JP2002034947A - マグネット装置、および、これを用いたｍｒｉ装置 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】 【課題】製造コストの増大を招くような大掛かりな装置
を用いることなく、ベッド上の患者の上方空間を広げる
ことができるマグネット装置、および、これを用いたＭ
ＲＩ装置を提供する。 【解決手段】被検体４を挟んで互いに対向するように配
置された２つの静磁場発生源１４ａ、１４ｂと、静磁場
発生源１４ａを収容した収容器１５と、静磁場発生源１
４ｂを収容した収容器１６を備え、収容器１５、１６
は、被検体４に関して非対称となる位置に配置されてい
る。

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】

【発明の属する技術分野】本発明は、互いに対向するよ
うに配置された２つの静磁場発生源を有するマグネット
装置、および、これを用いたＭＲＩ装置に関する。

【０００２】

【従来の技術】従来の核磁気共鳴イメージング（ＭＲ
Ｉ）装置で多く使われてきた超電導マグネット装置の一
例を図１０に示す。

【０００３】ＭＲＩ装置を構成する超電導マグネット装
置１７１は、円筒状の中空部１７４を有し、その中央部
付近に均一な静磁場を発生する。超電導マグネット装置
は、円筒形状のボビンに巻き回された分割ソレノイドコ
イルから構成される。コイルは、普通、ＮｂＴｉを使用
した超電導線材によって作られ、液体ヘリウムによって
約４．２Ｋに冷却された状態で超電導電流を搬送する超
電導コイルとして機能する。液体ヘリウムは、図示省略
した低温容器に溜められる。

【０００４】被検体である患者は、移動式ベッド１７３
により、円筒状の中空部１７４内に存在する均一磁場領
域まで搬入される。

【０００５】しかし、このような構成のマグネット装置
を用いた従来のＭＲＩ装置は、狭くて小さい円筒状中空
部１７４に患者が入らなければならないため、患者に強
い閉所感を与えていた。このため、ときには、患者が装
置内に入ることを拒否する場合もあった。

【０００６】また、医師等の検査者が撮像中の被検者に
アクセスすることが困難であり、いわゆるＩＶＲ（Inte
rventional Radiology）は不可能であった。

【０００７】このような問題を解決する技術として、近
年、開放型ＭＲＩ装置が開発されつつある。

【０００８】この開放型ＭＲＩ装置は、例えば、図１１
に示すように、上部マグネットアセンブリ３３や、下部
マグネットアセンブリ３４を有して構成される。

【０００９】同図において、超電導コイル４４は、低温
容器４６の中にあり、低温容器４６は、真空容器４５に
収容されている。下部マグネットアセンブリ３４につい
ても、同様な構造になっている。

【００１０】そして、この開放型ＭＲＩ装置では、垂直
方向の均一な静磁場をマグネットの中心部に発生させ、
撮影部位が均一磁場領域４２に入るよう、移動式ベッド
３５で患者３６を搬送する。

【００１１】このような開放型ＭＲＩ装置によれば、患
者は開放性の高い空間に挿入されるので強い閉所感を感
じることが無い。

【００１２】

【発明が解決しようとする課題】しかしながら、従来の
開放型ＭＲＩ装置は、前述したように、上下のマグネッ
トアセンブリから等距離にある領域４２に均一な磁場が
発生するため、ＭＲＩ画像を撮影するため際に、患者を
上下のマグネットアセンブリから等距離にある位置に搬
入する必要がある。

【００１３】そのため、患者の下側の部分４３がデッド
スペースになり、マグネットアセンブリ間の空間４１が
有効に活かされていないという問題があった。

【００１４】このような問題点に鑑み、本発明の目的
は、複雑な機構やコストの増大を招くことなく、高い開
放性を得られるＭＲＩ装置用マグネット装置及びこれを
用いたＭＲＩ装置を提供することにある。

【００１５】

【課題を解決するための手段】上記目的を達成するため
の本発明の一態様によれば、被検体を挟んで互いに対向
するように配置された２つの静磁場発生源と、前記２つ
の静磁場発生源のうちの一方を収容した第一の収容器
と、前記２つの静磁場発生源のうちの他方を収容した第
二の収容器を備え、前記第一の収容器および前記第二の
収容器は、前記被検体に関して非対称となる位置に配置
されていることを特徴とするマグネット装置が提供され
る。

【００１６】

【発明の実施の形態】以下、本発明の実施形態の幾つか
を図面を参照しながら説明する。

【００１７】図１には、本発明の第一の実施形態である
開放型ＭＲＩ装置の部分断面の概略が示されている。図
２には、図１に示した開放型ＭＲＩ装置を構成する超電
導マグネット装置のｚ−ｘ平面における断面と、ｚ−ｘ
平面における磁場均一度を表わす等高線が示されてい
る。

