JPS61172040A - 核磁気共鳴用磁場発生装置 - Google Patents
核磁気共鳴用磁場発生装置Info
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- JPS61172040A JPS61172040A JP60013320A JP1332085A JPS61172040A JP S61172040 A JPS61172040 A JP S61172040A JP 60013320 A JP60013320 A JP 60013320A JP 1332085 A JP1332085 A JP 1332085A JP S61172040 A JPS61172040 A JP S61172040A
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- Japan
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- magnetic field
- coil
- center
- cryostat
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- 230000002093 peripheral effect Effects 0.000 abstract 2
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Classifications
-
- 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
Landscapes
- Physics & Mathematics (AREA)
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- General Physics & Mathematics (AREA)
- 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１
この発明は核磁気共鳴用磁場発生装置に関し、特に、主
磁場用コイルを収納するクライオスタット容器を小型に
した核磁気共鳴用磁場発生装置に関する。
磁場用コイルを収納するクライオスタット容器を小型に
した核磁気共鳴用磁場発生装置に関する。
［従来技術とその問題点１
コンピュータ断層撮影法（ＣＴ）にはＸ線の照射による
Ｘ＃ｉＣＴや、静磁場中における原子核の核磁気共鳴現
象を応眉した核磁気共鳴ＣＴ （ＮＭＲ−ＣＴと呼ぶ）
等があり、共に電子計ｉ８！ｌでデータ処理することに
より任意の断面の断層像を得ることができる。このうち
特にＮＭＲ−ＣＴによる映像法は、単なる画像処理だけ
でなく、緩和時間の差を画像化することにより化学的な
変化を検出することができる二とと磁場の方向を変える
だけで任意の断面の断層像が得られること及びこれに用
いられる磁場強度では人体に無害である等の長所があり
、臨床医学に有力な診断法となりつつある。
Ｘ＃ｉＣＴや、静磁場中における原子核の核磁気共鳴現
象を応眉した核磁気共鳴ＣＴ （ＮＭＲ−ＣＴと呼ぶ）
等があり、共に電子計ｉ８！ｌでデータ処理することに
より任意の断面の断層像を得ることができる。このうち
特にＮＭＲ−ＣＴによる映像法は、単なる画像処理だけ
でなく、緩和時間の差を画像化することにより化学的な
変化を検出することができる二とと磁場の方向を変える
だけで任意の断面の断層像が得られること及びこれに用
いられる磁場強度では人体に無害である等の長所があり
、臨床医学に有力な診断法となりつつある。
第２図は従来のＮＭＲ−ＣＴ装置の磁場発生装置を示し
ている。１は均一な磁場を発生させる主磁場用コイルで
あり、この主磁場用コイル１による磁場を更に微細に均
一化する調整用のシムコイル（第２図では図示せず）が
前記主磁場用フィル１に近接して設けられる。２は、上
記の一様な静磁場の他に画像として表示するために必要
となる空間的に勾配をもった第２の磁場を加える勾配磁
場用コイルであり、３は上記磁場における人体内の原子
核の磁気共鳴現象を知るためのラジオ波の送・受信アン
テナコイル、４は主磁場用コイル１を収納する円筒状の
クライオスタット容器である。
ている。１は均一な磁場を発生させる主磁場用コイルで
あり、この主磁場用コイル１による磁場を更に微細に均
一化する調整用のシムコイル（第２図では図示せず）が
前記主磁場用フィル１に近接して設けられる。２は、上
記の一様な静磁場の他に画像として表示するために必要
となる空間的に勾配をもった第２の磁場を加える勾配磁
場用コイルであり、３は上記磁場における人体内の原子
核の磁気共鳴現象を知るためのラジオ波の送・受信アン
テナコイル、４は主磁場用コイル１を収納する円筒状の
クライオスタット容器である。
第３図は第２図における磁場発生装置の断面図を示して
いて、第２図と同一部分については同一の符号を付して
いる。
いて、第２図と同一部分については同一の符号を付して
いる。
Ａはクライオスタット容器４の内径でボア径と呼ばれる
。Ｂは撮像のために必要となる所要有効径で６５０ｍｍ
程度必要とされる。５は上記シムコイル及び勾配磁場用
コイル２が設けられる設置場所、６は断熱層、７は液体
ヘリウム容器である。
。Ｂは撮像のために必要となる所要有効径で６５０ｍｍ
程度必要とされる。５は上記シムコイル及び勾配磁場用
コイル２が設けられる設置場所、６は断熱層、７は液体
ヘリウム容器である。
上記の構成によれば、主磁場用コイル１内の測定場所と
なる中心付近に均一な磁場を得るためには従来の主磁場
用コイル１のようなツレ／イド状のコイルではそのコイ
