JP3983984B2 - Magnet apparatus, nuclear magnetic resonance imaging apparatus using the same, and magnetic field uniformity adjustment method thereof - Google Patents
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Description
【0001】
【発明の属する技術分野】
本発明は、新規な磁石装置、それを用いた磁気共鳴イメージング装置とその磁場均一度調整方法に係わり、特に広い開口部を有する開放型磁石の磁場均一度調整に関する。
【0002】
【従来の技術】
磁気共鳴イメージング装置(以下、MRI装置)は均一な静磁場空間におかれた検査体に電磁波を照射した時に生じる核磁気共鳴現象を利用して検査体の物理的性質を表す画像を得るもので、特に医療用として用いられる。
【0003】
本発明の対象である開放型のMRI装置は、均一磁場領域を挟んで一対の磁極が対向して配置される構造であるため、被検者が受ける閉塞感が小さく、かつ検査者の被検者へのアクセスが容易なことより最近ではMRI装置の主流となっている。加えて医療技術の進展と共に、撮影画像のさらなる高解像度化・高機能化が要求されており、特に開放型MRI装置の構成要素である磁石集合体に対して、計測空間に印加される磁場の均一性向上が要望されている。
【0004】
これらMRI装置が医療用としての使用に必要な磁場均一性を確保するためには、磁場の不均一性を補正する手段であるシミングと呼ばれる過程が必要であり、主として磁石集合体の組立て後に実施される磁場均一度の粗調整、医療施設に搬入後に実施される微調整等からなる。後者の工程は工場内で均一磁場の初期設定が完全に完了したとしても、医療施設における設置空間条件により均一度が微妙に変動することによるもので、設置現場にて磁性体片等を所定の位置に配置するなどの手作業が不可欠である。
【0005】
図5に開放型MRI装置の従来例の構造を示す。装置の主要構成要素としては、計測空間に均一磁場を印可するための磁極(1a,1b)、起磁力源である超電導コイル(2a,2b)、超電導コイルを収納する容器(3a,3b)、共鳴現象の位置情報を与えるための勾配磁場を印可する傾斜磁場コイル(4a,4b)、電磁波を照射・受信するRFコイル系(5a,5b)、計測空間の磁場均一度を調整するための均一度調整部(6a,6b)等があり、これらが計測空間を挟んで対向するように各々配置されている。
【0006】
開放型のMRI装置の磁場均一度を調整する公知技術として、磁束界調整制御装置と呼ばれる調整自在に取り付けられた複数の放射状セグメントを磁極突起部へ設ける方法(特開平5-251231)、磁極外周部のリングを上下させる方法(特開昭63-165743)、磁極対向面上に磁性体あるいは永久磁石小片を配置する方法(特開平3-131234、特開平8-172010、 特開平9-313458)、磁極対向面上に配置された磁性体片を磁束方向と平行移動させる方法(特開平7-171131)等がある。
【0007】
特開平2-117106号公報の磁場発生装置及び特開平10-146326号公報のMRI用磁界発生装置にはいずれも永久磁石を用いた磁石装置が開示されている。
【0008】
【発明が解決しようとする課題】
しかし、これらの均一度調整手段は、計測空間に近い対向面側の磁極の形状や配置を変更する、あるいは対向面側に隣接した領域における磁性片配置を変更するものであるため、磁場均一度変化に及ぼす感度が極めて高く、粗調整には適用できるが、微調整としては必ずしも好適ではなかった。
【0009】
またこれらの手段は、磁場均一度調整体が磁極内部に配置されているため、均一度の微調整の作業毎に傾斜磁場コイル等を取り外して磁場均一度調整体を構成する磁性体片の配置を変更する必要があり、作業が複雑化すると共に相当量の作業時間を費やしていた。加えて、超電導コイルを起磁力源とした磁石集合体の場合には、プレート状の磁場均一度調整体に作用する電磁力が非常に大きいため、その脱着時には励磁状態の超電導コイルを減磁させる必要があり、結果として超電導コイルの励磁・減磁におけるコイル本体の電磁現象である交流損失によって、冷媒である液体ヘリウムの損失が大きい等の問題もあった。
【0010】
また、これらの手段は磁性体シムが傾斜磁場コイルと隣接した領域に配置されているため、傾斜磁場コイルのパルス運転によって生じる温度変化が磁場均一度調整体を構成する磁性体の磁化特性を変化させ、結果として撮影時の磁場均一度に悪影響を及ぼしていた。これは磁性体片を用いる受動的な均一度調整の場合は、磁性体の磁化特性の温度依存性が大きいためである。
【0011】
また磁場均一度の微調整において、傾斜磁場コイル等を取り外すことなしに作業できる方法として、磁極をウオームギア等で外部から上下させる方法(特開平8-69913)等がある。しかし、本方法は磁極全体を上下させる方法で均一度調整できる不整磁場成分に限界があった。
【0012】
本発明の目的は、磁場均一度を微調整する際の調整感度を適正化すると共に、計測空間の磁場均一度微調整において、傾斜磁場コイルを脱着することなしに低次の不整磁場成分を調整できると共に、その作業効率を向上させ、作業を容易に実施することができる磁石装置、それを用いた磁気共鳴イメージング装置とその磁場均一度調整方法を提供することにある。
【0013】
【課題を解決するための手段】
