JPH1199139A - 周辺アクセスおよび非均質磁場を有する磁気共鳴像映システム - Google Patents
周辺アクセスおよび非均質磁場を有する磁気共鳴像映システムInfo
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- JPH1199139A JPH1199139A JP10219556A JP21955698A JPH1199139A JP H1199139 A JPH1199139 A JP H1199139A JP 10219556 A JP10219556 A JP 10219556A JP 21955698 A JP21955698 A JP 21955698A JP H1199139 A JPH1199139 A JP H1199139A
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- 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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Abstract
(57)【要約】
【課題】 物体の画像を形成するためのＭＲＩ装置であ
って、磁場へのアクセスが容易であり、ＳＮ比を比較的
大きくし且つ比較的電力の小さいＲＦ送信器を実現する
ために磁場の大きさの勾配が実質的に非ゼロである装置
を提供すること。 【解決手段】 このＭＲＩ装置１０は、ベース１２、１
対の磁石１４，１６、および送受信器ユニット５２を含
む。これらの磁石は、一つの磁石１４のＮ極面を他の磁
石１６のＳ極面に向けてベース１２に取付けられてい
る。このＮ極面とＳ極面は、各々ほぼアーチ形で、この
Ｎ極面とＳ極面の間のほぼＵ字形領域に磁場を確立す
る。画像形成をこの磁場の非均質部分で行う。この部分
は、相互に異なる一定の磁場の大きさを有する、ほぼ平
行な面に特徴がある。Ｕ字形領域の上から、物体を磁場
のこの部分に置き、送受信器５２を作動させてこの磁場
体積内の各画像面を適当なラーモア周波数で選択的に照
射して画像を作る。
って、磁場へのアクセスが容易であり、ＳＮ比を比較的
大きくし且つ比較的電力の小さいＲＦ送信器を実現する
ために磁場の大きさの勾配が実質的に非ゼロである装置
を提供すること。 【解決手段】 このＭＲＩ装置１０は、ベース１２、１
対の磁石１４，１６、および送受信器ユニット５２を含
む。これらの磁石は、一つの磁石１４のＮ極面を他の磁
石１６のＳ極面に向けてベース１２に取付けられてい
る。このＮ極面とＳ極面は、各々ほぼアーチ形で、この
Ｎ極面とＳ極面の間のほぼＵ字形領域に磁場を確立す
る。画像形成をこの磁場の非均質部分で行う。この部分
は、相互に異なる一定の磁場の大きさを有する、ほぼ平
行な面に特徴がある。Ｕ字形領域の上から、物体を磁場
のこの部分に置き、送受信器５２を作動させてこの磁場
体積内の各画像面を適当なラーモア周波数で選択的に照
射して画像を作る。
Description
【０００１】
【発明の属する技術分野】本発明は、一般的には磁気共
鳴画像（ＭＲＩ）システムに関する。更に詳しくは、本
発明は、生体組織の画像を形成するために非均質磁場を
使う小型ＭＲＩシステムに関する。本発明は、特に、高
度に周辺アクセス性がよく、且つ物体の画像を形成する
ために、相互に磁場強度が異なる面および磁場勾配を有
する非均質磁場を使用するＭＲＩシステムとして有用で
あるが、それだけに限らない。
鳴画像（ＭＲＩ）システムに関する。更に詳しくは、本
発明は、生体組織の画像を形成するために非均質磁場を
使う小型ＭＲＩシステムに関する。本発明は、特に、高
度に周辺アクセス性がよく、且つ物体の画像を形成する
ために、相互に磁場強度が異なる面および磁場勾配を有
する非均質磁場を使用するＭＲＩシステムとして有用で
あるが、それだけに限らない。
【０００２】
【従来の技術】磁気共鳴画像（ＭＲＩ）が内部生体組織
の構造についての有用な情報をもたらせることは広く知
られている。ＭＲＩの一つの非常に重要で広く使われて
いる用途は、人体の内部の非侵襲性臨床画像用である。
よく知られるように、ＭＲＩは、人体のこれらの内部の
マップまたは画像を作るために、原子核の核磁気共鳴に
依存する。重要なことは、ＭＲＩが非侵襲的処置であ
り、特定の内部組織についての医療情報を得るために安
全且つ有効に使えることである。
の構造についての有用な情報をもたらせることは広く知
られている。ＭＲＩの一つの非常に重要で広く使われて
いる用途は、人体の内部の非侵襲性臨床画像用である。
よく知られるように、ＭＲＩは、人体のこれらの内部の
マップまたは画像を作るために、原子核の核磁気共鳴に
依存する。重要なことは、ＭＲＩが非侵襲的処置であ
り、特定の内部組織についての医療情報を得るために安
全且つ有効に使えることである。
【０００３】ある原子核が核磁気モーメントを有し、そ
れを靜磁場に置いたとき、ある個別の方位だけを取り得
ることは知られている。これらの方位の各々は、これら
の原子核の異なるエネルギー状態に対応する。更に、磁
場で核に、電磁波とも言う高周波（ＲＦ）電磁放射線を
加えると、核のエネルギー状態の一つの準位から他への
遷移を誘起できることが知られている。そのような遷移
は、核磁気共鳴（ＮＭＲ）として知られている。
れを靜磁場に置いたとき、ある個別の方位だけを取り得
ることは知られている。これらの方位の各々は、これら
の原子核の異なるエネルギー状態に対応する。更に、磁
場で核に、電磁波とも言う高周波（ＲＦ）電磁放射線を
加えると、核のエネルギー状態の一つの準位から他への
遷移を誘起できることが知られている。そのような遷移
は、核磁気共鳴（ＮＭＲ）として知られている。
【０００４】ラーモア周波数として知られる、ＲＦ電磁
波の特定の周波数は、磁場でこのエネルギー状態および
特定の核の磁気モーメントの対応する方位の変化を誘起
するために最も有効な周波数である。特に、各核に対す
るラーモア周波数は、それらの特定の核の位置での磁場
