磁石システムは、幾つかの環状の磁石コイルを含み、これら環状
の磁石コイルは円筒形の空間中で静的、且つ、均一な磁場を生成するために円筒
形の空間２２を囲む。静磁場上に勾配磁場を重畳するための勾配磁場コイルも外
被内に配置される。当業者に公知の通り、この種類の勾配磁場は磁気共鳴画像を
形成するためには必要不可欠である。磁石は、一般的に超伝導性の電磁石であり
、この電磁石は、超伝導が生じるよう磁石コイルのために低温状態を実現しその
温度を保持するため外被内の低温保持装置の中に収容される。
は、ＭＲＩシステムの患者用の寝台１０と、外被２０によって囲われた磁石シス
テムとを示す。磁石システムは、幾つかの環状の磁石コイルを含み、これら環状
の磁石コイルは円筒形の空間中で静的、且つ、均一な磁場を生成するために円筒
形の空間２２を囲む。静磁場上に勾配磁場を重畳するための勾配磁場コイルも外
被内に配置される。当業者に公知の通り、この種類の勾配磁場は磁気共鳴画像を
形成するためには必要不可欠である。磁石は、一般的に超伝導性の電磁石であり
、この電磁石は、超伝導が生じるよう磁石コイルのために低温状態を実現しその
温度を保持するため外被内の低温保持装置の中に収容される。
【００１２】 患者用の寝台１０は、ベース１２によって支持され、このベース１２には、例
えば、駆動装置が設けられることで患者用の寝台及びその上に載せられた患者は
円筒形の空間２２へ入り、又、その空間から出ることができる。患者のある一部
分を磁石の中央に動かす必要性に依存し、及び／又は寝台上の患者の位置決めを
容易化するために更なる垂直方向及び横方向への移動も可能である。図には、と
りわけ磁石コイルを冷却するために必要な装置と、磁石コイル及び勾配磁場コイ
ルを活性化する電源と、磁気共鳴信号を実現し受信するＲＦコイルと、勾配磁場
コイル及びＲＦコイルを制御し、又、磁気共鳴画像を再構成し表示するデータ処
理装置とが示されていない。
えば、駆動装置が設けられることで患者用の寝台及びその上に載せられた患者は
円筒形の空間２２へ入り、又、その空間から出ることができる。患者のある一部
分を磁石の中央に動かす必要性に依存し、及び／又は寝台上の患者の位置決めを
容易化するために更なる垂直方向及び横方向への移動も可能である。図には、と
りわけ磁石コイルを冷却するために必要な装置と、磁石コイル及び勾配磁場コイ
ルを活性化する電源と、磁気共鳴信号を実現し受信するＲＦコイルと、勾配磁場
コイル及びＲＦコイルを制御し、又、磁気共鳴画像を再構成し表示するデータ処
理装置とが示されていない。
【００１３】 従来のＭＲＩシステムと比較すると、本例に示される磁石の長さは短く、円筒
形の空間２２の径は大きい。例えば、心臓学的なアプリケーションのため胸郭の
撮像のために適合されたシステムにおいて、その径は約７０ｃｍであり、長さは
約１１０ｃｍである。この寸法の場合、心臓が中央に位置決めされるとき、普通
の体格の患者の頭部は、磁石の外側近くに配置される。更に、患者の特定の一部
分、例えば、心臓を磁石の中央に位置決めするために、円筒形の空間内で垂直方
向及び横方向に患者を移動させ得る。磁石が短く、円筒形の空間の径が大きいた
め、磁石の側に立つ医師又は医師の助手は患者により近付くことができる。寝台
の長手方向が円筒形の空間の回転軸に対して平行ではなくなるまで患者用の寝台
又は磁石を僅かに傾かせることで患者により近付き易くなり得る。
形の空間２２の径は大きい。例えば、心臓学的なアプリケーションのため胸郭の
撮像のために適合されたシステムにおいて、その径は約７０ｃｍであり、長さは
約１１０ｃｍである。この寸法の場合、心臓が中央に位置決めされるとき、普通
の体格の患者の頭部は、磁石の外側近くに配置される。更に、患者の特定の一部
分、例えば、心臓を磁石の中央に位置決めするために、円筒形の空間内で垂直方
向及び横方向に患者を移動させ得る。磁石が短く、円筒形の空間の径が大きいた
め、磁石の側に立つ医師又は医師の助手は患者により近付くことができる。寝台
の長手方向が円筒形の空間の回転軸に対して平行ではなくなるまで患者用の寝台
又は磁石を僅かに傾かせることで患者により近付き易くなり得る。
【００１４】 図２は、このような短いＭＲＩシステムのためのコイルシステムの実施例を示
す図である。コイルシステムは、幾つかの環状コイルを含み、軸ｚ−ｚ’の回り
