WO2007007630A1 - 磁気共鳴イメージング装置 - Google Patents
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Definitions
- the present invention relates to a magnetic resonance imaging (hereinafter referred to as MRI) apparatus, and more particularly to a magnetic resonance imaging apparatus with improved openness to reduce claustrophobia felt by a subject.
- MRI magnetic resonance imaging
- a static magnetic field generator is used to generate a static magnetic field, and a superconducting coil or the like is used as the static magnetic field generation source.
- a static magnetic field source using a superconducting coil is called a superconducting magnet.
- This superconducting magnet mainly includes a tunnel type structure and an opposed type structure.
- the tunnel-type superconducting magnet has a cylindrical void space inside and generates a uniform static magnetic field in the cylindrical axis direction of the void space. The subject is then imaged in the cylindrical void space so that the body axis direction matches the static magnetic field direction.
- a pair of superconducting coils are arranged coaxially with a gap space in between, and a uniform static magnetic field is generated in the opposite direction of the gap space.
- the subject is photographed by being placed in this void space so that the body axis and the direction of the static magnetic field are perpendicular to each other.
- Non-patent Document 1 Some patients who become subjects with an MRI apparatus have claustrophobia. With MRI equipment, reducing the fear of claustrophobia in such patients is an issue. The counter-type superconducting magnet is required to reduce claustrophobia even in force tunnel type magnets that can reduce the claustrophobia.
- Non-patent Document 1 One solution is the conventional technique described in (Non-patent Document 1).
- Patent Document 1 Novel Short Whole Body MRI Magnet Design using Genetic Algorithms, Proc. Intl. Soc. Mag. Reson. Med 9 (2001) pi 148
- Non-Patent Document 1 a magnet with a short axial length is provided using 8 coils and 10 shim coils!
- the uniformity with which distortion does not occur in an image captured with an MRI apparatus is about 0.5 ppm, but in the case of the prior art described in Non-Patent Document 1, the size of the imaging space with a uniformity of 0.5 ppm is 30 cm It stops to the extent. If the subject's size is large, do not move the moving table to the left and right! / ⁇ can not be photographed! / ⁇ will occur, but this was not possible with a tunnel-type magnet with a circular cross section.
- An object of the present invention is to improve openness in order to reduce the feeling of claustrophobia that the subject feels, and at the same time to move a moving bed for mounting the subject left and right to move a large subject.
- the object is to provide an MRI apparatus capable of imaging.
- the static magnetic field generating means is arranged around the imaging space where the subject is arranged, and generates a static magnetic field in the imaging space, and is arranged on the imaging space side of the static magnetic field generating means.
- MRI comprising a gradient magnetic field generating means for generating a gradient magnetic field in the imaging space, and a high frequency magnetic field generating means arranged on the imaging space side of the gradient magnetic field generating means and generating a high frequency magnetic field in the imaging space
- the static magnetic field generating means has a substantially polygonal shape inside and Z or outside of a cross section in a direction perpendicular to the static magnetic field.
- FIG. 1 is a block diagram showing an overall configuration of an MRI apparatus constituting the present invention.
- FIG. 2 is a perspective view of a static magnetic field generation system according to Embodiment 1 of the present invention, in which a superconducting system is employed as a magnet device (superconducting magnet device).
- FIG. 3 is a diagram showing an example of the arrangement of superconducting coils inside the superconducting magnet device in FIG. 2.
- FIG. 4 is a diagram showing the inner surface of the gantry when the shape of a substantially triangular coil is a Rouleau triangle.
- FIG. 5 A diagram in which a triangle of a roulette with a passing width of 1 is formed in a substantially triangular shape with the distance a expanded outwardly.
- FIG. 11 is a view showing a static magnetic field generator in which the apexes of a pair of magnets having a substantially triangular shape are installed so as to be in positions corresponding to each other in the vertical direction.
- FIG. 12 is a view of the outer shape of a counter-type superconducting magnet as viewed from above in the vertical direction.
- FIG. 13 is a diagram showing an example of the arrangement of superconducting coils inside the superconducting magnet shown in FIG. 11.
- FIG. 14 is a diagram showing an example of the arrangement of support posts in Example 4.
- FIG. 15 is an example of a coil pattern of an X-direction gradient magnetic field coil.
- FIG. 1 is a block diagram showing the overall configuration of an MRI apparatus constituting the present invention.
- this MRI apparatus mainly includes a static magnetic field generation system 1, a gradient magnetic field generation system 2, a transmission system 3, a reception system 4, a signal processing system 5, a control system (sequencer 6 and CPU7).
- the static magnetic field generation system 1 generates a uniform static magnetic field in the space around the subject 8 (imaging space), and includes a permanent magnet type, a normal conduction type, or a superconducting type magnet device.
- the gradient magnetic field generation system 2 has, for example, three gradient magnetic field coils 9 that generate gradient magnetic field pulses in these three axial directions when the direction of the static magnetic field is the z direction and the two orthogonal directions are X and y. And a gradient magnetic field power source 10 for driving them respectively.
- gradient magnetic field pulses can be generated in the three axes X, y, and z or in the direction in which these are combined.
- the gradient magnetic field pulse is applied to give positional information to the NMR signal generated from the subject 8.
- the transmission system 3 includes a high frequency oscillator 11, a modulator 12, a high frequency amplifier 13, and a high frequency for transmission. It consists of an irradiation coil 14.
- the RF pulse generated by the high-frequency oscillator 11 is modulated into a predetermined envelope signal by the modulator 12, amplified by the high-frequency amplifier 13, and applied to the high-frequency irradiation coil 14.
- An electromagnetic wave (high frequency signal, RF pulse) that causes magnetic resonance is irradiated.
- the high-frequency irradiation coil 14 is usually arranged close to the subject.
- the receiving system 4 includes a receiving high-frequency receiving coil 15, an amplifier 16, a quadrature detector 17, and an A / D converter 18.
- the high frequency irradiation coil for transmission The NMR signal generated from the subject as a response to the RF pulse irradiated by 14 pulses is detected by the high frequency reception coil 15 for reception, amplified by the amplifier 16, and then detected by quadrature phase detection. It is converted into a digital quantity by the A / D converter 18 via the device 17 and sent to the signal processing system 5 as two series of collected data.
- the signal processing system 5 includes a CPU 7, a storage device 19, and an operation unit 20.
- the digital signal received by the reception system 4 in the CPU 7 is subjected to various transformations such as Fourier transform, correction coefficient calculation, and image reconstruction. Perform signal processing.
- the storage device 19 includes a ROM 21, a RAM 22, an optical disk 23, a magnetic disk 24, and the like.
- a program for performing image analysis processing and measurement over time and an invariant parameter used for the execution are stored in the ROM 21 for all measurements.
- the measurement meter and the echo signal detected by the receiving system are stored in the RAM 22 and the reconstructed image data are stored in the optical disk 23 and the magnetic disk 24, respectively.
- the operation unit 20 includes input means such as a track ball or a mouse 25 and a keyboard 26, and a display 27 for displaying a GUI necessary for input and displaying a processing result in the signal processing system 5.
- Information necessary for various processing and control performed by the CPU 7 is input via the operation unit 20.
