JP2013514846A - 核磁気共鳴イメージングに用いられるオープンボア型磁石 - Google Patents

Abstract

遮蔽され、電磁的に非対称であり、ストレスの低い磁石を用いて患者側の近傍に良好なサイズのイメージング領域を形成する磁気共鳴システムが提供されている。磁石は２層構造となっている。一次層では、磁石は、その２つの端部に少なくとも２つの最強コイル（端部側コイル）を有しており、これらの端部側コイルでは、同一方向に向けて電流が流れる。磁石は、端部側コイルの近くに、その端部側コイルとは反対の方向に向けて電流が流れる少なくとも１つのコイルを有するようになっていてもよい。磁石には、一次層の中央領域に複数（４〜７）の小さなサイズのコイル（大きな端部側コイルに比べ）が用いられており、これらのコイルはイメージング領域の中心に対して非対称に配置されている。磁石は、複数（１〜５）の遮蔽コイルによって保護されており、これらの遮蔽コイルには、電流が、一次層の端部側コイルの方向とは反対の方向に向けて流れている。従来のショートボア磁石と比較して、本発明の磁石は、イメージング領域が著しく拡大されたアクセス可能なイメージング領域を提供し、たとえば体の一部のイメージングまたは全身のイメージングに用いることができる。

Description

本発明は、一般に、核磁気共鳴イメージング［ＭＲＩ］用途に用いられる磁場を発生させるための磁石に関するものである。特に、本発明は、ＭＲＩ用途に用いられる実質的に均一な磁場（Ｂ_０フィールド）を発生させるための効果的に短い、遮蔽された、非対称な超伝導磁石に関するものであるが、これに限定されるわけではない。このような磁石は、全身核磁気共鳴イメージング、ならびに、被験者の関節および他の四肢のイメージを撮像するのに用いられる特殊核磁気共鳴イメージングでの使用に適している。

核磁気共鳴イメージングは１９８０年代に導入され、現在、世界中で毎年約３，０００台のスキャナーが売れており、世界的に主要なイメージ撮像手段へと発展してきている。

臨床ＭＲＩは、その成功を、強くかつ均質な磁場の生成に依存している。ＭＲＩの静的フィールドの主な要件は、静的フィールドが、当該技術分野において「球状イメージング空間表面（ｄｉａｍｅｔｅｒ ｓｐｈｅｒｉｃａｌ ｉｍａｇｉｎｇ ｖｏｌｕｍｅ）」または「ｄｓｖ」として知られている、前もって決められたイメージング領域にわたって実質的に均一でなければならないということである。ｄｓｖに対して、ピークトゥピークで２０ｐｐｍ（または、ｒｍｓで１０ｐｐｍ）未満の誤差が要求されるのが一般的である。

ＭＲＩ装置は、最初に閉鎖型の円筒形状のシステムが導入されて以来多くの改良がなされている。具体的にいえば、信号対雑音比［ＳＮＲ］の向上ならびに強磁場磁石および超強磁場磁石の導入によって、イメージの質／分解能の改良が行われている。次いで、イメージの分解能の向上により、ＭＲＩは、ますます多くの専門家にとって、人体の構造的、解剖学的および機能的なＭＲＩイメージングのいずれの分野においても、最適な撮像手段となった。

人体の診断用イメージを撮像するための典型的な磁気共鳴システムの基本構成部品には、主要磁石（通常は、ｄｓｖにおいて実質的に均一な磁場［Ｂ_０フィールド］を発生する超伝導磁石）と、１つ以上の組のシムコイルと、１組の傾斜コイルと、１つ以上のＲＦコイルとが含まれている。ＭＲＩの説明は、たとえばハッケら（Ｈａａｃｋｅ ｅｔ ａｌ．）、「核磁気共鳴イメージング：物理的原理およびシーケンス設計（Ｍａｇｎｅｔｉｃ Ｒｅｓｏｎａｎｃｅ Ｉｍａｇｉｎｇ：Ｐｈｙｓｉｃａｌ Ｐｒｉｎｃｉｐｌｅｓ ａｎｄ Ｓｅｑｕｅｎｃｅ Ｄｅｓｉｇｎ）」、ジョン・ワイリー・アンド・サンズ（Ｊｏｈｎ Ｗｉｌｅｙ＆Ｓｏｎｓ，Ｉｎｃ．）、ニューヨーク州、１９９９年、に記載されている。また、クロチェーら（Ｃｒｏｚｉｅｒ ｅｔ ａｌ．）、米国特許第５，８１８，３１９号、クロチェーら（Ｃｒｏｚｉｅｒ ｅｔ ａｌ．）、米国特許第６，１４０，９００号、クロチェーら（Ｃｒｏｚｉｅｒ ｅｔ ａｌ．）、米国特許第６，７００，４６８号、ドリーら（Ｄｏｒｒｉ ｅｔ ａｌ．）、米国特許第５，３９６，２０７号、ドリーら（Ｄｏｒｒｉ，ｅｔ ａｌ．）、米国特許第５，４１６，４１５号、クヌッテルら（Ｋｎｕｔｔｅｌ ｅｔ ａｌ．）、米国特許第５，６４６，５３２号、ラスカリスら（Ｌａｓｋａｒｉｓ ｅｔ ａｌ．）、米国特許第５，８０１，６０９号も参照されたい。これらの特許の全内容は参照することにより本明細書に援用するものとする。

