JPH11128206A - 磁気共鳴像形成装置 - Google Patents
磁気共鳴像形成装置Info
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- JPH11128206A JPH11128206A JP10247689A JP24768998A JPH11128206A JP H11128206 A JPH11128206 A JP H11128206A JP 10247689 A JP10247689 A JP 10247689A JP 24768998 A JP24768998 A JP 24768998A JP H11128206 A JPH11128206 A JP H11128206A
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Abstract
(57)【要約】
【課題】 低磁界を一時的に増加する前分極技術を使用
した磁気共鳴像形成装置を提供する。 【解決手段】 介在ＭＲＩ像形成は、例えば、Ｃ字型磁
石１のような開放磁石の開発を招き、この場合、良好な
信号対雑音比を得るために大きな磁界を発生することは
益々困難となる。これを克服するために、前分極ユニッ
ト７が使用され、これは、例えば、ＹＢＣＯのＨＴＳＣ
磁石を使用するもので、磁界の発生を助けるために患者
の付近までもっていかれ、次いで、位置８’へと急速に
引っ込められ、Ｃ字型磁石１の磁界の存在中で高周波信
号を検出できるようにする。
した磁気共鳴像形成装置を提供する。 【解決手段】 介在ＭＲＩ像形成は、例えば、Ｃ字型磁
石１のような開放磁石の開発を招き、この場合、良好な
信号対雑音比を得るために大きな磁界を発生することは
益々困難となる。これを克服するために、前分極ユニッ
ト７が使用され、これは、例えば、ＹＢＣＯのＨＴＳＣ
磁石を使用するもので、磁界の発生を助けるために患者
の付近までもっていかれ、次いで、位置８’へと急速に
引っ込められ、Ｃ字型磁石１の磁界の存在中で高周波信
号を検出できるようにする。
Description
【０００１】
【発明の属する技術分野】本発明は、磁気共鳴像形成
（ＭＲＩ）装置に係り、より詳細には、比較的低い磁界
のＮＭＲ（核磁気共鳴）実験の感度を向上する目的で低
磁界を一時的に増加する前分極(pre-polarization)とし
て知られている技術に関する。
（ＭＲＩ）装置に係り、より詳細には、比較的低い磁界
のＮＭＲ（核磁気共鳴）実験の感度を向上する目的で低
磁界を一時的に増加する前分極(pre-polarization)とし
て知られている技術に関する。
【０００２】
【従来の技術】上記の前分極技術を背景情報として説明
する。これは、特に磁界が低く又はゼロですらあるよう
なＮＭＲ環境においてＮＭＲにより調査されるべき物体
に大きい低質の磁界を一時的に加える技術である。この
技術では、大きな磁界が先ずある時間にわたって付与さ
れ、その磁界に関連したレベルにターゲット物体を磁化
させる。高い磁界によって生じる磁化は、高い磁界の時
定数Ｔ１特性で発生する。
する。これは、特に磁界が低く又はゼロですらあるよう
なＮＭＲ環境においてＮＭＲにより調査されるべき物体
に大きい低質の磁界を一時的に加える技術である。この
技術では、大きな磁界が先ずある時間にわたって付与さ
れ、その磁界に関連したレベルにターゲット物体を磁化
させる。高い磁界によって生じる磁化は、高い磁界の時
定数Ｔ１特性で発生する。
【０００３】分極磁界は、次いで、非常に迅速に除去さ
れ、従って、ターゲット物体の磁化は、低磁界の特性で
ある時定数Ｔ１の値で最初に与えられたものに向かって
戻るように減衰する。これは、かなり長い時間（通常
は、低磁界では０．５Ｔ１未満）中にデータを回収でき
るようにし、しかもその間にターゲット物体の磁化は、
低い磁界で予想されるものより充分に高い。従って、原
理的には、磁化が減衰するところの時定数が、前分極磁
界を除去するに要する時間に比して長い限り、この技術
を使用して低磁界ＮＭＲ実験の感度を実質的にかなり向
上することができる。
れ、従って、ターゲット物体の磁化は、低磁界の特性で
ある時定数Ｔ１の値で最初に与えられたものに向かって
戻るように減衰する。これは、かなり長い時間（通常
は、低磁界では０．５Ｔ１未満）中にデータを回収でき
るようにし、しかもその間にターゲット物体の磁化は、
低い磁界で予想されるものより充分に高い。従って、原
理的には、磁化が減衰するところの時定数が、前分極磁
界を除去するに要する時間に比して長い限り、この技術
を使用して低磁界ＮＭＲ実験の感度を実質的にかなり向
上することができる。
【０００４】前分極は、低磁界ＭＲＩについて可能なも
のとして提案されている（米国特許第５，２９６，８１
１号）が、生体内ではまだ実証されていない。これは、
最低の磁界以外の全てにおいて、又は不充分に結合され
たコイルでは、人間のＭＲＩの検出器ノイズが患者の身
体自体からのノイズによって左右され、そして現在のほ
とんどの装置は、これが真となるに充分に高い磁界で動
作するためである。最良でも、信号対雑音比は、主磁界
の大きさＢｏに比例することが指摘される。実際に、タ
イミングの限界により利得はそれより小さい。しかしな
がら、本出願人は、主磁界レベルを高めるための試みと
は対照的に、前分極の１つの重要な効果は、必要な前分
極磁界の質即ち均一性の程度が比較的低くてもよいこと
であると分かった。
のとして提案されている（米国特許第５，２９６，８１
１号）が、生体内ではまだ実証されていない。これは、
最低の磁界以外の全てにおいて、又は不充分に結合され
たコイルでは、人間のＭＲＩの検出器ノイズが患者の身
体自体からのノイズによって左右され、そして現在のほ
とんどの装置は、これが真となるに充分に高い磁界で動
作するためである。最良でも、信号対雑音比は、主磁界
の大きさＢｏに比例することが指摘される。実際に、タ
イミングの限界により利得はそれより小さい。しかしな
がら、本出願人は、主磁界レベルを高めるための試みと
は対照的に、前分極の１つの重要な効果は、必要な前分
極磁界の質即ち均一性の程度が比較的低くてもよいこと
であると分かった。
【０００５】
【発明が解決しようとする課題】介在ＭＲＩの急速な開
発は、主として益々オープン型磁石の開発を招くように
推進するもので、従来の実験構成により許される以上の
患者への良好なアクセスを行えるようにする。しかしな
がら、アクセス性は改善されるが、有用な設計で高い磁
界レベルを得ることが問題となる。前分極は、手順を遂
行する臨床医にとって当面の身体の局部領域から実質的
に改善された像を得ることができるようにする。
発は、主として益々オープン型磁石の開発を招くように
推進するもので、従来の実験構成により許される以上の
患者への良好なアクセスを行えるようにする。しかしな
がら、アクセス性は改善されるが、有用な設計で高い磁
界レベルを得ることが問題となる。前分極は、手順を遂
行する臨床医にとって当面の身体の局部領域から実質的
に改善された像を得ることができるようにする。
【０００６】
【課題を解決するための手段】本発明は、像形成領域を
通して磁界を発生するための磁石と、像形成領域に高周
波パルスを付与しそして磁界勾配を形成するための手段
と、高い主磁界を与えるために像形成領域に隣接配置さ
れた高温超伝導磁石（ＨＴＳＣ）と、このＨＴＳＣ磁石
を像形成領域から迅速に引っ込める手段とを備えた磁気
共鳴像形成装置を提供する。ＨＴＳＣ磁石は、強力な前
分極磁界を発生するが、最初に述べた磁石の非常に高質
の磁界のもとでデータ収集を行えるように引っ込めるこ
とができる。高温超伝導体とは、遷移温度が実質的に２