で回転対称的に置かれる。同図には、回転軸によって仕切られた半平面によるコ
イルの断面のみが示される。以下では、管状コイルは内側の表面の半径と外側の
表面の半径との差が軸方向におけるコイルの長さよりも小さい環状コイルとして
理解されるべきであり、ディスク状コイルは内側の表面の半径と外側の表面の半
径との差が軸方向におけるコイルの長さよりも大きい環状コイルとして理解され
るべきであり、正方形コイルは内側の表面の半径と外側の表面の半径との差が軸
方向におけるコイルの長さに略等しい環状コイルとして理解されるべきである。
コイルは、長方形の断面を有する必要がない（いわゆる正方形コイルも環状の断
面を有し得る）。
す図である。コイルシステムは、幾つかの環状コイルを含み、軸ｚ−ｚ’の回り
で回転対称的に置かれる。同図には、回転軸によって仕切られた半平面によるコ
イルの断面のみが示される。以下では、管状コイルは内側の表面の半径と外側の
表面の半径との差が軸方向におけるコイルの長さよりも小さい環状コイルとして
理解されるべきであり、ディスク状コイルは内側の表面の半径と外側の表面の半
径との差が軸方向におけるコイルの長さよりも大きい環状コイルとして理解され
るべきであり、正方形コイルは内側の表面の半径と外側の表面の半径との差が軸
方向におけるコイルの長さに略等しい環状コイルとして理解されるべきである。
コイルは、長方形の断面を有する必要がない（いわゆる正方形コイルも環状の断
面を有し得る）。
【００１５】 図２に示されるコイルシステムは、磁場を形成し、参照番号３１、３２、３３
、３４、３５、及び３６によって示される６つのコイルを含む。コイルは、例え
ば、低温で超伝導性の材料、例えば、ＮｂＴｉ／Ｃｕから形成される。軸方向に
見ると、２つの外側のコイル（３１及び３２）はディスク状であり静磁場を形成
する際に最も重要なコイルを構成する。２つの管状コイル３３及び３４と、これ
らのコイルよりも小さい径を有する２つの正方形コイル３５及び３６は、上記デ
ィスク状コイルの範囲内に配置される。アンペア回数の点において管状コイル３
３及び３４は、コイル３１及び３２中の電流方向と逆方向に比較的少ない量の電
流を伝える。この逆向きに流れる電流は、静磁場の均一性を著しく高める。２つ
の正方向コイル３５及び３６中の電流方向は、ディスク状コイル３１及び３２中
の電流方向と同じであり、又、管状コイル３３及び３４中の電流よりも僅かに多
い電流を伝える。管状コイル３７及び３８は遮蔽コイルであり、ＭＲＩシステム
の外側の安定した磁場（漂遊磁場）を補償し、これら遮蔽コイルは夫々ディスク
状コイル中の電流の約半分の電流を伝え、又、ディスク状コイルの電流と逆向き
に流れる。これら管状コイル３７及び３８は、大きい径を有するが、その軸方向
の長さは２つのディスク状コイル３１及び３２の間の距離よりも短い。結果とし
て、システムの外観がさほど大きくならず医師又は助手がより快適に仕事をでき
るよう外被は斜めの、又は、円の形を与えられ得る。
、３４、３５、及び３６によって示される６つのコイルを含む。コイルは、例え
ば、低温で超伝導性の材料、例えば、ＮｂＴｉ／Ｃｕから形成される。軸方向に
見ると、２つの外側のコイル（３１及び３２）はディスク状であり静磁場を形成
する際に最も重要なコイルを構成する。２つの管状コイル３３及び３４と、これ
らのコイルよりも小さい径を有する２つの正方形コイル３５及び３６は、上記デ
ィスク状コイルの範囲内に配置される。アンペア回数の点において管状コイル３
３及び３４は、コイル３１及び３２中の電流方向と逆方向に比較的少ない量の電
流を伝える。この逆向きに流れる電流は、静磁場の均一性を著しく高める。２つ
の正方向コイル３５及び３６中の電流方向は、ディスク状コイル３１及び３２中
の電流方向と同じであり、又、管状コイル３３及び３４中の電流よりも僅かに多
い電流を伝える。管状コイル３７及び３８は遮蔽コイルであり、ＭＲＩシステム
の外側の安定した磁場（漂遊磁場）を補償し、これら遮蔽コイルは夫々ディスク
状コイル中の電流の約半分の電流を伝え、又、ディスク状コイルの電流と逆向き
に流れる。これら管状コイル３７及び３８は、大きい径を有するが、その軸方向
の長さは２つのディスク状コイル３１及び３２の間の距離よりも短い。結果とし
て、システムの外観がさほど大きくならず医師又は助手がより快適に仕事をでき
るよう外被は斜めの、又は、円の形を与えられ得る。