- the image obtained by the shooting is displayed on the display 27.
- the control system is composed of sequencers 6 and 7, and controls the operations of the gradient magnetic field generation system 2, the transmission system 3, the reception system 4, and the signal processing system 5 described above.
- the application timing of gradient magnetic field pulses and RF pulses generated by the gradient magnetic field generation system 2 and the transmission system 3 and the acquisition timing of the echo signal by the reception system 4 are controlled via a sequencer 6 according to a predetermined time chart determined by the imaging sequence.
- FIG. 6 is a perspective view of the static magnetic field generation system in which a superconducting system is employed as a magnet device (superconducting magnet device).
- 8 is a subject
- 25 is a superconducting magnet device which is a magnet constituting the static magnetic field generation system 1 in FIG. 1
- 26 is a z-axis which is a direction in which a superconducting magnet device generates a static magnetic field
- 27 is a superconducting magnet.
- the axial length of the device, 28 is the inner surface of the superconducting magnet device on the side where the subject is placed
- 29 is the outer surface of the superconducting magnet device.
- the cross section perpendicular to the z-axis of the space in which the subject is arranged has a substantially triangular shape, and one vertex of the substantially triangular shape is in the vertical direction. It is arranged on the upper side. That is, the imaging space in which the subject is arranged is a substantially triangular columnar space.
- the outer shape (outer surface) 29 of the superconducting magnet device is also substantially triangular.
- the outer shape (outer surface) 29 of the superconducting magnet device does not have to be substantially triangular. For example, it may be circular or elliptical.
- the gradient magnetic field coil 9 and the high-frequency irradiation coil 14, which are other components necessary for generating a magnetic field in the MRI apparatus, are arranged according to the shape of the inner surface of the superconducting magnet apparatus. This will be described later.
- FIG. 3 is an example of the arrangement of superconducting coils inside the superconducting magnet device in FIG.
- Fig. 3 shows an example with 10 superconducting coils.
- 5 superconducting coils are arranged symmetrically in the positive and negative z-axis directions around the xy plane at the position where the force z-coordinate is zero. Therefore, only + direction (positive direction) shows 5 (31).
- Each of the coils has a substantially triangular shape, and the plane including each substantially triangular shape is perpendicular to the z axis.
- An imaging space for arranging the subject is formed inside each substantially triangular shape.
- each substantially triangular shape is on the central axis of the static magnetic field, and the subject to be placed is arranged so that the body axis coincides with the z-axis (central axis in the static magnetic field direction) in FIG. It has become.
- the substantially triangular superconducting coil group (31) is contained in a cooling vessel and immersed in a cooling medium such as liquid helium, and is brought to a critical temperature or lower so as to maintain a superconducting state.
- the superconducting current continues to flow in the permanent current mode, and a stable static magnetic field is generated in the approximately triangular coil.
- the cooling container is built in the heat insulating material and the vacuum container. The detailed structure is described in, for example, JP-A-9-153408. It is as it is.
- the cooling container and the vacuum container are shaped in accordance with the shape of the superconducting coil in order to secure an imaging space in which the subject is arranged. That is, the surfaces of the cooling container and the vacuum container on the imaging space side are also substantially triangular on the XY plane. And, the almost triangular cylindrical space becomes the imaging space where the subject is placed! / Speak.
- the shoulder width of a human body is generally wide and the cross section is elliptical, there is an advantage that the human body can be loosely arranged on the side close to the bottom of the lower side in the vertical direction of a substantially triangle. Further, since the lower side in the vertical direction of the substantially triangular imaging space is flat, there is also an advantage that the moving bed for mounting the subject can be easily arranged on the lower side in the lead direction.
- Embodiment 2 will be described with reference to FIGS. 4 and 5.
- the present embodiment is an embodiment regarding a more specific shape of the substantially triangular coil shown in the first embodiment.
- the shape of the approximately triangular coil is the Rouleau triangle shape
- the shape of the inner surface of the gantry of the static magnetic field source is formed to match that (the case of the Rouleau triangle coil case).
- the coil having the triangular shape of the roulau is called the roux one coil.
- the shape of the gantry inner surface (inner surface of the circular coil case) in the case of a circular coil shape is also shown superimposed (hereinafter, the circular coil is referred to as a circular core;).
- a Rouleau triangle is a figure that is formed by connecting arcs whose radii are one side of an equilateral triangle centered on each vertex of the equilateral triangle.
- the Rouleau triangle with a passing width of 2r is a figure consisting of the center (center of gravity) force and the three vertex forces with the distance described in Equation (1). 2v / fi (1)
- FIG. 4 shows a moving bed 32a installed to mount a subject in a circular coil and a rouleau coil.
- 32a indicates the position and width of the moving bed that can be arranged in the case of a circular coil
- 32b indicates the space in which the moving bed can be moved in the horizontal direction in the case of a roulau coil.
- the width on the lower side in the vertical direction is wider than the circular coil only at the portions indicated by 32b on both sides of the bed 32a. Space for moving the table horizontally can be secured.
- the air gap in the imaging space is widened by (33c-33b) at the apex 33a, which is located above the Reuleaux triangle, rather than the circular coil. It has also been shown that the feeling of claustrophobia felt by the subject can be reduced.
- the merit of adopting the rouleau coil as the shape of the substantially triangular coil is that the above-mentioned passing width is constant. This means that when viewed from the inside of the coil, a 2r length line can be placed in any direction inside. In this case, the passing width corresponds to the shoulder width of the subject in the case of a superconducting magnet in which the subject is arranged.
- the Rouleau triangle with a passing width of 1 is expanded outward by a distance a as shown in Fig. 5.
- the approximate triangle shown in Fig. 5 is an approximate triangle that is a triangle of the inner Reuleaux with a passing width of 1 and is expanded outward by a, and the radius around each vertex of the inner Reuleau triangle (1 + a) This figure is formed by connecting a circular arc and a circular arc of radius a centered on each vertex.
- a substantially triangular shape as shown in Fig. 4 has a 120-degree bend at each vertex.
- superconducting wires have poor superconducting properties when they are below a certain bending radius, which is weak to bending force S. Therefore, by extending the Rouleau triangle with the required bend radius a as shown in Fig. 5, it is possible to suppress the deterioration of the superconducting characteristics.
- FIG. 6 shows the uniformity characteristics of the static magnetic field generated by the rouleau coil shown in FIG.
- Fig. 7 shows the uniformity characteristics of the static magnetic field generated by a circular coil.
- the axis is symmetric with respect to the z axis, but in the case of a rouleaux coil, it is no longer axisymmetric.
- Fig. 8 shows the case of a rouleaux coil
- Fig. 9 shows the case of a circular coil.
- the variation in the uniformity of the static magnetic field within the circumference of a radius of 0.2m is 500 to + 600ppm for the circular coil in Fig. 9 and 400 to + 200ppm for the Rouleaux coil in Fig. 8. It has become.
- the rouleaux coil it is possible to obtain the same static magnetic field uniformity as in the case of the circular coil.
- shim coil 9 is within the range that can be sufficiently corrected by using shim coils.
