JP2009291639A

JP2009291639A - 磁界発生装置

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Publication number: JP2009291639A
Application number: JP2009207394A
Authority: JP
Inventors: Masaaki Aoki; 雅昭青木
Original assignee: Hitachi Metals Ltd
Current assignee: Proterial Ltd
Priority date: 2003-02-10
Filing date: 2009-09-08
Publication date: 2009-12-17
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Abstract

【課題】複数の箇所で均一性の高い磁界が得られる、比較的小型で、磁気的効率に優れた磁界発生装置を提供する。
【解決手段】磁界発生装置１０は、空隙Ｇを形成して対向配置される一対の板状継鉄１２ａ，１２ｂを含む。一対の板状継鉄１２ａ，１２ｂ間に、対向する一対の磁極１４ａ，１４ｂ、および対向する一対の磁極１６ａ，１６ｂが設けられる。一対の磁極１４ａ，１４ｂの間と一対の磁極１６ａ，１６ｂの間とを通るように固定台２８が設けられる。一対の磁極１２ａ，１２ｂの間にＭＲＩ撮像用の磁界均一空間Ｆ１が形成され、一対の磁極１４ａ，１４ｂの間にＥＳＲ撮像用の磁界均一空間Ｆ２が形成される。
【選択図】図３

Description

この発明は磁界発生装置に関し、より特定的には、ＭＲＩ（Magnetic Resonance Imaging）装置やＥＳＲイメージング（Electron Spin Resonance Imaging）装置あるいはその併用装置に用いられる永久磁石型の磁界発生装置に関する。

ＭＲＩとＥＳＲイメージングとを同時に撮像するためには、異なる大きさの磁界が必要となる。一般に、ＭＲＩ用には０．２Ｔ以上といった高磁界が必要で、ＥＳＲイメージング用にはその半分以下の磁界（たとえば０．０４Ｔ）が必要となる。このような装置として、一つの電磁石でＭＲＩに必要な磁界とＥＳＲイメージングに必要な磁界とを発生させる装置が、たとえば特許文献１において提案されている。この方法によると、一つの電磁石で、電流の大きさを変化させてＥＳＲイメージング用の共鳴磁界強度と、ＭＲＩ用の共鳴磁界強度とを切り替える。

特開平９−２９９３４７号公報

しかし、上述の方法では、電磁石で０．２Ｔといった磁界を発生させるためには、大型の電源装置が必要となる。また、コイルの抵抗により発熱するため、冷却装置等も必要になる。さらに、電流の切り替え時、ヨーク等の磁性体には、磁気的なヒステリシス現象が発生するため、高磁界と低磁界との両方で磁界の均一性を高くすることは難しい。

また、被験者（被検査物）の複数の部位（たとえば、頭と足）のＭＲＩ撮像を行う場合、通常は複数回に分けて撮像することになる。これは、頭から足までカバーするような非常に大きな磁界均一空間を必要とすることからＭＲＩ装置も非常に大きくなり実用的でないからである。しかし、最近では、より高精度の診断を行うために複数の部位を同時にＭＲＩ撮像する要求がある。２台のＭＲＩ装置を並置して用いれば、これら要求を満足することも可能であると考えられるが、実用化されているＭＲＩ装置は、磁気回路部だけでなく、多くの周辺機器を付設しており、単に並置するだけでは磁気回路構成としても効率的ではなく、装置全体も大型化を招くことから、実際には上記並置構成は採用されていないのが現状である。

それゆえに、この発明の主たる目的は、複数の箇所で均一性の高い磁界が得られる、比較的小型で、磁気的効率に優れた磁界発生装置を提供することである。

この発明のある見地によれば、空隙を形成して対向配置される一対の継鉄、一対の継鉄間に対向するように設けられる一方の対をなす磁極、一対の継鉄間に対向するように設けられかつ前記一方の対をなす磁極に並置される他方の対をなす磁極、および一方の対をなす磁極の間と他方の対をなす磁極の間とを通るように延設される固定台を備え、一方の対をなす磁極の間にＭＲＩ撮像用の磁界均一空間が形成され、他方の対をなす磁極の間にＥＳＲ撮像用の磁界均一空間が形成される永久磁石型の磁界発生装置が提供される。

