JP3535107B2 - 磁極及びそれを用いた磁石装置 - Google Patents
磁極及びそれを用いた磁石装置Info
- Publication number
- JP3535107B2 JP3535107B2 JP2001058481A JP2001058481A JP3535107B2 JP 3535107 B2 JP3535107 B2 JP 3535107B2 JP 2001058481 A JP2001058481 A JP 2001058481A JP 2001058481 A JP2001058481 A JP 2001058481A JP 3535107 B2 JP3535107 B2 JP 3535107B2
- Authority
- JP
- Japan
- Prior art keywords
- magnetic
- magnetic field
- magnetic pole
- magnet device
- measurement space
- 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.)
- Expired - Fee Related
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
- G01R33/383—Systems for generation, homogenisation or stabilisation of the main or gradient magnetic field using permanent magnets
-
- 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
- G01R33/387—Compensation of inhomogeneities
Landscapes
- Physics & Mathematics (AREA)
- Condensed Matter Physics & Semiconductors (AREA)
- General Physics & Mathematics (AREA)
- Magnetic Resonance Imaging Apparatus (AREA)
Description
【０００１】
【発明の属する技術分野】本発明は、新規な磁極及び磁
石装置に関する。
石装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】近年、核磁気共鳴イメージング（ＭＲ
Ｉ）装置の分野では、撮影空間を挟んで上下もしくは左
右に静磁場発生源を対向して配置する、いわゆるオープ
ン型マグネットを用いたＭＲＩ装置が開発されつつあ
る。このようなＭＲＩ装置は十分なオープン性を有し、
いわゆるＩＶＲ(Interventional Radiolgy）を可能に
し、医療の可能性を大きく広げる。
Ｉ）装置の分野では、撮影空間を挟んで上下もしくは左
右に静磁場発生源を対向して配置する、いわゆるオープ
ン型マグネットを用いたＭＲＩ装置が開発されつつあ
る。このようなＭＲＩ装置は十分なオープン性を有し、
いわゆるＩＶＲ(Interventional Radiolgy）を可能に
し、医療の可能性を大きく広げる。
【０００３】ＭＲＩ装置用マグネットは撮影空間に数pp
m で均一な静磁場を作り出すことが必須である。撮影空
間の磁場を均一化する手法は、複数のコイルを用いてそ
の配置を最適化する手法及び、いわゆる磁極を用いてそ
の表面形状を最適化する手法の２通りに大別できる。
m で均一な静磁場を作り出すことが必須である。撮影空
間の磁場を均一化する手法は、複数のコイルを用いてそ
の配置を最適化する手法及び、いわゆる磁極を用いてそ
の表面形状を最適化する手法の２通りに大別できる。
【０００４】前者の手法を用いたオープン型ＭＲＩ装置
に好適な超電導磁石としてWO99/27851『MAGNET APPARAT
US AND MRI APPARATUS』に記載の磁石装置が開示されて
いる。このマグネットは、ＭＲＩ画像の撮像領域を挟ん
で対向する２組のマグネットアセンブリから構成され
る。各々のマグネットアセンブリはそれぞれ複数個の超
電導コイルを有し、中心軸に関して概ね軸対称に配置さ
れている。メインコイルは正極性及び負極性のコイルが
交互に配置され、コンパクトなマグネットながら高均一
な磁場を発生することができる。
に好適な超電導磁石としてWO99/27851『MAGNET APPARAT
US AND MRI APPARATUS』に記載の磁石装置が開示されて
いる。このマグネットは、ＭＲＩ画像の撮像領域を挟ん
で対向する２組のマグネットアセンブリから構成され
る。各々のマグネットアセンブリはそれぞれ複数個の超
電導コイルを有し、中心軸に関して概ね軸対称に配置さ
れている。メインコイルは正極性及び負極性のコイルが
交互に配置され、コンパクトなマグネットながら高均一
な磁場を発生することができる。
【０００５】一方、後者の手法を用いた磁石装置は特開
平８−１７２０１０号公報、ＵＳＰ５,５９２,０８９公
報等に開示されている。その典型例を図５に示す。図５
は磁石の立て断面である。支柱状の磁性体５，６及び天
板状磁性体４ａ，４ｂは磁気回路を形成し、永久磁石３
ａ，３ｂの発生する磁束を通す。磁極片１ａ，１ｂは永
久磁石３ａ，３ｂの発生する磁束を磁石装置の中央に導
く。磁極面２ａ，２ｂは磁石装置中央部の磁束分布を均
一化するために、平面でない形状をしている。
平８−１７２０１０号公報、ＵＳＰ５,５９２,０８９公
報等に開示されている。その典型例を図５に示す。図５
は磁石の立て断面である。支柱状の磁性体５，６及び天
板状磁性体４ａ，４ｂは磁気回路を形成し、永久磁石３
ａ，３ｂの発生する磁束を通す。磁極片１ａ，１ｂは永
久磁石３ａ，３ｂの発生する磁束を磁石装置の中央に導
く。磁極面２ａ，２ｂは磁石装置中央部の磁束分布を均
一化するために、平面でない形状をしている。
【０００６】又、ＵＳＰ５,５９２,０８９公報には、磁
極として円筒形部材と環状部材との間に円環状空洞が設
けられた構造が示されている。
極として円筒形部材と環状部材との間に円環状空洞が設
けられた構造が示されている。
【０００７】特開平４−２４６３３０号公報には、傾斜
磁場コイルの発熱による磁場の変化を少なくするために
それと磁極片との間に断熱材を設けること、又特開平２
−１１７１０６号公報及び特開平１０−１４６３２６号
公報には計測空間の磁界を均一にするためにいずれも磁
極の外周に磁界調整用の磁石又はコイルを配置すること
が示されている。
磁場コイルの発熱による磁場の変化を少なくするために
