JP2005304597A - 磁気共鳴イメージング装置 - Google Patents

Abstract

【課題】均一静磁場領域の開放性が高く、しかも、振動しにくい静磁場発生装置を備えたＭＲＩ装置を提供する。
【解決手段】撮像領域を挟んで対向配置された一対の超電導磁石の容器に、撮像領域側の面（対向面）側に凹部を設け、傾斜磁場発生部を配置する。超電導磁石容器の対向面からその逆側面（反対向面）へと貫通する貫通孔を設け、反対向面には、剛性向上のための補強部材を固定する。これにより、凹部に傾斜磁場発生部が配置できるとともに、貫通孔から電流供給ケーブルを引き込むことが可能になるため、撮像空間の開放性が向上する。また、貫通孔の内壁が支柱として作用するので、反対向面の剛性を高めておくことにより、対向面の剛性をも向上させることができ、傾斜磁場発生部から伝搬する振動を抑制できる。
【選択図】図３

Description

本発明は、磁気共鳴イメージング装置（以下、ＭＲＩ装置という。）に関する。

ＭＲＩ装置には、円筒型の静磁場発生源を用いる水平磁場方式のものと、２つの静磁場発生源を対向配置する垂直磁場方式のものとがある。垂直磁場方式は、被検体に対して開放感を与え、術者が被検体にアクセスしやすいという特長がある。静磁場発生源としては、永久磁石、常電導磁石、または超電導磁石が用いられる。

上記の垂直磁場方式のＭＲＩ装置では、２つの円盤状の静磁場発生源が上下方向に対向して配置され、その間の空間に均一静磁場領域が形成される。この均一静磁場領域に、被検体の撮像部位が配置され撮像が行われる。静磁場発生源の撮像領域側の面にはそれぞれ、被検体の撮像部位から発せられる核磁気共鳴信号（ＮＭＲ信号）に位置情報を付与するための傾斜磁場発生コイルと、被検体の撮像部位に核磁気共鳴を励起する高周波電磁波を照射するための高周波コイルとが配置される。

しかしながら、２つの静磁場発生源の間に、傾斜磁場発生コイルと高周波コイルとが配置されることにより、２つの静磁場発生源の間の空間は狭められ、開放性が低下するという問題がある。また、傾斜磁場発生コイルにはその動作のためにパルス電流が流されるため、ローレンツ力により振動が発生するが、この振動が静磁場発生源に伝わり、均一磁場領域が変動するという問題もある。

特許文献１に開示されている静磁場発生源は、ポールピースを備える永久磁石を用いるものであり、ポールピースの中央に凹部を設けている。この凹部の中に傾斜磁場コイルと高周波コイルを収納することにより、２つの静磁場発生源の間の空間を広く確保している。その上で、傾斜磁場コイルと高周波コイルに接続される複数のケーブルおよび冷却水用配管は、ポールピースの辺縁部の一部に設けた切り欠きを通して外部に引き出している。これにより、ケーブルおよび冷却水用配管が辺縁部を乗り越えることによって、２つの静磁場発生源の間の開口が狭められないようにしている。

特許文献２には、対向配置されている静磁場発生源の間に、複数の支柱を配置することにより、一対の静磁場発生源の剛性を向上させ、振動を低減することが開示されている。
特開２００３−５２６６２号公報 特開２００３−２２００５０号公報

上述の特許文献１のように、永久磁石を静磁場発生源とする場合には、ケーブルや冷却水用配管を通すために、ポールピースの辺縁部を切り欠くことが可能であるが、超電導磁石を静磁場発生源とする場合には、この技術を応用することはできない。その理由は、超電導磁石は、超電導コイルが冷媒とともに真空容器に封入されているためである。磁場強度を向上させるために超電導コイルは、撮像領域に近接する位置に配置されるため、ケーブル等引き出しのための切り欠きを辺縁部に設けると、超電導コイルを切り欠くことになる。このため、超電導磁石の辺縁部に切り欠きを設けることができない。

また、上述の特許文献２では、支柱を複数にすることにより、連結された２つの超電導磁石の全体剛性を向上させることは可能であるが、それぞれの超電導磁石の真空容器に接触している傾斜磁場コイルから直接伝搬する振動を低減する効果は小さい。