本発明は、計測空間を挟んで対向配置された一対の磁極と、一対の超電導コイル、及び該超電導コイルを収納する一対の容器を備えたMRI装置用磁石装置において、複数の周方向に分割された非磁性体片によって形成される環状の磁場均一度調整体が前記超電導コイル収納容器に隣接した領域で前記磁極の外周に配置され、前記非磁性体片は着脱可能であり、前記非磁性体片には複数の強磁性体挿入用円柱孔が規則的に配置されていることを特徴とする。本構成では均一度調整領域が傾斜磁場コイルから離れているため、磁場均一化用の磁性体片が傾斜磁場コイルのパルス通電による発熱の影響を受けにくいため、結果として撮影時においても磁場均一度が安定する。加えて計測空間から離れた領域において均一度調整することができるため、不整磁場成分の微調整が可能となる。本発明は、磁場均一度調整体を超電導コイルに隣接した領域に配置すると共に、分割構造とするものである。
【0014】
本発明は、磁場均一度調整体を磁場中心軸に対して同心円上に配置される環状の形状とするのが好ましい。磁場均一度調整体を磁場中心軸に対して同心円上に配置することで計測空間の軸対称な不整磁場成分が、また環状体の中心を磁場中心軸から若干ずらすことにより、非軸対称な不整磁場成分を調整することができる。
【0015】
又、本発明は、この磁場均一度調整体を一対の磁極が対向する空間より磁場中心軸に対して外周側で、かつ隣接する超電導コイル収納容器より磁場中心軸に対して対向面より外側に配置させた。加えてこの磁場均一度調整体を周方向に分割されたセグメントで構成し、その半径方向の外周側へ脱着可能な構造とした。本構成により、最終的な磁場微調整の工程においても、傾斜磁場コイルやRFコイルを脱着することなしに分割されたセグメントが交換できるため、作業性を著しく向上することができる。加えて、分割するセグメントの体積を適正に小さくすることによって、計測空間に静磁場が印加された状態においても、これらセグメントに作用する電磁力を小さくできるため、超電導コイルが励磁された状態においても、セグメントの脱着が可能となる。
【0016】
又、本発明では、磁場均一度調整体を非磁性体と磁性体片の複合体で構成させ、磁性体片を強磁性体あるいは永久磁石とするのが好ましい。本構成により起磁力源である超電導コイルから発生する磁束を微妙に制御することが可能となる。又、磁場均一度調整体として、非磁性・電気絶縁体と磁性・電気伝導体片の複合体で構成される磁場均一度調整体に磁束が通過している構造とすることにより、計測空間に極めて磁場均一度が高い静磁場を印加することができるため、MRI装置として医療用に適した撮影画像を得ることができるようになる。
【0017】
又、本発明は、より具体的には、計測空間となる被検体を挟んで対向配置され静磁場を与える一対の磁極と、該磁極の各々の外周に配置された超電導コイルと、該超電導コイルの各々を収納する収納容器と、前記静磁場に傾斜磁場を形成する一対の傾斜磁場コイルと、該傾斜磁場コイルに接続され電圧を印加する傾斜磁場電源と、高周波磁場を前記被検体に対し送信すると共に前記被検体からの核磁気共鳴信号を受信するプローブと、該プローブに接続され高周波磁場を発生する高周波磁場発生機と、該高周波磁場発生機及び前記傾斜磁場電源に接続され前記高周波磁場と傾斜磁場とを制御すると共に前記核磁気共鳴信号の取込みを制御し画像処理を行なう計算機と、前記被検体を搬送するベッドとを有する磁気共鳴イメージング装置において、前記収納容器に隣接すると共に、前記磁極の外周に、複数の周方向に分割された非磁性体片によって形成される環状の磁場均一度調整体が配置され、前記非磁性体片は着脱可能であり、前記非磁性体片には複数の強磁性体挿入用円柱孔が規則的に配置されており、又、前述の円柱孔は好ましくは前記環状の中心軸に対してほぼ平行に形成されていることを特徴とする。
【0018】
更に、本発明は、複数の周方向に分割された非磁性体片によって形成される環状の磁場均一度調整体が超電導コイル収納容器に隣接した領域で磁極の外周に配置され、前記非磁性体片は着脱可能であり、前記非磁性体片には前記環状の中心軸に対して真直ぐに形成された複数の強磁性体挿入用円柱孔が規則的に配置されており、又、前述の円柱孔は好ましくは前記環状の中心軸に対してほぼ平行に形成されている核磁気共鳴イメージング装置用磁場均一度調整体を構成することにある。
【0019】
又、本発明は、計測空間となる被検体を挟んで対向して配置された一対の磁極と、該磁極の各々の外周に配置された一対の超電導コイルと、該超電導コイルの各々を収納する収納容器と、前記磁極の前記計測空間側に配置された一対の傾斜磁場コイルと、該傾斜磁場コイルの前記計測空間側に配置された一対の高周波磁場発生コイルとを備えた磁気共鳴イメージング装置の磁場均一度調整方法において、前記傾斜磁場コイル及び高周波磁場発生コイルを装着した状態で、前記収納容器に隣接すると共に、前記磁極の外周側に、複数の周方向に分割された非磁性体片によって形成される環状の磁場均一度調整体を配置し、前記非磁性体片を着脱可能にし、前記非磁性体片には前記環状の中心軸に対してほぼ平行に形成された複数の強磁性体挿入用円柱孔が規則的に配置された前記円柱孔内への強磁性体の挿入を調整することにより前記計測空間の磁場均一度を調整することを特徴とする。
【0020】
本発明を適用することにより、計測空間における磁場中心強度が0.5T以上、40cmDSVにおける磁場均一度が20ppm以下、上下磁極の対向面のギャップが700mm以上であるMRI装置が実現可能となる。
【0021】
【発明実施の形態】
(実施例1)
図1は、本発明に係わるMRI用磁石集合体の全体構造図である。図1において、計測空間8を挟んで、上下方向に対向して一対の磁極1a、1bと、起磁力源である一対の超電導コイル2a、2b、及び各々の超電導コイルを収納する収納容器3a、3bが配置される。これら磁極1a、1bと超電導コイル2a、2b、収納容器3a、3bが純鉄等の強磁性体からなるベースプレート10a、10b及び2本の継鉄柱7によって磁気的・機械的に結合している。さらに磁極の対向面側には、計測空間に勾配磁場を印可する傾斜磁場コイル4a、4bと、電磁波を照射するRFコイル5a、5b、及び計測空間の磁場均一度を調整するためにの磁場均一度調整体6a、6bが本実施例では、本発明による磁場均一度調整体9a、9bが超電導コイル2a、2bを収納する収納容器3a、3bの互いに対向する面とは反対側に着脱自在に隣接して配置されている。なお超電導コイルの収納容器3a、3bには、冷凍機等が接続され、内部に充填される液体ヘリウム等の低温冷媒の蒸発を低減する構造がとられるがここでは図示していない。超電導コイルの収納容器3a、3bは、磁極1a、1bの環状の対向側の突起面よりわずか離れる位置に設け、計測空間8から見て見えないような位置にするのが好ましい。