０°Ｋより高い超伝導体を意味する。
通して磁界を発生するための磁石と、像形成領域に高周
波パルスを付与しそして磁界勾配を形成するための手段
と、高い主磁界を与えるために像形成領域に隣接配置さ
れた高温超伝導磁石（ＨＴＳＣ）と、このＨＴＳＣ磁石
を像形成領域から迅速に引っ込める手段とを備えた磁気
共鳴像形成装置を提供する。ＨＴＳＣ磁石は、強力な前
分極磁界を発生するが、最初に述べた磁石の非常に高質
の磁界のもとでデータ収集を行えるように引っ込めるこ
とができる。高温超伝導体とは、遷移温度が実質的に２
０°Ｋより高い超伝導体を意味する。
【０００７】
【発明の実施の形態】以下、添付図面を参照して、本発
明による磁気共鳴像形成装置について詳細に説明する。
本発明を詳細に説明する前に、前分極の基礎となる理論
について要約する。改善されるべき身体の領域が磁界Ｂ
ｏref 内にあり、そして点Ｐにおける大きさがＢｏppの
前分極磁界が磁界Ｂｏref に対して包含角θp の方向に
付与される場合には、Ｐ（Ｍpp）におけるサンプルの磁
化が次のように生じる。
明による磁気共鳴像形成装置について詳細に説明する。
本発明を詳細に説明する前に、前分極の基礎となる理論
について要約する。改善されるべき身体の領域が磁界Ｂ
ｏref 内にあり、そして点Ｐにおける大きさがＢｏppの
前分極磁界が磁界Ｂｏref に対して包含角θp の方向に
付与される場合には、Ｐ（Ｍpp）におけるサンプルの磁
化が次のように生じる。
【０００８】
【数１】
【０００９】但し、Ｔ１ppは、局部的（高い）磁界にお
いてＰにおける材料のＴ１の値であり
いてＰにおける材料のＴ１の値であり
【００１０】
【外１】
【００１１】である。
【００１２】Ｂｏref が全当該領域にわたり一定である
（５ないし１０ｐｐｍのＭＲＩ範囲内）と仮定すれば、
その励起される磁化の大きさは、Ｂｏpp及びθp の局部
値により変調される。しかしながら、これらは、幾何学
的に決定される量（及び付与磁界発生手段により制御さ
れる）であり、そして変動に対し必要に応じて修正する
ことができる。前分極磁界を除去した時間ｔ’の後に、
磁化は、次のようになる。
（５ないし１０ｐｐｍのＭＲＩ範囲内）と仮定すれば、
その励起される磁化の大きさは、Ｂｏpp及びθp の局部
値により変調される。しかしながら、これらは、幾何学
的に決定される量（及び付与磁界発生手段により制御さ
れる）であり、そして変動に対し必要に応じて修正する
ことができる。前分極磁界を除去した時間ｔ’の後に、
磁化は、次のようになる。
【００１３】
【数２】
【００１４】但し、Ｔ１ref は、低い（Ｂｏref ）磁界
における点ＰのＴ１である。
における点ＰのＴ１である。
【００１５】通常、組織内では、Ｔ１の値は、磁界強度
に対して次式で表される経験的関係を有することが観察
されている。
に対して次式で表される経験的関係を有することが観察
されている。
【００１６】
【数３】
【００１７】但し、νは、全身ＭＲＩに通常使用される
磁界の範囲において０．３ないし０．４の範囲である。
（ＢOA及びＢOBは、比較を行うところの２つの磁界レベ
ルである。）例えば、ここで問題とする低い磁界
（ＢOB）を０．１Ｔ（テスラ）とし、そしておそらく容
易に得られるＢOAの最大値を１．０Ｔとすれば、次のよ
うになる。 Ｔ１(A) ≒（２．０−２．５）Ｔ１(B)
磁界の範囲において０．３ないし０．４の範囲である。
（ＢOA及びＢOBは、比較を行うところの２つの磁界レベ
ルである。）例えば、ここで問題とする低い磁界
（ＢOB）を０．１Ｔ（テスラ）とし、そしておそらく容
易に得られるＢOAの最大値を１．０Ｔとすれば、次のよ
うになる。 Ｔ１(A) ≒（２．０−２．５）Ｔ１(B)
【００１８】通常遭遇する人間の組織に対するＴ１の値
は、脂肪の値（０．１ないし０．２Ｔ範囲において１５
０ｍｓ程度）から、Ｔ１がほぼ３．５ないし４秒の脳脊
髄液までの範囲であり、これは、磁界強度と共に著しく
変化しない。通常、問題とする主たる組織のＴ１は、
０．１ないし０．２Ｔ磁界において２５０ないし８００
ｍｓの範囲である。通常の中間範囲の組織は、脳内のグ
レーのものであって、Ｔ１が５００ないし５５０ｍｓで
ある。２．０Ｔの前分極磁界を２秒間付与し、そして磁
界を通常に除去した１００ｍｓの後にデータを収集する
と、５００ｍｓのＴ１ref で組織に対して０．２Ｔで動
作する装置において６．９１の磁化利得が得られる。簡
単化のために、前分極磁界は主磁界に対して直交するよ
うに付与すると仮定する。従って、局部的には、信号対
雑音比がほぼ８となる。
は、脂肪の値（０．１ないし０．２Ｔ範囲において１５
０ｍｓ程度）から、Ｔ１がほぼ３．５ないし４秒の脳脊
髄液までの範囲であり、これは、磁界強度と共に著しく
変化しない。通常、問題とする主たる組織のＴ１は、
０．１ないし０．２Ｔ磁界において２５０ないし８００
ｍｓの範囲である。通常の中間範囲の組織は、脳内のグ
レーのものであって、Ｔ１が５００ないし５５０ｍｓで
ある。２．０Ｔの前分極磁界を２秒間付与し、そして磁
界を通常に除去した１００ｍｓの後にデータを収集する
と、５００ｍｓのＴ１ref で組織に対して０．２Ｔで動
作する装置において６．９１の磁化利得が得られる。簡
単化のために、前分極磁界は主磁界に対して直交するよ
うに付与すると仮定する。従って、局部的には、信号対
雑音比がほぼ８となる。
【００１９】提案する強度の前分極磁界を発生する好ま
しい方法は、溶融−急冷高温超伝導体（ＨＴＳＣ）を使
用することである。直径が１５０ｍｍで、厚みが４０ｍ
ｍでそして４ＴのＢREM をもつように磁化されるこの材
料のブロック（例えば、ＹＢＣＯ〔通常、ＹＢａ2 Ｃｕ
3 Ｏ7-x の組成を有するイットリウム・バリウム・銅酸
化物〕）は、患者の頭部への３０ｍｍの深さに２Ｔ以上
を発生することができる（絶縁、真空汚染等を考慮し
て）。前分極ユニットを組み込んだＭＲＩ装置の１つの
考えられる実施形態を図面を参照して以下に説明する。
しい方法は、溶融−急冷高温超伝導体（ＨＴＳＣ）を使
用することである。直径が１５０ｍｍで、厚みが４０ｍ
ｍでそして４ＴのＢREM をもつように磁化されるこの材
料のブロック（例えば、ＹＢＣＯ〔通常、ＹＢａ2 Ｃｕ
3 Ｏ7-x の組成を有するイットリウム・バリウム・銅酸
化物〕）は、患者の頭部への３０ｍｍの深さに２Ｔ以上
を発生することができる（絶縁、真空汚染等を考慮し
て）。前分極ユニットを組み込んだＭＲＩ装置の１つの
考えられる実施形態を図面を参照して以下に説明する。
【００２０】磁気共鳴像形成装置の第１の実施形態は、
磁極片３及び４を接合するヨーク２を含むＣ字型磁石１
を備えている。磁極片３、４の面は、水平面内にある。
患者は、その軸が図面の紙面に垂直に延びるよう水平に
寝かされる。患者の頭部５は支持体６にのせられ、そし
て前分極ユニット７は患者の頭部に隣接される。Ｃ字型
磁石１により発生される通常約０．２Ｔの主磁界に加え
て、検出される高周波信号を空間的にエンコードできる
ように勾配コイル（図示せず）が設けられる。患者の種
々の組織の核に核磁気共鳴を励起するために、高周波励
起コイル（図示せず）が設けられると共に、核により放
出される高周波信号を検出するために、受信コイル（図
示せず）も設けられる。１つのコイルを使用して両機能
を実行することもできる。
磁極片３及び４を接合するヨーク２を含むＣ字型磁石１
を備えている。磁極片３、４の面は、水平面内にある。
患者は、その軸が図面の紙面に垂直に延びるよう水平に
寝かされる。患者の頭部５は支持体６にのせられ、そし
て前分極ユニット７は患者の頭部に隣接される。Ｃ字型
磁石１により発生される通常約０．２Ｔの主磁界に加え
