JPH09192117A - 磁気共鳴イメージング装置 - Google Patents
磁気共鳴イメージング装置Info
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- JPH09192117A JPH09192117A JP8263205A JP26320596A JPH09192117A JP H09192117 A JPH09192117 A JP H09192117A JP 8263205 A JP8263205 A JP 8263205A JP 26320596 A JP26320596 A JP 26320596A JP H09192117 A JPH09192117 A JP H09192117A
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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
- G01R33/381—Systems for generation, homogenisation or stabilisation of the main or gradient magnetic field using electromagnets
-
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Abstract
(57)【要約】
【課題】本発明は患者への接触が容易で、しかも患者に
閉所恐怖感を与えることが少ない経済的で実用的なＭＲ
Ｉ装置を提供する。 【解決手段】磁石の開口の断面積が磁石の中央部分より
大きくなっている。例えば、筒状の磁石装置は一端、あ
るいは両端で朝顔状に広がっている、回転双曲線形状を
有する。
閉所恐怖感を与えることが少ない経済的で実用的なＭＲ
Ｉ装置を提供する。 【解決手段】磁石の開口の断面積が磁石の中央部分より
大きくなっている。例えば、筒状の磁石装置は一端、あ
るいは両端で朝顔状に広がっている、回転双曲線形状を
有する。
Description
【０００１】
【発明の属する技術分野】この発明は核磁気共鳴（ＮＭ
Ｒ）現象を利用する磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ）装
置に関し、特に、患者が閉所恐怖感を感じることがな
く、しかも患者への接触が容易なＭＲＩ装置に関する。
Ｒ）現象を利用する磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ）装
置に関し、特に、患者が閉所恐怖感を感じることがな
く、しかも患者への接触が容易なＭＲＩ装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】ＭＲＩ装置は患者の組織に対し非侵襲な
イメージング手法として、現在、よく用いられている。
現在利用可能なＭＲＩ装置には、いくつかのタイプがあ
る。全てのタイプにおいて、所定の撮影領域（イメージ
ングボリューム）内でほぼ均一の特性を有する非常に強
力な静磁場Ｈｏを発生するためには、大型の分極磁石を
必要とする。予めプログラムされたシーケンスで、特定
の周波数分布のＲＦパルスを撮影領域内の被検体に印加
することで、特定の原子の磁気モーメントを周知のＮＭ
Ｒ原理に従って所定量だけ選択的に回転させる。
イメージング手法として、現在、よく用いられている。
現在利用可能なＭＲＩ装置には、いくつかのタイプがあ
る。全てのタイプにおいて、所定の撮影領域（イメージ
ングボリューム）内でほぼ均一の特性を有する非常に強
力な静磁場Ｈｏを発生するためには、大型の分極磁石を
必要とする。予めプログラムされたシーケンスで、特定
の周波数分布のＲＦパルスを撮影領域内の被検体に印加
することで、特定の原子の磁気モーメントを周知のＮＭ
Ｒ原理に従って所定量だけ選択的に回転させる。
【０００３】ＲＦパルスの印加が終了すると、回転して
いたＮＭＲ原子は緩和状態になり、静磁場Ｈｏの磁気モ
ーメントと同じ向きの状態に戻る。この緩和の過程にお
いて、特徴的なＮＭＲ信号が発生し、検出され、処理さ
れる。多数の周知の処理（例えば、マルチフーリエ変換
処理）によって撮影領域内の被検体のＮＭＲ核の分布を
表す所望のＭＲＩ画像が得られる。
いたＮＭＲ原子は緩和状態になり、静磁場Ｈｏの磁気モ
ーメントと同じ向きの状態に戻る。この緩和の過程にお
いて、特徴的なＮＭＲ信号が発生し、検出され、処理さ
れる。多数の周知の処理（例えば、マルチフーリエ変換
処理）によって撮影領域内の被検体のＮＭＲ核の分布を
表す所望のＭＲＩ画像が得られる。
【０００４】常電導磁石、超電導磁石、そして永久磁石
の３つの種類（及びこれらの組み合せもある）の磁石が
ある。現在、一般的なＭＲＩ装置は静的な分極磁場を発
生するために超低温、ソレノイド型の超電導磁石を利用
する。このような装置において、磁石と穿孔は筒状であ
り、撮影期間中に穿孔内部に患者の全身が完全に搬送で
きるように十分な長さと直径を有する。しかしながら、
筒状の穿孔には、前処理、あるいは最終的な撮影処理に
おいて、患者へ接触する隙間がほとんどない。さらに、
このような閉鎖的な、あるいは狭いトンネルのような穿
孔内に患者を横たえることは、患者に密室、あるいは閉
所恐怖感を与える。そのため、時としてＭＲＩ診断を行
う患者に対して鎮静剤を投与する必要がある。実際、磁
石の制限的な形状は、医療担当者が撮影領域内の患者に
対して行おうとする大部分の処置に対して妨げとなる。
この閉所恐怖感は大きな筒状の穿孔を使用することによ
り改善することができる。しかし、磁石や、ＭＲＩ装置
の他の要素、すなわち傾斜磁場コイル、傾斜磁場電源、
ＲＦ送信器のコストが増加するとともに、磁石の長さ、
音響ノイズも増加する。磁石の重量も増加し、装置の十
分な基礎サポートが必要であり、設置する場所の制限も
出てくる。
の３つの種類（及びこれらの組み合せもある）の磁石が
ある。現在、一般的なＭＲＩ装置は静的な分極磁場を発
生するために超低温、ソレノイド型の超電導磁石を利用
する。このような装置において、磁石と穿孔は筒状であ
り、撮影期間中に穿孔内部に患者の全身が完全に搬送で
きるように十分な長さと直径を有する。しかしながら、
筒状の穿孔には、前処理、あるいは最終的な撮影処理に
おいて、患者へ接触する隙間がほとんどない。さらに、
このような閉鎖的な、あるいは狭いトンネルのような穿
孔内に患者を横たえることは、患者に密室、あるいは閉
所恐怖感を与える。そのため、時としてＭＲＩ診断を行
う患者に対して鎮静剤を投与する必要がある。実際、磁
石の制限的な形状は、医療担当者が撮影領域内の患者に
対して行おうとする大部分の処置に対して妨げとなる。
この閉所恐怖感は大きな筒状の穿孔を使用することによ
り改善することができる。しかし、磁石や、ＭＲＩ装置
の他の要素、すなわち傾斜磁場コイル、傾斜磁場電源、
ＲＦ送信器のコストが増加するとともに、磁石の長さ、
音響ノイズも増加する。磁石の重量も増加し、装置の十
分な基礎サポートが必要であり、設置する場所の制限も
出てくる。
【０００５】現在一般的な他のＭＲＩ装置は、撮影領域
の上、または下に配置され、ほぼ水平な磁極に関連して
電磁石、あるいは永久磁石を有する。戻り磁束は、磁極
の周囲に９０゜間隔で配置された複数の垂直サポート部
材（フォーポストベッドに似た形状）を通って２つの磁
極の間を通る。他の関連する変形としては、筒状の超電
導磁石を円筒の縦軸に沿って２つの部分に分割するもの
がある。これにより、患者への接触、アクセスが円筒の
どの側からも可能となる。
の上、または下に配置され、ほぼ水平な磁極に関連して
電磁石、あるいは永久磁石を有する。戻り磁束は、磁極
の周囲に９０゜間隔で配置された複数の垂直サポート部
材（フォーポストベッドに似た形状）を通って２つの磁
