JP2002224084A - 液冷式ｒｆコイルを含む磁気共鳴スキャナ及び方法 - Google Patents
液冷式ｒｆコイルを含む磁気共鳴スキャナ及び方法Info
- Publication number
- JP2002224084A JP2002224084A JP2001385362A JP2001385362A JP2002224084A JP 2002224084 A JP2002224084 A JP 2002224084A JP 2001385362 A JP2001385362 A JP 2001385362A JP 2001385362 A JP2001385362 A JP 2001385362A JP 2002224084 A JP2002224084 A JP 2002224084A
- Authority
- JP
- Japan
- Prior art keywords
- coil
- conduit
- space
- shield
- liquid
- 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.)
- Withdrawn
Links
- 238000001816 cooling Methods 0.000 title claims abstract description 48
- 239000007788 liquid Substances 0.000 title claims abstract description 40
- 238000000034 method Methods 0.000 title claims abstract description 23
- 125000004435 hydrogen atom Chemical group [H]* 0.000 claims abstract description 11
- 239000002826 coolant Substances 0.000 claims description 26
- 238000002595 magnetic resonance imaging Methods 0.000 claims description 25
- 238000003384 imaging method Methods 0.000 claims description 17
- 238000005086 pumping Methods 0.000 claims description 7
- 230000001568 sexual effect Effects 0.000 claims 1
- 239000000463 material Substances 0.000 abstract 1
- 238000005481 NMR spectroscopy Methods 0.000 description 16
- 229910052739 hydrogen Inorganic materials 0.000 description 12
- 239000001257 hydrogen Substances 0.000 description 12
- UFHFLCQGNIYNRP-UHFFFAOYSA-N Hydrogen Chemical compound [H][H] UFHFLCQGNIYNRP-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 11
- 230000005284 excitation Effects 0.000 description 6
- 238000010586 diagram Methods 0.000 description 4
- XLYOFNOQVPJJNP-UHFFFAOYSA-N water Substances O XLYOFNOQVPJJNP-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 4
- 230000002411 adverse Effects 0.000 description 3
- 230000005540 biological transmission Effects 0.000 description 2
- 230000001276 controlling effect Effects 0.000 description 2
- 239000012530 fluid Substances 0.000 description 2
- 230000006872 improvement Effects 0.000 description 2
- RVZRBWKZFJCCIB-UHFFFAOYSA-N perfluorotributylamine Chemical compound FC(F)(F)C(F)(F)C(F)(F)C(F)(F)N(C(F)(F)C(F)(F)C(F)(F)C(F)(F)F)C(F)(F)C(F)(F)C(F)(F)C(F)(F)F RVZRBWKZFJCCIB-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 2
- 230000001105 regulatory effect Effects 0.000 description 2
- 230000004308 accommodation Effects 0.000 description 1
- 230000015572 biosynthetic process Effects 0.000 description 1
- 238000004891 communication Methods 0.000 description 1
- 238000010276 construction Methods 0.000 description 1
- 238000013480 data collection Methods 0.000 description 1
- 238000013461 design Methods 0.000 description 1
- 230000001747 exhibiting effect Effects 0.000 description 1
- 230000002349 favourable effect Effects 0.000 description 1
- 230000007274 generation of a signal involved in cell-cell signaling Effects 0.000 description 1
- 150000002431 hydrogen Chemical class 0.000 description 1
- 238000012986 modification Methods 0.000 description 1
- 230000004048 modification Effects 0.000 description 1
- 238000013421 nuclear magnetic resonance imaging Methods 0.000 description 1
- 230000000149 penetrating effect Effects 0.000 description 1
- 230000035479 physiological effects, processes and functions Effects 0.000 description 1
- 230000002028 premature Effects 0.000 description 1
- 230000008569 process Effects 0.000 description 1
- 230000009467 reduction Effects 0.000 description 1
- 230000000241 respiratory effect Effects 0.000 description 1
- 230000004044 response Effects 0.000 description 1
- 238000012360 testing method Methods 0.000 description 1
- 238000009423 ventilation Methods 0.000 description 1
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
- G01R33/32—Excitation or detection systems, e.g. using radio frequency signals
- G01R33/34—Constructional details, e.g. resonators, specially adapted to MR
- G01R33/34015—Temperature-controlled RF coils
- G01R33/3403—Means for cooling of the RF coils, e.g. a refrigerator or a cooling vessel specially adapted for housing an RF coil
-
- 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
- G01R33/32—Excitation or detection systems, e.g. using radio frequency signals
- G01R33/34—Constructional details, e.g. resonators, specially adapted to MR
-
- 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
- G01R33/32—Excitation or detection systems, e.g. using radio frequency signals
- G01R33/34—Constructional details, e.g. resonators, specially adapted to MR
- G01R33/34015—Temperature-controlled RF coils
- G01R33/34023—Superconducting RF coils
Landscapes
- Physics & Mathematics (AREA)
- Condensed Matter Physics & Semiconductors (AREA)
- General Physics & Mathematics (AREA)
- Thermal Sciences (AREA)
- Magnetic Resonance Imaging Apparatus (AREA)
Abstract
(57)【要約】
【課題】 ＭＲＩシステムのＲＦ空間内部の構成部品
を、信頼性、効率及び得られる画像の分解能を損なわ
ず、且つ全体のシステム寸法を増大させずに冷却する。 【解決手段】 ＲＦコイル（１５２）、受信器コイル、
患者支持テーブル（２０）及び患者包囲壁（３２）のよ
うにＲＦシールド（１４０）の内部に存在する構成部品
を含むＭＲＩシステム（２６）の構成部品を冷却する方
法及び装置である。この冷却システムは、プロトンを実
質的に含まず、このために水素原子を実質的に含まない
ようにした液体冷却材を用いる。
を、信頼性、効率及び得られる画像の分解能を損なわ
ず、且つ全体のシステム寸法を増大させずに冷却する。 【解決手段】 ＲＦコイル（１５２）、受信器コイル、
患者支持テーブル（２０）及び患者包囲壁（３２）のよ
うにＲＦシールド（１４０）の内部に存在する構成部品
を含むＭＲＩシステム（２６）の構成部品を冷却する方
法及び装置である。この冷却システムは、プロトンを実
質的に含まず、このために水素原子を実質的に含まない
ようにした液体冷却材を用いる。
Description
【０００１】
【発明の属する技術分野】本発明の分野は、核磁気共鳴
イメージング（ＭＲＩ）方法及びシステムである。さら
に具体的には、本発明は、システムＲＦシールドの内部
に少なくとも部分的に配設されている液冷システムを含
むＭＲＩシステムに関する。
イメージング（ＭＲＩ）方法及びシステムである。さら
に具体的には、本発明は、システムＲＦシールドの内部
に少なくとも部分的に配設されている液冷システムを含
むＭＲＩシステムに関する。
【０００２】
【発明の背景】磁気モーメントを有するあらゆる核は、
核が位置する磁場の方向に沿って核自身を整列させよう
とする。しかしながら、このときに、核は、磁場の強度
及び特定の核種の特性（核の磁気回転定数）に依存する
固有の角周波数（ラーモア周波数）で磁場の方向の周り
を歳差運動する。この現象を呈する核を本書では「スピ
ン」と呼ぶ。
