(57)【要約】【課題】複数の磁場強度を切換えて使用できる磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ）装置を提供する。【解決手段】ＭＲＩ装置１０は、高温超電導材料を含み被検体１７０が曝露する静磁場を発生するための超電導コイル１１５と、超電導コイル１１５に直流電流を供給する直流電源装置２００とを備える。直流電源装置２００は、超電導コイル１１５へ供給する出力電流の大きさを調整することによって、複数の磁場強度を設定することが可能に構成される。【選択図】図１
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【特許請求の範囲】
【請求項１】
磁気共鳴イメージング装置であって、
高温超電導材を含み、被検体が曝露する静磁場を発生するための超電導コイルと、
前記超電導コイルに直流電流を供給する直流電源装置とを備え、
前記直流電源装置は、前記超電導コイルへ供給する出力電流の大きさを調整することによって、複数の磁場強度を設定することが可能に構成される、磁気共鳴イメージング装置。
【請求項２】
所定周波数の励磁パルスを発生させるための送信コイルと、
被検体からの磁気共鳴信号を受信するための受信コイルをさらに備え、
前記複数の磁場強度は、第１の磁場強度および第２の磁場強度を含み、
前記送信コイルは、前記第１の磁場強度に対応する第１の周波数、および前記第２の磁場強度に対応する第２の周波数で共振するように構成される、請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項３】
前記第１および第２の磁場強度は、それぞれ１．５Ｔおよび３Ｔであり、
前記第１の周波数は６４ＭＨｚ、前記第２の周波数は１２８ＭＨｚである、請求項２に記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項４】
前記複数の磁場強度の各々に対する磁場分布を補正可能なシムコイルをさらに備える、請求項１〜３のいずれか１項に記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項５】
前記超電導コイルに供給される駆動電流を計測するための電流計測装置をさらに備え、
前記直流電源装置は、前記電流計測装置によって計測される駆動電流の変動に基づいて、前記出力電流を調整する、請求項１〜４のいずれか１項に記載の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、磁気共鳴イメージング装置に関し、より特定的には、複数の磁場強度の設定が可能な磁気共鳴イメージング装置に関する。
【背景技術】
【０００２】
医療分野などにおいて、核磁気共鳴現象を利用して生体内の情報を画像化し、画像化された人体の断面画像に基づいて検査や診断を行なう核磁気共鳴イメージング（Magnetic Resonance Imaging：ＭＲＩ）装置が知られている。このＭＲＩ装置においては、画像の精度を向上させるために、強磁場を発生させる超電導磁石が用いられる場合がある。
【０００３】
多くのＭＲＩ装置においては、磁石内の超電導コイルとして低温超電導材料が用いられる場合がある。この場合、超電導コイルを超電導温度に維持するために、液体ヘリウムが冷媒として用いられる。
【０００４】
しかしながら、液体ヘリウムは一般的に入手が困難であり、特に近年は価格高騰により、一層入手が困難となりつつある。また、液体ヘリウムを冷媒として用いる場合、その貯蔵や冷却設備のために、装置全体が大型化し設備コストが増大する傾向にある。
【０００５】
このような課題に対して、たとえば特開２００９−１８３３７２号公報（特許文献１）や特開２０１５−１６７５７６号公報（特許文献２）のように、液体ヘリウムを冷媒とする必要のある低温超電導材料に代えて、低温超電導材料よりも臨界温度が高い高温超電導材料を用いる技術が提案されている。このような高温超電導材料を用いることで、液体ヘリウムの使用を抑制することができる。
【先行技術文献】
【特許文献】
【０００６】
【特許文献１】特開２００９−１８３３７２号公報
【特許文献２】特開２０１５−１６７５７６号公報