それと磁極片との間に断熱材を設けること、又特開平２
−１１７１０６号公報及び特開平１０−１４６３２６号
公報には計測空間の磁界を均一にするためにいずれも磁
極の外周に磁界調整用の磁石又はコイルを配置すること
が示されている。
【０００８】
【発明が解決しようとする課題】撮影空間の磁場を均一
化するために磁極を用いる方法として、前者の公報に
は、磁極の撮影空間側に凹凸を設けることにより磁場の
流れを制御して均一化することが示されている。しか
し、このコンセプトのマグネットでは磁極表面の位置誤
差が磁場の均一度を大きく変えてしまうので、磁極表面
に対して非常に厳しい製作精度が要求され、結果的にマ
グネットのコストが高くなる問題があった。また、磁極
表面の製作精度に起因する位置誤差は避けられないの
で、マグネットを多数製作する場合は、撮影空間の磁場
の均一度がマグネットの個体間で大きくばらつくことが
避けられず、そのためシミングが困難となって、撮影空
間に数ppmの磁場を発生するマグネットを経済的に多数
製作することが困難であった。
化するために磁極を用いる方法として、前者の公報に
は、磁極の撮影空間側に凹凸を設けることにより磁場の
流れを制御して均一化することが示されている。しか
し、このコンセプトのマグネットでは磁極表面の位置誤
差が磁場の均一度を大きく変えてしまうので、磁極表面
に対して非常に厳しい製作精度が要求され、結果的にマ
グネットのコストが高くなる問題があった。また、磁極
表面の製作精度に起因する位置誤差は避けられないの
で、マグネットを多数製作する場合は、撮影空間の磁場
の均一度がマグネットの個体間で大きくばらつくことが
避けられず、そのためシミングが困難となって、撮影空
間に数ppmの磁場を発生するマグネットを経済的に多数
製作することが困難であった。
【０００９】又、ＵＳＰ５,５９２,０８９公報に記載の
円環状空洞では均一な磁場を形成することは出来ない。
円環状空洞では均一な磁場を形成することは出来ない。
【００１０】本発明の目的は、均一な磁場を発生する磁
石装置の磁気構造をよりロバストとし、経済性を高める
と同時に磁場の均一度をより向上させることのできる磁
極及び磁石装置を提供することにある。
石装置の磁気構造をよりロバストとし、経済性を高める
と同時に磁場の均一度をより向上させることのできる磁
極及び磁石装置を提供することにある。
【００１１】
【課題を解決するための手段】本発明は、計測空間を挟
んで対向配置される磁極において、該磁極は対向面に平
行な断面で複数の円環状空洞を有すること、又、磁極は
磁場の中心軸に対して同心円状に形成された円環状空洞
を有すること、又、該磁極は円環状空洞を有し、該円環
状空洞は磁束の流れる方向に平行な断面において矩形又
は楕円の形状を有することを特徴とする。
んで対向配置される磁極において、該磁極は対向面に平
行な断面で複数の円環状空洞を有すること、又、磁極は
磁場の中心軸に対して同心円状に形成された円環状空洞
を有すること、又、該磁極は円環状空洞を有し、該円環
状空洞は磁束の流れる方向に平行な断面において矩形又
は楕円の形状を有することを特徴とする。
【００１２】本発明の複数の円環状空洞を形成させるこ
とにより、磁極の対向面をより平面度の高いものが形成
できると共に、周辺部と中心部との磁束の差をより小さ
く出来るものである。そのためには、複数の円環状空洞
が必要であり、その組み合せを予め計算によって求める
ことによってより正確な形状が求められる。その形状は
単純な形状がより均一な磁場を形成するのに有効であ
る。この円環状空洞の形成によって対向面を平滑な面と
することが出来る。
とにより、磁極の対向面をより平面度の高いものが形成
できると共に、周辺部と中心部との磁束の差をより小さ
く出来るものである。そのためには、複数の円環状空洞
が必要であり、その組み合せを予め計算によって求める
ことによってより正確な形状が求められる。その形状は
単純な形状がより均一な磁場を形成するのに有効であ
る。この円環状空洞の形成によって対向面を平滑な面と
することが出来る。
【００１３】又、磁極はその対向面上の外周部をリング
状の突起とし、その外周部を除く部分を平面とする形状
することにより、より磁場の均一性を高めることが出来
る。その突起は外周で対向面を平面とし、その平面部よ
り中心部に直線で傾斜した形状とするものが好ましい。
状の突起とし、その外周部を除く部分を平面とする形状
することにより、より磁場の均一性を高めることが出来
る。その突起は外周で対向面を平面とし、その平面部よ
り中心部に直線で傾斜した形状とするものが好ましい。
【００１４】又、本発明は、計測空間を挟んで対向配置
される一対の磁極を備えた磁石装置において、前記磁極
は前述の磁極からなるものである。円環状空洞の断面形
状が互いに異なっているものが形成されていることが好
ましい。
される一対の磁極を備えた磁石装置において、前記磁極
は前述の磁極からなるものである。円環状空洞の断面形
状が互いに異なっているものが形成されていることが好
ましい。
【００１５】本発明は、有限の領域に磁場を発生させる
静磁場発生源が前記領域を間に挟んで対向して配置さ
れ、前記静磁場発生源のそれぞれが起磁力源を有し、前
記静磁場発生源はそれぞれ前記起磁力源と磁気的に結合
し、前記領域に面して配置された円盤形状の磁極を備え
た磁石装置において、前記磁極は前述に記載の磁極から
なるものである。
静磁場発生源が前記領域を間に挟んで対向して配置さ
れ、前記静磁場発生源のそれぞれが起磁力源を有し、前
記静磁場発生源はそれぞれ前記起磁力源と磁気的に結合
し、前記領域に面して配置された円盤形状の磁極を備え
た磁石装置において、前記磁極は前述に記載の磁極から
なるものである。
【００１６】本発明は、有限の領域に磁場を発生させる
ための２組の静磁場発生源が領域を間に挟んで対向して
配置され、それぞれの静磁場発生源が起磁力源を有し、
それぞれの静磁場発生源は起磁力源と磁気的に結合し、
かつ領域に面して配置された円盤形状の磁極を含む磁石
装置において、前記磁極は前述と同様である。
ための２組の静磁場発生源が領域を間に挟んで対向して
配置され、それぞれの静磁場発生源が起磁力源を有し、
それぞれの静磁場発生源は起磁力源と磁気的に結合し、
かつ領域に面して配置された円盤形状の磁極を含む磁石
装置において、前記磁極は前述と同様である。
【００１７】円環状空洞はその断面は半径方向より対向
方向に長くすること、又横長でも良いが、縦長の方が磁
束の流れを遮断することが少ないので好ましい。特に、
その断面において、磁極の中心部をその周辺より横長に
する組み合せが好ましいが、中心部の中でも中心軸近傍