て、検出される高周波信号を空間的にエンコードできる
ように勾配コイル（図示せず）が設けられる。患者の種
々の組織の核に核磁気共鳴を励起するために、高周波励
起コイル（図示せず）が設けられると共に、核により放
出される高周波信号を検出するために、受信コイル（図
示せず）も設けられる。１つのコイルを使用して両機能
を実行することもできる。
【００２１】本発明によれば、ＨＴＳＣ磁石８は、分極
プロセスを助けるために患者の頭部付近の位置へもって
いかれる。次いで、Ｃ字型磁石１の磁界の作用のもとで
患者からの高周波信号を検出できるように位置８’へと
急速に引っ込められる。図２を参照して説明する本発明
のＭＲＩ装置の第２の実施形態は、患者の他側に付加的
な前分極ユニット７が設けられたことと、そのサイズを
除いて、第１の実施形態と同様である。第２のユニット
７は、第１のユニットと同じである。通常、図２の磁石
８は、図１の磁石より直径が大きい。
プロセスを助けるために患者の頭部付近の位置へもって
いかれる。次いで、Ｃ字型磁石１の磁界の作用のもとで
患者からの高周波信号を検出できるように位置８’へと
急速に引っ込められる。図２を参照して説明する本発明
のＭＲＩ装置の第２の実施形態は、患者の他側に付加的
な前分極ユニット７が設けられたことと、そのサイズを
除いて、第１の実施形態と同様である。第２のユニット
７は、第１のユニットと同じである。通常、図２の磁石
８は、図１の磁石より直径が大きい。
【００２２】磁極片３、４間の磁界の方向は、垂直方向
であるが、ＨＴＳＣブロックにより形成された強力な磁
石からの磁界の方向は、水平方向であり、即ちＣ字型磁
石からの磁界に直交する方向である。一般に、磁界の質
（即ち、磁界にまたがる強度の変化）は、磁界の強度と
共に変化する。しかしながら、ＨＴＳＣ磁石８の磁界の
質は、Ｃ字型磁石１の場合より１０００倍も悪く、しか
も、その振幅は、依然１％程度ではあるが変化する。こ
れは、データ収集に対して完全に受け入れられないが、
データ収集を行う前に前分極ユニット８を引っ込める限
り、前分極ユニットの低質の高強度磁界の使用が欠点と
ならない。
であるが、ＨＴＳＣブロックにより形成された強力な磁
石からの磁界の方向は、水平方向であり、即ちＣ字型磁
石からの磁界に直交する方向である。一般に、磁界の質
（即ち、磁界にまたがる強度の変化）は、磁界の強度と
共に変化する。しかしながら、ＨＴＳＣ磁石８の磁界の
質は、Ｃ字型磁石１の場合より１０００倍も悪く、しか
も、その振幅は、依然１％程度ではあるが変化する。こ
れは、データ収集に対して完全に受け入れられないが、
データ収集を行う前に前分極ユニット８を引っ込める限
り、前分極ユニットの低質の高強度磁界の使用が欠点と
ならない。
【００２３】第１の形態の前分極ユニット７が図３に詳
細に示されている。ＨＴＳＣブロック８は、銅のバック
プレート（図示せず）及び絶縁接続ロッド９に取り付け
られそして内部ガラスファイバ管１０内をガイド（図示
せず）に沿って延びる。ブロック８及びその銅の支持プ
レートは、前方及び後方の移動限界において冷却リング
１１、１２（渦電流を防止するために分割された）にの
せられる。これらリング１１、１２及び接続ガイドは、
２０°Ｋにおいて５Ｗの冷却能力を有する２段階の低温
冷却装置に取り付けられた１つのコールドフィンガによ
り冷却される。それ故、ブロック８は、その移動限界に
おいて冷却されるが、移動は、そのプロセス中に磁化が
失われないほどの速さである。超伝導磁石を像形成領域
から迅速に引っ込める手段は、ＨＴＳＣロータ１３と、
三相巻線１４とで構成されたリニアモータである。この
モータは、磁気抵抗型のものである。ロータは、対応す
る移動限界において、個別のコールドフィンガを介して
冷却される冷却リング１５及び１６により冷却され、そ
してブロック８とは異なる温度にされる。
細に示されている。ＨＴＳＣブロック８は、銅のバック
プレート（図示せず）及び絶縁接続ロッド９に取り付け
られそして内部ガラスファイバ管１０内をガイド（図示
せず）に沿って延びる。ブロック８及びその銅の支持プ
レートは、前方及び後方の移動限界において冷却リング
１１、１２（渦電流を防止するために分割された）にの
せられる。これらリング１１、１２及び接続ガイドは、
２０°Ｋにおいて５Ｗの冷却能力を有する２段階の低温
冷却装置に取り付けられた１つのコールドフィンガによ
り冷却される。それ故、ブロック８は、その移動限界に
おいて冷却されるが、移動は、そのプロセス中に磁化が
失われないほどの速さである。超伝導磁石を像形成領域
から迅速に引っ込める手段は、ＨＴＳＣロータ１３と、
三相巻線１４とで構成されたリニアモータである。この
モータは、磁気抵抗型のものである。ロータは、対応す
る移動限界において、個別のコールドフィンガを介して
冷却される冷却リング１５及び１６により冷却され、そ
してブロック８とは異なる温度にされる。
【００２４】モータのステータは、水冷式の中空の銅導
体から巻かれ、これは、過渡的にパルス付勢することが
でき、そして巻線は、主ＨＴＳＣブロックとは独立して
ステータを分極するように正しく接続される。それによ
り形成される磁界は、ロータから半径方向に延びる。モ
ータは、ＨＴＳＣブロックを後方に非常に迅速に走らせ
るように設計され、スプリングにより停止され、そして
ブレーキ（図示せず）により外側の位置がクランプされ
る。モータは、前方にゆっくりと制御された仕方で駆動
することができる（これは、単にゆっくりとした磁化の
確立を意味し、除去の仕方の性能については重要でな
い）。
体から巻かれ、これは、過渡的にパルス付勢することが
でき、そして巻線は、主ＨＴＳＣブロックとは独立して
ステータを分極するように正しく接続される。それによ
り形成される磁界は、ロータから半径方向に延びる。モ
ータは、ＨＴＳＣブロックを後方に非常に迅速に走らせ
るように設計され、スプリングにより停止され、そして
ブレーキ（図示せず）により外側の位置がクランプされ
る。モータは、前方にゆっくりと制御された仕方で駆動
することができる（これは、単にゆっくりとした磁化の
確立を意味し、除去の仕方の性能については重要でな
い）。
【００２５】典型的なサイズは、図１のブロック８につ
いては直径が３５ｍｍでありそして図２の場合は１５０
ｍｍであり、そして内側位置と外側位置との間の延びは
４０ｃｍである。磁界は、ＨＴＳＣにおいて強度が固定
されるが、（ブロックが移動されるときに）空間的及び
（時間的）に変化する。この距離は、次の段階より成る
磁化サイクルを許すに充分である。
いては直径が３５ｍｍでありそして図２の場合は１５０
ｍｍであり、そして内側位置と外側位置との間の延びは
４０ｃｍである。磁界は、ＨＴＳＣにおいて強度が固定
されるが、（ブロックが移動されるときに）空間的及び
（時間的）に変化する。この距離は、次の段階より成る
磁化サイクルを許すに充分である。
【００２６】先ず、リング１１、１２が２０°Ｋに冷却
され（これにより、主ブロック８が冷却され）、一方、
冷却リング１５及び１６は臨界温度より高く維持され
る。次いで、主ブロック８は、外部の高磁界磁石を使用
して分極される。次いで、この磁石を除去し、その際
に、リング１５、１６が２０°Ｋに冷却される。ここ
で、三相巻線を一時的に構成してパルス付勢し、２ない
し３Ｔのコア磁界を発生することにより、ロータ１３が
分極される。銅導体の水冷は、ＨＴＳＣロータを励起す
るのに非常に高い過渡電流（通常より相当に大きい）を
通流するという利点がある。ブロック８は、その磁界が
巻線からの磁界により左右されるように充分に離され
る。
され（これにより、主ブロック８が冷却され）、一方、