この発明に係る磁界発生装置は永久磁石型であるので、電磁石を用いる場合のように電流を切り替える操作は必要なく、複数の磁界均一空間に発生する磁界を予め調整しておくことによって、一つの磁界発生装置において複数の箇所で均一性の高い磁界が得られかつその磁界の均一性・強度を維持することができる。したがって、各磁界均一空間に異なる磁界を発生させる場合にも、非常に高精度の磁界分布が得られ、高品位なＭＲＩ装置とＥＳＲイメージング装置との併用装置を得ることができる。また、一対の継鉄間に複数対の磁極が設けられ、一対の継鉄間に複数の磁界均一空間を形成できるので、磁界発生装置を複数台並置する場合と比較して磁気的な効率が向上し装置の小型化を実現できる。さらに、ＭＲＩ撮像時には、一方の対をなす磁極間の磁界均一空間内に被検査物を配置してＭＲＩ撮像する。その後素早く、被検査物を移動させ、他方の対をなす磁極間の磁界均一空間内に被検査物を配置してＥＳＲ撮像する。このように、同一の被検査物に対して連続的にＭＲＩとＥＳＲイメージングとを撮像することによって、一つの被検査物について異なる種類の情報を得ることができる。したがって、ＭＲＩ撮像によって被検査箇所の形態に関する情報が得られ、ＥＳＲ撮像によって被検査箇所における活性酸素の存在する部位等の化学的な情報が得られる。これによって、画像診断の有用性を高め、たとえば患者の腫瘍の最も悪性度の高い部位の生検や治療部位の正確な決定や手術計画などに役立てることができる。

また、好ましくは、磁極が磁極片を含んで構成される。この場合、磁界均一空間の均一性を向上することができる。

さらに、好ましくは、一対の継鉄のうち一方の継鉄の少なくとも一部が、他方の継鉄に対して進退可能に設けられる。この場合、磁界均一空間に発生する磁界の強度および均一性を必要に応じて調整できる。

好ましくは、少なくとも一対の磁極が永久磁石群を含んで構成される。この場合、当該一対の磁極とその他の対をなす磁極とを通過する磁気回路が構成できる。したがって、当該その他の対をなす磁極は永久磁石群を含まなくてもその磁極間に磁界均一空間を形成できるとともに、永久磁石の総使用量を少なくでき、磁界発生装置を軽くできる。

また、好ましくは、ＥＳＲ撮像用の磁界均一空間に発生する磁界強度はＭＲＩ撮像用の磁界均一空間に発生する磁界強度より小さく設定される。これによって、ＭＲＩ装置とＥＳＲイメージング装置との併用装置に適した磁界発生装置が得られる。

さらに、好ましくは、隣り合う磁界均一空間にそれぞれ発生する磁界の方向を１８０度異ならせる。この場合、バックヨーク等の支持継鉄がなくても磁気回路を形成できるので、磁界発生装置を軽くできる。また、被験者への圧迫感を軽減することができる。

好ましくは、一方の対をなす磁極が希土類磁石からなる永久磁石群を含んで構成され、他方の対をなす磁極がフェライト磁石からなる永久磁石群を含んで構成される。この場合、二対の磁極のそれぞれのギャップ寸法を等しくした状態で、二対の磁極それぞれに発生する磁界の強度を異ならせることができる。したがって、ＭＲＩ装置とＥＳＲイメージング装置との併用装置に適した磁界発生装置が得られる。

さらに、好ましくは、隣り合う磁界均一空間の間に電磁波シールド手段を配設する。この場合、それぞれの磁界均一空間内にて発生する信号等を要因とするノイズによる干渉がなくなり、得られる画質が向上する。また、隣り合う磁界均一空間の距離を短くすることが可能となり、装置全体の一層の小型化を実現できる。

なお、本願発明において、「磁極」とは、永久磁石が発生する磁束に基づき、空隙を形成して対向配置される一対の継鉄の各々対向面に形成されるＮ極またはＳ極形成部をいう。

したがって、磁極片を配置することなく、継鉄の空隙対向面に凸部を一体的に形成し該凸部先端部にＮ極またはＳ極を形成したり、磁極片を配置することなく、直接永久磁石群の先端部にＮ極またはＳ極を形成したり、後述する実施形態に示す構成に限定されることなく、種々の構成を採用することができる。