【００１６】 図３は、本発明によるＭＲＩシステムのためのコイルシステムの第２の実施例
を示す図である。このシステムは、磁場を形成し参照番号４１、４２、４３、４
４、４５、及び、４６で示される電流を伝えるコイルを６つ含む。軸方向にみる
と、２つの外側のコイル４１及び４２はディスク状であり、このコイルも又静磁
場を構築する際に最も重要なコイルを構成し、アンペア回数の点においては電流
の大部分を伝える。これらディスク状コイルの範囲内には、より小さい径を有す
る４つの管状コイル４３、４４、４５、及び、４６が配置される。特にコイル４
３及び４４は、均一性を高めるよう機能し、アンペア回数の点からすると、これ
らのコイルはコイル４１及び４２中の電流方向と逆方向に比較的少ない量の電流
を伝える。２つの管状コイル４５及び４６中の電流方向は、ディスク状コイル４
１及び４２中の電流方向と同じであり、管状コイル４３及び４４中の電流よりも
僅かに少ない電流を伝える。静磁場の特性は、電流を伝えない環状の導線、例え
ば、鉄性の管状の導線４７及び４８を含むことで更に改良され得る。これら環状
の導線は、例えば、冷却されず、低温保持装置の外側に配置される。従って、低
温保持装置がコイル４３乃至４６に関して所与の厚さの体積を占めるため、実際
には円筒形の空間（図１における２２）の径は、全く減少されないか殆ど減少さ
れない。外部の漂遊磁場を補償するためには、大きい径を有するが短い軸方向の
長さを有する単一の管状コイル４９が設けられる。このコイルは、ディスク状コ
イル４１及び４２の夫々の中の電流と略等しい電流を伝える。
を示す図である。このシステムは、磁場を形成し参照番号４１、４２、４３、４
４、４５、及び、４６で示される電流を伝えるコイルを６つ含む。軸方向にみる
と、２つの外側のコイル４１及び４２はディスク状であり、このコイルも又静磁
場を構築する際に最も重要なコイルを構成し、アンペア回数の点においては電流
の大部分を伝える。これらディスク状コイルの範囲内には、より小さい径を有す
る４つの管状コイル４３、４４、４５、及び、４６が配置される。特にコイル４
３及び４４は、均一性を高めるよう機能し、アンペア回数の点からすると、これ
らのコイルはコイル４１及び４２中の電流方向と逆方向に比較的少ない量の電流
を伝える。２つの管状コイル４５及び４６中の電流方向は、ディスク状コイル４
１及び４２中の電流方向と同じであり、管状コイル４３及び４４中の電流よりも
僅かに少ない電流を伝える。静磁場の特性は、電流を伝えない環状の導線、例え
ば、鉄性の管状の導線４７及び４８を含むことで更に改良され得る。これら環状
の導線は、例えば、冷却されず、低温保持装置の外側に配置される。従って、低
温保持装置がコイル４３乃至４６に関して所与の厚さの体積を占めるため、実際
には円筒形の空間（図１における２２）の径は、全く減少されないか殆ど減少さ
れない。外部の漂遊磁場を補償するためには、大きい径を有するが短い軸方向の
長さを有する単一の管状コイル４９が設けられる。このコイルは、ディスク状コ
イル４１及び４２の夫々の中の電流と略等しい電流を伝える。
【００１７】 図４は、本発明によるＭＲＩシステムの第２の実施例を示す図である。静磁場
は、大人の身長に匹敵する長さを有するＣ型又はＵ型の外被５２中に収容された
磁石を用いて生成される。Ｃ型又はＵ型の外被は、その両端、及び、片側が開放
されており、この片側は、同図では全長に亘り開放されているが、外被の長さの
大部分が開放される。患者用の寝台５１上の患者は、外被の一端を通じて磁場の
中に移動され得る。磁石が片側で開放されているため、医師又は医師の助手が患
者に近付くことが可能であり、又、患者の閉所恐怖感も緩和される。このような
磁石の均一性の域は、非常に長く、その径は患者の腕、足の大部分、又は、胴の
一部分を同時に撮像するためには充分である。結果として、この磁石の形状は、
三次元撮像及び患者の脈管系の治療に対して非常に適切である。介入処置のモニ
タを可能にするためには、例えば、ＭＲＩシステムには表示スクリーン５５が設
けられてもよい。表示スクリーンは、明らかに、磁場が存在しても動作するタイ
プ例えば、ＬＣＤであるべきで、又、ＲＦ受信コイル中の妨害を回避するよう十
分に遮蔽されていなくてはならない。図１と同様に、この図には磁石コイルを冷
却する装置と、磁石コイル及び勾配磁場コイルを活性化する電源と、磁気共鳴信