本発明は、均一静磁場領域（撮像空間）の開放性が高く、しかも、振動しにくい構造の静磁場発生装置を備えたＭＲＩ装置を提供することを目的とする。

上記目的を達成するために本発明では、一対の静磁場発生源の磁場発生コイルを内部に封入した密閉容器がそれぞれ、撮像空間側の面に設けられた第１の凹部と、撮像空間側の面からそれに対向する面へと貫通するように設けられた１以上の貫通孔とを備える構成とする。傾斜磁場発生部は、密閉容器の第１の凹部内に配置されて静磁場発生源によって支持される。貫通孔の少なくとも１つには、傾斜磁場発生部に電流を供給するための傾斜磁場用ケーブルが配置される。密閉容器の撮像空間側の面に対して向かい合う面には、剛性補強部材が固定される。貫通孔を設けたことにより、密閉容器の剛性が高まるため、傾斜磁場発生部の振動によって密閉容器に生じる振動を低減できる。また、ケーブルを貫通孔内に配置することにより、ケーブルの振動が密閉容器に伝達される現象を低減することができる。さらに、剛性補強部材を配置したことにより、密閉容器の剛性をさらに向上させることができる。しかも、剛性補強部材が配置される密閉容器の面は、撮像空間側の面に向かい合う面であるが、貫通孔が支柱として作用することにより、間接的に密閉容器の撮像空間側の面の剛性も向上する。これにより、傾斜磁場発生部が配置されている撮像空間側の面の振動を効果的に低減できる。しかも、補強部材は、撮像空間側の面には配置されないため、撮像空間を広く維持できる。

密閉容器は、撮像空間側の面に向かい合う面に第２の凹部を有する構成とすることができる。この場合、第２の凹部の内側に剛性補強部材を配置することができる。これにより、補強部材と密閉容器の全体の厚さを、低減することができる。

剛性補強部材は、板状部材および格子状部材のうち少なくとも一方を含む構成にすることができる。剛性補強部材として格子状部材を用いた場合には、密閉容器を軽量化しつつその剛性を高めることができる。すなわち、格子状部材を用いることにより、剛性補強部材を備えたことによる密閉容器の重量増を軽減することができる。

剛性補強部材の内部には、貫通孔に通じる少なくとも１つの経路が設けることが可能であり、経路のうちの１つには傾斜磁場用ケーブルが配置することができる。

貫通孔は３以上設けることが可能であり、この場合、傾斜磁場用ケーブル、傾斜磁場発生部に冷媒を供給する配管、高周波磁場発生部に電流を供給するための高周波磁場用ケーブルを、それぞれ別々の貫通孔およびそれらにそれぞれ通じる剛性補強部材内の別々の経路に配置することができる。この別々の経路は、剛性補強部材の内部で合流させることが可能であり、貫通孔の数よりも少ない数の経路となって剛性補強部材の外部に通じる構成とすることもできる。

合流した経路には、経路内の傾斜磁場用ケーブルまたは高周波磁場用ケーブルが通過する空間と配管が通過する空間とを分離する仕切りを配置することができる。これにより、傾斜磁場用ケーブルを流れる電流により生じる磁場が高周波磁場用ケーブルを流れる高周波信号に影響を与えるのを防止できる。仕切りは熱伝導性の高い材料のものを用いることができる。これにより、配管の温度でケーブルを冷却することができる。また、配管を合流した経路内において、傾斜磁場用ケーブルまたは高周波磁場用ケーブルよりも鉛直下側に配置することが可能であり、万一、冷媒漏れが生じた場合であっても、ケーブルが濡れるのを防止できる。

以下、図面を参照して本発明の実施の形態のＭＲＩ装置について説明する。

（第１の実施の形態）
第１の実施の形態のＭＲＩ装置は、図１にその全体図を示したように、静磁場発生装置１と、傾斜磁場コイル２１と、高周波照射コイル２２と、被検体１２９を搭載するベッド１３１と、高周波受信コイル１３２とを有している。これらの他に制御・演算系として、傾斜磁場電源１３５、高周波装置１３４、制御装置１３７、演算装置１２８、入力装置１４１および表示装置１３０を含んでいる。また、図１に示すように、傾斜磁場コイル２１に冷却水等の冷媒を供給する熱交換器４００１およびポンプ４００２も有している。

静磁場発生装置１は、図２、図３に示したように、上下に対向して配置された一対の超電導磁石１０１ａ、１０１ｂと、それらを連結する２本の連結柱６とを有する。一対の超電導磁石１０１ａ、１０１ｂは、その間の空間に強く均一な静磁場領域（撮像領域）９を生じさせる。磁場の方向は、Ｚ方向である。ベッド１３１は、被検体１２９を搭載し、撮像部位を均一静磁場領域９に配置する。傾斜磁場コイル２１および高周波照射コイル２２は、図１に示すように超電導磁石１０１ａ、１０１ｂの被検体１２９側（対向面側）に配置されている。高周波照射コイル２２は、ラーモア周波数に等しい周波数の高周波磁場パルスを撮像部位に照射する。これにより、被検体１２９の原子核スピンは励起され、ＮＭＲ信号を放出する。撮像部位の近傍に配置された受信コイル１３２は、放出されたＮＭＲ信号を検出する。傾斜磁場コイル２１は、ＮＭＲ信号に位置情報を付加するために、Ｘ，Ｙ，Ｚの３軸方向について傾斜磁場を均一静磁場領域９に印加する。

