(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
観測領域を間にして対向するように配置される一対の磁極と、該磁極の外周側に設けられる環状の磁極突起部と、該磁極突起部の外周を囲う環状の静磁場発生手段と、前記磁極の対向面側に配置される傾斜磁場発生用の傾斜磁場コイルとを有する核磁気共鳴イメージング装置であって、
前記静磁場発生手段は、超電導コイルと、前記超電導コイルを格納する真空容器とを備え、前記磁極突起部と前記真空容器との間に非磁性良導体部材を配置し、前記非磁性良導体は筒形状をしている核磁気共鳴イメージング装置。
【請求項２】
請求項１記載の核磁気共鳴イメージング装置において、
前記非磁性良導体部材が、前記超電導コイルに向く前記磁極突起部の外周面に設けた核磁気共鳴イメージング装置。
【請求項３】
請求項１または２記載の核磁気共鳴イメージング装置において、
前記非磁性良導体部材の観測領域側端部が前記磁極突起部の観測領域側先端部よりも観測領域側に突出している核磁気共鳴イメージング装置。
【請求項４】
請求項１乃至３の何れかに記載された核磁気共鳴イメージング装置において、
前記超電導コイルの観測領域側端部の少なくとも一部を覆うように前記非磁性良導体部材が備えられる核磁気共鳴イメージング装置。
【請求項５】
請求項１乃至４の何れかに記載された核磁気共鳴イメージング装置において、
前記非磁性良導体部材はアルミニウムから構成される核磁気共鳴イメージング装置。
【発明の詳細な説明】
【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は核磁気共鳴イメージング装置（以下ＭＲＩ装置と呼ぶ）に係り、特に傾斜磁場コイルによる超電導コイルの振動および発熱を抑制する手段を有するＭＲＩ装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】
ＭＲＩ装置は、ＮＭＲ（核磁気共鳴）現象を利用して計測した信号を演算処理することによって被検者体内中の原子核スピンの密度分布、緩和時間分布等を断層像として画像表示するものである。計測する際には観測領域内において、強い磁場（０．２Ｔ以上）で、高い静磁場均一度（１０ｐｐｍ程度）を有する磁場分布を形成する必要がある。従来のＭＲＩ装置は、特開平１１−３１８８５８号公報に記載されている様に構成されている。図２はその構成の断面図を表す。Ｘ、Ｙ、Ｚ各方向を図２に示す如く定める。被検者は、体内の検査領域が観測領域２内に来る様に図示しないベット等に横たわる。その観測領域２内に均一磁場が、白抜きの矢印１の方向（Ｚ方向）に形成される。この様な磁場分布はＺ軸周りに巻回された超電導コイル３と、磁極突起部４、磁極５、リターンヨーク６によって形成される。図示するリターンヨーク６以外の構造物はＺ軸周りにほぼ軸対称に形成される。リターンヨーク６は図示する様にリターンヨーク天板部６ａとリターンヨーク床板部６ｂとそれらを連結するリターンヨーク柱部６ｃから構成され、柱６ｃの数は開放性確保の観点から１本や２本の構造が主に採用されている。リターンヨークの柱部分６ｃは強磁性体ではなく非磁性体で構成される場合もある。磁極突起部４の形状や磁極５の面の凹凸は、観測領域２に均一な静磁場を形成するように施される。磁極突起部４や磁極５はリターンヨーク６に、ボルト等の締結具もしくは溶接などの締結手段によって固定される。これら磁極突起部４や磁極５は、強磁性体で構成される。この図２では、その締結手段の図示は省略した。
【０００３】
さらに、撮像する際には、生体内に位置情報を付与する目的で、上記均一磁場に重畳する形で、磁場を空間的に変化（傾斜磁場）させる。図２にはＺ方向の傾斜磁場を付与する傾斜磁場コイル７のみを図示しているが、通常、三種類の傾斜磁場コイルが設置される。即ち、Ｘ、Ｙ方向に傾斜磁場を発生する傾斜磁場コイルである。傾斜磁場コイル７はＺ方向軸周りに巻回され、ＸＹ面に対称に設置され、赤道面に対して逆向きに電流が流される。この傾斜磁場コイル７により、上記均一磁場にＺ方向の傾斜磁場が重畳され、観測領域内には、Ｚ方向を向き、その強度がＺ方向の位置にのみ比例するような磁場分布が形成される。