JPH07299048A - 磁気共鳴撮像装置 - Google Patents
磁気共鳴撮像装置Info
- Publication number
- JPH07299048A JPH07299048A JP6159404A JP15940494A JPH07299048A JP H07299048 A JPH07299048 A JP H07299048A JP 6159404 A JP6159404 A JP 6159404A JP 15940494 A JP15940494 A JP 15940494A JP H07299048 A JPH07299048 A JP H07299048A
- Authority
- JP
- Japan
- Prior art keywords
- gradient coil
- gradient
- magnetic resonance
- coil assembly
- radio frequency
- 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.)
- Granted
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
- G01R33/381—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
-
- 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
- G01R33/385—Systems for generation, homogenisation or stabilisation of the main or gradient magnetic field using gradient magnetic field coils
-
- 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
- G01R33/42—Screening
- G01R33/421—Screening of main or gradient magnetic field
-
- 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
- G01R33/42—Screening
- G01R33/422—Screening of the radio frequency field
-
- 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
- G01R33/385—Systems for generation, homogenisation or stabilisation of the main or gradient magnetic field using gradient magnetic field coils
- G01R33/3856—Means for cooling the gradient coils or thermal shielding of the gradient coils
-
- 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
- G01R33/42—Screening
- G01R33/421—Screening of main or gradient magnetic field
- G01R33/4215—Screening of main or gradient magnetic field of the gradient magnetic field, e.g. using passive or active shielding of the gradient magnetic field
Landscapes
- Physics & Mathematics (AREA)
- Condensed Matter Physics & Semiconductors (AREA)
- General Physics & Mathematics (AREA)
- Health & Medical Sciences (AREA)
- Epidemiology (AREA)
- Electromagnetism (AREA)
- Magnetic Resonance Imaging Apparatus (AREA)
Abstract
磁気共鳴撮像装置を提供する。 【構成】 磁気共鳴撮像装置の磁界アセンブリは、環状
真空チャンバ24内に搭載された環状超伝導マグネット10
を有している。円筒形部材26は超伝導マグネットが均一
で安定した磁界を生成する中心ボアを限定する。円筒形
誘電性形成体46は、円筒形部材から僅かな距離だけ離れ
ているボア内に搭載されている。無線周波数コイル32
は、円筒形部材内に搭載されていて被検体を収容する検
査領域を限定する。RF遮蔽34は、形成体の外側環状表
面周辺に搭載されている。主勾配コイル40は、RF遮蔽
周辺の誘電性形成体の外側周辺に設置されている。図3
に示すように、遮蔽されていない勾配コイルが使用され
た場合、主勾配コイルおよびRF遮蔽が、円筒形部材26
の外側直径周辺に設置される。
Description
よびRFスクリーンに関し、特に、磁気共鳴撮像装置用
自己遮蔽勾配コイルアセンブリに関する。しかしながら
本発明はまた、磁気共鳴分光装置および他のRF磁界と
勾配磁界を必要とするものに応用される。
つまりマグネットアセンブリの中心円筒を軸方向に通過
する一時的に安定した主磁界を生成する超伝導マグネッ
トを使用していた。超伝導マグネット巻線は低温維持装
置内の液体ヘリウムの温度に維持されている。これは二
重壁構造であり、真空の空間、中冷遮蔽および超断熱用
室が提供される。低温維持装置を有することによりヘリ
ウムの蒸発を最小限に抑えることができる。マグネット
の室温のボアは、撮像される被検体(人間)はもちろん
のこと勾配磁界コイル、RFコイル用の空間を提供す
る。
x、y、zの勾配をもつ軸場を生成する。電流波形は、
MR処理中に勾配に適用される。すると、勾配がマグネ
ット低温維持装置の金属性装置内にエディ電流を誘発す
る。そしてエディ電流の磁界は、撮像される被検体によ
り検知される磁界の一部分となる。エディ電流を引き起
こした勾配を模倣できる範囲において、エディ電流はプ
レエンファシスにより修正される。一般的には、エディ
電流がプレエンファシスにより修正されることにより、
エディ電流を保持する可能性のある勾配およびマグネッ
ト装置間に、ある程度の空間が得られる。さらに近年に
なって、マグネット装置内のエディ電流を除去するため
の自己遮蔽勾配が開発された。
の主コイルが、また、第2の形成体上に一連の遮蔽コイ
ルがより大きい半径で構成される。それら遮蔽勾配の外
側の半径において、主コイルにより生成された磁界は一
連の遮蔽コイルにより、実質的に相殺される。一連の主
コイルおよび遮蔽コイルの勾配磁界は整合され、軸方向
付けされx、y、z方向の実質的に第1の序列強度勾配
をもつ磁界を生成する。主および遮蔽コイルは半径係数
1.3以上であることが望ましく、それにより撮像体積
内の主コイルの磁界を必要以上に相殺することはなくな
る。自己遮蔽勾配コイルにより、主勾配コイルとマグネ
ット装置との距離は、重大ではない。
される電流は、主勾配コイルと遮蔽勾配コイルとの間の