【００１８】この開放型ＭＲＩ装置は、上下のマグネッ
トアセンブリ１、２によって、開放空間１２に、垂直方
向の均一な磁場を発生させ、ＭＲＩ画像の撮影を可能に
する。開放空間１２とは、ベッド３の移動テーブル（患
者４を載せる部分３ａ）と、上部のマグネットアセンブ
リ１との間に存在する空間を指す。

【００１９】均一磁場領域１３は、上下のマグネットア
センブリ１、２間の空間の中央部より下方にずれた位置
に存在する。

【００２０】ベッド３は、患者４を搬送するための移動
テーブル３ａと、これを保持する支持台３ｂを有して構
成される。移動テーブル３ａは、撮影部位が均一磁場領
域１３に入るよう、床面からの高さがあらかじめ調整さ
れている。つまり、静磁場発生源１４ａを収容した収容
器１５と、静磁場発生源１４ｂを収容した収容器１６に
着目した場合、収容器１５、１６は、患者４に関して非
対称となる位置に配置されていることになる。

【００２１】以上のように構成すれば、図１１に示す従
来の開放型ＭＲＩ装置と比較して、患者の下方のデッド
スペース４３が小さくなり、その分、開放空間を大きく
することができる。

【００２２】この場合、ベッド上の患者４が受ける閉所
感が小さくなり、撮影に対する心理的な圧迫感が著しく
低減する。

【００２３】また、医師（または検査技師）５は、ベッ
ド上の患者４に対するアクセスが容易となるため、ＩＶ
Ｒ（Interventional Radiology）への適用性が高まり、
医療の可能性を大きく広げることができる。

【００２４】また、一般に、開放型ＭＲＩ装置は、垂直
磁場型（静磁場の方向が人体の長手方向に対して垂直）
の装置であるため、ＮＭＲシグナルを受診するためのプ
ローブにソレノイドコイルを使用することができる。こ
のソレノイド型のプローブは、図１０に示した水平磁場
型ＭＲＩ装置に用いられる鞍型（またはバードケージ
型）のプローブと比較して、原理的に１．４倍感度が高
い。

【００２５】したがって、中心磁場強度が同一の場合、
垂直磁場型である本ＭＲＩ装置は、図１０に示す従来装
置と比較して、より高精細な断層画像をより高速に撮影
することができる。

【００２６】なお、患者の上方の空間を大きくすること
のみを考えれば、単純に、上下のマグネットアセンブリ
１、２間の間隔を大きくすればよい。

【００２７】しかし、磁場均一度や中心磁場強度を設計
値に保ったまま上下のマグネットアセンブリ間の距離を
大きくしようとすると、全マグネットの起磁力の絶対値
和を、上下のマグネットアセンブリ間の距離の３乗に比
例して増大させなくてはならない。この場合、マグネッ
ト装置のコストを著しく増大させてしまうという問題が
発生する。

【００２８】続いて、図２を用いて、マグネット装置の
具体的な構成を説明する。

【００２９】超電導コイル２１〜３１は、マグネット装
置の中心軸（ｚ軸）に関して、ほぼ軸対称に設置され、
垂直方向（すなわちｚ軸方向）の均一な磁場を発生させ
る。

【００３０】上下の超電導コイルは、それぞれ、冷却容
器１７、１８の内部に設置され、上下の冷却容器１７、
１８はそれぞれ真空容器１５、１６の中に収容されてい
る。また、図示省略しているが、各超電導コイルは特定
の支持構造によって支持され、真空容器と冷却容器の間
には輻射熱の侵入を防ぐ熱シードが設けられている。冷
却容器の内部には、液体ヘリウムが溜められ、超電導コ
イルを極低温の４．２Ｋに冷却する。上下の真空容器１
５、１６は、所定の間隔をあけて連結管１９、２０に保
持されている。

【００３１】なお、連結管１９、２０は、上下の真空容
器１５、１６を機械的に支え、かつ、上下の冷却容器１
７、１８を熱的に接続するようなものであってもよい。

【００３２】このようにすれば、冷凍機を上下に１台ず
つ設ける必要がなくなり、システムとして、１台の冷凍
機で間に合わせることができる。

【００３３】また、連結管１９、２０や、後で述べる支
柱１０、１１の本数は、２本に限定されず、３本、４本
と増やしてもよい。また、さらなる開放感を得るため
に、片持ちの一本の支柱を用いるようにしてもよい。

【００３４】つぎに、上部マグネットアセンブリ１と下
部マグネットアセンブリ２の構造を詳細に説明する。

【００３５】上部マグネットアセンブリ１と下部マグネ
ットアセンブリ２は、図１、図２に示すように、マグネ
ット装置の中央面（マグネットアセンブリ１、２から等
距離にある仮想平面）に関して非対称な構造を持つ。

【００３６】一方、従来の開放型ＭＲＩ装置の上部、下
部マグネットアセンブリは、マグネット装置の中央面に
関して対称な構造を持っていた。

【００３７】一般に、マグネット装置の中心軸をｚ軸、
ｒ及びθをマグネット装置の中央を原点とする極座標、
Ｐｎ(ｃｏｓθ)をｎ次のルジャンドル関数とすると、マ
グネット装置の中央部付近におけるｚ方向磁場は、（式
１）の形に展開して表すことができる。