通常の撮影では、この傾斜磁場コイル７には、台形波状に電流を通電し、しかもその極性を高速に変化させる。例えばその周期は１０Ｈｚ〜１ｋＨｚ程度である。この磁場変化はまわりの構造物に渦電流を誘起し、対策を施さなければ、観測領域２内に所定の傾斜磁場を形成できなくなる。特に強磁性体には、非磁性体に比べ、長い時定数の渦電流が流れるため、高速に極性を変える操作に支障を来たす。磁極５に流れる渦電流を低減するために、傾斜磁場コイル７と逆向きで大きさが同程度の電流を流すシールドコイル８ａを設置する対策などが施されている。また、磁極突起部４に流れる渦電流を低減するために、特開平６−２５４０６５で記載されている様に、磁極突起部４の部材に珪素鋼板などを採用する対策や、同じく特開平６−２５４０６５で記載されている様に、磁極突起部４の傾斜磁場コイル７側の側面にシールドコイル８ｂを設置する対策が施されている。また、装置の構成として、図示しないが、特開平１１−９５７２に記載されている様に、ＮＭＲ現象を引起すための共鳴周波数の電磁波を印加する送信用高周波アンテナや、ＮＭＲ現象の結果、被検者の体内から発せられる電磁波を受ける受信用高周波アンテナも、傾斜磁場コイル７の観測領域２側もしくは磁極５側に配置される。
【０００４】
一方、超電導コイル３は、真空容器７に格納され、図示しない冷凍機器で超電導状態を維持できる温度以下に保たれる。この真空容器７は室温状態にあるリターンヨーク６もしくは床面から支持する必要があり、室温側からの熱侵入を避けることは不可能である。そこで、その熱侵入量をできるだけ低減するため、熱伝導率の低いＦＲＰなどの材料で構成された棒状の構造物１２で真空容器とリターンヨークもしくは磁極突起部や床面と接続する。従って、長い梁の自由端に錘がぶら下った状態となるため、リターンヨーク６に対してコイルが変位しやすい構造となっている。また、振動だけでなく、変動磁場による渦電流による発熱は、クエンチを引起す可能性があり、クエンチは装置の信頼性を低下させるため、必ず避ける様設計しなければならない。従って、傾斜磁場コイル７の変動磁場が超電導コイルを含む支持構造物に達しない様な対策が必要である。
【０００５】
従来装置では、均一磁場調整に使われる磁極突起部４あるいは上述したシールドコイル８ｂによって傾斜磁場コイル７による磁場が超電導コイルを含む支持構造物に達するのを防いできた。
【０００６】
【発明が解決しようとする課題】
上記従来技術では、エコープラナー法などの高速撮像法を採用しようとした際には、超電導コイルの僅かな振動で実用に堪える撮像が出来なくなることが分かってきた。数値計算によれば、超電導コイル位置で１ガウス程度に相当する変動磁場でも、超電導コイルが振動し、高速撮影法が適用できない程観測領域の磁場が乱れる結果が得られている。この時の磁力線の様子を図３を使って説明する。図３は図２のＺ＞０、Ｙ＞０の領域を取り出した図に、シールドコイル８ｂを追記した図である。傾斜磁場コイルの作る磁力線の概念図示１１もあわせて示す。シールドコイル８ｂによって−Ｚ方向に押さえられた磁力線は、Ｙ方向に進むに従って＋Ｚ方向に広がり、真空容器９に達し、真空容器９等に渦電流を誘起し、磁場との相互作用で電磁力が働くのである。
【０００７】
さらに傾斜磁場コイル７の近傍でシールドコイル８ａ、８ｂに逆向きの電流を流すことから、観測領域２に所望の磁場強度の傾斜磁場を印加するためには、シールドコイル８ａ、８ｂが無い場合よりも高い性能の電源が必要となり、コスト高の原因となっていた。また、シールドコイル８による磁場の遮蔽性能を落としてしまうと、渦電流が流れにくい磁極突起部を採用している場合には、傾斜磁場コイル７による変動磁場が、超電導コイル３を格納する真空容器９に達し、超電導コイルの振動や渦電流発熱を引起してしまう。従って、この状態を防ぐためにはより多くのシールドコイル８ｂを設置する必要があり、電源の増強、引いてはコスト高の原因となっていた。
【０００８】
本発明の目的は、廉価で、高画質の画像が得られるＭＲＩ装置を提供せんとするものである。
【０００９】
【課題を解決するための手段】
