(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
超電導コイルを含む静磁場発生源を備えた超電導磁石装置において、
前記超電導コイルのクエンチ時に生じる漏洩磁場の増大を抑制する抑制手段を備え、
前記抑制手段は、前記漏洩磁場の増大による磁場変化を抑制する向きに電流が流れる誘導コイルと、前記漏洩磁場の増大により生じる磁場を補正するための補正コイルと、を有して構成され、
前記誘導コイルは、前記補正コイルよりも前記超電導磁石装置に近い位置に配置され、
前記誘導コイルと前記補正コイルとは、電気的に接続されていることを特徴とする超電導磁石装置。
【請求項２】
前記請求項１記載の超電導磁石装置において、
前記誘導コイルが生成する磁場と前記補正コイルが生成する磁場とが同じ向きになるように、前記誘導コイルと前記補正コイルとは直列に接続されていることを特徴とする超電導磁石装置。
【請求項３】
前記請求項１又は２記載の超電導磁石装置において、
前記誘導コイルは、前記超電導コイルのメインコイルとシールドコイルにより挟まれた領域を通る磁束線を検知する位置に配置されていることを特徴とする超電導磁石装置。
【請求項４】
前記請求項1乃至３のいずれか一項に記載の超電導磁石装置において、
前記補正コイルは、前記超電導磁石装置を収容するシールドルームの壁に近い位置に配置されていることを特徴とする超電導磁石装置。
【請求項５】
前記請求項1乃至３のいずれか一項に記載の超電導磁石装置において、
前記補正コイルは、前記超電導磁石装置を収容するシールドルームの外側に配置されていることを特徴とする超電導磁石装置。
【請求項６】
前記請求項１乃至５のいずれか一項に記載の超電導磁石装置において、
前記誘導コイルは、前記超電導磁石装置に固定されていることを特徴とする超電導磁石装置。
【請求項７】
前記請求項１乃至６のいずれか一項に記載の超電導磁石装置を用いた磁気共鳴イメージング装置。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、超電導磁石装置及びそれを用いた磁気共鳴イメージング装置に係り、特にその磁場変動を抑制する技術に関する。
【背景技術】
【０００２】
磁気共鳴イメージング装置(以下、MRI装置という)は、均一な静磁場内に置かれた被検体に電磁波を照射したときに被検体を構成する原子核に生じる核磁気共鳴現象を利用し、被検体からの核磁気共鳴信号(以下、NMR信号という)を検出し、このNMR信号を使って画像再構成することにより、被検体の物理的性質をあらわす磁気共鳴画像(以下、MR画像という)を得るものである。
【０００３】
従って、MRI装置は、検査室(シールドルーム)内に、被検体の水素原子核(プロトン)のスピンの向きを所定の方向へ整列させるための静磁場を撮影空間内に発生するための静磁場発生源を備えている。MRI装置に用いられる静磁場発生源としては、永久磁石以外に超電導マグネットを用いたものが広く商用化されている。超電導マグネットの一般的な例として、内部を真空にした真空容器の中に、液体ヘリウムを満たした液体ヘリウム容器を備え、更にその内部に超電導コイルを配置して、超電導状態の超電導コイルに電気を流すことにより、静磁場を発生するものがある。このような超電導マグネットは、液体ヘリウム含浸型超電導マグネットと呼ばれている。
【０００４】
一方、MRI装置では一般的に、静磁場発生源により発生する漏洩磁場(漏洩磁界)を、検査室の外へ漏れないように低減する必要があり、そのために特許文献1記載の技術がある。
【０００５】
【特許文献１】特開平7−100125号公報。
【０００６】
特許文献1では、漏洩磁場を低減するために、漏洩磁界打消用磁界発生コイルが設けられている。そのことにより、病院等に配置されたMRI装置により発生する磁場が、隣の部屋や上の階へ漏れることを防ぐことができる。
【０００７】
一方、静磁場発生源として超電導マグネットを用いたMRI装置特有の現象にクエンチがある。クエンチとは、振動等の外的擾乱や冷媒である液体ヘリウムの不足等によって超電導磁石が維持できなくなり、常電導状態に遷移するものである。