号を実現し受信するＲＦコイルと、勾配磁場及びＲＦコイルを制御し、又、磁気
共鳴信号を再構成するデータ処理装置とが示されない。
は、大人の身長に匹敵する長さを有するＣ型又はＵ型の外被５２中に収容された
磁石を用いて生成される。Ｃ型又はＵ型の外被は、その両端、及び、片側が開放
されており、この片側は、同図では全長に亘り開放されているが、外被の長さの
大部分が開放される。患者用の寝台５１上の患者は、外被の一端を通じて磁場の
中に移動され得る。磁石が片側で開放されているため、医師又は医師の助手が患
者に近付くことが可能であり、又、患者の閉所恐怖感も緩和される。このような
磁石の均一性の域は、非常に長く、その径は患者の腕、足の大部分、又は、胴の
一部分を同時に撮像するためには充分である。結果として、この磁石の形状は、
三次元撮像及び患者の脈管系の治療に対して非常に適切である。介入処置のモニ
タを可能にするためには、例えば、ＭＲＩシステムには表示スクリーン５５が設
けられてもよい。表示スクリーンは、明らかに、磁場が存在しても動作するタイ
プ例えば、ＬＣＤであるべきで、又、ＲＦ受信コイル中の妨害を回避するよう十
分に遮蔽されていなくてはならない。図１と同様に、この図には磁石コイルを冷
却する装置と、磁石コイル及び勾配磁場コイルを活性化する電源と、磁気共鳴信
号を実現し受信するＲＦコイルと、勾配磁場及びＲＦコイルを制御し、又、磁気
共鳴信号を再構成するデータ処理装置とが示されない。
【００１８】 図５は、上記ＭＲＩシステムにおいて使用する磁石コイルの可能な構造を示す
図である。このシステムは、多数の平行な導線から構成され、図中、これらの導
線のうち８本は参照番号６１乃至６８によって示される。平行な導線は、参照番
号７１乃至７８で示されるアーク型（Ｃ型又はＵ型）の導線を用いて２本づつ相
互接続される。磁石システムの対称面の両側に配置された平行で略直線の導線６
１及び６２は、Ｃ型導線７１及び７２によって相互接続される。直線の導線６３
及び６４は、導線７１及び７２のアークよりも小さいアーク型の導線７３及び７
４によって相互接続される。直線の導線６５及び６６と共にコイルを構成するア
ーク型の導線７５及び７６はより短いアークを有し、又、直線の導線６７及び６
８と共にコイルを構成する導線７７及び７８も同様に更に短いアークを有する。
このような構造における静磁場の方向は、コイルシステムの対称面に対して平行
、即ち、直線の導線６１乃至６８に対して垂直となる。対称面（少ない電流）と
直線の導線との距離が増加すると共にコイル中の電流が徐々に増加するとき、十
分な均一性が実現される。最大の電流の強さは、円筒形の空間の軸から見て、直
線の導線が対称面に関して約６５°の角度を形成するコイル中で生じる。対称面
に関してより大きい角度を形成し、対称面からより長い距離に置かれるコイルは
、再び幾分か少ない電流を伝える。側面の開放部の近傍では、電流は開放部にお
ける導線の欠如を補償するために再び僅かに強くなり、結果として、最大の電流
の強度は開放部の近傍に置かれた導線中で生じ得る。
図である。このシステムは、多数の平行な導線から構成され、図中、これらの導
線のうち８本は参照番号６１乃至６８によって示される。平行な導線は、参照番
号７１乃至７８で示されるアーク型（Ｃ型又はＵ型）の導線を用いて２本づつ相
互接続される。磁石システムの対称面の両側に配置された平行で略直線の導線６
１及び６２は、Ｃ型導線７１及び７２によって相互接続される。直線の導線６３
及び６４は、導線７１及び７２のアークよりも小さいアーク型の導線７３及び７
４によって相互接続される。直線の導線６５及び６６と共にコイルを構成するア
ーク型の導線７５及び７６はより短いアークを有し、又、直線の導線６７及び６
８と共にコイルを構成する導線７７及び７８も同様に更に短いアークを有する。
このような構造における静磁場の方向は、コイルシステムの対称面に対して平行
、即ち、直線の導線６１乃至６８に対して垂直となる。対称面（少ない電流）と
直線の導線との距離が増加すると共にコイル中の電流が徐々に増加するとき、十
分な均一性が実現される。最大の電流の強さは、円筒形の空間の軸から見て、直
線の導線が対称面に関して約６５°の角度を形成するコイル中で生じる。対称面
に関してより大きい角度を形成し、対称面からより長い距離に置かれるコイルは