【0022】
磁場均一度調整体9a、9bは、本実施例の位置に配置することによって調整したい磁気成分のみを調整出来る良さがある。又、この位置においては、微調整が可能でり、より均一な磁場を形成することが出来る。磁場中心より離れた位置にあること、磁極の環状部より外側にあることが好ましい。作業性の点で傾斜磁場コイル4a、4b及びRFコイル5a、5bを脱着しないで磁場調整が出来ることにある。
【0023】
磁極1a、1bの材質は強磁性体であり、例えば純鉄や鉄合金の単一材あるいはこれら複合体が使用される。図1では、磁極1a、1bはカップ状の一体の構造で示したが、互いに対向する面から見て、それぞれ円盤状の強磁性体からなる外側とそれに接してその内側とに分割され、更に外側の円盤状強磁性体の端部に接し内側の円盤状強磁性体の外周面に接した環状の強磁性体とに分割した3分割して構成する事が出来る。外側は環状部材の外径と同じ外径を有し、内側は環状部材の内径と同じ外径を有する。環状の強磁性体は均一な磁場を形成するのに有効である。
【0024】
傾斜磁場コイル4a、4bは、その磁場印加方向がX,Y,Zの3方向に対応する平板状コイルで構成される。均一磁場空間に3次元的な勾配磁場を印加して、磁場強度を変化させて位置情報を取得するものである。銅板にスリット加工して盤状のコイルパターンとし、上下面をFRP等でカバーして絶縁処理して用いられる。
【0025】
RFコイルは、平板状で、高出力(高電圧、大電流)な励起パルスを照射するための導電体と絶縁体とで構成される。
【0026】
磁場均一度調整体6a,6bは平板の円盤状非磁性体の平板面に規則的に配置された円形の真っ直ぐな孔の中に純鉄等の円柱棒の強磁性体を挿入することによって磁場調整されるものである。平板の円盤状非磁性体は、繊維強化プラスチックが好ましい。
【0027】
一般にMRI装置の計測空間における磁場均一度は、計測空間の任意の点における磁場強度をLegendre関数の展開式で表示されるが、本発明に至る多数の研究の結果として次が明らかとなった。即ち、磁極が対向する領域に配置される磁場均一度調整体6a、6bにおいて均一度調整することは、均一度に及ぼす感度が高く、しかも上記の展開式の低次(2次)から高次(例えば14次)までの広い不整磁場成分にまで影響する。
【0028】
また、計測空間から離れた起磁力源である超電導コイルに隣接した領域に配置された磁場均一度調整体9a、9bにおいて均一度調整することは、上記とほぼ同等の感度を維持しつつ、展開式の低次の不整磁場成分(2〜6次程度)にのみ大きく影響することがわかった。この結果は、MRI装置の最終磁場調整工程となる医療施設において展開式の高次成分を変化させることなしに、低次成分を微調整するのに極めて有用である。
【0029】
加えて磁場均一度調整体9a、9bを磁場中心軸に対して同心円上に配置することで軸対称な不整磁場成分が、また環状体の中心を磁場中心軸から若干ずらすことにより、非軸対称な不整磁場成分を効率良く調整することができる。
【0030】
図2は、本実施例の磁場均一度調整体9a、9bの斜視図である。図2に示すごとく環状の形状有し、その中心軸が計測区間の磁場中心軸と一致するように配置することが好ましいが、中心軸を若干量ずらせて配置しても良い。この効果は上述のとおりである。なお、超電導コイル2a、2bはベースプレートから支持機構によって機械的に固定されており、この支持機構が磁場均一度調整体9a、9bと干渉することになるが、支持機構が存在する部位については、磁場均一度調整体9a、9bが切り欠かかれた構造とすることで回避できる。なお磁場均一度調整体9a、9bを切り欠くことによる計測空間の磁場均一度への影響は小さい。なおこの影響が無視できない場合には、欠損部位付近に配置される磁場均一度調整体9a、9bに含まれる磁性体片の量を調整することで対応可能である。
【0031】
また、環状の磁場均一度調整体9a、9bは周方向に分割された非磁性体片のセグメントで構成されており、その脱着は径方向の外周側へ引き抜くことができるため、交換・調整が非常に容易となった。即ち、従来例のごとくプレート状の磁場均一度調整体6a、6bのみで磁場均一度を調整する場合には、傾斜磁場コイル4a、4bと、電磁波を照射するRFコイル5a、5bを取り外す必要があったが、本発明を適用することで、磁場均一度の最終調整工程においては、これらを取り外すことなしに均一度の調整は可能となる。加えて、セグメントの体積を小さくしたため、超電導コイル2a、2bが励磁された状態においても、セグメントの交換が可能となった。
【0032】
図2の環状の磁場均一度調整体は、ガラス繊維強化樹脂の複数の半円形状のブロックに対してその円の中心軸に対してほぼ平行に開けられた貫通孔を有し、その貫通孔内に棒状の磁性体を挿入することにより計測空間の磁場均一度を調整することが出来るものである。その調整にあたっては、前述のように傾斜磁場コイルと、電磁波を照射するRFコイルを装着したままで行うことができる。又、貫通孔は規則的に配置されており、それによって磁場調整が容易に行うことができるものである。
【0033】
