JPH03116804A - 磁気共鳴イメージング装置の磁界発生装置 - Google Patents
磁気共鳴イメージング装置の磁界発生装置Info
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- JPH03116804A JPH03116804A JP1251959A JP25195989A JPH03116804A JP H03116804 A JPH03116804 A JP H03116804A JP 1251959 A JP1251959 A JP 1251959A JP 25195989 A JP25195989 A JP 25195989A JP H03116804 A JPH03116804 A JP H03116804A
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- 238000003384 imaging method Methods 0.000 claims 1
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- XEEYBQQBJWHFJM-UHFFFAOYSA-N Iron Chemical compound [Fe] XEEYBQQBJWHFJM-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 2
- 238000005481 NMR spectroscopy Methods 0.000 description 2
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- Magnetic Resonance Imaging Apparatus (AREA)
Abstract
(57)【要約】本公報は電子出願前の出願データであるた
め要約のデータは記録されません。
め要約のデータは記録されません。
Description
【発明の詳細な説明】
〔産業上の利用分野〕
本発明は、核磁気共鳴(NMR)JJ2象を利用して被
検体の検査部位の断層像を得る磁気共鳴イメージング装
置(以下rMRI装置」という)に用いられる永久磁石
を使用した磁界発生装置に関し、特に磁石利用効率に優
れ、被検体の検査部位に応じた磁場均一空間を有する磁
界発生装置に関する。
検体の検査部位の断層像を得る磁気共鳴イメージング装
置(以下rMRI装置」という)に用いられる永久磁石
を使用した磁界発生装置に関し、特に磁石利用効率に優
れ、被検体の検査部位に応じた磁場均一空間を有する磁
界発生装置に関する。
永久磁石を用いた従来のMHI装置の磁界発生装置を第
6図に示す、特開昭60−88407号にも記載のよう
に、被検体が入り得る空隙Aを形成して対向配置された
一対の永久磁石1a、Lbを支持すると共に磁気的に結
合する継鉄2a、2b、3と、上記一対の永久磁石1a
、lbの空隙側対向面にそれぞれ固着され円盤状磁性部
材の周縁部に環状突起4が形成されたポールピース5a
、5bとを有し、上記空隙A内に磁界を発生させるよう
になっていた。
6図に示す、特開昭60−88407号にも記載のよう
に、被検体が入り得る空隙Aを形成して対向配置された
一対の永久磁石1a、Lbを支持すると共に磁気的に結
合する継鉄2a、2b、3と、上記一対の永久磁石1a
、lbの空隙側対向面にそれぞれ固着され円盤状磁性部
材の周縁部に環状突起4が形成されたポールピース5a
、5bとを有し、上記空隙A内に磁界を発生させるよう
になっていた。
上記従来技術は、ポールピース形状が、真円の円盤状で
あった。従って、空隙A内に形成される磁場均一空間は
、球形となり、中心磁界強度からのズレ(不均一量)は
、球の直径を増してゆくとほぼ等方向に悪くなっていっ
た。一般にイメージング可能な空間は、中心磁界強度が
0.2T(テスラ)の場合、1100pp以下の領域と
なるが、これを磁場均一空間とすると、従来技術では、
ちょうど球形であった。しかし、被検体である人体の形
状は1頭部9休幹部、四肢により異なるが、球形で近似
できる部位は少ない。最も検査対象部位となる頭部2体
幹部は、楕円面(ラグビーボール状)や円柱形状に近い
。従って、形成される磁場均一空間の形状は楕円面や円
柱形状とするのが合理的である。それゆえ、従来は、楕
円面をおおう−まわり大きな球空間を均一としており、