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【０００７】
従来のＭＲＩ装置は、その用途によって必要とされる静磁場の強度が異なっており、たとえば、静磁場が１．５Ｔ，３Ｔ，７ＴなどのＭＲＩ装置が知られている。すべての用途に対応する場合には、各用途に応じた個別のＭＲＩ装置を設けることが必要となるため、広い設置スペースが必要となり、また設備導入の費用が高額となってしまう。そのため、１台の設備で複数の磁場強度を発生させることのできるＭＲＩ装置の開発が望まれている。
【０００８】
一般的に、磁場強度を変更するには、磁石内の超電導コイルに流れる電流を変化させることで実現可能である。しかしながら、特に液体ヘリウムを用いる低温超電導材料においては、超電導コイル内を流れる電流を変更する場合には、電流スイッチを動作させて超電導コイルに外部から電流を供給したり、超電導コイルから電流を取り出すことが必要となる。このとき、電流スイッチの動作による電流の増減によって発熱が生じるため、液体ヘリウムが消費（蒸発）されてしまう。そのため、液体ヘリウムの補充等によるコストの増加となってしまう。
【０００９】
また、低温超電導材料を用いた装置では、装置内の各部品の設計時に液体ヘリウム温度ぎりぎりで動作するように設計されていることが多いため、磁場変更時に大きな温度変動が生じると機器の破損につながる可能性がある。そのため、低温超電導材料を用いた装置における磁場変更は、専門技術を有する技術者以外では行なうことが困難である。
【００１０】
一方で、上記の特許文献に記載されているような高温超電導材料を用いた場合、たとえば超電導材料の接続部分等において超電導状態にできない状況が発生し得るため、微小の電流損失が生じ得ることが知られている。そして、高温超電導材料を用いる場合には、この電流損失を補うために、高い安定性を有する電源装置が設けられて超電導コイルに対して電源供給がなされることが一般的である。
【００１１】
本願発明者は、高温超電導材料を用いたＭＲＩ装置において、当該電源装置を調節することによって、超電導コイルで発生される磁場強度を変更できる可能性があることに着目した。
【００１２】
本発明は、上記のような課題を解決するためになされたものであって、その目的は、複数の磁場強度を切換えて使用できる磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ）装置を提供することである。
【課題を解決するための手段】
【００１３】
本開示に係る磁気共鳴イメージング装置は、超電導コイルと、直流電源装置とを備える。超電導コイルは、高温超電導材を含んで構成され、被検体が曝露する静磁場を発生する。直流電源装置は、超電導コイルに出力電流を供給する。直流電源は、超電導コイルへ供給する出力電流の大きさを調整することによって、複数の磁場強度を設定することが可能となるように構成される。
【００１４】
磁気共鳴イメージング装置は、所定周波数の励磁パルスを発生させるための送信コイルと、被検体からの磁気共鳴信号を受信するための受信コイルをさらに備える。複数の磁場強度は、第１の磁場強度および第２の磁場強度を含む。送信コイルは、第１の磁場強度に対応する第１の周波数、および第２の磁場強度に対応する第２の周波数の双方で共振するように構成される。
【００１５】
好ましくは、第１および第２の磁場強度は、それぞれ１．５Ｔおよび３Ｔである。そして、第１の周波数は６４ＭＨｚであり、第２の周波数は１２８ＭＨｚである。
【００１６】
好ましくは、磁気共鳴イメージング装置は、複数の磁場強度の各々に対する磁場分布を補正可能なシムコイルをさらに備える。
【００１７】
好ましくは、磁気共鳴イメージング装置は、超電導コイルに供給される駆動電流を計測するための電流計測装置をさらに備える。直流電源は、電流計測装置によって計測される駆動電流の変動に基づいて出力電流を調整する。
【発明の効果】
【００１８】
本発明によれば、複数の磁場強度を切換えて使用することができるＭＲＩ装置を提供することが可能となる。
【図面の簡単な説明】
【００１９】
【図１】本実施の形態に従うＭＲＩ装置の概略を説明するための機能ブロック図である。
