JP6510874B2 - Magnet device - Google Patents
Magnet device Download PDFInfo
- Publication number
- JP6510874B2 JP6510874B2 JP2015091176A JP2015091176A JP6510874B2 JP 6510874 B2 JP6510874 B2 JP 6510874B2 JP 2015091176 A JP2015091176 A JP 2015091176A JP 2015091176 A JP2015091176 A JP 2015091176A JP 6510874 B2 JP6510874 B2 JP 6510874B2
- Authority
- JP
- Japan
- Prior art keywords
- magnetic field
- layer
- positive
- coil
- positive magnetic
- 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.)
- Active
Links
Images
Landscapes
- Magnetic Resonance Imaging Apparatus (AREA)
Description
本発明は、正磁場を発生させる正磁場発生コイルと、逆磁場を発生させる逆磁場発生コイルとを備えた筒状の超電導マグネット、および当該超電導マグネットを備えたマグネット装置に関する。 The present invention relates to a cylindrical superconducting magnet including a positive magnetic field generating coil that generates a positive magnetic field and a reverse magnetic field generating coil that generates a reverse magnetic field, and a magnet apparatus including the superconducting magnet.
例えば、超電導マグネットを備えた医療用のMRI(Magnetic Resonance Imaging)装置は、核磁気共鳴を使用して断層撮影(MRI撮影)を行うものであり、X線を使用した断層撮影と比較すると被爆等の問題がなく、広く医療用途として利用されている。しかしながら、従来のMRI装置では、通常、診断に適した磁場均一空間が装置長手方向(軸方向)の中央部分にあるため、特許文献1に示すように、被験者をトンネル状の細長い空間に入れる必要があった。そのため、被験者は圧迫感を感じたり、閉所に恐怖を感じたりすることが問題となっていた。 For example, a medical MRI (Magnetic Resonance Imaging) apparatus equipped with a superconducting magnet performs tomographic imaging (MRI imaging) using nuclear magnetic resonance, and is exposed compared to tomographic imaging using X-rays. Have no problems and are widely used as medical applications. However, in the conventional MRI apparatus, since the magnetic field uniform space suitable for diagnosis is usually at the central portion in the longitudinal direction (axial direction) of the apparatus, it is necessary to put the subject in a tunnel-like elongated space as shown in Patent Document 1. was there. Therefore, it was a problem that the subject felt a sense of oppression and a fear of closing.
そこで、例えば特許文献2に記載のMRI装置のように、診断部位を頭部に特化し、磁場均一空間が装置の端部に発生するようにすれば、被験者の頭部を装置の奥まで入れる必要がないので、被験者の圧迫感や恐怖感を大きく和らげることができる。このような頭部に特化したMRI装置は、世界的に増加傾向にある認知症の診断等にも有効であるとされており、また、全身用のものと比べて装置サイズを大幅に小型化できるというメリットもある。 Therefore, for example, as in the MRI apparatus described in Patent Document 2, if the diagnosis site is specialized for the head and the magnetic field uniform space is generated at the end of the apparatus, the subject's head is inserted to the back of the apparatus Since it is not necessary, the subject's sense of oppression and fear can be greatly relieved. Such an MRI apparatus specialized for the head is said to be effective for diagnosis of dementia, which is increasing worldwide, and the size of the apparatus is much smaller than that for the whole body. There is also the merit of being able to
ここで、特許文献2のMRI装置は、片側端部において、逆磁場発生コイルを2つの正磁場発生コイルの間に配置するというものであり、これによって、コイル線材に作用する力を小さくすることができるとされている。しかしながら、このように片側辺部に設けるコイルを軸方向に並べる構成だと、装置が軸方向に大型化しやすく、装置サイズが小型できるというメリットが十分に享受できないおそれがあった。 Here, the MRI apparatus of Patent Document 2 arranges the reverse magnetic field generating coil between two positive magnetic field generating coils at one end, thereby reducing the force acting on the coil wire. It is believed that However, when the coils provided at the one side are arranged in the axial direction as described above, there is a possibility that the device can be easily enlarged in the axial direction, and the merit that the device size can be reduced can not be sufficiently achieved.