距離によるところが大きい。総合電気効率はできる限り
能率的に使用される。つまり、主勾配磁界コイルの直径
が縮小され、遮蔽コイルの直径が拡大されることにより
消費電力は抑制される。しかしながら、材料費等の関係
により、直径100cmのボアマグネットは例えば直径
90cmのマグネットよりも一般的に高価である。マグ
ネットにかかる費用を削減するため、均一性との兼ね合
いからボアの直径を縮小するのが普通である。また、勾
配効率を向上させ強制アンペア毎の勾配をより多く得る
ために、遮蔽コイルの外側コイルに対しての空間を最大
限割り当てるのが普通である。遮蔽勾配コイルアセンブ
リの最大直径は、超伝導マグネットの内部ボア、通常は
主磁界の均一性を向上させるためのボア内に搭載されて
いる金属製シムのシムセットにより制限されている。
コイルは一般的に55〜60cmの内部直径を有してい
た。RFコイルの浪費ではない周知のエディ電流を生成
するためのRFコイルを超えたある半径でRFスクリー
ンは設置される。更に、RFコイルと勾配コイルとの間
にある程度の距離がおかれている。例えば、RFスクリ
ーンは勾配コイル形成体の内部表面に設置されている。
形成体表面を完全に被覆するように約2〜3インチ幅の
裏面に粘着性のある被覆用銅板により構成されている。
被覆される領域は、21〜64MHzで銅板を完全に結
合させるためのものである。それにより銅板の表面は適
度に伝導性を帯びる。銅板の粘着面がRFコイルの浪費
である場合、RFコイルのQファクタを低減する。そし
てNMRのS/N比が大きくなる。銅が細長い板状であ
ることにより、勾配エディ電流は抑制される。
つに、RFコイル伝導性形成体とスクリーンとの間の距
離がある。スクリーン内のエディ電流も、RFコイルの
磁界と対向する磁界を生成し、全体的な磁界を低減させ
てしまう。ある意味では、これら“画像電流”は、機能
面において勾配コイルの遮蔽コイルを模倣することとな
る。スクリーンは、予測可能で再生可能な結果をRF浪
費なしで生成しなければならない。RFスクリーン以外
には、実質的に零のRF磁界がある。
面に粘着性のある銅板を使用する問題点は、労力を集約
するところにある。特に、32以上のセグメントが勾配
コイルボアの内側直径の周辺に設置される必要がある。
またさらに、粘着面がRFコイルの浪費になり、S/N
比を向上させることができなくなるという問題点もあっ
た。
浪費率の基板を用いた印刷回路板を使用するものがあ
る。
路板を使用すると、費用がかかりすぎるという問題点も
あった。基板用物質は、所望の低い浪費率の特徴が得ら
れ、かつ勾配内部直径上にスクリーンを搭載する手段が
提供されるようなものが使用されてきた。これにより、
処理費用および設置費用も高額になってしまう。
方法として、ウインドスクリーンのような薄型銅製メッ
シュを使用するものがある。しかし、低周波エディ電流
を生成する上では、編まれているメッシュの断続的なパ
ターンは、固形の銅と比べて本質的に劣っている。
内部直径にメッシュを搭載するのが困難になるという問
題点があった。スクリーンは、正確な寸法を計り、しっ
かりと設置されなければならない。メッシュを支持する
ためには、一般的に付随する基板が必要となる。これに
より製造費用が高くなり、設置面積が大きくなってしま
っていた。
イルアセンブリは半径が大きくなってしまっていた。こ
のような半径の大きいRFおよび勾配コイルは、直径1
00cmのような大型のボア超伝導マグネットが使用さ
れる場合のような、従来のボアの内部直径には利用され
保持できる。しかしながら、その直径の大きさにより超
伝導マグネットの費用は様々である。従って、一般的に
はマグネットの内部ボアの直径を拡大ではなく縮小する
ことが望まれている。
ることにより、効率低下および多大な熱をもってしまう
という問題がでてきてしまう。つまり、勾配コイルによ
り消費される電流は熱になって発生してしまうのであ
る。熱が大量に発生してしまう不完全な装置において
は、その発生した熱消散の問題点がでてきてしまう。同
様に、たとえ主RFおよび遮蔽コイルの直径の増分が僅
かであっても、消費電力は大きく変化してしまう。例え
ば、勾配遮蔽コイルの直径が2%しか増加しなかったと
しても、熱消散率は20%も低下してしまう。
た遮蔽RFおよび勾配コイル装置を提供することを目的
とする。
蔽コイルは超伝導マグネットアセンブリの超伝導マグネ
ットの真空チャンバのボアの外側直径表面上に設置され
ていることを特徴とする。
鳴撮像装置は、一次的に安定している磁界を検査領域を
通過するように生成し、前記検査領域周辺に延長される
縦方向延長ボアを限定する通常は円筒形の誘電性部材を
有している環状超伝導マグネットアセンブリと、前記ボ
ア内に磁界勾配を引き起こし、前記円筒形部材の外側周
辺および前記真空チャンバ内に被覆されている第1の勾
配コイルアセンブリを有している勾配コイル手段と、前
記ボア内に設置されていて前記検査領域に無線周波数パ
ルスを送出する無線周波数コイルアセンブリと、前記勾
配コイル手段および前記無線周波数コイルアセンブリを
制御するシーケンス制御手段とを有することを特徴とす
る。
の勾配コイルアセンブリが、前記ボア内に設置され前記
第1の勾配コイルアセンブリと置き換えられた円筒形誘
電性形成体の外側周辺に被覆されていることを特徴とす
る。
数遮蔽が、前記第2の勾配コイルアセンブリの少なくと
も一部分と前記形成体の外側との間に設置されているこ
とを特徴とする。
リーンは、前記内部磁界コイルの切り離せない部分とし
て設置されていることを特徴とする。
鳴撮像装置は、中心ボアを限定する円筒形部材と前記ボ
アを通過するような主磁界を生成する超伝導マグネット
を内部に含んでいる真空チャンバにより構成される伝導
マグネットアセンブリと、前記円筒形部材と同心円の前
記ボア内に設置されていて、前記円筒形部材の内部表面
と置き換えられた外側表面を有している円筒形誘電性形
成体と、前記形成体の外側表面に沿って設置されている
RF遮蔽と、前記形成体内に設置されている主無線周波
数コイルとを有することを特徴とする。
主勾配コイルアセンブリは、前記無線遮蔽周辺の形成体
外側表面に設置され、前記ボア内に磁界勾配を選択的に
生成することを特徴とする。
する。図1を参照すると、超伝導磁界コイル10および18
が示されている。超伝導磁界コイル10および18は一時的
に安定した磁界を生成する。中心ボア12の撮像領域内に
おいて、この磁界は実質的に均一で縦方向つまりz軸に
沿っている。さらに、通常、x軸、y軸が縦および横方
向に指定され、ともに直交するように構成される。超伝
導マグネットの内部超伝導マグネット磁界コイル10は、
環状ヘリウムチャンバ16の一部分である形成体14により
支持されている。ヘリウムチャンバは液体ヘリウムによ
り満たされていて、印加されている磁界が超伝導性を維
持できるように超伝導マグネットを冷却する。必要であ
れば、遮蔽コイル18は、超伝導マグネットを囲む領域内
のコイル10、18の整合された磁界を制限するために設置
される。
リウムチャンバ16は、第1の冷却遮蔽20に覆われていて
約20°Kに維持されている。第2の冷却遮蔽アセンブ
リ22は約70°Kに冷却されている。第1、第2の冷却
遮蔽は、図示しない機械冷凍により冷却されることが望
ましい。環状真空チャンバ24は、冷却遮蔽を囲んで真空
レザーバを限定している。真空チャンバ24は、円筒形で
誘電性がありボア12を限定しz軸に平行に延長される部