受信コイル３２によって受信されたＮＭＲ信号は、高周波装置１３４によって検出され、演算装置１２８に受け渡され、画像再構成演算等が行われる。再構成された画像は、表示装置１３０に出力され表示される。また、高周波装置１３４は、受信コイル１３２の受信信号の検出の他に、高周波照射コイル２２に高周波磁場パルスを発生させるための高周波電力の供給も行う。傾斜磁場電源１３５は、傾斜磁場コイル２１へ電流を供給し、所定の傾斜磁場を発生させる。制御装置１３７は、傾斜磁場電源１３５および高周波装置１３４の動作を制御する。これにより、入力装置１４１を介してオペレータから指示を受けた所定の撮像パルスシーケンスを実行させる。また、演算装置１２８の演算処理を制御することにより、オペレータの所望の画像を再構成させる。

つぎに、超電導磁石１０１ａ、１０１ｂの詳しい構造を、図３の超電導磁石１０１ｂの断面図を参照して説明する。超電導磁石１０１ａ、１０１ｂは、クライオ容器２と、その内部に収容された超電導コイル群１１とを有する。クライオ容器２は、冷媒のヘリウムが充填された冷媒槽３３と、その外側に所定の間隔を開けて固定された真空容器３１とを含む。超電導コイル群１１は、冷媒槽３３の内部に配設されている。冷媒槽３３と真空容器３１との間に空間は所定の真空度に減圧されている。また、冷媒槽３３と真空容器３１との間の真空空間には、冷媒槽３３を包み込むように熱輻射シールド層（図示せず）が配置されている。このような構造により、超電導コイル群１１の温度を超電導転移温度以下に保持している。なお、冷媒槽３３および真空容器３１は、ステンレス製またはガラス繊維強化プラスチック（GFRP：Glass Fiber Reinforced Plastics)製のものを用いることができる。

超電導コイル群１１は、アクティブシールド方式で漏洩磁場を防止する構成であり、静磁場領域９を形成する磁場を発生する超電導コイル１２と、漏洩磁場防止のための磁場を発生するシールド用超電導コイル１３と、静磁場均一度の向上のための補正用超電導コイル１４とを含んでいる。シールド用超電導コイル１３と補正用超電導コイル１４を強磁性体に置き換えることも可能である。

クライオ容器２の外形は、円柱形状であるが、均一静磁場領域９側の面（対向面）２５の壁面には、図２、図３に示したように凹部３が設けられている。すなわち、対向面２５を構成する真空容器３１の壁面３１ａおよび冷媒槽３３の壁面３３ａは、凹部３の形状に窪んでいる。傾斜磁場コイル２１は、凹部３の内側に配置された固定部１５によって支持され、かつ、クライオ容器２に固定されている。固定部１５による傾斜磁場コイル２１の固定方法としては、接着剤等による固着やボルト等による締結等を用いることができる。高周波照射コイル２２は、凹部３内であって傾斜磁場コイル２１のより撮像空間９側に配置されている。また、必要に応じて静磁場を補正するためのシムコイルを凹部３内に配置することもできる。このように、凹部３内に傾斜磁場コイル２１と高周波照射コイル２２とシムコイル等を配置することにより、上下の超電導磁石１０１ａ、１０１ｂの間の空間に、傾斜磁場コイル２１と高周波照射コイル２２等が突出しない。これにより、上下の超電導磁石１０１ａ、１０１ｂの間の空間を広くできるため、被検体１２９に開放感を与えることができる。

また、図２に示したように、超電導磁石１０１ａ，１０１ｂのそれぞれのクライオ容器２は、対向面２５とは逆側の面（反対向面）２６に構成補強部材が固定されている。ここでは構成補強部材として、剛性の大きな材料で構成された厚板状補強部材５１を用いている。厚板状補強部材５１の材料は、剛性の大きな材料であればよく、例えば金属やセラミックスを用いることができる。厚板状補強部材５１の厚さは、厚いほど大きな剛性が得られるので望ましいが、厚くなるほど重量も大きくなり、配置スペースも必要となるとなるため、これらを勘案して適切な厚さのものを用いる。厚板状補強部材５１の固定方法としては、例えば、クライオ容器２の反対向面２６の全面または一部へ溶接または接着等により強固に固着する方法や、多数本のボルトで締結する方法を用いることができる。これにより、厚板状補強部材５１は、クライオ容器２の反対向面２６の剛性を補強している。

また、クライオ容器２には、反対向面２６から対向面２５へと貫通する複数の貫通孔４が設けられている。貫通孔４の壁面は、冷媒槽３３を延長した壁面３３ｂと真空容器３１を延長した壁面３１ｂの二重構造になっており、断熱構造を維持している。これら貫通孔４の壁面は、反対向面２６に対して対向面２５を支持する支柱として作用する。反対向面２６は、厚板状補強部材５１によって剛性が高められているため、これに一端が固定された貫通孔４の壁面が、対向面２５を複数箇所で支持することにより、クライオ容器２の対向面２５の剛性を高めることができる。