ルの輪方向の長さを長くする必要があり、又、６５０Ｉ
ＩＩＩＩｌの所要有効径Ｂを確保してシムコイル及び勾
配磁場用コイル２を上記設置場所に設けた場合、ボア径
Ａは１０５０＋ｏｍ程度まで太き（する必要があり、結
果として、核磁気共鳴ＣＴ装置の本体は大型になってし
まうという欠点があった。
なる中心付近に均一な磁場を得るためには従来の主磁場
用コイル１のようなツレ／イド状のコイルではそのコイ
ルの輪方向の長さを長くする必要があり、又、６５０Ｉ
ＩＩＩＩｌの所要有効径Ｂを確保してシムコイル及び勾
配磁場用コイル２を上記設置場所に設けた場合、ボア径
Ａは１０５０＋ｏｍ程度まで太き（する必要があり、結
果として、核磁気共鳴ＣＴ装置の本体は大型になってし
まうという欠点があった。
［発明の目的１
この発明は、上述の問題点をなくすためになされたもの
であり、クライオスタット容器の部方向の寸法とボア径
とを゛小さくした核磁気共鳴用磁場発生装置を提供する
ことを目的とする。
であり、クライオスタット容器の部方向の寸法とボア径
とを゛小さくした核磁気共鳴用磁場発生装置を提供する
ことを目的とする。
［発明の構成］
この発明の核磁気共鳴用磁場発生装置は、中央部での内
径及び外径が両端部より所定長大きくなっているクライ
オスタット容器に、このクライオスタット容器の輪方向
中心に対して対称となる位置に複数個のコイルを収納し
、がっ、このクライオスタット容器の内径の大きくなっ
ている箇所に第２のコイル群を設けたことを特徴とする
。
径及び外径が両端部より所定長大きくなっているクライ
オスタット容器に、このクライオスタット容器の輪方向
中心に対して対称となる位置に複数個のコイルを収納し
、がっ、このクライオスタット容器の内径の大きくなっ
ている箇所に第２のコイル群を設けたことを特徴とする
。
［実施例１゜
第１図はこの発明の１実施例を示している。
クライオスタット容器８は、両端部を除く中央部でこの
両端部より、内径及び外径が共に大きくなっていて、そ
の肉厚断面は凹状となっている。
両端部より、内径及び外径が共に大きくなっていて、そ
の肉厚断面は凹状となっている。
このクライオスタット容器８の両端部での外径、即ち、
ボア径をＣとし、このクライオスタット容器８の部方向
ａ−ａ’の中心をＯとする。主磁場用コイルは、例えば
、４個に分割したフィル９ａ、９ｂ、９ｃ、９ｄが用い
られ、クライオスタット容器８の両端部にはコイル９ａ
、９ｄがそれぞれ収納され、そして、このクライオスタ
ット容器８の中央部にはコイル９ｂ、９ｃが収納される
。そして、コイル９ａと９ｄ及びコイル９ｂと９０とは
中心Ｏを通るｂ−ｂ’線に対し互いに対称となる位置に
配置され、かつ、コイル９ａ〜９ｄの断面中心がＯを中
心とした円周り上に一致するように設けられる。更に、
クライオスタット容器８の内径が大きくなっている凹部
２０にシムコイルと勾配磁場用コイル２及びラジオ波の
送・受信アンテナコイル３を含−むコイル群１０が設け
られる。１１は液体ヘリウム容器である。
ボア径をＣとし、このクライオスタット容器８の部方向
ａ−ａ’の中心をＯとする。主磁場用コイルは、例えば
、４個に分割したフィル９ａ、９ｂ、９ｃ、９ｄが用い
られ、クライオスタット容器８の両端部にはコイル９ａ
、９ｄがそれぞれ収納され、そして、このクライオスタ
ット容器８の中央部にはコイル９ｂ、９ｃが収納される
。そして、コイル９ａと９ｄ及びコイル９ｂと９０とは
中心Ｏを通るｂ−ｂ’線に対し互いに対称となる位置に
配置され、かつ、コイル９ａ〜９ｄの断面中心がＯを中
心とした円周り上に一致するように設けられる。更に、
クライオスタット容器８の内径が大きくなっている凹部
２０にシムコイルと勾配磁場用コイル２及びラジオ波の
送・受信アンテナコイル３を含−むコイル群１０が設け
られる。１１は液体ヘリウム容器である。
上記したように円周り上に配置してヘルムホルツコイル
構成とした各コイル９ａ〜９ｄをそれぞれ直列に接続し
てこれらのコイルに直流電流を流すことにより、各コイ
ル９ａ〜９ｄによる磁束はクライオスタット容器８の中
心Ｏを通る部方向ａ、ｌに向かい、中心Ｏ付近には均一
な磁場が得られる。従って、クライオスタット容器８の
部方向ａ−ａ’の長さを短かくすることがで軽るととも
に、クライオスタット容器８の凹部２０に勾配磁場用コ
イル等のコイル群１０を設けるようにしたのでこのクラ
イオスタット容器８のボア径Ｃを所要有効径である６５
０ＩＩＩＩＯ程度まで小さくすることができ、又、フィ
ル及び冷却ヘリウムの所要量が少なくなるので核磁気共
鳴ＣＴ装置の小型化と軽量化が可能となる。
構成とした各コイル９ａ〜９ｄをそれぞれ直列に接続し
てこれらのコイルに直流電流を流すことにより、各コイ
ル９ａ〜９ｄによる磁束はクライオスタット容器８の中
心Ｏを通る部方向ａ、ｌに向かい、中心Ｏ付近には均一
な磁場が得られる。従って、クライオスタット容器８の
部方向ａ−ａ’の長さを短かくすることがで軽るととも
に、クライオスタット容器８の凹部２０に勾配磁場用コ
イル等のコイル群１０を設けるようにしたのでこのクラ
イオスタット容器８のボア径Ｃを所要有効径である６５
０ＩＩＩＩＯ程度まで小さくすることができ、又、フィ
ル及び冷却ヘリウムの所要量が少なくなるので核磁気共
鳴ＣＴ装置の小型化と軽量化が可能となる。
尚、この実施例では分割された４個のコイル９ａ〜９ｄ
としたがｂ−ｂ’線に対称となる配置であれば任意の複
数個でもよく、又コイルの断面中心を長円の円周上に配
置してもよい。
としたがｂ−ｂ’線に対称となる配置であれば任意の複
数個でもよく、又コイルの断面中心を長円の円周上に配
置してもよい。
［発明の効果１