余分な空間まで均一とするため、磁気回路全体が大きく
なりかつ、高価な永久磁石を多く用いなければならない
問題があった。
あった。従って、空隙A内に形成される磁場均一空間は
、球形となり、中心磁界強度からのズレ(不均一量)は
、球の直径を増してゆくとほぼ等方向に悪くなっていっ
た。一般にイメージング可能な空間は、中心磁界強度が
0.2T(テスラ)の場合、1100pp以下の領域と
なるが、これを磁場均一空間とすると、従来技術では、
ちょうど球形であった。しかし、被検体である人体の形
状は1頭部9休幹部、四肢により異なるが、球形で近似
できる部位は少ない。最も検査対象部位となる頭部2体
幹部は、楕円面(ラグビーボール状)や円柱形状に近い
。従って、形成される磁場均一空間の形状は楕円面や円
柱形状とするのが合理的である。それゆえ、従来は、楕
円面をおおう−まわり大きな球空間を均一としており、
余分な空間まで均一とするため、磁気回路全体が大きく
なりかつ、高価な永久磁石を多く用いなければならない
問題があった。
本発明の目的は、上記従来技術の問題点を解決すること
にある。
にある。
上記目的を達成するため、まず体軸方向のm場均−空間
を長くするためポールピース形状を体軸方向が長い長円
盤あるいは楕円盤形状とした。また、これに接する永久
磁石の配置形状も従来の円から長円もしくは楕円に近い
形状とした。さらに、人体の左右・上下方向の磁場均一
空間については、平均ポールピース直径とポールピー入
間のギャップ(有効高さ)の関係の最適化および、ポー
ルピース周縁部の環状突起部の高さと幅を最適化し、得
たものである。
を長くするためポールピース形状を体軸方向が長い長円
盤あるいは楕円盤形状とした。また、これに接する永久
磁石の配置形状も従来の円から長円もしくは楕円に近い
形状とした。さらに、人体の左右・上下方向の磁場均一
空間については、平均ポールピース直径とポールピー入
間のギャップ(有効高さ)の関係の最適化および、ポー
ルピース周縁部の環状突起部の高さと幅を最適化し、得
たものである。
本来、磁場均一空間は、対向する一対のポールピースの
形状に大きく依存する。従って、平行に対向するポール
ピースを長円もしくは楕円とし、ポールピースから出る
磁束密度をほぼ等しくなるような永久磁石の配置形状と
することにより、磁場均一空間のX7面投影像を長円も
しくは楕円とすることが出来る。
形状に大きく依存する。従って、平行に対向するポール
ピースを長円もしくは楕円とし、ポールピースから出る
磁束密度をほぼ等しくなるような永久磁石の配置形状と
することにより、磁場均一空間のX7面投影像を長円も
しくは楕円とすることが出来る。
また、ポールピース径に対して、ポールピース間ギャッ
プを小さくすると、左右方向に対し、上下方向の均一空
間が小さくなる。このとき、ポールピースの周縁部突起
の高さも相応分だけ小さくすることにより、左右方向の
均一空間が広がる。
プを小さくすると、左右方向に対し、上下方向の均一空
間が小さくなる。このとき、ポールピースの周縁部突起
の高さも相応分だけ小さくすることにより、左右方向の
均一空間が広がる。
以下、本発明の一実施例を第1図により説明する。第1
図は本発明によるMRI装置の磁界発生装置の特徴部分
を示すポールピースと継鉄の平面図である。本発明に係
る磁界発生装置の全体構成は、第6図に示す従来例とほ
ぼ同様に構成されている。
図は本発明によるMRI装置の磁界発生装置の特徴部分
を示すポールピースと継鉄の平面図である。本発明に係
る磁界発生装置の全体構成は、第6図に示す従来例とほ
ぼ同様に構成されている。
すなわち、第6図において、一方の永久磁石la、lb
は1両者間に被検体が入り得る空隙Aを形成して上下に
対向配置されている。これらの永久磁石1a、lbは、
上記空隙A内に静磁場を発生するためのものであり、そ
れぞれ上下の継鉄2a、2bによって支持されている。
は1両者間に被検体が入り得る空隙Aを形成して上下に
対向配置されている。これらの永久磁石1a、lbは、
上記空隙A内に静磁場を発生するためのものであり、そ
れぞれ上下の継鉄2a、2bによって支持されている。
これらの継鉄2a、2bは、上記永久磁石1a、lb及
び後述のポールピース5a、5hを所定の間隔をあけて
対向配置すると共に磁路を形成するものである。
び後述のポールピース5a、5hを所定の間隔をあけて
対向配置すると共に磁路を形成するものである。
上記上下の継鉄2a、2bは、複数の縦の継鉄3.3.