この発明の一実施形態を示す斜視図である。図１の実施形態を示す正面図である。図１の実施形態におけるＭＲＩ撮像時を説明するための図解図である。図１の実施形態におけるＥＳＲ撮像時を説明するための図解図である。図１の実施形態において２箇所のＭＲＩ撮像を行う場合を説明するための図解図である。この発明の他の実施形態を示す斜視図である。この発明の他の実施形態を示す斜視図である。この発明の他の実施形態を示す斜視図である。この発明の他の実施形態を示す斜視図である。この発明の他の実施形態を示す斜視図である。この発明の他の実施形態を示す斜視図である。この発明の他の実施形態を示す斜視図である。この発明の他の実施形態を示す斜視図である。この発明の他の実施形態を示す斜視図である。この発明の他の実施形態を示す斜視図である。

以下、図面を参照して、この発明の実施形態について説明する。
図１および図２を参照して、この発明の一実施形態の磁界発生装置１０は永久磁石型の磁界発生装置であり、空隙Ｇを形成して対向配置される一対の板状継鉄１２ａおよび１２ｂを含む。

一対の板状継鉄１２ａ，１２ｂ間には、対向する二対の磁極、すなわち対向する一対の磁極１４ａ，１４ｂ、および対向する一対の磁極１６ａ，１６ｂが形成される。

一対の磁極１４ａ，１４ｂはそれぞれ、一対の板状継鉄１２ａ，１２ｂのそれぞれの対向面側に配置される永久磁石群１８ａ，１８ｂを含み、永久磁石群１８ａ，１８ｂのそれぞれの対向面側には、磁極片２０ａ，２０ｂが固着される。同様に、一対の磁極１６ａ，１６ｂはそれぞれ、一対の板状継鉄１２ａ，１２ｂのそれぞれの対向面側に配置される永久磁石群２２ａ，２２ｂを含み、永久磁石群２２ａ，２２ｂのそれぞれの対向面側には、磁極片２４ａ，２４ｂが固着される。

この実施形態では、磁極１４ａと１６ａとが同極（Ｓ極）に構成され、磁極１４ｂと１６ｂとが同極（Ｎ極）に構成される。したがって、磁極１４ａ，１４ｂ間と、磁極１６ａ，１６ｂ間とには、同方向（この実施形態では、矢印で示すように上向き）の磁界が発生する。

永久磁石群１８ａ，１８ｂは、たとえば希土類磁石やフェライト磁石からなりたとえば一辺５０ｍｍの立方体状の磁石単体等を３段に重ねて形成される。永久磁石群２２ａおよび２２ｂについても同様である。

磁極片２０ａは、永久磁石群１８ａの主面に配置されたとえば鉄からなる円板状のベースプレートを含み、ベースプレートの主面には、うず電流の発生を防止するための珪素鋼板が形成される。珪素鋼板は、複数のブロック状積層体からなりベースプレート上に接着剤で固定される。ベースプレートの周縁部には、たとえば鉄からなり周縁部の磁界強度を上げ磁界の均一性を向上させるために環状突起が形成される。この環状突起によって形成される内側の凹部に傾斜磁場コイルが配置される。磁極片２０ｂ，２４ａおよび２４ｂについても同様である。

板状継鉄１２ａおよび１２ｂは、板状継鉄１２ａおよび１２ｂのそれぞれの後方端縁部に接続される支持継鉄（バックヨーク）２６によって磁気的に結合される。

磁界発生装置１０では、一対の磁極片２０ａ，２０ｂ間に磁界均一空間Ｆ１が形成され、一対の磁極片２４ａ，２４ｂ間に磁界均一空間Ｆ２が形成され、磁界発生装置１０には２つの磁界均一空間Ｆ１，Ｆ２が形成される。

ここで「磁界均一空間」とは、対向する一対の磁極片間に形成され磁界の均一度合いが１００ＰＰＭ以下に収まる磁界空間をいう。「中心磁界強度」とは、磁界均一空間の中心部における磁界の強さをいう。

たとえば、磁界発生装置１０の寸法は、長さＬ＝２０００ｍｍ、幅Ｗ＝１０００ｍｍ、高さＨ＝１０２６ｍｍ、板状継鉄１２ａ，１２ｂの厚さｔ１＝１５０ｍｍ、支持継鉄２６の厚さｔ２＝１５０ｍｍ、磁極片２０ａ，２０ｂ間のギャップＧ１＝３８０ｍｍ、磁極片２４ａ，２４ｂ間のギャップＧ２＝３８０ｍｍに設定される。このときの、１６０ｍｍＤＳＶの磁界均一空間Ｆ１，Ｆ２における中心磁界強度は０．２２１５Ｔである。また、磁界発生装置１０の総重量は８２６２ｋｇであり、その内訳は、永久磁石群１２２８ｋｇ、磁極片６１４ｋｇ、板状継鉄４７１０ｋｇ、支持継鉄１７１０ｋｇである。