超電導磁石１０１ａ、１０１ｂは、強度の大きな静磁場領域９を効率よく発生させる必要があるため、クライオ容器２の対向面２５の壁面３１ａ，３３ａの間隔および厚さをなるべく薄くし、超電導コイル１２を静磁場領域９に近接させることが望まれる。このため、クライオ容器２の対向面２５の剛性を向上させることは容易ではないが、本実施の形態では反対向面２６側に厚板状補強部材５１を配置して剛性を高め、反対向面２６から対向面２５へと貫通する貫通孔４を設けることにより、対向面２５の厚さを厚くすることなく剛性を高めることができる。

また、対向面２５の凹部３に固定されている傾斜磁場コイル２１には、傾斜磁場電源１３５から撮像パルスシーケンスに合わせたパルス電流が供給されるため、パルス状のローレンツ力が生じ、振動が発生することが知られている。この振動は、傾斜磁場コイル２１が固定されているクライオ容器２の壁面３１ａ、３３ａに伝搬するが、複数箇所に配置された貫通孔４の壁面３１ｂ、３３ｂが支柱として支えることにより、対向面２５を構成する壁面３１ａ、３３ａの振動を効果的に低減することができる。

なお、貫通孔４の数および配置は、傾斜磁場電源１３５に生じる振動周波数やクライオ容器２の固有振動数、厚板状補強部材５１の重量や厚さ等を考慮してシミュレーション等により、効果的に振動が抑制される数および位置を求め、それにより決定する。

一方、凹部３に配置する高周波照射コイル２２および傾斜磁場コイル２１、ならびに必要に応じて配置するシムコイルには、高周波装置１３４および傾斜磁場電源１３５等から電流を供給する配線（ケーブル）８を接続する必要がある。また、傾斜磁場コイル２１には、強度の大きな傾斜磁場を得るために短時間に大電流を供給されるため、冷却管を接続し、熱交換器４００１によって冷却された冷媒（例えば水）をポンプ４００２から供給し、コイル導体に生じるジュール熱を冷却する必要がある。よって、ケーブル８を４本〜６本と冷却管２本を外部から凹部３の内側に引き込む必要がある。ケーブル８や冷却管の外径は、一般的なＭＲＩ装置ではφ１０ｍｍ〜３０ｍｍ程度であるため、６〜１０本となると、かなりのスペースが必要であり、クライオ容器２の凹部３の辺縁部を乗り越えさせるルートで配設すると、超電導磁石１０１ａ、１０１ｂの間の空間を狭めてしまう。また、クライオ容器２の凹部３の辺縁部には、静磁場を効果的に発生させるために超電導コイル１２が近接して配置されるため、辺縁部に切り欠きを設けることはできない。

そこで、本実施の形態では、ケーブル８および冷却管を貫通孔４を通して、外部から凹部３内へ引き込む構成を用いる。すなわち、クライオ容器２の貫通孔４と連続し、外部まで通じる貫通孔７１を厚板状補強部材５１に設け、貫通孔４および貫通孔７１を配線・配管路として用いる。図３の例では、厚板状補強部材５１のクライオ容器２側の面に、貫通孔４から外周面まで通じる溝形状の貫通孔７１を設けている。貫通孔７の開口７１ａは、厚板状補強部材５１の外周面に設けられている。ケーブル８は、開口７１ａから厚板状補強部材５１の貫通孔７１に引き込まれ、クライオ容器２の貫通孔４を通されて凹部３内に引き込まれ、傾斜磁場コイル２１および高周波照射コイル２２等に接続されている。また、図示していないが冷却管も別の貫通孔４および貫通孔７１を通すことによって、凹部３内に引き込み、傾斜磁場コイル２１に接続している。

これにより、ケーブル８および冷却管を、２つの超電導磁石１０１ａ、１０１ｂとの間の空間を通すことなく、傾斜磁場コイル２１および高周波照射コイル２２等に接続することができるため、２つの超電導磁石１０１ａ、１０１ｂの間の空間を広く維持でき、被検者１２９に開放感を与えることができる。また、術者が被検者１２９へアクセスするのも容易になる。

上述してきたように、本実施の形態の構成によれば、クライオ容器２の凹部３に傾斜磁場コイル２１および高周波照射コイル２２等を配置でき、かつ、ケーブル８および冷却管をクライオ容器２の貫通孔４を通して凹部３内に引き込むことができるため、２つの超電導磁石１０１ａ、１０１ｂの間の空間を広く維持でき、被検者１２９に開放感を与えることができる。しかも、貫通孔４の壁面３１ｂ、３３ｂが対向面２５を支持する支柱として作用するため、傾斜磁場コイル２１から伝搬する振動によって対向面２５に振動が生じるのを抑制することができる。よって、ケーブル８等の引き回しのために対向面２５の辺縁部を切り欠いたり、振動抑制のために対向面２５を厚くしたりする必要がないため、超電導コイル１２による静磁場領域９の発生に影響を与えることなく、開放性の維持の効果と、振動抑制の効果とを同時に得ることができる。