・・・によって対向支持されている。これらの縦の継鉄
3,3.・・・は、上記上下の継鉄2a。
・・・によって対向支持されている。これらの縦の継鉄
3,3.・・・は、上記上下の継鉄2a。
2bを所定の間隔をあけて対向配置すると共に上記永久
磁石1a、lbによる磁路を閉じさせるもので、内部に
磁束を通し易い部材で形成され、例えば上下の継鉄2a
、2bの四隅に一本ずつ合計四本立設されており、上記
空隙A内に設定された計測空間Bを通る磁束の戻り回路
をそれぞれ形成している。なお、前記上下一対の永久磁
石1a。
磁石1a、lbによる磁路を閉じさせるもので、内部に
磁束を通し易い部材で形成され、例えば上下の継鉄2a
、2bの四隅に一本ずつ合計四本立設されており、上記
空隙A内に設定された計測空間Bを通る磁束の戻り回路
をそれぞれ形成している。なお、前記上下一対の永久磁
石1a。
lbは、第6図に示す方向でN極及びS極にそれぞれ着
磁されているので、上記の計測空間Bを矢印のように上
から下へ磁束が通っている。
磁されているので、上記の計測空間Bを矢印のように上
から下へ磁束が通っている。
上記一対の永久磁石1a、lbの空隙A側の対向面には
、それぞれポールピース5a、5bが磁気的および機械
的に固着されている。これらのポールピース5a、5b
は、上記空隙A内の所定の領域に設定されることにより
、被検体の検査部位が入る計測空間Bにおける静磁場の
均一性を高めるものである。さて、ここで第1図に戻り
、上記ポールピース5a、5bの形状について、詳しく
述べるが、平面図で見た形状を、長円としてしする。
、それぞれポールピース5a、5bが磁気的および機械
的に固着されている。これらのポールピース5a、5b
は、上記空隙A内の所定の領域に設定されることにより
、被検体の検査部位が入る計測空間Bにおける静磁場の
均一性を高めるものである。さて、ここで第1図に戻り
、上記ポールピース5a、5bの形状について、詳しく
述べるが、平面図で見た形状を、長円としてしする。
このC方向及びD方向の断面図を第2図(a)。
(b)に示すが、その周縁部は凸状となる環状突起4を
有している。第1図において、被検体の体軸方向(これ
をY方向とする)が長袖となる長円のポールピースであ
り、たとえばその大きさは、LL=120m、L2=9
0(!+1である。このとき環状突起4の高さH1=4
Gm1幅W 1 = 5 am程度である。これらは、
有限要素法による磁場解析シミュレーションおよび、モ
デル実験により、決められる。そのもととなるものは、
計測空間Bの形状として、どのようなものが被検体の検
査対象部位の形状の近似として合理的であるかによる。
有している。第1図において、被検体の体軸方向(これ
をY方向とする)が長袖となる長円のポールピースであ
り、たとえばその大きさは、LL=120m、L2=9
0(!+1である。このとき環状突起4の高さH1=4
Gm1幅W 1 = 5 am程度である。これらは、
有限要素法による磁場解析シミュレーションおよび、モ
デル実験により、決められる。そのもととなるものは、
計測空間Bの形状として、どのようなものが被検体の検
査対象部位の形状の近似として合理的であるかによる。
つまり、この空間を、少なくとも磁場均一空間とする必
要があるからである。従来技術の問題点について前述し
た如く、従来は、磁気回路の製作の容易さを重視して、
ポールピース形状を円盤状としていた。結果として、磁
場均一空間が球形となっていた。本実施例においては、
計測空間Bを第3(支)に示す楕円面で囲まれる空間、
つまり1式で表現すると。
要があるからである。従来技術の問題点について前述し
た如く、従来は、磁気回路の製作の容易さを重視して、
ポールピース形状を円盤状としていた。結果として、磁
場均一空間が球形となっていた。本実施例においては、
計測空間Bを第3(支)に示す楕円面で囲まれる空間、
つまり1式で表現すると。
a2 b2 c2
で表わされる空間としている。ここで、X方向とは、被
検体が、あおむけになって寝ている状態における、左右
方向を、Y方向は体軸方向、Z方向は上下方向を表わし
ている。a、b、aは夫々定数を示す被検体の最大部位
である体幹部の形状を、(1)式で表わされる空間で近
似すると、定数a。
検体が、あおむけになって寝ている状態における、左右
