JP2003093366A - 錐形撮像を行う開放型構造の磁気共鳴超伝導プラットフォーム磁石 - Google Patents
錐形撮像を行う開放型構造の磁気共鳴超伝導プラットフォーム磁石Info
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Abstract
めの開放型構造の超伝導プラットフォーム磁石を提供す
る。 【解決手段】 超伝導磁石は、成形したヨーク組立体3
0と関連した磁石コイル12を有すると共に、磁石コイ
ル上方に配置した患者支持体を備え、磁場の撮像容積1
6は、コイルから離れるにつれて大きさが減少する断面
を持つ直円錐台、角柱錐形に形成される。
Description
ム(以後、「MRI」と呼ぶ)用の開放型構造の超伝導
磁石組立体に関するものであり、より具体的には、円錐
形又は角柱形撮像領域を利用し且つ介入(インターベン
ショナル)外科的処置に適した磁石組立体に関するもの
である。
境内、例えば、クライオスタット内、或いは液体ヘリウ
ム又は他の極低温材を収容する圧力容器内に配置するこ
とによって、超伝導状態にすることができる。極低温に
より、磁石コイルを超伝導状態にすることが保証され
て、最初に電源をある期間(例えば、僅か10分間)磁
石コイルに接続して該コイルに電流を流れさせると、超
伝導温度で電気抵抗が無いことにより、電力を切断した
後でも電流はコイルを通って流れ続けて、強力な磁場を
維持するようになる。超伝導磁石はMRIの分野で広範
な用途が見出されている。
は、それらの装置が、患者の出入りのための中央ボア開
口を持つ円筒形構造内に密閉されたソレノイド磁石を利
用していることである。しかしながら、このような構成
では、患者は実際的に暖かい中央ボア内に囲まれ、患者
によっては閉所恐怖症を引き起こす可能性がある。更
に、介入による診断又は外科的処置のためにMRIを利
用して、外科医が処置を行っている際に画像を観察でき
るようにすることが要望されていた。従って、患者を本
質的に完全に囲まないような開放型構造のMRI磁石が
望ましいことは長期間にわたって認識されていた。残念
なことに、患者の周りに開放空間を与える開放型構造の
MRI磁石には、様々な付加的な独特の技術的問題及び
課題がある。1つの問題は、所要の磁場を形成する超伝
導構造として、従来の円筒形MRI磁石構造よりも占有
する空間が遥かに少なくて済み、しかも所要の強力で均
一な磁場の撮像領域又は撮像容積(ボリューム)を形成
することのできる適当な超伝導構造を提供することであ
る。
間に挟んで二重ドーナツ形部材及び二重鉄磁極片を含ん
でおり、患者はドーナツ形部材相互間に位置決めされ
る。しかしながら、このような設計では、患者の出入り
は行えるが、所要の支持体及びドーナツ形磁気部材のた
めに外科医の出入りは制限されている。その結果、この
ような設計では患者に対する接近が制限され、医学的な
介入及び外科的処置を希望通りに行えない。
部材相互間の真ん中に適当な均一で強力な撮像領域を形
成する必要性によって、超伝導磁石内の様々な機械的及
び磁気的部分組立体について制約が課せられる。典型的
なMRI撮像領域は、直径15〜20インチ(1インチ
は、2.54cm)の球、又は直径10〜15インチで
長さ10〜20インチの円筒の形の撮像容積である。磁
気的な成形用の位置決め可能なシム部材を備えた撮像容
積の周りの対称な又は鏡像関係の磁気部材を使用するこ
とにより、生じる磁場の調節又は微調整を可能にし、こ
れによって所要の磁気的均一性を持つ球形又は円筒形容
積の撮像容積が形成される。
又は容積は必要ではないと云うことが判明した。外科的
処置又は針の挿入が開始される患者の身体表面上の点に
おける撮像又は観察領域は小さいので、球形又は円筒形
容積でない小さい撮像容積を容易に利用することができ
る。このような処置にとって、外科的処置が開始される
点から身体内に進入するにつれて撮像容積を増大させる
ことが望ましいこともあり、その撮像容積は一般に円錐
形の撮像容積である。更に、MRI装置のコストを最小
にしながら、構成し易い融通性のある設計を提供するこ
とが非常に望ましく、また時によっては必要である。
接近でき且つ球形又は角柱形撮像容積を含んでいる開放
型構造のMRI超伝導磁石を提供することが望ましい。
のに適した開放型構造のプラットフォーム超伝導磁石
が、成形した磁気ヨーク及び関連した磁石コイルを含
む。これらのヨーク及びコイルは、コイルの上方の開放
空間内に撮像領域を形成するように成形され、該撮像領
域はコイルから遠ざかるにつれて断面が減少するように
先細になっている。この先細の撮像領域は直円錐台又は