極の間を通る。他の関連する変形としては、筒状の超電
導磁石を円筒の縦軸に沿って２つの部分に分割するもの
がある。これにより、患者への接触、アクセスが円筒の
どの側からも可能となる。
【０００６】このような開放型（あるいは分離型）ＭＲ
Ｉ磁石構造は患者へ接触しやすくし、患者の閉所恐怖感
を少なくするが、コストが高いという欠点がある。さら
に、開放型磁石は従来の円筒磁石よりかなり重い。さら
に、互いに近接している２つの大きな磁石によって引き
起こされ、未だ十分に解決されていない多くの技術的困
難点がある。例えば、両磁石を支えるためのサスペンシ
ョンが必要である。磁石が超電導磁石を利用している場
合、両磁石を冷却するために別々の超低温構造が必要で
ある。別々の超低温構造を繋ぐ満足のいくブリッジも必
要である。開放型ＭＲＩ磁石は、閉鎖的円筒型のＭＲＩ
磁石に比べて重量が大きく、複雑さも増している。
Ｉ磁石構造は患者へ接触しやすくし、患者の閉所恐怖感
を少なくするが、コストが高いという欠点がある。さら
に、開放型磁石は従来の円筒磁石よりかなり重い。さら
に、互いに近接している２つの大きな磁石によって引き
起こされ、未だ十分に解決されていない多くの技術的困
難点がある。例えば、両磁石を支えるためのサスペンシ
ョンが必要である。磁石が超電導磁石を利用している場
合、両磁石を冷却するために別々の超低温構造が必要で
ある。別々の超低温構造を繋ぐ満足のいくブリッジも必
要である。開放型ＭＲＩ磁石は、閉鎖的円筒型のＭＲＩ
磁石に比べて重量が大きく、複雑さも増している。
【０００７】
【発明が解決しようとする課題】上記した従来のＭＲＩ
装置には、患者への接触が困難、あるいは患者に閉所恐
怖感を与えることがあるという欠点がある。
装置には、患者への接触が困難、あるいは患者に閉所恐
怖感を与えることがあるという欠点がある。
【０００８】本発明の目的は、患者への接触が容易で、
しかも患者に閉所恐怖感を与えることが少ない経済的で
実用的なＭＲＩ磁石構造を実現することである。
しかも患者に閉所恐怖感を与えることが少ない経済的で
実用的なＭＲＩ磁石構造を実現することである。
【０００９】
【課題を解決するための手段】課題を解決し目的を達成
するために、本発明は以下に示す手段を用いている。
するために、本発明は以下に示す手段を用いている。
【００１０】（１）本発明の磁石装置は、その中心を通
る縦軸に直交するほぼ円形の断面形状を有し、磁場を発
生するのに使われる中空で細長い磁石を具備し、縦軸か
ら磁石表面までの円形断面の径が縦軸上の中央部から少
なくとも一端部に向かって増加している。
る縦軸に直交するほぼ円形の断面形状を有し、磁場を発
生するのに使われる中空で細長い磁石を具備し、縦軸か
ら磁石表面までの円形断面の径が縦軸上の中央部から少
なくとも一端部に向かって増加している。
【００１１】（２）本発明の磁石装置は、上記（１）に
記載した構成であって、かつ磁石は回転双曲面である。
記載した構成であって、かつ磁石は回転双曲面である。
【００１２】（３）本発明の磁石装置は、上記（１）に
記載した構成であって、かつ磁石の一端は双曲線ホーン
のように外側に向かって広がっている。
記載した構成であって、かつ磁石の一端は双曲線ホーン
のように外側に向かって広がっている。
【００１３】（４）本発明の磁石装置は、上記（１）に
記載した構成であって、かつ磁石は回転放物面である。
記載した構成であって、かつ磁石は回転放物面である。
【００１４】（５）本発明の磁気共鳴イメージング装置
は、磁石の開口の断面積は磁石の中央部の断面積より大
きい。
は、磁石の開口の断面積は磁石の中央部の断面積より大
きい。
【００１５】（６）本発明の磁気共鳴イメージング装置
は、上記（５）に記載した構成であって、かつ磁石の周
りに巻かれる主コイル巻線をさらに具備し、電流が巻線
を流れる時に磁石内にほぼ均一の磁場が発生される。
は、上記（５）に記載した構成であって、かつ磁石の周
りに巻かれる主コイル巻線をさらに具備し、電流が巻線
を流れる時に磁石内にほぼ均一の磁場が発生される。
【００１６】（７）本発明の磁気共鳴イメージング装置
は、上記（６）に記載した構成であって、かつほぼ均一
の磁場は磁石の中心を通る縦軸に沿って発生される。
は、上記（６）に記載した構成であって、かつほぼ均一
の磁場は磁石の中心を通る縦軸に沿って発生される。
【００１７】（８）本発明の磁気共鳴イメージング装置
は、上記（７）に記載した構成であって、かつ磁石の周
りに巻かれる主コイル巻線の単位長さ当たりの巻数は表
面に沿って変化する。
は、上記（７）に記載した構成であって、かつ磁石の周
りに巻かれる主コイル巻線の単位長さ当たりの巻数は表
面に沿って変化する。
【００１８】（９）本発明の磁気共鳴イメージング装置
は、上記（８）に記載した構成であって、かつ磁石の中
央部の主コイル巻線の巻数は磁石の一端に巻かれる主コ
イル巻線の数よりも少ない。
は、上記（８）に記載した構成であって、かつ磁石の中
央部の主コイル巻線の巻数は磁石の一端に巻かれる主コ
イル巻線の数よりも少ない。
【００１９】（１０）本発明の磁気共鳴イメージング装
置は、上記（６）に記載した構成であって、かつ主コイ
ル巻線に直列に接続され、主コイル巻線が巻かれる向き
と反対の向きに巻かれる第２のコイル巻線をさらに具備
し、第２のコイル巻線を流れる電流は主コイル巻線を流
れる電流によって磁石外に発生される主磁場を打ち消す
キャンセル磁場を発生する。
置は、上記（６）に記載した構成であって、かつ主コイ
ル巻線に直列に接続され、主コイル巻線が巻かれる向き
と反対の向きに巻かれる第２のコイル巻線をさらに具備
し、第２のコイル巻線を流れる電流は主コイル巻線を流
れる電流によって磁石外に発生される主磁場を打ち消す
キャンセル磁場を発生する。
【００２０】（１１）本発明の筒状磁石装置は、一端、
あるいは両端が外側へ向かって広がっていて、患者を囲
むほぼ筒状を有し、患者の閉所恐怖感を和らげ、患者へ
の接触を容易にする。
あるいは両端が外側へ向かって広がっていて、患者を囲
むほぼ筒状を有し、患者の閉所恐怖感を和らげ、患者へ
の接触を容易にする。
【００２１】（１２）本発明の磁石装置は、上記（１
１）に記載した構成であって、かつ筒状形状はほぼ双曲
面である。
１）に記載した構成であって、かつ筒状形状はほぼ双曲
面である。
【００２２】（１３）本発明の磁気共鳴イメージング装
置は、長手方向に沿った縦軸を有し、撮影領域内でほぼ
均一な静磁場を発生し、開口の断面積は中央部の断面積
より大きいほぼ筒状の磁石と、筒状の磁石と連動し、撮
影領域内で傾斜磁場を発生する傾斜磁場コイルと、筒状
の磁石により発生される静磁場と、傾斜磁場コイルによ
り発生される傾斜磁場を制御し、核磁気共鳴信号を処理
して、撮影領域内に配置された被検体の内部構造の画像
を発生する電子回路とを具備する。
置は、長手方向に沿った縦軸を有し、撮影領域内でほぼ
均一な静磁場を発生し、開口の断面積は中央部の断面積
より大きいほぼ筒状の磁石と、筒状の磁石と連動し、撮
影領域内で傾斜磁場を発生する傾斜磁場コイルと、筒状
の磁石により発生される静磁場と、傾斜磁場コイルによ
り発生される傾斜磁場を制御し、核磁気共鳴信号を処理
して、撮影領域内に配置された被検体の内部構造の画像
を発生する電子回路とを具備する。
【００２３】（１４）本発明の磁気共鳴イメージング装
置は、上記（１３）に記載した構成であって、かつ傾斜
磁場コイルは筒状の磁石の内側表面に隣接し、筒状磁石
の輪郭に沿って配置される。
置は、上記（１３）に記載した構成であって、かつ傾斜
磁場コイルは筒状の磁石の内側表面に隣接し、筒状磁石
の輪郭に沿って配置される。
【００２４】（１５）本発明の磁気共鳴イメージング装
置は、上記（１４）に記載した構成であって、かつ筒状
の磁石の形状は双曲面である。