図3は、周方向に分割された磁場均一度調整体9a、9bのセグメントの1部分を拡大したものであるが、磁場均一度調整体9a、9bは磁場均一度調整に直接寄与する磁性体片11とこれらを支えるベース12から構成される。磁性体片11をベース12に取り付ける方法として、ベース12にあらかじめ多数のねじ穴を規則的に設けておき、雄ねじ部を有する磁性体片11を磁場均一度調整に必要な箇所にねじ込むこと等がある。この方法により目的の均一度を得る過程において、磁性体片11の繰返し脱着が容易となる。なお、磁性体片11の形状は全てが同一寸法である必要はなく、均一度調整の状況に応じて、体積の異なる片、好ましくは長さを変えたものを用いることは有効である。図では磁性体片11がベース12の全面にわたって配置されているように示されているが、実際的には、磁性体片11が配置されない空隙の部分が存在することが多い。即ち、磁性体片10の配置は均一度調整の状況によって大きく変わりうるものである。ここで、磁性体片11の材料としては、純鉄やその合金等の強磁性体を使用しているが、均一度調整においてその変化を大きくさせたい場合には、永久磁石を用いることもできる。ベース材にはFRP等の非磁性で電気絶縁性の高いものを使用する。
【0034】
磁性体片11は環状のベース12の磁場中心軸に対して平行に真直ぐに明けられた穴に挿入されたものであり、この磁性体片11の挿入の有無とその大きさによって均一度調整が行われる。又、この均一度調整は、磁石装置全体が設置され、組み立てられた段階で磁性体片11の挿入によって行われる。この孔は規則的に配置されており、それによって均一度調整が容易に行われるものである。
【0035】
均一度調整体9は、周方向に分割されたセグメントで構成されるため、均一度調整時にはこのセグメントを径方向の外周側に引き抜いた後に、ベース12の磁性体片11の配置を変更することによって磁場均一の調整ができる。なお、磁性体片11を挿入する孔をベース12の側面に設ける、即ち、この孔が環状体の中心軸に向かう方向に設けることで、均一度調整体9a、9bを引き抜くことなしにベース9の側面から磁性体片11を交換し、均一度調整することも可能となる。
【0036】
更に、本実施例においては、計測空間における磁場中心強度が0.5T以上、 磁極の対向面のギャップが700mm以上で40cmDSVにおける磁場均一度が20ppm以下に出来るものである。
【0037】
更に、本実施例では、継鉄柱7が2本の場合のMRI装置用磁石集合体について示したが、継鉄柱の本数は1本又は3本以上の場合でも本発明の効果は十分に発揮できる。
【0038】
(実施例2)
図4は、本発明による磁場均一度調整体9a、9bを超電導コイルの収納容器3a、3bに対して計測空間である対向面側に配置した磁石集合体の断面図である。図1では本発明による磁場均一度調整体9a、9bは超電導コイルの収納容器3a、3bに対して計測空間である対向面の外側に配置されているが、対向面側に配置してもその効果は発揮できる。なお本配置を適用する際には、開放型MRI装置の開放性を確保する観点からも磁場均一度調整体9a、9bは視野角度を規定する直線13より内部にあることが好ましい。
【0039】
磁場均一度調整体9a、9bは実施例1と同様に図2に示すごとく環状の形状を有し、その中心軸が計測区間の磁場中心軸と一致するように配置することが好ましいが、中心軸を若干量ずらせて配置しても良い。この効果は上述のとおりである。なお本実施例の場合には、超電導コイル2a、2bとベースプレート10a、10bを結合する支持機構と磁場均一度調整体9a、9bが干渉しない。また計測空間側からのアクセスが可能であるため、環状の調整体は周方向のセグメントに分割することなしに脱着でき、しかも磁性体片11も直接、ベース12に取り付けることができる。
【0040】
なお、環状の磁場均一度調整体9a、9bは周方向に分割されたセグメントで構成し、その脱着は径方向の外周側へ引き抜く手法であっても良い。即ち、従来例においては、プレート状の磁場均一度調整体9a、9bのみで磁場均一度を調整する場合には、傾斜磁場コイル4a、4bと、電磁波を照射するRFコイル5a、5bを取り外す必要があったが、本実施例では、磁場均一度の最終調整工程においてこれらを取り外すことなしに均一度の調整は可能となる。加えて、セグメントの体積を小さくしたため、超電導コイル2a、2bが励磁された状態においても、セグメントの交換が可能となった。
【0041】
又、本実施例においても、図3に示すように周方向に分割された磁場均一度調整体9a、9bのセグメントの1部分を拡大したものであるが、磁場均一度調整体9a、9bは磁場均一度調整に直接寄与する磁性体片11とこれらを支えるベース12から構成される。なお、図では磁性体片11がベース12の全面にわたって配置されているように示されているが、実際的には、磁性体片11が配置されない空隙の部分が存在することが多い。即ち、磁性体片11の配置は均一度調整の状況によって大きく変わりうるものである。ここで、磁性体片11の材料としては、鉄やその合金等の強磁性体を使用しているが、均一度調整においいてその変化を大きくさせたい場合には、永久磁石を用いることもできる。ベース材にはFRP等の非磁性で電気絶縁性の高いものを使用する。
【0042】
更に、本実施例では、継鉄柱7が2本の場合のMRI装置用磁石集合体を示したが、継鉄柱の本数は1本又は3本以上の場合でも本発明の効果は十分に発揮できる。
【0043】
(実施例3)