核が位置する磁場の方向に沿って核自身を整列させよう
とする。しかしながら、このときに、核は、磁場の強度
及び特定の核種の特性（核の磁気回転定数）に依存する
固有の角周波数（ラーモア周波数）で磁場の方向の周り
を歳差運動する。この現象を呈する核を本書では「スピ
ン」と呼ぶ。
【０００３】関心領域（すなわちＭＲＩ画像を形成すべ
き人体組織の領域）が一様の磁場（分極用磁場Ｂ0）に
さらされると、領域内のスピンの個々の磁気モーメント
は、この分極用磁場に沿って整列しようとするが、各ス
ピン固有のラーモア周波数でランダムな秩序で磁場の方
向の周りを歳差運動する。分極用磁場の方向に正味の磁
気モーメントＭzが生成されるが、垂直な平面すなわち
横方向平面（ｘ−ｙ平面）内のランダムに配向した磁気
成分は互いに打ち消し合う。
き人体組織の領域）が一様の磁場（分極用磁場Ｂ0）に
さらされると、領域内のスピンの個々の磁気モーメント
は、この分極用磁場に沿って整列しようとするが、各ス
ピン固有のラーモア周波数でランダムな秩序で磁場の方
向の周りを歳差運動する。分極用磁場の方向に正味の磁
気モーメントＭzが生成されるが、垂直な平面すなわち
横方向平面（ｘ−ｙ平面）内のランダムに配向した磁気
成分は互いに打ち消し合う。
【０００４】しかしながら、関心領域が、ｘ−ｙ平面内
に存在すると共にラーモア周波数に近い周波数を有する
磁場（励起磁場Ｂ1）にさらされると、整列した正味の
磁気モーメントＭｚがｘ−ｙ平面に向かって「傾斜」し
て、ラーモア周波数でｘ−ｙ平面内を回転又は旋回する
正味の横磁気モーメントＭtを生成することができる。
に存在すると共にラーモア周波数に近い周波数を有する
磁場（励起磁場Ｂ1）にさらされると、整列した正味の
磁気モーメントＭｚがｘ−ｙ平面に向かって「傾斜」し
て、ラーモア周波数でｘ−ｙ平面内を回転又は旋回する
正味の横磁気モーメントＭtを生成することができる。
【０００５】この現象の実用的な値は、励起信号Ｂ1を
停止させた後に、励起したスピンによって放出される信
号に含まれている。単一のスピンによって放出される信
号は極めて小さいものであって検出は困難であるが、関
心領域の部分が多くの放出核を含んでいる場合には、放
出される信号の強度は認知可能なものとなって検出する
ことができる。放出されたＮＭＲ信号をディジタル化し
て処理してＮＭＲデータ集合を形成する。
停止させた後に、励起したスピンによって放出される信
号に含まれている。単一のスピンによって放出される信
号は極めて小さいものであって検出は困難であるが、関
心領域の部分が多くの放出核を含んでいる場合には、放
出される信号の強度は認知可能なものとなって検出する
ことができる。放出されたＮＭＲ信号をディジタル化し
て処理してＮＭＲデータ集合を形成する。
【０００６】有用なＮＭＲデータ集合を形成するために
は、言うまでもなく、検知された各々のＮＭＲ信号の発
生地点を決定する必要がある。ＮＭＲ信号の発生地点を
決定するために、各々のＮＭＲ信号を空間情報で符号化
（エンコード）することができる。ＮＭＲ信号に位置情
報をエンコードする様々な方法が多数存在しているが、
例示的な位置エンコードの一手法を一般に「スピン・ワ
ープ」と呼ぶ。
は、言うまでもなく、検知された各々のＮＭＲ信号の発
生地点を決定する必要がある。ＮＭＲ信号の発生地点を
決定するために、各々のＮＭＲ信号を空間情報で符号化
（エンコード）することができる。ＮＭＲ信号に位置情
報をエンコードする様々な方法が多数存在しているが、
例示的な位置エンコードの一手法を一般に「スピン・ワ
ープ」と呼ぶ。
【０００７】スピン・ワープ法によれば、空間エンコー
ドは、分極用磁場Ｂ0と同じ方向を有し、且つそれぞれ
ｘ軸、ｙ軸及びｚ軸に沿った勾配を有する３つの勾配磁
場（Ｇx、Ｇy及びＧz）を用いることにより達成され
る。各回のＮＭＲサイクル中にこれらの勾配の強度を制
御することにより、スピン励起の空間分布を制御して、
得られたＮＭＲ信号の発生地点を識別することができ
る。
ドは、分極用磁場Ｂ0と同じ方向を有し、且つそれぞれ
ｘ軸、ｙ軸及びｚ軸に沿った勾配を有する３つの勾配磁
場（Ｇx、Ｇy及びＧz）を用いることにより達成され
る。各回のＮＭＲサイクル中にこれらの勾配の強度を制
御することにより、スピン励起の空間分布を制御して、
得られたＮＭＲ信号の発生地点を識別することができ
る。
【０００８】上述のように、検出の可能な合計信号を発
生させるためには、関心領域の部分に多数の信号放出核
が存在していなければならない。このように、特定の領
域を撮像する際には、励起及び信号放出のために選択さ
れる核は領域内に豊富に存在するものであることが重要
である。人体組織の場合には、水素原子が豊富に存在し
ており、水素の主な同位体はプロトンであることは公知
である。この理由、及びプロトンは好ましい磁気モーメ
ントによって特徴付けられることから、人体組織の磁気
共鳴撮像（ＭＲＩ）のためにプロトンが典型的に選択さ
れる核となっている。
生させるためには、関心領域の部分に多数の信号放出核
が存在していなければならない。このように、特定の領
域を撮像する際には、励起及び信号放出のために選択さ
れる核は領域内に豊富に存在するものであることが重要
である。人体組織の場合には、水素原子が豊富に存在し
ており、水素の主な同位体はプロトンであることは公知
である。この理由、及びプロトンは好ましい磁気モーメ
ントによって特徴付けられることから、人体組織の磁気
共鳴撮像（ＭＲＩ）のためにプロトンが典型的に選択さ
れる核となっている。
【０００９】このように、典型的なＭＲＩシステムは、
励起コイルと、ＲＦコイルと、複数の勾配コイルとを含
んでおり、これらのコイルが一緒になって撮像の目的に
必要とされるＭＲ信号を発生させるのに要求される磁場
を制御している。勾配コイルの各々は一般的には、多数
の巻数を有する導電性ワイヤを含んでおり、ワイヤの全
長は数百メートルに達する。
励起コイルと、ＲＦコイルと、複数の勾配コイルとを含
んでおり、これらのコイルが一緒になって撮像の目的に
必要とされるＭＲ信号を発生させるのに要求される磁場
を制御している。勾配コイルの各々は一般的には、多数
の巻数を有する導電性ワイヤを含んでおり、ワイヤの全
長は数百メートルに達する。
【００１０】ＮＭＲの分野では、ＲＦ磁場が勾配コイル
の導電性ワイヤに衝突すると、ＲＦ磁場はそのエネルギ
の相当な部分を失うことが広く知られている。ＲＦ磁場
のこのエネルギ損の理由は十分に解明されていないが、
ＲＦ磁場損は、勾配構造を励起させて付随する大きな損
失を生ずる大電流共鳴に関連している可能性が高い。勾
配コイル又は他の部分でＲＦ電力損が少しでも生ずる
と、ＲＦコイルの品質ファクタＱが低下し、結果として
ＭＲＩシステムが達成可能な信号対雑音比（ＳＮＲ）が
低下する。
の導電性ワイヤに衝突すると、ＲＦ磁場はそのエネルギ
の相当な部分を失うことが広く知られている。ＲＦ磁場
のこのエネルギ損の理由は十分に解明されていないが、
ＲＦ磁場損は、勾配構造を励起させて付随する大きな損
失を生ずる大電流共鳴に関連している可能性が高い。勾
配コイル又は他の部分でＲＦ電力損が少しでも生ずる
と、ＲＦコイルの品質ファクタＱが低下し、結果として
ＭＲＩシステムが達成可能な信号対雑音比（ＳＮＲ）が
低下する。
【００１１】従って、ＲＦ磁場が周囲の勾配コイルに侵
入するのを防止できると極めて望ましい。勾配コイル及
びＲＦコイルを分離させるために、殆どのＭＲＩシステ
ムはＲＦコイルを勾配コイルの内部に配置しており、Ｒ
Ｆコイルと勾配コイルとの間に配置されているシールド
を含んでいる。このようにして、ＲＦシールドの内部に
ＲＦ空間が形成されており、ＲＦコイルはＲＦ空間の内
部に配設される。
入するのを防止できると極めて望ましい。勾配コイル及
びＲＦコイルを分離させるために、殆どのＭＲＩシステ
ムはＲＦコイルを勾配コイルの内部に配置しており、Ｒ
Ｆコイルと勾配コイルとの間に配置されているシールド
を含んでいる。このようにして、ＲＦシールドの内部に
ＲＦ空間が形成されており、ＲＦコイルはＲＦ空間の内
部に配設される。
【００１２】特定のＭＲＩシステム構成の相対値を決定
する場合にしばしば考慮される特性には様々なものがあ
る。特性を指示する幾つかの重要な値としては、システ
ム信頼性、得られる画像の分解能、効率及び寸法等があ
る。理想的なＭＲＩシステムにおいては、信頼性、効率
及び得られる画像の分解能は高くなければならず、全体
のシステム寸法は最小限でなければならない。残念なが
ら、これらの因子の各々について、改善を事実上制限す
るような方式でシステムの構成を限定する幾つかの実用
上の制約が存在している。これらの因子の各々に悪影響
を及ぼす一つの重要な制約は、システムの熱である。
する場合にしばしば考慮される特性には様々なものがあ
る。特性を指示する幾つかの重要な値としては、システ
ム信頼性、得られる画像の分解能、効率及び寸法等があ
る。理想的なＭＲＩシステムにおいては、信頼性、効率
及び得られる画像の分解能は高くなければならず、全体
のシステム寸法は最小限でなければならない。残念なが
ら、これらの因子の各々について、改善を事実上制限す
るような方式でシステムの構成を限定する幾つかの実用
上の制約が存在している。これらの因子の各々に悪影響
を及ぼす一つの重要な制約は、システムの熱である。
【００１３】ＭＲＩ業界では周知のように、大電力ＭＲ
Ｉシステムは、大量の電力を消費する。具体的には、勾
配コイル及びＲＦコイルが過大な量の電力を消費し、従
って、これらのコイルは相当な熱を発生する。予測され
るように、熱が過大になると、システムの構成部品の損
傷又は故障が早まり、従って、信頼性に悪影響を及ぼす
可能性がある。加えて、熱は、撮像過程中に患者に不快
感を与え、過大になると患者に害を及ぼす虞もある。こ
の理由から、患者支持テーブルの最高温度を規定した規
制が存在しており、これらの規制があらゆるＭＲＩシス
テムに用いられ得る電力量を事実上制限している。
Ｉシステムは、大量の電力を消費する。具体的には、勾
配コイル及びＲＦコイルが過大な量の電力を消費し、従
って、これらのコイルは相当な熱を発生する。予測され
るように、熱が過大になると、システムの構成部品の損
傷又は故障が早まり、従って、信頼性に悪影響を及ぼす
可能性がある。加えて、熱は、撮像過程中に患者に不快
感を与え、過大になると患者に害を及ぼす虞もある。こ
の理由から、患者支持テーブルの最高温度を規定した規
制が存在しており、これらの規制があらゆるＭＲＩシス
テムに用いられ得る電力量を事実上制限している。
【００１４】
【発明が解決しようとする課題】熱を最小限に抑える一
つの方法は、コイル電流を減少させることであるが、こ
の解決法では性能が低下して、全体的なシステム効率に
悪影響を及ぼす可能性がある。
つの方法は、コイル電流を減少させることであるが、こ
の解決法では性能が低下して、全体的なシステム効率に
悪影響を及ぼす可能性がある。
【００１５】システムによっては、コイルの間に冷却空
気用の空間を設けてこの空間に冷却空気を通過させ、コ
イルの熱を散逸させるように設計されているものもあ
る。残念ながら、この形式の設計では、全体的なシステ
ム容積及び寸法が増大する。加えて、空気は明らかにコ
イル温度を低下させるが、場合によっては、冷却度が不
十分であるためコイルを最大コイル電流で駆動すること
ができず、従って、これらのシステムの性能が最小化す
る。
気用の空間を設けてこの空間に冷却空気を通過させ、コ
イルの熱を散逸させるように設計されているものもあ
る。残念ながら、この形式の設計では、全体的なシステ
ム容積及び寸法が増大する。加えて、空気は明らかにコ
イル温度を低下させるが、場合によっては、冷却度が不
十分であるためコイルを最大コイル電流で駆動すること
ができず、従って、これらのシステムの性能が最小化す
る。
【００１６】もう一つの解決法は、勾配コイルに隣接し
た冷却管（コンジット）を備えた密閉封止（ハーメチッ
ク・シール）型液冷システムを設けるものである。この
種の解決法によれば、磁場発生及びデータ取得中に、液
体冷却材（例えば水）をシステムを通してポンプ供給し
て、コイルを冷却することができる。
た冷却管（コンジット）を備えた密閉封止（ハーメチッ
ク・シール）型液冷システムを設けるものである。この
種の解決法によれば、磁場発生及びデータ取得中に、液
体冷却材（例えば水）をシステムを通してポンプ供給し
て、コイルを冷却することができる。
【００１７】残念ながら、液冷システムは、勾配コイル
を冷却するという目的には十分に作用するが、かかるシ
ステムは、ＲＦコイル、患者支持テーブル等のようなＲ
Ｆ空間の内部に存在するシステム構成部品の冷却には適
用されない。ＲＦ空間まで延在する液冷式構成を設けら
れない主な理由は、冷却材の水素原子が、人体組織と同
様に多数のプロトンを含んでおり、ＲＦシールドの内部
に存在するとＮＭＲ信号を発生する傾向があるからであ