の大きさに比例する。核の画像を形成するためには、画
像を形成すべき核のラーモア周波数の電磁波を、送信器
に接続したアンテナによって伝送する。これらのラーモ
ア周波数で伝送された電磁波が画像を形成すべき核の磁
気モーメントの方位を変える。次に、核の磁気モーメン
トが最初の方位に戻ると、核の磁気モーメントが検出可
能な電磁波を発生し、それを再び集束してスピンエコー
を作ることができる。これらのスピンエコーの特性は、
画像を形成する核の局部環境を表す。核によって発生し
たスピンエコーは、ＲＦ受信器によって検出する。重要
なことは、検出した電磁波が局部ラーモア周波数で振動
することである。上記の議論から、磁場の範囲内に置か
れた核がラーモア周波数の対応する範囲内で振動するこ
とが分る。
波の特定の周波数は、磁場でこのエネルギー状態および
特定の核の磁気モーメントの対応する方位の変化を誘起
するために最も有効な周波数である。特に、各核に対す
るラーモア周波数は、それらの特定の核の位置での磁場
の大きさに比例する。核の画像を形成するためには、画
像を形成すべき核のラーモア周波数の電磁波を、送信器
に接続したアンテナによって伝送する。これらのラーモ
ア周波数で伝送された電磁波が画像を形成すべき核の磁
気モーメントの方位を変える。次に、核の磁気モーメン
トが最初の方位に戻ると、核の磁気モーメントが検出可
能な電磁波を発生し、それを再び集束してスピンエコー
を作ることができる。これらのスピンエコーの特性は、
画像を形成する核の局部環境を表す。核によって発生し
たスピンエコーは、ＲＦ受信器によって検出する。重要
なことは、検出した電磁波が局部ラーモア周波数で振動
することである。上記の議論から、磁場の範囲内に置か
れた核がラーモア周波数の対応する範囲内で振動するこ
とが分る。
【０００５】大抵のＭＲＩ装置は、均質な靜磁場を利用
する。均質な磁場では、この磁場の大きさの勾配の成分
は、この磁場の画像形成領域内の全ての点でほぼゼロに
等しい（ＧX ＝ＧY ＝ＧZ ＝０）。従って、振動するＲ
Ｆ帯域幅が比較的狭い。それに反して、非均質磁場で
は、少なくとも一つの勾配成分、Ｇz 、がゼロに等しく
ない。“ＮＭＲ画像装置”に関するリー等に特許され
た、米国特許第４，４９８，０４８号は、ほぼ均質な磁
場を有するＭＲＩ装置の例である。それに反して、“遠
隔配置したＭＲＩシステム”に関するクロウリー等に特
許された、米国特許第５，３０４，９３０号（以下、
‘９３０特許と称する）は、非均質な靜磁場を有するＭ
ＲＩ装置の例である。しかるに、‘９３０特許は、磁場
勾配がほぼゼロでないＭＲＩ装置で画像を形成するため
の方法も開示している。
する。均質な磁場では、この磁場の大きさの勾配の成分
は、この磁場の画像形成領域内の全ての点でほぼゼロに
等しい（ＧX ＝ＧY ＝ＧZ ＝０）。従って、振動するＲ
Ｆ帯域幅が比較的狭い。それに反して、非均質磁場で
は、少なくとも一つの勾配成分、Ｇz 、がゼロに等しく
ない。“ＮＭＲ画像装置”に関するリー等に特許され
た、米国特許第４，４９８，０４８号は、ほぼ均質な磁
場を有するＭＲＩ装置の例である。それに反して、“遠
隔配置したＭＲＩシステム”に関するクロウリー等に特
許された、米国特許第５，３０４，９３０号（以下、
‘９３０特許と称する）は、非均質な靜磁場を有するＭ
ＲＩ装置の例である。しかるに、‘９３０特許は、磁場
勾配がほぼゼロでないＭＲＩ装置で画像を形成するため
の方法も開示している。
【０００６】均質な磁場を有するＭＲＩ装置と非均質な
靜磁場を有するＭＲＩ装置の両方に対して、患者が磁場
に適切にアクセスできるように磁石を形作り、位置付け
ることが重要である。磁場領域へ適切にアクセスできる
ようにしながら、患者を快適に配置することが高品質の
医療画像を形成するために重要である。大きな磁石と、
それらの対応する支持構造物は共に、ＭＲＩ装置の磁場
への患者のアクセスを困難とすることがある。均質な磁
場を有するＭＲＩ装置に対し、磁石の物理的容積は、人
体内部の医療的に有用な画像を形成するために必要な画
像形成体積よりかなり大きい。均質な磁場を有するＭＲ
Ｉ装置では、磁石の嵩のために、患者がこれらの装置で
磁場にアクセスするための開口部の大きさが一般的に制
限される。このアクセスの制限は、高度な均質磁場を作
るために磁場源を注意深く並置する必要があるという事
実から生ずる。設計によって、これらの勾配の磁場が高
い精度で互いに相殺してＧX ＝ＧY ＝ＧZ ＝０という結
果を与えるようにこれらの源を並置する。磁気源は、そ
のような相互相殺を達成するために、しばしばこの画像
形成体積の周辺の至る所に置かねばならず、それによっ
て周辺のアクセスが制限される。それに反して、非均質
な磁場を有するＭＲＩ装置は、靜磁場勾配を完全に相殺
する必要はない。その結果、磁石の周辺部の一部が空い
たままであり、患者のアクセスがあまり制限されない。
患者のアクセスを容易とすることに加えて、非均質磁場
は、構築が容易であり、並びに温度および技術的公差の
変動に敏感でない。
靜磁場を有するＭＲＩ装置の両方に対して、患者が磁場
に適切にアクセスできるように磁石を形作り、位置付け
ることが重要である。磁場領域へ適切にアクセスできる
ようにしながら、患者を快適に配置することが高品質の
医療画像を形成するために重要である。大きな磁石と、
それらの対応する支持構造物は共に、ＭＲＩ装置の磁場
への患者のアクセスを困難とすることがある。均質な磁
場を有するＭＲＩ装置に対し、磁石の物理的容積は、人
体内部の医療的に有用な画像を形成するために必要な画
像形成体積よりかなり大きい。均質な磁場を有するＭＲ
Ｉ装置では、磁石の嵩のために、患者がこれらの装置で
磁場にアクセスするための開口部の大きさが一般的に制
限される。このアクセスの制限は、高度な均質磁場を作
るために磁場源を注意深く並置する必要があるという事
実から生ずる。設計によって、これらの勾配の磁場が高
い精度で互いに相殺してＧX ＝ＧY ＝ＧZ ＝０という結
果を与えるようにこれらの源を並置する。磁気源は、そ