図6は、実施例1又は2の磁石装置を用いたMRI装置のブロック図である。MRI装置は、NMR現象を利用して被検体中の所望の検査部位における原子核スピンの密度分布,緩和時間分布等を計測し、その計測データからの被検体の任意断面を画像表示するものである。MRI装置は、図6に示すように、被検体21に静磁場を与える静磁場発生手段22と、この静磁場発生手段22によって発生された磁場の静磁場強度に傾斜をつけ傾斜磁場を形成する傾斜磁場発生機23と、この傾斜磁場発生機23に接続され電圧を印加する傾斜磁場電源24と、高周波磁場を被検体21に対し送信すると共に被検体21からの核磁気共鳴信号を受信するプローブ25と、このプローブ25に接続され高周波磁場を発生する高周波磁場発生機26と、この高周波磁場発生機6及び傾斜磁場電源24に接続され上記高周波磁場と上記傾斜磁場とを制御すると共に核磁気共鳴信号の取込みを制御し画像処理を行なう計算機27と、被検体21を寝載すると共に駆動機構28の駆動によって静磁場内に搬送されるベッド29とを有している。更に、表示機20は、計算機27で生成された画像信号を入力して断層像として表示するもので、例えばCRTから成る。そして、このようなMRI装置におけるベッド29の駆動機構28による移動は、被検体21に対して力学的な衝撃を避けるため一定速度に設定される。なお、符号Lは静磁場発生手段22の中心線を示す磁石中心である。
【0044】
本MRI装置は、計測空間を挟んで、上下方向に対向して一対の磁極と、起磁力源である一対の超電導コイル及び各々の超電導コイルを収納する収納容器が配置されており、前述の実施例1と同様に図2に示す磁場均一度調整体が収納容器の対向面側の外側に配置されている。
【0045】
本実施例によれば、計測空間の最終的な磁場微調整工程において、傾斜磁場コイルを脱着することなしに低次の不整磁場成分が調整できると共に、容易に作業することができる。又、磁場均一度を微調整する際の調整感度を適正化すると共に高い作業効率が得られるものである。
【0046】
【発明の効果】
本発明によれば、磁場均一度を微調整する際の調整感度を適正化すると共に、計測空間の最終的な磁場微調整工程において、傾斜磁場コイルを脱着することなしに低次の不整磁場成分が調整できると共に、作業を容易に実施することができる。又、磁場均一度を微調整する際の調整感度を適正化すると共に作業効率を向上させることができる。
【図面の簡単な説明】
【図1】 本発明に係わる磁石集合体の全体構成を示す断面図。
【図2】 図1における要部拡大断面図。
【図3】 図2における要部概略図。
【図4】 本発明に係わる他の磁石集合体の例を示す全体構成の断面図。
【図5】 従来のMRI装置の全体構造を示す断面図。
【図6】 本発明に係るMRI装置の全体構成を示すブロック図。
【符号の説明】
1a、1b…磁極、2a、2b…超電導コイル、3a、3b…超電導コイル収納容器、4a、4b…傾斜磁場コイル、5a、5b…RFコイル、6a、6b…均一度調整体、7…継鉄柱、8…計測空間、9,9a,9b…均一度調整体、10a、10b…ベースプレート、11…磁性体片、12…ベース、13…視野角度規定直線、20…表示機、21…被検体、22…静磁場発生手段、23…傾斜磁場発生機、24…傾斜磁場電源、25…プローブ、26…高周波磁場発コイル、27…計算機、28…駆動機構、29…ベッド。[0001]
BACKGROUND OF THE INVENTION
The present invention relates to a novel magnet apparatus, a magnetic resonance imaging apparatus using the same, and its magnetic field uniformity adjustment. Arrangement In particular, the present invention relates to magnetic field uniformity adjustment of an open magnet having a wide opening.
[0002]
[Prior art]
A magnetic resonance imaging device (hereinafter referred to as an MRI device) obtains an image representing the physical properties of a specimen by utilizing the nuclear magnetic resonance phenomenon that occurs when an electromagnetic wave is irradiated onto a specimen placed in a uniform static magnetic field space. , Especially for medical use.
[0003]
The open-type MRI apparatus that is the subject of the present invention has a structure in which a pair of magnetic poles are arranged to face each other across a uniform magnetic field region, so that the subject feels less obstruction and the subject's subject Recently, the MRI system has become the mainstream because it is easy to access. In addition, with the advancement of medical technology, there has been a demand for higher resolution and higher functionality of captured images, and the magnetic field applied to the measurement space, especially for the magnet assembly that is a component of an open MRI system, is required. There is a demand for improved uniformity.