冷却リング１５及び１６は臨界温度より高く維持され
る。次いで、主ブロック８は、外部の高磁界磁石を使用
して分極される。次いで、この磁石を除去し、その際
に、リング１５、１６が２０°Ｋに冷却される。ここ
で、三相巻線を一時的に構成してパルス付勢し、２ない
し３Ｔのコア磁界を発生することにより、ロータ１３が
分極される。銅導体の水冷は、ＨＴＳＣロータを励起す
るのに非常に高い過渡電流（通常より相当に大きい）を
通流するという利点がある。ブロック８は、その磁界が
巻線からの磁界により左右されるように充分に離され
る。
【００２７】内部ガラスファイバ管１０は、外部管１７
内に収容され、それらの間のスペースが排気され、例え
ば、患者の付近の前分極ユニットの外側の温度が室温に
なるようにする。ＭＲＩ磁界の質は、引っ込められた位
置においても、当該領域の磁界が永久磁石の前分極ユニ
ット７によって著しく歪められるような質である。図１
の小さな分極ユニット及び小さな視野では、最初にシリ
ンダに対して外部にあり且つ室温にある高周波検出シス
テムは、残留磁界による成分を無視するか又は簡単なシ
ミングシステム（直線的補正として勾配コイルを用い
る）により補正されるに充分なほど小さい量を感知す
る。
内に収容され、それらの間のスペースが排気され、例え
ば、患者の付近の前分極ユニットの外側の温度が室温に
なるようにする。ＭＲＩ磁界の質は、引っ込められた位
置においても、当該領域の磁界が永久磁石の前分極ユニ
ット７によって著しく歪められるような質である。図１
の小さな分極ユニット及び小さな視野では、最初にシリ
ンダに対して外部にあり且つ室温にある高周波検出シス
テムは、残留磁界による成分を無視するか又は簡単なシ
ミングシステム（直線的補正として勾配コイルを用い
る）により補正されるに充分なほど小さい量を感知す
る。
【００２８】冷却式の検出コイルが使用される図２の大
きな分極ユニットでは、横方向磁界勾配の存在が非常に
明らかなものとなる。直径が２００ｍｍの前分極ユニッ
トの場合は、大人の頭部の中心でも、従来使用されたパ
ラメータを仮定すれば、磁界の上昇が依然２．４７とい
うファクタである。システムを対称的にしそして横方向
磁界を排除するために、図２の実施形態では、頭部の各
側に１つづつ、２つの前分極ユニットが設けられ、そし
て同じ方向に磁化される（１つの面のＳ極が他の面のＮ
極を向くように）。その目的は、両磁石８が引っ込めら
れた位置にあって、受信コイルを用いてデータ収集を行
うときに磁石８の影響を打ち消すことである。検査され
るべき組織の初期分極を行うために、当然、１つの磁石
８のみが患者に隣接される。接近状態において分極ユニ
ットにかかる大きな力は、一度に患者の片側でしか分極
を行えないことを意味する。敏感な領域では、残留磁界
勾配を補正するために付加的なシムコイルが必要とな
る。偶数順の軸方向シムがシステム全体に含まれる（前
分極軸とＢｏとの間に直交性が維持される限り、奇数順
は不要である）。高次及びクロス項を補正するために
は、鉄粉末円板又は小さなコイルを用いたシム動作が必
要となる。
きな分極ユニットでは、横方向磁界勾配の存在が非常に
明らかなものとなる。直径が２００ｍｍの前分極ユニッ
トの場合は、大人の頭部の中心でも、従来使用されたパ
ラメータを仮定すれば、磁界の上昇が依然２．４７とい
うファクタである。システムを対称的にしそして横方向
磁界を排除するために、図２の実施形態では、頭部の各
側に１つづつ、２つの前分極ユニットが設けられ、そし
て同じ方向に磁化される（１つの面のＳ極が他の面のＮ
極を向くように）。その目的は、両磁石８が引っ込めら
れた位置にあって、受信コイルを用いてデータ収集を行
うときに磁石８の影響を打ち消すことである。検査され
るべき組織の初期分極を行うために、当然、１つの磁石
８のみが患者に隣接される。接近状態において分極ユニ
ットにかかる大きな力は、一度に患者の片側でしか分極
を行えないことを意味する。敏感な領域では、残留磁界
勾配を補正するために付加的なシムコイルが必要とな
る。偶数順の軸方向シムがシステム全体に含まれる（前
分極軸とＢｏとの間に直交性が維持される限り、奇数順
は不要である）。高次及びクロス項を補正するために
は、鉄粉末円板又は小さなコイルを用いたシム動作が必
要となる。
【００２９】第２の前分極磁石は、引っ込んだ位置に固
定することができるが、患者のいずれかの側以外も像形
成できるように、第１の前分極磁石のように引っ込めら
れるのが好ましい。完全な像サイクルは、おそらく５秒
まで延長されるが、エコー平面像形成のような技術を使
用すると、各分極の際に完全な像を収集することがで
き、従って、各半サイクルに感度の利得が得られると共
に、システムの中心の信号対雑音比の有効利得が５秒の
サイクルにわたって√２で乗算される。ノイズは、ジョ
ンソンノイズとなると仮定することができ、従って、全
性能利得は、頭部の中心の３．４９から、縁の７を越え
るところまで上昇すると予想できる。
定することができるが、患者のいずれかの側以外も像形
成できるように、第１の前分極磁石のように引っ込めら
れるのが好ましい。完全な像サイクルは、おそらく５秒
まで延長されるが、エコー平面像形成のような技術を使
用すると、各分極の際に完全な像を収集することがで
き、従って、各半サイクルに感度の利得が得られると共
に、システムの中心の信号対雑音比の有効利得が５秒の
サイクルにわたって√２で乗算される。ノイズは、ジョ
ンソンノイズとなると仮定することができ、従って、全
性能利得は、頭部の中心の３．４９から、縁の７を越え
るところまで上昇すると予想できる。
【００３０】図２の大きなシステムでも、装置の可動部
分の重量は、約６ｋｇ以下である。機械的な慣性を克服
しそして前分極ユニットを充分に高速に加速するに必要
な力は、摩擦等についての許容度を伴い９００Ｎ未満と
なる。大きなシステムが交互の対の一部分として使用さ
れるときの磁気力は、更に３６０Ｎ程度に達し、これ
は、引っ込めユニットに必要な全開始駆動力がほぼ１．
２６ｋＮであることを意味する。小さな片側の前分極ユ
ニットの場合には、全重量が１．５ｋｇと仮定すれば、
必要な電力はかなり小さく、克服すべき磁気吸引力はな
く、必要な開始力は、２６０Ｎとなる（この場合も摩擦
についての僅かな許容度を伴う）。磁石８を位置８’ま
で引っ込めるための典型的な時間は、１００ｍｓであ
る。
分の重量は、約６ｋｇ以下である。機械的な慣性を克服
しそして前分極ユニットを充分に高速に加速するに必要
な力は、摩擦等についての許容度を伴い９００Ｎ未満と
なる。大きなシステムが交互の対の一部分として使用さ
れるときの磁気力は、更に３６０Ｎ程度に達し、これ
は、引っ込めユニットに必要な全開始駆動力がほぼ１．
２６ｋＮであることを意味する。小さな片側の前分極ユ
ニットの場合には、全重量が１．５ｋｇと仮定すれば、
必要な電力はかなり小さく、克服すべき磁気吸引力はな
く、必要な開始力は、２６０Ｎとなる（この場合も摩擦
についての僅かな許容度を伴う）。磁石８を位置８’ま
で引っ込めるための典型的な時間は、１００ｍｓであ
る。
【００３１】上記の力の計算は、分極ユニットが主磁界
に直交して移動することに依存するので、前分極システ
ムの機械的な整列が重要となる。対称性は、性能を維持
する上で重要であり、システムを整列するのに必要であ
る。近代的な介在磁石の幾つかは、迅速にスイッチオン
及びオフするように設計され、従って、多くの例では主
磁界が存在しないときに前分極ユニットを配置すること
ができる（常時設置されない場合）。それ故、前分極ユ
ニットは、設置時に磁化される。小さな分極ユニットの
全単位重量（冷却装置を含むが、その支持体は除外す