そこで、本発明は、磁場均一空間を軸方向の端部に発生させる超電導マグネットにおいて、軸方向の寸法を抑制することを目的とする。 Therefore, an object of the present invention is to suppress the dimension in the axial direction in a superconducting magnet that generates a magnetic field uniform space at the end in the axial direction.
上記目的を達成するため、本発明は、正磁場を発生させる正磁場発生コイルと、逆磁場を発生させる逆磁場発生コイルとを備えた筒状の超電導マグネットにおいて、径方向の内側から順番に、前記正磁場発生コイルおよび前記逆磁場発生コイルが混合配置された混合層と、前記正磁場発生コイルが配置された正磁場層と、前記逆磁場発生コイルが配置された逆磁場層と、が設けられ、前記正磁場層の前記正磁場発生コイルは軸方向の一方側の端部に配置され、前記混合層には前記正磁場層の前記正磁場発生コイルに対向して前記逆磁場発生コイルが配置されていることを特徴とする。 In order to achieve the above object, the present invention is a cylindrical superconducting magnet provided with a positive magnetic field generating coil for generating a positive magnetic field and a reverse magnetic field generating coil for generating a reverse magnetic field. A mixed layer in which the positive magnetic field generation coil and the reverse magnetic field generation coil are mixed and disposed, a positive magnetic field layer in which the positive magnetic field generation coil is disposed, and a reverse magnetic field layer in which the reverse magnetic field generation coil is disposed The positive magnetic field generating coil of the positive magnetic field layer is disposed at one end of the axial direction, and the reverse magnetic field generating coil is opposed to the positive magnetic field generating coil of the positive magnetic field layer in the mixed layer. It is characterized by being arranged.
本発明は、正磁場発生コイルおよび逆磁場発生コイルが混合配置された混合層、正磁場発生コイルが配置された正磁場層、および逆磁場発生コイルが配置された逆磁場層が、この順番で径方向内側から設けられた構成となっている。そして、正磁場層の正磁場発生コイルが軸方向の一方側の端部に配置されるとともに、混合層には正磁場層の正磁場発生コイルに対向するように逆磁場発生コイルが配置されている。このように、逆向きの磁場を発生させる2つのコイルが軸方向の端部に設けられることで、当該端部に磁場均一空間を形成することができる。しかも、これら2つのコイルは、径方向に並べられる構成となっているので、軸方向の寸法を抑制することが可能となる。 In the present invention, a mixed layer in which a positive magnetic field generating coil and a reverse magnetic field generating coil are mixed and arranged, a positive magnetic field layer in which the positive magnetic field generating coil is arranged, and a reverse magnetic field layer in which the reverse magnetic field generating coil is arranged are in this order It has a configuration provided from the inner side in the radial direction. The positive magnetic field generating coil of the positive magnetic field layer is disposed at one end of the axial direction, and the reverse magnetic field generating coil is disposed in the mixed layer so as to face the positive magnetic field generating coil of the positive magnetic field layer. There is. As such, by providing two coils for generating magnetic fields in opposite directions at the axial end, a magnetic field uniform space can be formed at the end. Moreover, since these two coils are arranged in the radial direction, it is possible to suppress the dimension in the axial direction.