る。これらの偽の信号は、励起した人体組織によって発
生される信号と同様に、検出器コイルによって検出され
て、得られるデータ及び関連する画像を歪ませる。この
ように、液冷システムは、偽の信号励起を回避するため
にＲＦシールドの外部の区域に設けられるように制限さ
れており、ＲＦコイルを冷却させるためには空冷システ
ムが用いられている。
を冷却するという目的には十分に作用するが、かかるシ
ステムは、ＲＦコイル、患者支持テーブル等のようなＲ
Ｆ空間の内部に存在するシステム構成部品の冷却には適
用されない。ＲＦ空間まで延在する液冷式構成を設けら
れない主な理由は、冷却材の水素原子が、人体組織と同
様に多数のプロトンを含んでおり、ＲＦシールドの内部
に存在するとＮＭＲ信号を発生する傾向があるからであ
る。これらの偽の信号は、励起した人体組織によって発
生される信号と同様に、検出器コイルによって検出され
て、得られるデータ及び関連する画像を歪ませる。この
ように、液冷システムは、偽の信号励起を回避するため
にＲＦシールドの外部の区域に設けられるように制限さ
れており、ＲＦコイルを冷却させるためには空冷システ
ムが用いられている。
【００１８】冷却空気をポンプ供給するためには、空冷
型システム内に空間が必要となるため、全体のシステム
容積を減少させて空間を排除することはできない。加え
て、上述のように、液冷の方がシステム構成部品を冷却
するのに有用であり、従って、空冷型システムでは電流
及び冷却効率を相対的に高くすること犠牲にしなければ
ならない。さらに、コイル電流が大きくなると信号発生
の強度が高まるので、温度のためにコイル電流を低下さ
せると得られる画像の分解能が低下する。明確に述べる
と、患者支持テーブルの最高温度は規制を受けて規定さ
れているので、ＲＦコイル電流はかなり限定され、従っ
て、性能が最小化する。
型システム内に空間が必要となるため、全体のシステム
容積を減少させて空間を排除することはできない。加え
て、上述のように、液冷の方がシステム構成部品を冷却
するのに有用であり、従って、空冷型システムでは電流
及び冷却効率を相対的に高くすること犠牲にしなければ
ならない。さらに、コイル電流が大きくなると信号発生
の強度が高まるので、温度のためにコイル電流を低下さ
せると得られる画像の分解能が低下する。明確に述べる
と、患者支持テーブルの最高温度は規制を受けて規定さ
れているので、ＲＦコイル電流はかなり限定され、従っ
て、性能が最小化する。
【００１９】
【課題を解決するための手段】本発明の例示的な実施形
態は、ＲＦコイルと、勾配コイルのセットと、ＲＦシー
ルドとを含むＭＲＩシステムの動作温度を低下させる装
置を含んでいる。ＲＦシールドはＲＦ空間の周囲に形成
されており、ＲＦコイルはＲＦ空間の内部に配置されて
撮像域の周囲に形成されており、勾配コイルは、ＲＦコ
イルを勾配コイルから分離するようにして設けられてい
るＲＦシールドの周囲に形成されている。本装置は、Ｒ
Ｆ空間の外部に配置されている液体冷却源と、この冷却
源に結合されており、冷却源から冷却材をポンプ供給す
るためのポンプと、このポンプに結合されており、ポン
プによってポンプ供給される液体を受け入れる１以上の
コンジットであって、ＲＦ空間の内部まで延在している
コンジットの少なくとも部分を含んでおり、ＲＦ空間の
内部で発生される熱又はＲＦ空間に移行する熱の少なく
とも一部がコンジットの部分及びコンジットの部分を流
れる液体によって吸収されるようにしている１以上のコ
ンジットとを含んでいる。
態は、ＲＦコイルと、勾配コイルのセットと、ＲＦシー
ルドとを含むＭＲＩシステムの動作温度を低下させる装
置を含んでいる。ＲＦシールドはＲＦ空間の周囲に形成
されており、ＲＦコイルはＲＦ空間の内部に配置されて
撮像域の周囲に形成されており、勾配コイルは、ＲＦコ
イルを勾配コイルから分離するようにして設けられてい
るＲＦシールドの周囲に形成されている。本装置は、Ｒ
Ｆ空間の外部に配置されている液体冷却源と、この冷却
源に結合されており、冷却源から冷却材をポンプ供給す
るためのポンプと、このポンプに結合されており、ポン
プによってポンプ供給される液体を受け入れる１以上の
コンジットであって、ＲＦ空間の内部まで延在している
コンジットの少なくとも部分を含んでおり、ＲＦ空間の
内部で発生される熱又はＲＦ空間に移行する熱の少なく
とも一部がコンジットの部分及びコンジットの部分を流
れる液体によって吸収されるようにしている１以上のコ
ンジットとを含んでいる。
【００２０】一実施形態では、液体はプロトンを実質的
に含まないものであってよい。このために、液体は水素
原子を実質的に含まないものであってよく、また実際
に、水素原子を含まなくてよい。
に含まないものであってよい。このために、液体は水素
原子を実質的に含まないものであってよく、また実際
に、水素原子を含まなくてよい。
【００２１】本システムはさらに、ＲＦ空間の内部に患
者支持テーブル、患者包囲壁及び受信器コイルの１以上
を含んでおり、ＲＦ空間の内部まで延在しているコンジ
ットの部分は、ＲＦコイル、患者支持テーブル、患者包
囲壁及び受信器コイルの１以上に近接して位置してお
り、コイル、テーブル及び壁の１以上によって発生され
る熱又は空間の内部に移行する熱がコンジットによって
吸収されるようにすることができる。
者支持テーブル、患者包囲壁及び受信器コイルの１以上
を含んでおり、ＲＦ空間の内部まで延在しているコンジ
ットの部分は、ＲＦコイル、患者支持テーブル、患者包
囲壁及び受信器コイルの１以上に近接して位置してお
り、コイル、テーブル及び壁の１以上によって発生され
る熱又は空間の内部に移行する熱がコンジットによって
吸収されるようにすることができる。
【００２２】一観点では、コンジットは、ＲＦコイルと
直接的に接触している少なくとも部分を含んでいてよ
い。もう一つの観点では、コンジットは、ＲＦコイルの
全体にわたって配置されておりコイルの様々な部分から
の熱を吸収する多数のコンジットを含むコンジット構成
を含んでいてもよい。さらに他の観点では、コンジット
はＲＦコイルの内部に埋め込まれていてもよい。代替構
成では、コンジットは、テーブル又は患者包囲壁のいず
れかに少なくとも部分的に埋め込まれていてもよいし、
或いはこれらの一方又は両方に少なくとも接触していて
もよい。
直接的に接触している少なくとも部分を含んでいてよ
い。もう一つの観点では、コンジットは、ＲＦコイルの
全体にわたって配置されておりコイルの様々な部分から
の熱を吸収する多数のコンジットを含むコンジット構成
を含んでいてもよい。さらに他の観点では、コンジット
はＲＦコイルの内部に埋め込まれていてもよい。代替構
成では、コンジットは、テーブル又は患者包囲壁のいず
れかに少なくとも部分的に埋め込まれていてもよいし、
或いはこれらの一方又は両方に少なくとも接触していて
もよい。
【００２３】一実施形態では、冷却源は排熱器（heat r
ejector）を含んでおり、コンジットは、ポンプから排
熱器へ戻る閉回路を形成している。
ejector）を含んでおり、コンジットは、ポンプから排
熱器へ戻る閉回路を形成している。
【００２４】幾つかの実施形態では、ＭＲＩシステムは
また、ＲＦ空間の外部に発熱性構成部品を含んでおり、
コンジットはまた、ＲＦ空間の外部に延在している第二
のコンジットの部分であって、発熱性構成部品からの熱
を吸収するようにＲＦ空間の外部で発熱性構成部品に近
接して位置している第二のコンジットの部分を含んでい
る。
また、ＲＦ空間の外部に発熱性構成部品を含んでおり、
コンジットはまた、ＲＦ空間の外部に延在している第二
のコンジットの部分であって、発熱性構成部品からの熱
を吸収するようにＲＦ空間の外部で発熱性構成部品に近
接して位置している第二のコンジットの部分を含んでい
る。
【００２５】本発明はまた、ＲＦコイルと、勾配コイル
のセットと、ＲＦシールドとを含むＭＲＩシステムの動
作温度を低下させる方法を含んでいる。ＲＦシールドは
ＲＦ空間の周囲に形成されており、ＲＦコイルはＲＦ空
間の内部に配置されて撮像域の周囲に形成されており、
勾配コイルは、ＲＦコイルを勾配コイルから分離するよ
うにして設けられているＲＦシールドの周囲に形成され
ている。本方法は、ＲＦ空間の外部に配置されている液
体冷却源を設ける工程と、ＲＦ空間の内部まで延在して
いる少なくとも部分を含んでいるコンジットであって、
ＲＦ空間の内部で発生される熱の少なくとも一部がコン
ジットの部分及びコンジットの部分を流れる液体によっ
て吸収されるようにしているコンジットを設ける工程
と、コンジットを通して冷却源から冷却材をポンプ供給
する工程とを含んでいる。
のセットと、ＲＦシールドとを含むＭＲＩシステムの動
作温度を低下させる方法を含んでいる。ＲＦシールドは
ＲＦ空間の周囲に形成されており、ＲＦコイルはＲＦ空
間の内部に配置されて撮像域の周囲に形成されており、
勾配コイルは、ＲＦコイルを勾配コイルから分離するよ
うにして設けられているＲＦシールドの周囲に形成され
ている。本方法は、ＲＦ空間の外部に配置されている液
体冷却源を設ける工程と、ＲＦ空間の内部まで延在して
いる少なくとも部分を含んでいるコンジットであって、
ＲＦ空間の内部で発生される熱の少なくとも一部がコン
ジットの部分及びコンジットの部分を流れる液体によっ
て吸収されるようにしているコンジットを設ける工程
と、コンジットを通して冷却源から冷却材をポンプ供給
する工程とを含んでいる。
【００２６】液体は、プロトンを実質的に含まないもの
であってよい。液体はまた、水素原子を実質的に含まな
い或いは全く含まないものであってもよい。
であってよい。液体はまた、水素原子を実質的に含まな
い或いは全く含まないものであってもよい。
【００２７】本システムはまた、患者支持テーブル、受
信器コイル及び患者包囲壁の１以上を含んでおり、コン
ジットを設ける上述の工程は、コイルによって発生され
る熱又はコイルの内部に移行する熱がコンジットによっ
て吸収されるように、ＲＦ空間の内部まで延在している
コンジットの部分が、ＲＦコイルの少なくとも部分に近
接して位置するようにしてコンジットを設ける工程を含
んでいてよい。本方法によれば、コンジットを設ける工
程は、ＲＦコイルに直接的に接触している少なくとも部
分を設ける工程を含んでいてよい。さらに、コンジット
を設ける工程は、ＲＦコイルの全体にわたって配置され
ておりコイルの様々な部分からの熱を吸収する多数のコ
ンジットを含むコンジット構成を設ける工程を含んでい
てよい。代替構成では、本方法は、ＲＦコイル、支持テ
ーブル、包囲壁及び受信器コイルのうち１つの内部に埋
め込まれているコンジットの少なくとも部分を設ける工
程を含むコンジットを設ける工程を含んでいてよい。
信器コイル及び患者包囲壁の１以上を含んでおり、コン
ジットを設ける上述の工程は、コイルによって発生され
る熱又はコイルの内部に移行する熱がコンジットによっ
て吸収されるように、ＲＦ空間の内部まで延在している
コンジットの部分が、ＲＦコイルの少なくとも部分に近
接して位置するようにしてコンジットを設ける工程を含
んでいてよい。本方法によれば、コンジットを設ける工
程は、ＲＦコイルに直接的に接触している少なくとも部
分を設ける工程を含んでいてよい。さらに、コンジット
を設ける工程は、ＲＦコイルの全体にわたって配置され
ておりコイルの様々な部分からの熱を吸収する多数のコ
ンジットを含むコンジット構成を設ける工程を含んでい
てよい。代替構成では、本方法は、ＲＦコイル、支持テ
ーブル、包囲壁及び受信器コイルのうち１つの内部に埋
め込まれているコンジットの少なくとも部分を設ける工
程を含むコンジットを設ける工程を含んでいてよい。
【００２８】本発明のこれらの実施形態及び観点並びに
その他の実施形態及び観点は、以下の記載から明らかに
なろう。本書では、本書の一部を成しており本発明の好
適実施形態を図示した添付図面を参照する。かかる実施
形態は、本発明の全範囲を必ずしも表わしている訳では
ないため、本発明の範囲を理解するためには本書の特許
請求の範囲を参照されたい。
その他の実施形態及び観点は、以下の記載から明らかに
なろう。本書では、本書の一部を成しており本発明の好
適実施形態を図示した添付図面を参照する。かかる実施
形態は、本発明の全範囲を必ずしも表わしている訳では
ないため、本発明の範囲を理解するためには本書の特許
請求の範囲を参照されたい。
【００２９】
【好適実施例の説明】先ず、図１には、本発明を組み入
れた好ましいＭＲＩシステムの主要な構成要素が示され
ている。このために、図示の構成部品は、操作者コンソ
ール１００、コンピュータ・システム１０７、システム
制御部１２２、一組の勾配増幅器１２７、生理学的取得
制御器１２９、走査室インタフェイス１３３、配置シス
テム１３４、増幅器１５３及び１５１、スイッチ１５
４、患者支持テーブル２０、排熱器２２、流体ポンプ２
４、並びに参照番号２６によってまとめて示す磁場発生