従来の医学用ＭＲＩの磁石は、通常長さが約１．６〜２．０メートルであり、フリーボア直径は０．８〜１．０メートルの範囲にある。磁石は、通常、ｄｓｖの中心点が磁石構造の幾何学的中心に位置するように対称となっている。ｄｓｖ内の磁場の軸線方向の成分の均一性は、球面調和関数展開によって解析されることが多い。

補助構成部品（勾配コイルおよび高周波コイル）の追加後の従来のＭＲＩ装置の典型的なアパチャーは、約０．６〜０．８メートルの直径、すなわち、丁度患者の肩部を受け入れられるだけの大きさの直径と、約２．０メートル以上の長さとを有する円筒形状の空間である。驚くほどのことではないが、このような空間に置かれたときに閉所恐怖症になる人は多い。また、患者の身体のうちのイメージングされている部分と磁石システムの端部との間の距離が長いため、医師がＭＲＩ検査中に患者を補助すること、または直接監視することが容易にはできない。したがって、臨床用の用途において、長さの短いオープンボア磁石システムの必要性が存在している。

このような高磁場システムの設計における課題は、現在利用可能でかつコスト効率の高い超伝導技術を用いて磁場の均一性およびｄｓｖサイズの両方を維持することである。磁石の性能は、軸線方向および半径方向のボアのサイズに大きく関係している。短いまたはコンパクトな磁石は設計および製造が非常に困難である。この理由は、主として従来の設計によって製造される隙間のないコイル構造が、超伝導コイル束にとって許容できないほどのピークフィールド値およびストレスをもたらすからである。通常は、ｄｓｖサイズに関して設計上の妥協を図らなければならないため、イメージングの質が維持されないこととなる。

ショートボア型高磁場クローズドシステムが２０００年代初めに出現し、小さなサイズのイメージング領域を提供するようになった。市場において入手可能な最短の円筒形状のスキャナーは、シーメンス１．５Ｔ（Ｅｓｐｒｅｅ）システムであり、約１．０５ｍ（コールドボア）であり、また多くの器官のイメージングに十分な３０ｃｍのｄｓｖサイズを有している。しかしながら、背骨全体のイメージングの如き用途では、システムのｄｓｖにおける軸線方向の制約により、検査が標準型の１．５ＴのＭＲＩよりも長くかかってしまい、イメージの質が、イメージの組み合わせ工程中に、特にイメージング領域の端の近傍において、歪んでしまう場合もある。

１９９０年代の初めに、垂直型オープンシステムの導入を通じて、患者にとっての快適さに関して改良がなされたものの、その技術はまだ磁場強度の制約を受けている（垂直型オープンシステム）。患者にとっての快適さ、受け入れ可能性、および良質のイメージング性能の維持を強化するために、ｄｓｖの質（サイズ、磁場強度および均質性）に関して妥協することなくショート（短い）磁石を製造することができるように磁石に関する技術を改良する強い必要性が存在している。

磁石のサイズは、患者に対する効果に加え、このような装置の設置にかかるコストのみならず、ＭＲＩ装置のコストを決める主要な因子である。標準型の１．５ＴのＭＲＩの全身スキャナーには、そのサイズ、重量、周辺磁場および必要な電力に起因して、全身スキャナーの設置以前に、個別に複数の部屋を備えるイメージングスイートの構築を含む、高度に専門的かつ高価なインフラ基盤が必要となる。これらの要件は、ほとんどの場合、大病院または有力な画像診断クリニックのみが、このようなシステムを装備してＭＲＩを診断方法として患者に提供することができるということを意味する。

ＭＲＩ装置を安全に使用するために、装置回りの磁場が、オペレーターの場所において、監督官庁によって指定されている暴露レベル未満になるように、ＭＲＩ装置を遮蔽することが必要となることが多い。遮蔽することにより、オペレーターは、遮蔽されないシステムと比較してより安全に磁石の極めて近くの位置にいることができるようになる。磁石が長いような場合には、安全に使用するためにより多くの遮蔽およびより大きな遮蔽室が必要となるため、コストが高くなってしまう。

四肢ＭＲＩ（これは、出願目的のために、整形外科ＭＲＩとも呼ばれる）は、ＭＲＩ産業の成長領域のうちの１つである。２００６年の米国におけるすべてのＭＲＩ検査の２０％は、上肢（たとえば、腕、手首および肘）および下肢（たとえば、脚体、足首および膝）について行われたものである（ＩＭＶ、２００７年）。このことは、２００６年に５３０万件の四肢検査が行われたことと一致する。ちなみに、１９９０年には、約１１０，０００件であり、四肢検査が全ＭＲＩ検査のうちのわずか２％しか占めていなかった。

四肢ＭＲＩシステムは、全身ＭＲＩシステムまたは従来のＭＲＩシステムよりもはるかに小さく、それらの縮小されたサイズおよび削減された漂遊磁場に起因して、設置するのがはるかに簡単である、したがって、これらは、四肢イメージングに対する低価格な１つの解である。後述されているように、四肢イメージングは本発明にかかる磁石の好ましい用途である。

四肢ＭＲＩシステムは、被験者およびオペレーターに対して多くの利点を有しているものの、磁石を構成するさまざまなコイルを設けるための空間の点において、また、これらの超伝導コイルを冷却する点において課題を有している。超伝導磁石を実現するための主要な問題は、磁石長を縮小し、かつ、超伝導ワイヤーを安全かつ効率的に用いることを担保しながら（必要な均一性を備えた）大きなイメージングｄｓｖを形成することにある。

