JPH0782940B2 - Ｍｒｉ磁場発生装置 - Google Patents
Ｍｒｉ磁場発生装置Info
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- JPH0782940B2 JPH0782940B2 JP61169411A JP16941186A JPH0782940B2 JP H0782940 B2 JPH0782940 B2 JP H0782940B2 JP 61169411 A JP61169411 A JP 61169411A JP 16941186 A JP16941186 A JP 16941186A JP H0782940 B2 JPH0782940 B2 JP H0782940B2
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- JP
- Japan
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- magnetic field
- field generator
- magnetic
- gradient
- mri
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-
- H—ELECTRICITY
- H01—ELECTRIC ELEMENTS
- H01F—MAGNETS; INDUCTANCES; TRANSFORMERS; SELECTION OF MATERIALS FOR THEIR MAGNETIC PROPERTIES
- H01F7/00—Magnets
- H01F7/02—Permanent magnets [PM]
- H01F7/0273—Magnetic circuits with PM for magnetic field generation
- H01F7/0278—Magnetic circuits with PM for magnetic field generation for generating uniform fields, focusing, deflecting electrically charged particles
-
- 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
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Description
【発明の詳細な説明】 〔発明の目的〕 （産業上の利用分野） 本発明はMRI磁場発生装置に係り、特に医療用核磁気共
鳴診断装置（MRI）等に適したMRI磁場発生装置に関す
る。
鳴診断装置（MRI）等に適したMRI磁場発生装置に関す
る。
（従来の技術） MRIは１〜20kG程度の強力な磁界を形成する空隙内に人
体を挿入し所望の断層イメージを得るものである。この
強力な磁界を発生する磁界発生装置としては、銅，アル
ミニウム等からなる導線をコイル状に巻回した常電導磁
石，超電導線を用いた超電導磁石を用いたものが用いら
れており、最近ではNd−Fe−Ｂ系等の永久磁石を用いた
ものも研究されている（特開昭60−76104号公報等）。
体を挿入し所望の断層イメージを得るものである。この
強力な磁界を発生する磁界発生装置としては、銅，アル
ミニウム等からなる導線をコイル状に巻回した常電導磁
石，超電導線を用いた超電導磁石を用いたものが用いら
れており、最近ではNd−Fe−Ｂ系等の永久磁石を用いた
ものも研究されている（特開昭60−76104号公報等）。
このMRIシステムは基本的に以下の４つの主要部からな
る。まず上記の磁界発生装置、空間位置選定用の傾斜磁
場コイル（X,Y,Z方向の磁場勾配をつけるため通常３個
配置）、磁界内の試験物質に核磁気共鳴を生ぜしめるRF
コイル及び受信器である。
る。まず上記の磁界発生装置、空間位置選定用の傾斜磁
場コイル（X,Y,Z方向の磁場勾配をつけるため通常３個
配置）、磁界内の試験物質に核磁気共鳴を生ぜしめるRF
コイル及び受信器である。
ここで傾斜磁場について少し詳しく説明する。Ｘ軸,Y軸
方向にＹ軸（Ｘ軸）傾斜磁場コイルによって、向きはＺ
軸方向で強度がＹ座標（Ｘ座標）によって異なる傾斜磁
場を作り、磁石の発生する静磁界H0に重畳すると、共鳴
角周波数ωは ω＝ω０＋γGX・Ｘ＋γGY・Ｙ （１） 但し、ω０＝γH0、γは核磁気回転比、 GX，GYはＸ軸,Y軸方向の傾斜磁場 となり、Ｘ座標,Y座標に応じて共鳴角周波数が異なるよ
うな静磁界空間が得られる。Ｘ軸,Y軸傾斜磁界として GX＝Gl cosθ，GY＝Gl sinθ （２） を重畳して印加し、θを変化させれば磁場勾配Glは一定
で、勾配の方向（ｌ軸）を自由に制御できるような重畳
磁場が得られる。
方向にＹ軸（Ｘ軸）傾斜磁場コイルによって、向きはＺ
軸方向で強度がＹ座標（Ｘ座標）によって異なる傾斜磁
場を作り、磁石の発生する静磁界H0に重畳すると、共鳴