- a 500 ppm magnetic field inhomogeneity corresponds to 750 ⁇ .
- a current of about 150 A should be passed through the superconducting shim coil to correct the magnetic field of 750 T.
- FIG. 10 shows a comparison of leakage magnetic fields.
- Figure 10 shows the leakage magnetic field on the y-z plane. Is expressed using the unit Gauss. According to this, the direction of the roulor coil (broken line) spreads more than the circular coil (solid line), and there are more directions. From the viewpoint of the leakage magnetic field characteristic, the roulor coil has better magnetic field characteristics. Recognize.
- the tunnel type superconducting magnet is configured using the rouleau coil, and compared with the tunnel type superconducting magnet using the conventional circular coil. It can be seen that it is possible to provide a tunnel-type superconducting magnet with high openness while maintaining the same magnetic characteristics (magnetic field uniformity, etc.) as the equivalent cost.
- the static magnetic field generator of the present embodiment is a counter-type magnet configuration in which two magnets (34 and 34b) having a substantially triangular cross-sectional shape are arranged to face each other.
- FIG. 11 shows a static magnetic field generator in which the apexes of a pair of magnets having a substantially triangular shape are installed so as to be in positions corresponding to each other in the vertical direction. That is, the upper magnet vertex 35a and the lower magnet vertex 35b, the upper magnet vertex 36a and the lower magnet vertex 36b, the upper magnet vertex 37a and the lower magnet vertex 3 in FIG. 7b is paired in the vertical direction.
- the two magnets arranged above and below are mechanically, thermally, and magnetically connected by struts (38a and 38b).
- Fig. 12 shows a view of the outer shape of the opposing superconducting magnet as viewed from the vertical upper force.
- FIG. 12 shows an example in which the above-mentioned rouleau coil is used as a substantially triangular shape.
- circular coils are overlapped with their centers (center of gravity) matched.
- the marks indicated by 38a and 38b are the pillars in FIG.
- the magnets protrude from the positions near the vertices of the substantially triangular shape to the outside in the horizontal direction as compared with the circular coil.
- the distance to the static magnetic field center 41 is shortened and the operator can easily access the subject.
- the radius of the circular coil is r
- the distance in the direction of the thick arrows 40a, 40b, and 40c is about 0.85r in the case of a rouleau coil with the same span width, and a static magnetic field of about 15% The distance to the center 41 is shortened.
- the roulor coil is more accessible to the operator and the subject than the circular coil. The openness for the specimen can be improved.
- FIG. 13 shows an example of arrangement of superconducting coils inside the superconducting magnet shown in FIG.
- FIG. 13 shows only a perspective view of an internal arrangement example of the upper superconducting magnet, and is composed of five upper coils (42).
- FIG. 14 shows an example of the arrangement of the columns in the present embodiment.
- each figure of (a) to () in Fig. 14 is an example of the arrangement of the superconducting magnet as viewed from the vertical upward force.
- 32 is a moving bed for arranging the subject. Is a substantially triangular superconducting magnet, 38 is a support, and Fig. 14 (a) to (: c) are examples of the arrangement of the support force 3 ⁇ 4, and Fig. 14 (d) to ( 14 (a) to 14 (e) will be described in order below.
- FIG. 14 (a) is an example in which the struts are arranged in the vicinity of two vertices of a substantially triangular shape. In this example, it is possible to access the subject with directional force on the sides of the three approximately triangular triangles indicated by the thick arrows.
- Fig. 14 (b) shows an example in which one strut is placed near one vertex of a substantially triangular shape and the other struts are placed near the side facing this vertex. In this example, the remaining two side forces that are not close to the support can also access the subject placed in the imaging space.
- Fig. 14 (c) shows an example in which two columns are arranged in the vicinity of two sides of a substantially triangle.
- FIG. 14 (d) shows an example in which the support is placed at one of the apexes of a substantially triangular shape.
- the direction forces of the three sides can also access the subject placed in the imaging space.
- Fig. 14 (e) shows an example of placing the struts near either side of the approximate triangle.
- FIG. 14 (b) it is possible to access the subject placed in the imaging space from the direction of the remaining two sides where the support is not placed.
- Each figure shows a preferred arrangement position of the movable bed 32 on which the subject is placed.
- FIG. 14 (a) a configuration in which the moving bed 32 is arranged in the vicinity of the remaining apex where no support is arranged is preferable.
- FIG. 14 (b) a configuration in which the movable bed 32 is arranged in the vicinity of one of the remaining two sides on which no support is arranged is preferable.
- FIG. 14 (c) a configuration in which the moving bed 32 is arranged in the vicinity of the remaining one side where no support is arranged is preferable.
- FIG. 14 (d) a configuration in which the moving bed 48 is disposed in the vicinity of one of the remaining two vertices where the support column is not disposed is preferable.
- FIG. 14 (e) is the same as FIG. 14 (b).
- the accessibility to the subject and the openness to the subject can be improved as compared with the opposed superconducting magnet using the circular coil.
- the static magnetic field generation source used in the present invention may not be a superconducting magnet but may be a permanent magnet.
- the gradient magnetic field coil 9 and the high-frequency irradiation coil 14 in Example 3 are arranged in a plane along the opposed surface of the opposed magnet, and the outer shape thereof is in a direction perpendicular to the static magnetic field of the magnet.
- the cross-sectional shape being a substantially polygon or a substantially triangle, it may be a substantially polygon or a substantially triangle.
- FIG. 15 (a) is a cross section of a substantially triangular coil, and the position of each coil of the approximately triangular shape is represented by an angle ⁇ with the center of gravity as the origin (the positive direction of the Y axis is 0 °).
- Fig. 15 (b) An example of the coil pattern is shown in Fig. 15 (b). However, the vertical axis in Fig. 15 (b) is the angle ⁇ in Fig. 15 (a). According to Fig. 15 (b), it can be appreciated that the coil pattern has a high coil density at a position of 120 °, which is far from the center of gravity.
- the high-frequency irradiation coil used in the MRI apparatus of the present invention (especially of the tunnel type structure) is considered to conform to the structure described in JP-A-7-222729 [FIG. 5].
- the ring 202 in FIG. 5 is substantially triangular (or substantially polygonal depending on the shape of the superconducting coil), and the interval between adjacent rungs 201 is set to the angle shown in FIG. 15 (a). It is considered that adjustment should be made accordingly.