及びデータ収集システムを含んでいる。
れた好ましいＭＲＩシステムの主要な構成要素が示され
ている。このために、図示の構成部品は、操作者コンソ
ール１００、コンピュータ・システム１０７、システム
制御部１２２、一組の勾配増幅器１２７、生理学的取得
制御器１２９、走査室インタフェイス１３３、配置シス
テム１３４、増幅器１５３及び１５１、スイッチ１５
４、患者支持テーブル２０、排熱器２２、流体ポンプ２
４、並びに参照番号２６によってまとめて示す磁場発生
及びデータ収集システムを含んでいる。
【００３０】システム２６は、参照番号１３９及び１４
０によってまとめて示す勾配コイル・セット、分極用磁
石（図示されていないがハウジング２８の内部に設けら
れている）、ＲＦコイル１５２、ハウジング２８、ＲＦ
シールド３０、並びに患者包囲壁３２を含んでいる。壁
３２は、テーブル２０及びテーブル２０に支持されてい
る患者を収容する環状の収容域又は撮像域３４を形成し
ている。
０によってまとめて示す勾配コイル・セット、分極用磁
石（図示されていないがハウジング２８の内部に設けら
れている）、ＲＦコイル１５２、ハウジング２８、ＲＦ
シールド３０、並びに患者包囲壁３２を含んでいる。壁
３２は、テーブル２０及びテーブル２０に支持されてい
る患者を収容する環状の収容域又は撮像域３４を形成し
ている。
【００３１】ＲＦコイル１５２は壁３２の周囲に形成さ
れており、ＲＦシールド３０によって包囲されている。
次に、シールド３０は分極用磁石並びに勾配コイル１３
９及び１４０によって包囲されている。シールド３０は
ＲＦコイルと勾配コイルとを分離するために設けられて
おり、ＭＲＩ業界では様々な構造のシールドが周知であ
る。このように、シールド３０は、ＲＦコイル及び包囲
壁３２が存在する「ＲＦ空間」４０を形成している。
れており、ＲＦシールド３０によって包囲されている。
次に、シールド３０は分極用磁石並びに勾配コイル１３
９及び１４０によって包囲されている。シールド３０は
ＲＦコイルと勾配コイルとを分離するために設けられて
おり、ＭＲＩ業界では様々な構造のシールドが周知であ
る。このように、シールド３０は、ＲＦコイル及び包囲
壁３２が存在する「ＲＦ空間」４０を形成している。
【００３２】図示のように、参照番号５０によってまと
めて示す一連のハーメット・シール型コンジット又は管
が勾配コイル１３９及び１４０の各々の内部に分散配置
されている。各々の管は、それぞれ入口コンジット５２
及び出口コンジット５４を介してポンプ２４及び排熱器
２２に結合されており、排熱器２２からポンプ２４を通
ってコイルに到り排熱器２２へ再び戻る閉回路を形成し
ている。この態様で、ＲＦ空間４０の外部に存在する磁
場発生システム構成部品に冷却液を供給することができ
る。
めて示す一連のハーメット・シール型コンジット又は管
が勾配コイル１３９及び１４０の各々の内部に分散配置
されている。各々の管は、それぞれ入口コンジット５２
及び出口コンジット５４を介してポンプ２４及び排熱器
２２に結合されており、排熱器２２からポンプ２４を通
ってコイルに到り排熱器２２へ再び戻る閉回路を形成し
ている。この態様で、ＲＦ空間４０の外部に存在する磁
場発生システム構成部品に冷却液を供給することができ
る。
【００３３】重要なこととして、本発明の目的のために
は、水素系液体冷却材を用いてＲＦ空間の内部のシステ
ム構成部品を冷却すると偽のＮＭＲ信号が生ずる可能性
があるが、プロトンを実質的に含まない冷却材を用いる
と、実質的にすべての偽の信号を排除し得ることが分か
っている。前述のように、人体組織を撮像するために選
択されているラーモア周波数は、水素の主な同位体であ
るプロトンにＮＭＲ信号を発生させるようにしている。
従って、プロトンを含まない冷却材は、ＭＲＩシステム
によって検出されるＮＭＲ信号を発生させない。このた
めに、非水素系冷却材を用いることにより、ＮＭＲ撮像
セッション中に収集されるデータから偽の信号を実質的
に排除し得ることが分かっている。
は、水素系液体冷却材を用いてＲＦ空間の内部のシステ
ム構成部品を冷却すると偽のＮＭＲ信号が生ずる可能性
があるが、プロトンを実質的に含まない冷却材を用いる
と、実質的にすべての偽の信号を排除し得ることが分か
っている。前述のように、人体組織を撮像するために選
択されているラーモア周波数は、水素の主な同位体であ
るプロトンにＮＭＲ信号を発生させるようにしている。
従って、プロトンを含まない冷却材は、ＭＲＩシステム
によって検出されるＮＭＲ信号を発生させない。このた
めに、非水素系冷却材を用いることにより、ＮＭＲ撮像
セッション中に収集されるデータから偽の信号を実質的
に排除し得ることが分かっている。
【００３４】偽の信号を生じさせずにＲＦ空間の内部で
用いることのできる例示的な非水素系冷却材は、３Ｍ社
からＦＬＵＯＲＩＮＥＲＴの商標で販売されており、こ
の商品は電子部品の信頼性試験用の液体と宣伝されてい
る。明確に述べると、ＦＣ−４０、ＦＣ−４３、ＦＣ−
７２、ＦＣ−７７又はＦＣ−８４を含めたＦｌｕｏｒｉ
ｎｅｒｔ商品群の各品目のいずれでも本発明に有用であ
る。本書では非水素系冷却材の小群を指定しているに過
ぎず、他の多くの非水素系冷却材を本発明と共に用い得
るものと思量されていることを理解されたい。利用に最
適な非水素系冷却材は、冷却材の熱特性（すなわち熱の
吸収及び伝導の能力）に依存して決まる。
用いることのできる例示的な非水素系冷却材は、３Ｍ社
からＦＬＵＯＲＩＮＥＲＴの商標で販売されており、こ
の商品は電子部品の信頼性試験用の液体と宣伝されてい
る。明確に述べると、ＦＣ−４０、ＦＣ−４３、ＦＣ−
７２、ＦＣ−７７又はＦＣ−８４を含めたＦｌｕｏｒｉ
ｎｅｒｔ商品群の各品目のいずれでも本発明に有用であ
る。本書では非水素系冷却材の小群を指定しているに過
ぎず、他の多くの非水素系冷却材を本発明と共に用い得
るものと思量されていることを理解されたい。利用に最
適な非水素系冷却材は、冷却材の熱特性（すなわち熱の
吸収及び伝導の能力）に依存して決まる。
【００３５】このように、図１に示すように本発明はま
た、参照番号４２によってまとめて示す一連のハーメッ
ト・シール型コンジット又は管を含んでおり、これらの
コンジットはＲＦ空間４０の内部に配置されて空間４０
内のシステム構成部品を冷却している。図１のシステム
は、ＲＦ空間の内部のＲＦコイル１５２に対する液冷を
含んでいて、ＲＦ空間の内部の他の構成部品の冷却は示
していない。後に示す図面で、冷却材を用いて患者包囲
壁３２及び患者支持テーブル２０を含めたＲＦ空間の他
の構成部品を冷却するさらなる実施形態を示す。各々の
管４２が、それぞれ入口コンジット５６及び出口コンジ
ット５８を介してポンプ２４及び排熱器２２に結合され
ており、排熱器２２からポンプ２４を通ってコイルに到
り排熱器２２へ再び戻る閉回路を形成している。この態
様で、ＲＦ空間４０の内部に存在するあらゆる構成部品
に液体冷却を提供することができる。
た、参照番号４２によってまとめて示す一連のハーメッ
ト・シール型コンジット又は管を含んでおり、これらの
コンジットはＲＦ空間４０の内部に配置されて空間４０
内のシステム構成部品を冷却している。図１のシステム
は、ＲＦ空間の内部のＲＦコイル１５２に対する液冷を
含んでいて、ＲＦ空間の内部の他の構成部品の冷却は示
していない。後に示す図面で、冷却材を用いて患者包囲
壁３２及び患者支持テーブル２０を含めたＲＦ空間の他
の構成部品を冷却するさらなる実施形態を示す。各々の
管４２が、それぞれ入口コンジット５６及び出口コンジ
ット５８を介してポンプ２４及び排熱器２２に結合され
ており、排熱器２２からポンプ２４を通ってコイルに到
り排熱器２２へ再び戻る閉回路を形成している。この態
様で、ＲＦ空間４０の内部に存在するあらゆる構成部品
に液体冷却を提供することができる。
【００３６】液体冷却材を用いることのできるシステム
の利点は数多くあり、中でも、患者の快適感の向上、Ｒ
Ｆ電流の増大、分解能に関するシステム性能の向上、従
来の空冷式システムでは必要とされていた通気ダクトを
排除し得ることによる寸法の縮小、及び全体的なシステ
ム効率の向上がある。
の利点は数多くあり、中でも、患者の快適感の向上、Ｒ
Ｆ電流の増大、分解能に関するシステム性能の向上、従
来の空冷式システムでは必要とされていた通気ダクトを
排除し得ることによる寸法の縮小、及び全体的なシステ
ム効率の向上がある。
【００３７】さらに図１を参照して説明を続けると、図
示のシステムの動作は、キーボード及び制御パネル１０
２と表示器１０４とを含む操作者コンソール１００によ
って制御される。コンソール１００はリンク１１６を介
して独立したコンピュータ・システム１０７と連絡して
おり、コンピュータ・システム１０７により、操作者は
スクリーン１０４上での画像の形成及び表示を制御する
ことが可能になる。コンピュータ・システム１０７は、
バックプレーンを介して互いに連絡する幾つかのモジュ
ールを含んでいる。これらのモジュールには、画像プロ
セッサ・モジュール１０６と、ＣＰＵモジュール１０８
と、画像データ配列を記憶するフレーム・バッファとし
て当業界で公知のメモリ・モジュール１１３とが含まれ
ている。
示のシステムの動作は、キーボード及び制御パネル１０
２と表示器１０４とを含む操作者コンソール１００によ
って制御される。コンソール１００はリンク１１６を介
して独立したコンピュータ・システム１０７と連絡して
おり、コンピュータ・システム１０７により、操作者は
スクリーン１０４上での画像の形成及び表示を制御する
ことが可能になる。コンピュータ・システム１０７は、
バックプレーンを介して互いに連絡する幾つかのモジュ
ールを含んでいる。これらのモジュールには、画像プロ
セッサ・モジュール１０６と、ＣＰＵモジュール１０８
と、画像データ配列を記憶するフレーム・バッファとし
て当業界で公知のメモリ・モジュール１１３とが含まれ
ている。
【００３８】コンピュータ・システム１０７は、画像デ
ータ及びプログラムを記憶するためのディスク記憶装置
１１１及びテープ・ドライブ１１２に結合されており、
また、高速シリアル・リンク１１５を介して別個のシス
テム制御部１２２と連絡している。
ータ及びプログラムを記憶するためのディスク記憶装置
１１１及びテープ・ドライブ１１２に結合されており、
また、高速シリアル・リンク１１５を介して別個のシス
テム制御部１２２と連絡している。
【００３９】システム制御部１２２は、バックプレーン
によって互いに接続されている一組のモジュールを含ん
でいる。これらのモジュールには、ＣＰＵモジュール１
１９とパルス発生器モジュール１２１とが含まれてお
り、パルス発生器モジュール１２１はシリアル・リンク
１２５を介して操作者コンソール１００に接続されてい
る。このリンク１２５を介して、システム制御部１２２
は実行されるべき走査シーケンスを指示する命令（コマ
ンド）を操作者から受け取る。
によって互いに接続されている一組のモジュールを含ん
でいる。これらのモジュールには、ＣＰＵモジュール１
１９とパルス発生器モジュール１２１とが含まれてお
り、パルス発生器モジュール１２１はシリアル・リンク
１２５を介して操作者コンソール１００に接続されてい
る。このリンク１２５を介して、システム制御部１２２
は実行されるべき走査シーケンスを指示する命令（コマ
ンド）を操作者から受け取る。
【００４０】パルス発生器モジュール１２１は、所望の
走査シーケンスを実行するようにシステム構成部品を動
作させるのに必要とされるＲＦ電子部品及び勾配制御用
電子部品の両方を含む磁場設定サーキットリを含んでい
る。このために、モジュール１２１は、発生されるべき
ＲＦパルスのタイミング、大きさ及び形状、並びにデー
タ取得ウィンドウのタイミング及び長さを指示するデー
タを発生する。パルス発生器モジュール１２１はまた、
一組の勾配増幅器１２７に接続されており、走査中に発
生される勾配パルスのタイミング及び形状を指示する。
走査シーケンスを実行するようにシステム構成部品を動
作させるのに必要とされるＲＦ電子部品及び勾配制御用
電子部品の両方を含む磁場設定サーキットリを含んでい
る。このために、モジュール１２１は、発生されるべき
ＲＦパルスのタイミング、大きさ及び形状、並びにデー
タ取得ウィンドウのタイミング及び長さを指示するデー
タを発生する。パルス発生器モジュール１２１はまた、
一組の勾配増幅器１２７に接続されており、走査中に発
生される勾配パルスのタイミング及び形状を指示する。
【００４１】パルス発生器モジュール１２１はまた、生
理学的取得制御器１２９から患者データを受け取り、生
理学的取得制御器１２９は電極からのＥＣＧ（心電図）
信号又はベローズからの呼吸信号のような患者に接続さ
れている幾つかの異なるセンサからの信号を受け取る。
最後に、パルス発生器モジュール１２１は、走査室イン
タフェイス回路１３３に接続されており、走査室インタ
フェイス回路１３３は、患者及び磁石系の状態に関連し
