JP4247948B2

JP4247948B2 - 磁石装置及びｍｒｉ装置

Info

Publication number: JP4247948B2
Application number: JP2000522843A
Authority: JP
Inventors: 角川　　滋; 正司北村; 伸洋原; 昭義小村; 徳昭日野; 川野　　源; 孝男本名; 弘隆竹島; 武八尾; 寛田崎
Original assignee: Hitachi Ltd; Hitachi Medical Corp
Current assignee: Hitachi Ltd; Hitachi Healthcare Manufacturing Ltd
Priority date: 1997-12-01
Filing date: 1998-12-01
Publication date: 2009-04-02
Anticipated expiration: 2018-12-01
Also published as: EP1036541A4; US6853281B1; EP1036541A1; WO1999027851A1

Description

技術分野
本発明は、核磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ）装置に好適な超電導マグネットに関し、特に、広い開口部を有し、またマグネットの外径を小さくすることによって測定対象へのアクセスを容易にする超電導磁石装置に関する。
背景技術
従来、核磁気共鳴イメージング（以下、ＭＲＩと称す）装置において、医師等の検査者が撮像中の被検者にアクセスすることは困難であり、いわゆるＩＶＲ（ＩｎｔｅｒｖｅｎｔｉｏｎａｌＲａｄｉｏｌｏｇｙ）は困難であった。
この問題を回避する技術として、例えば公開特許公報、特開平７−１０６１５３号「Ｃ字形超電導磁石」に記載のものがある。
この装置は、患者を２つの磁極の間に挿入して、ＭＲＩ画像を撮影するものである。
この装置は磁極の形状を最適化して均一な磁場を発生するものであり、磁極の重量等の制約から、一般には頭部用に用いられる程度の均一磁場空間を有する。
しかしながら、撮影中に測定対象である患者を動かすことなく腹部、胸部および両肩などを撮影する全身用ＭＲＩ装置の場合には、一般に４０ｃｍから５０ｃｍ以上の直径球の撮影領域に数ｐｐｍ（例えば２〜３ｐｐｍ）で均一な静磁場を発生する必要がある。したがって、開放感の高いＭＲＩ装置用マグネットでありながら、すなわち４０ｃｍから５０ｃｍ以上の直径球の撮影領域に数ｐｐｍ（例えば２〜３ｐｐｍ）で均一な静磁場を発生可能なマグネットを有するＭＲＩ装置の開発が必要となる。
上述してきたように、これまでは測定（撮影）対象である被検者（患者）に開放感を与える広い開口を備えたマグネットにおいて、広い領域に均一な磁場を発生することが難しかった。また広い均一磁場空間を得るためにはマグネットの外径が大きくなる問題があり、患者の開放感とアクセスの容易さを損なう問題があった。また均一磁場領域を拡大しようとすると、マグネットを構成するコイルの起磁力の絶対値が増大してマグネットの製造コストが大きくなる問題があった。
また特開平３−１４１６１９号公報は、同軸上の外側と内側の２つのコイルに逆向きの電流を流し逆向きの磁場を発生させてこれらを重ね合わせることにより、１つのコイルが作る磁場の不均一性を相殺させ、均一な磁場領域の拡大を計った広領域均一磁場発生用マグネットを開示している。
また、本件出願の出願人による特開平９−１５３４０８号公報は垂直方向に対向して配置された一対の静磁場発生源のそれぞれが１個の静磁場発生用主コイルユニットおよび複数個の不整磁場補正用コイルユニットを有する超電導磁石装置を開示しているが、これら２種のコイルユニットに流される直流電流の方向については具体的には開示されていない。
本発明の目的は、広い開口を備えるマグネットにおいて、磁場均一度が従来以上に良好でかつマグネットの外径が小さく高い開放性を有する核磁気共鳴用超電導マグネットを提供することにある。