置は、上記（１４）に記載した構成であって、かつ筒状
の磁石の形状は双曲面である。
【００２５】（１６）本発明の磁気共鳴イメージング装
置は、上記（１３）に記載した構成であって、かつ筒状
の磁石は、磁石の開口に向かって広がる筒状のコイル巻
線サポートの周りに巻かれる主コイル巻線を具備し、主
コイル巻線に電流が流れる時、ほぼ均一な磁場が撮影領
域内で発生される。
置は、上記（１３）に記載した構成であって、かつ筒状
の磁石は、磁石の開口に向かって広がる筒状のコイル巻
線サポートの周りに巻かれる主コイル巻線を具備し、主
コイル巻線に電流が流れる時、ほぼ均一な磁場が撮影領
域内で発生される。
【００２６】（１７）本発明の磁気共鳴イメージング装
置は、上記（１６）に記載した構成であって、かつ巻線
サポートの周りに巻かれる主コイル巻線の単位長さ当た
りの巻数は磁石の長手方向に沿って変化する。
置は、上記（１６）に記載した構成であって、かつ巻線
サポートの周りに巻かれる主コイル巻線の単位長さ当た
りの巻数は磁石の長手方向に沿って変化する。
【００２７】（１８）本発明の磁気共鳴イメージング装
置は、上記（１７）に記載した構成であって、かつ巻線
サポートの中央部に巻かれる主コイル巻線の巻数は巻線
サポートの磁石開口における部分に巻かれる主コイル巻
線の巻数より少ない。
置は、上記（１７）に記載した構成であって、かつ巻線
サポートの中央部に巻かれる主コイル巻線の巻数は巻線
サポートの磁石開口における部分に巻かれる主コイル巻
線の巻数より少ない。
【００２８】（１９）本発明の磁気共鳴イメージング装
置は、上記（１６）に記載した構成であって、かつ主コ
イル巻線に直列に接続され、主コイル巻線が巻かれる向
きと反対の向きに巻かれる第２のコイル巻線をさらに具
備し、第２のコイル巻線を流れる電流は主コイル巻線を
流れる電流によって磁石外に発生される主磁場を打ち消
すキャンセル磁場を発生する。
置は、上記（１６）に記載した構成であって、かつ主コ
イル巻線に直列に接続され、主コイル巻線が巻かれる向
きと反対の向きに巻かれる第２のコイル巻線をさらに具
備し、第２のコイル巻線を流れる電流は主コイル巻線を
流れる電流によって磁石外に発生される主磁場を打ち消
すキャンセル磁場を発生する。
【００２９】（２０）本発明の磁気共鳴イメージング装
置は、上記（１３）に記載した構成であって、かつ筒状
の磁石は、コイル縦軸に沿い、かつ縦軸を中心とし、垂
直に取り付けられ電気的に接続された複数のコイルから
なり、各コイルは円形リングを構成するように積層され
た部材に巻かれた導電性材料からなる絶縁されたストラ
イプから構成され、円形リングは開口部で中央部よりも
大きい径を有する。
置は、上記（１３）に記載した構成であって、かつ筒状
の磁石は、コイル縦軸に沿い、かつ縦軸を中心とし、垂
直に取り付けられ電気的に接続された複数のコイルから
なり、各コイルは円形リングを構成するように積層され
た部材に巻かれた導電性材料からなる絶縁されたストラ
イプから構成され、円形リングは開口部で中央部よりも
大きい径を有する。
【００３０】（２１）本発明の磁気共鳴イメージング装
置は、上記（２０）に記載した構成であって、かつ円形
リングは開口部で中央部よりも大きい断面積を有する。
置は、上記（２０）に記載した構成であって、かつ円形
リングは開口部で中央部よりも大きい断面積を有する。
【００３１】（２２）本発明の磁気共鳴イメージング装
置は、上記（１３）に記載した構成であって、かつほぼ
均一の磁界が撮影領域内で縦軸に沿って発生される。
置は、上記（１３）に記載した構成であって、かつほぼ
均一の磁界が撮影領域内で縦軸に沿って発生される。
【００３２】（２３）本発明の磁気共鳴イメージング装
置は、上記（１３）に記載した構成であって、かつ筒状
の磁石は中央部で発生される磁場より大きい磁場を開口
部で発生し、撮影領域内で縦軸に沿ってほぼ均一な磁場
を発生する。
置は、上記（１３）に記載した構成であって、かつ筒状
の磁石は中央部で発生される磁場より大きい磁場を開口
部で発生し、撮影領域内で縦軸に沿ってほぼ均一な磁場
を発生する。
【００３３】本発明によれば、患者への接触が容易で、
しかも患者に閉所恐怖感を与えることが少ない経済的で
実用的なＭＲＩ磁石構造が実現する。
しかも患者に閉所恐怖感を与えることが少ない経済的で
実用的なＭＲＩ磁石構造が実現する。
【００３４】本発明の他の利点、効果は図面を参照する
以下の詳細な説明からより明白に理解できるであろう。
以下の詳細な説明からより明白に理解できるであろう。
【００３５】
【発明の実施の形態】以下、図面を参照して本発明によ
るＭＲＩ装置の第１の実施形態を説明する。ここでは、
本発明全体を理解するために、特定の構造と手法を説明
するが、これは説明のためのみであり、本発明はこの説
明に限定されるものではない。さらに、当業者であれ
ば、本発明はこれらの特定の構造から容易に変形できる
ことがわかる。また、説明が不必要に詳しくならないよ
うに、周知の方法、装置、構造、回路は説明を省略して
いる。
るＭＲＩ装置の第１の実施形態を説明する。ここでは、
本発明全体を理解するために、特定の構造と手法を説明
するが、これは説明のためのみであり、本発明はこの説
明に限定されるものではない。さらに、当業者であれ
ば、本発明はこれらの特定の構造から容易に変形できる
ことがわかる。また、説明が不必要に詳しくならないよ
うに、周知の方法、装置、構造、回路は説明を省略して
いる。
【００３６】図１に本発明が応用される磁気共鳴イメー
ジング（ＭＲＩ）装置１０の一般的な構成を示す。ＭＲ
Ｉ装置１０はデータ収集・表示コンピュータ５０、マイ
クロコードで制御されるシーケンサ５２、ＭＲＩサブシ
ステム５４からなる。ＭＲＩサブシステム５４はシーケ
ンサ５２によりリアルタイムで制御され、撮影対象物、
例えば人間１２内に核磁気共鳴（ＮＭＲ）現象を引き起
こす静磁場、高周波磁場を発生する。表示部５８上の画
像はＸ線、 超音波、 その他の医用画像撮影法によっては
見ることができない特徴と構造を示す。磁気共鳴イメー
ジングのための基本的な手法は周知であるので、 ここで
は一般的な説明にとどめる。 患者は筒状のソレノイド型
の超低温電磁石装置１４内に挿入される。磁石装置１４
はシールドされた筒状穿孔を有し、穿孔の周りには、静
磁場コイル１６と、 典型的にはｘ，ｙ，ｚ軸の傾斜磁場
コイルが巻かれている。送受信コイルも電磁石装置１４
内に設けられ、検査対象物に高周波ＮＭＲ励起信号を送
信し、ＮＭＲ応答信号を受信する。
ジング（ＭＲＩ）装置１０の一般的な構成を示す。ＭＲ
Ｉ装置１０はデータ収集・表示コンピュータ５０、マイ
クロコードで制御されるシーケンサ５２、ＭＲＩサブシ
ステム５４からなる。ＭＲＩサブシステム５４はシーケ
ンサ５２によりリアルタイムで制御され、撮影対象物、
例えば人間１２内に核磁気共鳴（ＮＭＲ）現象を引き起
こす静磁場、高周波磁場を発生する。表示部５８上の画
像はＸ線、 超音波、 その他の医用画像撮影法によっては
見ることができない特徴と構造を示す。磁気共鳴イメー
ジングのための基本的な手法は周知であるので、 ここで
は一般的な説明にとどめる。 患者は筒状のソレノイド型
の超低温電磁石装置１４内に挿入される。磁石装置１４
はシールドされた筒状穿孔を有し、穿孔の周りには、静
磁場コイル１６と、 典型的にはｘ，ｙ，ｚ軸の傾斜磁場
コイルが巻かれている。送受信コイルも電磁石装置１４
内に設けられ、検査対象物に高周波ＮＭＲ励起信号を送
信し、ＮＭＲ応答信号を受信する。
【００３７】静磁場磁石１４により生成される静磁場は
撮影対象物１２内の回転する原子（水素原子の陽子）の
スピン軸の向きを揃える。ＲＦ送信器６２はラーモア周
波数と呼ばれる特定の周波数の高周波（ＲＦ）パルスを
発生させる。ＲＦパルスは送受信スイッチ６４によって
ＲＦコイル６６に供給される。ＲＦコイル６６はＲＦパ