[0004]
In order for these MRI devices to ensure the magnetic field uniformity required for medical use, a process called shimming, which is a means for correcting the magnetic field inhomogeneity, is necessary, and is mainly performed after the assembly of the magnet assembly. Coarse adjustment of the magnetic field uniformity, fine adjustment performed after being brought into the medical facility, and the like. Even if the initial setting of the uniform magnetic field is completely completed in the factory, the latter process is due to the fact that the uniformity varies slightly depending on the installation space conditions in the medical facility. Manual work, such as placing it in position, is essential.
[0005]
FIG. 5 shows the structure of a conventional example of an open MRI apparatus. The main components of the device are the magnetic poles (1a, 1b) for applying a uniform magnetic field to the measurement space, the superconducting coils (2a, 2b) as the magnetomotive force source, the containers (3a, 3b) for storing the superconducting coils, Gradient magnetic field coils (4a, 4b) that apply a gradient magnetic field to provide positional information of the resonance phenomenon, RF coil systems (5a, 5b) that irradiate and receive electromagnetic waves, and an average to adjust the magnetic field uniformity in the measurement space Once there are adjustment sections (6a, 6b), etc., these are arranged so as to face each other across the measurement space.
[0006]
As a known technique for adjusting the magnetic field uniformity of an open type MRI apparatus, there is a method of providing a plurality of adjustable radial segments called a magnetic field adjustment control device on a magnetic pole protrusion (Japanese Patent Laid-Open No. 5512231), Method of moving up and down the ring (Japanese Patent Laid-Open No. 63-165743), method of disposing a magnetic material or permanent magnet piece on the magnetic pole facing surface (Japanese Patent Laid-Open No. 3-131234, Japanese Patent Laid-Open No. 8-172010, Japanese Patent Laid-Open No. 9-313458) For example, there is a method (Japanese Patent Laid-Open No. 7-11131) in which a magnetic piece arranged on the magnetic pole facing surface is moved in parallel with the magnetic flux direction.
[0007]
A magnetic device using a permanent magnet is disclosed in both the magnetic field generator disclosed in Japanese Patent Laid-Open No. 2-117106 and the magnetic field generator for MRI disclosed in Japanese Patent Laid-Open No. 10-146326.
[0008]
[Problems to be solved by the invention]
However, these uniformity adjustment means change the shape and arrangement of the magnetic poles on the opposite surface side close to the measurement space, or change the magnetic piece arrangement in the region adjacent to the opposite surface side. Although the sensitivity to changes is extremely high and can be applied to coarse adjustment, it is not always suitable for fine adjustment.
[0009]
In these means, since the magnetic field uniformity adjusting body is arranged inside the magnetic pole, the magnetic field pieces constituting the magnetic field uniformity adjusting body are removed by removing the gradient magnetic field coil and the like for each fine adjustment work of the uniformity. As a result, the work becomes complicated and a considerable amount of work time is spent. In addition, in the case of a magnet assembly using a superconducting coil as a magnetomotive force source, the electromagnetic force acting on the plate-shaped magnetic field uniformity adjusting body is very large. As a result, there has been a problem that the loss of liquid helium, which is a refrigerant, is large due to the AC loss that is an electromagnetic phenomenon of the coil body in the excitation / demagnetization of the superconducting coil.
[0010]
In addition, since these magnetic means shims are arranged in a region adjacent to the gradient magnetic field coil, the temperature change caused by the pulse operation of the gradient magnetic field coil changes the magnetization characteristics of the magnetic material constituting the magnetic field uniformity adjusting body. As a result, the magnetic field uniformity during photographing was adversely affected. This is because in the case of passive uniformity adjustment using a magnetic piece, the temperature dependence of the magnetization characteristics of the magnetic substance is large.
[0011]
In addition, as a method for finely adjusting the magnetic field uniformity without removing the gradient magnetic field coil or the like, there is a method of moving the magnetic pole up and down from the outside with a worm gear or the like (JP-A-8-69913). However, this method has a limitation in the irregular magnetic field component that can adjust the uniformity by moving the whole magnetic pole up and down.
[0012]
The purpose of the present invention is to optimize the adjustment sensitivity when finely adjusting the magnetic field homogeneity, and to adjust the low-order irregular magnetic field components without detaching the gradient magnetic field coil in the fine adjustment of the magnetic field homogeneity in the measurement space. A magnetic device that can improve the work efficiency and can easily carry out the work, a magnetic resonance imaging device using the magnet device, and a magnetic field uniformity adjustment thereof. Arrangement To provide a law.
[0013]
[Means for Solving the Problems]
The present invention relates to a magnet apparatus for an MRI apparatus including a pair of magnetic poles arranged opposite to each other with a measurement space interposed therebetween, a pair of superconducting coils, and a pair of containers for housing the superconducting coils. Non-divided in the circumferential direction Magnetic piece Formed by the annular Magnetic field uniformity adjuster But Area adjacent to the superconducting coil storage container At the outer periphery of the magnetic pole Placed in The nonmagnetic piece is detachable, and a plurality of ferromagnetic material insertion cylindrical holes are regularly arranged in the nonmagnetic piece. It is characterized by that. In this configuration, the uniformity adjustment region is separated from the gradient magnetic field coil, so that the magnetic piece for homogenizing the magnetic field is not easily affected by the heat generated by the pulse current of the gradient magnetic field coil. Is stable. In addition, since the uniformity can be adjusted in a region away from the measurement space, the irregular magnetic field component can be finely adjusted. In the present invention, the magnetic field uniformity adjusting body is disposed in a region adjacent to the superconducting coil and has a divided structure.