材26を有している。主磁界が円筒形部材26を通過するよ
うに生成される。マイラー絶縁材が真空チャンバと冷却
遮蔽との間に設置される。
Fコイルアセンブリ30がボア12内に搭載されている。さ
らに詳しく述べると、RFコイルアセンブリ30は、RF
コイル32とRF遮蔽つまりスクリーン34を有している。
この主RFコイル32は、直角位相または鳥篭タイプのコ
イルであることが望ましく、内部直径が少なくとも55
cmの被検体収容ボアを限定することが望ましい。
配コイルアセンブリ42と第2のコイルアセンブリ44とを
有している。主勾配コイルアセンブリ42は、円筒形で誘
電性のある形成体46を有している。形成体46は、超伝導
コイル10および18の大きな安定磁界内の磁界勾配生成に
関連する影響力のもとにおいて形成体本来の構造を維持
できるだけの十分な厚さを持っていることが望ましい。
例えば、5−10mm、好ましくは7.5mmの厚さの
ガラス補強プラスチックであることが望ましい。また、
形成体46は、z勾配コイル50のパターンに関連している
外側表面により限定または切断されている一連の溝48を
含んでいる。
まり薄型銅製メッシュであることが望ましく、そのよう
なRF遮蔽は、形成体46の外側表面およびzコイルをは
め込む溝48に適用される。電着された、つまり被覆され
た薄型電導膜のようなその他の種類のRF遮蔽34も考え
られている。RF遮蔽メッシュは、しっかりと変形され
て断熱されたz勾配ワイヤ巻線により溝に取り付けら
れ、溝に延長された半田接続、被覆セグメント等を含ん
でいる。溝48は、z勾配コイルの厚さと同様の深さであ
り、z勾配コイルが挿入されると、実質的に円形の表面
が提供され、x、y勾配コイル52、54がはめ込まれる。
z勾配コイルが巻線である場合、またはRF周波数での
多大なエディ電流を保持しない構成である場合、RF遮
蔽はz勾配コイルの全て、または一部分の外側に設置さ
れる。x、y勾配コイル52、54は、特願平5−2462
78号に示されているように指紋タイプのコイルである
ことが望ましい。円形であるために、実質的にx、y勾
配コイルは夫々独立したものであるが、夫々が直角にな
るように設置されている。x、y勾配コイル、RF遮
蔽、およびz勾配コイルは、エポキシあるいは他の誘電
性物質内に設置されている。変形されたスクリーンRF
遮蔽および指紋タイプのコイルは、ポッチング用物質が
入流する経路を提供するのでポッチング処理に有用であ
る。
れている。まず、z勾配コイルに溝が提供される必要が
ないものがある。z勾配コイル50は、RF遮蔽54の先端
の層に被覆されている。また、指紋タイプまたは他の
x、y勾配コイルが先端に設置されたRFスクリーン
と、また後部に設置されたz勾配コイル上に被覆された
ものも考えられている。次に、z勾配コイルに溝48が提
供されると、フォイル片または他のRF遮蔽物質が溝に
はめ込まれ、そして連続したシート状または小片状のR
FメッシュつまりRF遮蔽がz勾配コイルに巻きつけら
れる。半田接続、容量被覆接続のような接続法によりz
勾配コイルの下方に挿入されたRF遮蔽およびRF遮蔽
を保持するものとの間が電気的に接続される。さらに、
断熱性z勾配コイルが独立した束状巻線コイル、または
分配コイルであるもの。またさらに、ある力でz勾配コ
イルを巻くことにより、RF遮蔽スクリーンは溝にはめ
込まれるものがある。
勾配形成体46を超伝導マグネットの円筒形部材26の外側
表面に設置する。複数のIビームまたは他の機械支持56
は、主マグネット磁界シムを収容するための十分な間隙
を限定し(図示せず)、特に複数の鉄製部材により主磁
界の均一性がシムされる。
遮蔽コイル62を収容する溝60を含んでいる円筒形の誘電
性部材26を有している。x、y勾配遮蔽つまり第2のコ
イル64、66が、形成体26の外側円筒形の周辺およびエポ
キシポッチング68内に設置されている。
ルの構造は、上記特願平5−246278号に記載の構
造であることが望ましい。主および第2の勾配コイル
は、ボア12内に適切な勾配磁界を生成するために接続さ
れ、ボアの外側、特に真空チャンバ内の磁界を相殺す
る。直径33mm以上のリングが主勾配コイル形成体46
と円筒形部材26との間に設置されている。それにより空
気冷却用経路が提供され、また、主および遮蔽勾配コイ
ルが最大限置き換えられ、主磁界の均一性をシムする磁
界シムが挿入される場所が提供される。円筒形部材26
は、Oリング接続部70により真空チャンバ24の他の部分
と接続されていて、真空チャンバ24が冷却遮蔽アセンブ
リが設置される部分を最大限拡張するような構造におい
て保持されている。
れている。まず、z勾配コイル50が銅または他の電導性
管により限定された分配コイルであり、その管に冷却剤
を流し込むことにより高い冷却効果が得られ、高い電力
レベルつまり高い勾配力が得られるものがある。
に搭載された細型管状円筒形冷却遮蔽部72を有している
ことが望ましい。
手段82および送出器84を制御する。勾配コイル制御手段
82は電流パルス生成器86と直列に接続され、電流パルス
生成器86は、主勾配コイル50、52、54および第2の勾配
コイル62、64、66と接続されている。送出器84は、デジ
タル送出器であることが望ましく、また、ボア内の被検
体の一部分の選択された双極アンテナ内の磁気共鳴を励
起し制御する無線周波数信号のパルスを生成する主無線
周波数コイルと接続されていることが望ましい。無線周
波数受信器88は、デジタル受信器であることが望まし
く、また、被検体の検査された部分からでてきた磁気共
鳴信号を復調する無線周波数主コイルまたは表面コイル
(図示せず)と接続されていることが望ましい。逆二次
フーリエ変換修復手段のような画像修復手段90は、受信
された磁気共鳴信号を、画像メモリ92に記録される電
気画像表示用に修復する。ビデオ処理器94は、画像メ
モリ92に記録された電気画像をビデオモニタ96表示に
適する様式に変換する。
いない勾配コイルにも適用可能であることがわかる。遮
蔽されていない勾配コイルでの実施例では、RF遮蔽メ
ッシュ34が真空チャンバ円筒形部材26の外側直径周辺に
被覆されていて、溝60に挿入されている部分がある。上
記されている主x、y、z勾配コイル52、54、56は、R
F遮蔽32周辺に被覆されエポキシ内に設置されている。
超伝導マグネットアセンブリ内に主x、y、z勾配コイ
ルを設置することにより、磁気共鳴撮像装置の有用なボ
アは、RF主コイルアセンブリ32の厚さ分だけ円筒形部
材26の内部直径よりも小さくなる。冷却遮蔽20、22およ
びヘリウムチャンバ16は、実質的に勾配遮蔽周波数での
エディ電流を保持しない物質で構成されている。ヘリウ
ムチャンバは、誘電性物質でできていることが利点とな
っている。冷却遮蔽20、22は熱伝導性はあるが、電気的
には抵抗性のあるグラファイトまたはダイヤモンド性の
物質でできている。また、冷却遮蔽は、熱伝導性および
電導性のある物質でできているが、複数の十分に狭くて
薄く、それにより低周波数のエディ電流が保持されない
ような銅またはアルミニウムメッシュで構成されること
もある。さらにまた、勾配遮蔽コイルは、増幅した熱荷
重を補償するための機械冷却が増幅されると冷却遮蔽22
により支持されることもある。
主および遮蔽勾配コイルとの間の距離を最大限拡張する
ことにより自己遮蔽勾配コイルの効率を向上することが
できるという利点がある。