角周波数ωは ω＝ω０＋γGX・Ｘ＋γGY・Ｙ （１） 但し、ω０＝γH0、γは核磁気回転比、 GX，GYはＸ軸,Y軸方向の傾斜磁場 となり、Ｘ座標,Y座標に応じて共鳴角周波数が異なるよ
うな静磁界空間が得られる。Ｘ軸,Y軸傾斜磁界として GX＝Gl cosθ，GY＝Gl sinθ （２） を重畳して印加し、θを変化させれば磁場勾配Glは一定
で、勾配の方向（ｌ軸）を自由に制御できるような重畳
磁場が得られる。
以上のように空間的に異なる共鳴角周波数が求められ、
この周波数を測定することで空間的位置を知ることがで
きる。
この周波数を測定することで空間的位置を知ることがで
きる。
ところで傾斜磁場は第５図に示すようにパルスで加えら
れるが、このパルス立上り時間t1と立下り時間t2が画像
のS/N比に関係することが知られており、t1，t2が大き
いとS/N比が落ちる。常電導磁石及び超電導磁石を用い
た場合、傾斜磁場を発生させるために傾斜磁場コイルに
パルス電流を流すと、傾斜磁場コイル近くに配置した常
電導コイル又は超電導コイルに渦電流が流れ、これが
t1，t2を大きくしてしまう。また渦電流によるエネルギ
ー消費のため、必要以上のパルス電流を流す必要があ
り、電源が大きくなってしまうという問題のあることが
知られている。現実的には電気的補償により2msec以下
程度にt1，t2を抑えて使用しているが、このためコスト
アップの要因の１つになっている。
れるが、このパルス立上り時間t1と立下り時間t2が画像
のS/N比に関係することが知られており、t1，t2が大き
いとS/N比が落ちる。常電導磁石及び超電導磁石を用い
た場合、傾斜磁場を発生させるために傾斜磁場コイルに
パルス電流を流すと、傾斜磁場コイル近くに配置した常
電導コイル又は超電導コイルに渦電流が流れ、これが
t1，t2を大きくしてしまう。また渦電流によるエネルギ
ー消費のため、必要以上のパルス電流を流す必要があ
り、電源が大きくなってしまうという問題のあることが
知られている。現実的には電気的補償により2msec以下
程度にt1，t2を抑えて使用しているが、このためコスト
アップの要因の１つになっている。
（発明が解決しようとする問題点） 本発明者等の実験によれば永久磁石を用いた磁界発生装
置においても、傾斜磁場コイルにパルス電流を流した際
傾斜磁場コイル近くの磁極片に渦電流が流れ、上記と同
様の問題が生じることが判明した。
置においても、傾斜磁場コイルにパルス電流を流した際
傾斜磁場コイル近くの磁極片に渦電流が流れ、上記と同
様の問題が生じることが判明した。
本発明は、かかる現状に鑑み、強力な磁界の得られる永
久磁石を使用した磁界発生装置と傾斜磁場コイルとを具
備したMRI磁場発生装置において、傾斜磁場コイルの発
生するパルス磁場の立上り，立下りに与える影響の少な
いMRI磁場発生装置を提供することを目的とする。
久磁石を使用した磁界発生装置と傾斜磁場コイルとを具
備したMRI磁場発生装置において、傾斜磁場コイルの発
生するパルス磁場の立上り，立下りに与える影響の少な
いMRI磁場発生装置を提供することを目的とする。
（問題点を解決するための手段） 本発明は永久磁石と、この永久磁石と磁気的に結合さ
れ、空隙に磁界を発生するように対向配置されかつ、比
抵抗が20μΩ‐cm以上である磁極片とからなる磁界発生
装置と、この磁界発生装置の前記空隙内に傾斜磁場を形
成する傾斜磁場コイルとを具備したことを特徴とするMR
I磁場発生装置である。
れ、空隙に磁界を発生するように対向配置されかつ、比
抵抗が20μΩ‐cm以上である磁極片とからなる磁界発生
装置と、この磁界発生装置の前記空隙内に傾斜磁場を形
成する傾斜磁場コイルとを具備したことを特徴とするMR
I磁場発生装置である。
このような本発明に用いる磁極片としては、磁極片とし
て基本的に要求される。飽和磁化が大きいこと、ソフト
磁性であることの他に、比抵抗が20μΩ‐cm以上であれ
ば特に限定されることはない。例えばパーマロイ，けい
素鋼，アモルファス磁性合金，フェライト等のソフト磁
性材料の他、鉄粉等の磁性粉と電気的絶縁材料からなる
結合材（例えばゴム，樹脂等）とからなる磁性複合材料
等を用いることができる。特に磁性複合材料は例えば数
百Ω‐cm以上と大きい比抵抗を容易に実現できるため、
好ましい材料である。
て基本的に要求される。飽和磁化が大きいこと、ソフト
磁性であることの他に、比抵抗が20μΩ‐cm以上であれ
ば特に限定されることはない。例えばパーマロイ，けい
素鋼，アモルファス磁性合金，フェライト等のソフト磁
性材料の他、鉄粉等の磁性粉と電気的絶縁材料からなる
結合材（例えばゴム，樹脂等）とからなる磁性複合材料
等を用いることができる。特に磁性複合材料は例えば数
百Ω‐cm以上と大きい比抵抗を容易に実現できるため、
好ましい材料である。
また永久磁石としては、フェライト磁石，アルニコ磁
石，希土類コバルト系磁石,R−Fe−Ｂ系磁石（ＲはＹを
含む希土類元素の少なくとも一種）等が挙げられる。永
久磁石を用いた方式はコイルを用いる場合に比べ電力消