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【０００８】
しかしながら、超電導マグネットにおいて生じるクエンチ時には、漏洩磁場が変化する。より具体的に、クエンチ現象は、コイルの一部がまず常伝導状態に遷移し、以降、時間的に少し遅れて全てのコイルが常伝導状態に遷移する。一方、超電導マグネットは磁場均一度向上と漏洩磁場抑制のため、複数の超電導コイルから構成されている。そのため、時間的に複数コイルが外部へ発生する磁場のバランスが崩れるタイミングがあり、その時漏洩磁場が一時的に変化する。漏洩磁場の変化時(増大時)に、シールド検査室の外に、磁場の影響を受けやすい機器(CRTモニター、イメージインテンシファイア)があったり、心臓ペースメーカーをつけた人がいると、それら機器の動作の妨げとなる場合があった。
【０００９】
本発明の目的は、超電導磁石装置及びこれを用いたMRI装置において、クエンチに基づく漏洩磁場の変化を抑制することにある。
【課題を解決するための手段】
【００１０】
前述した目的を達成するため、本発明は、超電導コイルを含む静磁場発生源を備えた超電導磁石装置において、前記超電導コイルのクエンチ時に生じる漏洩磁場の増大を抑制する抑制手段を備え、前記抑制手段は、前記漏洩磁場の増大による磁場変化を抑制する向きに電流を流す誘導コイルと、前記漏洩磁場の増大により生じる磁場を補正するための補正コイルより構成され、前記誘導コイルは超電導磁石装置に近い位置に配置され、前記補正コイルは超電導磁石から離れた位置に配置され、それらは電気的に接続されているたことを特徴としている。
【発明の効果】
【００１１】
本発明によれば、クエンチに基づく漏洩磁場の変化を抑制することが可能な超電導磁石を用いたMRI装置を提供することができる。
【発明を実施するための最良の形態】
【００１２】
以下、添付図面に従って本発明のMRI装置の好ましい実施形態について詳説する。なお、発明の実施形態を説明するための全図において、同一機能を有するものは同一符号を付け、その繰り返しの説明は省略する。
【００１３】
先ず、本発明に係るMRI装置の一例の全体概要を図1に基づいて説明する。図1は、本発明に係るMRI装置の一実施例の全体構成を示すブロック図である。このMRI装置は、NMR現象を利用して被検体の断層画像を得るもので、図1に示すように、MRI装置は静磁場発生系2と、傾斜磁場発生系3と、シーケンサ4と、送信系5と、受信系6と、信号処理系7と、中央処理装置(CPU)8とを備えて構成される。
【００１４】
静磁場発生系2は、垂直磁場方式であれば、被検体1の周りの空間にその体軸と直交する方向に、水平磁場方式であれば、体軸方向に均一な静磁場を発生させるもので、被検体1の周りに永久磁石方式、常電導方式あるいは超電導方式の静磁場発生源が配置されている。
【００１５】
傾斜磁場発生系3は、MRI装置の座標系(静止座標系)であるX，Y，Zの3軸方向に巻かれた傾斜磁場コイル9と、それぞれの傾斜磁場コイルを駆動する傾斜磁場電源10とから成り、後述のシ−ケンサ4からの命令に従ってそれぞれのコイルの傾斜磁場電源10を駆動することにより、X，Y，Zの3軸方向に傾斜磁場Gx，Gy，Gzを印加する。撮影時には、スライス面(撮影断面)に直交する方向にスライス方向傾斜磁場パルス(Gs)を印加して被検体1に対するスライス面を設定し、そのスライス面に直交して且つ互いに直交する残りの2つの方向に位相エンコード方向傾斜磁場パルス(Gp)と周波数エンコード方向傾斜磁場パルス(Gf)を印加して、エコー信号にそれぞれの方向の位置情報をエンコードする。
【００１６】
シーケンサ4は、高周波磁場パルス(以下、「RFパルス」という)と傾斜磁場パルスをある所定のパルスシーケンスで繰り返し印加する制御手段で、CPU8の制御で動作し、被検体1の断層画像のデータ収集に必要な種々の命令を傾斜磁場発生系3、送信系5および受信系6に送る。
【００１７】