は周辺部よりも縦長が好ましい。
方向に長くすること、又横長でも良いが、縦長の方が磁
束の流れを遮断することが少ないので好ましい。特に、
その断面において、磁極の中心部をその周辺より横長に
する組み合せが好ましいが、中心部の中でも中心軸近傍
は周辺部よりも縦長が好ましい。
【００１８】円環状空洞の断面が矩形又は楕円であるこ
と、磁石装置が２組の静磁場発生源と磁気的に結合して
磁路を形成する第２の磁性体を有すること、第２の磁性
体が磁性体ヨークであることが好ましい。
と、磁石装置が２組の静磁場発生源と磁気的に結合して
磁路を形成する第２の磁性体を有すること、第２の磁性
体が磁性体ヨークであることが好ましい。
【００１９】本発明は、計測空間を挟んで対向配置され
る一対の磁極と、該磁極の前記対向の外側に配置された
永久磁石を備えた磁石装置、又は、計測空間を挟んで対
向して配置された一対の磁極と、該磁極の各々の外周に
配置された一対の超電導コイルと、前記磁極の前記計測
空間側に配置された一対の傾斜磁場コイルと、該傾斜磁
場コイルの前記計測空間側に配置された一対のＲＦ照射
コイルとを備えた磁石装置において、前記磁極を前述に
記載の磁極からなるものである。
る一対の磁極と、該磁極の前記対向の外側に配置された
永久磁石を備えた磁石装置、又は、計測空間を挟んで対
向して配置された一対の磁極と、該磁極の各々の外周に
配置された一対の超電導コイルと、前記磁極の前記計測
空間側に配置された一対の傾斜磁場コイルと、該傾斜磁
場コイルの前記計測空間側に配置された一対のＲＦ照射
コイルとを備えた磁石装置において、前記磁極を前述に
記載の磁極からなるものである。
【００２０】磁石装置は２組の静磁場発生源と磁気的に
結合して磁路を形成する第２の磁性体を有することが好
ましい。
結合して磁路を形成する第２の磁性体を有することが好
ましい。
【００２１】
【発明の実施の形態】（実施例１）図１は、開放型磁気
共鳴イメージング装置（ＭＲＩ装置）を構成する要素の
うちその磁石装置の断面図である。支柱状磁性体７，８
及び天板状磁性体９ａ，９ｂは磁気回路を形成する。永
久磁石１０ａ，１０ｂは磁束を発生し、磁束は磁気回路
を通り計測空間となる磁石中央部空間１１をほぼ垂直方
向に流れる。磁極片１２ａ，１２ｂは強磁性体よりな
り、永久磁石１０ａ，１０ｂが発生する磁束を磁石中央
部空間１１に均一に導く作用をする。対向する磁極面１
３ａ，１３ｂはほぼ平面である。上下の磁極片１２ａ，
１２ｂには断面が矩形の円環状空洞１４ａ，１４ｂがあ
る。それぞれの円環空洞の断面は、図示のように磁束の
流れる方向に平行な断面において、磁極の対向方向すな
わち上下方向に長くしたものである。又、それぞれの円
環空洞は、磁場中心軸に対して同心円状に形成されてい
る。
共鳴イメージング装置（ＭＲＩ装置）を構成する要素の
うちその磁石装置の断面図である。支柱状磁性体７，８
及び天板状磁性体９ａ，９ｂは磁気回路を形成する。永
久磁石１０ａ，１０ｂは磁束を発生し、磁束は磁気回路
を通り計測空間となる磁石中央部空間１１をほぼ垂直方
向に流れる。磁極片１２ａ，１２ｂは強磁性体よりな
り、永久磁石１０ａ，１０ｂが発生する磁束を磁石中央
部空間１１に均一に導く作用をする。対向する磁極面１
３ａ，１３ｂはほぼ平面である。上下の磁極片１２ａ，
１２ｂには断面が矩形の円環状空洞１４ａ，１４ｂがあ
る。それぞれの円環空洞の断面は、図示のように磁束の
流れる方向に平行な断面において、磁極の対向方向すな
わち上下方向に長くしたものである。又、それぞれの円
環空洞は、磁場中心軸に対して同心円状に形成されてい
る。
【００２２】円環状空洞１４ａ，１４ｂは、図１に示す
ように、磁場中心側より最も小さい第１空間、幅が同じ
でそれより軸方向が長い第２空間、長さが同じで幅が最
も大きいやや横長にした第３空間、第３空間より若干幅
の小さいそれより縦長にした第４空間、第４空間より若
干長い第５及び第６空間が順次形成されている。第１、
２、４空間は磁極片１２ａ，１２ｂの中心より若干対向
側に位置しており、第３、５、６空間はほぼ中心に位置
しており、上下全く対称に同じ形状を有するものであ
る。
ように、磁場中心側より最も小さい第１空間、幅が同じ
でそれより軸方向が長い第２空間、長さが同じで幅が最
も大きいやや横長にした第３空間、第３空間より若干幅
の小さいそれより縦長にした第４空間、第４空間より若
干長い第５及び第６空間が順次形成されている。第１、
２、４空間は磁極片１２ａ，１２ｂの中心より若干対向
側に位置しており、第３、５、６空間はほぼ中心に位置
しており、上下全く対称に同じ形状を有するものであ
る。
【００２３】磁極片１２ａ，１２ｂは一体構造物でも良
いが、単純な形状からなる複数の部材の組合せによる構
造の方がより精度の高い磁極片を形成出来る。特に、上
下対称の２つの部材によって形成する構造が好ましい。
複数の部材は、一体に接合、又は非接合に出来る。
いが、単純な形状からなる複数の部材の組合せによる構
造の方がより精度の高い磁極片を形成出来る。特に、上
下対称の２つの部材によって形成する構造が好ましい。
複数の部材は、一体に接合、又は非接合に出来る。
【００２４】又、図１に示す様に、円環状空洞１４a、
１４ｂは各々互いに対向する位置で対称に配置されてい
ること、又、磁場中心軸に対して同心円状に形成されて
いること、又、互いに対向する位置で磁束の流れる方向
に平行な断面において同じ断面形状を有し、前述のよう
に異なった断面形状のものを有するものである。これら
の形状は、四辺形または楕円形のような単純な形状につ
いて予め計算によって求められた形状としたものであ
り、それによって均一磁場が形成される。
１４ｂは各々互いに対向する位置で対称に配置されてい
ること、又、磁場中心軸に対して同心円状に形成されて
いること、又、互いに対向する位置で磁束の流れる方向
に平行な断面において同じ断面形状を有し、前述のよう
に異なった断面形状のものを有するものである。これら
の形状は、四辺形または楕円形のような単純な形状につ
いて予め計算によって求められた形状としたものであ
り、それによって均一磁場が形成される。
【００２５】本実施例では、図示されていないが磁極片
１２ａ，１２ｂの対向面側に傾斜磁場コイルを設けるこ
とが出来る。更に、図２に示す様に磁極の周辺にリング
状の突起を設けることが出来る。この突起によって計測
空間における磁場均一性をより高めることができる。
１２ａ，１２ｂの対向面側に傾斜磁場コイルを設けるこ
とが出来る。更に、図２に示す様に磁極の周辺にリング
状の突起を設けることが出来る。この突起によって計測
空間における磁場均一性をより高めることができる。