専用の四肢システムのほとんどの部分を構成するオープンシステムは、磁場強度が低いという制約がある。２００５年の市場において最も磁場強度が高いオープンＭＲＩスキャナーはフィリップス１．０Ｔシステムであった。

現在提供されている小型ＭＲＩシステムは、その磁場強度が低いということが、それらを利用するにあたっての主要な欠点である。米国リウマチ学会によれば、「磁場強度の低いＭＲＩシステムは、同等の空間分解能のイメージについて、磁場強度の高いＭＲＩシステムのＳＮＲを得ることができない。」一般的に、磁場強度の低いシステムは、画像取得時間が長い。このことは、四肢検査の場合、静脈注射された造影剤が関節液の中に数分で拡散してしまうため、造影剤を必要とするような検査の場合には問題となる恐れがある。

本発明の目的は、全身ＭＲＩシステムおよび四肢ＭＲＩシステムのこれらの課題および他の課題に対処する改良された磁石およびＭＲＩシステムを提供することにある。

本発明は、ＭＲイメージを得るための磁気共鳴システム、およびそのような磁気共鳴システムで用いられる磁石を提供するものである。

かかる磁石は、かかる磁石の患者側に隣接する第一の端部側コイルおよびかかる磁石のサービス側に隣接する第二の端部側コイルを含む、軸線に沿って位置する少なくとも５つの一次コイルを有している一次コイル構造を備えている。（本明細書において、用語「患者側」は走査するために患者または患者の一部分を受け入れる磁石の端部により近い側または部分を指すために用いられ、用語「サービス側」はその反対の側または部分を指すために用いられる。）
参照のしやすいように、本明細書では、「コイル」または複数の「コイル」と記載するが、特筆すべき点は、各コイルが１つ以上の巻線（ｗｉｎｄｉｎｇｓ）を有し、半径方向もしくは軸線方向に整列された、複数の並設された部分またはサブブロックから構成されてもよいということである。具体的にいえば、必要に応じ、端部側に位置する２つの一次コイルの一方または両方が、それぞれ半径方向または軸線方向に一列に並ぶ複数のコイルサブブロック（ｃｏｉｌ ｓｕｂ−ｂｌｏｃｋｓ）から構成されてもよい。

典型的には、第一の端部側に位置する一次コイルおよび第二の端部側に位置する一次コイルは同一の極性を有している。すなわち、これらの一次コイルにおいて、電流は同一の方向に流れており、一次コイル構造の中で最も強いコイルである。すなわち、各端部側コイルの総電流は個々の中間のコイルの総電流よりも大きくなっている。

使用時、かかる磁石は、少なくとも１．５テスラの磁場を生じることができ、好ましくは少なくとも３．０テスラの磁場を生じることができる。これらの磁場は、前もって決められたイメージング領域またはイメージング空間（「均一領域」または「ｄｓｖ」とも呼ばれる）にわたって実質的に均一になっている。典型的には、イメージング領域は、イメージング中心における長手方向磁場に対する長手方向磁場の偏差の演算値において、ピークトゥピークで２０ｐｐｍ未満の値によって規定される外面を有している。

ここでいう磁場強度および均一性は、磁場強度および均一性の設計値を意味することを意図したものである。

好ましくは、かかる磁石の軸線方向の端部から２番目のコイルである少なくとも１つの一次コイルは、隣接する端部側コイルとは反対の極性を有している。すなわち、２番目のコイルでは、電流が、その端部側コイルとは反対方向に流れている。

一次コイル構造は非対称な電磁気構造を有しているのが有利である。すなわち、一次コイル構造は、イメージング領域の軸線方向の中心に沿って対称とはなっておらず、一次コイルのうち、イメージング領域の軸線方向の中心における患者側の一次コイルの方が、イメージング領域の軸線方向の中心におけるサービス側の一次コイルよりも総電流が大きい。総電流とは、電流とコイルの巻数または巻線数との積を意味する。

磁石中心およびイメージング中心は一致していてもしていなくともよい。

好ましくは、軸線方向のイメージング領域の断面寸法（Ｄｚ）、およびｄｓｖの端と磁石のアパチャーとの間の最短距離（ｄ、コールドボア、患者側）が、Ｄｚ／ｄ＝１〜２の関係を満たしている。

従来の円筒形状の磁石システムに比べて本発明の磁石の利点は、実施形態によっては、「ショートボア」が単に磁石の患者側のことを言及するものであって、磁石のサービス側は長さの制約を受けないということにある。磁石のサービス側は、磁石の安全性（クエンチングを最小限に抑えること）および良好なコスト効率を維持すると同時に、満足のいく大きさのｄｓｖの形成をサポートすることができる十分な大きさとすることができる。このように設計することにより、閉所恐怖症の患者にとってＭＲＩ検査を高品質なものとし、走査中の患者へのアクセスを容易なものとすることが可能となる。

換言すれば、磁石アパチャーから（すなわち、磁石の患者側端部から）ｄｓｖの端までの距離は、従来のショートボアシステムと同一に維持されているものの、軸線方向のｄｓｖサイズは、サービス側で磁石の長さを緩める（伸長する）ことにより拡大することができる。従来の円筒形状のシステムと比較して、本発明は、オープンシステムに起因してより高レベルの患者受け入れ可能性を提供することができるだけではなく、アクセス可能なイメージング領域という点から著しく向上されたイメージング性能をも提供することができる。より重要なことは、本発明のコイル構造は従来の磁石システムほどは高密になっていないため、本発明にかかる磁石のストレスを抑えられるということである。このことは、ストレスにより誘発されるクエンチングの可能性が抑えられるので、重要な利点である。