発明の開示
上記の課題を達成するための本発明の第１の特徴は、有限の領域に第１の方向に向かう均一磁場を発生させるための、第１の方向に関して実質的に同心状に配置された電流搬送手段から構成される静磁場発生源２組が、均一磁場領域を間に挟んで対向して配置され、静磁場発生源のそれぞれが少なくとも４個の電流搬送手段を備える磁石装置において、第１の方向に平行で電流搬送手段のほぼ中心を通る第１の軸と、第１の軸と垂直に交わりかつ２組の静磁場発生源からほぼ等距離にある第２の軸との交点を第１の点としたとき、第１の軸および第２の軸および第１の点を含む第１の平面において、第１の点を通るある第１の直線が存在し、第１の平面における電流搬送手段の断面の幾何学的な中心を、第１の直線に投影したとき、静磁場発生源のそれぞれについて、対応する電流搬送手段の電流搬送方向が正負交互に並ぶように電流搬送手段を配置することにある。
本発明の第２の特徴は、有限の領域に第１の方向に向かう均一磁場を発生させるための、第１の方向に関して実質的に同心状に配置された電流搬送手段と外部領域への漏れ磁場を抑制するためのシールド電流搬送手段から構成される静磁場発生源２組が、均一磁場領域を間に挟んで対向して配置され、静磁場発生源のそれぞれが少なくとも４個の電流搬送手段と少なくとも１個のシールド電流搬送手段を備える磁石装置において、第１の方向に平行で電流搬送手段のほぼ中心を通る第１の軸と、第１の軸と垂直に交わり、かつ２組の静磁場発生源からほぼ等距離にある第２の軸との交点を第１の点としたとき、第１の軸および第２の軸および第１の点を含む第１の平面において、第１の点を通るある第１の直線が存在し、第１の平面における電流搬送手段の断面の幾何学的な中心を、第１の直線に投影したとき、静磁場発生源のそれぞれについて、対応する電流搬送手段の電流搬送方向が正負交互に並ぶように電流搬送手段を配置することにある。
本発明の第３の特徴は、有限の領域に第１の方向に向かう均一磁場を発生させるための、第１の方向に関して実質的に同心状に配置された電流搬送手段から構成される静磁場発生源２組が、均一磁場領域を間に挟んで対向して配置され、静磁場発生源のそれぞれが磁極として機能する強磁性体と少なくとも２個の電流搬送手段を備える磁石装置において、第１の方向に平行で電流搬送手段のほぼ中心を通る第１の軸と、第１の軸と垂直に交わり、かつ２組の静磁場発生源からほぼ等距離にある第２の軸との交点を第１の点としたとき、第１の軸および第２の軸および第１の点を含む第１の平面において、第１の点を通るある第１の直線が存在し、第１の平面における電流搬送手段の断面の幾何学的な中心を、第１の直線に投影したとき、静磁場発生源のそれぞれについて、対応する電流搬送手段の電流搬送方向が正負交互に並ぶように電流搬送手段を配置することにある。
本発明の第４の特徴は、有限の領域に第１の方向に向かう均一磁場を発生させるための、第１の方向に関して実質的に同心状に配置された電流搬送手段と外部領域への漏れ磁場を抑制するためのシールド電流搬送手段から構成される静磁場発生源２組が、均一磁場領域を間に挟んで対向して配置され、静磁場発生源のそれぞれが磁極として機能する強磁性体と少なくとも２個の電流搬送手段と少なくとも１個のシールド電流搬送手段を備える磁石装置において、第１の方向に平行で電流搬送手段のほぼ中心を通る第１の軸と、第１の軸と垂直に交わり、かつ２組の静磁場発生源からほぼ等距離にある第２の軸との交点を第１の点としたとき、第１の軸および第２の軸および第１の点を含む第１の平面において、第１の点を通るある第１の直線が存在し、第１の平面における電流搬送手段の断面の幾何学的な中心を、第１の直線に投影したとき、静磁場発生源のそれぞれについて、対応する電流搬送手段の電流搬送方向が正負交互に並ぶように電流搬送手段を配置することにある。