る）は、５０ｋｇと推定され、そして大きな分極ユニッ
トは、１２０ｋｇと推定される。
に直交して移動することに依存するので、前分極システ
ムの機械的な整列が重要となる。対称性は、性能を維持
する上で重要であり、システムを整列するのに必要であ
る。近代的な介在磁石の幾つかは、迅速にスイッチオン
及びオフするように設計され、従って、多くの例では主
磁界が存在しないときに前分極ユニットを配置すること
ができる（常時設置されない場合）。それ故、前分極ユ
ニットは、設置時に磁化される。小さな分極ユニットの
全単位重量（冷却装置を含むが、その支持体は除外す
る）は、５０ｋｇと推定され、そして大きな分極ユニッ
トは、１２０ｋｇと推定される。
【００３２】前分極ユニットは、磁化される必要があ
り、そして高い磁界では、提案されるＢrem の１．６倍
程度である。磁化の方法は、この組立体において、低質
ではあるが非常に高磁界の低温磁石にＨＴＳＣ部品を通
すことである。（ピーク磁界が重要なファクタであり、
磁界の質（均一性）ではない。）実際の装置から便利な
短い距離に配置される場合には、このユニットは、塩水
及び他の代謝物質を前分極して高速注入により患者へ与
えるのにも使用できる。前分極ユニットが磁化される
と、温度が上昇しそして超電流が停止するまで、そのま
まに保たねばならない。
り、そして高い磁界では、提案されるＢrem の１．６倍
程度である。磁化の方法は、この組立体において、低質
ではあるが非常に高磁界の低温磁石にＨＴＳＣ部品を通
すことである。（ピーク磁界が重要なファクタであり、
磁界の質（均一性）ではない。）実際の装置から便利な
短い距離に配置される場合には、このユニットは、塩水
及び他の代謝物質を前分極して高速注入により患者へ与
えるのにも使用できる。前分極ユニットが磁化される
と、温度が上昇しそして超電流が停止するまで、そのま
まに保たねばならない。
【００３３】最初に、高周波検出器は、前分極ユニット
のための低温装置の外部にあってもよいし、或いは冷却
されてそこに組み込まれてもよい。典型的な全寸法は、
シリンダが図１の小さなユニットの場合に長さが約９０
ｃｍで、直径が６ｃｍであり、そして図２の大きなユニ
ットの場合に長さが１１０ｃｍで、直径が２０ｃｍであ
る。図１の小さなユニットは、図２のように２つの前分
極ユニットを使用することもできるし、或いは図２の大
きなユニットが１つの前分極ユニットだけを使用するこ
ともできる。又、リニアモータ１３、１４とは別に、超
伝導磁石を像形成領域から迅速に引き出すものが考えら
れる。例えば、リニアモータは、ＨＴＳＣの回転ロータ
をロッド９に対して多ネジ駆動で使用するロータリモー
タに置き換えることもできる。更に別のものとして、Ｈ
ＴＳＣブロック８は、ブロックを推進するのに使用され
るリニアモータの一部分を形成することもできる。
のための低温装置の外部にあってもよいし、或いは冷却
されてそこに組み込まれてもよい。典型的な全寸法は、
シリンダが図１の小さなユニットの場合に長さが約９０
ｃｍで、直径が６ｃｍであり、そして図２の大きなユニ
ットの場合に長さが１１０ｃｍで、直径が２０ｃｍであ
る。図１の小さなユニットは、図２のように２つの前分
極ユニットを使用することもできるし、或いは図２の大
きなユニットが１つの前分極ユニットだけを使用するこ
ともできる。又、リニアモータ１３、１４とは別に、超
伝導磁石を像形成領域から迅速に引き出すものが考えら
れる。例えば、リニアモータは、ＨＴＳＣの回転ロータ
をロッド９に対して多ネジ駆動で使用するロータリモー
タに置き換えることもできる。更に別のものとして、Ｈ
ＴＳＣブロック８は、ブロックを推進するのに使用され
るリニアモータの一部分を形成することもできる。
【００３４】従って、図４を参照すれば、前分極ユニッ
トの第２の形態において、ＨＴＳＣ前分極磁石２８は、
スチールカン２９に収容された１つ以上のＨＴＳＣブロ
ックより成り、スチールカンは端部が開放していて、こ
れが像形成の前に患者の付近へもっていかれる。カン２
９は、ガイド管３０（例えばカーボンファイバで補強さ
れたファイバガラスで作られた）内を銅ブロック３１の
休止位置へとスライドすることができ、銅ブロックは、
これも銅の導体３９により冷却ユニットのコールドヘッ
ドに接続される。
トの第２の形態において、ＨＴＳＣ前分極磁石２８は、
スチールカン２９に収容された１つ以上のＨＴＳＣブロ
ックより成り、スチールカンは端部が開放していて、こ
れが像形成の前に患者の付近へもっていかれる。カン２
９は、ガイド管３０（例えばカーボンファイバで補強さ
れたファイバガラスで作られた）内を銅ブロック３１の
休止位置へとスライドすることができ、銅ブロックは、
これも銅の導体３９により冷却ユニットのコールドヘッ
ドに接続される。
【００３５】ブロック２８は、スチール管２９及びガイ
ド管３０と同様に、全て円筒形である。ガイド管３０
は、外側のケーシング３２（ガイド管と同じ材料で作ら
れた）内に収容され、ガイド管と外側のケーシングとの
間にスペース３３が画成され、これは、ガイド管を絶縁
するために排気される。銅ブロック３１の付近には超絶
縁材が与えられる。この超絶縁材は、アルミニウムのよ
うな高反射性（通常）真空蒸着被覆を伴う薄いマイラー
シートである。
ド管３０と同様に、全て円筒形である。ガイド管３０
は、外側のケーシング３２（ガイド管と同じ材料で作ら
れた）内に収容され、ガイド管と外側のケーシングとの
間にスペース３３が画成され、これは、ガイド管を絶縁
するために排気される。銅ブロック３１の付近には超絶
縁材が与えられる。この超絶縁材は、アルミニウムのよ
うな高反射性（通常）真空蒸着被覆を伴う薄いマイラー
シートである。
【００３６】ＨＴＳＣブロック２８は、リニアモータの
ロータを形成し、その固定巻線３５は、外側ケーシング
３２の外面に巻かれる。これらの巻線は、三相波巻きの
巻線であって、磁化ブロックの力を最適化するように離
間される。波巻きの巻線は、所望の磁界パターンを与え
るように通常繰り返される仕方で場所から場所へ変化す
る巻回数で巻かれたモータ型の巻線である。リニアモー
タに電力を維持する必要なく、ＨＴＳＣ磁石をその休止
位置に保持するために、ネオジミウム、ボロン及び鉄の
複合合金より成る永久磁石３６（例えば、Ｎｅｏｍａｘ
という商標で販売されている材料で構成された）が銅の
冷却ブロック３１の付近に設けられる。永久磁石３６
は、解除巻線３７により取り巻かれる。磁石３６よりも
直径が著しく大きい解除巻線からの磁界は、永久磁石の
磁界に対抗し、大きな直径のために永久磁石を消磁する
ことなくこれを行うことができる。解除巻線３７は、前
分極ブロック２８を前方に移動することが所望されると
きに付勢される。
ロータを形成し、その固定巻線３５は、外側ケーシング
３２の外面に巻かれる。これらの巻線は、三相波巻きの
巻線であって、磁化ブロックの力を最適化するように離
間される。波巻きの巻線は、所望の磁界パターンを与え
るように通常繰り返される仕方で場所から場所へ変化す
る巻回数で巻かれたモータ型の巻線である。リニアモー
タに電力を維持する必要なく、ＨＴＳＣ磁石をその休止
位置に保持するために、ネオジミウム、ボロン及び鉄の
複合合金より成る永久磁石３６（例えば、Ｎｅｏｍａｘ
という商標で販売されている材料で構成された）が銅の
冷却ブロック３１の付近に設けられる。永久磁石３６
は、解除巻線３７により取り巻かれる。磁石３６よりも
直径が著しく大きい解除巻線からの磁界は、永久磁石の
磁界に対抗し、大きな直径のために永久磁石を消磁する
ことなくこれを行うことができる。解除巻線３７は、前
分極ブロック２８を前方に移動することが所望されると
きに付勢される。