ショートボア設計の点では、全身走査ＭＲＩの実施形態の場合、磁石の軸線方向の長さは、１６０ｃｍ未満であることが有利であり、１４０ｃｍ未満であることが好ましい。これは、患者へのアクセスのしやすさの点から見て、従来の１ｍのショートボアシステムに相当する。

四肢イメージングの実施形態の場合、磁石の軸線方向の長さは、７０ｃｍ未満であることが有利であり、６０ｃｍ未満であることが好ましい。この構成は、整形外科イメージングに良好なサイズのｄｓｖを提供する。

好ましくは、ｄｓｖの半径方向の寸法（Ｄｒ、直径）は、少なくとも、全身イメージング実施形態の場合には４０ｃｍであり、四肢実施形態の場合には１０ｃｍである。

遮蔽コイル構造が、一次コイル構造のまわりに設けられるのが好ましい。遮蔽コイル構造は、一次コイルより大きな直径を有する少なくとも１つの遮蔽コイルを備えている。遮蔽コイル構造は、一次コイル構造の半径方向外側に設けられ、磁石の軸線方向の長さの略全長に沿って延設されている。遮蔽コイルでは、電流は、一次コイル構造の端部側コイルの電流の方向とは反対の方向に向けて流れる。遮蔽コイルは、超伝導構造を有していてもよいし、または、強磁構造を有していてもよい。また、遮蔽コイルは、ｄｓｖ内の磁場を調節するために用いられてもよい。

好ましくは、磁石は、（２つの端部側コイルおよび端部側コイルの隣に位置する反対の極性を有しているコイル以外に）軸線方向に沿って延設される少なくとも３つの中央に位置する一次コイルを備えており、これらの内側エンベロープがイメージング領域全体をカバーする。これら中央に位置するコイルは、磁場への寄与を著しく変えることなく、製造上の目的および磁場制御／ストレス制御の目的のために、グループ化されてもよいし、または分割されてもよい。

他の実施形態では、本発明は、上述の発明にかかる磁石を設計する方法を提供している。この方法は、磁石の安全性（クエンチングを最小限に抑えること）および良好なコスト効率を維持しながら、満足のいく大きさのｄｓｖを形成するために、患者側のコンパクトなコイル構造を保持しながら、イメージング中心に対してサービス側のコイル構造を軸線方向に沿って伸長することを含んでいる。

好ましくは、コイル、特に一次コイル構造の端部側コイルに加わる合力を最小限に抑えるために、磁石設計において、力のバランスを取ることがなされる。設計作業において力のバランスを取ることを実行するために、誤差関数にマクスウェル力が含まれ、最小化される。

本発明の上述の概要および実施形態は、読者の利便性のみを意図したものであり、本発明の技術的範囲を限定することを意図したものでもなければ、またそのように解釈されるべきものでもない。さらに一般的にいえば、上述の概要および次の詳細な記載は、本発明の単なる一例であり、本発明の特性および特徴を理解するための概観または枠組みを提供することを意図したものであることに留意されたい。

たとえば、磁石は二層コイル構造に限定されるものではなく、また、半分の大きさの磁石を製造するために多層コイル構造を用いてもよい。

本発明のさらなる特徴および利点は下記の詳細な記載に記述されており、当業者にとって、その記述からの容易に明らかになるものもあれば、本明細書に記載の発明を実施することにより明らかになるものもある。本発明のこれらのさらなる態様および上述の態様を別々に用いることもできれば、一部および全てを組み合わせて用いることもできる。

添付の図面は、本発明をさらに理解することを助け、本明細書に組み込まれ、本明細書の一部を構成している。図面には、例示として、本発明のさまざまな実施形態が記載されており、説明と合わせて、本発明の原理および作用について説明する役目を果たしている。図面および明細書では、関連する図面の中の同様の部品は同様の番号で示されている。

磁石の構成およびｄｓｖの概略斜視図である。 従来のショートボア磁石と本発明の実施形態にかかる磁石との差を示す図である。 実施形態１〜３の磁石を設計するために用いられるプロセスを示すフローチャートである。 １．５Ｔ全身用磁石の一例のコイル構成およびｄｓｖサイズを示す概略図である。 全身用磁石の外側の漂遊磁場、および、特に５ガウス（５×１０^−４テスラ）の等高線を示す図である。 全身用磁石のコイル内における全磁場強度の計算値を示すプロットであり、磁場強度は、図に記載のグレースケールにより示されている。 全身用磁石のコイル内における全電磁力強度の計算値を示すプロットである。電磁力強度は、図に記載のグレースケールにより示されている。 全身用磁石（軸線方向）に沿った電流分布を示す図である。 全身用磁石の電流密度マップ（ＣＤＭ）を示す図であり、これは、最適化前にコイル構成の初期設定を決定する際に用いられ、同様のＣＤＭプロットが四肢の実施形態にも用いられている。 ３Ｔ四肢用磁石（３Ｔａ）のコイル構成およびｄｓｖサイズを示す概略図である。 ３Ｔ四肢用磁石（３Ｔａ）の外側の漂遊磁場、および、特に５ガウス（５×１０^−４テスラ）の等高線を示す図である。 ３Ｔ四肢用磁石（３Ｔａ）のコイル内の全磁場強度の計算値を示すプロットであり、磁場強度は、図に記載のグレースケールにより示されている。 ３Ｔ四肢用磁石（３Ｔａ）のコイル内の全電磁力強度の計算値を示すプロットであり、電磁力強度は、図に記載のグレースケールにより示されている。 ３Ｔ四肢用磁石（３Ｔａ）（軸線方向）に沿った電流分布を示す図である。 ３Ｔ四肢用磁石（３Ｔｂ）のコイル構成およびｄｓｖサイズを示す概略図である。 ３Ｔ四肢用磁石（３Ｔｂ）の外側の漂遊磁場、および、特に５ガウス（５×１０^−４テスラ）の等高線を示す図である。 ３Ｔ四肢用磁石（３Ｔｂ）のコイル内の全磁場強度の計算値を示すプロットであり、磁場強度は、図に記載のグレースケールにより示されている。 ３Ｔ四肢用磁石（３Ｔｂ）のコイル内の全電磁力強度の計算値を示すプロットであり、電磁力強度は、図に記載のグレースケールにより示されている。 （１）一次層および遮蔽層ならびに（２）一次層のみについて、３Ｔ四肢用磁石（３Ｔｂ）（軸線方向）に沿った電流分布を示す図である。