のような相互相殺を達成するために、しばしばこの画像
形成体積の周辺の至る所に置かねばならず、それによっ
て周辺のアクセスが制限される。それに反して、非均質
な磁場を有するＭＲＩ装置は、靜磁場勾配を完全に相殺
する必要はない。その結果、磁石の周辺部の一部が空い
たままであり、患者のアクセスがあまり制限されない。
患者のアクセスを容易とすることに加えて、非均質磁場
は、構築が容易であり、並びに温度および技術的公差の
変動に敏感でない。
【０００７】‘９３０特許に開示されている磁石システ
ムは、この一般的なアクセスを制限しない磁石の傾向を
表す例である。特に、不均一磁場を有する磁石は、画像
形成する組織を囲みも閉込めもしない。そうではなく
て、この磁石は、画像形成すべき組織に近接して並置す
る。本発明は、非均質磁場での周辺アクセスにおける利
益を維持しながら、遠隔配置した磁石より幾らか閉込め
るような磁石の使用を強制的とする理由があることを認
識する。特に、本発明は、まだこの磁石内の画像形成領
域への実質的アクセスをできるようにしながら、前述の
非ゼロ磁場勾配の相対的大きさを減らすために磁石源を
適当に配置してもよいことを認識する。そうであるか
ら、本発明の構造は、開放した、遠隔配置の磁石と閉じ
た、均質磁場の磁石との間にあると概念的に考えること
ができる。
ムは、この一般的なアクセスを制限しない磁石の傾向を
表す例である。特に、不均一磁場を有する磁石は、画像
形成する組織を囲みも閉込めもしない。そうではなく
て、この磁石は、画像形成すべき組織に近接して並置す
る。本発明は、非均質磁場での周辺アクセスにおける利
益を維持しながら、遠隔配置した磁石より幾らか閉込め
るような磁石の使用を強制的とする理由があることを認
識する。特に、本発明は、まだこの磁石内の画像形成領
域への実質的アクセスをできるようにしながら、前述の
非ゼロ磁場勾配の相対的大きさを減らすために磁石源を
適当に配置してもよいことを認識する。そうであるか
ら、本発明の構造は、開放した、遠隔配置の磁石と閉じ
た、均質磁場の磁石との間にあると概念的に考えること
ができる。
【０００８】このアプローチに幾つかの利点があり、そ
れらは全て靜磁場勾配での磁場値の範囲間の関係に由来
する。特に、もし、非均質磁場勾配を減らすと、指定し
た画像形成体積を横切るラーモア周波数の対応する範囲
が減る。先に引用したＲＦ伝送の観点から、これは、必
要な帯域幅を減らすことによって、典型的にピーク電力
要件を軽減する。ＲＦ送信器電力を減らすことは、患者
への不必要なＲＦ露出、電子回路装置のエネルギー消
費、並びに送信器および対応する電源装置の複雑さおよ
び大きさを減らす。ＲＦ受信器の観点から、受信した信
号に対して相応じて減少した帯域幅が熱ノイズの帯域幅
の減少を伴い、ＳＮ比が相応じて増加する。
れらは全て靜磁場勾配での磁場値の範囲間の関係に由来
する。特に、もし、非均質磁場勾配を減らすと、指定し
た画像形成体積を横切るラーモア周波数の対応する範囲
が減る。先に引用したＲＦ伝送の観点から、これは、必
要な帯域幅を減らすことによって、典型的にピーク電力
要件を軽減する。ＲＦ送信器電力を減らすことは、患者
への不必要なＲＦ露出、電子回路装置のエネルギー消
費、並びに送信器および対応する電源装置の複雑さおよ
び大きさを減らす。ＲＦ受信器の観点から、受信した信
号に対して相応じて減少した帯域幅が熱ノイズの帯域幅
の減少を伴い、ＳＮ比が相応じて増加する。
【０００９】本発明が認識するように、ＳＮ比の増加、
およびラーモア周波数でＲＦ波を伝送するために必要な
ＲＦ送信器電力の量の減少は、この靜磁場を適正に形作
ることによって実現できる。この磁場は、磁場源を並置
することによって形作り、この磁場勾配、ＧZ 、の大き
さを、その勾配を完全に相殺しようとする試みをせず
に、減らす。磁場勾配、ＧZ 、の大きさを減らすこと
は、固定した画像形成体積を横切る磁場の大きさの範囲
を減少し、それによってその体積を画像形成するために
必要なラーモア周波数の帯域幅を減少する。ラーモア周
波数の帯域幅の減少がＲＦ受信器の帯域幅の減少を可能
にし、それが受信器によるノイズの少ないパワーの受
信、および対応するＳＮ比の増加という結果になる。ラ
ーモア周波数の帯域幅の減少は、ＲＦ送信器の帯域幅の
減少も可能にし、それが相応じて送信器電力を減少す
る。
およびラーモア周波数でＲＦ波を伝送するために必要な
ＲＦ送信器電力の量の減少は、この靜磁場を適正に形作
ることによって実現できる。この磁場は、磁場源を並置
することによって形作り、この磁場勾配、ＧZ 、の大き
さを、その勾配を完全に相殺しようとする試みをせず
に、減らす。磁場勾配、ＧZ 、の大きさを減らすこと
は、固定した画像形成体積を横切る磁場の大きさの範囲
を減少し、それによってその体積を画像形成するために
必要なラーモア周波数の帯域幅を減少する。ラーモア周
波数の帯域幅の減少がＲＦ受信器の帯域幅の減少を可能
にし、それが受信器によるノイズの少ないパワーの受
信、および対応するＳＮ比の増加という結果になる。ラ
ーモア周波数の帯域幅の減少は、ＲＦ送信器の帯域幅の
減少も可能にし、それが相応じて送信器電力を減少す
る。
【００１０】
【発明が解決しようとする課題】上記に照らして、本発
明の目的は、磁場へのアクセスが開放的な、物体の画像
を形成するためのＭＲＩ装置を提供することである。本
発明の他の目的は、小型であるが、ＳＮ比を比較的大き
くし且つ比較的電力の小さいＲＦ送信器を実現するため
に磁場の大きさの勾配が実質的に非ゼロであるＭＲＩ装
置を提供することである。本発明の更に他の目的は、実
行が容易であり、使用が簡単であり、可搬性があり、且
つ比較的コスト効果のよい、物体の画像を形成するため
のＭＲＩ装置を提供することである。
明の目的は、磁場へのアクセスが開放的な、物体の画像
を形成するためのＭＲＩ装置を提供することである。本
発明の他の目的は、小型であるが、ＳＮ比を比較的大き
くし且つ比較的電力の小さいＲＦ送信器を実現するため
に磁場の大きさの勾配が実質的に非ゼロであるＭＲＩ装