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Abstract
被検体が配置される撮影空間の周りに配置され、前記撮影空間に静磁場を発生させる
静磁場発生手段と、前記静磁場発生手段の前記撮影空間側に配置され、前記撮影空間に傾斜磁場を発生させる傾斜磁場発生手段と、前記傾斜磁場発生手段の前記撮影空間側に配置され、前記撮影空間に高周波磁場を発生する高周波磁場発生手段を備えた磁気共鳴イメージング装置において、前記静磁場発生手段は前記静磁場と垂直な方向への断面の内側及び/あるいは外側の形状が、略多角形である。
Description
明 細 書
磁気共鳴イメージング装置
技術分野
[0001] 本発明は、磁気共鳴イメージング (以下、 MRIという。)装置に係り、特に、被検体の 感じる閉所恐怖感を低減するために開放性を向上させた磁気共鳴イメージング装置 に関する。
背景技術
[0002] MRI装置では、静磁場を発生するために静磁場発生装置が用いられ、その静磁場 発生源として超電導コイル等が用いられる。超電導コイル等を用いた静磁場発生源 は、超電導磁石と呼ばれる。この超電導磁石には、主にトンネル型構造のものと対向 型構造のものがある。トンネル型超電導磁石は、内部に円筒形状の空隙空間を有し ていて、その空隙空間の円筒軸方向に均一な静磁場を発生する。そして被検体は、 この円筒空隙空間内に体軸方向と静磁場方向とがー致するようにして配置されて撮 影される。一方、対向型超電導磁石では、空隙空間を間に挟んで一対の超電導コィ ルが同軸に配置され、その空隙空間の対向方向に均一な静磁場を発生される。被 検体はこの空隙空間にその体軸と静磁場方向とが直交するように配置されて撮影さ れる。
[0003] MRI装置で被検体となる患者の中には、閉所恐怖症の人も 、る。 MRI装置では、そ のような患者の閉所恐怖感の低減が課題となる。上記対向型超電導磁石は、閉所恐 怖感の低減を可能としたものである力 トンネル型構造の磁石においても、閉所恐怖 感の低減が求められている。その一つの解決策として、(非特許文献 1)記載の従来技 了 ある。
特許文献 1: Novel Short Whole Body MRI Magnet Design using Genetic Algorithm s, Proc. Intl. Soc. Mag. Reson. Med 9(2001) pi 148
[0004] (非特許文献 1)記載の従来技術では、 8個のコイルと 10個のシムコイルを用いて軸 長の短い 1メートルの磁石が提供されて!、る。
し力しながら、本発明者は上記従来技術について下記の問題点があることに気が
ついた。
すなわち、 MRI装置では撮影される画像に歪が生じない均一度は 0.5ppm程度とさ れるが、非特許文献 1記載の従来技術の場合均一度が 0.5ppmである撮影空間の大 きさは 30cm程度に止まる。被検体の体格が大きい場合には、移動テーブルを左右に 動かさな!/ヽと撮影できな!/ヽ領域が生じるが、断面が円形のトンネル型構造の磁石で は、これが不可能だった。
発明の開示
[0005] 本発明の目的は、被検体の感じる閉所恐怖感を低減するために開放性を向上させ ると同時に、被検体を搭載するための移動ベッドを左右に動力ゝして大きな被検体を 撮影することが可能な MRI装置を提供することにある。
[0006] 本発明によれば、被検体が配置される撮影空間の周りに配置され、前記撮影空間 に静磁場を発生させる静磁場発生手段と、前記静磁場発生手段の前記撮影空間側 に配置され、前記撮影空間に傾斜磁場を発生させる傾斜磁場発生手段と、前記傾 斜磁場発生手段の前記撮影空間側に配置され、前記撮影空間に高周波磁場を発 生する高周波磁場発生手段を備えた MRI装置において、前記静磁場発生手段は前 記静磁場と垂直な方向への断面の内側及び Zあるいは外側の形状が、略多角形で ある MRI装置が提供される。
図面の簡単な説明
[0007] [図 1]本発明を構成する MRI装置の全体構成を示すブロック図である。
[図 2]本発明の実施例 1に係る静磁場発生系であり、磁石装置として超電導方式を採 用した場合 (超電導磁石装置)の斜視図である。
[図 3]図 2における超電導磁石装置内部の超電導コイルの配置の一例を示す図であ る。
[図 4]略三角形のコイルの形状がルーローの三角形である場合のガントリ内側の面を 示す図である。
[図 5]差し渡し幅 1のルーローの三角形を外側に距離 aだけ拡大した略三角形を形成 した図である。
[図 6]図 4で示したルーローコイルが発生する静磁場の z = 0の位置における X— y平面
上の均一度特性を示す図である。
[図 7]円形コイルが発生する静磁場の z = 0の位置における x—y平面上の均一度特性 を示す図である。
[図 8]図 4で示したルーローコイルが発生する静磁場の X = 0の位置における z— y平面 における静磁場の均一度特性を示す図である。
[図 9]円形コイルが発生する静磁場の x=0の位置における z—y平面における静磁場 の均一度特性を示す図である。
[図 10]漏洩磁場についての比較をする図である。
[図 11]略三角形の形状を有する 1対の磁石の各頂点を、互!、に鉛直方向に対応する 位置になるように合わせて設置した静磁場発生装置を示す図である。
[図 12]対向型の超電導磁石の外形を鉛直方向上側から見た図である。
[図 13]図 11で示した超電導磁石の内部における超電導コイルの配置の一例を示す 図である。
[図 14]実施例 4における支柱の配置例を示す図である。
[図 15]X方向傾斜磁場コイルのコイルパターンの例である。
発明を実施するための最良の形態
[0008] 図 1は、本発明を構成する MRI装置の全体構成を示すブロック図である。図 1に示す ように、この MRI装置は、主として、静磁場発生系 1と、傾斜磁場発生系 2と、送信系 3 と、受信系 4と、信号処理系 5と、制御系 (シーケンサ 6と CPU7)とを備えている。
[0009] 静磁場発生系 1は、被検体 8の周りの空間 (撮影空間)に均一な静磁場を発生させる もので、永久磁石方式、常電導方式或いは超電導方式等の磁石装置からなる。
[0010] 傾斜磁場発生系 2は、例えば静磁場の方向を z方向とし、それと直交する 2方向を X , yとするとき、これら 3軸方向に傾斜磁場パルスを発生する 3つの傾斜磁場コイル 9と 、それらをそれぞれ駆動する傾斜磁場電源 10とからなる。傾斜磁場電源 10を駆動す ることにより、 X, y, zの 3軸あるいはこれらを合成した方向に傾斜磁場パルスを発生す ることができる。傾斜磁場パルスは、被検体 8から発生する NMR信号に位置情報を付 与するために印加される。
[0011] 送信系 3は、高周波発振器 11と、変調器 12と、高周波増幅器 13と、送信用の高周波
照射コイル 14とから成る。高周波発振器 11が発生した RFパルスを変調器 12で所定の エンベロープの信号に変調した後、高周波増幅器 13で増幅し、高周波照射コイル 14 に印加することにより、被検体を構成する原子の原子核に核磁気共鳴を起こさせる電 磁波 (高周波信号、 RFパルス)が照射される。高周波照射コイル 14は、通常、被検体 に近接して配置されている。
[0012] 受信系 4は、受信用の高周波受信コイル 15と、増幅器 16と、直交位相検波器 17と、 A/D変翻 18とから成る。送信用の高周波照射コイル 14カゝら照射された RFパルスの 応答として被検体から発生された NMR信号は、受信用の高周波受信コイル 15により 検出され、増幅器 16で増幅された後、直交位相検波器 17を介して A/D変換器 18によ りデジタル量に変換され、二系列の収集データとして信号処理系 5に送られる。