【００３８】

【数１】

【００３９】ここに、ｄ０は均一磁場であり、ｄ１、ｄ
２、ｄ３、ｄ４、ｄ５、ｄ６、…は磁場均一度を悪化さ
せる不整磁場である。

【００４０】したがって、目的とする均一磁場を発生さ
せるには、（式１）による展開項のうち、不整磁場成分
ｄ１、ｄ２、ｄ３、ｄ４、ｄ５、ｄ６、…を低次の項か
ら順に消去していけばよい。

【００４１】また、（式１）からわかるように、高次の
不整磁場まで消去すると、磁場が均一な空間が拡大す
る。

【００４２】病院などで使用されるＭＲＩ装置のマグネ
ット装置は、直径が４０ｃｍ〜５０ｃｍの領域に±１０
ｐｐｍ以内で均一な磁場を発生する必要がある。

【００４３】そのため、通常は、（式１）において、１
次から８次（又は１０次）の不整磁場、すなわち、ｄ
１、ｄ２、ｄ３、…、ｄ８、ｄ９、ｄ１０がゼロになる
よう、上部、下部マグネットアセンブリを設計する。

【００４４】なお、このとき、上記の不整磁場成分のう
ち、奇数次のｄ１、ｄ３、ｄ５、…については、上部、
下部マグネットアセンブリの構造が中央面に関して対称
な場合はゼロになる。

【００４５】つまり、従来のマグネット装置では、上、
下のマグネットアセンブリの構造が中央面に関して対称
になっていたため、設計変数を約半分に減らすことがで
きた。

【００４６】一方、本実施形態のマグネット装置では、
上部、下部マグネットアセンブリが中央面に関する対称
性を持たないので、奇数次の不整磁場ｄ１、ｄ３、ｄ
５、…についても、設計変数によってゼロにする必要が
ある。

【００４７】すなわち、本実施形態のマグネット装置で
は、奇数次、遇数次を問わず、１次から８次（又は１０
次）の不整磁場成分を設計変数でゼロにし、かつ、均一
な磁場を下方のマグネットアセンブリに偏った領域に発
生させる必要がある。

【００４８】以下、これを実現するための設計手法の一
例を説明する。

【００４９】先ず、上部マグネットアセンブリの磁気モ
ーメントの絶対値を、下部マグネットアセンブリの磁気
モーメントの絶対値よりも大きくする。一般に、一つの
コイルから発せられる磁気モーメントは、コイルの半径
をｒとすると、π×ｒ²×（コイルの起磁力）で表わさ
れる。したがって、上部、下部マグネットアセンブリの
各コイルについて、これらのパラメータを調整し、上部
マグネットアセンブリの磁気モーメントの絶対値を、下
部マグネットアセンブリの磁気モーメントの絶対値より
も大きくする。

【００５０】これにより、上部、下部マグネットアセン
ブリの磁気モーメントの方向が同じであれば、下部マグ
ネットアセンブリに近い位置に均一磁場領域が発生す
る。

【００５１】なお、均一磁場領域の中心が下部マグネッ
トアセンブリに近くなると、図９に示すように、均一磁
場領域の中心から上部マグネットアセンブリと下部マグ
ネットアセンブリを見たときに、下部マグネットアセン
ブリの占める立体角αが、上部マグネットアセンブリの
占める立体角βよりも大きくなる。

【００５２】不整磁場成分の振幅は、図３に示すよう
に、均一磁場領域５７の中心からほぼ放射状に変化する
ため、均一磁場領域の中心から見た立体角が大きい方の
マグネットアセンブリ（つまり下部マグネットアセンブ
リ）は、立体角が小さい方のマグネットアセンブリ（つ
まり上部マグネットアセンブリ）よりも、消去すべき振
幅の数が多くなる。

【００５３】したがって、均一磁場領域に近い方のマグ
ネットアセンブリ（下部マグネットアセンブリ）内のコ
イル数を他方の（上部マグネットアセンブリ）マグネッ
トアセンブリ内のコイル数よりも大きくする。

【００５４】つぎに、各マグネットアセンブリ内におい
て、コイルの電流の方向が隣接するコイルに関して正負
交互に並ぶようにする。これにより、奇数次を含めた不
整磁場を最も少ないコイル数で消去することができる。

【００５５】続いて、下部マグネットアセンブリ内のコ
イルの起磁力の絶対値和を、上部マグネットアセンブリ
内のコイルの起磁力の絶対値和よりも大きくする。下部
マグネットアセンブリでは、先程説明したように、上部
マグネットアセンブリよりも、正負の極性のコイルを密
集して配置する必要があるので、磁場を発生する効率が
悪くなる。従って、所定の磁気モーメントを発生させる
ために、このようにコイルの起磁力を調整する。