【図２】異なる磁場強度のＭＲＩ装置における特徴を説明するための図である。
【図３】本実施の形態に従うＭＲＩ装置用のシムコイルの設計手法を説明するためのフローチャートである。
【図４】本実施の形態に従うＭＲＩ装置用のシムコイルへの電流供給制御を説明するためのフローチャートである。
【発明を実施するための形態】
【００２０】
以下、本発明の実施の形態について、図面を参照しながら詳細に説明する。なお、図中同一または相当部分には同一符号を付してその説明は繰り返さない。
【００２１】
（ＭＲＩ装置の説明）
図１は、本実施の形態に従う磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ）装置１０の概略を説明するための機能ブロック図である。
【００２２】
図１を参照して、ＭＲＩ装置１０は、本体装置１００と、直流電源装置２００と、制御装置３００と、表示部３１０と、入力部３２０とを備える。本体装置１００は、超電導マグネット１１０と、傾斜磁場コイル１２０と、ＲＦ送信コイル１３０と、ＲＦ受信コイル１４０と、シムコイル１５０とを含む。また、超電導マグネット１１０は、高温超電導材料（たとえばビスマス系超電導材料）で形成された高温超電導コイル１１５を含む。
【００２３】
本実施の形態においては、ＭＲＩ装置１０は、いわゆるトンネル型のＭＲＩ装置である場合を例として説明する。本体装置１００の高温超電導コイル１１５、傾斜磁場コイル１２０、ＲＦ送信コイル１３０、シムコイル１５０は、概略的には円筒型の形状を有している。高温超電導コイル１１５、傾斜磁場コイル１２０、およびシムコイル１５０が励磁されると、空洞部（トンネル）内に磁場が発生する。
【００２４】
被検者１７０は、検査用テーブル１６０上に横たえられた状態で、円筒型の本体装置１００のトンネル内に挿入される。ＲＦ受信コイル１４０は、被検者１７０における検査対象部位を覆うように設置される。図１においては、ＲＦ受信コイル１４０は、頭部を検査する場合を例として示されているが、たとえば、検査対象部位が胴部の場合には、ＲＦ受信コイル１４０は胴部を覆うように設置される。
【００２５】
高温超電導コイル１１５は、トンネル内に空間的および時間的に均一な静磁場を生成するためのコイルである。高温超電導コイル１１５は、直流電源装置２００から供給される電流の大きさに応じた強度の磁場（たとえば、１．５Ｔ，３Ｔ，７Ｔ）を生成することが可能に構成されている。高温超電導コイル１１５で生じる静磁場によって、被検者１７０の検査対象部位の水素原子核の持つ核スピンを一定方向に整列させることができる。
【００２６】
シムコイル１５０は、高温超電導コイル１１５によって生成される静磁場を補正するための磁場を生成するためのコイルである。シムコイル１５０は、たとえば常電導材料で形成される。
【００２７】
ＭＲＩ装置１０における静磁場の磁場均一性は、標準的には撮像領域内で１０ｐｐｍ以下に抑える必要がある。しかしながら、高温超電導コイル１１５により生成される静磁場は、ＭＲＩ装置１０に含まれる各機器や、当該装置が設置される建物の鉄筋等の構造物の影響等により少なからず歪みが生じてしまうため、一般的には、高温超電導コイル１１５のみでは均一した静磁場を得ることは困難である。そのため、シムコイル１５０を用いて、これらの影響を相殺するような磁場を形成することによって、トンネル内に発生する静磁場を均一化する。
【００２８】
なお、上記のような各影響要素によって生じる磁場の強度は一定ではないため、発生する異なる磁場強度を調整するために、シムコイル１５０は異なる磁場分布を生成する複数のコイルで構成される場合がある。
【００２９】
傾斜磁場コイル１２０（または勾配磁場コイル）は、空間的に線形に変化する勾配磁場を形成するためのコイルである。この傾斜磁場によって、検査対象部位の水素原子核が出す信号の周波数を空間的に線形に変化させることができる。したがって、ＲＦ受信コイル１４０によって受信される受信信号に対して位置情報を付加することができる。
【００３０】