本発明の第５の特徴は、有限の領域に第１の方向に向かう均一磁場を発生させるための、第１の方向に関して実質的に同心状に配置された電流搬送手段から構成される静磁場発生源２組が、均一磁場領域を間に挟んで対向して配置され、静磁場発生源のそれぞれが３個の電流搬送手段を備える磁石装置において、第１の方向に平行で電流搬送手段のほぼ中心を通る第１の軸と、第１の軸と垂直に交わり、かつ２組の静磁場発生源からほぼ等距離にある第２の軸との交点を第１の点としたとき、第１の軸および第２の軸および第１の点を含む第１の平面において、第１の平面における電流搬送手段の断面の幾何学的な中心を、第２の軸に投影したとき、静磁場発生源のそれぞれについて、対応する電流搬送手段の電流搬送方向が正負交互に並ぶように電流搬送手段を配置することにある。
本発明の第６の特徴は、有限の領域に第１の方向に向かう均一磁場を発生させるための、第１の方向に関して実質的に同心状に配置された電流搬送手段と外部領域への漏れ磁場を抑制するためのシールド電流搬送手段から構成される静磁場発生源２組が、均一磁場領域を間に挟んで対向して配置され、静磁場発生源のそれぞれが３個の電流搬送手段と少なくとも１個のシールド電流搬送手段を備える磁石装置において、第１の方向に平行で電流搬送手段のほぼ中心を通る第１の軸と、第１の軸と垂直に交わり、かつ２組の静磁場発生源からほぼ等距離にある第２の軸との交点を第１の点としたとき、第１の軸および第２の軸および第１の点を含む第１の平面において、第１の平面における電流搬送手段の断面の幾何学的な中心を、第２の軸に投影したとき、静磁場発生源のそれぞれについて、対応する電流搬送手段の電流搬送方向が正負交互に並ぶように電流搬送手段を配置することにある。
ＭＲＩ装置に使用するマグネットの磁場について、説明する。
マグネットの中心軸をｚ軸，ｒ及びθをマグネット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、マグネット中央部付近におけるｚ方向磁場は、

の形に展開して表すことができる。
ここに、ｄ_０は均一磁場であり、ｄ_１，ｄ_２，ｄ_３，ｄ_４，ｄ_５，ｄ_６，…は磁場均一度を悪化させる不整磁場の強度である。マグネットが中央面に関して対称な場合は、上記の不整磁場のなかで対称性からｄ_１，ｄ_３，ｄ_５，…はゼロになる。従って磁場均一度を悪化させる不整磁場としてｄ_２，ｄ_４，ｄ_６，…を考えればよい。
ＭＲＩ用マグネットは、マグネット中央部付近の撮影領域にｐｐｍオーダーで均一な磁場を作る必要がある。均一な磁場の発生は、マグネット中央部付近におけるｚ方向磁場の式１による展開項のうちで不整磁場成分ｄ_２，ｄ_４，ｄ_６，…を低次の項から順に消去していくことによって達成される。式１から、より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性質がある。病院などで使われるＭＲＩ装置用のマグネットは、直径が４０ｃｍ〜５０ｃｍの領域に±５ｐｐｍ以内で均一な磁場を発生する必要がある。そのため、一般に２次から８次もしくは１０次の不整磁場すなわちｄ_２，ｄ_４，ｄ_６，…，ｄ_８，ｄ_１０をゼロにする設計方法がとられる。
上述したように、均一な静磁場を発生するためには、先ず２次の不整磁場すなわちｄ_２をゼロにしなければならない。
簡単のために円環線電流が作る磁場を考察する。図１３に示す円環線電流が作る磁場の式１による展開項のうちで、ｄ_２のβ＝ａ／ｂについてのプロットを図１４に示す。ここで、ａは円環電流の半径、ｂは円環電流の原点からのｚ軸方向の距離、ｉは電流値であり、このプロットではｂ＝１，ｉ＝１にした。図１４から分かるように展開係数ｄ_２はβ＝２のときゼロになる。すなわち２次の不整磁場がゼロになる。この配置はヘルムホルツコイルとして知られている。
ＭＲＩ装置用マグネットは、前述したように先ず２次の不整磁場すなわちｄ_２を消去しなければならないが、図１４から分かるように、同方向に電流が流れるコイルだけを使う場合にはコイルの半径をヘルムホルツコイルの配置より小さくすることは不可能である。