超伝導磁石は、典型的には、コイル列を含む一次コイル構造を有している。一次コイル構造は、遮蔽コイル構造または遮蔽コイル層によって取り囲まれており、遮蔽コイル構造または遮蔽コイル層もまた、１つ以上のコイル列から構成されている。好ましい実施形態では、本発明は、電磁的に非対称な構造を有しかつある特定のコイル配置を一次構造上に有している効果的に短い超伝導磁石を備えている核磁気共鳴システムに関するものである。これらのコイルは、図面に概略的に例示されている。

図４、図１０および図１５の実施形態に示されているように、磁石の一次コイル構造では、２つの端部側コイルが組立体内において（体積の点で）最も大きなコイルであり、端部側コイルと同一の極性を備えた少なくとも３つの、好ましくは少なくとも４つのコイルが磁石の中央領域に設けられている。端部側コイル（患者側）の隣にある少なくとも１つのコイルは、他の一次コイルに対して逆極性を有している、すなわち、このコイルは、電流が当該コイル内を逆方向に流れるように巻かれている。このコイルは、磁石のその端部において、ｄｓｖ内の磁場の均質性を向上させる補助をしている。

図８、図１４および図１９に示されているように、磁石の一次コイル構造内では、組立体の両側のコイルパターンは、イメージング中心に対して電磁的に非対称となっている。すなわち、患者側の総電流がサービス側の総電流よりも大きくなっている。

それと同時に、超伝導体のピークフィールドが適正な値に抑制されている。このことが実際問題として重要な点である。ピークフィールドが高い場合、超伝導体において安全に流すことのできる電流密度が制約を受ける（または、超伝導性を失ってしまうプロセスであるクエンチングの危険性が生じる）。また、ピークフィールドが高い場合、ワイヤー内の超伝導体フィラメントの割合を増やすことが必要となり、ワイヤーがより高価なものとなってしまう。

いかなる動作原理にも縛られるものではないが、このようにコイルを配置することによって、患者側のｄｓｖの端と磁石端部との最短距離に比して、均質なｄｓｖを大きくすることが可能となると考えられる。同時に、そうすることにより、超伝導コイル内のピークフィールドを適切なレベルにし、安全かつ効率的な磁石をもたらす。

単一の遮蔽コイルに代えて、遮蔽層は、複数の別個のコイルを有してもよい。たとえば磁石システムの全長にわたって分離されている２つのコイルまたは３つのコイルを有してもよい。ピーク磁場、すなわちストレスが、本発明の磁石内である程度まで制御されるので、たとえばニオブ・チタン合金等の超伝導材料の量を減らした超伝導ワイヤーを用いることができる。

本発明の好ましい実施形態では、磁石は、次の性能基準のうちの一部、最も好ましくは全てを満たす。
（１）四肢イメージング磁石について、全径が１００ｃｍ以下、好ましくは７０ｃｍ以下であり、全身イメージング磁石については、全径が２００ｃｍ未満である。
（２）四肢イメージング磁石については、全長が７０ｃｍ以下であり、全身イメージング磁石については、全長が１４０ｃｍ以下である。
（３）ｄｓｖの均一性およびサイズが、効果的なＭＲイメージングに十分なレベルにある（好ましくは、均一性レベルは、ｄｓｖの中心におけるＢ_０の値に対してピークトゥピークで２０ｐｐｍまたはそれより良好である。ｄｓｖの軸方向の長さ（Ｄｚ）およびｄｓｖの端とコールドボア磁石端部との最短距離（ｄ）はγ＝Ｄｚ／ｄが１〜２の範囲にあるという関係を有している。小さなγは、小さなイメージング領域または大きなアクセス可能距離（ロングボア磁石と等価）に対応し、大きなγは、大きなイメージング領域および／または小さなアクセス可能距離（効果的ショートボア磁石）に対応する。全身の場合、実施例の設計では、γ＝１．４８であり、従来のショートボア設計では、γ＝０．８８＜１である。四肢の場合、２つの実施例はそれぞれγ＝１．５１、γ＝１．６１であり、従来のショートボア設計では、γ＝０．９７＜１である。本発明はγ＞２をサポートしない。その場合、異なる電磁的特徴およびコイル構成（たとえば、３層磁石）が用いられ、また、ｄｓｖが一方の磁石端部に向けて大きくオフセットされることとなる（米国特許第７３７５５２８号を参照）。
（４）コイル間の空隙が有効な低温冷却に十分な大きさである。
（５）高価でない超伝導ワイヤーの使用を可能とするためにコイル内のピーク磁場が低い（たとえば、電流が流れている複数のコイルのうちのいずれのコイル内におけるピーク磁場の計算値も、約７．５テスラ未満である。
（６）漂遊磁場が低い（たとえば、磁石外部の漂遊磁場の計算値が、ｄｓｖの幾何学中心から７ｍ（全身システムの場合）および４ｍ（四肢システムの場合）を超えて離れたすべての部位において５×１０^−４テスラ未満である）。