厚板状補強部材５１は、例えば、厚さ数十ｃｍにすることができ、その材質としてはステンレス等を用いることができる。クライオ容器２の貫通孔４の数は、３本以上にすることができ、それらを点対称な位置に配置することができる。また、貫通孔４の直径は、クライオ容器２の直径に対して約１５％以下にすることが望ましい。その理由は、貫通孔４の直径が大きくなると、クライオ容器２の構造強度は高まるが、表面積が大きくなるために、冷媒槽３３への熱浸入量が増加するためである。具体的には、本実施の形態では、貫通孔４は、３本としており、その直径は、１００ｍｍ程度にしている。クライオ容器２の直径は、一般的なＭＲＩ装置と同じく２ｍ弱である。貫通孔４の直径が１００ｍｍ程度であれば、貫通孔４を設けることより増加するクライオ容器２の壁面面積の割合はわずかであり、クライオ容器２の断熱効果はほとんど低減しない。また、１００ｍｍ程度の径があれば、貫通孔４にケーブル８や冷却管をそれぞれ通すことが可能である。

上述の実施の形態では、厚板状補強部材５１とクライオ容器２とを別部材とし、固着等の手段により両者を固定する構成であったが、クライオ容器２の反対向面２６側の壁面（底面）を厚板状補強部材５１と同様の厚さにすることにより、厚板状補強部材５１とクライオ容器２とを一体にすることもできる。

また、図３の例では、厚板状補強部材５１に設けた貫通孔７１から外周面にケーブル８等を引き出しているが、厚板状補強部材５１を厚さ方向に貫通する貫通孔７１を設け、厚板状補強部材５１の裏面からケーブル８および冷却管を引き出す構成にすることももちろん可能である。この場合、下側の超電導磁石１０１ｂについては、厚板状補強部材５１に脚部を設け、床面との間に空間を確保することにより、ケーブル８および冷却管を容易に引き出すことができる。

貫通孔４、７１の壁面と、ケーブル８または冷却管との間に、クッション部材を配置したり、接着剤を充填することにより、ケーブル８または冷却管を貫通孔４、７１の壁面と固定することも可能である。これにより、傾斜磁場コイル２１の振動がケーブル８や冷却管を伝わって超電導磁石１０１ａ、１０１ｂに伝導するのを低減することができる。

また、本実施の形態では、液体ヘリウム温度まで冷却するクライオ容器２であるため、貫通孔４の壁面を真空容器３１の壁面３１ｂと冷媒槽３３の壁面３３ｂの二重構造にしているが、超電導コイル群１１を液体ヘリウム温度まで冷却する必要がない場合には、内周側の冷媒槽３３の壁面３３ｂを設けず、一重構造にすることも可能である。

なお、一般に超電導磁石から傾斜磁場電源１３５や高周波装置１３４へのケーブルは、床面近くに配置されるので、上部超電導磁石１０１ａに接続するケーブル８および冷却管は、連結柱６の側面を這わせて上部超電導磁石１０１ａまで到達させるように配置することができる。

（第２の実施の形態）
本発明の第２の実施の形態のＭＲＩ装置について、図４および図５（ａ）、（ｂ）を用いて説明する。第２の実施の形態のＭＲＩ装置は、クライオ容器２に固定する補強部材として、第１の実施の形態で用いた厚板状補強部材５１の代わりに格子状補強部材５２を用いている。他の構造は、第１の実施の形態と同様である。格子状補強部材５２を用いることにより、クライオ容器２の剛性を高めながら、厚板状補強部材５１を用いた場合よりも重量を軽減することが可能である。また、格子の開口部分と、貫通孔４の位置とを一致させることにより、格子状補強部材５２に貫通孔を設けることなく、裏面側にケーブル８および冷却管を引き出すことが可能である。また、格子状補強部材５２の外周側にケーブル８等を引き出す場合にも、図４、図５（ａ）、（ｂ）のように格子のいくつかに貫通孔７２を設けるだけでよいため、加工が容易である。ただし、振動抑制効果を高めるためには、貫通孔７２はできるだけ数を少なく、かつ、直径を小さくすることが望ましい。

（第３の実施の形態）
第３の実施の形態のＭＲＩ装置について、図６を用いて説明する。第３の実施の形態のＭＲＩ装置は、第１の実施の形態と同様に、補強部材として厚板状補強部材５１を用いるものであるが、厚板状補強部材５１は複数の部材に分割されたものを用いる。図５の例では、円形の厚板状補強部材５１は、２つの半円状の部材５１ａ、５１ｂに予め分割されており、部材５１ａと部材５１ｂとを、クライオ容器２の貫通孔４の開口を挟んで空隙７３を開けて配置している。これにより、空隙７３をケーブル８および冷却管を配置する経路として用いることができる。よって、図３のように厚板状補強部材５１のように貫通孔７１を形成する必要がなく、厚板状補強部材５１の製造が容易になるという利点がある。