た様々なセンサからの信号を受け取る。走査室インタフ
ェイス回路１３３を介して、患者位置決めシステム１３
４もまた、走査に望ましい位置へ患者支持テーブル２０
を移動させるための命令を受け取る。
理学的取得制御器１２９から患者データを受け取り、生
理学的取得制御器１２９は電極からのＥＣＧ（心電図）
信号又はベローズからの呼吸信号のような患者に接続さ
れている幾つかの異なるセンサからの信号を受け取る。
最後に、パルス発生器モジュール１２１は、走査室イン
タフェイス回路１３３に接続されており、走査室インタ
フェイス回路１３３は、患者及び磁石系の状態に関連し
た様々なセンサからの信号を受け取る。走査室インタフ
ェイス回路１３３を介して、患者位置決めシステム１３
４もまた、走査に望ましい位置へ患者支持テーブル２０
を移動させるための命令を受け取る。
【００４２】パルス発生器モジュール１２１によって発
生される勾配波形は、Ｇ［ｘ］増幅器とＧ［ｙ］増幅器
とＧ［ｚ］増幅器とで構成されている勾配増幅器の組１
２７に印加される。各々の勾配増幅器は、参照番号１３
９及び１４０で全体的に示されているアセンブリ内の対
応する勾配コイルを励起して、取得された信号を位置エ
ンコードするのに用いられる磁場勾配を発生する。勾配
コイル・アセンブリ１３９は、分極用磁石（図示されて
いない）とＲＦコイル１５２とを含む磁石アセンブリ１
４１の一部を形成している。
生される勾配波形は、Ｇ［ｘ］増幅器とＧ［ｙ］増幅器
とＧ［ｚ］増幅器とで構成されている勾配増幅器の組１
２７に印加される。各々の勾配増幅器は、参照番号１３
９及び１４０で全体的に示されているアセンブリ内の対
応する勾配コイルを励起して、取得された信号を位置エ
ンコードするのに用いられる磁場勾配を発生する。勾配
コイル・アセンブリ１３９は、分極用磁石（図示されて
いない）とＲＦコイル１５２とを含む磁石アセンブリ１
４１の一部を形成している。
【００４３】システム制御部１２２内の送受信器モジュ
ール１５０がパルスを発生し、これらのパルスは、ＲＦ
コイル１５２に結合されているＲＦ増幅器１５１によっ
て増幅される。この結果として、患者の体内の励起した
核によって発生される信号を同じＲＦコイル１５２によ
って検知して、送受信（Ｔ／Ｒ）スイッチ１５４を介し
て前置増幅器１５３に結合することができる。増幅され
たＮＭＲ信号は、送受信器１５０の受信器部において復
調され、フィルタ処理され、ディジタル化される。
ール１５０がパルスを発生し、これらのパルスは、ＲＦ
コイル１５２に結合されているＲＦ増幅器１５１によっ
て増幅される。この結果として、患者の体内の励起した
核によって発生される信号を同じＲＦコイル１５２によ
って検知して、送受信（Ｔ／Ｒ）スイッチ１５４を介し
て前置増幅器１５３に結合することができる。増幅され
たＮＭＲ信号は、送受信器１５０の受信器部において復
調され、フィルタ処理され、ディジタル化される。
【００４４】送受信スイッチ１５４は、パルス発生器モ
ジュール１２１からの信号によって制御されて、送信モ
ード時にはＲＦ増幅器１５１をコイル１５２に電気的に
接続し、受信モード時には前置増幅器１５３を接続す
る。送受信スイッチ１５４はまた、送信モード又は受信
モードのいずれの場合にも、別体の局部的なＲＦコイル
（例えば、頭部コイル又は表面コイル）を用いることを
可能にする。ＲＦコイル１５２によって検知されたＮＭ
Ｒ信号は、受信器モジュール１５０によってディジタル
化されて、システム制御部１２２内のメモリ・モジュー
ル１６０へ転送される。
ジュール１２１からの信号によって制御されて、送信モ
ード時にはＲＦ増幅器１５１をコイル１５２に電気的に
接続し、受信モード時には前置増幅器１５３を接続す
る。送受信スイッチ１５４はまた、送信モード又は受信
モードのいずれの場合にも、別体の局部的なＲＦコイル
（例えば、頭部コイル又は表面コイル）を用いることを
可能にする。ＲＦコイル１５２によって検知されたＮＭ
Ｒ信号は、受信器モジュール１５０によってディジタル
化されて、システム制御部１２２内のメモリ・モジュー
ル１６０へ転送される。
【００４５】走査が完了してデータ配列の全体がメモリ
・モジュール１６０内に取得されたときに、アレイ・プ
ロセッサ１６１が動作して、このデータを画像データ配
列へフーリエ変換する。この画像データは、シリアル・
リンク１１５を介してコンピュータ・システム１０７へ
伝送されて、ここで、ディスク・メモリ１１１に記憶さ
れる。操作者コンソール１００から受信された命令に応
じて、この画像データをテープ・ドライブ１１２に保管
してもよいし、或いは画像プロセッサ１０６によってさ
らに処理して操作者コンソール１００へ伝送して、表示
装置１０４に表示してもよい。
・モジュール１６０内に取得されたときに、アレイ・プ
ロセッサ１６１が動作して、このデータを画像データ配
列へフーリエ変換する。この画像データは、シリアル・
リンク１１５を介してコンピュータ・システム１０７へ
伝送されて、ここで、ディスク・メモリ１１１に記憶さ
れる。操作者コンソール１００から受信された命令に応
じて、この画像データをテープ・ドライブ１１２に保管
してもよいし、或いは画像プロセッサ１０６によってさ
らに処理して操作者コンソール１００へ伝送して、表示
装置１０４に表示してもよい。
【００４６】さらに図１の説明を続けると、制御部１２
２はまた、線２０２を介してポンプ２０４に結合されて
いるポンプ制御部２００を含んでいる。制御部２００
は、撮像セッション中にポンプ２４をオンにして、各回
の撮像セッション後の時間にわたってポンプ２４を駆動
し続けてシステム構成部品を冷却することができる。加
えて、図示していないが、制御部２００に、システム２
６の構成部品及び撮像域３４の内部の環境の温度を微調
整するのに用いることのできるフィードバック情報をシ
ステム２６から受け取るための装備を施してもよい。フ
ィードバック電流に基づいて温度を制御するシステム
は、制御業界では一般的に周知である。
２はまた、線２０２を介してポンプ２０４に結合されて
いるポンプ制御部２００を含んでいる。制御部２００
は、撮像セッション中にポンプ２４をオンにして、各回
の撮像セッション後の時間にわたってポンプ２４を駆動
し続けてシステム構成部品を冷却することができる。加
えて、図示していないが、制御部２００に、システム２
６の構成部品及び撮像域３４の内部の環境の温度を微調
整するのに用いることのできるフィードバック情報をシ
ステム２６から受け取るための装備を施してもよい。フ
ィードバック電流に基づいて温度を制御するシステム
は、制御業界では一般的に周知である。
【００４７】次に図２を参照すると、図１に示すように
ＲＦコイル１５２を冷却する代わりに、排熱器２２及び
ポンプ２４を患者支持テーブル２０に結合し、テーブル
２０を冷却してテーブルの温度を規制によって要請され
る温度よりも低く維持することもできる。このために、
前述のように、ＭＲＩシステムに許容されるテーブルの
最高温度を規定した規制が存在している。典型的なシス
テムでは、テーブル２０はＲＦコイル１５２によって発
生される熱で加熱されるので、コイル１５２を流れる電
流をテーブル２０が加熱されないように最低限に抑えな
ければならない。図２の実施形態によれば、テーブル２
０の温度を規制温度よりも低くなるように容易に制御す
ることができるので、コイル電流をかなり増大させるこ
とができる。
ＲＦコイル１５２を冷却する代わりに、排熱器２２及び
ポンプ２４を患者支持テーブル２０に結合し、テーブル
２０を冷却してテーブルの温度を規制によって要請され
る温度よりも低く維持することもできる。このために、
前述のように、ＭＲＩシステムに許容されるテーブルの
最高温度を規定した規制が存在している。典型的なシス
テムでは、テーブル２０はＲＦコイル１５２によって発
生される熱で加熱されるので、コイル１５２を流れる電
流をテーブル２０が加熱されないように最低限に抑えな
ければならない。図２の実施形態によれば、テーブル２
０の温度を規制温度よりも低くなるように容易に制御す
ることができるので、コイル電流をかなり増大させるこ
とができる。
【００４８】次に図３を参照すると、図１及び図２にそ
れぞれ示すようにＲＦコイル１５２又はテーブル２０の
いずれかを冷却する代わりに、排熱器２２及びポンプ２
４を患者包囲壁３２に直接的に結合して、壁３２を冷却
すると共に撮像空間３４の内部を快適な周囲温度に維持
してもよい。冷却管は、壁３２に接触していてもよい
し、或いは壁の内部に埋め込まれていてもよく、壁３２
に付設される冷却管のパターンは様々な形態（すなわ
ち、壁３２の長手方向に沿った線的形態、壁３２を包囲
する螺旋形態、壁３２の内部に管を設けた形態又は外部
に管を設けた形態等）を取っていてよい。このために、
図６〜図８を参照して述べると、ＲＦ空間４０の内部に
存在する可能性のある発熱性システム構成部品を表わす
ブロックが図示されており、参照番号２０（すなわちテ
ーブル）、参照番号１５２（すなわちＲＦコイル）及び
参照番号３２（すなわち壁）で識別されている。図６で
は、テーブル５６〜５８はブロックに近接しており、図
７では管５６、５８はブロックに接触しており、図８で
は管５６〜５８はブロックの内部に部分的に埋め込まれ
ている。
れぞれ示すようにＲＦコイル１５２又はテーブル２０の
いずれかを冷却する代わりに、排熱器２２及びポンプ２
４を患者包囲壁３２に直接的に結合して、壁３２を冷却
すると共に撮像空間３４の内部を快適な周囲温度に維持
してもよい。冷却管は、壁３２に接触していてもよい
し、或いは壁の内部に埋め込まれていてもよく、壁３２
に付設される冷却管のパターンは様々な形態（すなわ
ち、壁３２の長手方向に沿った線的形態、壁３２を包囲
する螺旋形態、壁３２の内部に管を設けた形態又は外部
に管を設けた形態等）を取っていてよい。このために、
図６〜図８を参照して述べると、ＲＦ空間４０の内部に
存在する可能性のある発熱性システム構成部品を表わす
ブロックが図示されており、参照番号２０（すなわちテ
ーブル）、参照番号１５２（すなわちＲＦコイル）及び
参照番号３２（すなわち壁）で識別されている。図６で
は、テーブル５６〜５８はブロックに近接しており、図
７では管５６、５８はブロックに接触しており、図８で
は管５６〜５８はブロックの内部に部分的に埋め込まれ
ている。
【００４９】ここで図４を参照して述べると、排熱器２
２及びポンプ２４をＲＦ空間４０の内部の各々の構成部
品に別個に結合してもよいが、空間４０の内部で冷却さ
れるべき構成部品を直列に結合し得ることも思量されて
いる。加えて、ＲＦ空間４０の内部の冷却すべき構成部
品及びＲＦ空間４０の外部に存在する冷却すべき構成部
品をＲＦ空間の外部のコンジットの第二の部分と直列に
結合し得ることも思量される。例えば、図１の勾配コイ
ル１３９及び１４０、並びにＲＦコイル１５２をポンプ
２４及び排熱器２２と直列に結合することができる。さ
らに、図１を合わせて参照すると、図１に示すシステム
構成部品のうち熱を散逸させる必要のある任意の構成部
品を排熱器２２及びポンプ２４と直列に又は別個に結合
してよい。例えば、パルス発生器モジュール１２の内部
のＲＦ電子部品を冷却の目的のために排熱器２２及びポ
ンプ２４と結合することができる。再び図４を参照する
と、システム構成部品の例示的な直列の結合が図示され
ており、この結合は、テーブル２０、ＲＦコイル１５
２、ＲＦ電子部品（例えば参照番号１２１）、熱を散逸
させる必要のある他の任意の構成部品を指示したブロッ
ク６０、及び排熱器２２を含んでいる。
２及びポンプ２４をＲＦ空間４０の内部の各々の構成部
品に別個に結合してもよいが、空間４０の内部で冷却さ
れるべき構成部品を直列に結合し得ることも思量されて
いる。加えて、ＲＦ空間４０の内部の冷却すべき構成部
品及びＲＦ空間４０の外部に存在する冷却すべき構成部
品をＲＦ空間の外部のコンジットの第二の部分と直列に
結合し得ることも思量される。例えば、図１の勾配コイ
ル１３９及び１４０、並びにＲＦコイル１５２をポンプ
２４及び排熱器２２と直列に結合することができる。さ
らに、図１を合わせて参照すると、図１に示すシステム
構成部品のうち熱を散逸させる必要のある任意の構成部
品を排熱器２２及びポンプ２４と直列に又は別個に結合
してよい。例えば、パルス発生器モジュール１２の内部
のＲＦ電子部品を冷却の目的のために排熱器２２及びポ
ンプ２４と結合することができる。再び図４を参照する
と、システム構成部品の例示的な直列の結合が図示され
ており、この結合は、テーブル２０、ＲＦコイル１５
２、ＲＦ電子部品（例えば参照番号１２１）、熱を散逸
させる必要のある他の任意の構成部品を指示したブロッ
ク６０、及び排熱器２２を含んでいる。
【００５０】ここで図５を参照すると、本発明による例
示的な方法が図示されている。このために、ブロック３
００で開始して、ＲＦ空間の外部に非水素系流体源を設
