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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- G01R33/00—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
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- 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
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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 |
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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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