【００２６】本実施例によれば、磁極を用いて均一な磁
場を発生する磁石装置の磁気構造をよりロバストとし、
結果的にマグネットのコストを低減し、同時に磁場の均
一度などの性能を向上した磁石装置、特にＭＲＩに好適
な磁石装置が得られるものである。
場を発生する磁石装置の磁気構造をよりロバストとし、
結果的にマグネットのコストを低減し、同時に磁場の均
一度などの性能を向上した磁石装置、特にＭＲＩに好適
な磁石装置が得られるものである。
【００２７】（実施例２）図３は他の実施例の磁石装置
を示す断面図である。本磁石装置は、上下２組の超電導
マグネットアセンブリによって開放領域にｚ軸方向の均
一な磁場を発生し、開放領域の中央部でＭＲＩ画像の撮
影を可能にしている。図３における磁極構造、材質及び
その製造上の構造は、実施例１と全く同様である。超電
導コイル１６、１７は低温容器内部に設置され、低温容
器は真空容器に内包されている。さらに、図３では簡単
のため省略したが、超電導コイルを支持する構造があ
り、また真空容器と低温容器の間には輻射熱の侵入を防
ぐ熱シールドがある。低温容器内部には液体ヘリウムが
溜められ、超電導コイルを極低温の４.２Ｋ に冷却し超
電導コイルを超電導状態に保持している。
を示す断面図である。本磁石装置は、上下２組の超電導
マグネットアセンブリによって開放領域にｚ軸方向の均
一な磁場を発生し、開放領域の中央部でＭＲＩ画像の撮
影を可能にしている。図３における磁極構造、材質及び
その製造上の構造は、実施例１と全く同様である。超電
導コイル１６、１７は低温容器内部に設置され、低温容
器は真空容器に内包されている。さらに、図３では簡単
のため省略したが、超電導コイルを支持する構造があ
り、また真空容器と低温容器の間には輻射熱の侵入を防
ぐ熱シールドがある。低温容器内部には液体ヘリウムが
溜められ、超電導コイルを極低温の４.２Ｋ に冷却し超
電導コイルを超電導状態に保持している。
【００２８】上下の真空容器はその間にある支柱状磁性
体７，８によって所定の距離を維持して保持される。こ
の支柱状磁性体７，８は機械的に上下の真空容器を支え
る働きをしている。また、図示していないが、上下の低
温容器を熱的に接続する連結管設けることで、冷凍機を
上下に１台ずつ設ける必要がなくなり、システムに１台
の冷凍機で間に合わせることが可能になる。また、支柱
状磁性体７，８の本数も図示の２本に限定する必要はな
く、３本，４本と増やすこともできるし、開放感を得る
ためには、片持ちの一本としてもよい。
体７，８によって所定の距離を維持して保持される。こ
の支柱状磁性体７，８は機械的に上下の真空容器を支え
る働きをしている。また、図示していないが、上下の低
温容器を熱的に接続する連結管設けることで、冷凍機を
上下に１台ずつ設ける必要がなくなり、システムに１台
の冷凍機で間に合わせることが可能になる。また、支柱
状磁性体７，８の本数も図示の２本に限定する必要はな
く、３本，４本と増やすこともできるし、開放感を得る
ためには、片持ちの一本としてもよい。
【００２９】円環状空洞１４ａ，１４ｂは、図１と同様
な基本構造を有するものであり、磁場中心側より第１空
間〜第６空間が順次形成されている。第１、２、４空間
は磁極片１２ａ，１２ｂの中心より若干対向側に位置し
ており、第３、５、６空間はほぼ中心に位置しており、
上下全く対称に同じ形状を有するものである。
な基本構造を有するものであり、磁場中心側より第１空
間〜第６空間が順次形成されている。第１、２、４空間
は磁極片１２ａ，１２ｂの中心より若干対向側に位置し
ており、第３、５、６空間はほぼ中心に位置しており、
上下全く対称に同じ形状を有するものである。
【００３０】又、図４においては、計測空間を挟んで対
向して配置された一対の磁極片１２ａ，１２ｂと、磁極
片１２ａ，１２ｂの各々の外周に配置された超電導コイ
ル１、２、３、４と、図示されていないが磁極片１２
ａ，１２ｂの計測空間側に配置された一対の傾斜磁場コ
イルと、同じく図示されていないが傾斜磁場コイルの計
測空間側に配置された一対のＲＦ照射コイルとを備えた
磁気共鳴イメージング装置において、磁極片１２ａ，１
２ｂが図１に記載の磁極片１２ａ，１２ｂと同様のであ
り、又それらの外側に中実磁極片１０a、１０ｂを有す
る。更に、本実施例においては、磁極片１２ａ，１２ｂ
より対向側に突き出した図４に示す環状の磁極片を同様
に設けることが出来る。これにより均一性の高い磁場が
得られる。
向して配置された一対の磁極片１２ａ，１２ｂと、磁極
片１２ａ，１２ｂの各々の外周に配置された超電導コイ
ル１、２、３、４と、図示されていないが磁極片１２
ａ，１２ｂの計測空間側に配置された一対の傾斜磁場コ
イルと、同じく図示されていないが傾斜磁場コイルの計
測空間側に配置された一対のＲＦ照射コイルとを備えた
磁気共鳴イメージング装置において、磁極片１２ａ，１
２ｂが図１に記載の磁極片１２ａ，１２ｂと同様のであ
り、又それらの外側に中実磁極片１０a、１０ｂを有す
る。更に、本実施例においては、磁極片１２ａ，１２ｂ
より対向側に突き出した図４に示す環状の磁極片を同様
に設けることが出来る。これにより均一性の高い磁場が
得られる。
【００３１】又、本実施例においては、計測空間を挟ん
で対向して配置された一対の磁極片１２ａ，１２ｂを備
えた磁石装置又は、上述の磁気共鳴イメージング装置の
磁場均一度調整方法として、前述の様に磁極片１２ａ，
１２ｂ内に幾何学対称を有する空間を形成したものであ
るが、磁極片１２ａ，１２ｂを構成する磁性体内の局部
的な磁場の強度、又は磁性体内の磁束の流れを調整する
その内部の材料を調整することによって計測空間の磁場
均一度を調整することが出来るものである。
で対向して配置された一対の磁極片１２ａ，１２ｂを備
えた磁石装置又は、上述の磁気共鳴イメージング装置の
磁場均一度調整方法として、前述の様に磁極片１２ａ，
１２ｂ内に幾何学対称を有する空間を形成したものであ
るが、磁極片１２ａ，１２ｂを構成する磁性体内の局部
的な磁場の強度、又は磁性体内の磁束の流れを調整する
その内部の材料を調整することによって計測空間の磁場
均一度を調整することが出来るものである。
【００３２】本実施例ではマグネット内部のコイルは全
て超電導コイルであるが、本発明の内容は超電導コイル
のみに限定されるものではなく、例えば銅線などを用い
たコイルであってもよく、更に電流を搬送するものであ
ればいかなるものでも良い。本発明は前述したように様
々な実施形態が考えられるが、当然の事ながら本発明は
ここで開示したいかなる実施例によっても限定されるも
のではない。
て超電導コイルであるが、本発明の内容は超電導コイル