置を提供することである。本発明の更に他の目的は、実
行が容易であり、使用が簡単であり、可搬性があり、且
つ比較的コスト効果のよい、物体の画像を形成するため
のＭＲＩ装置を提供することである。
【００１１】
【課題を解決するための手段】物体の画像を形成するた
めのＭＲＩ装置が複数の磁石源、送受信器ユニット、お
よび支持構造物として作用するベースを含む。これらの
磁石は、一つの磁石のＮ極面を他の磁石のＳ極面に向け
て、このベースに取付けられている。このＮ極面とＳ極
面は、各々ほぼアーチ形で、このＮ極面とＳ極面の間の
Ｕ字形チャンネル領域に磁場を確立する。これらの磁石
の詳細形状のために、この磁場容積の一部分は、相互に
異なる一定の磁場の大きさを有する、ほぼ平行なほぼ平
面に特徴がある。代替実施例では、これらの面が全体と
して鞍形の非平面形状でもよい。磁石のこの部分は、更
に磁場強度が非ゼロの勾配に特徴がある。それで、この
勾配をほぼゼロに減らすために、磁石源を画像形成体積
の周りに高精度に配置する必要がない。その結果、この
磁石の設計が画像形成体積への周辺アクセスを完全には
制限しない。しかし、Ｎ極面とＳ極面の長い寸法と相反
する性質とが磁場勾配の大きさを減らす作用をする。画
像を作るためには、物体を磁場のこの部分に置き、送受
信器を作動させてこの磁場体積内の各画像面を適当なラ
ーモア周波数で選択的に照射する。
めのＭＲＩ装置が複数の磁石源、送受信器ユニット、お
よび支持構造物として作用するベースを含む。これらの
磁石は、一つの磁石のＮ極面を他の磁石のＳ極面に向け
て、このベースに取付けられている。このＮ極面とＳ極
面は、各々ほぼアーチ形で、このＮ極面とＳ極面の間の
Ｕ字形チャンネル領域に磁場を確立する。これらの磁石
の詳細形状のために、この磁場容積の一部分は、相互に
異なる一定の磁場の大きさを有する、ほぼ平行なほぼ平
面に特徴がある。代替実施例では、これらの面が全体と
して鞍形の非平面形状でもよい。磁石のこの部分は、更
に磁場強度が非ゼロの勾配に特徴がある。それで、この
勾配をほぼゼロに減らすために、磁石源を画像形成体積
の周りに高精度に配置する必要がない。その結果、この
磁石の設計が画像形成体積への周辺アクセスを完全には
制限しない。しかし、Ｎ極面とＳ極面の長い寸法と相反
する性質とが磁場勾配の大きさを減らす作用をする。画
像を作るためには、物体を磁場のこの部分に置き、送受
信器を作動させてこの磁場体積内の各画像面を適当なラ
ーモア周波数で選択的に照射する。
【００１２】
【発明の実施の形態】詳しくは、これらの磁石のＮ極面
およびＳ極面が各々ベースにほぼ垂直に向いた直立領域
を含む。各極面は、この直立領域とベースの間に位置す
る傾斜領域も含む。各傾斜領域は、そのそれぞれの直立
領域から鈍角で下方に傾斜する。特に、これらの傾斜領
域は、互いの方およびベースの方へ傾斜し、上述のＵ字
形領域を確立する。磁場の局部成形をするために、これ
らの極面に、小さな間隙または突起を使うことができ
る。磁石源形態のこの組合せがＵ字形領域内に非均質磁
場を確立し、それは、相互に異なる一定の磁場の大きさ
および１次元での低磁場勾配に特徴がある。更に、これ
らの磁石の直立領域は、互いから離隔してＵ字形チャン
ネル領域への開放したアクセスを確立する。従って、画
像形成すべき物体をＵ字形領域の上または一端からこの
Ｕ字形領域へ挿入できる。
およびＳ極面が各々ベースにほぼ垂直に向いた直立領域
を含む。各極面は、この直立領域とベースの間に位置す
る傾斜領域も含む。各傾斜領域は、そのそれぞれの直立
領域から鈍角で下方に傾斜する。特に、これらの傾斜領
域は、互いの方およびベースの方へ傾斜し、上述のＵ字
形領域を確立する。磁場の局部成形をするために、これ
らの極面に、小さな間隙または突起を使うことができ
る。磁石源形態のこの組合せがＵ字形領域内に非均質磁
場を確立し、それは、相互に異なる一定の磁場の大きさ
および１次元での低磁場勾配に特徴がある。更に、これ
らの磁石の直立領域は、互いから離隔してＵ字形チャン
ネル領域への開放したアクセスを確立する。従って、画
像形成すべき物体をＵ字形領域の上または一端からこの
Ｕ字形領域へ挿入できる。
【００１３】上に暗示したように、物体の画像を形成す
るためには、その物体をこのアクセスを通してこの装置
のＵ字形領域に置く。特に、画像形成すべき物体をこの
磁場の相互に異なる一定の磁場の大きさを有する平面に
特徴がある部分に配置する。一旦この物体を磁場に適正
に配置すると、送受信器を使って、適当なラーモア周波
数の電磁波で一定の磁場の大きさの各面で物体を選択的
に照射する。これが物体に識別可能な高周波スピンエコ
ー信号を放射させ、それをアンテナおよび送受信器で受
け、それを使って画像を作る。代替実施例では、画像形
成すべき物体を通過させるために、Ｕ字形領域の底が開
いたままでもよい。その場合、ベースは、通過をさせな
がら、適当な支持をすると理解すべきである。
るためには、その物体をこのアクセスを通してこの装置
のＵ字形領域に置く。特に、画像形成すべき物体をこの
磁場の相互に異なる一定の磁場の大きさを有する平面に
特徴がある部分に配置する。一旦この物体を磁場に適正
に配置すると、送受信器を使って、適当なラーモア周波
数の電磁波で一定の磁場の大きさの各面で物体を選択的
に照射する。これが物体に識別可能な高周波スピンエコ
ー信号を放射させ、それをアンテナおよび送受信器で受
け、それを使って画像を作る。代替実施例では、画像形
成すべき物体を通過させるために、Ｕ字形領域の底が開
いたままでもよい。その場合、ベースは、通過をさせな
がら、適当な支持をすると理解すべきである。
【００１４】
【実施例】この発明それ自体は勿論、その新規な特徴
が、その構造と作用の両方に関して、添付の図面に関す
る以下の説明から最も良く理解できよう。これらの図面
で、類似の参照文字は、類似の部品を指す。
が、その構造と作用の両方に関して、添付の図面に関す
る以下の説明から最も良く理解できよう。これらの図面
で、類似の参照文字は、類似の部品を指す。