送信系5は、被検体1の生体組織を構成する原子の原子核スピンに核磁気共鳴を起こさせるために、被検体1にRFパルスを照射するもので、高周波発振器11と変調器12と高周波増幅器13と送信側の高周波コイル(送信コイル)14aとから成る。高周波発振器11から出力された高周波パルスをシーケンサ4からの指令によるタイミングで変調器12により振幅変調し、この振幅変調された高周波パルスを高周波増幅器13で増幅した後に被検体1に近接して配置された高周波コイル14aに供給することにより、RFパルスが被検体1に照射される。
【００１８】
受信系6は、被検体1の生体組織を構成する原子核スピンの核磁気共鳴により放出されるエコー信号(NMR信号)を検出するもので、受信側の高周波コイル(受信コイル) 14bと信号増幅器15と直交位相検波器16と、A/D変換器17とから成る。送信側の高周波コイル14ａから照射された電磁波によって誘起された被検体1の応答のNMR信号が被検体1に近接して配置された高周波コイル14bで検出され、信号増幅器15で増幅された後、シーケンサ4からの指令によるタイミングで直交位相検波器16により直交する二系統の信号に分割され、それぞれがA/D変換器17でディジタル量に変換されて、信号処理系7に送られる。
【００１９】
信号処理系7は、各種データ処理と処理結果の表示及び保存等を行うもので、光ディスク19、磁気ディスク18等の外部記憶装置と、CRT等からなるディスプレイ20とを有し、受信系6からのデータがCPU8に入力されると、CPU8が信号処理、画像再構成等の処理を実行し、その結果である被検体1の断層画像をディスプレイ20に表示すると共に、外部記憶装置の磁気ディスク18等に記録する。
【００２０】
操作部25は、MRI装置の各種制御情報や上記信号処理系7で行う処理の制御情報を入力するもので、トラックボール又はマウス23、及び、キーボード24から成る。この操作部25はディスプレイ20に近接して配置され、操作者がディスプレイ20を見ながら操作部25を通してインタラクティブにMRI装置の各種処理を制御する。
【００２１】
なお、図1において、送信側の高周波コイル14aと傾斜磁場コイル9は、被検体1が挿入される静磁場発生系2の静磁場空間内に、垂直磁場方式であれば被検体1に対向して、水平磁場方式であれば被検体1を取り囲むようにして設置されている。また、受信側の高周波コイル14bは、被検体1に対向して、或いは取り囲むように設置されている。
【００２２】
現在MRI装置の撮像対象核種は、臨床で普及しているものとしては、被検体の主たる構成物質である水素原子核(プロトン)である。プロトン密度の空間分布や、励起状態の緩和時間の空間分布に関する情報を画像化することで、人体頭部、腹部、四肢等の形態または、機能を2次元もしくは3次元的に撮像する。
【実施例１】
【００２３】
図2は本発明の実施例1に係る磁気共鳴イメージング装置のシステム構成図である。図2において、26は超電導マグネット(超電導磁石)であり、円筒型の超電導マグネットの断面を示したものであり、超電導コイルを内含した静磁場発生源を備えている。27は、超電導マグネット内を構成する超電導コイルであり、27aは撮影領域の磁束を発生させるための超電導コイル(メインコイル)、27bはメインコイルと逆向きに電流が流れるように配置され、外部への漏洩磁場を抑制するための超電導コイル(シールドコイル)である。28は超電導コイルを収容するクライオスタット、29は、磁気共鳴イメージング装置に外部から不要な電磁波が侵入することを防ぐためのシールドルームである。
【００２４】
本実施例では、超電導マグネット26近傍に、超電導コイルがクエンチした時に生じる漏洩磁場の増大を抑制する抑制手段が備えられている。具体的には、前記漏洩磁場の増大による磁場変化を抑制する向きに電流を流す誘導コイル30が設けられ、前記漏洩磁場の増大により生じる磁場を補正するための補正コイル31が設けられ、誘導コイルと補正コイルはコイル内を流れる電流の向きが同じになるように接続ケーブル部32により電気的に接続されている。例えば、図2における超電導マグネット26を図2の向かって右側から見ると、図3のようになっている。図3において、メインの超電導コイル27aとシールドの超電導コイル27bによって挟まれた領域に発生する漏洩磁場の変化を検知するように、メインの超電導コイル27aとシールドの超電導コイル27bにより挟まれた領域を通る磁束線を検知する位置に誘導コイル30が設けられている。