方向を、Y方向は体軸方向、Z方向は上下方向を表わし
ている。a、b、aは夫々定数を示す被検体の最大部位
である体幹部の形状を、(1)式で表わされる空間で近
似すると、定数a。
b、cの大小関係において、まず、Cを最も小さい値、
つまり高さ方向を最も短かくする。また、標準的な体形
においては、b ) aつまり体軸方向の方が左右(胴
体の幅)方向より長い。しかし、肥満体を想定すると、
baaの関係に近くなる。
つまり高さ方向を最も短かくする。また、標準的な体形
においては、b ) aつまり体軸方向の方が左右(胴
体の幅)方向より長い。しかし、肥満体を想定すると、
baaの関係に近くなる。
このような計測空間Bのb ) aの関係となるのに適
したポールピース形状が第1図に示した長円盤あるいは
、楕円錠形状である。つぎにc (aとなる計測空間を
達成するには、ポールピース短径L2と、ポールピース
間ギャップLgとの関係を球空間を達成するときの比率
以上にL2を大きくすれば良い。言換えれば、ギャップ
Lgを相対的に小さくすることになる。さて、このとき
の永久磁石1a、lbの形状であるが、ポールピースか
ら出る磁束密度をほぼ等しくするためにポールピースと
同様に略長円あるいは楕円の円盤状に配置することが好
ましい。
したポールピース形状が第1図に示した長円盤あるいは
、楕円錠形状である。つぎにc (aとなる計測空間を
達成するには、ポールピース短径L2と、ポールピース
間ギャップLgとの関係を球空間を達成するときの比率
以上にL2を大きくすれば良い。言換えれば、ギャップ
Lgを相対的に小さくすることになる。さて、このとき
の永久磁石1a、lbの形状であるが、ポールピースか
ら出る磁束密度をほぼ等しくするためにポールピースと
同様に略長円あるいは楕円の円盤状に配置することが好
ましい。
以上の説明では、ポールピースの材質は、磁束を通しや
すい軟磁性体(たとえば純鉄)の一体物としてきたが、
傾斜磁場コイル駆動時にポールピースに発生する渦電流
の低減の目的で、発明者らが、先に出願した、特願平1
−39289号に記したように、空隙側に電気抵抗の高
い磁性複合材を用いても良い。
すい軟磁性体(たとえば純鉄)の一体物としてきたが、
傾斜磁場コイル駆動時にポールピースに発生する渦電流
の低減の目的で、発明者らが、先に出願した、特願平1
−39289号に記したように、空隙側に電気抵抗の高
い磁性複合材を用いても良い。
本発明の他の実施例を第4図に示す。本実施例において
も、磁界発生装置の全体構成は第6図と同様である。第
4図は、第1図と同じ位置から見た平面図である0本実
施例においては、被検者の圧迫感を軽減する目的で、ポ
ールピースの長袖長さ近くまで、継鉄2bの奥行き方向
長さを短くし、その分、幅方向に継鉄を長くし、縦の継
鉄3の位置を左右の端に配置し、開口幅を広げた例であ
る。
も、磁界発生装置の全体構成は第6図と同様である。第
4図は、第1図と同じ位置から見た平面図である0本実
施例においては、被検者の圧迫感を軽減する目的で、ポ
ールピースの長袖長さ近くまで、継鉄2bの奥行き方向
長さを短くし、その分、幅方向に継鉄を長くし、縦の継
鉄3の位置を左右の端に配置し、開口幅を広げた例であ
る。
また、縦の継鉄3は、4本の柱の例で説明してきたが、
第5図に示す実施例の如く、これにこだわる必要はなく
、断面が矩形な柱状の継鉄であっても良い。
第5図に示す実施例の如く、これにこだわる必要はなく
、断面が矩形な柱状の継鉄であっても良い。
本発明によれば、計測空間つまり磁場均一空間が、被検
体の検査部位形状に似ているので、むだとなる空間が少
なくなる。つまり、磁界発生装置の全体寸法を、従来よ
り小さくすることができる。
体の検査部位形状に似ているので、むだとなる空間が少
なくなる。つまり、磁界発生装置の全体寸法を、従来よ
り小さくすることができる。
また、高価な永久磁石の使用量を減らせるので経済性に
優れる。
優れる。
第1図は、本発明によるMHI装置の磁界発生装置の特
徴部分の実施例を示す平面図、第2図は。 ポールピースの縦方向および横方向の中央断面図、第3
図は、本発明の磁場均一空間を表わす斜視図。 第4図は、本発明の他の実施例の平面図、第5図も1本
発明の他の実施例の平面図、第6図は、本発明及び従来