ルスに対応するＲＦ磁場を被検体１２に印加する。ＲＦ
磁場は一時的に被検体１２内の原子を励起し、それらの
スピン軸を静磁場の方向から再び離れさせる。ＲＦ磁場
がスイッチオフされると、緩和現象により原子が非励
起、あるいは弱励起状態に戻る。その結果、スピン軸は
静磁場の方向に再び揃う。原子が非励起、あるいは弱励
起状態に戻る過程において、ＮＭＲエコー信号と呼ばれ
る自身のＲＦ磁場が発生する。
撮影対象物１２内の回転する原子（水素原子の陽子）の
スピン軸の向きを揃える。ＲＦ送信器６２はラーモア周
波数と呼ばれる特定の周波数の高周波（ＲＦ）パルスを
発生させる。ＲＦパルスは送受信スイッチ６４によって
ＲＦコイル６６に供給される。ＲＦコイル６６はＲＦパ
ルスに対応するＲＦ磁場を被検体１２に印加する。ＲＦ
磁場は一時的に被検体１２内の原子を励起し、それらの
スピン軸を静磁場の方向から再び離れさせる。ＲＦ磁場
がスイッチオフされると、緩和現象により原子が非励
起、あるいは弱励起状態に戻る。その結果、スピン軸は
静磁場の方向に再び揃う。原子が非励起、あるいは弱励
起状態に戻る過程において、ＮＭＲエコー信号と呼ばれ
る自身のＲＦ磁場が発生する。
【００３８】ＮＭＲエコー信号はＲＦコイル６６に電圧
を誘起する。ＲＦディジタル受信器１５０は送受信スイ
ッチ６４によりＲＦパルス送信のインターバルの間にＲ
Ｆコイル６６に接続され、誘起電圧を受信し、増幅し、
フィルタ処理し、検出する。そして、一対の時間変動の
ある出力信号を発生する。ディジタル受信器１５０は、
これらの出力信号をディジタル形式の２の補数表現に変
換するアナログ／ディジタル変換器を含む。ディジタル
受信器１５０は一定の時間間隔で信号をサンプルし、サ
ンプル結果をデータ収集・表示コンピュータ５０にディ
ジタル数値データとして供給する。このようにして求め
られた数値データのセット、または行列はコンピュータ
５０に格納され、解析される。コンピュータ５０は被検
体の異なる空間領域内の原子の分布に対応した振幅情報
を複雑な、しかし通常の数学的手法を用いて再構成す
る。このような再構成振幅情報は被検体１２の内部構造
に関する高品質の画像を生成するために使われる。生成
された画像は表示部５８で表示され、後の観察のために
フィルムに出力される。
を誘起する。ＲＦディジタル受信器１５０は送受信スイ
ッチ６４によりＲＦパルス送信のインターバルの間にＲ
Ｆコイル６６に接続され、誘起電圧を受信し、増幅し、
フィルタ処理し、検出する。そして、一対の時間変動の
ある出力信号を発生する。ディジタル受信器１５０は、
これらの出力信号をディジタル形式の２の補数表現に変
換するアナログ／ディジタル変換器を含む。ディジタル
受信器１５０は一定の時間間隔で信号をサンプルし、サ
ンプル結果をデータ収集・表示コンピュータ５０にディ
ジタル数値データとして供給する。このようにして求め
られた数値データのセット、または行列はコンピュータ
５０に格納され、解析される。コンピュータ５０は被検
体の異なる空間領域内の原子の分布に対応した振幅情報
を複雑な、しかし通常の数学的手法を用いて再構成す
る。このような再構成振幅情報は被検体１２の内部構造
に関する高品質の画像を生成するために使われる。生成
された画像は表示部５８で表示され、後の観察のために
フィルムに出力される。
【００３９】一般的なＭＲＩ装置では、磁石装置１４は
閉鎖的な筒状形状であるが、本発明は異なる形状を採用
する。磁石装置の開口はその中心・中間部分に比べて大
きい。例えば、磁石装置は一端、または両端で朝顔（じ
ょうご）のように外側に向かって広がっている筒状形状
である。この広がっている端部は患者の閉所恐怖感を軽
減し、術者、またはその他の医学スタッフの患者への接
触、接近を容易にする。磁石の幾何学形状の一例として
は、回転双曲面（以下、単に双曲面と称する）がある。
以下の説明では双曲面型磁石を一例として説明するが、
上述したように、本発明は磁石の中央部分の断面より大
きい入り口を有する他のどのような形状の磁石も含む。
円形の断面を有する磁石の場合、これは円形断面の半径
が一端、または両端になるにつれて増加することを意味
する。ただし、増加は線形的、一定である必要はない。
閉鎖的な筒状形状であるが、本発明は異なる形状を採用
する。磁石装置の開口はその中心・中間部分に比べて大
きい。例えば、磁石装置は一端、または両端で朝顔（じ
ょうご）のように外側に向かって広がっている筒状形状
である。この広がっている端部は患者の閉所恐怖感を軽
減し、術者、またはその他の医学スタッフの患者への接
触、接近を容易にする。磁石の幾何学形状の一例として
は、回転双曲面（以下、単に双曲面と称する）がある。
以下の説明では双曲面型磁石を一例として説明するが、
上述したように、本発明は磁石の中央部分の断面より大
きい入り口を有する他のどのような形状の磁石も含む。
円形の断面を有する磁石の場合、これは円形断面の半径
が一端、または両端になるにつれて増加することを意味
する。ただし、増加は線形的、一定である必要はない。
【００４０】本発明の双曲面型磁石構造の一例を以下に
詳細に説明する。双曲面表面を例にあげた理由は、双曲
線幾何学形状と双曲線関数はこの表面を数学的に表現す
ることができ、双曲面形状の穿孔内で静的なほぼ均一の
磁場を発生することを数学的に明示できるからである。
繰り返すが、当業者であれば、本発明は双曲面構造に限
定されないことを容易に理解するであろう。事実、幾何
学関数、あるいは他の数学関数によって簡単には定義で
きない他の幾何学的形状も同様に使用することができ
る。
詳細に説明する。双曲面表面を例にあげた理由は、双曲
線幾何学形状と双曲線関数はこの表面を数学的に表現す
ることができ、双曲面形状の穿孔内で静的なほぼ均一の
磁場を発生することを数学的に明示できるからである。
繰り返すが、当業者であれば、本発明は双曲面構造に限
定されないことを容易に理解するであろう。事実、幾何
学関数、あるいは他の数学関数によって簡単には定義で
きない他の幾何学的形状も同様に使用することができ
る。
【００４１】図２は双曲線と回転軸を示す。双曲面は回
転軸の周りを双曲線を回転することにより得られた二次
曲面である。さらに、ＭＲＩ装置の磁石構造を定義する
のに使われる双曲面は、立体双曲面ではなく、むしろ双
曲面孔、双曲面シェルを意味する。
転軸の周りを双曲線を回転することにより得られた二次
曲面である。さらに、ＭＲＩ装置の磁石構造を定義する
のに使われる双曲面は、立体双曲面ではなく、むしろ双
曲面孔、双曲面シェルを意味する。
【００４２】図３はｘ、ｙ、ｚの３つの軸に関する双曲
面を示す。双曲面磁石を使う場合、患者が挿入される穿
孔内で均一の磁場を発生するためには、双曲面表面で発
生される電流密度は変えなければならない。双曲面の広
がっている開口では、縦軸ｚからの径方向の距離は大き
い。そのため、径方向の距離が小さい双曲面の中心（図
３の座標系の垂直軸に沿った部位）に比べて電流密度を
より高くする必要がある。以下に、双曲面磁石の表面に
沿った電流密度を変えることにより磁石穿孔内でｚ軸に
沿った均一な磁場を発生することができることを示す公
知の数学的手法を説明する。
面を示す。双曲面磁石を使う場合、患者が挿入される穿
孔内で均一の磁場を発生するためには、双曲面表面で発
生される電流密度は変えなければならない。双曲面の広
がっている開口では、縦軸ｚからの径方向の距離は大き
い。そのため、径方向の距離が小さい双曲面の中心（図
３の座標系の垂直軸に沿った部位）に比べて電流密度を
より高くする必要がある。以下に、双曲面磁石の表面に
沿った電流密度を変えることにより磁石穿孔内でｚ軸に
沿った均一な磁場を発生することができることを示す公
知の数学的手法を説明する。
【００４３】図４を参照して、双曲面穿孔のまわりに巻