磁界発生装置１０は永久磁石型であるので、電磁石を用いる場合のように電流を切り替える操作は必要なく、２つの磁界均一空間Ｆ１，Ｆ２に発生する磁界を予め調整しておくことによって、一つの磁界発生装置１０において２箇所で均一性の高い磁界が得られかつその磁界を維持することができる。したがって、たとえば高品位なＭＲＩ装置とＥＳＲイメージング装置との併用装置や、２箇所以上の部位を同時にＭＲＩ撮像可能なＭＲＩ装置を得ることができる。

また、電磁石を用いる場合とは異なり、大型の電源装置が不要となる。

さらに、一対の板状継鉄１２ａ，１２ｂ間に、二対の磁極が設けられ２つの磁界均一空間Ｆ１，Ｆ２を形成できるので、磁界発生装置を２台並置する場合と比較して磁気的な効率が良く磁気回路部自体の小型化が可能となるとともに周辺機器の簡素化ができ、装置全体の小型化が達成できる。

磁界発生装置１０をＭＲＩ装置およびＥＳＲイメージング装置の併用装置に用いる場合について、図３および図４を参照して説明する。
一対の磁極１４ａ，１４ｂ間および一対の磁極１６ａ，１６ｂ間を通るように固定台２８が設けられ、固定台２８上に可動台３０が配置される。可動台３０は固定台２８上を長手方向に移動可能であり、可動台３０上には被検査物３２が配置される。可動台３０の移動手段としては、たとえばリニアモータや電動シリンダ等を用いることができ、さらにマグネスケール等の位置センサを併用すると可動台３０および被検査物３２の正確な位置決めをすることができる。磁極１４ａ，１４ｂ側がＭＲＩ撮像に用いられ、磁極１６ａ，１６ｂ側がＥＳＲ撮像に用いられる。

まず、ＭＲＩ撮像時には、図３に示すように、磁極片２０ａ，２０ｂ間の磁界均一空間Ｆ１内に被検査物３２を配置してＭＲＩ撮像する。その後素早く、被検査物３２を載せた可動台３０を移動させ、図４に示すように、磁極片２４ａ，２４ｂ間の磁界均一空間Ｆ２内に被検査物３２を配置してＥＳＲ撮像する。

このように、同一の被検査物に対して連続的にＭＲＩとＥＳＲイメージングとを撮像することによって、一つの被検査物について異なる種類の情報を得ることができる。したがって、たとえばＭＲＩ撮像によって被検査箇所の形態に関する情報が得られ、ＥＳＲ撮像によって被検査箇所における活性酸素の存在する部位等の化学的な情報が得られる。これによって、画像診断の有用性を高め、たとえば患者の腫瘍の最も悪性度の高い部位の生検や治療部位の正確な決定や手術計画などに役立てることができる。

なお、上述の実施形態では、撮像をＭＲＩからＥＳＲに切り替えるとき、被検査物３２を移動させたが、装置（板状継鉄１２ａ，１２ｂ、支持継鉄２６等）側を移動させてもよい。この場合、被検査物３２を移動させないので、被検査箇所がずれず、被検査物３２の位置調整が不要となる。

また、通常、ＥＳＲ撮像に要する磁界強度はＭＲＩ撮像に要する磁界強度より小さくてよいので、ＥＳＲ撮像用の磁極に含まれる永久磁石としては比較的磁力の弱いものを用いてもよい。

たとえば、一方の対をなす磁極１４ａ，１４ｂの永久磁石群１８ａ，１８ｂが希土類磁石からなり、他方の対をなす磁極１６ａ，１６ｂの永久磁石群２２ａ，２２ｂがフェライト磁石からなることによって、ギャップＧ１とＧ２とを等しくした状態で、二対の磁極それぞれに発生する磁界の強度を異ならせることができる。