ける。続いてブロック３０２では、ＲＦ空間の内部まで
少なくとも部分的に延在するコンジットが設けられて、
ＲＦ空間の内部の構成部品からの熱を吸収するように併
置される。このために、ＲＦ空間の内部まで延在してい
るコンジットの部分をＲＦコイルに隣接させて併置して
もよいし、ＲＦコイルの内部に埋め込んでもよいし、或
いはＲＦコイルと接触させてもよい。同様に、ＲＦ空間
の内部のコンジットの部分を患者支持ベッドに隣接させ
て配置してもよいし、支持ベッドの内部まで延在させて
もよいし、或いは支持ベッドの外表面に接触させてもよ
い。
示的な方法が図示されている。このために、ブロック３
００で開始して、ＲＦ空間の外部に非水素系流体源を設
ける。続いてブロック３０２では、ＲＦ空間の内部まで
少なくとも部分的に延在するコンジットが設けられて、
ＲＦ空間の内部の構成部品からの熱を吸収するように併
置される。このために、ＲＦ空間の内部まで延在してい
るコンジットの部分をＲＦコイルに隣接させて併置して
もよいし、ＲＦコイルの内部に埋め込んでもよいし、或
いはＲＦコイルと接触させてもよい。同様に、ＲＦ空間
の内部のコンジットの部分を患者支持ベッドに隣接させ
て配置してもよいし、支持ベッドの内部まで延在させて
もよいし、或いは支持ベッドの外表面に接触させてもよ
い。
【００５１】続いてブロック３０４では、ＲＦ空間の内
部の構成部品を冷却するようにコンジットを通して冷却
材をポンプ供給する。
部の構成部品を冷却するようにコンジットを通して冷却
材をポンプ供給する。
【００５２】以上に述べた方法及び装置は例示のための
ものに過ぎず、本発明の範囲を限定するものではないこ
と、また当業者であれば本発明の範囲内に含まれる様々
な改変を施し得ることを理解されたい。例えば、本発明
をＲＦコイル及び受信器コイルが別体となっている場合
に用いることもできる。加えて、以上に述べた実施形態
は、ＲＦ空間の内部と外部とで同じ冷却材を用いる単一
のポンプを含むシステムを思量しているが、本発明は、
ＲＦ空間の外部のシステム構成部品を冷却するためには
水又は何らかの他の液体を用い、空間の内部の構成部品
を冷却するためには非水素系冷却材を用いるような複式
ポンプ・システムも思量している。この実施形態は、非
水素系冷却材よりも水の方が良好な冷却材である傾向に
あり、また価格も安いので特に有利である。このよう
に、図１において、ポンプ２４が実際には二つのポンプ
を含んでおり、一方を水用のポンプとし、他方を非水素
系冷却材用ポンプとしてもよい。
ものに過ぎず、本発明の範囲を限定するものではないこ
と、また当業者であれば本発明の範囲内に含まれる様々
な改変を施し得ることを理解されたい。例えば、本発明
をＲＦコイル及び受信器コイルが別体となっている場合
に用いることもできる。加えて、以上に述べた実施形態
は、ＲＦ空間の内部と外部とで同じ冷却材を用いる単一
のポンプを含むシステムを思量しているが、本発明は、
ＲＦ空間の外部のシステム構成部品を冷却するためには
水又は何らかの他の液体を用い、空間の内部の構成部品
を冷却するためには非水素系冷却材を用いるような複式
ポンプ・システムも思量している。この実施形態は、非
水素系冷却材よりも水の方が良好な冷却材である傾向に
あり、また価格も安いので特に有利である。このよう
に、図１において、ポンプ２４が実際には二つのポンプ
を含んでおり、一方を水用のポンプとし、他方を非水素
系冷却材用ポンプとしてもよい。
【００５３】本発明の範囲を公衆に広く知らしめるため
に、特許請求の範囲を掲げる。
に、特許請求の範囲を掲げる。
【図１】本発明を採用しているＭＲＩシステムのブロッ
ク図である。
ク図である。
【図２】本発明による液冷構成の概略図である。
【図３】図２と同様の図であるが、本発明によるもう一
つの液冷構成を示す図である。
つの液冷構成を示す図である。
【図４】図２と同様の図であるが、本発明によるさらに
もう一つの液冷構成を示す図である。
もう一つの液冷構成を示す図である。
【図５】本発明による方法を示す流れ図である。
【図６】冷却コンジット及び発熱性構成部品の相対的な
位置を示す概略図である。
位置を示す概略図である。
【図７】図６と同様であるが、もう一つの実施形態を示
す概略図である。
す概略図である。
【図８】図６と同様であるが、さらにもう一つの実施形
態を示す図である。
態を示す図である。
２０ 患者支持テーブル ２６ 磁場発生及びデータ収集システム ２８ ハウジング ３０ ＲＦシールド ３２ 患者包囲壁 ３４ 撮像域 ４０ ＲＦ空間 ４２ ＲＦコイル冷却用ハーメット・シール型コンジッ
ト ５０ 勾配コイル冷却用ハーメット・シール型コンジッ
ト ５２、５６ 入口コンジット ５４、５８ 出口コンジット １００ 操作者コンソール １０２ キーボード及び制御パネル １０４ 表示器 １１１ ディスク記憶装置 １１２ テープ・ドライブ １１５ 高速シリアル・リンク １１６ リンク １２５ シリアル・リンク １３９、１４０ 勾配コイル・セット １４１ 磁石アセンブリ １５２ ＲＦコイル ２０２ ポンプへの線
ト ５０ 勾配コイル冷却用ハーメット・シール型コンジッ
ト ５２、５６ 入口コンジット ５４、５８ 出口コンジット １００ 操作者コンソール １０２ キーボード及び制御パネル １０４ 表示器 １１１ ディスク記憶装置 １１２ テープ・ドライブ １１５ 高速シリアル・リンク １１６ リンク １２５ シリアル・リンク １３９、１４０ 勾配コイル・セット １４１ 磁石アセンブリ １５２ ＲＦコイル ２０２ ポンプへの線
フロントページの続き (72)発明者 ベニー・アシフ イスラエル、ラマト・ハシャロン、ハサイ ファン・ストリート、70番 (72)発明者 ジェームズ・ダブリュー・ヒューグ イスラエル、キルヤト・ヘイーム、アハロ ノヴィッチ・ストリート、５番 Ｆターム(参考） 4C096 AB34 AB47 AD09 AD10 AD18 CB20 CC40 EB01
Claims (21)
- 【請求項１】 ＲＦコイル（１５２）と、勾配コイルの
セット（１３９）と、ＲＦシールド（１４０）とを含む
磁気共鳴イメージング・システム（２６）の動作温度を
低下させる装置であって、前記ＲＦシールド（１４０）
はＲＦ空間（４０）の周囲に形成されており、前記ＲＦ
コイル（１５２）は前記ＲＦ空間（４０）の内部に配置
されて撮像域（３４）の周囲に形成されており、前記勾
配コイル（１３９）は、前記ＲＦコイル（１５２）を前
記勾配コイル（１３９）から分離するようにして設けら
れている前記ＲＦシールド（１４０）の周囲に形成され
ており、 前記ＲＦ空間（４０）の外部に配置されている液体冷却
源（２２）と、 該冷却源（２２）に結合されており該冷却源（２２）か
ら冷却材をポンプ供給するためのポンプ（２４）と、 該ポンプ（２４）に結合されており該ポンプ（２４）に
よりポンプ供給される液体を受け入れる１以上のコンジ
ット（５２）であって、前記ＲＦ空間（４０）の内部ま
で延在している少なくともコンジットの部分（４２）を
含んでおり、前記ＲＦ空間（４０）の内部で発生される
熱の少なくとも一部が前記コンジットの部分（４２）及
び前記コンジットの部分を流れる前記液体により吸収さ
れるようにしている１以上のコンジット（５２）とを備
えた装置。 - 【請求項２】 前記液体はプロトンを実質的に含まない
請求項１に記載の装置。 - 【請求項３】 前記液体は水素原子を実質的に含まない
請求項２に記載の装置。 - 【請求項４】 前記液体は水素原子を含まない請求項３
に記載の装置。 - 【請求項５】 前記システム（２６）は、前記ＲＦ空間
（４０）の内部に患者支持テーブル（２０）、患者包囲
壁（３２）及び受信器コイルの１以上をさらに含んでお
り、前記ＲＦ空間（４０）の内部まで延在している前記
コンジットの部分（４２）は、前記ＲＦコイル、患者支
持テーブル、患者包囲壁及び受信器コイルの１以上に近
接して位置しており、前記各コイル、テーブル及び壁の
前記１以上により発生される熱又は前記各コイル、テー
ブル及び壁の前記１以上に伝達される熱が前記コンジッ
トにより吸収されるようにしている請求項２に記載の装
置。 - 【請求項６】 前記コンジット（５６）は前記ＲＦコイ
ル（１５２）と直接的に接触している少なくとも部分
（４２）を含んでいる請求項５に記載の装置。 - 【請求項７】 前記コンジット（５６）は、前記ＲＦコ
イル（１５２）の様々な部分からの熱を吸収するように
前記ＲＦコイル（１５２）の全体にわたって配置されて
いる多数のコンジットを含むコンジット構成を含んでい
る請求項６に記載の装置。 - 【請求項８】 前記コンジット（４２）は前記ＲＦコイ
ル（１５２）の内部に埋め込まれている請求項７に記載
の装置。 - 【請求項９】 前記冷却源（２２）は排熱器を含んでお
り、前記コンジット（５４、５６）は前記ポンプ（２
４）から前記排熱器（２２）へ戻る閉回路を形成してい
る請求項２に記載の装置。 - 【請求項１０】 前記磁気共鳴イメージング・システム
（２６）はまた、前記ＲＦ空間（４０）の外部に発熱性
構成部品を含んでおり、前記コンジットはまた、前記Ｒ
Ｆ空間（４０）の外部に延在している第二のコンジット
の部分（５０）であって、前記発熱性構成部品からの熱
を吸収するように前記ＲＦ空間（４０）の外部で前記発
熱性構成部品に近接して位置している第二のコンジット
の部分（５０）を含んでいる請求項２に記載の装置。 - 【請求項１１】 前記コンジットの少なくとも一部が前
記テーブル（２０）の内部に埋め込まれている請求項２
に記載の装置。 - 【請求項１２】 ＲＦコイル（１５２）と、勾配コイル
のセット（１３９）と、ＲＦシールド（１４０）とを含
む磁気共鳴イメージング・システムの動作温度を低下さ
せる方法であって、前記ＲＦシールド（１４０）はＲＦ
空間（４０）の周囲に形成されており、前記ＲＦコイル
（１３９）は前記ＲＦ空間（４０）の内部に配置されて
撮像域（３４）の周囲に形成されており、前記勾配コイ
ル（１５２）は、前記ＲＦコイル（１５２）を前記勾配
コイルから分離するようにして設けられている前記ＲＦ
シールドの周囲に形成されており、 液体冷却源（２２）を設ける工程（３００）と、 前記ＲＦ空間（４０）の内部まで延在している少なくと
も部分（４２）を含んでいるコンジット（５２、５４、
５６、５８）であって、前記ＲＦ空間（４０）の内部で
発生される熱の少なくとも一部が前記コンジットの部分
（４２）及び前記コンジットの部分を流れる前記液体に
より吸収されるようにしているコンジット（５２、５
４、５６、５８）を設ける工程（３０２）と、 前記コンジットを通して前記冷却源から冷却材をポンプ
供給する工程（３０４）とを備えた方法。 - 【請求項１３】 前記液体はプロトンを実質的に含まな
い請求項１２に記載の方法。 - 【請求項１４】 前記液体は水素原子を実質的に含まな
い請求項１３に記載の方法。 - 【請求項１５】 前記液体は水素原子を含まない請求項
１４に記載の方法。 - 【請求項１６】 前記システムはまた、患者支持テーブ
ル（２０）、受信器コイル及び患者包囲壁（３２）の１
以上を含んでおり、前記コンジットを設ける工程は、前
記コイルにより発生される熱が前記コンジット（５０）
により吸収されるように、前記ＲＦ空間（４０）の内部
まで延在している前記コンジットの部分が、前記ＲＦコ
イル（１５２）の少なくとも部分に近接して位置するよ
うにして前記コンジットを設ける工程を含んでいる請求
項１３に記載の方法。 - 【請求項１７】 前記コンジットを設ける工程は、前記
ＲＦコイル（１５２）に直接的に接触している少なくと
も部分（４２）を設ける工程を含んでいる請求項１６に
記載の方法。 - 【請求項１８】 前記コンジットを設ける工程は、前記
ＲＦコイル（１５２）の様々な部分からの熱を吸収する
ように前記ＲＦコイル（１５２）の全体にわたって配置
されている多数のコンジット（４２）を含むコンジット
構成を設ける工程を含んでいる請求項１７に記載の方
法。 - 【請求項１９】 前記コンジットを設ける工程は、前記
ＲＦコイル（１５２）、前記支持テーブル（２０）、前
記包囲壁（３２）及び前記受信器コイルのうち１つの内
部に埋め込まれている前記コンジットの少なくとも部分
（４２）を設ける工程を含んでいる請求項１６に記載の
方法。 - 【請求項２０】 ＲＦコイル（１５２）と、勾配コイル
のセット（１３９）と、ＲＦシールド（１４０）とを含
む磁気共鳴イメージング・システムの動作温度を低下さ
せる装置であって、前記ＲＦシールド（１４０）はＲＦ
空間（４０）の周囲に形成されており、前記ＲＦコイル
（１５２）は前記ＲＦ空間（４０）の内部に配置されて
撮像域（３４）の周囲に形成されており、前記勾配コイ
ル（１３９）は、前記ＲＦコイル（１５２）を前記勾配
コイル（１３９）から分離するようにして設けられてい
る前記ＲＦシールド（１４０）の周囲に形成されてお
り、前記装置はまた、前記ＲＦ空間（４０）の内部に患
者支持テーブル（２０）、受信器コイル及び患者包囲壁