本発明にかかるMRI装置(マグネット装置)の実施形態について、図面を参照しつつ説明する。図1に示すように、本実施形態のMRI装置1は、液体ヘリウム容器11に複数のコイル21〜28が収容された超電導マグネット10と、液体ヘリウム容器11の外側に設けられた輻射シールド12と、輻射シールド12の外側に設けられた断熱真空容器13とを備える、頭部の診断に特化したMRI装置である。MRI装置1を構成する超電導マグネット10、輻射シールド12および断熱真空容器13は、いずれも中心軸を同じとする筒状となっており、MRI装置1の径方向中央部には、軸方向に延びる内部空間14が形成される。
An embodiment of an MRI apparatus (magnet apparatus) according to the present invention will be described with reference to the drawings. As shown in FIG. 1, the MRI apparatus 1 of this embodiment includes a
超電導マグネット10は、不図示の筒状の巻枠体に線材が巻かれて構成されるコイル21〜28に、不図示の電気回路から電流が供給されることで、内部空間14に磁場強度が均一な磁場均一空間Sを発生させるものである。この磁場均一空間Sは、概ね球状に形成されており、磁場均一空間S内に被験者の頭部(診断部位)が位置する状態で、MRI撮影が行われる。
The
コイル21〜28を構成する線材は、ニオブ・チタン(NbTi)合金系の極細線材を銅母材に埋め込んだ超電導線材であり、その裸線径が約φ0.65mm、被覆線径が約φ0.88mmである。この超電導線材を上記巻枠体に巻回したうえで含浸等の処置を施し、液体ヘリウム容器11内の液体ヘリウム(約4.2K)に浸漬する。なお、超電導マグネット10に設けられる電気回路は、コイル21〜28に電流を供給する供給回路の役割と、コイル21〜28をクエンチ等から保護する保護回路の役割とを有する。
The wire constituting the
超電導マグネット10は複数のコイル21〜28を有するが、この中には、正磁場を発生させる正磁場発生コイルと、正磁場とは逆向きの逆磁場を発生させる逆磁場発生コイルとが存在する。各図において太枠で図示したものは正磁場発生コイルであり、細枠で図示したものは逆磁場発生コイルである。なお、正磁場と逆磁場は相対的な関係にすぎず、ある向きの磁場を正磁場と決めた場合に、その逆向きの磁場を逆磁場と定義しているにすぎない。すなわち、本発明において、正磁場発生コイルおよび逆磁場発生コイルが発生させる磁場の向きは絶対的に決められているものではない。
The
超電導マグネット10は、径方向の内側から順番に、正磁場発生コイル21〜24および逆磁場発生コイル25、26が混合配置された混合層10A、正磁場発生コイル27が配置された正磁場層10B、および逆磁場発生コイル28が配置された逆磁場層10Cが設けられた三層構造となっている。混合層10Aおよび正磁場層10Bは、主に、内部空間14に磁場均一空間Sを発生させるためのメインコイル層として機能する。一方、逆磁場層10Cは、主に、メインコイル層から発生する磁場が、外部に漏れることを防止するためのシールドコイル層として機能する。
The
混合層10Aにおいては、正磁場発生コイル21〜24が軸方向の奥側に寄せて配置される一方、逆磁場発生コイル25、26が軸方向の手前側に寄せて配置されている。また、正磁場層10Bの正磁場発生コイル27は、混合層10Aにおいて最も手前側に配置された逆磁場発生コイル26に対向するように、手前側の端部に配置されている。なお、ここでの「対向する」とは、軸方向において少なくとも一部が重複するように、2つのコイルが配置される形態を指す。以下でも同様である。
In the mixed
正磁場層10Bの正磁場発生コイル27は、混合層10Aに設けられたコイル21〜26のいずれよりも強い磁場を発生させるコイルとされており、内部空間14に強磁場を発生させるのに最も寄与度の大きいコイルとなっている。このような正磁場発生コイル27を、軸方向の手前側の端部に配置することで、内部空間14の手前側寄りに磁場強度の高い磁場均一空間Sを形成することができる。なお、磁場を強くするためには、コイルの巻数を多くするか、通電電流を大きくすればよい。
The positive magnetic
ここで、正磁場層10Bの正磁場発生コイル27の径方向内側に逆磁場発生コイル26を設けることの効果について、図2A〜図2Cを参照しつつ、詳細に説明する。図2Aは、コイルを1つだけ設けた場合の磁束密度(磁場強度)の分布を模式的に示すものであり、図2Bは、同じ向きの磁場を発生させる2つのコイルを軸方向に並べた場合の磁束密度の分布を模式的に示すものであり、図3Cは、逆向きの磁場を発生させる2つのコイルを径方向に並べた場合の磁束密度の分布を模式的に示すものである。
Here, the effect of providing the reverse magnetic
図2Aに示すように、正磁場発生コイル31を1つ設けただけの場合には、磁束密度Bの分布が概ね楕円弧状となり、磁束密度Bが均一な領域を確保することができない。そこで、従来は、図2Bに示すように、2つの正磁場発生コイル31を軸方向に並べることによって、磁束密度Bが均一な領域を2つの正磁場発生コイル31の中央部分に確保することが行われていた。しかしながら、このようなコイル配置は、装置の軸方向への大型化を助長する要因となっていた。