遮蔽のと間の間隙が拡張され、S/N比が大きくなりR
F送出電流が低減されるという利点もある。
トの内部直径を縮小する一方で、MRIマグネットの内
部使用ボアを最大限拡張できるという利点もある。
能となる。
る。
イル、超伝導マグネット真空チャンバと冷却遮蔽との関
係を示した拡大詳細断面図である。
ている主勾配コイルアセンブリの他の実施例を示す図で
ある。
Claims (20)
- 【請求項1】 磁気共鳴撮像装置において、該装置は、 検査領域を通過する一時的な安定磁界を生成する環状超
伝導マグネットアセンブリ(10、18、14、16、20、22、
24、26)を含み、 前記超伝導マグネットアセンブリ(10、18、14、16、2
0、22、24、26)は、 前記検査領域周辺に延長されるボア12を限定する円筒形
部材26と、 前記ボア12内において磁界勾配を発生させる自己遮蔽勾
配コイル手段40とを有し、 前記自己遮蔽勾配コイル手段40は、 前記円筒形部材26から置き換えられたボア12内に設置さ
れている円筒形形成体46と、 前記形成体46により支持されている主勾配コイルアセン
ブリ42と、 前記主勾配コイルアセンブリ42と接続され、前記形成体
46内において整合された磁界が選択された磁界勾配を生
成し、少なくとも前記遮蔽勾配コイルアセンブリ44の外
側の選択された領域において前記整合された磁界は実質
的に零である前記主勾配コイルアセンブリ42と置き換え
られその周辺に設置された遮蔽勾配コイルアセンブリ44
と、 前記検査領域に無線周波数パルスを送出する前記ボア12
内に設置されているRFコイルアセンブリ30と、 前記勾配コイル手段40と前記無線周波数コイルアセンブ
リ30を制御するシーケンス制御手段80とを有することを
特徴とする磁気共鳴撮像装置。 - 【請求項2】 請求項1に記載の装置において、前記R
Fコイルアセンブリ30は、前記形成体内に設置されてい
る無線周波数コイルおよび、前記形成体と前記主勾配コ
イルアセンブリ間に設置されている無線周波数遮蔽とを
有することを特徴とする磁気共鳴撮像装置。 - 【請求項3】 磁気共鳴撮像装置において、該装置は、 前記検査領域周辺に延長される縦方向延長ボアを限定す
るための、おおむね円筒形で誘電性のある部材を有する
環状超伝導マグネットアセンブリと、 前記円筒形部材の外側により支持されている第1の勾配
コイルアセンブリを含む、前記ボア内において磁界勾配
を引き起こす勾配コイル手段と、 前記検査領域に無線周波数パルスを送出する、前記ボア
内に設置されているRFコイルアセンブリと、 前記勾配コイル手段と前記無線周波数コイルアセンブリ
とを制御するシーケンス制御手段とを有することを特徴
とする磁気共鳴撮像装置。 - 【請求項4】 請求項3に記載の装置において、前記勾
配コイルアセンブリはさらに、 前記円筒形部材と置き換えられた前記ボア内に設置され
ている円筒形誘電形成体と、 前記形成体の外側により支持されている第2の勾配コイ
ルアセンブリとを有することを特徴とする磁気共鳴撮像
装置。 - 【請求項5】 請求項3に記載の装置において、前記R
Fコイルアセンブリは、前記ボア内に設置されている無
線周波数コイルと、前記円筒形部材周辺に被覆されてい
る無線周波数遮蔽とを有することを特徴とする磁気共鳴
撮像装置。 - 【請求項6】 磁気共鳴装置において、該装置は、 円筒形部材を含み中心ボアを限定する真空チャンバ、お
よび前記真空チャンバ内に設置され主磁界を前記ボアを
通過するように生成する超伝導マグネットを含む超伝導
マグネットアセンブリと、 前記円筒形部材の内側表面と置き換えられた外側表面を
構成し、前記円筒形部材と同心円上にある前記ボア内に
設置されている円筒形誘電性形成体と、 前記形成体の外側表面に沿って設置されているRF遮蔽
と、 前記形成体内に設置されている無線周波数コイルとを有
することを特徴とする磁気共鳴装置。 - 【請求項7】 請求項6に記載の装置において、該装置
はさらに、前記形成体の外側表面により支持されている
主勾配コイルを含む自己遮蔽勾配コイルアセンブリを有
することを特徴とする磁気共鳴装置。 - 【請求項8】 請求項7に記載の装置において、前記無
線周波数遮蔽は、前記自己遮蔽勾配コイルアセンブリと
前記形成体の外側表面の間に設置されている電導性のあ
るメッシュを有することを特徴とする磁気共鳴装置。 - 【請求項9】 請求項6に記載の装置において、該装置
はさらに、前記無線周波数遮蔽周辺の前記形成体の外側
表面に搭載されていて、前記ボア内において選択的に磁
界勾配を生成する主勾配コイルアセンブリを有すること
を特徴とする磁気共鳴装置。 - 【請求項10】 請求項9に記載の装置において、該装
置はさらに、前記真空チャンバ内の前記円筒形部材周辺
に搭載されていて、前記真空チャンバ内において主勾配
コイルアセンブリにより生成された磁界勾配を相殺する
磁界勾配遮蔽コイルアセンブリを有することを特徴とす
る磁気共鳴装置。 - 【請求項11】 磁気共鳴撮像装置において、該装置
は、 おおむね環状の真空チャンバであり、前記検査領域を通
過するように延長されたボアを限定する円筒形の誘電性
部材と、前記ボアおよび検査領域を縦方法に通過する主
磁界を生成するための前記環状真空チャンバ内に設置さ
れている環状超伝導マグネットと、前記環状真空チャン
バ内および前記環状超伝導マグネット周辺に設置されて
いて前記超伝導マグネットを超伝導性を保持できる温度
に維持するヘリウムチャンバを含むような真空チャンバ
と、 第1、第2、第3の共通に直交する軸に沿って設置され
ている前記ボア内に磁界勾配を引き起こす勾配コイルア
センブリで、前記真空チャンバ内の円筒形誘電性部材の
外側表面により支持されていて前記第1、第2、第3の
軸に沿って磁界勾配を生成する第1の直径勾配コイルを
含むような勾配コイルアセンブリと、 前記検査領域に無線周波数パルスを送出し前記検査領域
内の選択された双極アンテナの磁気共鳴を誘発し制御す
るための前記ボア内に設置されている無線周波数コイル
アセンブリと、 磁気共鳴撮像用勾配およびRFパルスシーケンスを生成
する前記勾配コイルアセンブリと前記無線周波数コイル
アセンブリを制御するシーケンス制御手段とにより構成
されている通常均一な磁界を検査領域を通過するように
生成する超伝導マグネットアセンブリを有することを特
徴とする磁気共鳴撮像装置。 - 【請求項12】 請求項11に記載の装置において、前記
勾配コイルアセンブリはさらに、 前記ボア内に設置され前記真空チャンバ円筒形部材と置
き換えられた円筒形で誘電性のある形成体と、 前記第1の直径勾配コイルと接続され、前記第1の直径
勾配コイルの外側の選択された領域においては実質的に
零である整合された磁界が生成される、前記形成体の外
側表面により支持されていて前記第1、第2、第3の軸
に沿って磁界勾配を生成する複数の第2の直径勾配コイ
ルとを有することを特徴とする磁気共鳴撮像装置。 - 【請求項13】 請求項12に記載の装置において、前記
無線周波数コイルアセンブリは、前記形成体内に設置さ
れている主無線周波数コイルと、実質的に前記形成体の
外側表面に沿って設置されている無線周波数遮蔽とを有
することを特徴とする磁気共鳴撮像装置。 - 【請求項14】 請求項13に記載の装置において、前記
形成体は、前記第2の直径勾配コイルと、前記第2の直
径勾配コイルの一部分の下方の溝を通過するように延長
されそれにより前記第2の直径勾配コイルと前記主RF