ただし、図６に示した例では、空隙７３が厚板状補強部材５１の中央を横切るように配置しているが、この配置に限らず、クライオ容器２の振動周波数や厚板状補強部材５１の固有振動数等を考慮して、振動抑制の観点から最適な位置に空隙７３を配置するように設計することが望ましい。

（第４の実施の形態）
第４の実施の形態のＭＲＩ装置について、図７を用いて説明する。第４の実施の形態のＭＲＩ装置は、クライオ容器２の対向面２５側に設けた凹部３のみならず反対向面２６側にも凹部１０４を設けた構造である。反対向面２６には、格子状補強部材５２を配置している。格子状補強部材５２は、凹部１０４の内部にも配置されている。

一般的に、アクティブシールド方式の超電導コイル群１１は、第１の実施の形態で既に述べたように、均一静磁場領域９に近い対向面２５側に超電導コイル１２が配置され、補正用超電導コイル１４も対向面２５側に配置される。そして、反対向面２６側にシールド用超電導コイル１３が配置される。このため、反対向面２６の中央部には、コイルは配置されていないため、この部分に凹部１０４を設けることができる。これにより、凹部１０４内にも格子状補強部材５２を配置することができるため、超電導磁石１０１ａ，１０１ｂの厚さを薄くすることが可能である。よって、凹部１０４がない図４に示した構成と同じ剛性を、薄い超電導磁石１０１ａ、１０１ｂによって得ることができる。これにより、コンパクトな超電導磁石１０１ａ、１０１ｂを提供することが可能である。

また、凹部１０４の高さを大きく取ることにより、ケーブル８や配管を曲げる際に大きな曲率半径にすることが可能になる。よって、大電流が必要な傾斜磁場コイル２１のケーブル８等、外径の太いケーブルも容易に配設することが可能になる。

なお、図７の格子状補強部材５２に代えて、図２の構造の厚板状補強部材５１や図６の構造の厚板状補強部材５１を配置することも可能である。

（第５の実施の形態）
第５の実施の形態のＭＲＩ装置について、図８を用いて説明する。第５の実施の形態のＭＲＩ装置は、クライオ容器２に３以上の貫通孔４を設け、３つの貫通孔４にそれぞれ連結する３つの貫通孔７１を厚板状補強部材５１に放射状に設けている。３つの貫通孔７１には、それぞれ傾斜磁場コイル２１へのケーブル８１と、高周波照射コイル２２へのケーブル８２と、傾斜磁場コイル２１への冷却管８３とを通している。このように配置することにより、ケーブル８１とケーブル８２とが近接することがないので、大電流が流れる傾斜磁場コイル２１へのケーブル８１から生じる誘導磁場によって、高周波照射コイル２２へのケーブル８２に流れる信号が影響を受けるのを防止することができる。また、冷却管８３が配置される貫通孔７１が、ケーブル８１，８２がそれぞれ配置される貫通孔７１とは別であるため、万一、冷却管８３に漏水が発生した場合であっても、ケーブル８１，８２が水で濡れる恐れがない。

また、３つの貫通孔７１を放射状に配置したことにより、厚板状補強部材５１の剛性の対称性を高めることができるため、傾斜磁場コイル２１に発生させる傾斜磁場の軸によって傾斜磁場コイル２１の振動挙動が変化した場合であっても、軸方向に関わらず振動抑制が可能である。

また、図８に示した構成では、クライオ容器２に３以上の貫通孔４を設け、３つの貫通孔４からそれぞれケーブル８１、８２および冷却管８３を引き出しているが、貫通孔４を中央部に１つのみ設け、この１つの貫通孔４からケーブル８１，８２および冷却管８３を引き出すことも可能である。この場合、厚板状補強部材５１の放射状の３つの貫通孔７１を中央部で連結した構成とする。ケーブルが近接した部分には、ケーブル８１，８２、冷却管８３の間をそれぞれ仕切る分離板等を配置することが望ましい。

（第６の実施の形態）
第６の実施の形態のＭＲＩ装置について、図９、図１０、図１１を用いて説明する。第６の実施の形態のＭＲＩ装置は、図９に示したようにクライオ容器２に少なくとも３つの貫通孔４を設け、厚板状補強部材５１には３つの貫通孔４にそれぞれ連結する３つの貫通孔７１を設けている。この３つの貫通孔７１は、厚板状補強部材５１の途中の合流点７１ｃにおいて合流し、１本の径の大きな貫通孔７１ｄになっている。径の大きな貫通孔７１ｄの開口７１ｂは、厚板状補強部材５１の外周面に設けられている。また、径の大きな貫通孔７１ｄの内部には、内部空間を３つに分割するための板状もしくは筒状の仕切り８６が配置されている。

傾斜磁場コイル２１へのケーブル８１と、高周波照射コイル２２へのケーブル８２と、傾斜磁場コイル２１への冷却管８３はいずれも、開口７１から厚板状補強部材５１内の径の大きな貫通孔７１ｄに引き込まれ、仕切り８６によって分離された３つの空間をそれぞれ通り、合流点７１ｃにおいて３つの貫通孔７１に分岐し、クライオ容器２の別々の貫通孔４を通って、凹部３内に引き込まれる。このような構造により、一カ所の開口７１ｂにおいて、ケーブル８１、８２と冷却管８３とをすべて管理することができるため、管理が容易になるという利点がある。