As shown in FIG. 2A, in the case where only one positive magnetic
そこで、本実施形態の超電導マグネット10では、図2Cに示すように、最も強い正磁場を発生させる正磁場発生コイル27の径方向内側に逆磁場発生コイル26を設けてある。こうすることで、正磁場発生コイル27によって発生する正磁場のピーク領域を、逆磁場発生コイル26によって発生する比較的弱い逆磁場によってならし、磁束密度Bが均一な領域を確保することができる。とともに、図2Bのコイル配置と比較して、コイル26、27を径方向に並べる構成のために、装置が軸方向に大型化することを抑制できる。
Therefore, in the
なお、混合層10Aの逆磁場発生コイル26について説明をしたが、混合層10Aの他のコイル21〜25も磁場均一空間Sの形成に寄与している。例えば、逆磁場発生コイル25は、正磁場発生コイル27に対向するように配置はされていないものの、軸方向の手前側に寄せて配置されているため、逆磁場発生コイル26と同様に、磁場均一空間Sの均一化に寄与する。また、混合層10Aにおいて、複数の正磁場発生コイル21〜24を軸方向の奥側に寄せて配置することで、軸方向の手前側に配置された逆磁場発生コイル25、26による磁場均一空間Sの均一化作用を妨げることを抑えつつ、正磁場発生コイル21〜24による磁場均一空間Sの磁場強度や軸方向位置の調整が可能となっている。
Although the reverse magnetic
逆磁場層10Cの逆磁場発生コイル28は、正磁場層10Bの正磁場発生コイル27に対向するように、正磁場発生コイル27の径方向外側に配置されている。このような配置により、最も強い磁場を発生させる正磁場発生コイル27による磁場が外部に漏れることを効果的に抑制することができる。また、正磁場発生コイル27とともに、逆磁場発生コイル28が軸方向の手前側の端部に配置されることになるので、正磁場層10Bおよび逆磁場層10Cの軸方向の奥側にはコイルが配置されない空きスペースが生じる。この空きスペースを狭くすべく、図1に示すように、液体ヘリウム容器11、輻射シールド12および断熱真空容器13の軸方向奥側かつ径方向外側の部分を切り欠いた形状とすることで、MRI装置1のさらなる小型化が可能となる。また、必要な液体ヘリウムの量も減らすことができ、経済的である。
The reverse magnetic
本発明の実施例の各スペックについて、比較例と比較しつつ説明する。図3Aは、比較例1のMRI装置101の模式断面図であり、図3Bは、比較例2のMRI装置102の模式断面図である。表1は、実施例および比較例1、2の各スペックを比較したものである。
頭部に特化したMRI装置に求められる各スペックについて説明する。ここで、磁場均一空間Sの形状は球形であると仮定する。被験者の圧迫感や恐怖感を軽減するため、超電導マグネットの軸方向手前側から磁場均一空間Sの中心までの距離aは、195mm以下であることが好ましい。また、この距離aを195mm以下に抑えることで、被験者の肩部を内部空間14内に入れる必要がなくなり、MRI装置の小型化が容易となる。
The specifications required for the MRI apparatus specialized for the head will be described. Here, it is assumed that the shape of the magnetic field uniform space S is spherical. In order to reduce the sense of oppression and fear of the subject, the distance a from the front side in the axial direction of the superconducting magnet to the center of the magnetic field uniform space S is preferably 195 mm or less. Further, by limiting the distance a to 195 mm or less, it is not necessary to put the shoulders of the subject into the
また、頭部に特化したMRI装置においては、被験者の頭部のみが内部空間14に入ればよいので、内部空間14の径r2を350mm以下に抑えて、小型化を図ることが好ましい。内部空間14の径r2を350mm以下に抑えるためには、表1に示すように、超電導マグネット10の内径r1は385mm以下であることが求められる。また、診断精度等の他の観点から、通電電流は100A以下、磁場均一空間Sの磁場強度は1.5T以上、磁場均一空間Sの球径は約200mm、磁場均一空間Sの磁場均一度は5ppm以下であることが好ましい。
In addition, in the MRI apparatus specialized for the head, it is preferable to suppress the diameter r2 of the
図3A、Bに示すように、比較例1のMRI装置101および比較例2のMRI装置102は、メインコイル層110Aとシールドコイル層110Bとからなる超電導マグネット110を備えるものである。この超電導マグネット110は、軸方向の中心に対して対称配置された複数のコイルを有しており、その結果、軸方向の中央部に磁場均一空間Sが形成される従来タイプのものである。