、再び幾分か少ない電流を伝える。側面の開放部の近傍では、電流は開放部にお
ける導線の欠如を補償するために再び僅かに強くなり、結果として、最大の電流
の強度は開放部の近傍に置かれた導線中で生じ得る。
【図１】 ＭＲＩシステムの第１の実施例の外観図である。
【図２】 第１の実施例において使用する磁石コイルの第１のシステムを示す図である。
【図３】 磁石コイルの選択的なシステムを示す図である。
【図４】 ＭＲＩシステムの第２の実施例の外観図である。
【図５】 第２の実施例において使用する一組の磁石コイルを示す図である。
【手続補正書】
【提出日】平成１２年７月３１日（２０００．７．３１）
【手続補正１】
【補正対象書類名】明細書
【補正対象項目名】特許請求の範囲
【補正方法】変更
【補正内容】
【特許請求の範囲】
【手続補正２】
【補正対象書類名】明細書
【補正対象項目名】０００５
【補正方法】変更
【補正内容】
【０００５】 本発明による磁気共鳴診断システムの第１の実施例は、請求項２に記載される
要素を含む。このシステムは、患者用の円筒形の空間の回りに配置された一連の
コイルを具備する磁石を含む。既知のＭＲＩシステムと比較して、汎用のＭＲＩ
システムが実現され得るようこの磁石は短く、又、その内径は大きい。本発明に
よるこのようなＭＲＩシステムは、典型的に１．１ｍの長さと、６５ｃｍ以上の
内径を有する。
要素を含む。このシステムは、患者用の円筒形の空間の回りに配置された一連の
コイルを具備する磁石を含む。既知のＭＲＩシステムと比較して、汎用のＭＲＩ
システムが実現され得るようこの磁石は短く、又、その内径は大きい。本発明に
よるこのようなＭＲＩシステムは、典型的に１．１ｍの長さと、６５ｃｍ以上の
内径を有する。
【手続補正３】
【補正対象書類名】明細書
【補正対象項目名】０００６
【補正方法】変更
【補正内容】
【０００６】 請求項４、５、及び、６による実施例は、コイルの可能な構成を具備するＭＲ
Ｉシステムに関わり、充分な強さ及び均一性の静磁場が実現され得ると同時に低 温保持装置と、勾配磁場と、磁石コイル及び患者用の円筒形の空間の間に配置さ れる必要がある更なる要素とのために十分な空間を確保する。
Ｉシステムに関わり、充分な強さ及び均一性の静磁場が実現され得ると同時に低 温保持装置と、勾配磁場と、磁石コイル及び患者用の円筒形の空間の間に配置さ れる必要がある更なる要素とのために十分な空間を確保する。
【手続補正４】
【補正対象書類名】明細書
【補正対象項目名】０００８
【補正方法】変更
【補正内容】
【０００８】 請求項２は、本発明によるＭＲＩシステムの別の実施例を記載する。このシス
テムは、従来のシステムの寸法に実質的に対応する寸法、即ち、典型的な径が約
６０乃至７０ｃｍであり、長さが約１．５ｍである患者のための円筒形の空間を
有する。近付き易さは、円筒形の空間の側面に形成された開放部を用いて今では
実現され、患者の身体のどの部分にも適当に近付くことが可能であり、又、患者
は医師又は医師の助手と接触する。
テムは、従来のシステムの寸法に実質的に対応する寸法、即ち、典型的な径が約
６０乃至７０ｃｍであり、長さが約１．５ｍである患者のための円筒形の空間を
有する。近付き易さは、円筒形の空間の側面に形成された開放部を用いて今では
実現され、患者の身体のどの部分にも適当に近付くことが可能であり、又、患者
は医師又は医師の助手と接触する。
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (71)出願人 Ｇｒｏｅｎｅｗｏｕｄｓｅｗｅｇ １， 5621 ＢＡ Ｅｉｎｄｈｏｖｅｎ， Ｔｈ ｅ Ｎｅｔｈｅｒｌａｎｄｓ Ｆターム(参考） 4C096 AA20 AB47 AB50 AC08 AD08 CA02 CA15 CA16 CA17 CA18 CA25 CA31 CA40 CA60 CA63 DD02 DD05
Claims (10)
- 【請求項１】 撮像中に身体の適当な一部分を収容する主として円筒形の空
間を含み、主として上記円筒形の空間は、上記円筒形の空間に静磁場を生成する
磁石が配置された外被によって仕切られ、人又は動物の身体、又は、その一部分
の画像を形成する磁気共鳴撮像（ＭＲＩ）システムであって、 上記外被には上記円筒形の空間と周囲との間に開放部が設けられ、上記開放部