[0013] 信号処理系 5は、 CPU7と、記憶装置 19と、操作部 20とから成り、 CPU7において受信 系 4によって受信されたデジタル信号にフーリエ変換、補正係数計算、画像再構成 等の種々の信号処理を行う。記憶装置 19は、 ROM21、 RAM22、光ディスク 23、磁気 ディスク 24等を備え、例えば、経時的な画像解析処理および計測を行うプロプラムや その実行にぉ 、て用いる不変のパラメータなどを ROM21に、全計測で得られた計測 ノ メータや受信系で検出されたエコー信号などを RAM22に、再構成された画像デ ータを光ディスク 23や磁気ディスク 24にそれぞれ格納する。操作部 20は、トラックボー ル或いはマウス 25、キーボード 26などの入力手段と、入力に必要な GUIを表示すると ともに信号処理系 5における処理結果などを表示するディスプレイ 27とを備えている。 CPU7が行う各種処理や制御に必要な情報は、操作部 20を介して入力される。また撮 影により得られた画像はディスプレイ 27に表示される。
[0014] 制御系は、シーケンサ 6と 7成り、上述した傾斜磁場発生系 2、送信系 3、受信系 4お よび信号処理系 5の動作を制御する。特に傾斜磁場発生系 2および送信系 3が発生 する傾斜磁場パルスおよび RFパルスの印加タイミングならびに受信系 4によるエコー 信号の取得タイミングは、シーケンサ 6を介して撮影シーケンスによって決まる所定の タイムチャートにより制御される。
実施例 1
[0015] 次に図 2、図 3を用い、本発明の実施例 1を説明する。図 2は、本発明の実施例 1〖こ
係る静磁場発生系であり、磁石装置として超電導方式を採用した場合 (超電導磁石 装置)の斜視図である。図 2において、 8は被検体、 25は図 1における静磁場発生系 1 を構成する磁石である超電導磁石装置、 26は超電導磁石装置により静磁場を発生 する方向である z軸、 27は超電導磁石装置の軸長、 28は超電導磁石装置の被検体 の配置される側の内面、 29は超電導磁石装置の外面である。
[0016] 実施例 1における超電導磁石装置は、被検体の配置される空間の z軸に垂直な断 面が、略三角形の形状になっていて、更に略三角形の形状の 1つの頂点が鉛直方向 上側に配置されている。つまり、被検体の配置される撮影空間は略三角形の柱状空 間になつている。また、図 2に示された例では、超電導磁石装置の外形 (外面) 29も略 三角形の形状になっている。ただし、超電導磁石装置の外形 (外面) 29は略三角形で なくても良ぐ例えば、円形あるいは楕円でも良い。
また MRI装置にぉ 、て磁場を発生させるために必要な他の構成要素である傾斜磁 場コイル 9、高周波照射コイル 14は、超電導磁石装置の内面の形状に合わせて配置 される力 これらの詳細な説明は後述する。
[0017] 次に図 3は、図 2における超電導磁石装置内部の超電導コイルの配置の一例である 。ただし、図 3は超電導コイルが 10個の例である力 z座標がゼロである位置における X y平面を中心に z軸のプラス方向とマイナス方向で対称に 5個ずつの超電導コイル が配置されているので、 +方向 (正方向)のみ 5つ (31)を示したものである。コイルはそ れぞれ、略三角形の形状をしていて、各略三角形の形状を含む平面がそれぞれ z軸 に垂直になっている。また、各略三角形の形状の内部に被検体を配置する撮影空間 が形成されている。そして、各略三角形の形状の重心が静磁場の中心軸上にあり、 配置される被検体は体軸が、図 3における z軸 (静磁場方向の中心軸)と一致して配置 されるようになつている。
[0018] 上記略三角形の超電導コイル群 (31)は、冷却容器に内蔵され液体へリウム等の冷 媒に浸漬され、超電導状態を維持するように臨界温度以下にされる。そして、超電導 電流が永久電流モードで流れ続けて略三角形のコイル内に安定した静磁場が発生 される。更に、冷却容器内へ侵入する熱を防ぐために、冷却容器は断熱材及び真空 容器に内蔵されている。その詳細な構造は、例えば特開平 9-153408号公報に記載
されている通りである。
[0019] 冷却容器及び真空容器の形状は、被検体の配置される撮影空間を確保するため に、超電導コイルの形状に沿った形状となっている。すなわち、冷却容器及び真空 容器の撮影空間側の面の形状も、 XY平面上で略三角形の形状になっている。そし て、略三角形の筒状空間が被検体の配置される撮影空間となって!/ヽる。
[0020] トンネル型超電導磁石の場合には、一般的に被検体は仰向けに寝カゝされて撮影空 間に配置される。従って、被検体に開放感を与えるために、略三角形のいずれかの 頂点が最上部となり、他の 2つの頂点が鉛直軸 (図 3における Y軸)に対して左右対称 にするのが望ましい。このような形状及び配置にすれば、被検体が寝力されて上を見 た場合に圧迫感が小さく閉所恐怖感が低減できるという利点がある。また、一般に人 体の肩幅は広く断面が楕円形をして 、るので、略三角形の鉛直方向下側の底辺に 近い側で人体をゆったり配置できるという利点がある。また、略三角形の撮影空間の 鉛直方向下側が平らになっているために、被検体を搭載するための移動ベッドも、鉛 直方向下側に配置しやすくなるという利点もある。
実施例 2
[0021] 次に図 4及び図 5を用い、実施例 2を説明する。本実施例は、上記実施例 1で示した 略三角形のコイルのより具体的な形状についての実施例である。図 4では、略三角形 のコイルの形状がルーローの三角形の形状である場合に、静磁場発生源のガントリ 内面の形状をそれに合わせて形成した場合 (ルーローの三角形の形状のコイルのケ ースの内面)が示されている (以下、ルーローの三角形の形状を持つコイルをルー口 一コイルと呼ぶ。)。また、比較のために円形のコイルの形状の場合のガントリ内面 (円 形のコイルのケースの内面)の形状も重ね合わせて示す (以下、円形のコイルを円形 コ ノレと呼ぶ。;)。
[0022] ここで、ルーローの三角形について説明する。ルーローの三角形とは、正三角形の 各頂点を中心に半径がその正三角形の 1辺となる円弧で結んでできる図形を 、う。ル 一口一の三角形は、平行線で挟んだときの平行線の間隔 (=差し渡し幅)が、平行線 の向きによらず一定となるものである。すなわち、差し渡し幅が 2rのルーローの三角 形は、中心 (重心)力も式 (1)で記載された距離を持つ 3個の頂点力も成る図形となる。
2v/fi (1)
[0023] 図 4で示された 2つのコイル (ルーローコイルと円形コイル)は、差し渡し幅が共に 2rで ある。更に各コイルの周囲長は、ルーローのコイルと円形のコイルも共に 2 π Γである( ルーローの三角形の場合 4 π Γ Χ (60° /360° ) X 3 = 2 π rとして計算される。)。この ことより、超電導コイルを作るときのコスト支配要因である超電導線材の使用量につい ては、図 4で示された 2つのコイルで同一となる。これより、ルーローコイルは円形コィ ルとほぼ同コストで製作することができることがいえる。