As shown to FIG. 3A, B, the
表1から明らかなように、本発明の実施例によれば、上述したすべてのスペックを満足するように、MRI装置1を設計することができた。一方、従来タイプの比較例1、2においては、すべてのスペックを満足するような設計を行うことができなかった。具体的には、超電導マグネット110の軸方向手前側から磁場均一空間Sの中心までの距離aを195mm以下にすることに主眼を置いて設計を行った比較例1では、磁場均一空間Sの磁場強度が0.5T、磁場均一度が13ppmとなり、高品質な磁場均一空間Sを形成することができなかった。また、磁場均一空間Sの磁場強度や磁場均一度のスペックを満たすように設計を行った比較例2では、磁場均一空間Sの中心が軸方向手前側から247.5mmと、目標値である195mmを大幅に超えるものとなった。
As apparent from Table 1, according to the embodiment of the present invention, the MRI apparatus 1 could be designed to satisfy all the specifications described above. On the other hand, in Comparative Examples 1 and 2 of the conventional type, it was not possible to design to satisfy all the specifications. Specifically, in Comparative Example 1 in which the main object was to make the distance a from the front side in the axial direction of the
つまり、従来タイプのMRI装置101、102では、磁場均一空間Sを軸方向の端部に形成したいという要求と、磁場均一空間Sの磁場強度および磁場均一度を向上させたいという要求とを、両立させることができなかった。一方、本発明の実施例によれば、これら2つの要求を同時に満足させることができ、被験者に圧迫感や恐怖感を感じさせない、頭部の診断に好適なMRI装置1を提供することができた。
That is, in the conventional
(効果)
以上のように、本実施形態の超電導マグネット10においては、正磁場層10Bの正磁場発生コイル27が軸方向の手前側(一方側)の端部に配置されるとともに、混合層10Aには正磁場層10Bの正磁場発生コイル27に対向するように逆磁場発生コイル26が配置されている。このように、逆向きの磁場を発生させる2つのコイル26、27が軸方向の端部に設けられることで、当該端部に磁場均一空間Sを形成することができる。しかも、これら2つのコイル26、27は、径方向に並べられる構成となっているので、軸方向の寸法を抑制することが可能となる。
(effect)
As described above, in the
また、本実施形態では、混合層10Aにおいて、複数の逆磁場発生コイル25、26が軸方向の手前側(一方側)に寄せて配置されているので、手前側の端部に配置された正磁場発生コイル27が発生させる磁場の均一度を効果的に向上させることができる。その結果、良好な磁場均一空間Sを形成することが可能となる。
Further, in the present embodiment, in the
また、本実施形態では、混合層10Aにおいて、複数の正磁場発生コイル21〜24が軸方向の奥側(他方側)に寄せて配置されているので、逆磁場発生コイル25、26による磁場均一空間Sの均一化作用を妨げることを抑えつつ、正磁場発生コイル21〜24によって磁場均一空間Sの磁場強度や軸方向位置の調整をすることができる。
Further, in the present embodiment, in the
また、本実施形態では、逆磁場層10Cの逆磁場発生コイル28は、正磁場層10Bの正磁場発生コイル27に対向して配置されているので、正磁場発生コイル27が発生させる磁場が装置の外部に漏れることを効果的に抑制することができる。また、このような配置によれば、正磁場層10Bおよび逆磁場層10Cの奥側にはコイルが配置されない空きスペースが生じるので、この空きスペースを狭くするように液体ヘリウム容器11、輻射シールド12および断熱真空容器13を構成することで、さらなる小型化が可能となる。また、必要な液体ヘリウムの量も減らすことができ、経済的である。
Further, in the present embodiment, since the reverse magnetic
(その他の実施形態)
本発明は上記実施形態に限定されるものではなく、その趣旨を逸脱しない限りにおいて上記実施形態の要素を適宜組み合わせまたは種々の変更を加えることが可能である。
(Other embodiments)
The present invention is not limited to the above embodiment, and the elements of the above embodiment can be appropriately combined or various modifications can be made without departing from the scope of the invention.