【００５６】さらに、各マグネットアセンブリ内におい
て、半径の最も大きいコイルの起磁力の絶対値を他のコ
イルの起磁力の絶対値より大きくする。半径の最も大き
いコイルは、均一磁場領域から比較的遠い位置に存在す
るため、マグネット全体の効率を考えると、半径の最も
大きいコイルの起磁力の絶対値をその他のコイルの起磁
力の絶対値よりも大きくする方がよい。

【００５７】以上が設計手法の一例であるが、ここで
は、この設計手法を計算機プログラムで実現し、図３に
示すマグネットアッセンブリを実際に設計した。

【００５８】図３において、上下の超電導コイルの間隔
は０．９ｍ、コイルの外径は１．６ｍ、コイル電流密度
は１７０Ａ／ｍｍ²、中心磁場強度は０．４Ｔであり、
均一磁場領域の中心はコイル間隔の中心から下方に５ｃ
ｍずれている。また、図３には、磁場均一度の等高線５
７も示されている。等高線５７は、内側から、±１、±
５、±１０ｐｐｍを表示している。ここでは、均一磁場
領域の不整磁場成分を１次から１０次までゼロにしてい
るので、同図では、１１次の不整磁場が磁場均一度を主
に支配している。

【００５９】そして、図３に示した上下マグネットアッ
センブリでは、前述した各条件を満足している。

【００６０】第一に、上部メインコイル４６、４７、４
８、４９、５０の全磁気モーメントの絶対値が、下部メ
インコイル５１、５２、５３、５４、５５、５６の全磁
気モーメントの絶対値よりも大きい。

【００６１】第二に、上部メインコイルは５個、下部メ
インコイルは６個であり、下部マグネットアセンブリ内
のコイルの数が上部マグネットアセンブリ内のコイルの
数より大きい。

【００６２】第三に、各マグネットアセンブリ内では、
各コイルの電流の方向が正負交互に並ぶようにコイルが
配列されている。すなわち、メインコイル４６、４８、
５０、５１、５３、５５の電流の方向を正方向とすれ
ば、メインコイル４７、４９、５２、５４、５６の電流
の方向が負方向となるように各コイルを通電する。

【００６３】第四に、下部マグネットアセンブリ内の各
コイルの起磁力の絶対値和が、上部マグネットアセンブ
リ内の各コイルの起磁力の絶対値和より大きい。具体的
には、下部メインコイル５１、５２、５３、５４、５
５、５６の起磁力の絶対値和は、上部メインコイル４
６、４７、４８、４９、５０の起磁力の絶対値和より大
きい。

【００６４】第五に、各マグネットアセンブリ内におい
て、半径の最も大きいコイルの起磁力の絶対値が他のコ
イルの起磁力の絶対値より大きい。すなわち、上部メイ
ンコイル４６の起磁力の絶対値は、他の上部メインコイ
ル４７、４８、４９、５０のそれぞれの起磁力の絶対値
より大きく、下部メインコイル５１の起磁力の絶対値
は、他の下部メインコイル５２、５３、５４、５５、５
６のそれぞれの起磁力の絶対値より大きい。

【００６５】このように設計すれば、図３に示すごと
く、均一磁場は、上下のマグネットアセンブリの間隔の
中心より下部マグネットアセンブリ側にずれた領域５７
に発生する。なお、本実施形態では、以上の設計例とは
別に、図２に示すコイル配置を採用した。

【００６６】コイル数等が異なるものの、ここでも、前
述と同様な条件を満たしている。

【００６７】すなわち、上部マグネットアセンブリ１の
全磁気モーメントの絶対値は、下部マグネットアセンブ
リ２の全磁気モーメントの絶対値より大きい。上部マグ
ネットアセンブリ内のコイル数は４個、下部マグネット
アセンブリ内のコイル数は７個である。各マグネットア
センブリ内において、各コイルは、電流の方向が正負交
互に並ぶように配列されている。すなわち、メインコイ
ル２１、２３、２５、２７、２９、３１の電流の方向を
正方向とすれば、メインコイル２２、２４、２６、２
８、３０の電流の方向が負方向となるように各コイルを
通電する。下部マグネットアセンブリ２内の各コイルの
起磁力の絶対値和は、上部マグネットアセンブリ１内の
各コイルの起磁力の絶対値和よりも大きい。また、各マ
グネットアセンブリについて、半径の最も大きな超電導
コイルの起磁力の絶対値が他の超電導コイルの起磁力の
絶対値より大きい。すなわち、上部メインコイル２１の
起磁力の絶対値は、他の上部メインコイル２２、２３、
２４のそれぞれの起磁力の絶対値より大きく、下部メイ
ンコイル２５の起磁力の絶対値は、他の下部メインコイ
ル２６、２７、２８、２９、３０、３１のそれぞれの起
磁力の絶対値よりも大きい。なお、下部マグネットアセ
ンブリ２において半径が最も大きい超電導コイル２５の
起磁力の絶対値については、上部マグネットアセンブリ
において半径が最も大きい超電導コイル２１の起磁力の
絶対値より大きい。