以下、本発明の磁石の具体例ならびに本発明の磁石のコイル構成および電流分布関数を求める際に用いられる手法について詳述するが、これれは、本発明の技術的範囲を限定するものではない。

コイルの位置は最適化プロセスにおいて求められる（図３を参照）。最適化は、非線形最小二乗法アルゴリズム（Ｍａｔｌａｂ最適化ツールボックス、http://www.mathworks.com）に基づいて、制約付き数値的最適化手法を用いて行なわれた。このルーチンは、磁場生成要素の幾何学形状および位置をパラメータとして用いることに加えて、上述の誤差項を用いて、磁石の最終的なコイル幾何学形状を算出した。

［実施例１（１．５Ｔ全身用磁石）］
この実施例は、図４に概略的に示され、本発明の１つの実施形態にかかる超伝導磁石を例示している。概観すると、磁石には１３個のコイルが用いられ、コールドボア長およびコールドボア内径がそれぞれ約１．３４および０．４９メートルである。さらに重要なことには、コールドボア磁石端部とｄｓｖの端との間の最短距離がわずか０．３６メートルであり、他のコイル構成を用いて実現することが困難であるということである。この実施例では、磁石の中心とイメージング中心との間の軸方向距離は１．２ｃｍとなっている。磁石の一次側巻線は、端部から２番目のコイル以外のすべてのコイルが、同一方向に巻かれている（すなわち、同一極性を有している）。端部から２番目のコイルは、他のすべてのコイルの一次側巻線とは反対方向に巻かれている（すなわち、逆極性を有している）。

イメージング中心に対して、一次側巻線上のコイルブロックは非対称な電磁気的トポロジーを有している。患者側の総電流は、サービス側の総電流より実質的に大きい（図８および図９を参照）。この特徴は、その他のコイルのトポロジーと組み合わさることで、同一の距離ｄを提供する磁石の他のコイル構造と比較して、より閉鎖されかつ改善された均一性をもたらす。比較のため、図４には、従来の対称型の全身用ショートボア１．５Ｔ磁石の磁石中心およびｄｓｖサイズが例示されている。ｄを一定に保ち、患者側の磁石長さを約２０ｃｍに緩める（伸長する）ことによって、ｄｓｖは、軸線方向に沿って３２ｃｍから５４ｃｍまで（５ｐｐｍの均一性で）大幅かつ有益に広げられる。磁石の遮蔽コイル構造には、合計４つの遮蔽コイルが設けられており、これらは、磁石の長さ方向に沿ってさまざまに延びている。

図４には、磁石およびｄｓｖ内の磁場が示されている。図５には、磁石によって生成された外部漂遊磁場および軸線方向磁場の計算値が示されている。図６には、磁石のさまざまなコイル内における、磁石によって生成された全磁場強度の計算値が示されている。図７には、磁石のさまざまなコイル内における、磁石によって生成された全電磁力強度の計算値が示されている。図４には各コイルの電流密度の極性が示されている点に留意されたい。

図４に示されているように、磁石は約５４ｃｍの直径を有するほぼ球状のｄｓｖを有している。５４ｃｍというのは、磁石の全長と比べかなり大きい。また、磁石は、ｄｓｖの中心から約６メートル内、軸線方向に約６ｍかつ半径方向に約４ｍに、５ガウスの線を有する（図５に図示されている）。

図６に示されているように、算出された磁場のピークは約６テスラなので、容易に入手可能な超伝導ワイヤーを用いて当該磁石を製造することが可能である。

図１には、コイルとｄｓｖとの相対的なサイズを示す斜視図が示されている。ｄｓｖは、磁石の全長と比べ大きくかつ閉鎖されているので、たとえば患者が検査中に頭を磁石の外側に位置させつつベッドの上で快適な姿勢を取りながら（図２に図示されているように）全身のイメージングをするのを可能としている。ｄｓｖの端から磁石の患者側端部までの距離「ｄ」は３６センチメートルであり、従来のショートボア設計と同一である。しかしながら、従来の、一定の高さを備えた短い磁石では、超伝導体ワイヤーの制約があり、コイルの間隔が狭いことや、コールドボア空間が小さいという問題に起因して、コイル間のおよびコイル内のストレス／ピークフィールドが高くなってしまい、手頃なコストで磁石を製造することが困難となる。したがって、実際の使用にあたっては、サイズの小さなｄｓｖ（たとえば、従来の軸線方向に沿った４０〜４５ｃｍに代えて３０ｃｍ）を検討する必要がある。本発明の当該実施例は、かかる技術的な課題を克服し、従来のショートボア技術の１．８倍のサイズのイメージング領域を形成することができる。

図８および図９に示されているように、磁石の一次層では、総電流分布関数は、長手方向に沿って、イメージング中心に対し非対称となっている。すなわち、患者側の総電流はサービス側の総電流よりも大きくなっている。四肢用３Ｔ磁石の実施例の場合も、電流分布関数はこのように非対称である。