【００２５】
誘導コイル30は、超電導マグネットに近い位置に配置されて、クエンチ等の磁場変動が生じた時に、誘導起電力を発生させる。巻き数n、面積Sとすると、n S dB/dtに相当する起電力が生じ、後に述べる補正コイルを含めた回路に電流を誘導する。
補正コイル31は、漏洩磁場を更に抑制する為に用いられる。例えば、図2の例で補正コイル31は、シールドルームの内側で、超電導マグネットから離れた位置に配置されている。
【００２６】
上記誘導コイルと補正コイルは、誘導コイル30と補正コイル31により生成される磁場が同じ向きになるように直列に接続されている。これにより、誘導コイルは磁場変化を抑制する向きに電流が流れ、同時に補正コイルにも磁場変化を抑制する向きの電流が流れる。このような構成にすることにより、誘導コイル30が磁場発生源に近いことから、強い磁場変化の影響により、誘導起電力を大きく取ることが可能であり、補正コイル31側に十分な電流を流しやすいというメリットがある。
【００２７】
また、補正コイル31は、シールドルームの壁の内側もしくは外側に施工され、所望の磁場分布を作るように、適切なターン数で分布巻きされたコイルである。例えば、メインの超電導コイル27aとシールドの超電導コイル27bによって挟まれた領域より発生する磁場は、ある程度誘導コイル30に誘起される電流により逆向きの磁場が発生して、打ち消されるが、誘導コイル30によっても打ち消し残された少量の磁場が漏洩し、補正コイル31はその少量の漏洩磁場を低減するために用いられる。ただし、誘導コイル30に接続され、誘導コイル30による誘導起電力により電流が流される補正コイル31は、そのターン数が大きすぎると生成される漏洩磁場と反対向きの補正磁場を逆に発生しすぎる。そのため、補正コイル31のターン数を多すぎもせず、少なすぎもしないようにする。
【００２８】
さらに、超電導磁石の磁場減衰によって瞬間的に増大して減衰する漏洩磁場の磁場減衰の時定数と、誘導コイル及び補正コイルにより生成される磁場の時定数がなるべく一致するように、誘導コイル30及び補正コイル31にインダクタ、コンデンサ、抵抗等を付加しても良い。例えば、磁場減衰の時定数が10秒程度であり、直列に接続された誘導コイルと補正コイルに抵抗とインダクタを付加してRL回路を形成する場合には、RL回路の時定数(τ＝L/R)を10秒程度とすることにより、漏洩磁場の磁場減衰の時定数と、誘導コイル及び補正コイルにより生成される磁場の時定数がなるべく一致させることができる。また、磁場減衰の時定数が10秒程度であり、直列に接続された誘導コイルと補正コイルに抵抗とコンデンサを付加してRC回路を形成する場合には、RC回路の時定数(τ＝RC)を10秒程度とすることにより、漏洩磁場の磁場減衰の時定数と、誘導コイル及び補正コイルにより生成される磁場の時定数がなるべく一致させることができる。
【００２９】
上記構成の超電導マグネットでは、通常の超電導磁石の励消磁時にも誘導電流が大きく生じ、誘導コイル及び補正コイルの回路を壊してしまうおそれがある。故に、超電導磁石の励消磁時には物理的に回路をオープンにする様なスイッチや、誘導電流が一定以上にならないようにする為の保護ダイオード等を用いたスイッチを備えても良い。
【００３０】
図2では、水平磁場機の場合について図示したが、そのまま垂直磁場機にも適用可能である。図4に垂直磁場機の場合の1例を示す。対向した2つの磁場発生源が垂直に配置されている静磁場発生系の場合、例えば、上部磁場発生源の上に誘導コイルを配置し、補正コイルは、シールドルーム上面に配置することで、磁気共鳴イメージング装置が配置されたシールドルームの上階への漏洩磁場変動を抑制することが可能となる。
【実施例２】
【００３１】
次に、実施例2について図5を用いて説明する。実施例1と異なる点は、誘導コイルと補正コイルの役目を兼ねたコイルを配置する点である。以下、異なる箇所のみ説明し、同じ箇所の説明は省略する。
【００３２】