観測領域を間にして対向するように配置された一対の磁極と、磁極の外周側に設けられた環状の磁極突起部と、磁極突起部の外周を囲う環状の静磁場発生手段と、磁極の対向面側に配置された傾斜磁場発生用の傾斜磁場コイルとを有する核磁気共鳴イメージング装置であって、静磁場発生手段は超電導コイルを備え、磁極突起部と超伝導コイルとの間に非磁性良導体部材を配置する。
【００１０】
【発明の実施の形態】
以下、本発明の第１の実施例を図１を用いて説明する。
【００１１】
図１は本発明を採用した核磁気共鳴イメージング装置（ＭＲＩ装置）の断面図であり、図２のＹ＞０、Ｚ＞０の領域を抜き出した部分に本発明の構造を追加した図である。
【００１２】
図１では、シールドコイル８を用いて磁極突起部４に流れる渦電流を低減する構造を採用した場合を示しているが、シールドコイル８を外し、磁極突起部４に渦電流を流しにくい珪素鋼板等の材質を採用した場合でも、本実施例の構造では同様の結果が得られる。
【００１３】
被検者は、観測領域２に被検者体内の検査領域が一致する様にベット等に配置される。超電導コイル３、磁極５、磁極突起部４およびリターンヨーク６により、観測領域２に強磁場でかつ高均一な静磁場領域を形成する。リターンヨーク６は図示する様にリターンヨーク天板部６ａとリターンヨーク床板部６ｂとそれらを連結するリターンヨーク柱部６ｃから構成される。
【００１４】
静磁場を形成する超電導コイル３は、真空容器９内に置かれる。静磁場発生手段は、超電導コイル３や真空容器９等で構成される。
【００１５】
ここで、ＭＲＩ装置の構成について更に詳しく述べる。
【００１６】
リターンヨーク天板部６ａおよびリターンヨーク床板部６ｂの横幅は約１ｍ、リターンヨーク柱部６ｃの丈は、約２ｍである。上側に配置された真空容器９の下端と下側に配置された真空容器９の上端との間隔は、３０〜４０ｃｍ程度である。上下方向に対向するように配置された両磁極５は、上下の高さ間隔が７０〜８０ｃｍである。
【００１７】
中央に位置する観測領域２を間にして上下方向に対向するように配置された一対の磁極５は、上下に通るＺ方向軸を軸心とする円盤状の形状をしている。磁極５の外周に設けられる磁極突起部４は環状の形状をしている。これにより、磁極５の上下対向面が磁極突起部４の上下対向面から奥側に後退したように置かれ、観測領域２内の静磁場が均一化されるのである。
【００１８】
磁極突起部４は磁極５と別体に形成されているが、一体に形成することも可能である。磁極突起部４および磁極５は、大きな鋼材の塊になるので、機械加工を含めた製作性の面から別体が望ましい。
【００１９】
超電導コイル３は、磁極突起部４の外周側に間隔をとって配置される。この超電導コイル３も磁極突起部４と同様にＺ方向軸を軸心として環状になるように設けられる。超電導コイル３の上下対向面は、磁極突起部４の上下対向面とほぼ面一になるように設けられている。超電導コイル３側の上下対向面を磁極突起部４よりも後退させるか面一とすることで、観測領域２内の静磁場が均一化されるのである。
【００２０】
リターンヨークの柱部分６ｃは強磁性体ではなく非磁性体で構成された場合も本実施例の構造では同等の効果が得られる。
【００２１】
また、生体内に位置情報を付与する目的で、傾斜磁場コイル７を配置する。この図ではＺ方向の傾斜磁場コイル７のみを表示しているが、この他にＸ、Ｙ方向の傾斜磁場コイルも配置する。Ｘ、Ｙ方向の傾斜磁場コイルの作る磁場に対しても本実施例では同等の効果が得られる。
【００２２】
本実施例の非磁性良導体部材１０は、図１に示す様に、真空容器９と磁極突起部４の間に位置し、かつ真空容器９に向く磁極突起部４の外周面に配置される。ボルトや接着剤などの締結具１３を用いて、超電導コイル３とは独立に、磁極突起部４もしくはリターンヨーク６、もしくは床から固定する。この非磁性良導体１０の材質は例えばアルミニウムで構成される。
【００２３】
非磁性良導体１０は、磁極突起部４と同様に筒形状で、かつＺ軸に平行な断面がＬ形状をしている。そして、非磁性良導体１０のＬ形に曲がった先端曲部で超電導コイル３の対向面側端部を覆うような構成にしている。
【００２４】
ただし、Ｚ軸に平行な断面形状はＬ型に限らず、超電導コイル３の対向面側端部の1部を覆う構造であれば良い。
【００２５】