[0014]
In the present invention, the magnetic field uniformity adjusting body is arranged with respect to the magnetic field central axis. Same It is preferable to have an annular shape arranged on the center circle. By arranging the magnetic field homogeneity adjustment body concentrically with respect to the magnetic field center axis, the asymmetrical magnetic field component of the measurement space is asymmetrical. The magnetic field component can be adjusted.
[0015]
In the present invention, the magnetic field uniformity adjusting body is arranged on the outer peripheral side with respect to the magnetic field center axis from the space where the pair of magnetic poles face each other, and on the outer side from the facing surface with respect to the magnetic field center axis from the adjacent superconducting coil storage container. Arranged. In addition, the magnetic field uniformity adjusting body is composed of segments divided in the circumferential direction, and has a structure that can be detached from the outer circumferential side in the radial direction. With this configuration, even in the final magnetic field fine adjustment step, the divided segments can be exchanged without detaching the gradient magnetic field coil or the RF coil, so that workability can be significantly improved. In addition, by appropriately reducing the volume of the segment to be divided, the electromagnetic force acting on these segments can be reduced even when a static magnetic field is applied to the measurement space, so even when the superconducting coil is excited. The segment can be detached.
[0016]
In the present invention, it is preferable that the magnetic field uniformity adjusting body is composed of a composite of a non-magnetic material and a magnetic material piece, and the magnetic material piece is a ferromagnetic material or a permanent magnet. With this configuration, the magnetic flux generated from the superconducting coil, which is a magnetomotive force source, can be finely controlled. In addition, the magnetic field uniformity adjusting body has a structure in which magnetic flux passes through a magnetic field uniformity adjusting body composed of a composite of non-magnetic / electrical insulator and magnetic / electrical conductor pieces, so that it can be used in the measurement space. Since a static magnetic field with extremely high magnetic field uniformity can be applied, a captured image suitable for medical use as an MRI apparatus can be obtained.
[0017]
More specifically, the present invention relates to a pair of magnetic poles that are arranged opposite to each other with a subject serving as a measurement space to give a static magnetic field, a superconducting coil arranged on the outer periphery of each of the magnetic poles, and the superconducting coil A storage container for storing each of the above, a pair of gradient magnetic field coils for forming a gradient magnetic field in the static magnetic field, a gradient magnetic field power source connected to the gradient magnetic field coil for applying a voltage, and a high-frequency magnetic field transmitted to the subject And a probe that receives a nuclear magnetic resonance signal from the subject, a high-frequency magnetic field generator that is connected to the probe and generates a high-frequency magnetic field, and the high-frequency magnetic field that is connected to the high-frequency magnetic field generator and the gradient magnetic field power supply In a magnetic resonance imaging apparatus comprising: a computer that controls a gradient magnetic field and controls image acquisition by controlling the capture of the nuclear magnetic resonance signal; and a bed that conveys the subject , Adjacent to the receiving container As well as , On the outer periphery of the magnetic pole, plural Divided in the circumferential direction Annulus formed by nonmagnetic pieces The magnetic field uniformity adjustment body is arranged , The non-magnetic piece is detachable, A plurality of ferromagnetic material insertion cylindrical holes are regularly arranged in the non-magnetic piece. Please In addition, the aforementioned cylindrical hole is preferably formed substantially parallel to the annular central axis.
[0018]
Furthermore, the present invention provides a plurality of Divided in the circumferential direction Annulus formed by nonmagnetic pieces The magnetic field uniformity adjusting body is arranged on the outer periphery of the magnetic pole in the region adjacent to the superconducting coil storage container. , The non-magnetic piece is removable The non-magnetic piece is regularly arranged with a plurality of ferromagnetic material insertion cylindrical holes formed straight with respect to the annular central axis, and the above-mentioned cylindrical holes are preferably Formed substantially parallel to the annular central axis. Nuclear Magnetic field homogeneity adjuster for magnetic resonance imaging apparatus Make up It is in.
[0019]
In addition, the present invention houses a pair of magnetic poles arranged opposite to each other with an object serving as a measurement space, a pair of superconducting coils arranged on the outer periphery of each of the magnetic poles, and each of the superconducting coils. A magnetic resonance imaging apparatus comprising: a storage container; a pair of gradient magnetic field coils arranged on the measurement space side of the magnetic pole; and a pair of high-frequency magnetic field generating coils arranged on the measurement space side of the gradient magnetic field coil In the magnetic field homogeneity adjustment method, a plurality of gradient magnetic field coils and high-frequency magnetic field generating coils are attached to the outer peripheral side of the magnetic pole and adjacent to the storage container. Divided in the circumferential direction Annulus formed by nonmagnetic pieces The magnetic field uniformity adjustment body is arranged , Making the non-magnetic piece removable; The non-magnetic piece is regularly arranged with a plurality of ferromagnetic material insertion cylindrical holes formed substantially parallel to the annular central axis. Before The magnetic field uniformity of the measurement space is adjusted by adjusting the insertion of the ferromagnetic material into the cylindrical hole.
[0020]
By applying the present invention, it is possible to realize an MRI apparatus in which the magnetic field center intensity in the measurement space is 0.5 T or more, the magnetic field uniformity at 40 cm DSV is 20 ppm or less, and the gap between the opposing surfaces of the upper and lower magnetic poles is 700 mm or more.