また、本実施の形態では、図１１に示したように、径の大きな貫通孔７１ｄの内部において、仕切り８６で分離された３つの空間のうち鉛直上側に位置する２つの空間をケーブル８１とケーブル８２とがそれぞれ通り、鉛直下側に位置する１つの空間を冷却管８３が通るようにしている。これにより、万一、冷却管８３に水漏れが生じた場合であっても、ケーブル８１、８２が濡れる恐れがないようにしている。

さらに、図１１のように、冷却管８３は、傾斜磁場コイル２１へのケーブル８１の下側の空間を通過するように配置されている。このように冷却管８３を配置することにより、大電流が流れるケーブル８１から生じるジュール熱を冷却管８３によって冷却することができる。なお、ケーブル８１の構造としては、傾斜磁場コイル２１のＸ，Ｙ，Ｚコイルへのそれぞれの給電線６本を束に配線するのではなく、図１１のように一列に並べて配線することにより、冷却効率を高めることができる。仕切り８６の材質は、銅やアルミ等の熱伝導性が高い金属にすることにより、冷却効率が高まる。この仕切り８６は、磁気シールドとして作用するため、傾斜磁場コイル２１へのケーブル８１から生じる誘導電磁波がケーブル８２へ影響を与えるのを防止する効果も得られる。

（第７の実施の形態）
第７の実施の形態のＭＲＩ装置について、図１２を用いて説明する。第７の実施の形態のＭＲＩ装置は、図１２に示したようにクライオ容器２の反対向面２６の壁面（底面）を厚くすることにより、厚板状補強部材５４を一体に形成している。この厚板状補強部材５４は、貫通孔４よりも外周側のドーナツ状の領域のみ配置している。貫通孔４よりも中心側の領域には、格子状補強部材５６を配置している。これにより、加工が容易な構造でありながら、クライオ容器２の反対向面２６の剛性を高めている。ただし、図１２においては、連結柱６を省略している。

格子状補強部材５６は、開口の位置が貫通孔４の位置と一致するよう配置されている。ケーブル８１，８２および冷却管８３は、格子状補強部材５４の開口および貫通孔４を通って、凹部３内に引き込まれている。また、図１２のように、下側の超電導磁石１０１ｂの下に脚部５５を配置し、床面５７との間に空間を作ることにより、下側の超電導磁石１０１ｂへのケーブル８１、８２および冷却管８３の外周面への引き回しを容易にすることができる。

上述してきた第１から第７の実施の形態では、上側の超電導磁石１０１ａと下側の超電導磁石１０１ｂで、クライオ容器２の補強構造を同じにしている。しかしながら、上下の超電導磁石１０１ａ、１０１ｂで振動に対する応答は当然異なるので、上側は格子状補強部材５２を採用し、下側は板状補強部材５１を採用するなど、上下の超電導磁石１０１ａ、１０１ｂで異なる補強構造を用いることもできる。また、上下の超電導磁石１０１ａ、１０１ｂで、補強部材の寸法や材質を異ならせることも可能である。一般に重量物を超電導磁石１０１ａの上部に配置すると低い周波数の共振を生じやすくなるため、図１２の実施の形態では、厚板状補強部材５１の厚さを、下側の超電導磁石１０１ｂと比較して、上側の超電導磁石１０１ａの方が薄くなるようにすることができる。

また、第１〜第７の実施の形態では、クライオ容器２に対して傾斜磁場コイル２１を固定していないが、クライオ容器２と傾斜磁場コイル２１とをボルトや接着剤等により強固に固定し、一体化することも可能である。これにより、クライオ容器２と傾斜磁場コイル２１の全体の剛性が向上するので、クライオ容器２および傾斜磁場コイル２１全体の振動を低減することができる。

また、第１〜第７の実施の形態では、静磁場発生装置１は、静磁場発生源として超電導磁石１０１ａ，１０１ｂを用いる構成であったが、クライオ容器２の代わりに、常温の容器中に常電導コイルを封入した構成の常電導磁石を用いることも可能である。この場合であっても、常電導磁石の容器の構造を第１〜第７の実施の形態のように厚板状または格子状の補強部材５１，５２等と貫通孔４とを用いることにより剛性を向上させることができ、振動を抑制することができる。ケーブル８等の引き回しに貫通孔４を用いることができる。