【００１５】最初に図１を参照すると、本発明に従って
物体の画像を形成するためのＭＲＩ装置が示され、全体
を１０で指す。このＭＲＩ装置１０は、ベース１２、並
びにこのベース１２に取付けられた、第１磁石１４およ
び第２磁石１６を含む。
物体の画像を形成するためのＭＲＩ装置が示され、全体
を１０で指す。このＭＲＩ装置１０は、ベース１２、並
びにこのベース１２に取付けられた、第１磁石１４およ
び第２磁石１６を含む。
【００１６】第１磁石１４は、直立領域２０、傾斜領域
２２、および高架領域２４を含むＮ極面１８を有する。
第１磁石１４は、その長さに沿ってほぼ中間点に位置す
る間隙２５も有する。同様に、第２磁石１６は、直立領
域２８、傾斜領域３０、および高架領域３２を含むＳ極
面２６を有する。第２磁石１６は、その長さに沿ってほ
ぼ中間点に位置する間隙３３も有する。直立領域２０お
よび直立領域２８は、ほぼ平面であり、共にベース１２
にほぼ垂直に向いている。その上、高架領域２４および
高架領域３２は、共にベース１２にほぼ垂直に向いてい
る。傾斜領域２２は、直立領域２０と高架領域２４の間
に位置し、この直立領域２０からベース１２の方へ約１
３５°の鈍角３４で傾斜する。同様に、傾斜領域３０
は、直立領域２８と高架領域３２の間に位置し、この直
立領域２８からベース１２の方へ約１３５°の鈍角３６
で傾斜する。当業者には、鈍角３４、３６が９０°と１
８０°の間の１３５°以外の値を採ってもよいことが分
るだろう。当業者には、更に、この磁場の他の特徴が直
立領域２０と２８および高架領域２４と３２の平行度を
調整することによって調整できることが分るだろう。磁
場成形は、間隙２５と３３の幅を調整することによって
も確立する。
２２、および高架領域２４を含むＮ極面１８を有する。
第１磁石１４は、その長さに沿ってほぼ中間点に位置す
る間隙２５も有する。同様に、第２磁石１６は、直立領
域２８、傾斜領域３０、および高架領域３２を含むＳ極
面２６を有する。第２磁石１６は、その長さに沿ってほ
ぼ中間点に位置する間隙３３も有する。直立領域２０お
よび直立領域２８は、ほぼ平面であり、共にベース１２
にほぼ垂直に向いている。その上、高架領域２４および
高架領域３２は、共にベース１２にほぼ垂直に向いてい
る。傾斜領域２２は、直立領域２０と高架領域２４の間
に位置し、この直立領域２０からベース１２の方へ約１
３５°の鈍角３４で傾斜する。同様に、傾斜領域３０
は、直立領域２８と高架領域３２の間に位置し、この直
立領域２８からベース１２の方へ約１３５°の鈍角３６
で傾斜する。当業者には、鈍角３４、３６が９０°と１
８０°の間の１３５°以外の値を採ってもよいことが分
るだろう。当業者には、更に、この磁場の他の特徴が直
立領域２０と２８および高架領域２４と３２の平行度を
調整することによって調整できることが分るだろう。磁
場成形は、間隙２５と３３の幅を調整することによって
も確立する。
【００１７】図１に示すように、Ｎ極面１８およびＳ極
面２６は、各々全体としてアーチ形の形状を有する。Ｓ
極面２６に対するＮ極面１８の位置、並びにＮ極面１８
およびＳ極面２６のアーチ形の形状のために、ほぼＵ字
形の領域３８がＮ極面１８とＳ極面２６の間に確立す
る。その代りに、このＵ字形領域３８は、各傾斜領域２
２、３０を弧の形に作ることによって、より近くＵ字形
に近似してもよい。
面２６は、各々全体としてアーチ形の形状を有する。Ｓ
極面２６に対するＮ極面１８の位置、並びにＮ極面１８
およびＳ極面２６のアーチ形の形状のために、ほぼＵ字
形の領域３８がＮ極面１８とＳ極面２６の間に確立す
る。その代りに、このＵ字形領域３８は、各傾斜領域２
２、３０を弧の形に作ることによって、より近くＵ字形
に近似してもよい。
【００１８】直立領域２０および直立領域２８は、約１
８ｃｍ（約７インチ）の距離５０だけ離れて、このＵ字
形領域３８の中にアクセス開口部４２を確立する。その
上、第１磁石１４および第２磁石１６は、各々約３３ｃ
ｍ（約１３インチ）の距離４４の長さを有する。更に、
第１磁石１４の背面４６および第２磁石の背面４８は、
約３３ｃｍ（約１３インチ）の距離４０だけ離れてい
る。当業者は、これらの距離４０，４４，５０がかなり
大きくても小さくてもよいこと、および一般的に磁石１
４，１６の大きさをかなり大きくも小さくも作れること
が分るだろう。これらの磁石１４，１６は、永久磁石、
電磁石、または超伝導体磁石でもよい。
８ｃｍ（約７インチ）の距離５０だけ離れて、このＵ字
形領域３８の中にアクセス開口部４２を確立する。その
上、第１磁石１４および第２磁石１６は、各々約３３ｃ
ｍ（約１３インチ）の距離４４の長さを有する。更に、
第１磁石１４の背面４６および第２磁石の背面４８は、
約３３ｃｍ（約１３インチ）の距離４０だけ離れてい
る。当業者は、これらの距離４０，４４，５０がかなり
大きくても小さくてもよいこと、および一般的に磁石１
４，１６の大きさをかなり大きくも小さくも作れること
が分るだろう。これらの磁石１４，１６は、永久磁石、
電磁石、または超伝導体磁石でもよい。
【００１９】更に図１を参照すると、電気ケーブル５６
でアンテナ５４に接続された送受信器５２が示されてい
る。このアンテナ５４は、ベース１２の上の高架領域２
４、３２の間に位置する。しかし、このアンテナ５４
は、都合のよい場所のどこにあってもよい。送受信器５
２とアンテナ５４は、以下に詳しく議論する、高周波を
送信および受信するために使う。当業者は、もし望むな
ら送受信器５２ではなく、互いに別々の送信器（図示せ
ず）および受信器（図示せず）を使ってもよいことが分
るだろう。
でアンテナ５４に接続された送受信器５２が示されてい
る。このアンテナ５４は、ベース１２の上の高架領域２
４、３２の間に位置する。しかし、このアンテナ５４
は、都合のよい場所のどこにあってもよい。送受信器５
２とアンテナ５４は、以下に詳しく議論する、高周波を
送信および受信するために使う。当業者は、もし望むな
ら送受信器５２ではなく、互いに別々の送信器（図示せ
ず）および受信器（図示せず）を使ってもよいことが分