ＲＦ送信コイル１３０は、被検者１７０に対して所定の周波数のＲＦパルス信号を送信するためのコイルである。検査対象部位に対してＲＦパルス信号が照射されると、ＲＦパルスにより与えられるエネルギによって検査対象部位の水素原子核が励起される。そして、ＲＦパルス信号が停止されると水素原子核が励起状態から復帰する。この励起状態から復帰する際に観測される信号がＲＦ受信コイル１４０にて受信される。
【００３１】
上記の傾斜磁場コイル１２０によって生成される傾斜磁場のために、ＲＦ受信コイル１４０で受信される各位置からの受信信号はその位相が異なったものとなる。そのため、印加する傾斜磁場とＲＦパルス信号の周波数とを適切に調整することで、得られた受信信号から当該信号を放出した水素原子核の位置を特定することができる。この受信信号を平面的あるいは三次元的に配列することによって、検査対象部位を画像化することができる。
【００３２】
直流電源装置２００は、高温超電導コイル１１５により静磁場を生成させるための電流を供給する。直流電源装置２００から高温超電導コイル１１５に供給される直流電流は電流センサ２１０によって測定される。なお、直流電源装置２００から出力される電流は、制御装置３００からの信号により調整可能である。制御装置３００は、電流センサ２１０で計測された電流値を受け、直流電源装置２００からの出力電流が一定となるようにフィードバック制御を行なう。これにより、安定した静磁場を発生することができる。
【００３３】
制御装置３００は、入力部３２０から入力されるユーザからの情報を受ける。ユーザからの情報には、たとえば使用する磁場強度の情報、被検者１７０に関する情報などが含まれる。制御装置３００は、磁場強度の情報に基づいて直流電源装置２００から高温超電導コイル１１５に供給するための電流を制御する。
【００３４】
制御装置３００は、傾斜磁場コイル１２０およびシムコイル１５０についての励磁電流を調整する。また、制御装置３００は、ＲＦ送信コイル１３０に対してＲＦパルス信号を出力するとともに、当該ＲＦパルス信号に対してＲＦ受信コイル１４０で受信された受信信号を受ける。制御装置３００は、この受信信号に基づいて、検査対象部位の断面を画像化し、表示部３１０に表示する。
【００３５】
なお、高温超電導コイルにおいては上記のように電流損失のために少なからず発熱が生じ得るため、図１には記載されていないが、高温超電導コイルを冷却するための冷却装置が設けられる。この場合、コイルが高温超電導材料であるため、冷媒は液体ヘリウムである必要はなく、たとえば液体窒素などのより安価で入手しやすい冷媒を用いることができる。
【００３６】
図２は、現在医療分野で用いられているＭＲＩ装置の、各磁場強度における特徴を説明するための図である。磁場強度としては、医療分野で多く用いられる１．５Ｔ，３Ｔ，７Ｔの場合を例として説明する。また、特徴としては、Ｓ／Ｎ比、各検査対象に対する適否が示されており、◎は「非常に適している」を意味し、○は「適している」、△は「やや不適」、×は「不適」を意味している。
【００３７】
Ｓ／Ｎ比については、磁場強度が大きくなるほど良くなっている。すなわち、磁場強度を大きくするほど、得られる画像品質（解像度，コントラスト）が向上する。そのため、磁場強度の高いＭＲＩ装置は、頭部（脳内）や手足のような細かい部分を撮像する場合、あるいは、代謝情報を撮像する場合に適している。
【００３８】
一方で、磁場強度の大きいＭＲＩでは、磁場強度に比例して生体内の不均一磁場が大きくなるため、不均一磁場の原因となる酸素分子が多い腹部臓器などを含む体幹部の撮像には不利になりやすい。このような部位には、磁場強度が比較的小さいＭＲＩ装置の方が有利になる。
【００３９】
なお、ＭＲＩ装置は強磁場を生成するため、たとえば体内にペースメーカやインプラントなどの金属がある場合には使用できない場合が生じ得る。これは、生成される磁場強度が大きくなる場合に特に問題になりやすい。そのため、体内の金属の有無を事前に知ることができない救急対応の場合などには、磁場強度の小さいＭＲＩを使用することが好ましい。
【００４０】
このように、医療分野においては、高分解能となる磁場強度の大きいＭＲＩ装置のみが求められるのではなく、依然として磁場強度の小さいＭＲＩ装置に対するニーズも多い。そのため、検査対象部位や検査状況に応じて、異なる磁場強度を用いて撮像変化することが必要となる。