【００６８】上下の超電導コイルの間隔は、０．９ｍ、
コイルの外径は１．６ｍ、コイル電流密度は１７０Ａ／
ｍｍ²、中心磁場強度は０．４Ｔである。

【００６９】図２において、磁場均一度の等高線は、内
側から、±１，±５，±１０ｐｐｍを表示している。均
一磁場領域の不整磁場成分は、先程と同様、１次から１
０次までをゼロにしているので、１１次の不整磁場が磁
場均一度を主に支配している。

【００７０】このようなコイル設計を行なった結果、上
下のマグネットアセンブリ間の中心部より１０ｃｍ下方
の領域３２に±１０ｐｐｍ／４０ｃｍ ｄｓｖの均一な
磁場を発生させることができた。これは、全身用ＭＲＩ
としてのスペックを十分に満足する。

【００７１】以上、上下マグネットアセンブリの特徴に
ついて説明したが、本実施形態では、このほか、漏れ磁
場抑制材を具備している。漏れ磁場抑制材は、上下の静
磁場発生源を包囲して磁路を形成し、漏れ磁場を抑制す
る。

【００７２】本実施形態では、漏れ磁場抑制材として、
円盤状の強磁性体６、７と、円筒状の強磁性体８、９
と、支柱状の強磁性体１０、１１を具備する。

【００７３】前述したように、下部マグネットアセンブ
リ２内において半径が最も大きい超電導コイル２５の起
磁力の絶対値は、上部マグネットアセンブリ内において
半径が最も大きい超電導コイル２１の起磁力の絶対値よ
り大きい。

【００７４】そこで、本実施形態では、シールド効果が
十分に発揮されるよう、漏れ磁場抑制材として設けた強
磁性体の形状を上下非対称にしている。

【００７５】具体的には、超電導コイル２５に近い強磁
性体の方が、上部の強磁性体よりも厚みが増している。

【００７６】図４は、本発明の第二の実施形態である開
放型ＭＲＩ用超電導マグネット装置の断面図である。

【００７７】本実施形態では、超電導コイル７７、７８
と、磁極として機能する強磁性体７３、７４を備え、超
電導コイル７７、７８で起磁力をつくり、主に、強磁性
体７３、７４の形状により、偏った位置に均一磁場を発
生させる。

【００７８】具体的には、上部の超電導コイル７７は、
下部の超電導コイル７８より起磁力が大きく、上部の磁
極７３の直径は、下部の磁極７４の直径より大きい。

【００７９】このように構成しても、上下のマグネット
アセンブリ間の空間７５の中央より下方の領域７６に数
ｐｐｍで均一な磁場を発生することができる。

【００８０】なお、本実施形態でも、漏れ磁場抑制材と
して、円盤状の強磁性体６７、６８と、円筒状の強磁性
体６９、７０と、支柱状の強磁性体７１、７２を具備す
る。

【００８１】上下の超電導コイルは、それぞれ、冷却容
器６３、６４の内部に設置され、上下の冷却容器６３、
６４はそれぞれ真空容器６１、６２に収容されている。
上下の真空容器６1、６２は、所定の間隔をあけて連結
管６５、６６に保持されている。

【００８２】図５は、本発明の第三の実施形態である開
放型ＭＲＩ用超電導マグネットの断面図である。

【００８３】本実施形態では、偏った位置に均一磁場を
発生させるため、磁極として機能する強磁性体９３、９
４が、主に、中心磁場強度を強める働きをし、均一な磁
場を、主に、コイルの配置で実現する。強磁性体９３、
９４で中心磁場強度を強めれば、コイルが負担すべき起
磁力を低減させることができる。

【００８４】上部マグネットアセンブリ内のコイルは３
個、下部マグネットアセンブリ内のコイルは５個であ
り、図２に示した第一の実施形態と同様、下部マグネッ
トアセンブリの方がコイルが多い。各超電導コイルの電
流の方向は、正方向と負方向のコイルが半径方向に交互
に並ぶように決められている。すなわち、メインコイル
９７、９９、１００、１０２、１０４の電流の方向を正
方向とすれば、メインコイル９８、１０１、１０３の電
流の方向が負方向となるように各コイルを通電する。

【００８５】このように構成しても、上下のマグネット
アセンブリ間の空間９５の中央より下方の領域９６に均
一な磁場を数ｐｐｍで発生させることができる。

【００８６】なお、本実施形態でも、漏れ磁場抑制材と
して、円盤状の強磁性体８７、８８と、円筒状の強磁性
体８９、９０と、支柱状の強磁性体９１、９２を具備す
る。

【００８７】上下の超電導コイルは、それぞれ、冷却容
器８３、８４の内部に設置され、上下の冷却容器８３、
８４はそれぞれ真空容器８１、８２に収容されている。
上下の真空容器８1、８２は、所定の間隔をあけて連結
管８５、８６に保持されている。