角柱の形である。患者支持体が磁石コイル及び磁石コイ
ル軸の上方に位置決めされる。磁場は単調な勾配を持つ
ことができる。
ついて説明すると、超伝導磁石10はヘリウム容器14
内に複数の超伝導コイル(例えば、12)を含み、当該
分野で周知のように磁極(28)相互間に軸18と直角
な方向の磁場を形成する。
びZを示す。Xは垂直軸22であり、Yは水平軸24で
あり、Zはヨーク組立体30の対向する磁極(28)相
互間の空間48内に延在する直交軸18である。患者支
持体54(図4に示す)が、対向する磁極(28)相互
間の空間48内をY軸及びZ軸に平行に延在して、患者
を便宜さ又は超伝導磁石10の寸法に応じていずれかの
軸に沿って横たえることが出来るようにする。図1に最
もよく示されているように、ヨーク組立体30は、平面
状の磁極28及び磁極面34を含む。しかしながら、付
加的な鉄をY及びZ方向に追加して、以下に説明するよ
うに変化する厚さになるように成形することができ、及
び/又は撮像容積16の形状を制御し且つまた撮像容積
38内の磁場の均一性も制御するように、磁極28の対
向する磁極面34を成形することが出来る。その上、磁
石コイル(例えば、12)は、最小のコストで最大の均
一性を達成するためにコイルを流れる電流の電流密度又
はパターンを変えて制御するように非円筒形コイルの形
に巻装することができる。
適当な望ましい撮像容積38は大体円錐形又は円錐台形
の撮像容積である。これを図3に示している。図3につ
いて説明すると、撮像容積は直円錐台の形状である。こ
の撮像領域(容積)は目に見えないことは勿論である
が、説明のために実体の容積として図示している(他の
図の撮像領域も同様である)。ここで、撮像領域はY方
向すなわちY軸方向において底部42側よりは頂部40
が小さくなっており、すなわち、所望の先細の撮像容積
が得られるようになっており、また対向する磁極面44
は傾斜した磁極面であることに注意されたい。更に、帰
路用の磁気ヨーク30は、傾斜した磁極面44から遠い
方の又は反対側の磁極28の側部に丸い突出部46を含
んでいる。丸い突出部46及び傾斜した磁極面44は、
図1に示されている超伝導磁石10のヨーク組立体30
の角柱形撮像容積16と共に使用してもよい。これらの
簡単な融通性のある設計上の変形は、X方向22におけ
る撮像容積の先細の形状、すなわち、断面が開口48に
隣接する端部から、該開口とは反対側の磁石コイル12
の方へ向かって増大する形状を成形するのに有用であ
る。
48の底面52に位置決めされた磁気部材50と同様
に、傾斜した磁極面144が成形又は輪郭形成されるこ
とに留意されたい。この輪郭(凹凸又は曲線)形成は、
Y軸(24)及びZ軸(18)方向(図2参照)のうち
のいずれか一方向又は両方向において行い得る。磁気部
材50はNbTi(ニオブ・チタン)のような超伝導材
料で製作することができ、また、輪郭又はプロフィール
51は磁石コイル12の巻装ワイヤ53によって近似さ
せ又は形成することができる。移動可能な患者支持体5
4が撮像容積16の直ぐ下に配置され、この実施形態で
は、撮像容積16は角柱形の容積である。全体的に49
(図5参照)で表された磁石コイル12の軸は、患者支
持体54の下側にあって患者支持体に平行である。患者
支持体54は、撮像しようとする領域及び/又は実行し
ようとする外科的処置が撮像容積16内に適切に位置決
めされるように患者56(破線で示す)を位置決めする
ために、X軸(22)、Y軸(24)及びZ軸(18)
方向に移動可能である。ここで、先細の撮像容積は、外
科的処置が開始又は針の挿入が開始する点である上側領
域で小さく、すなわち、細くなっていて、このような処
置が患者56の体内へ進むにつれて断面が増大すること
に留意されたい。
60は輪郭形成した面64で示すように厚さが変化する
ように巻装することができ、また患者支持体54及び患
者56の下方に位置決めされる。更に、鉄のような磁気
材料を、部材62として使用して成形することができ
る。コイル巻線60はまた、超伝導部材62の下方に隔
たって位置決めした椀形の磁気ヨーク組立体66を通り
抜ける。ヨーク組立体66は、輪郭形成した面64から
は遠い方の面に輪郭形成した面68を含む。磁気部材6
2及び66の成形及び巻線60の配置は、超伝導磁石1
0の撮像側及び背面側のそれぞれの電流密度又はパター
ン、或いはその両方を制御すると共に、磁路を構成し
て、撮像容積内の磁場の均一性を最適化するように選択
される。
円錐又は角柱である必要はない。斜円錐又は角柱、ある
いは変形した円錐又は角柱も多くの介入処置に適してい