【００４１】
ところが、従来のＭＲＩ装置においては、使用される磁場強度は固定されているため、各用途に応じて個別のＭＲＩ装置を設けることが必要となる。そのため、複数の設備を設置するための広いスペースが必要となり、さらには設備導入の費用が高額となってしまうという問題がある。
【００４２】
ＭＲＩ装置において磁場強度を変更するには、磁石内の超電導コイルに流れる電流を変化させることで実現することができる。しかしながら、特に液体ヘリウムを用いる低温超電導材料を用いるＭＲＩ装置においては、超電導コイル内を流れる電流を変更する場合には、永久電流スイッチと呼ばれるスイッチを動作させて超電導コイルに外部から電流を供給したり、超電導コイルから電流を取り出すことが必要となる。このとき、永久電流スイッチの動作によって発熱が生じるため、液体ヘリウムが消費（蒸発）されてしまう。そのため、液体ヘリウムの補充等によるコストの増加となってしまったり、さらには急激に温度が上昇すると、爆発的に液体ヘリウムの蒸発が発生するいわゆる「クエンチ」が生じるおそれがある。
【００４３】
また、低温超電導材料を用いた装置では、装置内の各部品の設計時に液体ヘリウム温度ぎりぎりで動作するように設計されていることが多いため、磁場変更時に大きな温度変動が生じると機器の破損につながる可能性がある。そのため、低温超電導材料を用いた装置における磁場変更はリスクを伴うものであり、専門技術を有する技術者以外では行なうことが困難である。
【００４４】
一方で、図１に示した本実施の形態に係るＭＲＩ装置１０のように高温超電導コイル１１５を用いる場合、液体ヘリウムを用いる必要はなくなるが、たとえば超電導材料の接続部分等において超電導状態にできない状況が発生するため、微小の電流損失が生じ得る。そのため、本実施の形態に係るＭＲＩ装置１０では、直流電源装置２００を設けて、高温超電導コイル１１５に対して電源供給を行なうことで、均一な静磁場を安定的に発生させる構成となっている。
【００４５】
そして、本実施の形態に係るＭＲＩ装置１０においては、入力部３２０からの設定により直流電源装置２００から高温超電導コイル１１５に供給する電流を変化させることによって、１台のＭＲＩ装置１０によって異なる磁場強度を発生させることができる。
【００４６】
発生する磁場強度が変化すると、それに応じてＲＦ送信コイル１３０によって送信するＲＦパルス信号の周波数を変更させる必要がある。本実施の形態に係るＭＲＩ装置１０においては、ＲＦ送信コイル１３０は、使用される磁場強度に対応した複数の周波数で共振するように構成されている。たとえば、使用される磁場強度が１．５Ｔと３Ｔである場合には、ＲＦ送信コイル１３０は、１．５Ｔの磁場強度に対応した周波数である６４ＭＨｚと、３Ｔの磁場強度に対応した周波数である１２８ＭＨｚで共振するように構成される。このように、複数の周波数で共振するようにＲＦ送信コイル１３０を設計することによって、磁場強度の変更に対応してＲＦ送信コイルの交換を抑制することができる。なお、３つ以上の磁場強度が切換可能とされる場合には、それらの磁場強度に対応した周波数で共振するようにＲＦ共振コイルを設計することが好ましい。
【００４７】
また、超電導マグネット１１０で生成される静磁場の磁場強度が変化すると、当該静磁場に対する周囲からの影響（歪み）も変化し得る。そのため、本実施の形態に係るＭＲＩ装置１０においては、各磁場強度に適合されたシムコイル１５０が設けられる。なお、シムコイル１５０は複数のシムコイルから構成されており、当該複数のシムコイルの組合せによって静磁場を補正するように構成される。そのため、一部のシムコイルについては、異なる磁場強度においても共通に使用される場合がある。
【００４８】
以上のように、本実施の形態に係るＭＲＩ装置１０においては、超電導マグネット１１０に高温超電導コイル１１５を用いることにより液体ヘリウムを使用しないようにするとともに、静磁場を保持するための直流電源装置２００の出力電流を変化させることによって、１台のＭＲＩ装置で異なる磁場強度を発生させることができるように構成されている。これによって、設備の小型化および省スペース化を実現することができるとともに、ＭＲＩ装置の台数を削減できるためトータルコストを削減することが可能となる。