【００３７】第２の形態の前分極ユニットをＭＲＩに使
用することは、第１の形態の前分極ユニットについて述
べた通りである。従って、患者は、低磁界であるが高均
質性のＣ字型磁石１の開放した垂直に離間された磁極間
に入れられ、そして前分極ユニットは、図４で見て左側
の端が患者に隣接するように配置される。ＨＴＳＣブロ
ック２８は、解除巻線３７の動作の後に、巻線３５の適
切な付勢により銅の冷却ブロック３１によって冷却が維
持される休止位置から徐々に移動される。ＨＴＳＣブロ
ックは、次いで、図４に示す位置をとり、ここでは、像
形成されるべき領域の磁界が、Ｃ字型磁石により発生さ
れる磁界に比して著しく向上される。
用することは、第１の形態の前分極ユニットについて述
べた通りである。従って、患者は、低磁界であるが高均
質性のＣ字型磁石１の開放した垂直に離間された磁極間
に入れられ、そして前分極ユニットは、図４で見て左側
の端が患者に隣接するように配置される。ＨＴＳＣブロ
ック２８は、解除巻線３７の動作の後に、巻線３５の適
切な付勢により銅の冷却ブロック３１によって冷却が維
持される休止位置から徐々に移動される。ＨＴＳＣブロ
ックは、次いで、図４に示す位置をとり、ここでは、像
形成されるべき領域の磁界が、Ｃ字型磁石により発生さ
れる磁界に比して著しく向上される。
【００３８】送信コイルから高周波励起パルスが放出さ
れ、像形成される組織における陽子の方向が乱される。
ＨＴＳＣ磁石２８は、次いで、巻線３５の付勢により図
４で見てガイド管３０の右側へと急激に引っ込められ、
そしてＣ字型磁石の磁界に対して陽子の再方向付けとし
て発生された磁気共鳴信号が、次いで、Ｃ字型磁石の主
磁界により作用される受信コイルにより受け取られる。
ＨＴＳＣ磁石の引っ込めは、非常に迅速であり、その移
動はスプリング（図示せず）により抑制されるが、更
に、モータ巻線を閉ループサーボシステムで制御してそ
の速度を下げることができる。
れ、像形成される組織における陽子の方向が乱される。
ＨＴＳＣ磁石２８は、次いで、巻線３５の付勢により図
４で見てガイド管３０の右側へと急激に引っ込められ、
そしてＣ字型磁石の磁界に対して陽子の再方向付けとし
て発生された磁気共鳴信号が、次いで、Ｃ字型磁石の主
磁界により作用される受信コイルにより受け取られる。
ＨＴＳＣ磁石の引っ込めは、非常に迅速であり、その移
動はスプリング（図示せず）により抑制されるが、更
に、モータ巻線を閉ループサーボシステムで制御してそ
の速度を下げることができる。
【００３９】ＨＴＳＣ磁石は、外部の高磁界磁石を使用
して、それが銅ブロック３１において冷却された後に分
極される。このブロックは、この領域にあるときだけ冷
え、従って、あまり長い時間放置することはできない。
ブロックは、永久磁石によりこの領域に保持され、前分
極ユニットを移動できるようにする。もし所望であれ
ば、外側のケーシング３２内の高周波コイル３８は、磁
気共鳴像形成装置のための高周波送信コイルとして機能
することができる。
して、それが銅ブロック３１において冷却された後に分
極される。このブロックは、この領域にあるときだけ冷
え、従って、あまり長い時間放置することはできない。
ブロックは、永久磁石によりこの領域に保持され、前分
極ユニットを移動できるようにする。もし所望であれ
ば、外側のケーシング３２内の高周波コイル３８は、磁
気共鳴像形成装置のための高周波送信コイルとして機能
することができる。
【００４０】典型的な寸法は、ＹＢＣＯブロックの直径
が約４０ｍｍであり、モータ巻線を含む全直径が約９０
ｍｍであり、そして前分極ユニットの全長が約６００ｍ
ｍである。ブロックの数は、分極ユニットのサイズ及び
その直径に基づく。６０ないし７０ｍｍ及びそれ以上の
直径を使用することができる。図３に示すユニットに比
して、前分極ユニットは短いものであり、１つのＨＴＳ
Ｃ磁石しか必要としない。ＨＴＳＣ磁石は、外部手段を
用いて磁化されるのが好ましいが、モータの巻線をこの
目的で使用することもできる。
が約４０ｍｍであり、モータ巻線を含む全直径が約９０
ｍｍであり、そして前分極ユニットの全長が約６００ｍ
ｍである。ブロックの数は、分極ユニットのサイズ及び
その直径に基づく。６０ないし７０ｍｍ及びそれ以上の
直径を使用することができる。図３に示すユニットに比
して、前分極ユニットは短いものであり、１つのＨＴＳ
Ｃ磁石しか必要としない。ＨＴＳＣ磁石は、外部手段を
用いて磁化されるのが好ましいが、モータの巻線をこの
目的で使用することもできる。
【００４１】前分極ブロック２８がそれ自身のモータロ
ータを形成するこの実施形態では、コイルを短くできる
が、モータ巻線は管の長さに沿って含まれねばならな
い。モータが直流モータである場合には、それと巻線を
個々に編成される区分へと分割し、ＨＴＳＣロータの力
をその移動方向と同じ方向に維持しなければならない。
この方法の利点は、ＨＴＳＣの量を節約し、ロータ区分
の質量を減少し、そして分極ユニットの長さを短縮する
ことである。欠点は、分極ユニットの直径が増加するこ
とである。引っ込んだ位置においてもＨＴＳＣ２８から
の大きな漂遊磁界（ＮＭＲについての）を最小にするた
めに、これを図６に示すように鉄ボックス４０へと引っ
込めることができる。これは、ほとんどの漂遊磁束を捕
獲し、開口を通る漏出は、蓋コイル４１により更に減少
することができる。或いは又、漏れ磁束を拘束するよう
に磁石巻線の一部分を適当に付勢することもできる。
ータを形成するこの実施形態では、コイルを短くできる
が、モータ巻線は管の長さに沿って含まれねばならな
い。モータが直流モータである場合には、それと巻線を
個々に編成される区分へと分割し、ＨＴＳＣロータの力
をその移動方向と同じ方向に維持しなければならない。
この方法の利点は、ＨＴＳＣの量を節約し、ロータ区分
の質量を減少し、そして分極ユニットの長さを短縮する
ことである。欠点は、分極ユニットの直径が増加するこ
とである。引っ込んだ位置においてもＨＴＳＣ２８から
の大きな漂遊磁界（ＮＭＲについての）を最小にするた
めに、これを図６に示すように鉄ボックス４０へと引っ
込めることができる。これは、ほとんどの漂遊磁束を捕
獲し、開口を通る漏出は、蓋コイル４１により更に減少
することができる。或いは又、漏れ磁束を拘束するよう
に磁石巻線の一部分を適当に付勢することもできる。
【００４２】図６に示すように鉄を使用する場合の欠点
は、磁石１の主磁界に対するその影響である。通常、こ
れは、図１及び２に示すように垂直であるが、鉄の存在
がそれを歪める。従来の永久磁石４２のブロック（例え
ば、ｎｅｏｍａｘ−ネオジミウム、ボロン及び鉄、これ
はかなり小さくできる）を使用して、図示されたように
これを最小にすることができる。ブロック及びその配置
の詳細は、前分極ユニットを使用すべきところの磁石
と、鉄ボックスの相対的なサイズとに依存する。又、図
６のシールド構成体は、図３及び５に示す第１及び第３
の形態の前分極ユニットにも使用できる。
は、磁石１の主磁界に対するその影響である。通常、こ
れは、図１及び２に示すように垂直であるが、鉄の存在
がそれを歪める。従来の永久磁石４２のブロック（例え
ば、ｎｅｏｍａｘ−ネオジミウム、ボロン及び鉄、これ
はかなり小さくできる）を使用して、図示されたように
これを最小にすることができる。ブロック及びその配置
の詳細は、前分極ユニットを使用すべきところの磁石
と、鉄ボックスの相対的なサイズとに依存する。又、図
６のシールド構成体は、図３及び５に示す第１及び第３
の形態の前分極ユニットにも使用できる。
【００４３】同様の部分が図４と同じ参照番号で示され
た図５を参照して、第３の形態の前分極ユニットについ
て説明する。しかしながら、この形式の前分極は、Ｃ字