そこで、図１５に示すようにβが２より小さな２個の円環電流を考える。円環電流１７５は半径がａ_１および電流値がｉ＝１、円環電流１７６は半径がａ_２および電流値がｉ＝−０．４である。この２個のコイルが作るｄ_２のβに関するプロットを図１６に示す。曲線１７７，１７８がそれぞれ円環電流１７５，１７６に対応する。図１６から分かるように、β_１及びβ_２を適切に選ぶことにより、円環電流１７５，１７６がそれぞれ作るｄ_２項を絶対値が同一で逆符号とすることができ、２個の円環電流が作る磁場の和においてｄ_２をゼロにすることができる。つまり、極性の異なるコイルを半径方向に交互に配置することにより、ヘルムホルツコイルより小さな外径のマグネットで２次の不整磁場を消去することができる。
次に、２次及び４次の不整磁場を消去した配置を例にとって説明する。図２１に本発明に従って起磁力の絶対値和が最小になるように計算機プログラムにより最適設計したコイル配置を示す。図２１に示すように４次までの不整磁場を消去してかつコイルの外径をヘルムホルツコイル配置より小さくするためには、一方の静磁場発生源に３個全体で６個のコイルが必要である。電流の方向が正および負のコイルが半径方向に交互に並んでいる。また起磁力の絶対値は半径が大きくなる順に大きくしている。
このコイル配置においてどのように２次及び４次の不整磁場が消去されているかを図２２及び図２３を用いて説明する。
図２２は図２１に示す各コイルが作る２次の不整磁場を示し、図２３は図２１に示す各コイルが作る４次の不整磁場を示す。２１１，２１２及び２１３は図２１の＃１，＃２及び＃３コイルの起磁力に対応する２次不整磁場のβに関する感度曲線である。２１４，２１５及び２１６は図２１の＃１，＃２及び＃３コイルの起磁力に対応する４次不整磁場のβに関する感度曲線である。＃１，＃２及び＃３コイルの断面の幾何学的中心のβの値は，０．３０，０．８０及び１．４６である。従って、例えば＃３コイルが作る２次の不整磁場は２０３で示す値となる。従って、図２１のコイル配置では＃１，＃２及び＃３コイルがそれぞれ図２２の２０１，２０２及び２０３に示す２次不整磁場を発生し、それらの和がゼロになるように各コイルの位置及び起磁力を設定している。同様に、＃１，＃２及び＃３コイルがそれぞれ図２３の２０４，２０５及び２０６に示す４次不整磁場を発生し、それらの和がゼロになるように各コイルの位置及び起磁力を設定している。
これらの関係は、次のように定性的に説明できる。前述したように、先ず２次の不整磁場を消去する必要があり、そのためにコイル＃２及び＃３の位置がほぼ決まる。しかしコイル＃３は２０６に示す４次の不整磁場を発生するので、これを打ち消さなければならないが、図２２及び図２３の感度曲線から分かるように、コイル＃２及び＃３の位置及び起磁力を変えただけでは２次及び４次の不整磁場を共にゼロにする解は存在しない。そこで、新たに半径がより小さく、かつ起磁力が正のコイル＃１を追加して、２０４に示す４次不整磁場を発生させ、４次の不整磁場をゼロにする。また起磁力の絶対値和を最小にするために、各感度曲線のピーク付近を避けて、なるべく感度の小さい位置を選択する。実際には、コイル＃１は２０１に示す２次の不整磁場を発生するから、２次の不整磁場を全体でゼロにし、かつ４次の不整磁場もゼロにするように調節する必要があり、感度曲線を取り入れた計算機プログラムによって、正確に最適配置を求める。このように２次及び４次の不整磁場を、ヘルムホルツコイルより小さい半径のコイル群で消去するためには、正と負のコイルを交互に配置する必要があるが、このことは各次数の不整磁場の感度曲線が図１９に示す形になっている事に起因するものであり、感度曲線は電磁気現象から物理的に決まっているものである。本発明は、この感度曲線の解析から生まれたものであり、これを利用して得られた結果も一義的なものである。
ここでは具体的な説明を省略するが、６次以上の高次の不整磁場まで消去する場合にも同じ議論が成立し、極性の異なるコイルを半径方向に交互に配置することにより、ヘルムホルツコイルより小さい外径のマグネットで高次までの不整磁場を消去した非常に均一な磁場を発生するマグネットを構成できる。またこの構成は、必要な次数までの不整磁場を消去するための最小のコイル数を与え、したがってこれ以外のどんな配置よりも、各コイルの起磁力の絶対値和が小さい。