【００４９】
また、ＲＦ送信コイルを、使用する複数の磁場強度に適合したそれぞれの周波数で共振するように設計することで、磁場強度の変更を容易にすることが可能となる。
【００５０】
さらに、高温超電導材料で形成された超電導コイルを用い、直流電源装置の電流を変更することによって磁場強度を変更させることができるので、一般的な超電導マグネットの場合と比較して、磁場強度の変更に伴うリスクを低減でき、磁場強度の変更を容易に行なうことが可能になる。そのため、各医療機関において、たとえば曜日ごとに磁場強度の変更を行なうなど、頻繁に磁場強度を変更することが可能となる。
【００５１】
（シムコイルの設計方法）
本実施の形態に係るＭＲＩ装置においては、１台のＭＲＩ装置で複数の磁場強度を生成することができるが、磁場強度が異なると不均一磁場の程度や分布が変化するため、磁場強度に対応したシムコイルの設定が必要となる。
【００５２】
ここで、本実施の形態のように磁場強度が可変である場合には、鉄シムのような固定的な補正磁場では十分に補正することができず、シムコイルを用いて補正磁場も可変とすることが必要となる。この場合、大きな磁場補正のために、シムコイル自体の抵抗値の上昇やシムコイルに流れる電流量が増加してしまい、結果としてシムコイルによる発熱量が増加してしまう。
【００５３】
発生した熱は冷却装置の冷媒により冷却されるが、冷却配管の設置および冷却効率の観点からは、発熱箇所を局所的に集中させることが好ましい。
【００５４】
そこで、本実施の形態においては、使用するシムコイルを、強い補正磁場を生成するための「高発熱系シムコイル」と、微調整用の弱い補正磁場を生成するための「低発熱系シムコイル」とに分けることにより、シムコイルの冷却効率を向上させる。
【００５５】
以下、上記の「高発熱系シムコイル」および「低発熱系シムコイル」の設計手法について図３のフローチャートを用いて説明する。
【００５６】
ＭＲＩ装置は、設置場所ごとに外部からの磁場への影響が異なるため、シムコイルの設計にあたっては、所望の設置場所へのＭＲＩ装置の設置が完了した状態で図３のフローチャートに従って設計を行なう場合がある。
【００５７】
図３を参照して、ＭＲＩ装置で設定可能な所定の各磁場強度ｂ（たとえば、１．５Ｔおよび３Ｔ）を発生させている状態において、検査領域内の複数の測定箇所の磁場強度を複数回計測する（ステップＳ１００）。この時の測定された磁場強度をＢb,nと表す。ここで、ｎは測定回数（１≦ｎ≦Ｎ）を表しＮは総測定回数を示す。また、ＢはＭ次元ベクトルであり、Ｍは総測定点数を表している。
【００５８】
次に計測したＢb,nとその平均磁場からの磁場強度変化ΔＢb,nを以下の式（１）のように演算する（ステップＳ１１０）。
【００５９】
ΔＢb,n＝Ｂb,n−（ΣbＢb,n）／Ｎ    …  （１）
そして、得られた磁場強度変化ΔＢb,nをＭ次元空間上のＮ点の集合と考え、主成分分析を行なう（ステップＳ１２０）。
【００６０】
次に、主成分分析によって得られた第Ｋ主成分の累積寄与率が、所定のしきい値Ｔ１以下であるか否かを判定する（ステップＳ１３０）。第Ｋ主成分の累積寄与率がしきい値Ｔ１以下の場合（ステップＳ１３０にてＹＥＳ）は、当該主成分が表す磁場分布を形成するために比較的大きな電流をシムコイルに流すことが必要になるため、当該シムコイルを高発熱系シムコイルとして設計する（ステップＳ１４０）。
【００６１】
一方、第Ｋ主成分の累積寄与率がしきい値Ｔ１より大きい場合（ステップＳ１３０にてＮＯ）は、次に第Ｋ主成分の累積寄与率が、所定のしきい値Ｔ２以下（Ｔ１＜Ｔ２）であるか否かを判定する（ステップＳ１５０）。
【００６２】
累積寄与率がしきい値Ｔ２以下の場合（ステップＳ１５０にてＹＥＳ）は、当該主成分が表す磁場分布を形成するためには比較的低い電流をシムコイルに流せばよいため、当該シムコイルを低発熱系のシムコイルとして設計する。一方、累積寄与率がしきい値Ｔ２よりも大きい場合（ステップＳ１５０にてＮＯ）は、当該主成分が表す磁場分布については補正の必要がないものと判断することができる。
【００６３】