［実施例２（四肢用３Ｔ磁石（バージョンａ、ｂ））］
本実施例は、図１０および図１５に概略的に示されており、本発明の第二および第三の実施形態にかかる構造を用いた３Ｔ超伝導磁石の設計を示す。

図１０に示されているように、設計バージョン「ａ」では、コイル構造の全長が５５ｃｍ未満であるものの、均一なｄｓｖが生成されている。均一なｄｓｖは、軸線方向に２３．５ｃｍであり、半径方向に７．５ｃｍであり、また、ｄｓｖの均一性はその空間全体にわたって５ｐｐｍ未満のみ変化する。一次層の患者側では、端部側コイルの隣のコイルの極性は、一次コイルセットの中の他のすべてのコイルの極性と反対である。本実施例における６つの中間コイルは磁石の中心領域に配置にされている。サービス側の端部側コイルの隣には負コイルは存在しない。本実施例では、磁石中心とイメージング中心との間の軸線方向の距離は１．２ｃｍである。先の場合と同様に、このコイル構造は、他の特徴と組み合わせることで、比較的大きくかつ有用なイメージング領域を形成するという上述の効果を奏する。

この磁石の漂遊磁場は抑制魚されており、図１１に示されているように、軸線方向および半径方向にそれぞれ約３．６ｍおよび約２．４ｍとなるようによく制御されている。図１２に示されている導体内の磁場は、実施例１のものと類似しており、入手可能な超伝導ワイヤーの能力の範囲内にある。

本実施例の磁石は、整形外科やこれに類似する用途に適しており、今や３テスラという高い磁場強度に達していて、本構造の幅広い適用可能性が示されている。

比較のため、図１０には、従来の対称型のショートボア四肢用３Ｔ磁石の磁石中心およびｄｓｖサイズが例示されている。ｄを一定に保ち、患者側の磁石長さを約９ｃｍ緩めることによって、ｄｓｖは、軸線方向に沿って１５ｃｍから２３．５ｃｍまで（５ｐｐｍの均一性で）大幅にかつ有益に広げられる。

図１５〜図１９には、四肢用３Ｔのケース「ｂ」についての同様の結果が示されている。四肢用３Ｔのケース「ａ」の例と比較すると、本設計では、同様のｄｓｖを形成するにあたって、一次層においてより少数の中央の正コイル（４ブロック）が用いられ、また、より少数の遮蔽コイル（３ブロック）が用いられている。このことは、同一の設計目標に対し本発明のコイル構造が有利であること、同一の発明概念を用いる限り、優れたｄｓｖを形成できることを、明白に示している。磁石端部とｄｓｖの端との間の最短距離に対してｄｓｖサイズを大きくできることは、四肢イメージングにとって明白な利点となる。被験者は検査中も快適でありえるし、また、非常に広範囲のイメージングへの応用が可能となる。

本発明の他の実施形態では、一次層の最も外側のコイルに特別の注意を払いながら、磁石のすべてのコイルに加わる合力を最小限に抑えるように、力のバランスを取ることが含まれている。

磁石系がコンパクトになっているので、コイル同士は必然的に極めて接近することになり、超伝導巻線に作用する磁力は非常に大きくなりえる。これらの力により、超伝導合金の特性が定格特性を下回り、クエンチする、すなわち超伝導状態が消失する場合もある。このような磁石系にとって、設計過程において磁力を考慮しておくことは重要であるので、この実施形態では、設計過程において自動的に力を減少させることが含まれている。すなわち、最適化には、誤差関数のマクスウェル力（Ｍａｘｗｅｌｌ ｆｏｒｃｅｓ）を最小化することが含まれている。このことにより、磁石設計において、磁石系全体の寸法を制御しながら、自動的に力を減少させることが可能となる［クロチア エス（Ｃｒｏｚｉｅｒ Ｓ．）、スネープジェンキンソン シー ジェイ（Ｓｎａｐｅ−Ｊｅｎｋｉｎｓｏｎ Ｃ．Ｊ．）、フォーブズ エル ケイ（Ｆｏｒｂｅｓ Ｌ．Ｋ．）、「高磁場核磁気共鳴イメージング用途用の力を最小化するコンパクト磁石の確率的設計（Ｔｈｅ ｓｔｏｃｈａｓｔｉｃ ｄｅｓｉｇｎ ｏｆ ｆｏｒｃｅ−ｍｉｎｉｍｉｚｅｄ ｃｏｍｐａｃｔ ｍａｇｎｅｔｓ ｆｏｒ ｈｉｇｈ−ｆｉｅｌｄ ｍａｇｎｅｔｉｃ ｒｅｓｏｎａｎｃｅ ｉｍａｇｉｎｇ ａｐｐｌｉｃａｔｉｏｎｓ）」、ＩＥＥＥ Ｔｒａｎｓ、Ａｐｐｌ．Ｓｕｐｅｒｃｏｎｄ．１１巻、２号、４０１４頁から４０２２頁、２００１年を参照、この文献の開示内容は参照することにより本明細書に援用することとする］。このことにより、設計の安全性が向上し、軸線方向に沿った一次コイルセットを支持する上での要件が緩和される。

上記の実施形態は、本発明の例示を意図したものであって、本発明の技術的範囲を限定するものではない。本発明は、当業者が容易に考えつくさまざまな変更および追加を加えて具象化されてもよい。