ついで、磁界発生装置１０を２箇所でＭＲＩを撮像できる装置に用いる場合について、図５を参照して説明する。
たとえば被験者３４の頭と足とを同時にＭＲＩ撮像する場合、一対の磁極片２０ａ，２０ｂ間の磁界均一空間Ｆ１内に頭、一対の磁極片２４ａ，２４ｂ間の磁界均一空間Ｆ２内に足がそれぞれ位置するように、固定台２８上に被験者３４を寝かせ、その状態で被験者３４の頭と足とを同時にＭＲＩ撮像する。

このように、同一の被験者（被検査物）の複数の箇所を同時にＭＲＩ撮像することによって、診断を効率化できる。

つぎに、図６を参照して、この発明の他の実施形態の磁界発生装置１０ａについて説明する。
磁界発生装置１０ａでは、一対の磁極１４ａ，１４ｂ間に発生する磁界の方向と一対の磁極１６ａ，１６ｂ間に発生する磁界の方向とが逆方向になる（１８０度異なる）ように、磁極１４ａと１６ａとが異極に構成され、磁極１４ｂと１６ｂとが異極に構成される。これによって背後の支持継鉄２６が不要となり、磁界発生装置１０ａ内には矢印で示す磁気回路を形成できる。板状継鉄１２ａはたとえば天井等から吊すことによって支持されてもよい。

この実施形態では、一対の磁極片２０ａ，２０ｂ間の磁界均一空間Ｆ１と、一対の磁極片２４ａ，２４ｂ間の磁界均一空間Ｆ２とに、それぞれ発生する磁界の方向は１８０度異なる（正逆方向になる）が、その大きさを等しくできる。

たとえば、磁極片２０ａ，２０ｂ間のギャップＧ１、磁極片２４ａ，２４ｂ間のギャップＧ２がともに３８０ｍｍに設定されたときの、１６０ｍｍＤＳＶの磁界均一空間Ｆ１，Ｆ２における中心磁界強度は０．２２３７Ｔである。

磁界発生装置１０ａによれば、支持継鉄２６が不要であるので、その分重量が軽くなる。この実施形態では、磁界発生装置１０より１７１０ｋｇ軽くなり、６５５２ｋｇとなる。また、支持継鉄２６がなくなることにより、被験者に与える圧迫感が低減される効果も有する。

また、図７を参照して、この発明のその他の実施形態の磁界発生装置１０ｂを説明する。
磁界発生装置１０ｂでは、一方の対をなす磁極１４ａ，１４ｂは先の実施形態と同様に構成されるが、他方の対をなす磁極３６ａ，３６ｂは永久磁石群を用いずに磁極片３８ａ，３８ｂによって構成される。また、板状継鉄１２ａ，１２ｂは角柱状の２本の支持継鉄４０ａ，４０ｂによって接続され磁気的に結合される。

磁界発生装置１０ｂによれば、矢印で示すような磁気回路が形成され、一方の磁極１４ａ，１４ｂによって発生する磁束の一部を、他方の磁極３６ａ，３６ｂに回すことができる。このとき、中央の支持継鉄４０ａ，４０ｂの断面積を調整することによって、磁極３６ａ，３６ｂ間の空隙に発生する磁界強度を調整できる。

たとえば、磁極片２０ａ，２０ｂ間のギャップＧ１、磁極片３８ａ，３８ｂ間のギャップＧ２がともに３８０ｍｍに設定されたときの、１６０ｍｍＤＳＶの磁界均一空間Ｆ１（磁極片２０ａ，２０ｂ間に形成）における中心磁界強度は０．１８９６Ｔであり、１６０ｍｍＤＳＶの磁界均一空間Ｆ２（磁極片３８ａ，３８ｂ間に形成）における中心磁界強度は０．０３９１Ｔである。

また、磁極３６ａ，３６ｂは永久磁石群を用いないのでその分磁石の総使用量を少なくでき、磁界発生装置１０ｂを軽くできる。

図７においては、他方の磁極３６ａ，３６ｂを磁極片３８ａ，３８ｂにて構成したが、あらかじめ板状継鉄１２ａ，１２ｂの所定位置に凸部を一体的に形成して磁極３６ａ，３６ｂを構成することも可能である。

さらに、図８に示す磁界発生装置１０ｃのように、支持継鉄として貫通孔４２を有する柱状の支持継鉄４４が用いられてもよい。磁界発生装置１０ｃによれば、たとえば、貫通孔４２を挿通するように固定台を配置し、当該固定台上を被検査物を往復させてＭＲＩおよびＥＳＲイメージングを撮像することができる。