図１には傾斜磁場コイル７による磁力線の概念図示１１を示す。本実施例の構造によれば、非磁性良導体１０に渦電流が流れることにより、傾斜磁場コイル７による磁場を遮蔽し、超電導コイル３の振動や発熱を防ぐことが出来る。Ｌ形に曲がった先端曲部で超電導コイル３の対向面側端部を覆っているので、傾斜磁場コイル７による磁場をより良く遮蔽できるのである。
【００２６】
非磁性良導体１０に流れる渦電流が観測領域２の磁場に与える影響は小さい。それは次の理由による。即ち、非磁性良導体１０は、磁極５や磁極突起部４に比べ、傾斜磁場コイル７から離れているので発生する渦電流は小さく、しかも観測領域２からも離れているばかりでなく観測領域側に強力な磁気遮蔽体である磁極突起部４が存在するので、非磁性良導体１０の渦電流が観測領域２に生成する磁場は小さく、観測領域２の磁場への影響は小さい。
【００２７】
図４に示される本発明の第２の実施例について説明する。
【００２８】
図４は本発明の別の実施例を採用したＭＲＩ装置の断面図であり、図２のＹ＞０、Ｚ＞０の領域を抜き出した部分に本発明の構造を追加した図である。
【００２９】
図４では磁極突起部４の傾斜磁場コイル７側のシールドコイル８ｂを省略し、磁極突起部４に珪素鋼板等の渦電流が流れにくい材質を採用した場合を示しているが、図２の如くシールドコイル８ｂにより、磁極突起部４の渦電流を遮蔽する場合でも、本実施例では同様の効果が得られる。
【００３０】
また、リターンヨーク柱部６ｃに非磁性材を採用した場合でも、本実施例の構造では同等の効果を得ることが出来る。この図ではＺ方向の傾斜磁場コイル７のみを表示しているが、この他にＸ、Ｙ方向の傾斜磁場コイルも配置する。Ｘ、Ｙ方向の傾斜磁場コイルの作る磁場に対しても本実施例では同等の効果が得られる。
【００３１】
本実施例の非磁性良導体１０は、図４に示す様に、磁極突起部４のＺ軸に垂直方向の幅の間（ほぼ中間）に配置する。ボルトや接着剤などの締結具１３を用いて、超電導コイル３とは独立に、磁極突起部４もしくはリターンヨーク６、もしくは床から固定する。この非磁性良導体１０の材質は例えばアルミニウムで構成される。
【００３２】
また磁極突起部４の中間に介在するように配置された非磁性良導体１０は、内側端部が磁極突起部４の先端より内側に突出している。
【００３３】
図４には、本実施例の構造を用いた場合における、傾斜磁場コイル７による磁力線の概念図示１１を示す。本実施例によれば、非磁性良導体１０に渦電流が流れることにより、傾斜磁場コイル７による磁場を遮蔽し、超電導コイル３の振動や発熱を防ぐことが出来る。非磁性良導体１０に流れる渦電流が観測領域２の磁場に与える影響は、上述した理由と同じ理由で小さい。さらに、非磁性良導体１０の観測領域２側に強磁性体が存在することにより、非磁性良導体１０上の渦電流が作る磁場を遮蔽されるため、さらに影響が小さくなる。
【００３４】
図５に示す本発明の第３の実施例について説明する。
【００３５】
図５は本発明を採用したＭＲＩ装置の断面図であり、図２のＹ＞０、Ｚ＞０の領域を抜き出した部分に本発明の構造を追加した図である。図５では、積層鋼板１４を用いて磁極突起部４に流れる渦電流を低減する構造を採用した場合を示している。
【００３６】
積層鋼板１４は、天井部と外周側下がり部を有する傘型形状をしている。天井部は磁極５と傾斜磁場コイル７との間に位置し、外周側下がり部は磁極突起部４と傾斜磁場コイル７の外周側との間に位置する。
【００３７】
ただし、珪素鋼板の外周側下がり部は傾斜磁場コイル７の半径を小さくできる場合には不要になる。
【００３８】
積層鋼板内を傾斜磁場コイルによる磁束が通ることにより、磁極５や磁極突起部４に達しない様にしている。また図１に示すのと同様に非磁性良導体部材１０を真空容器9と磁極突起部４の間に配置したため、非磁性良導体部材１０に渦電流が流れることにより、傾斜磁場コイルの磁束は、超電導コイル３を格納する真空容器９に達しないので、超電導コイルの振動や渦電流発熱を抑えることができる。さらに積層鋼板には渦電流が流れにくくするために細かいブロック状に細分化されている。積層鋼板１４を設けることで、シールドコイル８ａ、８ｂを省略することができる。
【００３９】
積層鋼板１４の磁極５側や磁極突起部４側に、図示しないアルミ板の様な導電体を配置することにより、傾斜磁場コイルの磁束は磁極５、磁極突起部４や超電導コイルにさらに達しにくくなるのである。