は、少なくとも一方向で、上記円筒形の空間の上記開放部の横方向の寸法の少な
くとも５０％の寸法を有することを特徴とする磁気共鳴撮像システム。 - 【請求項２】 上記円筒形の空間は、回転軸の回りに主として回転対称的な
形状を有し、上記軸方向に少なくとも一つの開放部が設けられ、上記円筒形の空
間の径はその長さの少なくとも５５％である請求項１記載の磁気共鳴撮像システ
ム。 - 【請求項３】 上記磁石は磁場を形成する幾つかのコイルを含み、上記コイ
ルは上記静磁場を生成するよう電流を伝えるために上記円筒形の空間の回りに配
置され、上記コイルの最小の内径は上記軸方向における上記コイル間の最大の距
離の少なくとも８０％であることを特徴とする請求項２記載の磁気共鳴撮像シス
テム。 - 【請求項４】 上記磁石は、上記軸方向において異なる位置に配置された少
なくとも４つの磁場形成用コイルを含み、上記軸方向から見て上記磁場形成用コ
イルのうち２つの外側のコイルは、上記軸方向における寸法が半径方向における
寸法よりも小さいディスク状である請求項３記載の磁気共鳴撮像システム。 - 【請求項５】 上記磁場形成用コイルのうち少なくとも２つの他のコイルは
、軸方向における寸法が半径方向における寸法よりも大きい管状である請求項４
記載の磁気共鳴撮像システム。 - 【請求項６】 上記磁石は、上記軸方向において異なる位置に配置された磁
場を形成する少なくとも６つのコイルを含み、上記磁場を形成するコイルのうち
少なくとも２つは他の４つのコイルの電流方向と逆方向に電流を伝えるよう接続
される請求項４記載の磁気共鳴撮像システム。 - 【請求項７】 上記磁石には外部の漂遊磁場を打ち消す少なくとも１つの遮
蔽コイルを含む遮蔽システムが設けられ、上記遮蔽システムは管状であり、上記
遮蔽システムの内径は上記磁場を形成するコイルの最大の外側の径よりも大きく
、上記軸方向の寸法は上記磁場を形成するコイルの中の２つの外側のコイル間の
距離よりも小さい請求項４記載の磁気共鳴撮像システム。 - 【請求項８】 上記遮蔽システムは、軸方向の寸法が上記２つの外側の磁場
形成用コイル間の距離の５０％以下である単一の遮蔽コイルを含む請求項７記載
の磁気共鳴撮像システム。 - 【請求項９】 上記磁石は半径方向に上記円筒形の空間を部分的に囲い、上
記開放部は上記軸方向に上記円筒形の空間の長さの少なくとも６５％に亘り延在
する請求項１記載の磁気共鳴撮像システム。 - 【請求項１０】 上記磁石は磁場形成用コイルを含み、各上記磁場形成用コ
イルは、上記開放部の両側に配置され、Ｃ型又はＵ型の導電性のアークを用いて
端で相互接続される略直線、且つ、平行な導線から構成される請求項９記載の磁
気共鳴撮像システム。
Applications Claiming Priority (3)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| EP98203971.1 | 1998-11-27 | ||
| EP98203971 | 1998-11-27 | ||
| PCT/EP1999/008950 WO2000033100A1 (en) | 1998-11-27 | 1999-11-15 | Magnetic resonance imaging system |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JP2002531196A true JP2002531196A (ja) | 2002-09-24 |
Family
ID=8234383
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP2000585685A Pending JP2002531196A (ja) | 1998-11-27 | 1999-11-15 | 磁気共鳴撮像システム |
Country Status (3)
| Country | Link |
|---|---|
| EP (1) | EP1051636A1 (ja) |
| JP (1) | JP2002531196A (ja) |
| WO (1) | WO2000033100A1 (ja) |
Cited By (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2010272633A (ja) * | 2009-05-20 | 2010-12-02 | Mitsubishi Electric Corp | 超電導マグネット |