コイルの間に設置されるRF遮蔽とをはめ込むための、
形成体の外側表面によって限定された溝を含むことを特
徴とする磁気共鳴撮像装置。 - 【請求項15】 請求項13に記載の装置において、前記
無線周波数遮蔽は薄型の金属製メッシュを有することを
特徴とする磁気共鳴撮像装置。 - 【請求項16】 請求項15に記載の装置において、前記
RF遮蔽および前記勾配コイルアセンブリはエポキシ内
およびポッティングを行うエポキシ流出経路を限定する
前記RF遮蔽メッシュ内において被覆されていることを
特徴とする磁気共鳴撮像装置。 - 【請求項17】 請求項12に記載の装置において、前記
真空チャンバ円筒形部材は、少なくとも前記第1の直径
勾配コイルアセンブリの一部分をはめ込むための真空チ
ャンバの外側表面の溝を限定することを特徴とする磁気
共鳴撮像装置。 - 【請求項18】 請求項12に記載の装置において、該装
置はさらに、一定の間隔をもって前記真空チャンバ円筒
形部材を囲み前記エディ電流の発生を抑制する熱伝導性
管を含み、前記ヘリウムチャンバと前記円筒形真空チャ
ンバとの間に設置されている少なくとも一つの冷却遮蔽
を有することを特徴とする磁気共鳴撮像装置。 - 【請求項19】 請求項11に記載の装置において、前記
RFコイルアセンブリは、前記真空チャンバ円筒形部材
内に設置されている無線周波数コイルおよび実質的に前
記真空チャンバ円筒形部材の外側表面に沿って設置され
ている無線周波数遮蔽とを有することを特徴とする磁気
共鳴撮像装置。 - 【請求項20】 請求項19に記載の装置において、前記
円筒形部材は、円筒形部材の外側表面により限定され、
さらに大きい直径勾配コイルの一部分と、前記第1の直
径勾配コイルと前記無線周波数RFコイルの少なくとも
幾つかの間に設置されている前記さらに大きい直径勾配
コイルの一部分の下方の溝を通過して延長されるRF遮
蔽をはめ込むための溝を有することを特徴とする磁気共
鳴撮像装置。
Applications Claiming Priority (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| US08/080,413 | 1993-06-21 | ||
| US08/080,413 US5406204A (en) | 1992-03-27 | 1993-06-21 | Integrated MRI gradient coil and RF screen |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH07299048A true JPH07299048A (ja) | 1995-11-14 |
| JP3689818B2 JP3689818B2 (ja) | 2005-08-31 |
Family
ID=22157203
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP15940494A Expired - Fee Related JP3689818B2 (ja) | 1993-06-21 | 1994-06-17 | 磁気共鳴撮像装置 |
Country Status (4)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US5406204A (ja) |
| EP (1) | EP0629875B1 (ja) |
| JP (1) | JP3689818B2 (ja) |
| DE (1) | DE69430936T2 (ja) |
Cited By (5)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2003510111A (ja) * | 1999-09-23 | 2003-03-18 | コーニンクレッカ フィリップス エレクトロニクス エヌ ヴィ | 真空絶縁された傾斜コイルを含むmri装置 |
| US6954068B1 (en) | 2000-01-21 | 2005-10-11 | Kabushiki Kaisha Toshiba | Magnetic resonance imaging apparatus |
| US7071693B2 (en) | 2000-01-21 | 2006-07-04 | Kabushiki Kaisha Toshiba | Magnetic resonance imaging apparatus |
| JP2011031103A (ja) * | 2010-11-24 | 2011-02-17 | Toshiba Corp | 核磁気共鳴イメージング装置 |
| JP2016523620A (ja) * | 2013-06-17 | 2016-08-12 | コーニンクレッカ フィリップス エヌ ヴェKoninklijke Philips N.V. | 磁気共鳴イメージング傾斜コイル |
Families Citing this family (33)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US5554929A (en) * | 1993-03-12 | 1996-09-10 | Doty Scientific, Inc. | Crescent gradient coils |
| GB2291970A (en) * | 1994-07-28 | 1996-02-07 | Oxford Magnet Tech | Double wall thermal shield for MRI magnet |
| DE19511834A1 (de) * | 1995-03-30 | 1996-10-02 | Siemens Ag | Diagnostisches Magnetresonanzgerät |
| US5550472A (en) * | 1995-04-13 | 1996-08-27 | Picker International, Inc. | Combined radio frequency coil with integral magnetic field shim set |
| US5668516A (en) * | 1995-12-29 | 1997-09-16 | General Electric Company | Simplified active shield superconducting magnet assembly for magnetic resonance imaging |
| US5990681A (en) * | 1997-10-15 | 1999-11-23 | Picker International, Inc. | Low-cost, snap-in whole-body RF coil with mechanically switchable resonant frequencies |
| US6879852B1 (en) * | 2000-07-10 | 2005-04-12 | Otward M. Mueller | Low-cost magnetic resonance imaging (MRI) Cryo-system |
| US6498947B2 (en) * | 2001-02-23 | 2002-12-24 | Ge Medical Systems Global Technology Company, Llc | rf shielding method and apparatus |