ステップＳ１２０の主成分分析の結果から得られる各主成分に対して、ステップＳ１３０〜Ｓ１６０までの手順を行ない、各主成分が表す磁場分布を形成するためのシムコイルを、高発熱系シムコイルまたは低発熱系シムコイルに分類して設計する。なお、得られた主成分に基づいたコイルの設計手法については、公知の手法を用いることができる。
【００６４】
このような手順に従ってシムコイルを設計することによって、必要となるシムコイルの数を低減でき、かつ、発熱箇所を局所的に集中させることができる。そのため、シムコイルを冷却するための冷却系をシンプル化し、冷却効率を向上させることができる。
【００６５】
（シムコイルへの電流供給制御）
次に、上記のように設計されたシムコイルに供給する電流を決定する手法について説明する。
【００６６】
可変磁場を形成するための超電導マグネットで生成される磁場の不均一性および不安定性（すなわち、磁場の時空間変化）は、静磁場強度変更に起因する磁場強度変化ΔＢｆ、超電導マグネットの駆動電流の不安定性に起因する磁場強度変化ΔＢｃ、磁場変更直後の長周期リップルノイズに起因する磁場強度変化ΔＢｒ、および遮蔽電流に起因する磁場強度変化ΔＢｅの、４つの磁場強度変化の時空間の関数の加算によりモデル化することができる。
【００６７】
静磁場強度変更に起因する磁場強度変化ΔＢｆは、磁場強度を変更した場合に、マグネットの製作誤差や電磁力による変形などのマグネット内部の構造や周囲環境に起因して生じる磁場強度変化である。そのため、磁場強度を固定している間の時間変動は発生しない。
【００６８】
駆動電流の不安定性に起因する磁場強度変化ΔＢｃは、マグネットの駆動電流を供給する直流電源装置の不安定性によって駆動電流が変動することに起因して生じる磁場強度変化である。当該磁場強度変化ΔＢｃの空間的なパターンは基本的には一定であるが、その大きさや向き（符号）については、駆動電流の変動に相関している。
【００６９】
長周期リップルノイズに起因する磁場強度変化ΔＢｒは、磁場変更プロセスを終了した直後から始まり、マグネットの特性から定まる特定の周期で振動しながら単調に減衰する磁場強度変化である。この磁場強度変化ΔＢｒは、時間と空間の関数であり、時間的および空間的位置に応じて変動する。
【００７０】
遮蔽電流に起因する磁場強度変化ΔＢｅは、生成される静磁場を抑制する方向に生じる磁場強度変化であり、磁場変更プロセスの開始直後から非常に遅い速度で単調に減少する特性を有している。この磁場強度変化ΔＢｅも時間と空間の関数であり、時間的および空間的位置に応じて変動する。
【００７１】
ここで、磁場強度変化ΔＢｒおよび磁場強度変化ΔＢｅについては、直流電源装置のインピーダンスを調整してマグネットに適合させたり、磁場変更時の電流調整を適切に行なうことによって、ある程度は低減することが可能である。
【００７２】
また、磁場強度変化ΔＢｆ、磁場強度変化ΔＢｒおよび磁場強度変化ΔＢｅは、比較的再現性が高いため、事前に測定した磁場の時空間変化のデータを解析することによって推定することが可能である。磁場強度変化ΔＢｆについては、磁場変更プロセスの開始から十分に時間が経過し、磁場強度変化ΔＢｒおよび磁場強度変化ΔＢｅが減衰した後に、十分に多くの測定から算出した磁場強度を平均化することによって磁場強度変化ΔＢｃの影響を排除することによって推定することができる。
【００７３】
磁場強度変化ΔＢｒについては、リップルの振動周波数を特定することによって推定することができる。さらに、磁場強度変化ΔＢｅは、磁場強度変化ΔＢｒに比べて減衰速度が十分に遅くかつ変化が大きいため、磁場測定を長時間行なうことによって推定することができる。
【００７４】
なお、磁場強度変化ΔＢｃについては、駆動電流の不規則な変動によって生じるため再現性が低くランダムに変動する。しかしながら、上記のように空間的なパターンが一定であるため、磁場強度変化ΔＢｒを測定する際に空間パターンを予め推定しておくことで、リアルタイムで測定した駆動電流から推定することが可能である。
【００７５】