【００８８】図６は、本発明の第四の実施形態である開
放型ＭＲＩ用超電導マグネットの断面図である。

【００８９】ここでは、低温容器の内部に強磁性体を配
置した。この強磁性体は、コイルで発生させるべき起磁
力を低減させると共に、磁界形成を補助する役目を果た
す。

【００９０】上部マグネットアセンブリ内のコイルは３
個、下部マグネットアセンブリ内のコイルは５個であ
り、図２に示した第一の実施形態と同様、下部マグネッ
トアセンブリの方がコイルが多い。

【００９１】強磁性体１２３、１２４、１２５は、それ
ぞれ円環形状を為し、超電導コイルの間に配置されてい
る。

【００９２】本実施形態では、上部のマグネットアセン
ブリ内に１個、下部のマグネットアセンブリ内に２個の
内部強磁性体を具備している。ただし、設計によって
は、上部のマグネットアセンブリ内の強磁性体の数を下
部マグネットアセンブリ内の強磁性体の数より大きくし
てもよい。

【００９３】各超電導コイルの電流の方向は、正方向と
負方向のコイルが半径方向に交互に並ぶように決められ
ている。

【００９４】このように構成しても、上下のマグネット
アセンブリ間の空間１２６の中央より下方の領域１２７
に均一な磁場を数ｐｐｍで発生させることができる。

【００９５】なお、本実施形態でも、漏れ磁場抑制材と
して、円盤状の強磁性体１１７、１１８と、円筒状の強
磁性体１１９、１２０と、支柱状の強磁性体１２１、１
２２を具備する。

【００９６】上下の超電導コイルは、それぞれ、冷却容
器１１３、１１４の内部に設置され、上下の冷却容器１
１３、１１４はそれぞれ真空容器１１１、１１２に収容
されている。上下の真空容器１１１、１１２は、所定の
間隔をあけて連結管１１５、１１６に保持されている。

【００９７】図７は、本発明の第五の実施形態である開
放型ＭＲＩ用超電導マグネットの断面図である。

【００９８】ここでは、漏れ磁場抑制材を配置するかわ
りに、シールドコイルで漏れ磁場をシールドする方式
（いわゆるアクティブシールド方式）を採用する。

【００９９】図７に示すように、上部マグネットアセン
ブリは、４個のメイン超電導コイル１４９、１５０、１
５１、１５２と、１個のシールド超電導コイル１６０を
具備する。

【０１００】一方，下部グネットアセンブリは、７個の
メイン超電導コイル１５３、１５４、１５５、１５６、
１５７、１５８、１５９と、１個のシールド超電導コイ
ル１６１を具備する。

【０１０１】各コイルアセンブリ内において、各メイン
超電導コイルの通電電流の方向は、正方向と負方向のコ
イルが半径方向に交互に並ぶように決められている。

【０１０２】上下の超電導コイルの間隔は０．９ｍ，コ
イルの外径は１．６ｍ，コイル電流密度は１７０Ａ／ｍ
ｍ²，中心磁場強度は０．４Ｔである。磁場均一度の等
高線１４８は、内側から、±１、±５、±１０ｐｐｍを
表示している。

【０１０３】均一磁場領域の不整磁場成分は、先程と同
様、１次から１０次までをゼロにしており、図７では、
１１次の不整磁場が磁場均一度を主に支配している。

【０１０４】また、下部マグネットアセンブリ内のメイ
ン超電導コイル１５３、１５４、１５５、１５６、１５
７、１５８、１５９の起磁力の絶対値和が、上部マグネ
ットアセンブリ内のメイン超電導コイル１４９、１５
０、１５１、１５２の起磁力の絶対値和より大きい。

【０１０５】また、上部マグネットアセンブリ内のメイ
ン超電導コイル１４９、１５０、１５１、１５２による
全磁気モーメントの絶対値は、下部マグネットアセンブ
リ内のメイン超電導コイル１５３、１５４、１５５、１
５６、１５７、１５８、１５９による全磁気モーメント
の絶対値より大きい。

【０１０６】また、各マグネットアセンブリについて、
半径の最も大きなメイン超電導コイルの起磁力の絶対値
が他のメイン超電導コイルの起磁力の絶対値より大き
い。すなわち、上部メインコイル１４９の起磁力の絶対
値は、他の上部メインコイル１５０、１５１、１５２の
それぞれの起磁力の絶対値より大きく、下部メインコイ
ル１５３の起磁力の絶対値は、他の下部メインコイル１
５４、１５５、１５６、１５７、１５８、１５９のそれ
ぞれの起磁力の絶対値より大きい。

【０１０７】また、上部マグネットアセンブリ内のシー
ルド超電導コイル１６０の起磁力の絶対値は、下部マグ
ネットアセンブリ内のシールド超電導コイル１６１の起
磁力の絶対値より大きい。

【０１０８】また、上部マグネットアセンブリ内のシー
ルド超電導コイル１６０による磁気モーメントの絶対値
は、下部マグネットアセンブリ内のシールド超電導コイ
ル１６１による磁気モーメントの絶対値より大きい。