費がなく、漏洩磁界が小さいという特徴がある。またＲ
−Fe−Ｂ系磁石等の強力な磁石を用いると装置の小型化
も達成できる。このＲ−Fe−Ｂ系の永久磁石としては
（BH）maxが大きいものが好ましく、Nd 13〜16原子％、
B1〜８原子％，残部実質的にFeからなるものを用いると
良い。
石，希土類コバルト系磁石,R−Fe−Ｂ系磁石（ＲはＹを
含む希土類元素の少なくとも一種）等が挙げられる。永
久磁石を用いた方式はコイルを用いる場合に比べ電力消
費がなく、漏洩磁界が小さいという特徴がある。またＲ
−Fe−Ｂ系磁石等の強力な磁石を用いると装置の小型化
も達成できる。このＲ−Fe−Ｂ系の永久磁石としては
（BH）maxが大きいものが好ましく、Nd 13〜16原子％、
B1〜８原子％，残部実質的にFeからなるものを用いると
良い。
他にNdの一部を、Pr,Tb,Dyなどの他の希土類元素で置換
するか、FeをCo,Al,Gaなどの元素を１種類または複合で
添加するなどしてもよい。これにより保磁力あるいは残
留磁束密度の温度特性が改善され、磁界の温度安定性が
増す。
するか、FeをCo,Al,Gaなどの元素を１種類または複合で
添加するなどしてもよい。これにより保磁力あるいは残
留磁束密度の温度特性が改善され、磁界の温度安定性が
増す。
（作用） 本発明者等は傾斜磁場コイルの発生するパルス磁場の立
上り，立下り時間の小さい磁気回路を検討した結果、上
記磁極片の比抵抗を20μΩ‐cm以上にすることが有効で
あることが見出された。このように比抵抗の大きいもの
を用いると立上り時間及び立下り時間を、例えば2msec
以下の小さくすることができ、MRIにおける画像のS/N比
を向上することができる。また渦電流によるエネルギー
消費を低減することもできる。
上り，立下り時間の小さい磁気回路を検討した結果、上
記磁極片の比抵抗を20μΩ‐cm以上にすることが有効で
あることが見出された。このように比抵抗の大きいもの
を用いると立上り時間及び立下り時間を、例えば2msec
以下の小さくすることができ、MRIにおける画像のS/N比
を向上することができる。また渦電流によるエネルギー
消費を低減することもできる。
磁極片の比抵抗は大きい方が効果的であり、100μΩ‐c
m以上さらには150μΩ‐cm以上であることが好ましい。
m以上さらには150μΩ‐cm以上であることが好ましい。
（実施例） 以下、本発明を図面に基づいて詳述する。
第１図は本発明にかかわる磁界発生装置の１例を示した
もので、永久磁石（１），磁極片（２），粉鉄（３）か
ら成り、空隙に一様な強い磁界を発生できる。
もので、永久磁石（１），磁極片（２），粉鉄（３）か
ら成り、空隙に一様な強い磁界を発生できる。
傾斜磁場コイル（４）を（図ではＸ方向の傾斜磁場コイ
ルのみ図示）を磁極片（２）に接近させて配置し、パル
ス電流を印加して傾斜磁場を発生させ、その立上りおよ
び立下り時間を磁極片（２）の材質を変えて測定した結
果を第１表に示す。これより磁極片の比抵抗が20μΩ‐
cm以上の時、t1およびt2を2msec以下に抑えることが出
来、現実的なMRI磁場発生装置となることがわかる。ま
た150μΩ‐cm以上では1msec程度にt1，t2を抑止できる
ことがわかる。
ルのみ図示）を磁極片（２）に接近させて配置し、パル
ス電流を印加して傾斜磁場を発生させ、その立上りおよ
び立下り時間を磁極片（２）の材質を変えて測定した結
果を第１表に示す。これより磁極片の比抵抗が20μΩ‐
cm以上の時、t1およびt2を2msec以下に抑えることが出
来、現実的なMRI磁場発生装置となることがわかる。ま
た150μΩ‐cm以上では1msec程度にt1，t2を抑止できる
ことがわかる。
本発明にかかわる磁場発生装置としては、磁極片の材質
の比抵抗が20μΩ‐cm以上であればよく、また構成も第
１図に限らず例えば第２〜４図のようなものでもよい
（図中番号は第１図と同様）。
の比抵抗が20μΩ‐cm以上であればよく、また構成も第
１図に限らず例えば第２〜４図のようなものでもよい
（図中番号は第１図と同様）。
以上説明したように本発明によれば、磁極片を特定化し
たことにより、パルス磁場発生の際立上り，立下り時間
を小さくすることができ、ひいてはMRI装置のS/N比の向
上等の優れた効果を得ことができる。
たことにより、パルス磁場発生の際立上り，立下り時間
を小さくすることができ、ひいてはMRI装置のS/N比の向
上等の優れた効果を得ことができる。
第１図乃至第４図は本発明実施例を示す概略断面図、第
５図はパルス図。 １…永久磁石 ２…磁極片
５図はパルス図。 １…永久磁石 ２…磁極片
フロントページの続き (72)発明者 山宮 秀樹 神奈川県横浜市磯子区新杉田町８ 株式会 社東芝横浜金属工場内 (56)参考文献 特開 昭61−114148（ＪＰ，Ａ) 特開 昭61−102544（ＪＰ，Ａ) 特開 昭53−28214（ＪＰ，Ａ)
Claims (2)
- 【請求項１】永久磁石と、この永久磁石と磁気的に結合
され、空隙に磁界を発生するように対向配置されかつ、