かれた多重コイルを使うソレノイド型電磁石について、
この電流密度を可変にする方法を説明する。図４は概念
的なレベルでコイル巻線の構造を示すハイレベルの図で
ある。双曲面が広がっている穿孔の端部には多数のコイ
ル巻線が巻かれており、双曲線穿孔の中心には少ない数
のコイル巻線が巻かれている。例えば、穿孔の広がって
いる端部では１ミリメートル当たり数１００本の巻線が
巻かれ、穿孔の中心部では１ミリメートル当たり数１０
本の巻線が巻かれている。この例では、双曲線穿孔の軸
に沿った単位長さ当たりのコイル巻線が増えると、その
単位長さ当たりの電流密度も増え、その結果、発生する
磁束も増える。この原理は、より広い断面に分布するよ
り多い磁束は、より狭い断面に分布するより少ない磁束
と同じ磁場を発生するというものである。
かれた多重コイルを使うソレノイド型電磁石について、
この電流密度を可変にする方法を説明する。図４は概念
的なレベルでコイル巻線の構造を示すハイレベルの図で
ある。双曲面が広がっている穿孔の端部には多数のコイ
ル巻線が巻かれており、双曲線穿孔の中心には少ない数
のコイル巻線が巻かれている。例えば、穿孔の広がって
いる端部では１ミリメートル当たり数１００本の巻線が
巻かれ、穿孔の中心部では１ミリメートル当たり数１０
本の巻線が巻かれている。この例では、双曲線穿孔の軸
に沿った単位長さ当たりのコイル巻線が増えると、その
単位長さ当たりの電流密度も増え、その結果、発生する
磁束も増える。この原理は、より広い断面に分布するよ
り多い磁束は、より狭い断面に分布するより少ない磁束
と同じ磁場を発生するというものである。
【００４４】図５は、他の例を示す。上述の例では双曲
面穿孔の周りに連続だが可変のピッチの巻線を巻いてい
るが、図５では物理的には別個で、電気的には接続され
ている複数のコイルを垂直に重ねている。各コイルは積
層、積み重ねられた状態で円形状に巻かれた導電性材料
の絶縁ワイヤ、またはリボン（薄板）から形成される。
磁石装置の端部の大径コイルのための導電性層の数は、
磁石装置の中央部分の小径コイルのための導電性層の数
より多い。その結果、外側コイルは内側コイルよりも厚
い。
面穿孔の周りに連続だが可変のピッチの巻線を巻いてい
るが、図５では物理的には別個で、電気的には接続され
ている複数のコイルを垂直に重ねている。各コイルは積
層、積み重ねられた状態で円形状に巻かれた導電性材料
の絶縁ワイヤ、またはリボン（薄板）から形成される。
磁石装置の端部の大径コイルのための導電性層の数は、
磁石装置の中央部分の小径コイルのための導電性層の数
より多い。その結果、外側コイルは内側コイルよりも厚
い。
【００４５】さらに別の例として、コイル巻線にアクテ
ィブシールド構造を採用する例がある。ＭＲＩ磁石によ
り外部に発生する二次磁場を最小化するためにはシール
ド構造が必要である。図４に示すように、一点鎖線で示
される巻線７１、７５からなる第２の巻線セット（シー
ルド巻線）は双曲面穿孔の周りを巻かれている主コイル
巻線と直列に接続される。しかしながら、シールド巻線
７１、７５はこれらとは反対向きに巻かれている。すな
わち、これらの巻線は主巻線が巻かれている方向と反対
の方向に巻かれている。参照数字７０、７４は紙面から
流れ出て来る電流の向きを示し、参照数字７２、７６は
紙面に流れ込む電流の向きを示す。主巻線を流れる電流
は反対の方向ではあるが、シールド巻線をも流れる。そ
の結果、シールド巻線から発生する磁場は、主巻線を流
れる電流によって双曲面穿孔の外側に発生する磁場と同
じ強度を有し、反対の向きを有する。シールドコイルの
サイズと巻線数を適当に選ぶことにより、主巻線とシー
ルド巻線との磁気ダイポールのモーメントは打ち消され
る。当業者にとっては容易に理解できるように、磁石の
外側の磁場の主要な成分はほぼ打ち消される。
ィブシールド構造を採用する例がある。ＭＲＩ磁石によ
り外部に発生する二次磁場を最小化するためにはシール
ド構造が必要である。図４に示すように、一点鎖線で示
される巻線７１、７５からなる第２の巻線セット（シー
ルド巻線）は双曲面穿孔の周りを巻かれている主コイル
巻線と直列に接続される。しかしながら、シールド巻線
７１、７５はこれらとは反対向きに巻かれている。すな
わち、これらの巻線は主巻線が巻かれている方向と反対
の方向に巻かれている。参照数字７０、７４は紙面から
流れ出て来る電流の向きを示し、参照数字７２、７６は
紙面に流れ込む電流の向きを示す。主巻線を流れる電流
は反対の方向ではあるが、シールド巻線をも流れる。そ
の結果、シールド巻線から発生する磁場は、主巻線を流
れる電流によって双曲面穿孔の外側に発生する磁場と同
じ強度を有し、反対の向きを有する。シールドコイルの
サイズと巻線数を適当に選ぶことにより、主巻線とシー
ルド巻線との磁気ダイポールのモーメントは打ち消され
る。当業者にとっては容易に理解できるように、磁石の
外側の磁場の主要な成分はほぼ打ち消される。
【００４６】シールド巻線の半径を主コイル巻線のそれ
よりも大きくすると、主巻線のモーメントを打ち消すた
めに必要な巻線の数は少なくて済む。言い換えると、大
径コイルを流れる電流は大きい磁場モーメントを発生さ
せるが、コイルの中心では、小径コイルを流れる場合よ
り少ない磁場モーメントを発生する。当業者が理解でき
るように、主コイルセット、第２のコイルセットの巻線
によって生成される外部磁場ダイポールモーメントは局
部に集中しない。したがって、トータルの磁場ダイポー
ルモーメントは、シールド巻線を磁石穿孔の全長にわた
って巻くことなく打ち消される。双曲面の端部に配置さ
れる第２のシールド巻線の位置は、患者の頭部等の撮影
対象のうちで最も感度の必要とされる部分を囲む双曲面
磁石の中央部分での電磁場に与える影響を最小にする意
味で好ましい。
よりも大きくすると、主巻線のモーメントを打ち消すた
めに必要な巻線の数は少なくて済む。言い換えると、大
径コイルを流れる電流は大きい磁場モーメントを発生さ
せるが、コイルの中心では、小径コイルを流れる場合よ
り少ない磁場モーメントを発生する。当業者が理解でき
るように、主コイルセット、第２のコイルセットの巻線
によって生成される外部磁場ダイポールモーメントは局
部に集中しない。したがって、トータルの磁場ダイポー
ルモーメントは、シールド巻線を磁石穿孔の全長にわた
って巻くことなく打ち消される。双曲面の端部に配置さ
れる第２のシールド巻線の位置は、患者の頭部等の撮影
対象のうちで最も感度の必要とされる部分を囲む双曲面
磁石の中央部分での電磁場に与える影響を最小にする意
味で好ましい。
【００４７】上述した双曲面磁石装置は、双曲面穿孔内
で均一な磁場を発生するために、双曲面表面の特定の部
分に沿って適当な電流密度が得られることを保証するた
めに公知の数学的手法を用いて設計することができる。
で均一な磁場を発生するために、双曲面表面の特定の部
分に沿って適当な電流密度が得られることを保証するた
めに公知の数学的手法を用いて設計することができる。
【００４８】双曲面表面は偏平楕円座標に関して説明で
きる。通常のデカルト座標は新しい変数α、φ、βを用
いて次のように表すことができる。
きる。通常のデカルト座標は新しい変数α、φ、βを用
いて次のように表すことができる。
【００４９】 ｘ＝ｃ ｃｏｓｈβ ｓｉｎα ｃｏｓφ （１） ｙ＝ｃ ｃｏｓｈβ ｓｉｎα ｓｉｎφ （２） ｚ＝ｃ ｓｉｎｈβ ｃｏｓα （３） 変数φは通常の方位角である。定数βの表面は偏平の回
転楕円（短軸を中心として回転された偏平な表面）であ
り、定数αの表面は回転双曲線である。変数ｃは原点か
ら双曲線の焦点までの距離である。有限長の双曲線はα
が一定で、０＜φ＜２π；−βｏ＜β＜βｏである。
転楕円（短軸を中心として回転された偏平な表面）であ
り、定数αの表面は回転双曲線である。変数ｃは原点か