【００４０】
被検者は、観測領域２に被検者体内の検査領域が一致する様にベット等に寝かされる。
【００４１】
超電導コイル３、磁極５、磁極突起部４およびリターンヨーク６により、観測領域２に強磁場でかつ高均一な磁場領域を形成する。リターンヨーク６は図示する様にリターンヨーク天板部６ａとリターンヨーク床板部６ｂとそれらを連結するリターンヨーク柱部６ｃから構成される。リターンヨークの柱部分６ｃは強磁性体ではなく非磁性体で構成された場合も本発明の構造は同等の効果が得られる。
【００４２】
また、生体内の位置情報を付与する目的で、傾斜磁場コイル７を配置する。この図ではＺ方向の傾斜磁場コイル７のみを表示しているが、この他にＸ、Ｙ方向の傾斜磁場コイルも配置する。Ｘ、Ｙ方向の傾斜磁場コイルの作る磁場に対しても、本実施例では同等の効果が得られる。本実施例の非磁性良導体部材１０は、図５に示す様に、真空容器９と磁極突起部４の間に配置する。ボルトなどの締結具１３を用いて、超電導コイルとは独立に、磁極突起部４もしくはリターンヨーク６、もしくは床から固定する。
【００４３】
この非磁性良導体１０の材質は例えばアルミニウムで構成される。図５には本実施例による構造を用いた場合における、傾斜磁場コイル７による磁力線の概念図示１１を示す。
【００４４】
本実施例の構造によれば、非磁性良導体１０に渦電流が流れることにより、傾斜磁場コイル７による磁場を遮蔽し、超電導コイル３の振動や発熱を防ぐことが出来る。非磁性良導体１０に流れる渦電流が観測領域２の磁場に与える影響は小さい。それは次の理由による。即ち、磁極５や磁極突起部４に比べ、傾斜磁場コイル７から距離が離れていることから、発生する渦電流の大きさが小さいこと、さらに観測領域２からも距離が離れていること、さらに観測領域側に強力な磁気遮蔽体となる磁極突起部４が存在すること、から渦電流が観測領域２に生成する磁場が小さくなるためである。
【００４５】
上記実施例によれば、次のような良さが期待できる。
（１）．磁極や磁極突起部よりも観測領域から離れた領域で磁場を遮蔽するので、観測領域の磁場への影響は小さく、高均一磁場の必要な高速撮像法が採用でき、より質の高い画像が得られる。
（２）．本発明によれば、シールドコイルの巻数を低減できるだけなく、より高い性能の電源を必要とせず、コストを低減できる。
（３）．遮蔽構造物である、非磁性良導体を超電導コイルとは独立に支持するので、超電導コイルが振動するのを防ぐこと、即ち、均一磁場領域の乱れを防ぐことが出来るため、高均一磁場の必要な高速撮像法が採用でき、より質の高い画像が得られる。
（４）．渦電流による超電導コイルの発熱を防ぐことが出来るので、クエンチを回避でき、ＭＲＩ装置の信頼性を上げることが出来る。
【００４６】
【発明の効果】
以上述べたように本発明によれば、廉価で、高画質の画像が得られるＭＲＩ装置が提供できる。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明の第１実施例に係るもので、ＭＲＩ装置の一部断面図である。
【図２】従来例に係るもので、ＭＲＩ装置の断面図である。
【図３】従来例に係るもので、ＭＲＩ装置の一部断面図である。
【図４】本発明の第２実施例に係るもので、ＭＲＩ装置の一部断面図である。
【図５】本発明の第３実施例に係るもので、ＭＲＩ装置の一部断面図である。
【符号の説明】
１…観測領域の磁場の向き、２…観測領域、３…超電導コイル、４…磁極突起部、５…磁極、６…リターンヨーク、７…傾斜磁場コイル、８…シールドコイル遮蔽、９…超電導コイルを内包する真空容器、１０…非磁性良導体、１１…傾斜磁場コイルによる磁力線、１２…真空容器９を固定する支持具、１３…非磁性良導体を固定するボルト。
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図４】
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【図５】
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