Families Citing this family (6)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| AU2003298479A1 (en) | 2003-01-21 | 2004-08-13 | Koninklijke Philips Electronics N.V. | Magnetic resonance method with non-linear magnetic field gradients |
| JP4034224B2 (ja) * | 2003-04-24 | 2008-01-16 | 株式会社日立製作所 | 核磁気共鳴装置用マグネットおよびそれを用いた核磁気共鳴分析装置 |
| JP4639763B2 (ja) * | 2004-11-12 | 2011-02-23 | 三菱電機株式会社 | 磁気共鳴イメージング装置 |
| JP5198805B2 (ja) * | 2007-06-25 | 2013-05-15 | 株式会社日立製作所 | 能動磁気遮蔽型磁石装置および磁気共鳴イメージング装置 |
| GB0712421D0 (en) * | 2007-06-26 | 2007-08-08 | Oxford Instr Plc | Magnet system for use in magnetic resonance imaging |
| GB2582009B (en) * | 2019-03-08 | 2021-04-07 | Siemens Healthcare Ltd | Split magnet with rotating central component |
Family Cites Families (4)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| DE3907927A1 (de) * | 1989-03-11 | 1990-09-20 | Bruker Analytische Messtechnik | Magnetsystem |
| NL9001300A (nl) * | 1990-06-08 | 1992-01-02 | Koninkl Philips Electronics Nv | Magneetstelsel voor magnetische resonantie. |
| DE59609147D1 (de) * | 1995-11-16 | 2002-06-06 | Siemens Ag | Magnetanordnung für ein diagnostisches Magnetresonanzgerät |
| US5721523A (en) * | 1996-08-26 | 1998-02-24 | General Electric Company | Compact MRI superconducting magnet |
-
1999
- 1999-11-15 WO PCT/EP1999/008950 patent/WO2000033100A1/en not_active Application Discontinuation
- 1999-11-15 JP JP2000585685A patent/JP2002531196A/ja active Pending
- 1999-11-15 EP EP99958093A patent/EP1051636A1/en not_active Withdrawn
Cited By (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2010272633A (ja) * | 2009-05-20 | 2010-12-02 | Mitsubishi Electric Corp | 超電導マグネット |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| WO2000033100A1 (en) | 2000-06-08 |
| EP1051636A1 (en) | 2000-11-15 |
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