[0024] 図 4に、円形のコイルとルーローのコイルにおいて被検体を搭載するために設置さ れる移動ベッド 32aが示されている。図 4において、 32aは円形のコイルの場合に配置 できる移動ベッドの位置と幅を示し、 32bはルーローのコイルの場合に移動ベッドを水 平方向に移動できるスペースを示して 、る。これに対してルーローのコイルの場合に は、円形のコイルよりも鉛直方向下側の幅がベッド 32aの両側に 32bで示す部分だけ 広くなるので、肩幅の広い被検体を撮影するために、移動テーブルを水平方向に動 かすためのスペースを確保できる。
[0025] 図 4ではまた、ルーローの三角形の上側に配置される頂点 33aにおいて、円形のコ ィルよりも (33c— 33b)だけ撮影空間の空隙が広がっているので、被検体が感ずる圧 迫感が小さくなり、被検体の感じる閉所恐怖感が低減できることも示されている。 略三角形のコイルの形状としてルーローコイルを採用することのメリットは、上記差し 渡し幅が一定となることである。このことは、コイルの内側から見た場合、長さが 2rの線 分を内部の任意の方向に置くことができることを意味する。この場合、差し渡し幅とは 、被検体を内部に配置する超電導磁石の場合被検体の肩幅に相当する。
[0026] 例えば、人体の断面を 2つの焦点間の距離が 1、短軸半径力 である楕円で近似し た場合、図 5のように差し渡し幅 1のルーローの三角形を外側に距離 aだけ拡大した図 形を形成することにより、人体を自由な方向に設置可能となる。図 5に示された略三 角形は、内側の差し渡し幅 1のルーローの三角形を外側に aだけ拡張した略三角形 であり、内側のルーローの三角形の各頂点を中心にした半径 (1 + a)の円弧と、各頂 点を中心とした半径 aの円弧とを結んで構成された図形である。
[0027] 略三角形の形状を図 4のような形状から図 5のように変形することは、図 5のような形
状で製作される超電導コイルの特性の観点からも望ましい。つまり、図 4に示すような 略三角形では、各頂点で 120度折れ曲がり部が生じる。一般に超電導線材は折れ曲 力 Sりに弱ぐ一定の曲げ半径以下になると超電導特性が悪ィ匕する。そこで、必要な曲 げ半径 aでルーローの三角形を図 5のように拡張することにより、超電導特性の低下を 抑帘 Uすることができる。
[0028] 次に図 6〜図 10を用い、上述したルーローコイルを有する超電導磁石の発生する 静磁場の磁気特性をシミュレーションで求めたものについて説明する。
先ず図 6は、図 4で示したルーローコイルが発生する静磁場の均一度特性である。 比較のために図 7において円形コイルが発生する静磁場の均一度特性を示す。図 6 , 7は共に z=0の位置における X— y平面上の静磁場均一度分布であり、それぞれ中 心静磁場強度に対する各点の静磁場強度の誤差を ppm表示で等高線として表示し たものである。円形コイルの場合には、図 7で示すように z軸を軸中心とする軸対称と なっているが、ルーローコイルの場合には、軸対称でなくなつている。しかしながら、 半径 0.2mの円周の範囲内での静磁場均一度のばらつきは、図 7の円形コイルが 0〜 + 600ppmであるのに対比して、図 6のルーローコイルでは—400〜 + 100ppmとなって いる。これによれば、ルーローコイルの場合には円形コイルと同程度の静磁場均一度 が得られて 、ることがわ力る。
[0029] また、 x=0の位置における z— y平面における静磁場の均一度特性の比較を図 8及 び図 9に示す。図 8はルーローコイルの場合であり、図 9は円形コイルの場合である。 半径 0.2mの円周の範囲内での静磁場均一度のばらつきは、図 9の円形コイルでは— 500〜 + 600ppmであるの〖こ対比して、図 8のルーローコイルでは 400〜 + 200ppmと なっている。これによれば、ルーローコイルの場合には円形コイルの場合と同程度の 静磁場均一度が得られて ヽることがゎカゝる。図 8及び図 9で示した数百 ppmの磁場不 均一は、シムコイルを用いれば十分補正できる範囲内である。例えば 1.5Tの磁石の 場合 500ppmの磁場不均一は 750 μ Τに相当する。もしシムコイル力 ^ Α (アンペア)当た り 5 Tの磁場を発生すると仮定すると、 750 Tの磁場補正をするには、超電導シム コイルに 150A (アンペア)程度の電流を流せば良いことになる。
[0030] 次に、漏洩磁場についての比較を図 10に示す。図 10は、 y— z平面上での漏洩磁場
の広がりを単位ガウス (Gauss)を用いて表示したものである。これによれば、ルーロー コイルの方 (破線)が円形コイル (実線)より漏洩磁場が広がって 、な 、方角が多く、漏 洩磁場特性の観点からはルーローコイルの方が磁場特性が良いことがわかる。
[0031] 上記本実施例で示したシミュレーション結果によれば、ルーローコイルを用いてトン ネル型超電導磁石を構成することにより、従来の円形コイルを用 ヽたトンネル型超電 導磁石と比較して、同等のコストと同等の磁気特性 (磁場均一度等)を保ちながら開放 性の高いトンネル型超電導磁石を提供することが可能となることがわかる。
実施例 3
[0032] 次に、図 11及び 12を用い、実施例 3を説明する。本実施例の静磁場発生装置は、 略三角形の断面形状を有する 2つの磁石 (34と 34b)を対にして、対向配置させた対向 型の磁石形態である。図 11は、略三角形の形状を有する 1対の磁石の各頂点を、互 いに鉛直方向に対応する位置になるように合わせて設置した静磁場発生装置である 。すなわち、図 11における上側の磁石の頂点 35aと下側の磁石の頂点 35b、上側の磁 石の頂点 36aと下側の磁石の頂点 36b、上側の磁石の頂点 37aと下側の磁石の頂点 3 7bがそれぞれ鉛直方向に対になっている。また、上下に配置された 2つの磁石は、機 械的にあるいは熱的、磁気的に支柱 (38a及び 38b)により接続されている。
[0033] また、この対向型の超電導磁石の外形を鉛直方向上側力 見た図を図 12に示す。
ただし図 12は、略三角形の形状として上述のルーローコイルを用いた例である。また 比較のために、円形のコイルを中心 (重心)を一致させて重ね合わせている。また、 38 a及び 38bで示された印は図 11における支柱である。
図から明らかなように、ルーローコイルとした場合に、略三角形の各頂点近傍の位 置は、円形コイルと比較して水平方向中心力も外側まで磁石がとび出ている。しかし 、太い矢印 40a, 40b及び 40cで示した方向からは、静磁場中心 41までの距離が短縮 され、術者等が被検体に対して容易にアクセス可能であることがわかる。具体的には 、円形コイルの半径が rであるとすると、同じ差し渡し幅のルーローコイルの場合は太 い矢印 40a, 40b及び 40cの方向への距離がおよそ 0.85rであり、 15%程度静磁場中心 41までの距離が短縮される。
[0034] 撮影空間内に被検体を配置して手術等を行う場合にはこれら略三角形の辺近傍の
方向 (太い矢印 40a, 40b及び 40cで示した方向)からのアクセスが特に有用かつ重要 である。
その重要な辺近傍カも静磁場中心 4ほでの距離が円形コイルの場合と比較して短 くなるので、ルーローコイルの方が円形コイルよりも術者の被検体へのアクセス性及 び被検体にとっての開放性を向上させることができる。
[0035] また、図 13に、図 11で示した超電導磁石の内部における超電導コイルの配置の一 例を示す。図 13は上側の超電導磁石の内部の配置例の斜視図のみを表していて、 上側の 5個のコイル (42)カゝら構成されている。また、下側の超電導磁石は、図 13で示 したものを z=0の位置における x—y平面でそのまま面対称にした配置となり 5つのコ ィルカゝら構成されているが、図 13では省略する。