るだろう。
【００２０】図２を参照すると、磁石１４，１６によっ
てＵ字形領域３８にできた磁場５８の断面が示されてい
る。この磁場５８は、相互に異なる一定の磁場の大きさ
Ｂ0の勾配を有する面６０ａ〜ｅを作る。Ｎ極面とＳ極
面を並置するために、どちらかの面からだけの横勾配が
相殺され、縦勾配が部分的に相殺される。Ｎ極面１８と
Ｓ極面２６のアーチ形形状および配置のために、磁場勾
配が非ゼロで、面６０ａ〜ｅが磁場５８の部分６２でほ
ぼ平行且つ平面である。当業者は、図２に示す面６０ａ
〜ｅが代表的であり、磁場５８の部分６２で使用できる
面の実際の数は遙かに大きくてもよいことが分るだろ
う。
てＵ字形領域３８にできた磁場５８の断面が示されてい
る。この磁場５８は、相互に異なる一定の磁場の大きさ
Ｂ0の勾配を有する面６０ａ〜ｅを作る。Ｎ極面とＳ極
面を並置するために、どちらかの面からだけの横勾配が
相殺され、縦勾配が部分的に相殺される。Ｎ極面１８と
Ｓ極面２６のアーチ形形状および配置のために、磁場勾
配が非ゼロで、面６０ａ〜ｅが磁場５８の部分６２でほ
ぼ平行且つ平面である。当業者は、図２に示す面６０ａ
〜ｅが代表的であり、磁場５８の部分６２で使用できる
面の実際の数は遙かに大きくてもよいことが分るだろ
う。
【００２１】Ｎ極面１８とＳ極面２６の形状および配置
は、磁場の大きさを、このＮ極面またはＳ極面だけによ
るものより大きくもする。面６０ａ〜ｅの磁場の大きさ
Ｂ0の称呼中央値は、約２，０００Ｇｓであるが、かな
り大きいまたは小さい中央値とすることもできる。
は、磁場の大きさを、このＮ極面またはＳ極面だけによ
るものより大きくもする。面６０ａ〜ｅの磁場の大きさ
Ｂ0の称呼中央値は、約２，０００Ｇｓであるが、かな
り大きいまたは小さい中央値とすることもできる。
【００２２】物体の画像を形成するためには、この場合
患者（図示せず）の手６４である、物体をアクセス開口
部４２を通して磁場５８の部分６２に置く。このアクセ
ス開口部４２は、磁場５８の部分６２に容易にアクセス
できるような形状および大きさになっている。ベース１
２は、物体を通過させる開口部６６があってもよい。
患者（図示せず）の手６４である、物体をアクセス開口
部４２を通して磁場５８の部分６２に置く。このアクセ
ス開口部４２は、磁場５８の部分６２に容易にアクセス
できるような形状および大きさになっている。ベース１
２は、物体を通過させる開口部６６があってもよい。
【００２３】図３を参照すると、面６０ａ〜ｅのほぼ平
行で平面の部分の断面が示されている。各面６０ａ〜ｅ
の磁場の大きさをそれぞれＢ0,1-5 で示す。この好適実
施例では、面６０ａ〜ｅがほぼ等距離で、各面６０ａ〜
ｅの間の磁場の大きさの変化はほぼ一定に等しく、ΔＢ
0 で示す。従って、ｚ方向の磁場の大きさの勾配Ｇ
zは、一定で、ΔＢ／Ｂ0 に等しい。
行で平面の部分の断面が示されている。各面６０ａ〜ｅ
の磁場の大きさをそれぞれＢ0,1-5 で示す。この好適実
施例では、面６０ａ〜ｅがほぼ等距離で、各面６０ａ〜
ｅの間の磁場の大きさの変化はほぼ一定に等しく、ΔＢ
0 で示す。従って、ｚ方向の磁場の大きさの勾配Ｇ
zは、一定で、ΔＢ／Ｂ0 に等しい。
【００２４】典型的に、この勾配ＧZ は、約２Ｇｓ／ｍ
ｍと約４Ｇｓ／ｍｍの間の値を有するが、当業者には、
ＭＲＩ装置１０を他のＧZ 値で実施できることが分るだ
ろう。更に、代替実施例が非一定勾配、ΔＢ／Ｂ0 を使
ってもよいことが分る。
ｍと約４Ｇｓ／ｍｍの間の値を有するが、当業者には、
ＭＲＩ装置１０を他のＧZ 値で実施できることが分るだ
ろう。更に、代替実施例が非一定勾配、ΔＢ／Ｂ0 を使
ってもよいことが分る。
【００２５】磁石１４，１６のこの形状によって生ずる
勾配ＧZ の相対値は、単独に置いたどちらかの磁石に存
在する勾配より小さい。これは、面６０ａ〜ｅのＢ
0,1-5 に対する値の範囲が比較的狭い結果となる。ラー
モア周波数がＢ0,1-5 の値に依存するために、Ｂ0,1-5
の値の範囲が狭いことは、対応するラーモア周波数の、
帯域幅とも称する、周波数範囲が比較的狭い結果とな
る。ラーモア周波数の帯域幅が小さい結果として、送受
信器５２のＲＦ受信器部の帯域幅を小さくできる。この
小さい帯域幅は、送受信器５２がノイズの少ないパワー
を受信する結果となり、対応してＳＮ比を増し、それが
画像品質を改善する。ラーモア周波数の帯域幅が小さい
ことのもう一つの結果は、送受信器５２のＲＦ送信器部
の帯域幅も小さくできることである。ＲＦ送信器部の帯
域幅の減少は、送信器電力の減少を可能にするかも知れ
ない。送信器電力の減少は、送信器および対応する電源
装置のエネルギー消費、複雑さおよび大きさ、並びに患
者への不必要なＲＦ露出を減らす。その代りに、ＲＦ送
信器および受信器の帯域幅を減らすのではなく、比較的
小さい値の勾配ＧZ が同じ帯域幅で厚い平面領域の画像
形成を可能にする。
勾配ＧZ の相対値は、単独に置いたどちらかの磁石に存
在する勾配より小さい。これは、面６０ａ〜ｅのＢ
0,1-5 に対する値の範囲が比較的狭い結果となる。ラー
モア周波数がＢ0,1-5 の値に依存するために、Ｂ0,1-5
の値の範囲が狭いことは、対応するラーモア周波数の、
帯域幅とも称する、周波数範囲が比較的狭い結果とな
る。ラーモア周波数の帯域幅が小さい結果として、送受
信器５２のＲＦ受信器部の帯域幅を小さくできる。この
小さい帯域幅は、送受信器５２がノイズの少ないパワー
を受信する結果となり、対応してＳＮ比を増し、それが
画像品質を改善する。ラーモア周波数の帯域幅が小さい
ことのもう一つの結果は、送受信器５２のＲＦ送信器部
の帯域幅も小さくできることである。ＲＦ送信器部の帯
域幅の減少は、送信器電力の減少を可能にするかも知れ
ない。送信器電力の減少は、送信器および対応する電源
装置のエネルギー消費、複雑さおよび大きさ、並びに患
者への不必要なＲＦ露出を減らす。その代りに、ＲＦ送
信器および受信器の帯域幅を減らすのではなく、比較的
小さい値の勾配ＧZ が同じ帯域幅で厚い平面領域の画像
形成を可能にする。