以上詳述したように、この発明は、分割した主磁場用フ
ィルを用い、かつ、凹状の肉厚断面を有すクライオスタ
ット容器を用い、二の凹部に第２フィル群を収納したの
でこのクライオスタット容器の部方向の寸法とボア径と
を共に小さくすることができ、核磁気共鳴用磁場発生装
置は小型で軽量となる。
ィルを用い、かつ、凹状の肉厚断面を有すクライオスタ
ット容器を用い、二の凹部に第２フィル群を収納したの
でこのクライオスタット容器の部方向の寸法とボア径と
を共に小さくすることができ、核磁気共鳴用磁場発生装
置は小型で軽量となる。
第１図はこの発明の１実施例を示す断面図、第２図は従
来例を示す一部破断斜視図、第３図は第２図の部方向で
の断面図である。 １・・・主磁場用コイル、 ２・・・勾配磁場用コイ
ル、３・・・送・受信アンテナフィル、 ６・・・断熱
層、訃・・クライオスタット容器、 ９ａ＋ ９ｂ、
９ｃ、 ９ｄ・・・コイル、 １０・・・コイル群
、 １１・・・液体ヘリツム容器、 Ｂ・・・所要有
効径、 Ｃ・・・ボア径、Ｄ・・・円周、 Ｏ・・・中
心。
来例を示す一部破断斜視図、第３図は第２図の部方向で
の断面図である。 １・・・主磁場用コイル、 ２・・・勾配磁場用コイ
ル、３・・・送・受信アンテナフィル、 ６・・・断熱
層、訃・・クライオスタット容器、 ９ａ＋ ９ｂ、
９ｃ、 ９ｄ・・・コイル、 １０・・・コイル群
、 １１・・・液体ヘリツム容器、 Ｂ・・・所要有
効径、 Ｃ・・・ボア径、Ｄ・・・円周、 Ｏ・・・中
心。
Claims (1)
- （１）中央部での内径及び外径が両端部より所定長大き
くなっているクライオスタット容器に、このクライオス
タット容器の輪方向中心に対して対称となる位置に複数
個のコイルを収納し、かつ、このクライオスタット容器
の内径の大きくなっている箇所に第２のコイル群を設け
たことを特徴とする核磁気共鳴用磁場発生装置。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP60013320A JPS61172040A (ja) | 1985-01-25 | 1985-01-25 | 核磁気共鳴用磁場発生装置 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP60013320A JPS61172040A (ja) | 1985-01-25 | 1985-01-25 | 核磁気共鳴用磁場発生装置 |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPS61172040A true JPS61172040A (ja) | 1986-08-02 |
Family
ID=11829871
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP60013320A Pending JPS61172040A (ja) | 1985-01-25 | 1985-01-25 | 核磁気共鳴用磁場発生装置 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPS61172040A (ja) |
Cited By (3)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| FR2710253A1 (fr) * | 1993-09-20 | 1995-03-31 | Bruker Medizintech | Système magnétique pour tomographie par résonance magnétique nucléaire. |
| JPH09153408A (ja) * | 1995-11-30 | 1997-06-10 | Hitachi Medical Corp | 超電導磁石装置 |
| DE19734070B4 (de) * | 1996-08-07 | 2009-02-26 | Hitachi Medical Corp. | Magnetfeld-Erzeugungsgerät für ein Magnetresonanz-Bildgebungsgerät |
-
1985
- 1985-01-25 JP JP60013320A patent/JPS61172040A/ja active Pending
Cited By (4)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| FR2710253A1 (fr) * | 1993-09-20 | 1995-03-31 | Bruker Medizintech | Système magnétique pour tomographie par résonance magnétique nucléaire. |
| US5646532A (en) * | 1993-09-20 | 1997-07-08 | Bruker Medizintechnik Gmbh | Partial body tomograph |
| JPH09153408A (ja) * | 1995-11-30 | 1997-06-10 | Hitachi Medical Corp | 超電導磁石装置 |
| DE19734070B4 (de) * | 1996-08-07 | 2009-02-26 | Hitachi Medical Corp. | Magnetfeld-Erzeugungsgerät für ein Magnetresonanz-Bildgebungsgerät |
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