【０１０９】このように構成しても、上下のマグネット
アセンブリの間の空間１４７の中心部より１０ｃｍ下方
の領域に±１０ｐｐｍ／４０ｃｍ ｄｓｖの均一な磁場
を発生させることができる。これは、全身用ＭＲＩとし
て十分なスペックを達成している。

【０１１０】図８には、本実施形態のマグネット装置の
漏れ磁場の等高線が示されている。

【０１１１】同図に示すように、漏れ磁場は非常に小さ
くなっており、シールド効果が十分に発揮されている。

【０１１２】以上、本発明の実施形態を幾つか説明した
が、各実施形態では、コイルは全て超電導コイルであっ
た。

【０１１３】しかしながら、本発明は、超電導コイルに
限定されるものではなく、例えば、銅線等を用いたコイ
ルであってもよい。つまり、電流を搬送可能なものであ
れば、特に限定されない。

【０１１４】また、各実施形態では、静磁場の方向が鉛
直方向を向くように、各マグネットアセンブリの中心軸
がほぼ鉛直方向を向いているが、これに限定されるわけ
でなく、本発明は、マグネットアセンブリの中心軸が水
平方向または他の方向を向くようなものにも適用可能で
ある。

【０１１５】

【発明の効果】本発明によれば、製造コストの増大を招
くような大掛かりな装置を用いることなく、ベッド上の
患者の上方空間を広げることができる。

【０１１６】患者の上方空間が広がれば、撮影時の患者
の閉所感が取り除かれ、また、患者へのアクセスが容易
となる。

【図面の簡単な説明】

【図１】本発明の第一の実施形態の開放型ＭＲＩ装置の
部分断面の概略図。

【図２】図１のＭＲＩ装置を構成するマグネット装置の
ｚ−ｘ平面における断面と、磁場均一度の等高線を示し
た説明図。

【図３】本発明を説明するためのコイル配置と磁場均一
度の等高線を示した説明図。

【図４】本発明の第二の実施形態のマグネット装置のｚ
−ｘ平面における断面の概略図。

【図５】本発明の第三の実施形態のマグネット装置のｚ
−ｘ平面における断面の概略図。

【図６】本発明の第四の実施形態のマグネット装置のｚ
−ｘ平面における断面の概略図。

【図７】本発明の第五の実施形態のマグネット装置のｚ
−ｘ平面における断面と、磁場均一度の等高線を示した
説明図。

【図８】本発明の第五の実施形態のマグネット装置の漏
れ磁場の分布を表わす説明図。

【図９】本発明を説明するためのマグネットアッセンブ
リの占める立体角を示す説明図。

【図１０】従来の水平磁場型のＭＲＩ装置の斜視図。

【図１１】従来の開放型ＭＲＩ装置の部分断面の概略
図。

【符号の説明】

１，３３…上部マグネットアセンブリ， ２，３４…下
部マグネットアセンブリ， ３，３５，１７３…ベッ
ド， ４，３６，１７２…患者， ５，３７…医師また
は検査技師， ６，７，３８，６７，６８，８７，８
８，１１７，１１８…円盤状外部強磁性体， ８，９，
３９，６９，７０，８９，９０，１１９，１２０…円筒
状外部強磁性体， １０，１１，４０，７１，７２，９
１，９２，１２１，１２２…支柱状外部強磁性体， １
２，４１，７５，９５，１２６，１４７…空間， １
３，４２，７６，９６，１２７…均一磁場領域， １
４，４４…超電導コイル， １５，１６，４５，６１，
６２，８１，８２，１１１，１１２，１４１，１４２…
真空容器， １７，１８，４６，６３，６４，８３，８
４，１１３，１１４，１４３，１４４…低温容器， １
９，２０，６５，６６，８５，８６，１１５，１１６，
１４５，１４６…連結管， ２１，２２，２３，２４，
４８，４９，５０，５１，５２，７７，９７，９８，９
９，１２８，１２９，１３０，１４９，１５０，１５
１，１５２…上部メイン超電導コイル， ２５，２６，
２７，２８，２９，３０，３１，５３，５４，５５，５
６，５７，５８，７８，１００，１０１，０１２，１０
３，１０４，１３１，１３２，１３３，１３４，１３
５，１５３，１５４，１５５，１５６，１５７，１５
８，１５９…下部メイン超電導コイル， ３２，５９，
１４８…磁場均一度の等高線， ４３…デッドスペー
ス， ７３，７４，９３，９４…磁極（強磁性体），
１２３，１２４…内部強磁性体， １６０…上部シール
ド超電導コイル， １６１…下部シールド超電導コイ
ル， １７１…超電導マグネット， １７４…円筒状中
空部