のみに限定されるものではなく、例えば銅線などを用い
たコイルであってもよく、更に電流を搬送するものであ
ればいかなるものでも良い。本発明は前述したように様
々な実施形態が考えられるが、当然の事ながら本発明は
ここで開示したいかなる実施例によっても限定されるも
のではない。
【００３３】本実施例によれば、磁極を用いて均一な磁
場を発生する磁石装置の磁気構造をよりロバストとし、
結果的にマグネットのコストを低減し、同時に磁場の均
一度などの性能を向上した磁石装置、特にＭＲＩに好適
な磁石装置が得られるものである。
場を発生する磁石装置の磁気構造をよりロバストとし、
結果的にマグネットのコストを低減し、同時に磁場の均
一度などの性能を向上した磁石装置、特にＭＲＩに好適
な磁石装置が得られるものである。
【００３４】（実施例３）図５及び図６は、磁極片１２
ａ，１２ｂの磁場均一度調整方法として、図１及び図３
の円環状空洞１４ａ，１４ｂと同じ構成を有し、断面を
楕円とするものである。又、磁極片１２ａ，１２ｂの対
向面はいずれも平面にしたものである。円環状空洞１４
ａ，１４ｂは、図１及び図３と同様な基本構造を有する
ものであり、磁場中心側より幅と長さが最も小さい第１
空間、幅が同じでそれより長い第２空間、長さが同じで
幅が最も大きい第３空間、第３空間より若干幅の小さい
第４空間、第４空間より若干長い第５及び第６空間が順
次形成されている。第１、２、４空間は磁極片１２ａ，
１２ｂの中心より若干対向側に位置しており、第３、
５、６空間はほぼ中心に位置しており、上下全く対称に
同じ形状を有するものである。本実施例においても前述
と同様の効果が得られるものである。
ａ，１２ｂの磁場均一度調整方法として、図１及び図３
の円環状空洞１４ａ，１４ｂと同じ構成を有し、断面を
楕円とするものである。又、磁極片１２ａ，１２ｂの対
向面はいずれも平面にしたものである。円環状空洞１４
ａ，１４ｂは、図１及び図３と同様な基本構造を有する
ものであり、磁場中心側より幅と長さが最も小さい第１
空間、幅が同じでそれより長い第２空間、長さが同じで
幅が最も大きい第３空間、第３空間より若干幅の小さい
第４空間、第４空間より若干長い第５及び第６空間が順
次形成されている。第１、２、４空間は磁極片１２ａ，
１２ｂの中心より若干対向側に位置しており、第３、
５、６空間はほぼ中心に位置しており、上下全く対称に
同じ形状を有するものである。本実施例においても前述
と同様の効果が得られるものである。
【００３５】本実施例では、図示されていないが磁極片
１２ａ，１２ｂの対向面側に傾斜磁場コイルを設けるこ
とが出来る。更に、前述の図２及びず４に示す様に磁極
片１２ａ，１２ｂの周辺に突起を設けることができ、同
様の効果が得られる。
１２ａ，１２ｂの対向面側に傾斜磁場コイルを設けるこ
とが出来る。更に、前述の図２及びず４に示す様に磁極
片１２ａ，１２ｂの周辺に突起を設けることができ、同
様の効果が得られる。
【００３６】本実施例によれば、磁極を用いて均一な磁
場を発生する磁石装置の磁気構造をよりロバストとし、
結果的にマグネットのコストを低減し、同時に磁場の均
一度などの性能を向上した磁石装置、特にＭＲＩに好適
な磁石装置が得られるものである。
場を発生する磁石装置の磁気構造をよりロバストとし、
結果的にマグネットのコストを低減し、同時に磁場の均
一度などの性能を向上した磁石装置、特にＭＲＩに好適
な磁石装置が得られるものである。
【００３７】（実施例４）図８は、実施例１〜３の磁石
装置のそれぞれを用いたＭＲＩ装置のブロック図であ
る。ＭＲＩ装置は、ＮＭＲ現象を利用して被検体中の所
望の検査部位における原子核スピンの密度分布，緩和時
間分布等を計測し、その計測データから被検体の任意断
面を画像表示するものである。ＭＲＩ装置は、図８に示
すように、被検体２１に静磁場を与える静磁場発生手段
２２と、この静磁場発生手段２２によって発生された磁
場の静磁場強度に傾斜をつけ傾斜磁場を形成する傾斜磁
場発生コイル２３と、この傾斜磁場発生コイル２３に接
続され電圧を印加する傾斜磁場電源２４と、高周波磁場
を被検体２１に対し送信すると共に被検体２１からの核
磁気共鳴信号を受信するプローブ２５と、このプローブ
２５に接続され高周波磁場を発生する高周波磁場発生機
２６と、この高周波磁場発生機２６及び傾斜磁場電源２
４に接続され高周波磁場と傾斜磁場とを制御すると共に
核磁気共鳴信号の取込みを制御し画像処理を行なう計算
機２７と、被検体２１を寝載すると共に駆動機構２８の
駆動によって静磁場内に搬送されるベッド２９とを有し
ている。更に、表示機２０は、計算機２７で生成された
画像信号を入力して断層像として表示するもので、例え
ばＣＲＴから成る。そして、このようなＭＲＩ装置にお
けるベッド２９の駆動機構２８による移動は、被検体２
１に対して力学的な衝撃を避けるため一定速度に設定さ
れる。なお、符号Ｌは静磁場発生手段２２の中心線を示
す磁石中心である。
装置のそれぞれを用いたＭＲＩ装置のブロック図であ
る。ＭＲＩ装置は、ＮＭＲ現象を利用して被検体中の所
望の検査部位における原子核スピンの密度分布，緩和時
間分布等を計測し、その計測データから被検体の任意断
面を画像表示するものである。ＭＲＩ装置は、図８に示
すように、被検体２１に静磁場を与える静磁場発生手段
２２と、この静磁場発生手段２２によって発生された磁
場の静磁場強度に傾斜をつけ傾斜磁場を形成する傾斜磁
場発生コイル２３と、この傾斜磁場発生コイル２３に接
続され電圧を印加する傾斜磁場電源２４と、高周波磁場
を被検体２１に対し送信すると共に被検体２１からの核
磁気共鳴信号を受信するプローブ２５と、このプローブ
２５に接続され高周波磁場を発生する高周波磁場発生機
２６と、この高周波磁場発生機２６及び傾斜磁場電源２
４に接続され高周波磁場と傾斜磁場とを制御すると共に
核磁気共鳴信号の取込みを制御し画像処理を行なう計算
機２７と、被検体２１を寝載すると共に駆動機構２８の
駆動によって静磁場内に搬送されるベッド２９とを有し
ている。更に、表示機２０は、計算機２７で生成された
画像信号を入力して断層像として表示するもので、例え
ばＣＲＴから成る。そして、このようなＭＲＩ装置にお
けるベッド２９の駆動機構２８による移動は、被検体２
１に対して力学的な衝撃を避けるため一定速度に設定さ
れる。なお、符号Ｌは静磁場発生手段２２の中心線を示
す磁石中心である。
【００３８】本実施例における静磁場発生手段２２に
は、実施例１及び３の永久磁石を用いたもの、実施例２
及び３の超電導コイルを用いたものがあり、その磁極は
前述に記載したものが用いられる。なお、本実施例の円