型磁石に対して異なる向きで使用される。図５の実施形
態と図４との主たる相違は、ブロック２８及びスチール
カン２９が円筒状ではなく長方形の断面であり、そして
ＨＴＳＣ磁石の作用面、即ちスチールカン２９の開放端
の面が図２のように軸方向ではなくてガイド管３０にお
いて横方向に向けられることである。ガイド管３０は、
ＨＴＳＣブロック及びスチールカン２９を収容するため
の長方形区分を有し、そして図１の波巻きのリニアモー
タ３５は、ソレノイド３５、好ましくはマルチスタート
ソレノイドに置き換えられる。
た図５を参照して、第３の形態の前分極ユニットについ
て説明する。しかしながら、この形式の前分極は、Ｃ字
型磁石に対して異なる向きで使用される。図５の実施形
態と図４との主たる相違は、ブロック２８及びスチール
カン２９が円筒状ではなく長方形の断面であり、そして
ＨＴＳＣ磁石の作用面、即ちスチールカン２９の開放端
の面が図２のように軸方向ではなくてガイド管３０にお
いて横方向に向けられることである。ガイド管３０は、
ＨＴＳＣブロック及びスチールカン２９を収容するため
の長方形区分を有し、そして図１の波巻きのリニアモー
タ３５は、ソレノイド３５、好ましくはマルチスタート
ソレノイドに置き換えられる。
【００４４】図５の前分極ユニットは、その軸が図２の
紙面に対して直角になるように方向付けされる。真空ス
ペースに高周波コイルが含まれる場合には、それが図示
されたようにＨＴＳＣ磁石の開放面を取り巻く。図５の
銅の冷却ブロック３１、超絶縁材３４を伴う真空包囲体
３３、外部ケーシング３２、コールドヘッド３９及び磁
石３６への導電性経路、並びに解除巻線３７は、ガイド
管３０及びＨＴＳＣブロック２８の寸法の変更を受け入
れることを除いて、全て、図４と同じである。
紙面に対して直角になるように方向付けされる。真空ス
ペースに高周波コイルが含まれる場合には、それが図示
されたようにＨＴＳＣ磁石の開放面を取り巻く。図５の
銅の冷却ブロック３１、超絶縁材３４を伴う真空包囲体
３３、外部ケーシング３２、コールドヘッド３９及び磁
石３６への導電性経路、並びに解除巻線３７は、ガイド
管３０及びＨＴＳＣブロック２８の寸法の変更を受け入
れることを除いて、全て、図４と同じである。
【００４５】図３ないし５の前分極ユニットのＨＴＳＣ
磁石は、溶融−急冷式のＨＴＳＣでよく、例えば、これ
ら磁石は、溶融処理された単結晶ＹＢＣＯ（通常、ＹＢ
ａ2Ｃｕ3 Ｏ7-x の組成を有するイットリウム・バリウ
ム・銅酸化物、Ｙ−Ｂａ−Ｃｕ−Ｏ）で構成されてもよ
いし、或いは他の高温超伝導体、例えば、ＢＳＣＣＯ
（Ｂｉ2 Ｓｒ2 Ｃａ1 Ｃｕ2 Ｏ8 又はＢｉ2 Ｓｒ2 Ｃａ
2 Ｃｕ3 Ｏ10）として知られた材料が使用されてもよ
い。本発明は、Ｃ字型磁石以外の磁石、例えば、Ｈ字型
磁石、又はヨーク及び磁極片を使用する他の永久磁石と
共に使用することができる。又、本発明は、小さなソレ
ノイド型の磁石と共に使用することもできる。最後に、
図３ないし５のステータ巻線は、オイル又は脱イオン水
で冷却される中空の銅又はアルミニウム導体でもよい。
磁石は、溶融−急冷式のＨＴＳＣでよく、例えば、これ
ら磁石は、溶融処理された単結晶ＹＢＣＯ（通常、ＹＢ
ａ2Ｃｕ3 Ｏ7-x の組成を有するイットリウム・バリウ
ム・銅酸化物、Ｙ−Ｂａ−Ｃｕ−Ｏ）で構成されてもよ
いし、或いは他の高温超伝導体、例えば、ＢＳＣＣＯ
（Ｂｉ2 Ｓｒ2 Ｃａ1 Ｃｕ2 Ｏ8 又はＢｉ2 Ｓｒ2 Ｃａ
2 Ｃｕ3 Ｏ10）として知られた材料が使用されてもよ
い。本発明は、Ｃ字型磁石以外の磁石、例えば、Ｈ字型
磁石、又はヨーク及び磁極片を使用する他の永久磁石と
共に使用することができる。又、本発明は、小さなソレ
ノイド型の磁石と共に使用することもできる。最後に、
図３ないし５のステータ巻線は、オイル又は脱イオン水
で冷却される中空の銅又はアルミニウム導体でもよい。
【図１】特定のＣ字型鉄ヨーク付き磁石において示され
た１つの前分極ユニットを使用する本発明の第１の実施
形態の概略前面図である。
た１つの前分極ユニットを使用する本発明の第１の実施
形態の概略前面図である。
【図２】同じ形態の磁石において示された２つの前分極
ユニットを使用する本発明の第２の実施形態の概略前面
図である。
ユニットを使用する本発明の第２の実施形態の概略前面
図である。
【図３】図１又は２のＭＲＩ装置に使用するための第１
の前分極ユニットを示す部分概略、部分断面前面図であ
る。
の前分極ユニットを示す部分概略、部分断面前面図であ
る。
【図４】図１及び２のＭＲＩ装置に使用するための前分
極ユニットの第２の形態を示す軸方向断面図である。
極ユニットの第２の形態を示す軸方向断面図である。
【図５】ＭＲＩ装置に使用するための前分極ユニットの
第３の形態を示す軸方向断面図である。
第３の形態を示す軸方向断面図である。
【図６】図４に対して更に小さなスケールで第２の分極
ユニットの変形を示す部分概略軸方向断面図である。
ユニットの変形を示す部分概略軸方向断面図である。
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (72)発明者 イアン ロバート ヤング イギリス ウィルシャー エスエヌ８ ４ イーアール マールボロー ウェスト オ ーヴァートン （番地なし） チャーチ ヒル コッテージ
Claims (13)
- 【請求項１】 像形成領域を通して磁界を発生するため
の磁石と、像形成領域に高周波パルスを付与しそして磁
界勾配を形成するための手段と、高い主磁界を与えるた
めに像形成領域に隣接配置された高温超伝導磁石（ＨＴ
ＳＣ）と、このＨＴＳＣ磁石を像形成領域から急速に引
っ込める手段とを備えたことを特徴とする磁気共鳴像形
成装置。 - 【請求項２】 上記ＨＴＳＣ磁石が像形成領域に対して
隣接する位置にのせられそして像形成領域から引っ込め
られるところの導通冷却面を更に含む請求項１に記載の
装置。 - 【請求項３】 上記冷却面は、真空包囲体内に収容され
る請求項２に記載の装置。 - 【請求項４】 上記磁石は、上記包囲体内を移動するよ
うに案内される請求項３に記載の装置。 - 【請求項５】 ＨＴＳＣ磁石を急速に引っ込める上記手
段は、リニアモータを含む請求項１ないし４のいずれか
に記載の装置。 - 【請求項６】 上記ＨＴＳＣ磁石は、リニアモータの移
動経路を形成する請求項５に記載の装置。 - 【請求項７】 上記リニアモータは、中空の液体冷却式
巻線を有する請求項５又は６に記載の装置。 - 【請求項８】 上記リニアモータのロータは、ＨＴＳＣ
磁石である請求項５に記載の装置。 - 【請求項９】 上記ロータは、モータ巻線に電流を通流
することにより磁化できる請求項８に記載の装置。 - 【請求項１０】 高周波信号を受け取るときに磁石から
の磁界をバランスするために、像形成領域に反対側に隣
接配置された第２のＨＴＳＣ磁石を更に含む請求項１な
いし９のいずれかに記載の装置。 - 【請求項１１】 最初に述べた磁石は、磁極を接続する
ヨークを有する請求項１ないし１０のいずれかに記載の
装置。 - 【請求項１２】 上記磁石は、Ｃ字型磁石である請求項
１１に記載の装置。 - 【請求項１３】 引っ込められた位置にあるＨＴＳＣ磁
石の影響から像形成磁石をシールドするための鉄ボック
スを更に含む請求項１ないし１２のいずれかに記載の装
置。
Applications Claiming Priority (4)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| GB9715938A GB2327762A (en) | 1997-07-29 | 1997-07-29 | MRI magnet with shuttling HTSC prepolarising block |