第１の実施の形態のＭＲＩ装置の全体構成を示すブロック図。 第１の実施の形態のＭＲＩ装置の静磁場発生装置１の斜視図。 第１の実施の形態のＭＲＩ装置の下部超電導磁石１０１ｂの部分断面図。 第２の実施の形態のＭＲＩ装置の下部超電導磁石１０１ｂの部分断面図。 （ａ）第２の実施の形態のＭＲＩ装置の下部超電導磁石１０１ｂの下面図、（ｂ）下部超電導磁石の１０１の格子状補強部材５２の部分側面図。 第３の実施の形態のＭＲＩ装置の下部超電導磁石１０１ｂを下面から見た断面図。 第４の実施の形態のＭＲＩ装置の下部超電導磁石１０１ｂの部分断面図。 第５の実施の形態のＭＲＩ装置の下部超電導磁石１０１ｂの下面から見た断面図。 第６の実施の形態のＭＲＩ装置の下部超電導磁石１０１ｂの下面から見た断面図。 第６の実施の形態のＭＲＩ装置の下部超電導磁石１０１ｂの下面から見た断面図。 第６の実施の形態のＭＲＩ装置の板状補強部材５１の開口７１ｂの正面図。 第７の実施の形態のＭＲＩ装置の静磁場発生装置１の断面図。

符号の説明

１…静磁場発生装置、３…凹部、４…貫通孔、６…連結柱、９…均一静磁場領域、１１…超電導コイル群、１２…超電導コイル、１３…シールド用超電導コイル、１４…補正用超電導コイル、２１…傾斜磁場コイル、２２…高周波照射コイル、２５…対向面、２６…反対向面、３１…真空容器、３３…冷媒槽、５１…厚板状補強部材、５２…格子状補強部材、５４…厚板状補強部材、５５…脚部、５６…格子状補強部材、５７…床面、７１…貫通孔、７１ａ…開口、７２…貫通孔、８１、８２…ケーブル、８３…冷却管、８６…仕切り、１０１ａ、１０１ｂ…超電導磁石、１２８…演算装置、１２９…被検体、１３０…表示装置、１３２…高周波受信コイル、１３４…高周波装置、１３５…傾斜磁場電源、１３７…制御装置、１４１…入力装置。

Claims (7)

1. 撮像空間を挟んで対向配置された一対の静磁場発生源と、前記撮像空間に傾斜磁場を印加するためにそれぞれの前記静磁場発生源の前記撮像空間側に配置された傾斜磁場発生部とを有し、
   前記静磁場発生源はそれぞれ、磁場発生コイルと、該コイルが内部に封入された密閉容器とを含み、
   前記密閉容器はそれぞれ、前記撮像空間側の面に設けられた第１の凹部と、前記撮像空間側の面からそれに対向する面へと貫通するように設けられた１以上の貫通孔とを備え、
   前記傾斜磁場発生部はそれぞれ、前記密閉容器の前記第１の凹部内に配置されて前記静磁場発生源によって支持され、前記貫通孔の少なくとも１つには、前記傾斜磁場発生部に電流を供給するための傾斜磁場用ケーブルが配置され、
   前記密閉容器の前記撮像空間側の面に対して向かい合う面には、剛性補強部材が固定されていることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
2. 請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置において、前記密閉容器は、前記撮像空間側の面に向かい合う面に第２の凹部を有し、該第２の凹部の内側に前記剛性補強部材が配置されていることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
3. 請求項１または２に記載の磁気共鳴イメージング装置において、前記剛性補強部材は、板状部材および格子状部材のうち少なくとも一方を含むことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
4. 請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置において、前記剛性補強部材の内部には、前記貫通孔に通じる少なくとも１つの経路が設けられ、前記経路のうちの１つには前記傾斜磁場用ケーブルが配置されていることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
5. 請求項４に記載の磁気共鳴イメージング装置において、前記傾斜磁場発生部を冷却するための冷媒を循環させる手段と、前記撮像空間に高周波磁場を発生させるための一対の高周波磁場発生部をさらに有し、
   前記傾斜磁場発生部はその内部に前記冷媒を通過させる手段を備え、一対の高周波磁場発生部はそれぞれ、前記傾斜磁場発生部よりも前記撮像空間側に配置され、
   前記貫通孔は３以上設けられ、前記傾斜磁場用ケーブル、前記傾斜磁場発生部に前記冷媒を供給するための配管、前記高周波磁場発生部に電流を供給するための高周波磁場用ケーブルは、それぞれ別々の前記貫通孔およびそれらにそれぞれ通じる別々の前記経路に配置されていることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
6. 請求項５に記載の磁気共鳴イメージング装置において、前記別々の経路は、前記剛性補強部材の内部で合流して、前記貫通孔の数よりも少ない数の経路となって該剛性補強部材の外部に通じる構成とされていることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
7. 請求項６に記載の磁気共鳴イメージング装置において、前記合流した前記経路には、前記経路内の前記傾斜磁場用ケーブルまたは前記高周波磁場用ケーブルが通過する空間と前記配管が通過する空間とを分離する仕切りが配置され、該仕切りは熱伝導性の高い材料で構成され、
   前記配管は、前記合流した前記経路内において、前記傾斜磁場用ケーブルまたは前記高周波磁場用ケーブルよりも鉛直下側に配置されていることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。