【００２６】磁場勾配を画像形成領域でほぼゼロにする
要求がないので、上述の結果が小型磁石でかなりの程度
の周辺アクセスと共に得られる。
要求がないので、上述の結果が小型磁石でかなりの程度
の周辺アクセスと共に得られる。
【００２７】ＭＲＩ装置１０で物体の画像を形成するた
めには、物体、例えば手６４、をアクセス開口部４２か
ら、面６０ａ〜ｅがほぼ平行且つ平面である磁場５８の
部分６２の中へ置く。面６０ａ〜ｅの一つ、例えば面６
０ａ、の磁場の大きさに対応するラーモア周波数のＲＦ
電磁波を送受信器５２によって発生し、アンテナ５４に
よって手６４に伝送する。この技術で広く知られる方法
によって、この面を横切る磁場勾配で原子核をコード化
し、これらの原子核を空間コード化および識別する。面
６０ａが交差する手６４の部分の原子核は、ラーモア周
波数で伝送される電磁波によって異なるエネルギー状態
に励起される。これらの原子核は、次に、これらの原子
核に特有の、スピンエコーと称する、検出可能な電磁波
を発生する。これらの原子核が発生する電磁波をアンテ
ナ５４および送受信器５２が受け、次に、この技術で広
く知られる方法で処理して手６４の画像を形成する。
めには、物体、例えば手６４、をアクセス開口部４２か
ら、面６０ａ〜ｅがほぼ平行且つ平面である磁場５８の
部分６２の中へ置く。面６０ａ〜ｅの一つ、例えば面６
０ａ、の磁場の大きさに対応するラーモア周波数のＲＦ
電磁波を送受信器５２によって発生し、アンテナ５４に
よって手６４に伝送する。この技術で広く知られる方法
によって、この面を横切る磁場勾配で原子核をコード化
し、これらの原子核を空間コード化および識別する。面
６０ａが交差する手６４の部分の原子核は、ラーモア周
波数で伝送される電磁波によって異なるエネルギー状態
に励起される。これらの原子核は、次に、これらの原子
核に特有の、スピンエコーと称する、検出可能な電磁波
を発生する。これらの原子核が発生する電磁波をアンテ
ナ５４および送受信器５２が受け、次に、この技術で広
く知られる方法で処理して手６４の画像を形成する。
【００２８】ここに図示し且つ詳細に説明した、物体の
画像を形成するための特定のＭＲＩ装置は、先に記述し
た目的を完全に達し、利点をもたらすが、それはこの発
明の現在好適な実施態様の例示に過ぎないこと、および
前記の特許請求の範囲に記載する以外、ここに示す構成
または設計の詳細に如何なる制限も意図しないことを理
解すべきである。
画像を形成するための特定のＭＲＩ装置は、先に記述し
た目的を完全に達し、利点をもたらすが、それはこの発
明の現在好適な実施態様の例示に過ぎないこと、および
前記の特許請求の範囲に記載する以外、ここに示す構成
または設計の詳細に如何なる制限も意図しないことを理
解すべきである。
【図１】本発明のＭＲＩ装置の透視図である。
【図２】図１のＭＲＩ装置の、図１の線２−２に沿って
見た、物体をこの装置の磁場に置いて示す断面図であ
る。
見た、物体をこの装置の磁場に置いて示す断面図であ
る。
【図３】図２に示す装置の磁場の実質的に平行な平面の
拡大図である。
拡大図である。
１０ ＭＲＩ装置 １２ ベース １４ 第１磁石 １６ 第２磁石 １８ Ｎ極面 ２０ 直立領域 ２２ 傾斜領域 ２４ 高架領域 ２５ 間隙 ２６ Ｓ極面 ２８ 直立領域 ３０ 傾斜領域 ３２ 高架領域 ３３ 間隙 ３４，３６ 鈍角 ３８ チャンネル領域 ５２ 送受信器ユニット ５４ アンテナ ５８ 磁場 ６０ａ〜ｅ 面 ６２ 磁場の一部分 ６６ 開口部 Ｂ0 磁場の大きさ Ｂ0,1-5 各面の磁場の大きさ
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (72)発明者 クリストファー ダブリュ．クラウリイ アメリカ合衆国 カリフォルニア州サン ディエゴ，スクリップス ストリート 5921
Claims (24)
- 【請求項１】 物体の画像を形成するためのＭＲＩ装置
であって：ベース；上記ベースに取付けられ、アーチ形
Ｎ極面を有する第１磁石；上記ベースに取付けられ、ア
ーチ形Ｓ極面を有する第２磁石で、上記第１磁石の上記
Ｎ極面と上記第２磁石の上記Ｓ極面の間にチャンネル領
域を確立し、上記チャンネル領域に磁場を作り、上記磁
場の一部分は、連続する面に特徴があり、上記各面の磁
場の大きさが相互に異なる第２磁石；および上記物体が
上記領域に配置されたとき、上記磁場の上記面の一つを
選択的に照射し、上記面に関して上記物体の画像を形成
するための送受信器ユニット；を含む装置。 - 【請求項２】 請求項１に記載する装置に於いて、上記
第１磁石の上記Ｎ極面および上記第２磁石の上記Ｓ極面
がそれぞれ：上記ベースに実質的に垂直に向いた直立領
域；および上記直立領域と上記ベースの間に位置し、上
記直立領域から鈍角で上記ベースの方へ傾斜する、傾斜
領域；を含む装置。 - 【請求項３】 請求項２に記載する装置に於いて、上記
鈍角が約１３５°である装置。 - 【請求項４】 請求項２に記載する装置に於いて、上記
第１磁石の上記直立領域が上記第２磁石の上記直立領域
から離隔してそれらの間に上記チャンネル領域へのアク
セスを確立する装置。 - 【請求項５】 請求項２に記載する装置に於いて、上記
Ｎ極面および上記Ｓ極面が、それぞれ更に高架領域を含
み、上記高架領域が上記ベースに実質的に垂直であり且
つ上記傾斜領域と上記ベースの間に位置する装置。 - 【請求項６】 請求項２に記載する装置に於いて、上記
Ｎ極面および上記Ｓ極面が、それぞれ更に間隙を含み、
上記間隙が上記Ｎ極面および上記Ｓ極面に垂直である装
置。 - 【請求項７】 請求項１に記載する装置に於いて、上記
第１磁石に間隙が作られ、上記第２磁石に間隙が作られ
ている装置。 - 【請求項８】 請求項５に記載する装置に於いて、上記
送受信器ユニットがアンテナを含み、上記アンテナが上
記第１磁石および上記第２磁石のそれぞれの上記高架領
域の間に位置する装置。 - 【請求項９】 請求項１に記載する装置に於いて、上記
送受信器ユニットが、上記磁場の大きさの範囲によって