ら双曲線の焦点までの距離である。有限長の双曲線はα
が一定で、０＜φ＜２π；−βｏ＜β＜βｏである。
【００５０】この双曲線表面の電流密度により発生する
磁場の表現は周知のルジャンドル（Ｌｅｇｅｎｄｒｅ）
関数Ｐμυにより表すことができる。ルジャンドル関数
の対称、非対称の２つの成分は特に有益である。
磁場の表現は周知のルジャンドル（Ｌｅｇｅｎｄｒｅ）
関数Ｐμυにより表すことができる。ルジャンドル関数
の対称、非対称の２つの成分は特に有益である。
【００５１】
【数１】 双曲線表面の電流密度は異なるＣあるいはＳ関数の重畳
により記述できる。 この操作はラインインターバル上の
関数のフーリエ分解に共通なｓｉｎ、ｃｏｓの重畳に似
ている。インターバルにわたって非対称関数を展開する
場合には、ｓｉｎ成分が選択される。ｃｏｓ成分は対称
関数の場合に選択される。電流密度関数は変数βの対称
関数であり、したがってＣ関数が選択される。Ｓｔｕｒ
ｍ- Ｌｉｏｕｖｕｌｌｅ演算子の解のセットにおける関
数展開の一般的な原理から周知のように、基底関数を選
択する必要がある。基底関数、あるいはそれらの導関数
は、境界±βｏで消滅するように選択される。前者の条
件が一般に使われ、これを満足するために、複素数Ｋｍ
が次のように計算されなければならない。
により記述できる。 この操作はラインインターバル上の
関数のフーリエ分解に共通なｓｉｎ、ｃｏｓの重畳に似
ている。インターバルにわたって非対称関数を展開する
場合には、ｓｉｎ成分が選択される。ｃｏｓ成分は対称
関数の場合に選択される。電流密度関数は変数βの対称
関数であり、したがってＣ関数が選択される。Ｓｔｕｒ
ｍ- Ｌｉｏｕｖｕｌｌｅ演算子の解のセットにおける関
数展開の一般的な原理から周知のように、基底関数を選
択する必要がある。基底関数、あるいはそれらの導関数
は、境界±βｏで消滅するように選択される。前者の条
件が一般に使われ、これを満足するために、複素数Ｋｍ
が次のように計算されなければならない。
【００５２】
【数２】 （６）式の解が離散的な数値セットであるＫｍを与え、
これらは純虚数である。電流密度の特定の形式は次のよ
うに表される。
これらは純虚数である。電流密度の特定の形式は次のよ
うに表される。
【００５３】
【数３】 アクティブシールド磁石の場合、電流密度展開の各項の
電流密度への寄与は含まれている。それば、シールドル
ープの位置（径方向、および長さ方向）でのデルタ関数
分布である。シールドループ内の電流の相対的な振幅
は、双曲線電流の磁気ダイポールモーメントは一対のシ
ールドループのダイポールモーメントの負の値に等しい
という制約によって固定される。
電流密度への寄与は含まれている。それば、シールドル
ープの位置（径方向、および長さ方向）でのデルタ関数
分布である。シールドループ内の電流の相対的な振幅
は、双曲線電流の磁気ダイポールモーメントは一対のシ
ールドループのダイポールモーメントの負の値に等しい
という制約によって固定される。
【００５４】最終の計算は電流分布により発生される磁
場を表す。磁場と、全てのｚに関する偶数次の導関数が
最初に計算される。均一の磁場を発生する電流分布につ
いて、磁石の中心の磁場の値が指定され、磁場のいくつ
かの導関数は消滅する。この手法は周知である。双曲線
表面上の電流によって発生される磁場の導関数の一般的
な表現は次の通りである。
場を表す。磁場と、全てのｚに関する偶数次の導関数が
最初に計算される。均一の磁場を発生する電流分布につ
いて、磁石の中心の磁場の値が指定され、磁場のいくつ
かの導関数は消滅する。この手法は周知である。双曲線
表面上の電流によって発生される磁場の導関数の一般的
な表現は次の通りである。
【００５５】
【数４】 Γはガンマ関数である。−０．５〜２．５の間で実数軸
と交差する虚数軸μに平行な輪郭に沿った複素変数μに
ついての積分が実行される。
と交差する虚数軸μに平行な輪郭に沿った複素変数μに
ついての積分が実行される。
【００５６】この計算は線形システムの解法のための周
知の手法のどの手法でも使うことができる。５つの電流
モードを選択し、中心の磁場の値（例えば、０．５テス
ラ）と４つの消滅する導関数に対して線形方程式を作る
ことにより、４つの導関数により磁石を設計することが
できる。その結果、５つの線型方程式の組が計算され、
５つの電流モード振幅についての唯一の解が得られる。
あるいは、より多くの数の電流モードを選び、ラグラン
ジュの乗算法により課される均一性に対する補助的な制
約を有する二次関数を最小化することもできる。
知の手法のどの手法でも使うことができる。５つの電流
モードを選択し、中心の磁場の値（例えば、０．５テス
ラ）と４つの消滅する導関数に対して線形方程式を作る
ことにより、４つの導関数により磁石を設計することが
できる。その結果、５つの線型方程式の組が計算され、
５つの電流モード振幅についての唯一の解が得られる。
あるいは、より多くの数の電流モードを選び、ラグラン
ジュの乗算法により課される均一性に対する補助的な制
約を有する二次関数を最小化することもできる。
【００５７】以上説明したように、本実施形態によれ
ば、患者を囲む筒状の磁石ハウジングは一端、または両
端が外側に広がっているほぼ円筒形状を有し、患者の閉
所恐怖感を和らげ、広がっている端部を介して患者への
接触を容易にしている。磁石装置の形状の一例は、回転
双曲面（以下、単に双曲面とも称する）がある。双曲面
表面は、軸（ｚ軸）を中心として双曲線を回転して得ら
れ、広がっている端部はほぼ円形開口となる。形状の他
の例として回転放物面がある。しかし、特定の幾何学形
状は要求されない。磁石の一端、または両端の断面積が
中央部の断面積よりも大きければよい。
ば、患者を囲む筒状の磁石ハウジングは一端、または両
端が外側に広がっているほぼ円筒形状を有し、患者の閉
所恐怖感を和らげ、広がっている端部を介して患者への
接触を容易にしている。磁石装置の形状の一例は、回転
双曲面（以下、単に双曲面とも称する）がある。双曲面
表面は、軸（ｚ軸）を中心として双曲線を回転して得ら
れ、広がっている端部はほぼ円形開口となる。形状の他
の例として回転放物面がある。しかし、特定の幾何学形
状は要求されない。磁石の一端、または両端の断面積が
中央部の断面積よりも大きければよい。
【００５８】磁石の端部の開口が大きいことにより、医
者、または他の医療スタッフが患者に接近しやすく、麻
酔薬や静脈注射剤を投与しやすく、プローブを遠隔操作
しやすい。さらに、磁石の広がっている端部は、患者に
開放感を与え、閉所恐怖感を和らげることができる。両
効果は、特別な磁石サスペンションや、分割磁石構造の
傾斜磁場／ＲＦコイルを必要としないで達成できる。超
電導磁石については、通常使われる単一の超低温システ
ムをＭＲＩ磁石を冷却するために使用することができ
る。したがって、本発明は、ＭＲＩ装置のコストを増加
することなく、患者への接触が容易で、しかも患者に閉
所恐怖感を与えることが少ないＭＲＩ装置を実現でき
る。
者、または他の医療スタッフが患者に接近しやすく、麻
酔薬や静脈注射剤を投与しやすく、プローブを遠隔操作
しやすい。さらに、磁石の広がっている端部は、患者に
開放感を与え、閉所恐怖感を和らげることができる。両
効果は、特別な磁石サスペンションや、分割磁石構造の
傾斜磁場／ＲＦコイルを必要としないで達成できる。超
電導磁石については、通常使われる単一の超低温システ
ムをＭＲＩ磁石を冷却するために使用することができ
る。したがって、本発明は、ＭＲＩ装置のコストを増加
することなく、患者への接触が容易で、しかも患者に閉
所恐怖感を与えることが少ないＭＲＩ装置を実現でき
る。
【００５９】実施形態では、可変の断面積を有する磁石
装置の一例としての双曲面磁石について、磁石ハウジン
グ／撮影領域内でほぼ均一な磁場がどのようにして発生