たとえば、コイルは異なる半径を有していてもよい。頭部／全身ハイブリッドイメージングシステムにおいて、一次コイルは頭部イメージング領域において半径が小さく、身体イメージング領域において半径が大きくなっていると共に、より大きなｄｓｖおよび短いアクセス可能距離を達成するにあたって、上述の設計原理および発明概念が用いられてもよい。

Claims (16)

1. 磁気共鳴システムにおいて用いられるのに適した超伝導磁石であって、
   前記磁石の患者側に隣接する第一の端部側コイルおよび前記磁石のサービス側に隣接する第二の端部側コイルを含む、軸線に沿って位置する少なくとも５つの一次コイルを有する一次コイル構造を備えており、
   前記磁石が、前もって決められたイメージング領域にわたって実質的に均一である、少なくとも１．５テスラの磁場を生じることができ、
   前記一次コイル構造が非対称な電磁気構成を有しており、前記コイル構造が前記イメージング領域の軸線方向の中心に対して対称とはなっておらず、前記少なくとも５つの一次コイルのうち、前記イメージング領域の軸線方向の中心に対して前記患者側に位置する一次コイルが前記イメージング領域の軸線方向の中心に対して前記サービス側に位置する一次コイルよりも総電流が大きくなっており、
   少なくとも第一の端部側コイルの隣に位置する一次コイルが、前記第一の端部側コイルの極性とは反対の極性を有するように構成されてなる、磁石。
2. 前記少なくとも５つの一次コイルよりも直径が大きな少なくとも１つの遮蔽コイルを有している遮蔽コイル構造をさらに備えており、該遮蔽コイル構造が前記一次コイル構造の半径方向外側の位置に設けられてなる、請求項１に記載の磁石。
3. 前記磁石が、７０ｃｍ未満の軸線方向の長さを有し、四肢イメージングに用いるのに適している、請求項１または２に記載の磁石。
4. 前記イメージング領域の前記半径方向に沿った寸法が少なくとも１０ｃｍである、請求項３に記載の磁石。
5. 前記磁石が、１６０ｃｍ未満の軸線方向の長さを有し、全身イメージングに用いるのに適している、請求項１または２に記載の磁石。
6. 前記イメージング領域の前記半径方向に沿った寸法が少なくとも４０ｃｍである、請求項５に記載の磁石。
7. 前記イメージング領域の軸線方向の断面寸法（Ｄｚ）と、前記イメージング領域の端と前記磁石の前記患者側の端部との間の最短距離（ｄ）とが、Ｄｚ／ｄ＝１〜２の関係を満たす、請求項１乃至６のうちのいずれか一項に記載の磁石。
8. 前記第一の端部側コイルおよび前記第二の端部側コイルが同一の極性を有してなる、請求項１乃至７のうちのいずれか一項に記載の磁石。
9. 前記一次コイル構造が、前記第一の端部側コイルおよび前記第二の端部側コイル、これらの端部側コイルの一方または両方の隣に位置しかつ反対の極性を有するコイルに加えて、少なくとも３つの中央コイルを有し、該少なくとも３つの中央コイルが軸線方向に沿って延設され、前記イメージング領域全体をカバーする内部空間を形成してなる、請求項１乃至８のうちのいずれか一項に記載の磁石。
10. 請求項１乃至９のうちのいずれか一項に記載の磁石を備えてなる磁気共鳴イメージングシステム。
11. 請求項１乃至９のうちのいずれか一項に記載の磁石を設計する方法であって、
    前記一次コイル構造の少なくとも軸線方向の前記第一の端部側コイルおよび前記第二の端部側コイルに加わる合力を最小限に抑えるように力のバランスを取るステップ
    を有している、方法。
12. 前記力のバランスを取るステップが、誤差関数のマクスウェル力を最小化することを含んでいる、請求項１１に記載の方法。
13. 超伝導磁石であって、
    前記磁石の第一の軸線方向端部に位置する第一の端部側コイルおよび前記磁石の第二の軸線方向端部に位置する第二の端部側コイルを含む、軸線方向に沿って位置する少なくとも５つの一次コイルを有している一次コイル構造を備え、前記第一の端部側コイルおよび前記第二の端部側コイルが同一の極性を有しており、
    前記一次コイル構造が、前もって決められたイメージング領域にわたって実質的に均一になっている少なくとも１．５テスラの磁場を生じるように構成され、前記前もって決められたイメージング領域が、前記コイル構造内の、前記磁石の前記第一の軸線方向端部と前記第二の軸線方向端部との中間部分であって、前記磁石の前記第二の軸線方向端部よりも前記第一の軸線方向端部により近い位置に設けられており、前記少なくとも５つの一次コイルのうちの前記イメージング領域の軸線方向の中心の一方の軸線方向側に位置する一次コイルが、前記少なくとも５つの一次コイルのうちの前記イメージング領域の軸線方向の中心の他方の軸線方向側に位置する一次コイルよりも大きな総電流を有してなる、超伝導磁石。
14. 少なくとも前記第一の端部側コイルの隣に位置する一次コイルが、前記第一の端部側コイルの極性とは反対の極性を有してなる、請求項１３に記載の超伝導磁石。
15. 少なくとも３．０テスラの磁場を生じることができるように構成されてなる、請求項１、１３または１４に記載の超伝導磁石。
16. 前記一次コイル構造の半径方向外側に設けられ、前記超伝導磁石の軸線方向の長さの略全長にわたって延設される遮蔽コイル構造をさらに備えてなる、請求項１３乃至１５のうちのいずれか一項に記載の超伝導磁石。