そこで、本実施例では誘導コイルと補正コイルの役割を兼ねたコイルを、シールドルーム外壁(図5の例では上面と下面に巻かれるように)配置した。
【００３３】
本実施例においても、実施例1と同様に補正コイル等のターン数を適宜調整しても良いし、実施例1の様にLCR回路で減衰の時定数を制御してもよい。
【００３４】
容易に設置可能な場所としてシールドルーム壁面を挙げたが、これに限るものでは無い。例えば、シールドしたい領域(部屋)を囲む様に配置しても良いし、磁気共鳴イメージング装置のカバーの内側に配置しても良い。超電導磁石に接して配置した場合の例を図6に示す。また、図6における超電導磁石を上側から見た図は、図7のようである。図6では、誘導コイルが超電導マグネットの上側に備えられている。また、図7によれば、超電導マグネット27によって発生する漏洩磁場の変動を検知するように、誘導コイル30が設けられている。
【００３５】
本実施例は、実施例1のように誘導コイルと補正コイルを別々の位置に設ける方法でないので、それらの位置を個別の調整する必要がなくなる。例えば、MRI装置を設置する病院によってシールドルームを配置するための空間の面積に違いがあったり、シールドルーム内でのMRI装置の設置位置も異なったり、シールドルーム外のどの位置に磁場の影響を受けやすい機器が存在するかにより、磁場の漏洩を低減したい方向が異なり、それらに応じて実施例1の場合には誘導コイルと補正コイルの設置位置を調整する必要があるが、本実施例の場合にはそのような調整の必要がないという利点がある。
【実施例３】
【００３６】
次に、実施例3について説明する。実施例1及び実施例2と異なる点はコイル等の明確な電気回路を設けるのではなく、高周波シールドとしてシールドルームに構成されている銅箔を厚く施工することで実施例1及び実施例2のコイルに相当する役目を負わせる事ができる。
【００３７】
RFシールドは、薄い銅箔を貼り合わせて形成されている。銅箔は数十μm厚の銅箔を重ねて形成される。RFシールドは通常MRIで用いられる電磁波の高い周波数(64MHzから128MHz)における遮蔽効果を持たせるものなので、表皮厚さは薄く、薄い銅箔で十分なシールド特性を得ることができた。本願により変動低減の対象とする過渡的な漏洩磁場の変動磁場は周波数が低く、強度も高いので、それを遮蔽するには銅箔を厚く、例えば百μmあるいは二百μm以上とすることが必要と考えられる。
【００３８】
本実施例の施工はシールドしたい面のみでよく、シールド特性、時定数を考慮して適宜厚さを選択すればよい。
【００３９】
本発明は上記実施例に限定されるものではなく、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、誘導コイルと補正コイルは両方具備していても良いが、どちらか一方でも良いことは言うまでもない。
【図面の簡単な説明】
【００４０】
【図１】本発明に係るMRI装置の一実施例の全体構成を示すブロック図。
【図２】本発明の実施例1に係る磁気共鳴イメージング装置のシステム構成。
【図３】図2を向かって右から見た図。
【図４】本発明の実施例1に係る磁気共鳴イメージング装置を垂直磁場機について示した図。
【図５】本発明の実施例2に係る磁気共鳴イメージング装置のシステム構成。
【図６】誘導コイルあるいは補正コイルを超電導磁石に接して配置した図。
【図７】図6における超電導磁石を上から見た図。
【符号の説明】
【００４１】
26  超電導マグネット、27  超電導コイル、27a  メインの超電導コイル、27b  シールドの超電導コイル、28  クライオスタット、29  シールドルーム、30  誘導コイル、31  補正コイル、32  接続ケーブル
【図１】
0005410022.tif 000002
【図２】
0005410022.tif 000003
【図３】
0005410022.tif 000004
【図４】
0005410022.tif 000005
【図５】
0005410022.tif 000006
【図６】
0005410022.tif 000007
【図７】
0005410022.tif 000008