[0036] 次に図 14は、本実施例における支柱の配置例を示したものである。ただし、図 14に おける (a)〜( の各図は超電導磁石を鉛直方向上側力 見た配置例である。図 14に おいて 32は、被検体を配置するための移動ベッドであり、 34は、略三角形の超電導 磁石であり、 38は支柱である。図 14(a)〜(: c)は支柱力 ¾本の場合の配置例であり、図 14 (d)〜( は、支柱力 1本の場合の配置例である。以下、図 14(a)〜(e)を順に説明する。
[0037] 図 14(a)は、支柱を略三角形の 2つの頂点近傍に配置する例である。この例では、太 い矢印で示されている 3個の略三角形の辺の方向力 被検体にアクセスすることが可 能である。図 14(b)は、 1つの支柱を略三角形の 1つの頂点の近傍に、他の支柱をこの 頂点に対向する辺の近傍に配置する例である。この例では、支柱の近接されていな い残りの 2つの辺力も撮影空間に配置された被検体にアクセスすることができる。図 1 4(c)は、 2つの支柱を略三角形の 2つの辺の近傍にそれぞれ配置する例である。この 例では、支柱を配置していない残り 1つの辺の方向力 撮影空間に配置された被検 体にアクセスすることができる。図 14(d)は、支柱を略三角形のいずれかの頂点に配 置する例である。この例では、図 14(a)と同様に 3つの辺の方向力も撮影空間に配置さ れた被検体にアクセスすることができる。図 14(e)は、支柱を略三角形のいずれかの辺 の近傍に配置する例である。この例では、図 14(b)と同様に、支柱の配置されていな い残り 2つの辺の方向から撮影空間に配置された被検体にアクセスすることができる
[0038] また、各々の図には 32で被検体を載置する移動ベッドの好ましい配置位置を示し てい
る。図 14(a)の場合は、支柱が配置されていない残りの頂点近傍に移動ベッド 32を配 置する構成が好ましい。図 14(b)の場合は、支柱が配置されていない残りの 2辺のうち のいずれか一方の辺の近傍に移動ベッド 32を配置する構成が好ましい。図 14(c)の場 合は、支柱が配置されていない残りの 1辺の近傍に移動ベッド 32を配置する構成が 好ましい。図 14(d)の場合は、支柱が配置されていない残りの 2つの頂点のうちのいず れかの頂点の近傍に移動ベッド 48を配置する構成が好ましい。図 14(e)の場合は、図 14(b)と同様である。
[0039] なお、以上の説明では、上下に対向して配置される磁石の外形が共に略三角形で ある例を説明したが、いずれか一方の磁石のみの外形を略三角形としても、両方の 磁石の外形が円形である場合よりもアクセス性及び開放性が改善される。
上述した本発明の実施例によれば、円形コイルを用いた対向型超電導磁石よりも、 被検体へのアクセス性と被検体にとっての開放性を向上させることができる。
[0040] 本発明は上記実施例に限定されるものではなぐ本発明の要旨を逸脱しない範囲 で種々に変形して実施できる。
例えば、本発明に用いられる静磁場発生源は超電導磁石でなくても良ぐ永久磁 石でも良い。
また、静磁場発生源として略三角形の形状の例を説明したが、略正多角形の形状 でも、上記と同様の効果を得ることが出来る。また、鉛直方向に対向する対向型の例 を説明したが、水平方向に対向させても、上記と同様の効果を得ることが出来る。 また、実施例 3における傾斜磁場コイル 9、高周波照射コイル 14は、上記対向配置さ れる磁石の対向面に沿って平面で配置され、その外形は、前記磁石の前記静磁場 に垂直な方向への断面の形状が略多角形あるいは略三角形であることに対応させ て、略多角形あるいは略三角形にしても良い。
[0041] また、本発明の MRI装置 (特にトンネル型構造のもの)に用いられる傾斜磁場コイル の設計の際は、特開平 6-22922号公報あるいは特開平 5-269100号公報に記載され て 、る技術に準ずる手法を用いれば良 、と考えられる。例えば X軸方向傾斜磁場コ
ィルのコイルパターンの例を示すと、図 15のようになる。先ず図 15(a)は、略三角形の コイルの断面であり、略三角形の各コイルの位置を、重心を原点として角度 Θで表し たものである (Y軸の正方向を 0° としている。)これによれば各角度 Θの位置に依存し て、重心力もの距離が異なるので、それに合わせたコイルパターンを設計すれば良 いと考えられる。そのコイルパターンの例を示したものが図 15(b)である。ただし、図 15 (b)における縦軸は図 15(a)における角度 Θである。図 15(b)によれば、重心からの距 離が遠い角度 120° の位置において、コイル密度が高いコイルパターンになっている ことがわ力ゝる。
また、本発明の MRI装置 (特にトンネル型構造のもの)に用いられる高周波照射コィ ルについては、特開平 7-222729号公報 [図 5]に記載されている構造に準じるものが 考えられるが、本発明による場合には、図 5におけるリング 202を略三角形 (あるいは超 電導コイルの形状に応じて略多角形)にして、隣り合うラング 201間の間隔を図 15(a)で 示した角度に応じて、調整すれば良いと考えられる。
Claims
[1] 被検体が配置される撮影空間の周りに配置され、前記撮影空間に静磁場を発生さ せる静磁場発生手段と、前記静磁場発生手段の前記撮影空間側に配置され、前記 撮影空間に傾斜磁場を発生させる傾斜磁場発生手段と、前記傾斜磁場発生手段の 前記撮影空間側に配置され、前記撮影空間に高周波磁場を発生する高周波磁場発 生手段を備えた磁気共鳴イメージング装置にお!ヽて、前記静磁場発生手段は前記 静磁場と垂直な方向への断面の内側及び Zあるいは外側の形状が、略多角形であ ることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
[2] 前記略多角形は、辺の数が三個である略三角形であることを特徴とする請求項 1記 載の磁気共鳴イメージング装置。
[3] 前記略多角形は、ルーローの多角形であることを特徴とする請求項 1記載の磁気共 鳴イメージング装置。
[4] 前記略多角形は、ルーローの多角形を、その各頂点において所定の曲げ半径を 持つように拡張して形成された図形であることを特徴とする請求項 1記載の磁気共鳴 イメージング装置。
[5] 前記静磁場発生手段は、前記撮影空間の周りに筒型で配置されたもので前記筒 型の中心軸方向へ静磁場を発生させるものであり、前記筒型の静磁場発生手段の 内面の形状が、前記中心軸と垂直な方向の断面が略多角形の形状をしていることを 特徴とする請求項 1記載の磁気共鳴イメージング装置。
[6] 前記筒型の静磁場発生手段の外面の形状が、前記中心軸と垂直な方向の断面が 略多角形の形状をして 、ることを特徴とする請求項 5記載の磁気共鳴イメージング装 置。
[7] 前記略多角形は、辺の数が三個である略三角形であり、前記略三角形の一の頂点 が鉛直方向上側に配置され、他の 2つの頂点が鉛直方向下側に配置されることを特 徴とする請求項 5記載の磁気共鳴イメージング装置。
[8] 前記静磁場発生手段は、前記筒型の静磁場発生手段の外面の形状が、前記中心 軸と垂直な方向の断面が略三角形の形状をしていることを特徴とする請求項 7記載 の磁気共鳴イメージング装置。
[9] 前記静磁場発生手段は、超電導コイルを内含した超電導磁石であり、前記超電導 コイルは、前記形状が略多角形である前記静磁場発生手段の内面に沿うように配置 され、その形状も略多角形であることを特徴とする請求項 5記載の磁気共鳴イメージ ング装置。