[0021]
DETAILED DESCRIPTION OF THE INVENTION
Example 1
FIG. 1 is an overall structural view of an MRI magnet assembly according to the present invention. In FIG. 1, a pair of
[0022]
The magnetic
[0023]
The
[0024]
The gradient magnetic field coils 4a and 4b are constituted by flat-plate coils whose magnetic field application directions correspond to three directions of X, Y and Z. The position information is obtained by applying a three-dimensional gradient magnetic field to the uniform magnetic field space and changing the magnetic field strength. A copper plate is slit to form a disk-like coil pattern, and the upper and lower surfaces are covered with FRP or the like for insulation treatment.
[0025]
The RF coil has a flat plate shape, and is composed of a conductor and an insulator for irradiating a high output (high voltage, large current) excitation pulse.
[0026]
The magnetic field
[0027]
In general, the magnetic field homogeneity in the measurement space of the MRI apparatus is expressed by the expansion formula of the Legendre function of the magnetic field strength at an arbitrary point in the measurement space. As a result of numerous studies up to the present invention, the following has become clear. In other words, the uniformity adjustment in the magnetic field
[0028]
In addition, adjusting the uniformity in the magnetic field
[0029]
In addition, the magnetic field
[0030]
FIG. 2 is a perspective view of the magnetic field
[0031]
Also, the annular magnetic field
[0032]
The annular magnetic field uniformity adjusting body in FIG. 2 has a through hole that is opened substantially parallel to the central axis of a plurality of semicircular blocks of glass fiber reinforced resin. The magnetic field homogeneity of the measurement space can be adjusted by inserting a rod-shaped magnetic body inside. In the adjustment, as described above, the gradient magnetic field coil and the RF coil for irradiating electromagnetic waves can be attached. Further, the through holes are regularly arranged, whereby the magnetic field adjustment can be easily performed.
[0033]
FIG. 3 is an enlarged view of one part of the segments of the magnetic field
[0034]
The
[0035]
Since the uniformity adjusting body 9 is composed of segments divided in the circumferential direction, when adjusting the uniformity, after the segment is pulled out to the outer peripheral side in the radial direction, the arrangement of the
[0036]
Furthermore, in this embodiment, the magnetic field center intensity in the measurement space is 0.5 T or more, the gap between the opposing surfaces of the magnetic poles is 700 mm or more, and the magnetic field uniformity at 40 cm DSV can be 20 ppm or less.
[0037]
Furthermore, although the present Example showed about the magnet assembly for MRI apparatuses in case the number of the yoke columns 7 is two, the effect of this invention can fully be exhibited, even when the number of yoke columns is one or three or more. .
[0038]
(Example 2)
FIG. 4 is a cross-sectional view of a magnet assembly in which the magnetic field
[0039]
The magnetic field
[0040]
The annular magnetic field
[0041]
Also, in this embodiment, as shown in FIG. 3, one part of the segments of the magnetic field
[0042]
Furthermore, in this embodiment, the magnet assembly for an MRI apparatus in the case where there are two yoke columns 7 is shown, but the effect of the present invention can be sufficiently exerted even when the number of yoke columns is one or three or more. .
[0043]
(Example 3)
FIG. 6 is a block diagram of an MRI apparatus using the magnet apparatus according to the first or second embodiment. The MRI apparatus measures the density distribution, relaxation time distribution, etc. of nuclear spins at a desired examination site in a subject using the NMR phenomenon, and displays an arbitrary cross section of the subject from the measurement data as an image. . As shown in FIG. 6, the MRI apparatus forms a gradient magnetic field by inclining a static magnetic field generating means 22 for applying a static magnetic field to a subject 21, and a static magnetic field intensity of the magnetic field generated by the static magnetic field generating means 22. A gradient
[0044]
In this MRI apparatus, a pair of magnetic poles, a pair of superconducting coils that are magnetomotive force sources, and a storage container that stores each superconducting coil are arranged facing each other in the vertical direction across the measurement space. Similar to Example 1, the magnetic field uniformity adjusting body shown in FIG. 2 is arranged outside the opposing surface of the storage container.
[0045]
According to the present embodiment, in the final magnetic field fine adjustment step of the measurement space, the low-order irregular magnetic field component can be adjusted and the operation can be easily performed without detaching the gradient magnetic field coil. In addition, it is possible to optimize the adjustment sensitivity when finely adjusting the magnetic field uniformity and to obtain high working efficiency.
[0046]
【The invention's effect】
According to the present invention, the adjustment sensitivity at the time of fine adjustment of the magnetic field homogeneity is optimized, and in the final magnetic field fine adjustment process of the measurement space, the low-order irregular magnetic field component without removing the gradient magnetic field coil. Can be adjusted and the operation can be carried out easily. In addition, it is possible to optimize the adjustment sensitivity when finely adjusting the magnetic field uniformity and improve the working efficiency.
[Brief description of the drawings]
FIG. 1 is a cross-sectional view showing the overall configuration of a magnet assembly according to the present invention.
FIG. 2 is an enlarged cross-sectional view of a main part in FIG.
FIG. 3 is a schematic diagram of a main part in FIG. 2;
FIG. 4 is a cross-sectional view of the overall configuration showing an example of another magnet assembly according to the present invention.
FIG. 5 is a cross-sectional view showing the overall structure of a conventional MRI apparatus.
FIG. 6 is a block diagram showing the overall configuration of the MRI apparatus according to the present invention.
[Explanation of symbols]
1a, 1b ... Magnetic pole, 2a, 2b ... Superconducting coil, 3a, 3b ... Superconducting coil storage container, 4a, 4b ... Gradient magnetic field coil, 5a, 5b ... RF coil, 6a, 6b ... Uniformity adjuster, 7 ...
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