されるかを説明した。双曲面電磁石の場合、磁石の広が
っている開口部では、磁石の中央部の狭い部分より電流
密度を高くなければならない。したがって、筒状磁石の
端部のコイルには、中央部よりも大きい電流が流れなけ
ればならない。これを実現するための一手法は、中央部
よりも端部で単位長さ当たりのコイル巻線数を増やすこ
とである。
装置の一例としての双曲面磁石について、磁石ハウジン
グ／撮影領域内でほぼ均一な磁場がどのようにして発生
されるかを説明した。双曲面電磁石の場合、磁石の広が
っている開口部では、磁石の中央部の狭い部分より電流
密度を高くなければならない。したがって、筒状磁石の
端部のコイルには、中央部よりも大きい電流が流れなけ
ればならない。これを実現するための一手法は、中央部
よりも端部で単位長さ当たりのコイル巻線数を増やすこ
とである。
【００６０】以上、本発明を最も実用的で、最も好まし
い実施形態について説明してきたが、本発明は上述した
実施形態に限定されず、発明の趣旨を逸脱しない範囲
で、種々変形して実施可能である。例えば、患者への接
触をより容易にするとともに、患者の閉所恐怖感をより
少なくするために、傾斜磁場コイル、送受信コイルは磁
石の内面に近接して、しかも輪郭に沿って配置してもよ
い。
い実施形態について説明してきたが、本発明は上述した
実施形態に限定されず、発明の趣旨を逸脱しない範囲
で、種々変形して実施可能である。例えば、患者への接
触をより容易にするとともに、患者の閉所恐怖感をより
少なくするために、傾斜磁場コイル、送受信コイルは磁
石の内面に近接して、しかも輪郭に沿って配置してもよ
い。
【００６１】
【発明の効果】以上説明したように本発明によれば、患
者への接触が容易で、しかも患者に閉所恐怖感を与える
ことが少ない経済的で実用的なＭＲＩ装置を提供するこ
とができる。
者への接触が容易で、しかも患者に閉所恐怖感を与える
ことが少ない経済的で実用的なＭＲＩ装置を提供するこ
とができる。
【図１】本発明が適用されるＭＲＩ装置の全体を示すブ
ロック図。
ロック図。
【図２】双曲線関数と、回転双曲面を得るために双曲線
関数が回転される軸を示す図。
関数が回転される軸を示す図。
【図３】双曲面を示す図。
【図４】本発明の一実施形態に従った双曲面形状を有す
るＭＲＩ静磁場磁石を示す図。
るＭＲＩ静磁場磁石を示す図。
【図５】本発明の他の実施形態に従った双曲面形状を有
するＭＲＩ静磁場磁石を示す図。
するＭＲＩ静磁場磁石を示す図。
１０…ＭＲＩ装置 １２…撮影対象物 １４…超低温電磁石装置 １６…静磁場コイル ５０…データ収集・表示コンピュータ ５２…シーケンサ ５４…ＭＲＩサブシステム ５８…表示部 ６２…ＲＦ送信器 ６４…送受信スイッチ ６６…ＲＦコイル １５０…ＲＦディジタル受信器
Claims (23)
- 【請求項１】 その中心を通る縦軸に直交するほぼ円形
の断面形状を有し、磁場を発生するのに使われる中空で
細長い磁石を具備し、 縦軸から磁石表面までの円形断面の径が縦軸上の中央部
から少なくとも一端部に向かって増加していることを特
徴とする磁石装置。 - 【請求項２】 前記磁石は回転双曲面であることを特徴
とする請求項１に記載の磁石装置。 - 【請求項３】 前記磁石の一端は双曲線ホーンのように
外側に向かって広がっていることを特徴とする請求項１
に記載の磁石装置。 - 【請求項４】 前記磁石は回転放物面であることを特徴
とする請求項１に記載の磁石装置。 - 【請求項５】 磁石の開口の断面積は磁石の中央部の断
面積より大きいことを特徴とする磁気共鳴イメージング
装置。 - 【請求項６】 磁石の周りに巻かれる主コイル巻線をさ
らに具備し、電流が巻線を流れる時に磁石内にほぼ均一
の磁場が発生されることを特徴とする請求項５に記載の
磁気共鳴イメージング装置。 - 【請求項７】 ほぼ均一の磁場は磁石の中心を通る縦軸
に沿って発生されることを特徴とする請求項６に記載の
磁気共鳴イメージング装置。 - 【請求項８】 磁石の周りに巻かれる主コイル巻線の単
位長さ当たりの巻数は表面に沿って変化することを特徴
とする請求項７に記載の磁気共鳴イメージング装置。 - 【請求項９】 磁石の中央部の主コイル巻線の巻数は磁
石の一端に巻かれる主コイル巻線の数よりも少ないこと
を特徴とする請求項８に記載の磁気共鳴イメージング装
置。 - 【請求項１０】 前記主コイル巻線に直列に接続され、
主コイル巻線が巻かれる向きと反対の向きに巻かれる第
２のコイル巻線をさらに具備し、 第２のコイル巻線を流れる電流は主コイル巻線を流れる
電流によって磁石外に発生される主磁場を打ち消すキャ
ンセル磁場を発生することを特徴とする請求項６に記載
の磁気共鳴イメージング装置。 - 【請求項１１】 一端、あるいは両端が外側へ向かって
広がっていて、患者を囲むほぼ筒状を有し、患者の閉所
恐怖感を和らげ、患者への接触を容易にする筒状磁石装
置 - 【請求項１２】 筒状形状はほぼ双曲面であることを特
徴とする請求項１１に記載の筒状磁石装置。 - 【請求項１３】 長手方向に沿った縦軸を有し、撮影領
域内でほぼ均一な静磁場を発生し、開口の断面積は中央
部の断面積より大きいほぼ筒状の磁石と、 前記筒状の磁石と連動し、撮影領域内で傾斜磁場を発生
する傾斜磁場コイルと、 前記筒状の磁石により発生される静磁場と、傾斜磁場コ
イルにより発生される傾斜磁場を制御し、核磁気共鳴信
号を処理して、撮影領域内に配置された被検体の内部構
造の画像を発生する電子回路とを具備することを特徴と
する磁気共鳴イメージング装置。 - 【請求項１４】 前記傾斜磁場コイルは筒状の磁石の内
側表面に隣接し、筒状磁石の輪郭に沿って配置されるこ
とを特徴とする請求項１３に記載の磁気共鳴イメージン
グ装置。 - 【請求項１５】 前記筒状の磁石の形状は双曲面である
ことを特徴とする請求項１４に記載の磁気共鳴イメージ
ング装置。 - 【請求項１６】 前記筒状の磁石は、磁石の開口に向か
って広がる筒状のコイル巻線サポートの周りに巻かれる
主コイル巻線を具備し、主コイル巻線に電流が流れる
時、ほぼ均一な磁場が撮影領域内で発生されることを特
徴とする請求項１３に記載の磁気共鳴イメージング装
置。 - 【請求項１７】 前記巻線サポートの周りに巻かれる主
コイル巻線の単位長さ当たりの巻数は磁石の長手方向に
沿って変化することを特徴とする請求項１６に記載の磁
気共鳴イメージング装置。 - 【請求項１８】 前記巻線サポートの中央部に巻かれる
主コイル巻線の巻数は巻線サポートの磁石開口における
部分に巻かれる主コイル巻線の巻数より少ないことを特
徴とする請求項１７に記載の磁気共鳴イメージング装
置。 - 【請求項１９】 前記主コイル巻線に直列に接続され、
主コイル巻線が巻かれる向きと反対の向きに巻かれる第
２のコイル巻線をさらに具備し、 第２のコイル巻線を流れる電流は主コイル巻線を流れる
電流によって磁石外に発生される主磁場を打ち消すキャ
ンセル磁場を発生することを特徴とする請求項１６に記
載の磁気共鳴イメージング装置。 - 【請求項２０】 前記筒状の磁石は、コイル縦軸に沿
い、かつ縦軸を中心とし、垂直に取り付けられ電気的に
接続された複数のコイルからなり、各コイルは円形リン
グを構成するように積層された部材に巻かれた導電性材
料からなる絶縁されたストライプから構成され、円形リ
ングは開口部で中央部よりも大きい径を有することを特
徴とする請求項１３に記載の磁気共鳴イメージング装
置。 - 【請求項２１】 前記円形リングは開口部で中央部より
も大きい断面積を有することを特徴とする請求項２０に
記載の磁気共鳴イメージング装置。 - 【請求項２２】 ほぼ均一の磁界が撮影領域内で縦軸に
沿って発生されることを特徴とする請求項１３に記載の
磁気共鳴イメージング装置。 - 【請求項２３】 前記筒状の磁石は中央部で発生される
磁場より大きい磁場を開口部で発生し、撮影領域内で縦