環状空洞は矩形、楕円であるか、他の形状あるいはそれ
らの組み合せによるものでも良い。また、磁極片１２
a、１２ｂの周囲に突起を設けることもできるが、磁極
片表面に直接凹凸をつけても良いし、磁極片１２a、１
２ｂの上に突起部を設けても良い。
は、実施例１及び３の永久磁石を用いたもの、実施例２
及び３の超電導コイルを用いたものがあり、その磁極は
前述に記載したものが用いられる。なお、本実施例の円
環状空洞は矩形、楕円であるか、他の形状あるいはそれ
らの組み合せによるものでも良い。また、磁極片１２
a、１２ｂの周囲に突起を設けることもできるが、磁極
片表面に直接凹凸をつけても良いし、磁極片１２a、１
２ｂの上に突起部を設けても良い。
【００３９】本実施例によれば、磁極を用いて均一な磁
場を発生する磁石装置の磁気構造をよりロバストとし、
結果的にマグネットのコストを低減し、特に磁場の均一
度の高いＭＲＩが得られるものである。又、本実施例に
よれば、計測空間の最終的な磁場微調整工程において、
その調整感度を容易に適正化することが出来るものであ
る。
場を発生する磁石装置の磁気構造をよりロバストとし、
結果的にマグネットのコストを低減し、特に磁場の均一
度の高いＭＲＩが得られるものである。又、本実施例に
よれば、計測空間の最終的な磁場微調整工程において、
その調整感度を容易に適正化することが出来るものであ
る。
【００４０】
【発明の効果】本発明によれば、磁極を用いて均一な磁
場を発生する磁石装置の磁気構造をよりロバストとし、
結果的にマグネットのコストを低減し、同時に磁場の均
一度などの性能を向上した磁石装置、特にＭＲＩに好適
な磁石装置を提供することが出来る。
場を発生する磁石装置の磁気構造をよりロバストとし、
結果的にマグネットのコストを低減し、同時に磁場の均
一度などの性能を向上した磁石装置、特にＭＲＩに好適
な磁石装置を提供することが出来る。
【図１】 本発明の実施例１の磁石装置の断面図。
【図２】 本発明の実施例１の磁石装置の断面図。
【図３】 本発明の実施例２の磁石装置の断面図。
【図４】 本発明の実施例２の磁石装置の断面図。
【図５】 本発明の実施例３の磁石装置の断面図。
【図６】 本発明の実施例３の磁石装置の断面図。
【図７】 従来例の磁石装置の断面図。
【図８】 本発明のＭＲＩ装置のブロック図。
１ａ，１ｂ…磁極片２ａ，２ｂ…磁極面、３ａ，３ｂ…
永久磁石、４ａ，４ｂ…天板状磁性体、５、６…支柱状
の磁性体、７、８…支柱状磁性体、９ａ，９ｂ…天板状
磁性体、１０ａ，１０ｂ…永久磁石、１１…磁石中央部
空間、１２ａ，１２ｂ…磁極片、１３ａ，１３ｂ…磁極
面、１４ａ，１４ｂ…円環状空洞、２０…表示機、２１
…被検体２２…静磁場発生手段、２３…傾斜磁場発生コ
イル２３、２４…傾斜磁場電源、２５…プローブ２５、
２６…高周波磁場発コイル、２７…計算機、２８…駆動
機構、２９…ベッド２９。
永久磁石、４ａ，４ｂ…天板状磁性体、５、６…支柱状
の磁性体、７、８…支柱状磁性体、９ａ，９ｂ…天板状
磁性体、１０ａ，１０ｂ…永久磁石、１１…磁石中央部
空間、１２ａ，１２ｂ…磁極片、１３ａ，１３ｂ…磁極
面、１４ａ，１４ｂ…円環状空洞、２０…表示機、２１
…被検体２２…静磁場発生手段、２３…傾斜磁場発生コ
イル２３、２４…傾斜磁場電源、２５…プローブ２５、
２６…高周波磁場発コイル、２７…計算機、２８…駆動
機構、２９…ベッド２９。
フロントページの続き
(72)発明者 竹島 弘隆
東京都千代田区内神田一丁目１番14号
株式会社 日立メディコ内
(72)発明者 八尾 武
東京都千代田区内神田一丁目１番14号
株式会社 日立メディコ内
(72)発明者 榊原 健二
東京都千代田区内神田一丁目１番14号
株式会社 日立メディコ内
(56)参考文献 特開 平11−26198（ＪＰ，Ａ)
特開2000−157510（ＪＰ，Ａ)
(58)調査した分野(Int.Cl.7，ＤＢ名)
A61B 5/055
G01N 24/00 - 24/14
G01R 33/20 - 33/64
H01F 7/02
Claims (14)
- 【請求項１】計測空間を挟んで対向配置される磁極にお
いて、該磁極は磁場の中心軸に対して同心円状に形成さ
れた複数の円環状空洞を有することを特徴とする磁極。 - 【請求項２】計測空間を挟んで対向配置される磁極にお
いて、該磁極は磁場の中心軸に対して同心円状に形成さ
れた複数の円環状空洞を有し、該円環状空洞は前記中心
軸を通り対向面に垂直な切断面において矩形又は楕円の
形状を有することを特徴とする磁極。 - 【請求項３】請求項１又は２において、前記円環状空洞
は、その断面形状が互いに異なっているものが形成され
ていることを特徴とする磁極。 - 【請求項４】請求項１〜３のいずれかにおいて、前記計
測空間を挟んで対向する面が周辺に対向面側にリング状
突起を有し、該突起部を除く面が平面であることを特徴
とする磁極。 - 【請求項５】請求項１〜４のいずれかにおいて、前記円
環状空洞は磁場の中心軸を通り対向面に垂直な切断面に
おいて半径方向より対向方向に長いことを特徴とする磁
極。 - 【請求項６】請求項１〜５のいずれかにおいて、前記円
環状空洞は磁場の中心軸を通り対向面に垂直な切断面に
おける断面が矩形又は楕円であることを特徴とする磁
極。 - 【請求項７】計測空間を挟んで対向配置された一対の磁
極を備えた磁石装置において、前記磁極は請求項１〜６
のいずれかに記載の磁極からなることを特徴とする磁石
装置。 - 【請求項８】請求項７において、前記環状空洞は各々互
いに対向する位置で対称に配置されていることを特徴と
する磁石装置。 - 【請求項９】請求項７において、前記円環状空洞は各々
互いに対向する位置で磁場の中心軸を通り対向面に垂直
な切断面において同じ断面形状を有していることを特徴
とする磁石装置。 - 【請求項１０】計測空間を挟んで対向配置された一対の
磁極と,該磁極の各々の近傍に配置された磁場発生源を
備えた磁石装置において、前記磁極は請求項１〜６のい
ずれかに記載の磁極からなることを特徴とする磁石装
置。 - 【請求項１１】計測空間を挟んで対向配置された一対の
磁極と,該磁極の各々の外周に配置されたコイルと、コ
イルの各々を収納する収納容器とを備えた磁石装置にお
いて、前記磁極は請求項１〜６のいずれかに記載の磁極
からなることを特徴とする磁石装置。 - 【請求項１２】対向して配置された静磁場発生源と、該
静磁場発生源と磁気的に結合した起磁力源と、前記静磁
場発生源の対向面側に配置された円盤形状の磁極とを備
えた磁石装置において、前記磁極は請求項１〜６のいず
れかに記載の磁極からなることを特徴とする磁石装置。 - 【請求項１３】計測空間を挟んで対向して配置された一