| US6909283B2 (en) | 2001-04-12 | 2005-06-21 | General Electric Company | Method and system to regulate cooling of a medical imaging device |
| US6516282B2 (en) | 2001-04-19 | 2003-02-04 | Ge Medical Systems Global Technology Company | Predictive thermal control used with a vacuum enclosed coil assembly of a magnetic resonance imaging device |
| US7162302B2 (en) | 2002-03-04 | 2007-01-09 | Nanoset Llc | Magnetically shielded assembly |
| US7091412B2 (en) * | 2002-03-04 | 2006-08-15 | Nanoset, Llc | Magnetically shielded assembly |
| GB0213131D0 (en) * | 2002-06-07 | 2002-07-17 | Tesla Engineering Ltd | Coil arrangements |
| DE10258191A1 (de) * | 2002-12-12 | 2004-07-08 | Siemens Ag | Verfahren zur Herstellung einer hohlzylinderförmigen Gradientenspule für ein Magnet-Resonanz-Tomographiegerät mit einer Hochfrequenzabschirmung auf ihrer Außenseite |
| US6783059B2 (en) * | 2002-12-23 | 2004-08-31 | General Electric Company | Conduction cooled passively-shielded MRI magnet |
| GB2401946B (en) * | 2003-03-25 | 2006-10-04 | Siemens Ag | Generator for time-variable magnetic fields of a magnetic resonance instrument and magnetic resonance instrument with the generator |
| CN1875288A (zh) * | 2003-10-29 | 2006-12-06 | 皇家飞利浦电子股份有限公司 | 用于磁共振成像的可变视野梯度线圈系统 |
| CN101019036A (zh) * | 2004-06-17 | 2007-08-15 | 皇家飞利浦电子股份有限公司 | 带有铁辅助磁场梯度系统的磁共振成像系统 |
| US7102350B2 (en) * | 2004-06-30 | 2006-09-05 | General Electric Company | Shielding apparatus for magnetic resonance imaging |
| US20060118758A1 (en) * | 2004-09-15 | 2006-06-08 | Xingwu Wang | Material to enable magnetic resonance imaging of implantable medical devices |
| US7190170B1 (en) * | 2006-03-24 | 2007-03-13 | General Electric Company | Particle doped magnetic coil |
| DE102006040418A1 (de) * | 2006-08-29 | 2008-03-13 | Siemens Ag | Verfahren zur Herstellung eines zylindrischen Hochfrequenzschirms einer zylindrischen Gradientenspule |
| EP2089734A1 (en) * | 2006-11-03 | 2009-08-19 | Koninklijke Philips Electronics N.V. | Split gradient coil for mri |
| US7449889B1 (en) * | 2007-06-25 | 2008-11-11 | General Electric Company | Heat pipe cooled superconducting magnets with ceramic coil forms |
| GB2458950B (en) * | 2008-04-04 | 2010-09-29 | Siemens Magnet Technology Ltd | Chamber apparatus and method of manufacture thereof |
| GB2483890A (en) * | 2010-09-22 | 2012-03-28 | Tesla Engineering Ltd | MRIS gradient coil assembly with screening layers connected to respective coil layers |
| DE102011076717A1 (de) * | 2011-05-30 | 2012-12-06 | Siemens Aktiengesellschaft | Hochfrequenzantenneneinheit, eine Magnetresonanzvorrichtung mit einer Hochfrequenzantenneneinheit, sowie ein Herstellungsverfahren für eine Hochfrequenzantenneneinheit |
| RU2595798C2 (ru) | 2011-10-18 | 2016-08-27 | Конинклейке Филипс Н.В. | Катушечная сборка ядерного магнитного резонанса с радиочастотным экраном, переключаемым между блокирующим состоянием и прозрачным состоянием |
| DE102013204952B3 (de) * | 2013-03-20 | 2014-05-15 | Bruker Biospin Ag | Aktiv abgeschirmtes zylinderförmiges Gradientenspulensystem mit passiver HF-Abschirmung für NMR-Apparate |
| JP6700479B2 (ja) * | 2016-08-15 | 2020-05-27 | コーニンクレッカ フィリップス エヌ ヴェKoninklijke Philips N.V. | 熱放射スクリーン付磁石システム |