（３２）の１以上を含んでおり、 前記ＲＦ空間の外部に配置されている排熱器（２２）
と、 該冷却源に結合されており該冷却源から水素原子を実質
的に含まない冷却材をポンプ供給するためのポンプ（２
４）と、 該ポンプに結合されており該ポンプによりポンプ供給さ
れる液体を受け入れる１以上のコンジット（５２、５
４、５６、５８）であって、前記ＲＦ空間（４０）の内
部まで延在していると共に、前記ＲＦコイル（１５
２）、前記テーブル（２０）、前記壁（３２）及び前記
受信器コイルの１以上に隣接して位置している少なくと
もコンジットの部分（５０）を含んでおり、前記各コイ
ル、テーブル及び壁の前記１以上により前記ＲＦ空間
（４０）の内部に発生される熱の少なくとも一部が前記
コンジットの部分及び前記コンジットの部分を流れる前
記液体により吸収されるようにしている１以上のコンジ
ット（５２、５４、５６、５８）とを備えた装置。 - 【請求項２１】 ＲＦコイル（１５２）と、勾配コイル
のセット（１３９）と、ＲＦシールド（１４０）とを含
む磁気共鳴イメージング・システムの動作温度を低下さ
せる方法であって、前記ＲＦシールド（１４０）はＲＦ
空間（４８）の周囲に形成されており、前記ＲＦコイル
は前記ＲＦ空間（４０）の内部に配置されて撮像域（３
４）の周囲に形成されており、前記勾配コイル（１５
２）は、前記ＲＦコイル（１５２）を前記勾配コイル
（１３９）から分離するようにして設けられている前記
ＲＦシールド（１４０）の周囲に形成されており、前記
装置はまた、前記ＲＦ空間（４０）の内部に患者支持テ
ーブル（２０）、受信器コイル及び患者包囲壁（３３）
の１以上を含んでおり、 前記ＲＦ空間（４０）の内部まで延在していると共に、
前記ＲＦコイル（１５２）、前記テーブル（２０）、前
記壁（３２）及び前記受信器コイルの１以上に隣接して
位置している少なくともコンジットの部分（５０）を含
む１以上のコンジットを設ける工程（３００）と、 前記各コイル（１５２）、前記壁（３２）及び前記テー
ブル（２０）の前記１以上からの熱を吸収するために磁
気共鳴撮像走査中に前記コンジットを通して水素原子を
実質的に含まない液体冷却材をポンプ供給する工程（３
０４）とを備えた方法。
Applications Claiming Priority (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| US09/740439 | 2000-12-19 | ||
| US09/740,439 US20020073717A1 (en) | 2000-12-19 | 2000-12-19 | MR scanner including liquid cooled RF coil and method |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JP2002224084A true JP2002224084A (ja) | 2002-08-13 |
| JP2002224084A5 JP2002224084A5 (ja) | 2005-07-28 |
Family
ID=24976513
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP2001385362A Withdrawn JP2002224084A (ja) | 2000-12-19 | 2001-12-19 | 液冷式ｒｆコイルを含む磁気共鳴スキャナ及び方法 |
Country Status (3)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US20020073717A1 (ja) |
| EP (1) | EP1219971A3 (ja) |
| JP (1) | JP2002224084A (ja) |
Cited By (3)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2005199047A (ja) * | 2003-12-05 | 2005-07-28 | General Electric Co <Ge> | 冷却剤冷却式のｒｆ体幹用コイル |
| JP2007007393A (ja) * | 2005-06-27 | 2007-01-18 | General Electric Co <Ge> | 冷却器ガス流振動周波数を調節することによってクライオクーラを制御する装置及び方法 |
| JP2013541357A (ja) * | 2010-08-25 | 2013-11-14 | コーニンクレッカ フィリップス エヌ ヴェ | 遮蔽材料として導電性コーティングを有するｍｒｉに対するｒｆシールド |
Families Citing this family (32)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US7015692B2 (en) * | 2003-08-07 | 2006-03-21 | Ge Electric Company | Apparatus for active cooling of an MRI patient bore in cylindrical MRI systems |
| US7908690B2 (en) * | 2003-09-30 | 2011-03-22 | Sentinelle Medical, Inc. | Supine patient support for medical imaging |
| US7970452B2 (en) * | 2003-09-30 | 2011-06-28 | Hologic, Inc. | Open architecture imaging apparatus and coil system for magnetic resonance imaging |
| US20080077005A1 (en) * | 2004-08-12 | 2008-03-27 | Piron Cameron A | System and Method for Multimodality Breast Imaging |
| US7379769B2 (en) * | 2003-09-30 | 2008-05-27 | Sunnybrook Health Sciences Center | Hybrid imaging method to monitor medical device delivery and patient support for use in the method |
| CN100528076C (zh) | 2003-12-08 | 2009-08-19 | 西门子公司 | 通过顺磁性水溶材料来降低冷却剂的弛豫时间的应用 |
| DE102004004814B4 (de) * | 2004-01-30 | 2007-02-01 | Siemens Ag | Elektrische Spule, Gradientenspule, Shimspule und Kernspintomographiegerät mit Kühlsystem |
| DE102004006551B4 (de) | 2004-02-10 | 2007-01-25 | Siemens Ag | Verfahren zur Erzeugung von Magnetresonanzaufnahmen eines Untersuchungsobjekts, dielektrisches Element, Magnetresonanzsystem und Steuereinrichtung für ein Magnetresonanzsystem |
| US20050179512A1 (en) * | 2004-02-12 | 2005-08-18 | Ge Medical Systems Global Technology Company, Llc | Mri system with liquid cooled rf space |
| US20070039101A1 (en) * | 2005-06-03 | 2007-02-22 | Sentinelle Medical, Inc. | Specialized tabletops for medical imaging |
| US7309987B2 (en) * | 2005-10-28 | 2007-12-18 | Varian, Inc. | Anticipative temperature regulation of cryogenic NMR probes |
| US7297907B2 (en) * | 2005-12-08 | 2007-11-20 | Uri Rapoport | Means and method of maintaining a constant temperature in the magnetic assembly of a magnetic resonance device |
| JP4129032B2 (ja) * | 2006-06-19 | 2008-07-30 | ジーイー・メディカル・システムズ・グローバル・テクノロジー・カンパニー・エルエルシー | Ｍｒｉ装置用キャビネット |
| DE102006045427A1 (de) * | 2006-09-26 | 2008-04-10 | Siemens Ag | Detektionseinheit zur Anordnung in einer Felderzeugungseinheit eines MR-Geräts |
| US8378677B2 (en) | 2007-07-02 | 2013-02-19 | Koninklijke Philips Electronics N.V. | Thermally stabilized pet detector for hybrid PET-MR system |
| US8290569B2 (en) | 2007-11-23 | 2012-10-16 | Hologic, Inc. | Open architecture tabletop patient support and coil system |
| EP2110076A1 (en) * | 2008-02-19 | 2009-10-21 | Helmholtz Zentrum München Deutsches Forschungszentrum für Gesundheit und Umwelt (GmbH) | Method and device for near-field dual-wave modality imaging |
| CA2731409C (en) | 2008-07-25 | 2016-01-05 | Daniel Razansky | Quantitative multi-spectral opto-acoustic tomography (msot) of tissue biomarkers |
| JP5582756B2 (ja) | 2008-11-28 | 2014-09-03 | 株式会社東芝 | 高周波コイルユニットおよび磁気共鳴診断装置 |
| WO2010148503A1 (en) * | 2009-06-23 | 2010-12-29 | Sentinelle Medical Inc. | Variable angle guide holder for a biopsy guide plug |
| US9271654B2 (en) | 2009-06-29 | 2016-03-01 | Helmholtz Zentrum Munchen Deutsches Forschungszentrum Fur Gesundheit Und Umwelt (Gmbh) | Thermoacoustic imaging with quantitative extraction of absorption map |
| JP5808741B2 (ja) | 2009-07-27 | 2015-11-10 | ヘルムホルツ・ツェントルム・ミュンヒェン・ドイチェス・フォルシュンクスツェントルム・フューア・ゲズントハイト・ウント・ウムベルト（ゲーエムベーハー）Ｈｅｌｍｈｏｌｔｚ Ｚｅｎｔｒｕｍ ＭｕｅｎｃｈｅｎＤｅｕｔｓｃｈｅｓ Ｆｏｒｓｃｈｕｎｇｓｚｅｎｔｒｕｍ ｆｕｅｒ Ｇｅｓｕｎｄｈｅｉｔ ｕｎｄ Ｕｍｗｅｌｔ （ＧｍｂＨ） | 小動物の光音響イメージング用画像化装置及び画像化方法 |
| US8188742B2 (en) * | 2009-07-31 | 2012-05-29 | General Electric Company | System and method for thermo-electric cooling of RF coils in an MR imaging system |