対の磁極と、該磁極の前記対向の外側に配置された永久
磁石を備えた磁石装置において、前記磁極は請求項１〜
６のいずれかに記載の磁極からなることを特徴とする磁
石装置。 - 【請求項１４】計測空間を挟んで対向して配置された一
対の磁極と、該磁極の各々の外周に配置された一対の超
電導コイルと、前記磁極の前記計測空間側に配置された
一対の傾斜磁場コイルと、該傾斜磁場コイルの前記計測
空間側に配置された一対のＲＦ照射コイルとを備えた磁
石装置において、前記磁極は請求項１〜６のいずれかに
記載の磁極からなることを特徴とする磁石装置。
Priority Applications (3)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP2001058481A JP3535107B2 (ja) | 2001-03-02 | 2001-03-02 | 磁極及びそれを用いた磁石装置 |
| US10/468,793 US6937017B2 (en) | 2001-03-02 | 2002-02-27 | Magnetic pole magnet device using the magnetic pole, and magnetic resonance imaging apparatus |
| PCT/JP2002/001826 WO2002071941A1 (fr) | 2001-03-02 | 2002-02-27 | Pole magnetique, dispositif d'aimant utilisant le pole magnetique, et appareil d'imagerie par resonance magnetique |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP2001058481A JP3535107B2 (ja) | 2001-03-02 | 2001-03-02 | 磁極及びそれを用いた磁石装置 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JP2002253530A JP2002253530A (ja) | 2002-09-10 |
| JP3535107B2 true JP3535107B2 (ja) | 2004-06-07 |
Family
ID=18918197
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP2001058481A Expired - Fee Related JP3535107B2 (ja) | 2001-03-02 | 2001-03-02 | 磁極及びそれを用いた磁石装置 |
Country Status (3)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US6937017B2 (ja) |
| JP (1) | JP3535107B2 (ja) |
| WO (1) | WO2002071941A1 (ja) |
Families Citing this family (8)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| WO2005067392A2 (en) * | 2004-01-20 | 2005-07-28 | Topspin Medical (Israel) Ltd. | Mri probe for prostate imaging |
| JP3733441B1 (ja) | 2004-07-02 | 2006-01-11 | 株式会社日立製作所 | 磁気共鳴撮像装置及びその磁石装置 |
| US20060084861A1 (en) * | 2004-10-18 | 2006-04-20 | Topspin Medical (Isreal) Ltd. | Magnet and coil configurations for MRI probes |
| US20060090194A1 (en) * | 2004-10-21 | 2006-04-27 | Smiley Ernest L | Secure network management solution for Internet/computer equipment |
| US7870702B2 (en) * | 2007-01-29 | 2011-01-18 | Mckay Gary Dan | Concrete reinforcement support chair |
| EP2259082B1 (en) * | 2009-05-29 | 2012-07-11 | Esaote S.p.A. | MRI apparatus comprising a superconducting permanent magnet |
| US8786284B2 (en) * | 2011-01-11 | 2014-07-22 | Bridge12 Technologies, Inc. | Integrated high-frequency generator system utilizing the magnetic field of the target application |
| CN109659110A (zh) * | 2018-12-29 | 2019-04-19 | 佛山瑞加图医疗科技有限公司 | 匀场环及具有该匀场环的磁共振磁体 |
Family Cites Families (9)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPH02117106A (ja) | 1988-10-27 | 1990-05-01 | Shin Etsu Chem Co Ltd | 磁場発生装置 |
| JP3112292B2 (ja) | 1991-01-31 | 2000-11-27 | 株式会社日立メディコ | 磁気共鳴イメージング装置 |
| US5495171A (en) | 1993-01-19 | 1996-02-27 | Fonar Corporation | Eddy current control in NMR imaging systems |
| US5539366A (en) | 1994-07-27 | 1996-07-23 | General Electric Company | Magnet having contoured pole faces for magnetic field homogeneity |