決るラーモア周波数の範囲の電磁波を、上記面の対の間
に照射する装置。 - 【請求項１０】 請求項１に記載する装置に於いて、上
記磁場は、更に上記磁場の上記部分に、磁場の強度一定
の勾配に特徴がある装置。 - 【請求項１１】 請求項１に記載する装置に於いて、上
記磁場の上記面が実質的に平面である装置。 - 【請求項１２】 磁石装置であって：ベース；上記ベー
スに取付けられた第１磁石で、上記ベースに実質的に垂
直に向いた直立領域、および上記直立領域と上記ベース
の間に位置し且つ上記直立領域から鈍角で上記ベースの
方へ傾斜する傾斜領域を有するＮ極面を備える第１磁
石；並びにＳ極面を有する第２磁石で、上記Ｓ極面が上
記ベースに実質的に垂直に向いた直立領域、および上記
直立領域と上記ベースの間に位置し且つ上記直立領域か
ら鈍角で上記ベースの方へ傾斜する傾斜領域を有し、上
記第２磁石が上記ベースに取付けられて、上記第１磁石
の上記Ｎ極面と上記第２磁石の上記Ｓ極面の間に実質的
にＵ字形の領域を確立し、上記領域に磁場を作り、上記
磁場の一部分は、相互に異なる一定の磁場の大きさを有
する連続する面に特徴がある第２磁石；を含む装置。 - 【請求項１３】 請求項１２に記載する磁石装置に於い
て、上記第１磁石の上記直立領域が上記第２磁石の上記
直立領域から離隔してそれらの間に上記チャンネル領域
へのアクセスを確立する装置。 - 【請求項１４】 請求項１２に記載する磁石装置に於い
て、上記鈍角が約１３５°である装置。 - 【請求項１５】 請求項１２に記載する磁石装置に於い
て、上記Ｎ極面の上記直立領域が実質的に平面であり、
上記Ｓ極面の上記直立領域が実質的に平面であり、上記
Ｎ極面の上記直立領域が上記Ｓ極面の上記直立領域に実
質的に平行に向いている装置。 - 【請求項１６】 請求項１２に記載する磁石装置に於い
て、上記Ｎ極面および上記Ｓ極面が、それぞれ更に高架
領域を含み、上記高架領域が上記ベースに実質的に垂直
であり且つ上記傾斜領域と上記ベースの間に位置する装
置。 - 【請求項１７】 請求項１２に記載する磁石装置に於い
て、上記磁場の大きさ一定の面が実質的に平面である装
置。 - 【請求項１８】 請求項１２に記載する磁石装置に於い
て、上記磁場の大きさ一定の面の磁場の大きさの中央値
が約２，０００Ｇｓである装置。 - 【請求項１９】 請求項１２に記載する磁石装置に於い
て、上記磁場は、更に上記磁場の上記部分に、実質的に
磁場の強度一定の勾配に特徴がある装置。 - 【請求項２０】 請求項１９に記載する磁石装置に於い
て、上記実質的に磁場の強度一定の勾配が約２Ｇｓ／ｍ
ｍと約４Ｇｓ／ｍｍの間の値を有する装置。 - 【請求項２１】 請求項１２に記載する磁石装置に於い
て、上記第１磁石および上記第２磁石が永久磁石である
装置。 - 【請求項２２】 請求項１２に記載する磁石装置に於い
て、上記第１磁石および上記第２磁石が電磁石である装
置。 - 【請求項２３】 請求項１２に記載する磁石装置に於い
て、上記第１磁石および上記第２磁石が超伝導磁石であ
る装置。 - 【請求項２４】 請求項１２に記載する磁石装置に於い
て、上記ベースは、上記第１磁石と上記第２磁石の間に
開口部が作られている装置。
Applications Claiming Priority (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| US08/884,415 US5935065A (en) | 1997-06-27 | 1997-06-27 | MRI system with peripheral access and inhomogeneous field |
| US884415 | 1997-06-27 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH1199139A true JPH1199139A (ja) | 1999-04-13 |
| JP4050828B2 JP4050828B2 (ja) | 2008-02-20 |
Family
ID=25384580
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP21955698A Expired - Fee Related JP4050828B2 (ja) | 1997-06-27 | 1998-06-29 | 周辺アクセスおよび非均質磁場を有する磁気共鳴像映システム |
Country Status (8)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US5935065A (ja) |
| EP (1) | EP0887655B1 (ja) |
| JP (1) | JP4050828B2 (ja) |
| AR (1) | AR010921A1 (ja) |
| AU (1) | AU746820B2 (ja) |
| BR (1) | BR9815758A (ja) |
| CA (1) | CA2239803A1 (ja) |
| DE (1) | DE69822709T2 (ja) |
Cited By (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2008528139A (ja) * | 2005-01-31 | 2008-07-31 | チョンチン・ロンハイ・メディカル・ウルトラサウンド・インダストリー・リミテッド | Ｍｒｉ誘導超音波治療装置 |
Families Citing this family (18)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| GB2357149A (en) | 1999-12-08 | 2001-06-13 | Topspin Medical | MRI using non-homogeneous static field |
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