| US9332926B2 (en) | 2010-11-25 | 2016-05-10 | Invivo Corporation | MRI imaging probe |
| EP2742854B1 (en) | 2012-12-11 | 2021-03-10 | iThera Medical GmbH | Handheld device and method for tomographic optoacoustic imaging of an object |
| EP2754388B1 (en) | 2013-01-15 | 2020-09-09 | Helmholtz Zentrum München Deutsches Forschungszentrum für Gesundheit und Umwelt GmbH | System and method for quality-enhanced high-rate optoacoustic imaging of an object |
| WO2014150274A1 (en) | 2013-03-15 | 2014-09-25 | Hologic, Inc. | System and method for reviewing and analyzing cytological specimens |
| DE102013209609A1 (de) * | 2013-05-23 | 2014-11-27 | Siemens Aktiengesellschaft | Magnetresonanzanlage mit Ganzkörper-Sendearray |
| JP6499209B2 (ja) * | 2014-06-23 | 2019-04-10 | コーニンクレッカ フィリップス エヌ ヴェＫｏｎｉｎｋｌｉｊｋｅ Ｐｈｉｌｉｐｓ Ｎ．Ｖ． | 一体型光子検出器リングを有する磁気共鳴イメージングシステム |
| EP3431059A1 (en) * | 2017-07-20 | 2019-01-23 | Koninklijke Philips N.V. | Patient support for medical treatment or examination with cooling pad |
| US10481284B2 (en) * | 2017-10-19 | 2019-11-19 | Kromek Group, PLC | Modular gamma imaging device |
| US10598801B2 (en) * | 2017-10-19 | 2020-03-24 | Kromek Group, PLC | Modular gamma imaging device |
Family Cites Families (10)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US4642569A (en) * | 1983-12-16 | 1987-02-10 | General Electric Company | Shield for decoupling RF and gradient coils in an NMR apparatus |
| FR2616911B1 (fr) * | 1987-06-16 | 1991-01-04 | Thomson Cgr | Antenne de surface pour appareil d'imagerie par resonance magnetique nucleaire |
| US5134374A (en) * | 1989-06-01 | 1992-07-28 | Applied Superconetics | Magnetic field control apparatus |
| WO1991007132A1 (en) * | 1989-11-22 | 1991-05-30 | The United States Of America, Represented By The Secretary, United States Department Of Commerce | Apparatus for hyperthermia treatment of cancer |
| US5414399A (en) * | 1991-12-19 | 1995-05-09 | Applied Superconetics, Inc. | Open access superconducting MRI magnet having an apparatus for reducing magnetic hysteresis in superconducting MRI systems |
| US5412363A (en) * | 1991-12-20 | 1995-05-02 | Applied Superconetics, Inc. | Open access superconducting MRI magnet |
| US5694775A (en) * | 1995-09-28 | 1997-12-09 | Kabushiki Kaisha Toshiba | Magnetic resonance diagnostic apparatus |
| US5684401A (en) * | 1996-02-01 | 1997-11-04 | Board Of Trustees Of The University Of Illinois | Apparatus and method for compensation of magnetic susceptibility variation in NMR microspectroscopy detection microcoils |
| DE19722387C2 (de) * | 1997-05-28 | 1999-11-11 | Siemens Ag | Antenne für ein Magnetresonanzgerät |
| US6198957B1 (en) * | 1997-12-19 | 2001-03-06 | Varian, Inc. | Radiotherapy machine including magnetic resonance imaging system |
-
2000
- 2000-12-19 US US09/740,439 patent/US20020073717A1/en not_active Abandoned
-
2001
- 2001-12-14 EP EP01310475A patent/EP1219971A3/en not_active Withdrawn
- 2001-12-19 JP JP2001385362A patent/JP2002224084A/ja not_active Withdrawn
Cited By (3)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2005199047A (ja) * | 2003-12-05 | 2005-07-28 | General Electric Co <Ge> | 冷却剤冷却式のｒｆ体幹用コイル |
| JP2007007393A (ja) * | 2005-06-27 | 2007-01-18 | General Electric Co <Ge> | 冷却器ガス流振動周波数を調節することによってクライオクーラを制御する装置及び方法 |
| JP2013541357A (ja) * | 2010-08-25 | 2013-11-14 | コーニンクレッカ フィリップス エヌ ヴェ | 遮蔽材料として導電性コーティングを有するｍｒｉに対するｒｆシールド |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| US20020073717A1 (en) | 2002-06-20 |
| EP1219971A3 (en) | 2004-03-24 |
| EP1219971A2 (en) | 2002-07-03 |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| JP2002224084A (ja) | 液冷式ｒｆコイルを含む磁気共鳴スキャナ及び方法 | |
| US6909283B2 (en) | Method and system to regulate cooling of a medical imaging device | |
| US6516282B2 (en) | Predictive thermal control used with a vacuum enclosed coil assembly of a magnetic resonance imaging device | |
| CN102830377B (zh) | 用于成像系统的局部线圈 | |
| JP5265899B2 (ja) | 超伝導マグネット向けの高温超伝導電流リード | |
| US7414401B1 (en) | System and method for shielded dynamic shimming in an MRI scanner | |
| US7868617B2 (en) | Cooling system and apparatus for controlling drift of a main magnetic field in an MRI system | |
| CN103998947B (zh) | 补偿mri系统中机械振动引起的磁场变形的系统及装置 | |
| JP5468826B2 (ja) | 磁気共鳴撮像（ｍｒｉ）システムにおいて電気的及び冷却的な相互接続を提供するためのシステム及び装置 | |
| CN1496237A (zh) | 磁共振成像装置和在装置中使用的静磁场发生装置 | |
| GB2438758A (en) | Providing forced airflow to a surface of a gradient coil | |
| JP2010042251A (ja) | Ｍｒｉシステムにおける音響雑音を減少させるためのｒｆコイルおよび装置 | |
| US20170192067A1 (en) | Systems and methods for heat management in a magnetic resonance imaging system | |
| CN103845057B (zh) | 一种用于磁共振成像系统的磁设备 | |
| KR102026008B1 (ko) | 자기 공명 영상 시스템을 위한 스테이터리스 전기 모터 및 스테이터리스 전기 모터의 작동 방법 | |
| EP1771746A1 (en) | Magnetic resonance imaging device and method for operating a magnetic resonance imaging device | |
| JP2008000604A (ja) | Ｍｒ超伝導マグネットコイルを局所的に遮蔽するための方法及び装置 | |
| CN107015180A (zh) | 磁共振成像矩阵匀场线圈系统和方法 | |
| Silva et al. | Hardware considerations for functional magnetic resonance imaging | |
| CN113900054B (zh) | 机柜以及磁共振成像系统 | |
| JP2002017705A (ja) | 磁気共鳴イメージング装置 | |
| JPH0268038A (ja) | 磁気共鳴イメージング装置の超電導マグネット | |
| JP3112474B2 (ja) | 磁気共鳴イメージング装置 | |
| JP2005074066A (ja) | 磁気共鳴イメージング装置 | |
| JP2004275770A (ja) | Ｍｒｉパルス状読出しマグネット |
Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| A521 | Written amendment |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A523 Effective date: 20041217 |
|
| A621 | Written request for application examination |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A621 Effective date: 20041217 |
|
| A761 | Written withdrawal of application |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A761 Effective date: 20060818 |