| GB9803624A GB2334585A (en) | 1997-07-29 | 1998-02-20 | Linear motor in a shuttling prepolariser uses MRI magnet as rotor |
| GB9803624:7 | 1998-02-20 | ||
| GB9715938:8 | 1998-02-20 |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH11128206A true JPH11128206A (ja) | 1999-05-18 |
Family
ID=26311957
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP10247689A Pending JPH11128206A (ja) | 1997-07-29 | 1998-07-29 | 磁気共鳴像形成装置 |
Country Status (4)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US6275039B1 (ja) |
| EP (1) | EP0895093B1 (ja) |
| JP (1) | JPH11128206A (ja) |
| DE (1) | DE69830105T2 (ja) |
Cited By (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2012523946A (ja) * | 2009-04-20 | 2012-10-11 | タイム メディカル ホールディングス カンパニー リミテッド | 極低温冷却型超伝導ｒｆヘッドコイルアレイ及びこれを用いるヘッドオンリー磁気共鳴イメージング（ｍｒｉ）システム |
Families Citing this family (9)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| DE19911043A1 (de) * | 1999-03-12 | 2000-09-14 | Philips Corp Intellectual Pty | MR-Verfahren |
| GB0211516D0 (en) * | 2002-05-20 | 2002-06-26 | Univ Sheffield | Method and apparatus for magnetic resonance imaging |
| WO2006023208A2 (en) * | 2004-07-22 | 2006-03-02 | The Regents Of The University Of California | Low field magnetic resonance imaging |
| US20100259259A1 (en) * | 2005-09-21 | 2010-10-14 | Markus Zahn | Systems and methods for tuning properties of nanoparticles |
| US7579838B2 (en) * | 2005-11-18 | 2009-08-25 | General Electric Company | Systems, methods and apparatus for a partially elongated field of view in a magnetic resonance imaging system |
| DE102005057381A1 (de) * | 2005-11-30 | 2007-06-14 | Trithor Gmbh | Primärteil eines Linearmotors und Linearmotor hiermit |
| US8970217B1 (en) | 2010-04-14 | 2015-03-03 | Hypres, Inc. | System and method for noise reduction in magnetic resonance imaging |
| DE102016203588A1 (de) * | 2016-03-04 | 2017-09-07 | Bruker Biospin Gmbh | Streufeldarme Permanentmagnetanordnung für MR-Apparaturen |
| WO2018201001A1 (en) * | 2017-04-28 | 2018-11-01 | The Penn State Research Foundation | Adult head-sized coil-based low-field mri |
Family Cites Families (3)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| FI91448C (fi) * | 1991-11-22 | 1994-06-27 | Picker Nordstar Oy | Magneettikuvauslaite ja -menetelmä |
| US5563564A (en) * | 1993-04-22 | 1996-10-08 | University Of Houston | Strong high-temperature superconductor trapped field magnets |
| DE19619471C1 (de) * | 1996-05-14 | 1997-10-16 | Siemens Ag | Kernspintomographiegerät mit Vorpolarisation |
-
1998
- 1998-07-21 DE DE69830105T patent/DE69830105T2/de not_active Expired - Fee Related
- 1998-07-21 EP EP98305817A patent/EP0895093B1/en not_active Expired - Lifetime
- 1998-07-29 JP JP10247689A patent/JPH11128206A/ja active Pending
- 1998-07-29 US US09/124,656 patent/US6275039B1/en not_active Expired - Fee Related
Cited By (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2012523946A (ja) * | 2009-04-20 | 2012-10-11 | タイム メディカル ホールディングス カンパニー リミテッド | 極低温冷却型超伝導ｒｆヘッドコイルアレイ及びこれを用いるヘッドオンリー磁気共鳴イメージング（ｍｒｉ）システム |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| US6275039B1 (en) | 2001-08-14 |
| EP0895093A1 (en) | 1999-02-03 |
| EP0895093B1 (en) | 2005-05-11 |
| DE69830105D1 (de) | 2005-06-16 |
| DE69830105T2 (de) | 2006-02-02 |
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