| JP3106084B2 (ja) * | 1995-03-13 | 2000-11-06 | 信越化学工業株式会社 | 磁石対向型永久磁石磁気回路 |
| JPH10146326A (ja) | 1996-11-19 | 1998-06-02 | Sumitomo Special Metals Co Ltd | Ｍｒｉ用磁界発生装置 |
| JP2978873B2 (ja) * | 1997-05-09 | 1999-11-15 | 株式会社日立製作所 | 電磁石及び加速器、並びに加速器システム |
| JP4247948B2 (ja) | 1997-12-01 | 2009-04-02 | 株式会社日立メディコ | 磁石装置及びｍｒｉ装置 |
| US6259252B1 (en) * | 1998-11-24 | 2001-07-10 | General Electric Company | Laminate tile pole piece for an MRI, a method manufacturing the pole piece and a mold bonding pole piece tiles |
-
2001
- 2001-03-02 JP JP2001058481A patent/JP3535107B2/ja not_active Expired - Fee Related
-
2002
- 2002-02-27 WO PCT/JP2002/001826 patent/WO2002071941A1/ja active Application Filing
- 2002-02-27 US US10/468,793 patent/US6937017B2/en not_active Expired - Fee Related
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| US6937017B2 (en) | 2005-08-30 |
| JP2002253530A (ja) | 2002-09-10 |
| WO2002071941A1 (fr) | 2002-09-19 |
| US20040124839A1 (en) | 2004-07-01 |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| JP2729092B2 (ja) | 永久磁石装置 | |
| JPH07171131A (ja) | Ｍｒｉ磁石の改良 | |
| US20110248715A1 (en) | Compact Inhomogeneous Permanent Magnetic Field Generator for Magnetic Resonance Imaging | |
| WO1997025726A1 (fr) | Dispositif magnetique supraconducteur et dispositif d'imagerie rmn l'utilisant | |
| JPH0322774B2 (ja) | ||
| US4728895A (en) | System of coils for producing additional fields for obtaining polarization fields with constant gradients in a magnet having polarization pole pieces for image production by nuclear magnetic resonance | |
| JP3535107B2 (ja) | 磁極及びそれを用いた磁石装置 | |
| JPH05211104A (ja) | 磁気共鳴イメージング装置用静磁場発生装置 | |
| JP4541092B2 (ja) | 磁気共鳴イメージング装置の超伝導磁石装置 | |
| US7898257B2 (en) | Open yoke magnet assembly | |
| JP3983984B2 (ja) | 磁石装置とそれを用いた核磁気共鳴イメージング装置及びその磁場均一度調整方法 | |
| JP2000083924A (ja) | 磁気共鳴映像法 | |
| JP2002253529A (ja) | 磁気共鳴イメージング装置 | |
| JP3699789B2 (ja) | 超電導磁石装置 | |
| JP2838106B2 (ja) | 核磁気共鳴イメージング装置 | |
| JP2000357608A (ja) | 磁界発生装置 | |
| JP3372098B2 (ja) | 磁気共鳴イメージング装置用静磁場発生装置 | |
| JP3098044B2 (ja) | 磁気共鳴イメージング装置 | |
| JP4651236B2 (ja) | 磁気共鳴イメージング装置 | |
| JPH02246927A (ja) | 磁気共鳴イメージング装置の磁界発生装置 | |
| JP2003153879A (ja) | 傾斜磁場発生コイル及びｍｒｉ用磁場発生装置 | |
| JP4034223B2 (ja) | Ｎｍｒ装置用超電導マグネットおよびｎｍｒ装置 | |
| JPH0775626A (ja) | 磁気共鳴イメージング装置 | |
| JP2001070284A (ja) | 静磁場発生装置及びそれを用いた磁気共鳴イメージング装置 | |
| JPH07194572A (ja) | 磁気共鳴イメージング装置の磁界発生装置 |
Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| 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: 20040225 |
|
| A61 | First payment of annual fees (during grant procedure) |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A61 Effective date: 20040310 |
|
| R150 | Certificate of patent or registration of utility model |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R150 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20090319 Year of fee payment: 5 |
|
| LAPS | Cancellation because of no payment of annual fees |