以上のように４つの磁場強度変化が推定されると、これらの磁場強度変化を、上述のシムコイル設計手法の際に示した主成分で分解することによって、複数のシムコイルによって４つの磁場強度変化を補正するのに必要な電流値Ｉｆ，Ｉｃ，Ｉｒ（ｔ），Ｉｅ（ｔ）の組合せを演算により求める。ここで電流値Ｉｆ，Ｉｃ，Ｉｒ（ｔ），Ｉｅ（ｔ）の各々は、シムコイルと同じ数の要素を含むベクトルである。たとえば、ｋ番目のシムコイルに１Ａの電流を流した時に発生する磁場分布をｂｋとした場合には、磁場強度変化ΔＢは、ΔＢ＝Ｉｋｂｋと表すことができる。
【００７６】
上述のように、磁場強度変化ΔＢｆ、磁場強度変化ΔＢｒおよび磁場強度変化ΔＢｅについては、事前の測定に基づいて予め推定可能であるため、電流値Ｉｆ，Ｉｒ（ｔ），Ｉｅ（ｔ）についても予め算出することが可能である。電流値Ｉｃについては、電流センサによって計測した駆動電流から算出することができるので、事前に求めた電流値Ｉｆ，Ｉｒ（ｔ），Ｉｅ（ｔ）と、駆動電流から算出した電流値Ｉｃを合算することによって、各シムコイルに必要とされる電流を決定することができる。
【００７７】
図４は、上記の手順を表したフローチャートである。図４において、ステップＳ２００〜Ｓ２４０については、設備導入の際の調整時等のタイミングで、予めオフラインで処理が行なわれ、得られた電流値Ｉｆ，Ｉｃ，Ｉｒ（ｔ），Ｉｅ（ｔ）は制御装置に含まれる記憶部に記憶される。ステップＳ２５０については、記憶された電流値Ｉｆ，Ｉｒ（ｔ），Ｉｅ（ｔ）と電流センサで計測される駆動電流から定まる電流値Ｉｃとに基づいて、オンラインにて処理される。
【００７８】
ステップＳ２００において、磁場強度ｂを変更したときの磁場強度の時間的変化Ｂｂ（ｔ）および駆動電流の時間的変化Ｉｃ（ｔ）を測定し、その測定データを制御装置内の記憶部に記憶する。
【００７９】
次に、記憶された磁場強度の時間的変化Ｂｂ（ｔ）のデータをフーリエ変換することによって、リップルノイズに起因する磁場強度変化ΔＢｒを推定する（ステップＳ２１０）。
【００８０】
ステップＳ２２０においては、記憶された磁場強度の時間的変化Ｂｂ（ｔ）のデータからステップＳ２１０で推定した磁場強度変化ΔＢｒ（ｔ）を分離したデータに平滑化処理を施し、収束後の磁場分布を磁場強度変化ΔＢｆと推定するとともに、収束までの変動を磁場強度変化ΔＢe（ｔ）として推定する。
【００８１】
そして、記憶された磁場強度の時間的変化Ｂｂ（ｔ）から、ステップＳ２１０，Ｓ２２０で推定された磁場強度変化ΔＢｒ（ｔ），ΔＢｆ，ΔＢe（ｔ）を分離したデータから、記憶された駆動電流の時間的変化Ｉｃ（ｔ）に対応する変動を磁場強度変化ΔＢｃとして分離する（ステップＳ２３０）。
【００８２】
ステップＳ２４０にて、磁場強度変化ΔＢｒ（ｔ），ΔＢｆ，ΔＢe（ｔ），ΔＢｃの各々を、シムコイル設計時の主成分で分解することで、電流値Ｉｒ（ｔ），Ｉｆ，Ｉｅ（ｔ），Ｉｃを算出し、得られた電流値を記憶部に記憶する。ここまでのステップは、オフラインで実施される。
【００８３】
そして、実際にＭＲＩ装置を運転する場合には、記憶された電流値Ｉｒ（ｔ），Ｉｆ，Ｉｅ（ｔ）と、電流センサで計測された実際に超電導マグネットに供給される駆動電流Ｉｃとを合算することによって、各シムコイルに対して供給すべきトータル電流を算出し、算出した電流を各シムコイルに供給する。
【００８４】
以上のような処理を行なうことによって、設計したシムコイルに対して適切な電流を供給することが可能となる。
【００８５】
今回開示された実施の形態はすべての点で例示であって制限的なものではないと考えられるべきである。本発明の範囲は上記した説明ではなくて特許請求の範囲によって示され、特許請求の範囲と均等の意味および範囲内でのすべての変更が含まれることが意図される。
【符号の説明】
【００８６】
１０  ＭＲＩ装置、１００  本体装置、１１０  超電導マグネット、１１５  高温超電導コイル、１２０  傾斜磁場コイル、１３０  ＲＦ送信コイル、１４０  ＲＦ受信コイル、１５０  シムコイル、１６０  検査用テーブル、１７０  被検者、２００  直流電源装置、２１０  電流センサ、３００  制御装置、３１０  表示部、３２０  入力部。
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図４】
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