軸に沿ってほぼ均一な磁場を発生することを特徴とする
請求項１３に記載の磁気共鳴イメージング装置。
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|---|---|---|---|
| US538611 | 1990-06-15 | ||
| US08/538,611 US5799653A (en) | 1995-10-03 | 1995-10-03 | Magnetic resonance imaging apparatus with decreased patient claustrophobia and increased access to patient |
Related Child Applications (1)
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|---|---|
| JPH09192117A true JPH09192117A (ja) | 1997-07-29 |
| JPH09192117A5 JPH09192117A5 (ja) | 2004-08-05 |
| JP3856505B2 JP3856505B2 (ja) | 2006-12-13 |
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ID=24147651
Family Applications (2)
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| JP26320596A Expired - Lifetime JP3856505B2 (ja) | 1995-10-03 | 1996-10-03 | 磁気共鳴イメージング装置 |
| JP2006127516A Expired - Lifetime JP4188384B2 (ja) | 1995-10-03 | 2006-05-01 | 磁気共鳴イメージング装置 |
Family Applications After (1)
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|---|---|---|---|
| JP2006127516A Expired - Lifetime JP4188384B2 (ja) | 1995-10-03 | 2006-05-01 | 磁気共鳴イメージング装置 |
Country Status (3)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US5799653A (ja) |
| JP (2) | JP3856505B2 (ja) |
| GB (1) | GB2306007A (ja) |
Cited By (7)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2002280213A (ja) * | 2001-03-22 | 2002-09-27 | Tokyo Electric Power Co Inc:The | 超電導コイル装置 |
| JP2006230844A (ja) * | 2005-02-28 | 2006-09-07 | Hitachi Medical Corp | 磁気共鳴イメージング装置 |
| JP2007026818A (ja) * | 2005-07-14 | 2007-02-01 | Nhv Corporation | 磁場勾配を形成する電磁石 |
| JP2007180344A (ja) * | 2005-12-28 | 2007-07-12 | Nec Tokin Corp | 磁界発生コイル |
| JP2008086582A (ja) * | 2006-10-03 | 2008-04-17 | Hitachi Metals Ltd | 磁界発生装置 |
| JP2010532136A (ja) * | 2007-06-28 | 2010-09-30 | エム ケー エス インストルメンツ インコーポレーテッド | 増幅器安定化方法およびシステム |
| JP2012517108A (ja) * | 2009-02-02 | 2012-07-26 | ノースロップ グラマン ガイダンス アンド エレクトロニクス カンパニー インコーポレイテッド | 実質的均一磁場を発生させるための磁気ソレノイド |
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| DE60032627T2 (de) | 1999-11-03 | 2007-10-04 | Nexicor, LLC, Cincinnati | Induktionshandgerät |
| US6288624B1 (en) * | 1999-11-23 | 2001-09-11 | Picker Nordstar Corporation | Enlongated field of view open magnetic resonance imaging system with dipole magnet |
| US7498810B2 (en) * | 2004-09-11 | 2009-03-03 | General Electric Company | Systems, methods and apparatus for specialized magnetic resonance imaging with dual-access conical bore |
| US7737696B2 (en) * | 2005-12-20 | 2010-06-15 | Koninklijke Philips Electronics N.V. | Magnetic resonance scanner with a longitudinal magnetic field gradient system |
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| EP0288729B1 (de) * | 1987-03-30 | 1991-11-27 | Siemens Aktiengesellschaft | Quenchausbreitungseinrichtung für einen supraleitenden Magneten |
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-
1995
- 1995-10-03 US US08/538,611 patent/US5799653A/en not_active Expired - Lifetime
-
1996
- 1996-09-06 GB GB9618660A patent/GB2306007A/en not_active Withdrawn
- 1996-10-03 JP JP26320596A patent/JP3856505B2/ja not_active Expired - Lifetime
-
2006
- 2006-05-01 JP JP2006127516A patent/JP4188384B2/ja not_active Expired - Lifetime
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| JP3856505B2 (ja) | 2006-12-13 |
| GB2306007A (en) | 1997-04-23 |
| JP4188384B2 (ja) | 2008-11-26 |
| GB9618660D0 (en) | 1996-10-16 |
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