フロントページの続き (72)発明者 北村 正司 茨城県日立市大みか町七丁目１番１号 株 式会社日立製作所日立研究所内 (72)発明者 原 伸洋 茨城県日立市大みか町七丁目１番１号 株 式会社日立製作所日立研究所内 (72)発明者 小村 昭義 茨城県日立市大みか町七丁目１番１号 株 式会社日立製作所日立研究所内 (72)発明者 日野 徳昭 茨城県日立市大みか町七丁目１番１号 株 式会社日立製作所日立研究所内 (72)発明者 川野 源 茨城県ひたちなか市大字市毛882番地 株 式会社日立製作所計測器事業部内 (72)発明者 本名 孝男 東京都千代田区内神田一丁目１番14号 株 式会社日立メディコ内 (72)発明者 竹島 弘隆 東京都千代田区内神田一丁目１番14号 株 式会社日立メディコ内 (72)発明者 八尾 武 東京都千代田区内神田一丁目１番14号 株 式会社日立メディコ内 (72)発明者 田崎 寛 東京都千代田区内神田一丁目１番14号 株 式会社日立メディコ内 Ｆターム(参考） 4C096 AB36 AB47 CA02 CA15 CA38 CA40 CA63

Claims (12)

【特許請求の範囲】
1. 【請求項１】被検体を挟んで互いに対向するように配置
   された２つの静磁場発生源と、 前記２つの静磁場発生源のうちの一方を収容した第一の
   収容器と、 前記２つの静磁場発生源のうちの他方を収容した第二の
   収容器を備え、 前記第一の収容器および前記第二の収容器は、前記被検
   体に関して非対称となる位置に配置されていることを特
   徴とするマグネット装置。
2. 【請求項２】互いに対向するように配置された２つの静
   磁場発生源を備えた、ＭＲＩ装置用のマグネット装置に
   おいて、 前記２つの静磁場発生源は、どちらか一方の静磁場発生
   源に偏った位置に均一磁場を発生させることを特徴とす
   るマグネット装置。
3. 【請求項３】ＭＲＩ装置用のマグネット装置において、 互いに対向するように配置された第一、第二の静磁場発
   生源を備え、 前記第一の静磁場発生源の全磁気モーメントの絶対値が
   前記第二の静磁場発生源の全磁気モーメントの絶対値よ
   りも大きいことを特徴とするマグネット装置。
4. 【請求項４】請求項３に記載のマグネット装置におい
   て、 前記第一、第二の静磁場発生源は、それぞれ、電流を搬
   送するための電流搬送手段を有して構成され、 前記第二の静磁場発生源の電流搬送手段の数が、前記第
   一の静磁場発生源の電流搬送手段の数よりも大きいこと
   を特徴とするマグネット装置。
5. 【請求項５】請求項３に記載のマグネット装置におい
   て、 前記第一、二の静磁場発生源は、それぞれ、電流を搬送
   するための電流搬送手段と、磁極として機能する強磁性
   体を有して構成され、 前記第一の静磁場発生源の強磁性体と、前記第二の静磁
   場発生源の強磁性体は、形状が異なることを特徴とする
   マグネット装置。
6. 【請求項６】請求項４または５に記載のマグネット装置
   において、 前記第二の静磁場発生源を構成する電流搬送手段の起磁
   力の絶対値和が、前記第一の静磁場発生源を構成する電
   流搬送手段の起磁力の絶対値和よりも大きいことを特徴
   とするマグネット装置。
7. 【請求項７】請求項３、４、５または６に記載のマグネ
   ット装置において、 前記第一、二の静磁場発生源は、それぞれ、磁界の形成
   を補助する強磁性体を有して構成されることを特徴とす
   るマグネット装置。
8. 【請求項８】請求項３、４、５、６または７に記載のマ
   グネット装置において、 前記第一の静磁場発生源側に設けられた、洩れ磁場を抑
   制するための第一の洩れ磁場抑制材と、 前記第二の静磁場発生源側に設けられた、洩れ磁場を抑
   制するための第二の洩れ磁場抑制材を備え、 前記第一の洩れ磁場抑制材と前記第二の洩れ磁場抑制材
   は、形状が異なることを特徴とするマグネット装置。
9. 【請求項９】請求項３、４、５、６または７に記載のマ
   グネット装置において、 前記第一、二の静磁場発生源は、それぞれ、漏れ磁場を
   抑制するためのシールド電流を搬送するシールド電流搬
   送手段を備えていることを特徴とするマグネット装置。
10. 【請求項１０】請求項９に記載のマグネット装置におい
    て、 前記第一の静磁場発生源のシールド電流搬送手段の磁気
    モーメントの絶対値が、前記第二の静磁場発生源のシー
    ルド電流搬送手段の磁気モーメントの絶対値よりも大き
    いことを特徴とするマグネット装置。
11. 【請求項１１】請求項１、２、３、４、５、６、７、
    ８、９または１０に記載のマグネット装置を備えたＭＲ
    Ｉ装置。
12. 【請求項１２】互いに対向するように配置された２つの
    静磁場発生源を備えたマグネット装置と、 前記２つの静磁場発生源の間の、一方の静磁場発生源に
    偏った位置に被検体を挿入するための移動式テーブルを
    備えたことを特徴とするＭＲＩ装置。