例えば、上記実施形態では、超電導マグネット10を混合層10A、正磁場層10Bおよび逆磁場層10Cからなる三層構造としたが、超電導マグネット10を四層以上の構造としてもよい。
For example, although the
また、上記実施形態では、図1に示すように、液体ヘリウム容器11、輻射シールド12および断熱真空容器13の角部を切り欠いた形状とすることで、装置の小型化を図った。しかしながら、このような切欠き形状とすることは必須ではない。
Further, in the above embodiment, as shown in FIG. 1, the apparatus is miniaturized by forming the
1 MRI装置(マグネット装置)
10 超電導マグネット
10A 混合層
10B 正磁場層
10C 逆磁場層
21〜24 正磁場発生コイル
25、26 逆磁場発生コイル
27 正磁場発生コイル
28 逆磁場発生コイル
S 磁場均一空間
1 MRI system (Magnet system)
10
Claims (3)
前記超電導マグネットにおいて、径方向の内側から順番に、前記正磁場発生コイルおよび前記逆磁場発生コイルが混合配置された混合層と、前記正磁場発生コイルが配置された正磁場層と、前記逆磁場発生コイルが配置された逆磁場層と、が設けられ、
前記正磁場層の前記正磁場発生コイルは軸方向の一方側の端部に配置され、
前記混合層において、複数の前記逆磁場発生コイルが前記一方側に寄せて配置されているとともに、複数の前記正磁場発生コイルが軸方向の他方側に寄せて配置されており、
前記混合層には、前記正磁場層の前記正磁場発生コイルに対向して少なくとも一つの前記逆磁場発生コイルが配置されており、
前記正磁場発生コイルの周方向から見た前記液体ヘリウム容器の形状は、軸方向の他方側かつ径方向外側の部分を切り欠いたような形状であり、
前記液体ヘリウム容器の軸方向の他方側部分の形状は、軸方向の他方側に向かうにしたがって径方向内側に狭くなる形状であるマグネット装置。 Positive magnetic field generating coil generates a positive magnetic field, and a cylindrical superconducting magnet having a reverse magnetic field generation coil for generating a reverse magnetic field, a magnet system and a liquid helium vessel containing the superconducting magnet ,
In the superconducting magnet, a mixed layer in which the positive magnetic field generating coil and the reverse magnetic field generating coil are mixed and arranged in order from the inner side in the radial direction, a positive magnetic field layer in which the positive magnetic field generating coil is arranged, and the reverse magnetic field A reverse magnetic field layer in which a generation coil is disposed;
The positive magnetic field generating coil of the positive magnetic field layer is disposed at one end in the axial direction,
In the mixed layer, a plurality of the reverse magnetic field generation coils are disposed close to the one side, and a plurality of the positive magnetic field generation coils are disposed close to the other side in the axial direction,
In the mixed layer, at least one reverse magnetic field generating coil is disposed to face the positive magnetic field generating coil of the positive magnetic field layer ,
The shape of the liquid helium container as viewed from the circumferential direction of the positive magnetic field generating coil is a shape in which a portion on the other side in the axial direction and a radially outer side is cut away,
The magnet device, wherein the shape of the other side portion in the axial direction of the liquid helium container is a shape that narrows radially inward toward the other side in the axial direction .