また、図９に示す磁界発生装置１０ｄのように、支持継鉄として柱状の支持継鉄４６が用いられてもよく、図１０に示す磁界発生装置１０ｅのように、支持継鉄として円柱状の支持継鉄４８が用いられてもよい。

さらに、図１１を参照して、他の実施形態の磁界発生装置１０ｆについて説明する。
磁界発生装置１０ｆは一対の板状継鉄５０ａ，５０ｂを含む。板状継鉄５０ａ，５０ｂはそれぞれ段部５２ａ，５２ｂを有し、板状継鉄５０ａと５０ｂとを対向配置したとき、大きい空隙５４と小さい空隙５６とが形成される。

大きい空隙５４および小さい空隙５６には、それぞれ先の実施形態と同様、一対の磁極１４ａ，１４ｂおよび一対の磁極１６ａ，１６ｂが形成される。板状継鉄５０ａ，５０ｂの段部５２ａ，５２ｂ間に支持継鉄５８が接続される。

磁界発生装置１０ｆの小さい空隙５６に形成される一対の磁極１６ａ，１６ｂは、磁界均一空間の大きさはさほど要しないが高磁界強度を必要とするときに有効となる。

また、図１２を参照して、その他の実施形態の磁界発生装置１０ｇについて説明する。
磁界発生装置１０ｇは各々対向する磁極のギャップを可変できるように構成される。

磁界発生装置１０ｇは、板状継鉄６０と、板状継鉄６０に対向する板状継鉄６０ａおよび６０ｂとを含む。板状継鉄６０上の略中央部には支持継鉄６２が立設され、板状継鉄６０ａ，６０ｂが上下方向にスライド可能に（板状継鉄６０に対して進退可能に）支持継鉄６２に取り付けられる。板状継鉄６０，６０ａ間には、先の実施形態と同様、一対の磁極１４ａ，１４ｂが形成される。板状継鉄６０，６０ｂ間には、先の実施形態と同様、一対の磁極１６ａ，１６ｂが形成される。

磁界発生装置１０ｇによれば、磁極１４ａ，１４ｂ間のギャップ、および磁極１６ａ，１６ｂ間のギャップを調整することによって、磁界均一空間の大きさ、磁界強度、磁界均一性を調整できる。

さらに、図１３を参照して、その他の実施形態の磁界発生装置１０ｈについて説明する。
磁界発生装置１０ｈはギャップが一定となるように永久磁石群を嵩上げできるものである。

磁界発生装置１０ｈの一対の板状継鉄１２ａ，１２ｂは支持継鉄６４によって磁気的に結合される。図１３において、支持継鉄６４の右側に形成される一対の磁極６６ａ，６６ｂはそれぞれ、嵩上げ部材６８ａ，６８ｂを含む。嵩上げ部材６８ａ，６８ｂは磁性部材からなり、それぞれ板状継鉄１２ａ，１２ｂの対向面上に形成される。嵩上げ部材６８ａ，６８ｂ上にはそれぞれ、希土類磁石等からなる比較的薄い永久磁石群７０ａ，７０ｂが形成され、さらにその対向面上に磁極片２４ａ，２４ｂが形成される。

磁界発生装置１０ｈによれば、一対の磁極１４ａ，１４ｂが希土類磁石からなる永久磁石群１８ａ，１８ｂを含んで構成され、かつ一対の磁極６６ａ，６６ｂが希土類磁石からなる永久磁石群７０ａ，７０ｂを含んで構成される場合であっても、磁極片２０ａ，２０ｂ間のギャップ寸法と磁極片２４ａ，２４ｂ間のギャップ寸法とを等しくした状態で、両ギャップに発生する磁界強度に差を設けることができる。すなわち、図１３の構成においては磁極片２０ａ，２０ｂ間のギャップに発生する磁界強度の方が磁極片２４ａ，２４ｂ間に発生する磁界強度よりも高い。

さらに、図１４に示すように磁界発生装置１０ｉを形成してもよい。
磁界発生装置１０ｉは、略楕円形状の一対の板状継鉄７２ａ，７２ｂを含み、一対の板状継鉄７２ａ，７２ｂ間は４本の円柱状の支持継鉄７４ａ〜７４ｄによって磁気的に結合される。

また、図１５に示すように磁界発生装置１０ｊを形成してもよい。
磁界発生装置１０ｊは、回転可能な支持継鉄７６を含み、支持継鉄７６が一対の対向配置される板状継鉄７８ａ，７８ｂに挿通される。板状継鉄７８ａ，７８ｂは支持継鉄７６を中心として回転可能に構成される。