| US10684336B2 (en) * | 2018-10-24 | 2020-06-16 | General Electric Company | Radiofrequency coil and shield in magnetic resonance imaging method and apparatus |
| US20250327888A1 (en) * | 2024-04-17 | 2025-10-23 | MR CoilTech Limited | Mri with rf shield for transmit coils that reduces acoustic noice and increases transmission of rf energy to the imaging volume |
| CN119556214A (zh) * | 2024-12-04 | 2025-03-04 | 合肥曦合超导科技有限公司 | 一种具备自屏蔽功能的高场磁共振成像系统 |
Family Cites Families (13)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US4587504A (en) * | 1983-11-11 | 1986-05-06 | Oxford Magnet Technology Limited | Magnet assembly for use in NMR apparatus |
| US4761612A (en) * | 1985-07-25 | 1988-08-02 | Picker International, Inc. | Programmable eddy current correction |
| US4703275A (en) * | 1985-07-25 | 1987-10-27 | Picker International, Inc. | Method and apparatus to compensate for eddy currents in magnetic resonance imaging |
| DE3650778T2 (de) * | 1985-09-20 | 2004-02-05 | Btg International Ltd. | Magnetfeldschirme |
| US4737716A (en) * | 1986-02-06 | 1988-04-12 | General Electric Company | Self-shielded gradient coils for nuclear magnetic resonance imaging |
| US4733189A (en) * | 1986-06-03 | 1988-03-22 | Massachusetts Institute Of Technology | Magnetic resonance imaging systems |
| US4871969A (en) * | 1988-12-22 | 1989-10-03 | General Electric Company | RF shield for RF coil contained within gradient coils of NMR imaging device |
| IL89743A0 (en) * | 1989-03-26 | 1989-09-28 | Elscint Ltd | Compact shielded gradient coil system |
| US5296810A (en) * | 1992-03-27 | 1994-03-22 | Picker International, Inc. | MRI self-shielded gradient coils |
| US5289128A (en) * | 1992-03-27 | 1994-02-22 | Picker International, Inc. | Superconducting gradient shield coils |
| US5243286A (en) * | 1990-06-06 | 1993-09-07 | Advanced Nmr Systems, Inc. | Split shield for magnetic resonance imaging |
| US5278502A (en) * | 1991-09-13 | 1994-01-11 | General Electric Company | Refrigerated superconducting MR magnet with integrated cryogenic gradient coils |
| US5179338A (en) * | 1991-09-13 | 1993-01-12 | General Electric Company | Refrigerated superconducting MR magnet with integrated gradient coils |
-
1993
- 1993-06-21 US US08/080,413 patent/US5406204A/en not_active Expired - Lifetime
-
1994
- 1994-06-03 DE DE69430936T patent/DE69430936T2/de not_active Expired - Fee Related
- 1994-06-03 EP EP94304007A patent/EP0629875B1/en not_active Expired - Lifetime
- 1994-06-17 JP JP15940494A patent/JP3689818B2/ja not_active Expired - Fee Related
Cited By (5)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2003510111A (ja) * | 1999-09-23 | 2003-03-18 | コーニンクレッカ フィリップス エレクトロニクス エヌ ヴィ | 真空絶縁された傾斜コイルを含むmri装置 |
| US6954068B1 (en) | 2000-01-21 | 2005-10-11 | Kabushiki Kaisha Toshiba | Magnetic resonance imaging apparatus |
| US7071693B2 (en) | 2000-01-21 | 2006-07-04 | Kabushiki Kaisha Toshiba | Magnetic resonance imaging apparatus |
| JP2011031103A (ja) * | 2010-11-24 | 2011-02-17 | Toshiba Corp | 核磁気共鳴イメージング装置 |
| JP2016523620A (ja) * | 2013-06-17 | 2016-08-12 | コーニンクレッカ フィリップス エヌ ヴェKoninklijke Philips N.V. | 磁気共鳴イメージング傾斜コイル |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| DE69430936T2 (de) | 2003-02-27 |
| EP0629875A1 (en) | 1994-12-21 |