る。撮像容積は「全体的に適用」し得る、すなわち、断
面が全体的に、磁極片(28)相互間で開口48からヨ
ーク30の方へ内向き方向に増大するもの(図1及び図
3参照)である。更に、撮像容積16及び38内の高度
に一様な磁場均一性は、単調な磁場勾配、すなわち5M
T/M(5ミリテスラ/メータ)の勾配が許容可能であ
るような或る特定の介入処置にとっては、必要でないこ
とがある。「単調な磁場勾配」とは、磁場が着実に変化
する勾配、すなわち、何ら減少する区域のない増大する
勾配である。この増大は、例えば、線形関数である。
プラットフォームを構成しているので「プラットフォー
ム磁石」と呼ばれることがあり、先細の撮像容積16及
び38が患者支持体54の上方に延在する。これによ
り、二重磁極面開放型構造MRI設計で必要とされ且つ
それらの間に延在するスペーサ及び支持体によって妨げ
られることのない実質的に開放した空間が得られる。
先細の撮像容積を、球形又は円筒形の撮像容積の代わり
に生成し利用することにより、最適化した先細の撮像容
積の均一性を最小のコストで提供するために、磁石の磁
気部材の配置、成形及び輪郭形成、並びに電流密度又は
パターンの成形において、かなりの設計上の融通性が得
られる。
詳述したが、構成の細部、部品の配列及び組合せ、並び
に使用する材料の種類について種々の変更を、本発明の
真の精神および趣旨の範囲内でなし得ることを理解され
たい。
角柱形撮像容積を、誇張して例示し易い位置に示す。
る。
使用するのに適した成形した磁極とを示す略図である。
くするために撮像容積を実線で示し、またMRI磁石内
での撮像容積の位置を最もよく示している。
Claims (10)
- 【請求項1】 磁気共鳴撮像状態での介入処置に使用す
るのに適した開放型構造の超伝導プラットフォーム磁石
(10)であって、 磁気材料の成形したヨーク組立体(30)と、 前記ヨークから隔たった開放した接近可能な空間を持つ
ように患者を位置決めするための患者支持体(54)
と、 前記患者支持体の下方にその軸(49)を持つ、前記ヨ
ークに接する超伝導コイル組立体(12)と、を有し、 前記ヨークは、前記患者支持体の上方の撮像容積内に均
一な磁場を形成するように成形されている部分(44,
50)を含んでおり、 前記コイル組立体及び磁気部材は、断面が先細になって
いる撮像容積の磁場(38)を形成するように成形され
且つ配置されており、前記先細の断面が前記磁気コイル
から遠くなるにつれて小さくなること、を特徴とする開
放型構造の超伝導プラットフォーム磁石(10)。 - 【請求項2】 前記コイル組立体の軸が前記患者支持体
に平行である、請求項1記載の超伝導プラットフォーム
磁石。 - 【請求項3】 前記撮像容積の断面の増大が線形であ
る、請求項1記載の超伝導プラットフォーム磁石。 - 【請求項4】 前記撮像容積は、円形及び矩形断面から
選択された錐形である、請求項3記載の超伝導プラット
フォーム磁石。 - 【請求項5】 前記撮像容積は直円錐台形の容積であ
る、請求項4記載の超伝導プラットフォーム磁石。 - 【請求項6】 超伝導材料の成形した層が前記ヨークと
前記患者支持体との間に配置されている、請求項1記載
の超伝導プラットフォーム磁石。 - 【請求項7】 介入処置のために自由な患者への接近が
行えるようにした、患者の磁気共鳴撮像を行うための超
伝導プラットフォーム磁石(10)であって、 磁気材料のヨーク組立体(30)と、 前記ヨークに接する超伝導磁石コイル組立体(12)
と、 患者への接近を最大にするように前記超伝導コイル組立
体の上方に配置された患者支持体(54)と、を有し、 前記ヨーク組立体は、前記患者支持体の上方の領域内に
全体的に先細の撮像容積(38)を形成するための成形
した面(44,51)を含んでおり、前記先細の撮像容
積の断面が前記患者支持体の区域から前記超伝導磁石コ
イル組立体へ向かって増大していること、.を特徴とす
る超伝導プラットフォーム磁石(10)。 - 【請求項8】 前記ヨークの直交する面(44,51)
が前記撮像容積内の磁場均一性を改善するように成形さ
れている、請求項7記載の超伝導プラットフォーム磁
石。 - 【請求項9】 前記ヨークは、前記患者支持体に対して
傾斜(44)した磁極(28)を含んでいる、請求項7
記載の超伝導プラットフォーム磁石。 - 【請求項10】 前記ヨークの前記磁極は、前記撮像容
積内に全体的に先細の磁場を形成するように成形されて
いる、請求項9記載の超伝導プラットフォーム磁石。
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