たとえば、一対の磁極１４ａ，１４ｂをＭＲＩ撮像用、一対の磁極１６ａ，１６ｂをＥＳＲ撮像用とすれば、まず、被検査物を磁極１４ａ，１４ｂ間に配置してＭＲＩ撮像し、その後、板状継鉄７８ａ，７８ｂを支持継鉄７６を中心として１８０度回転させ被検査物を一対の磁極１６ａ，１６ｂ間に位置させた状態でＥＳＲ撮像する。このように、被検査物を移動させることなく、支持継鉄７６を中心として板状継鉄７８ａ，７８ｂを回転させることによって、ＭＲＩおよびＥＳＲイメージングを撮像できる。

なお、図１に示す磁界発生装置１０は、一対の磁極１４ａ，１４ｂ間に発生する磁界と一対の磁極１６ａ，１６ｂ間に発生する磁界とが逆方向になるように構成されてもよい。

図７に示す磁界発生装置１０ｂは、一対の磁極１４ａ，１４ｂ間に発生する磁界と一対の磁極３６ａ，３６ｂ間に発生する磁界とが同方向になるように構成されてもよい。

図８〜図１５に示す磁界発生装置１０ｃ〜１０ｊは、それぞれ二対の磁極を含むが、一方の対をなす磁極間に発生する磁界と他方の対をなす磁極間に発生する磁界とは、同方向であっても逆方向であってもよい。

また、上述したいずれの磁界発生装置も、ＭＲＩ装置とＥＳＲイメージング装置との併用装置だけではなく、２箇所でＭＲＩ撮像可能な装置や２箇所でＥＳＲ撮像可能な装置に適用できる。

この発明は、３つ以上の磁界均一空間を有する磁界発生装置にも適用できる。

なお、上記いずれの構成においても、隣り合う磁界均一空間の距離が近すぎると、被験者診断時に該空間内に発生する信号等によるノイズが互いに干渉して画質低下を招く要因となることから、互いの空間の間に接地（アース）を施したＣｕ板、Ｃｕ網等からなる電磁波シールド手段を設けることが好ましい。

上記シールド手段を配設することによって、画質低下を防ぐとともに隣り合う磁界均一空間の距離を短くすることが可能となり、装置全体の小型化をも達成できる。

この発明が詳細に説明され図示されたが、それは単なる図解および一例として用いたものであり、限定であると解されるべきではないことは明らかであり、この発明の精神および範囲は添付された請求の範囲の文言のみによって限定される。

Claims

空隙を形成して対向配置される一対の継鉄、
前記一対の継鉄間に対向するように設けられる一方の対をなす磁極、
前記一対の継鉄間に対向するように設けられかつ前記一方の対をなす磁極に並置される他方の対をなす磁極、および
前記一方の対をなす磁極の間と前記他方の対をなす磁極の間とを通るように延設される固定台を備え、
前記一方の対をなす磁極の間にＭＲＩ撮像用の磁界均一空間が形成され、前記他方の対をなす磁極の間にＥＳＲ撮像用の磁界均一空間が形成される、永久磁石型の磁界発生装置。
前記磁極が磁極片を含んで構成される、請求項１に記載の磁界発生装置。
前記一対の継鉄のうち一方の継鉄の少なくとも一部が、他方の継鉄に対して進退可能に設けられる、請求項１または２に記載の磁界発生装置。
少なくとも一対の磁極が永久磁石群を含んで構成される、請求項１から３のいずれかに記載の磁界発生装置。
前記ＥＳＲ撮像用の磁界均一空間に発生する磁界強度は前記ＭＲＩ撮像用の磁界均一空間に発生する磁界強度より小さい、請求項１から４のいずれかに記載の磁界発生装置。
隣り合う前記磁界均一空間にそれぞれ発生する磁界の方向が１８０度異なる、請求項１から５のいずれかに記載の磁界発生装置。
前記一方の対をなす磁極が希土類磁石からなる永久磁石群を含んで構成され、前記他方の対をなす磁極がフェライト磁石からなる永久磁石群を含んで構成される、請求項１から６のいずれかに記載の磁界発生装置。
隣り合う前記磁界均一空間の間に電磁波シールド手段を配設する、請求項１から７のいずれかに記載の磁界発生装置。