| DE69430936D1 (de) | 2002-08-14 |
| JP3689818B2 (ja) | 2005-08-31 |
| US5406204A (en) | 1995-04-11 |
| EP0629875B1 (en) | 2002-07-10 |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| JP3689818B2 (ja) | 磁気共鳴撮像装置 | |
| US5349297A (en) | Combined self shielded gradient coil and shimset | |
| US4652824A (en) | System for generating images and spacially resolved spectra of an examination subject with nuclear magnetic resonance | |
| JP3451558B2 (ja) | 磁気共鳴撮像システム | |
| US5280247A (en) | Filamentary cold shield for superconducting magnets | |
| US5289128A (en) | Superconducting gradient shield coils | |
| US7375526B2 (en) | Active-passive electromagnetic shielding to reduce MRI acoustic noise | |
| EP0231879A2 (en) | Self-shielded gradient coils for nuclear magnetic resonance imaging | |
| US7141974B2 (en) | Active-passive electromagnetic shielding to reduce MRI acoustic noise | |
| EP0307981A1 (en) | Magnetic resonance apparatus comprising integrated gradient r.f. coils | |
| US20130207659A1 (en) | Rf shield for mri comprising conductive coating as shielding material | |
| WO2002042789A2 (en) | Real-time multi-axis gradient distortion correction using an interactive shim set | |
| JP2005152632A (ja) | 補助的な静磁場成形コイルを利用するmriシステム | |
| JP2016518897A (ja) | アルミニウムを含む外側コイルを備える勾配コイルアセンブリ | |
| US7535225B2 (en) | Magnetic resonance apparatus having a superconducting basic field magnet with a structurally reinforced cryoshield | |
| US5804968A (en) | Gradient coils with reduced eddy currents | |
| JP4266576B2 (ja) | 長波長熱輻射シールド | |
| US7692426B2 (en) | Magnetic resonance apparatus with a superconducting basic field magnet with an electrically conductive coating on the outer vacuum chamber | |
| US7786730B2 (en) | NMR machine comprising solenoid gradient coils which are incorporated into tubes | |
| JP7212578B2 (ja) | 磁気共鳴イメージング装置および超電導磁石 | |
| JP5069471B2 (ja) | オープンmriシステムのための平面rf共鳴器 | |
| US12504490B2 (en) | Detector unit for a magnetic resonance device with gradient coil unit, shim unit, and radio-frequency antenna unit | |
| JPH0438931A (ja) | 核磁気共鳴装置 | |
| JP2005261806A (ja) | 磁気共鳴イメージング装置 |
Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| A131 | Notification of reasons for refusal |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A131 Effective date: 20040601 |
|
| A521 | Request for written amendment filed |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A523 Effective date: 20040901 |
|
| A02 | Decision of refusal |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A02 Effective date: 20041026 |
|
| A521 | Request for written amendment filed |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A523 Effective date: 20050119 |
|
| A911 | Transfer to examiner for re-examination before appeal (zenchi) |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A911 Effective date: 20050224 |
|
| 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: 20050510 |
|
| A61 | First payment of annual fees (during grant procedure) |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A61 Effective date: 20050601 |
|
| R150 | Certificate of patent or registration of utility model |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R150 |
|
| LAPS | Cancellation because of no payment of annual fees |