例による磁界発生装置の全体構成を示す斜視図である。 la、1b”・永久磁石、2 a 、 2 b 、 3
−継鉄、4・・・環状突起、5a、5b・・・ポールピ
ース、A・・・空隙、B・・・計測空間(磁場均一空間
)。 茅 目 茅4 固 茅 目 茅 目 (b) 弄 乙 固 茅 目
徴部分の実施例を示す平面図、第2図は。 ポールピースの縦方向および横方向の中央断面図、第3
図は、本発明の磁場均一空間を表わす斜視図。 第4図は、本発明の他の実施例の平面図、第5図も1本
発明の他の実施例の平面図、第6図は、本発明及び従来
例による磁界発生装置の全体構成を示す斜視図である。 la、1b”・永久磁石、2 a 、 2 b 、 3
−継鉄、4・・・環状突起、5a、5b・・・ポールピ
ース、A・・・空隙、B・・・計測空間(磁場均一空間
)。 茅 目 茅4 固 茅 目 茅 目 (b) 弄 乙 固 茅 目
Claims (1)
- 1.被検体が入り得る空隙を形成して対向配置された一
対の永久磁石と、これら永久磁石を支持すると共に磁気
的に結合する継鉄と、上記一対の永久磁石の空隙側の対
向面にそれぞれ固着され、略円盤状磁性部材から成るポ
ールピースとを備え、上記空隙内に磁界を発生させる磁
気共鳴イメージング装置の磁界発生装置において、被検
体の体軸方向をY,上下方向をZ,左右方向をXとした
とき、イメージング空間となり得る磁場均一空間がX^
2/a^2+Y^2/b^2+Z^2/c^2=1(a
,b,cは定数)で表わされ、定数a,b,cの中では
、cが最も小さい値をとることを特徴とする磁気共鳴イ
メージング用磁界発生装置。
Priority Applications (1)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
JP1251959A JPH03116804A (ja) | 1989-09-29 | 1989-09-29 | 磁気共鳴イメージング装置の磁界発生装置 |
Applications Claiming Priority (1)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
JP1251959A JPH03116804A (ja) | 1989-09-29 | 1989-09-29 | 磁気共鳴イメージング装置の磁界発生装置 |
Publications (1)
Publication Number | Publication Date |
---|---|
JPH03116804A true JPH03116804A (ja) | 1991-05-17 |
Family
ID=17230532
Family Applications (1)
Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
---|---|---|---|
JP1251959A Pending JPH03116804A (ja) | 1989-09-29 | 1989-09-29 | 磁気共鳴イメージング装置の磁界発生装置 |
Country Status (1)
Country | Link |
---|---|
JP (1) | JPH03116804A (ja) |
Cited By (1)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
JP2008093445A (ja) * | 2006-10-13 | 2008-04-24 | Ge Medical Systems Global Technology Co Llc | 磁場形成装置およびmri装置 |
-
1989
- 1989-09-29 JP JP1251959A patent/JPH03116804A/ja active Pending
Cited By (1)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
JP2008093445A (ja) * | 2006-10-13 | 2008-04-24 | Ge Medical Systems Global Technology Co Llc | 磁場形成装置およびmri装置 |
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