比抵抗が20μΩ−cm以上である磁極片とからなる磁界発
生装置と、この磁界発生装置の前記空隙内に傾斜磁場を
形成する傾斜磁場コイルとを具備したことを特徴とする
MRI磁場発生装置。 - 【請求項２】前記磁極片として磁性粉と電気絶縁性の結
合材とからなる磁性複合材料を用いたことを特徴とする
特許請求の範囲第１項記載のMRI磁界発生装置。
Priority Applications (3)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP61169411A JPH0782940B2 (ja) | 1986-07-18 | 1986-07-18 | Ｍｒｉ磁場発生装置 |
| US07/073,184 US4827235A (en) | 1986-07-18 | 1987-07-14 | Magnetic field generator useful for a magnetic resonance imaging instrument |
| DE19873723776 DE3723776A1 (de) | 1986-07-18 | 1987-07-17 | Magnetfeldgenerator |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP61169411A JPH0782940B2 (ja) | 1986-07-18 | 1986-07-18 | Ｍｒｉ磁場発生装置 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPS6325907A JPS6325907A (ja) | 1988-02-03 |
| JPH0782940B2 true JPH0782940B2 (ja) | 1995-09-06 |
Family
ID=15886100
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP61169411A Expired - Lifetime JPH0782940B2 (ja) | 1986-07-18 | 1986-07-18 | Ｍｒｉ磁場発生装置 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPH0782940B2 (ja) |
Families Citing this family (3)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPH02218343A (ja) * | 1989-02-21 | 1990-08-31 | Hitachi Medical Corp | 磁気共鳴イメージング装置の磁界発生装置 |
| JPH073803B2 (ja) * | 1989-12-28 | 1995-01-18 | 住友特殊金属株式会社 | Ｍｒｉ用磁界発生装置 |
| US5283544A (en) | 1990-09-29 | 1994-02-01 | Sumitomo Special Metals Co., Ltd. | Magnetic field generating device used for MRI |
Family Cites Families (5)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPS5328214A (en) * | 1976-08-30 | 1978-03-16 | Hitachi Metals Ltd | Cylindrical matrix magnet and method of producing same |
| JPS59208812A (ja) * | 1983-05-13 | 1984-11-27 | Mitsubishi Electric Corp | 高均一磁場発生装置 |
| JPS61102544A (ja) * | 1984-10-25 | 1986-05-21 | Sumitomo Special Metals Co Ltd | 磁界発生装置 |
| JPS61114148A (ja) * | 1984-11-09 | 1986-05-31 | Sumitomo Special Metals Co Ltd | 磁界発生装置 |
| JPS61203605A (ja) * | 1985-03-07 | 1986-09-09 | Fuji Electric Co Ltd | 高均一磁場マグネツト |
-
1986
- 1986-07-18 JP JP61169411A patent/JPH0782940B2/ja not_active Expired - Lifetime
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JPS6325907A (ja) | 1988-02-03 |
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