Priority Applications (1)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
JP2015091176A JP6510874B2 (en) | 2015-04-28 | 2015-04-28 | Magnet device |
Applications Claiming Priority (1)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
JP2015091176A JP6510874B2 (en) | 2015-04-28 | 2015-04-28 | Magnet device |
Publications (2)
Publication Number | Publication Date |
---|---|
JP2016202791A JP2016202791A (en) | 2016-12-08 |
JP6510874B2 true JP6510874B2 (en) | 2019-05-08 |
Family
ID=57488109
Family Applications (1)
Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
---|---|---|---|
JP2015091176A Active JP6510874B2 (en) | 2015-04-28 | 2015-04-28 | Magnet device |
Country Status (1)
Country | Link |
---|---|
JP (1) | JP6510874B2 (en) |
Family Cites Families (5)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
JPH03139328A (en) * | 1989-10-25 | 1991-06-13 | Toshiba Corp | Superconductive magnet for mri apparatus |
DE4416907C1 (en) * | 1994-05-13 | 1995-09-07 | Bruker Analytische Messtechnik | NMR Medical therapy tomograph with homogenising device |
US5545997A (en) * | 1994-05-13 | 1996-08-13 | Bruker Analytische Messtechnik Gmbh | Therapy tomograph with homogeneity device |
US7375528B2 (en) * | 2005-03-29 | 2008-05-20 | Magnetica Limited | Shielded, asymmetric magnets for use in magnetic resonance imaging |
JP2007159741A (en) * | 2005-12-12 | 2007-06-28 | Hitachi Ltd | Magnetic resonance imaging apparatus and electromagnet device |
-
2015
- 2015-04-28 JP JP2015091176A patent/JP6510874B2/en active Active
Also Published As
Publication number | Publication date |
---|---|
JP2016202791A (en) | 2016-12-08 |
Similar Documents
Publication | Publication Date | Title |
---|---|---|
JP4733742B2 (en) | Particle radiotherapy apparatus including magnetic resonance imaging means | |
US7403003B2 (en) | Assembly for generating magnetic fields in a magnetic resonance tomography apparatus that allows use of a superconducting gradient field device | |
US12000914B2 (en) | Resistive electromagnet systems and methods | |
WO2011065455A1 (en) | Gradient coil, magnetic resonance imaging device, and method for designing coil pattern | |
US20120258862A1 (en) | Open-bore magnet for use in magnetic resonance imaging | |
US4506247A (en) | Axisymmetric correction coil system for NMR magnets | |
JP4421079B2 (en) | MRI gradient coil | |
US7365540B2 (en) | Hybrid magnet configuration | |
JP2019141226A (en) | Gradient magnetic field coil | |
JP6510874B2 (en) | Magnet device | |
JP5295799B2 (en) | Gradient magnetic field coil, magnetic resonance imaging apparatus, and gradient magnetic field coil manufacturing method | |
US10488477B2 (en) | Partially folded gradient coil unit | |
US20150369884A1 (en) | Magnetic resonance imaging apparatus and gradient coil | |
US20160109542A1 (en) | Gradient coil and magnetic resonance imaging device | |
JP2012024451A (en) | Gradient magnetic field coil device and magnetic resonance imaging apparatus | |
JP4551522B2 (en) | MRI equipment | |
RU2782979C2 (en) | Shielding coil of gradient magnetic field with meander winding for magnetic resonance imaging device | |
JP5145451B2 (en) | Electromagnet apparatus and magnetic resonance imaging apparatus | |
US20240230803A1 (en) | Static field magnet and mri apparatus | |
WO2023011128A1 (en) | Magnetic resonance imaging systems and components thereof | |
US11181593B2 (en) | Gradient coil assembly for a magnetic resonance apparatus | |
JP5298056B2 (en) | Superconducting magnet apparatus and magnetic resonance imaging apparatus | |
WO2019187465A1 (en) | Gradient magnetic field coil device and magnetic resonance imaging apparatus | |
JP2014161427A (en) | Superconducting magnet device and magnetic resonance imaging apparatus | |
JP2015123161A (en) | Superconductive magnet device |
Legal Events
Date | Code | Title | Description |
---|---|---|---|
A621 | Written request for application examination |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A621 Effective date: 20170901 |
|
A977 | Report on retrieval |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A971007 Effective date: 20180525 |
|
A131 | Notification of reasons for refusal |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A131 Effective date: 20180605 |
|
A601 | Written request for extension of time |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A601 Effective date: 20180726 |
|
A521 | Written amendment |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A523 Effective date: 20181003 |
|
A131 | Notification of reasons for refusal |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A131 Effective date: 20181030 |
|
A601 | Written request for extension of time |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A601 Effective date: 20181217 |
|
A521 | Written amendment |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A523 Effective date: 20190218 |
|
TRDD | Decision of grant or rejection written | ||
A01 | Written decision to grant a patent or to grant a registration (utility model) |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A01 Effective date: 20190326 |
|
A61 | First payment of annual fees (during grant procedure) |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A61 Effective date: 20190405 |
|
R150 | Certificate of patent or registration of utility model |
Ref document number: 6510874 Country of ref document: JP Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R150 |