[10] 前記傾斜磁場発生手段及び前記高周波磁場発生手段は、前記筒型の静磁場発 生手段の内面の形状の沿うように配置されることを特徴とする請求項 5記載の磁気共 鳴イメージング装置。
[11] 前記静磁場発生手段は、前記撮影空間を挟んで 2つの磁石が対向して配置されそ の対向面に垂直な方向に静磁場を発生するものであり、前記 2つの磁石は、そのい ずれか一方又は両方が、前記静磁場に垂直な方向への断面の形状が、略多角形で あることを特徴とする請求項 1記載の磁気共鳴イメージング装置。
[12] 前記静磁場発生手段は、前記撮影空間を挟んで 2つの磁石が対向して配置されそ の対向面に垂直な方向に静磁場を発生するものであり、前記 2つの磁石は、その両 方が、前記静磁場に垂直な方向への断面の形状が、略多角形であることを特徴とす る請求項 1記載の磁気共鳴イメージング装置。
[13] 前記撮影空間を挟んで対向して配置される 2つの磁石は、鉛直方向に上下対向し て配置され、前記 2つの磁石の略三角形の形状の各頂点は、鉛直方向に対応して配 置されることを特徴とする請求項 12記載の磁気共鳴イメージング装置。
[14] 前記略多角形は、辺の数が三個である略三角形であることを特徴とする請求項 13 記載の磁気共鳴イメージング装置。
[15] 前記 2つの磁石は撮影空間を挟んで、 1本あるいは 2本の支柱によって接続されて いることを特徴とする請求項 14記載の磁気共鳴イメージング装置。
[16] 前記 2つの磁石を接続する支柱は、前記略多角形の頂点近傍に配置されるものを 含むことを特徴とする請求 15記載の磁気共鳴イメージング装置。
[17] 前記 2つの磁石を接続する支柱は、前記略多角形の辺近傍に配置されるものを含 むことを特徴とする請求項 15記載の磁気共鳴イメージング装置。
[18] 前記静磁場発生手段は、超電導コイルにより構成された超電導磁石により構成さ れ、前記超電導コイルは、前記対抗面に平行に配置されることを特徴とする請求項 1
2記載の磁気共鳴イメージング装置。
[19] 前記傾斜磁場発生手段及び前記高周波磁場発生手段は、前記対向面に沿って 平面で配置され、その外形は、前記静磁場発生手段の前記静磁場に垂直な方向へ の断面の形状が略多角形であることに対応させて、略多角形になって!/、ることを特徴 とする請求項 12記載の磁気共鳴イメージング装置。
[20] 前記静磁場発生手段は、永久磁石より構成されることを特徴とする請求項 1記載の 磁気共鳴イメージング装置。
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---|---|---|---|---|
JP2012024114A (ja) * | 2010-07-20 | 2012-02-09 | Hitachi Medical Corp | 磁気共鳴イメージング装置 |
Citations (8)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
JPS61216410A (ja) * | 1985-03-22 | 1986-09-26 | Fuji Electric Co Ltd | コア形均一磁場マグネツト |
JPS63292608A (ja) * | 1987-05-26 | 1988-11-29 | Mitsubishi Electric Corp | 電磁石装置 |
JPH0723927A (ja) * | 1993-07-12 | 1995-01-27 | Ge Yokogawa Medical Syst Ltd | Mri装置のマグネットアセンブリ |
JPH08511980A (ja) * | 1994-04-15 | 1996-12-17 | ニューヨーク・ユニバーシティ | スペーシャル・フィルタを使用して磁気構造中の電磁界ひずみを補償する方法および装置 |
JPH10135027A (ja) * | 1996-10-30 | 1998-05-22 | Hitachi Medical Corp | 超電導磁石装置 |
JPH11104109A (ja) * | 1997-10-07 | 1999-04-20 | Shin Etsu Chem Co Ltd | 磁場発生装置 |
US6333630B1 (en) * | 1999-05-10 | 2001-12-25 | Samsung Electronics Co., Ltd. | Magnetic field generating apparatus for magnetic resonance imaging system |
JP2002502648A (ja) * | 1998-02-09 | 2002-01-29 | オーディン・メディカル・テクノロジーズ・リミテッド | Mri又はmrtプローブで使用するための開いた磁石及び開いた磁気装置を設計するための方法 |
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Patent Citations (8)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
JPS61216410A (ja) * | 1985-03-22 | 1986-09-26 | Fuji Electric Co Ltd | コア形均一磁場マグネツト |
JPS63292608A (ja) * | 1987-05-26 | 1988-11-29 | Mitsubishi Electric Corp | 電磁石装置 |
JPH0723927A (ja) * | 1993-07-12 | 1995-01-27 | Ge Yokogawa Medical Syst Ltd | Mri装置のマグネットアセンブリ |
JPH08511980A (ja) * | 1994-04-15 | 1996-12-17 | ニューヨーク・ユニバーシティ | スペーシャル・フィルタを使用して磁気構造中の電磁界ひずみを補償する方法および装置 |
JPH10135027A (ja) * | 1996-10-30 | 1998-05-22 | Hitachi Medical Corp | 超電導磁石装置 |
JPH11104109A (ja) * | 1997-10-07 | 1999-04-20 | Shin Etsu Chem Co Ltd | 磁場発生装置 |
JP2002502648A (ja) * | 1998-02-09 | 2002-01-29 | オーディン・メディカル・テクノロジーズ・リミテッド | Mri又はmrtプローブで使用するための開いた磁石及び開いた磁気装置を設計するための方法 |
US6333630B1 (en) * | 1999-05-10 | 2001-12-25 | Samsung Electronics Co., Ltd. | Magnetic field generating apparatus for magnetic resonance imaging system |
Cited By (1)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
JP2012024114A (ja) * | 2010-07-20 | 2012-02-09 | Hitachi Medical Corp | 磁気共鳴イメージング装置 |
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