このような配置は、図１９に示す各次数の不整磁場強度の感度曲線を用いた計算機プログラムにより求めることができる。その機能を説明することが困難なので、解の性質を定性的に説明する。図２０に６次不整磁場強度の一般的な空間分布を示す。図において、原点はマグネットの中心、ｚ軸はマグネットの中心軸、ρ軸はマグネットの中心を通り任意の方向を向いた半径方向の軸、縦軸は６次不整磁場強度である。式１から分かるように、原点における強度はゼロであり原点からの距離が増すに従って、距離の６乗に比例して強度が大きくなる。ただしＰｎ（ｃｏｓθ）の性質により、方位角θに関して、強度が正負の値をとる空間分布となる。従って、例えば６次の不整磁場の空間分布に対応して、正負の極性のコイルを交互に配置することにより、この６次の不整磁場を効率よく打ち消すことができる。正負の極性のコイルを交互に配置することは本発明でクレームしているように、原点を通るある直線に各コイル断面の幾何学的な中心を投影したときに対応する電流の極性が正負交互に並ぶことに一般化できる。
次に、本発明の効果を数値計算の結果を用いて具体的に説明する。図１７は本発明に基づいた計算結果であり、コイルの配置と磁場均一度の等高線を同時に表示してある。磁場均一度の等高線は内側から±１，±５，±１０ｐｐｍである。コイルの電流密度は１００Ａ／ｍｍ^２、上下コイルの間隔は１．０ｍ、コイルの外直径は１．７ｍに制限している。また、中心磁場強度は０．４Ｔであり中心部付近の不整磁場成分は２次から６次までをゼロにしている。
図１７から明らかに分かるように、ｚ−ρ平面において、第１象限内の各コイル断面の幾何学的な中心をρ軸は投影すると、それぞれのコイルに対応する通電電流の方向が正負交互に配列している。本発明によれば、このような配置方法が各コイルの起磁力の絶対値和が最も小さい、すなわち最も合理的な方法である。
図１８は本発明に従わない場合の計算結果を示す。コイルの電流密度、中心磁場強度、消去した不整磁場成分の次数等は図１７と同じである。図１８に示す計算例では、ｚ−ρ平面における各コイルの断面の幾何学的な中心を、ｚ−ρ平面において原点を通るいかなる直線に投影しても、それぞれのコイルに対する通電電流の方向が正負方向に並ばないこと、すなわち、本発明に従わないことが分かる。図１８の計算例を図１７の計算例と比較すると、発生する磁場の空間分布はほぼ同じであるが、それを達成するためのコイルの起磁力の絶対値和が約１．４倍大きく、またコイルの数も全体で２個増加することが分かる。すなわち、本発明の最も大きな効果は、ある指定された空間分布を持つ磁場分布を発生するためのコイル配置の中で、最も起磁力の絶対値和が小さいコイル配置を与えることである。図１８に示す本発明に従わないコイル配置は、図１７に示す本発明に従ったコイル配置に比較して約１．４倍、起磁力の絶対値和が大きくコイル数も２個増加することから、コイル間の電磁力の増大、支持構造物の複雑化と重量の増加、冷却重量の増大等の様々なデメリットを生じ、結果としてマグネットのコストを著しく増大するものであり、非常に無駄の多い設計方法であることが分かる。また図１７に示す本発明に基づいた計算結果では、平均半径の最も大きな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く、また第１象限内の各コイルをρ軸に投影したときに各コイルの起磁力の絶対値がその大きさの順に並ぶことが分かる。このような起磁力の設定方法も全コイルの起磁力の絶対値和を最小にするための条件である。
なお、米国特許第５，４１０，２８７号公報の開示しているオープン型ＭＲＩ装置用磁石装置は水平磁場方式を対象としているが、そのコイル配置は以上で説明した図１８のコイル配置に類似している。
また、全身用ＭＲＩでは直径が４０ｃｍ〜５０ｃｍの領域に±５ｐｐｍ以内で均一な静磁場を発生する必要がある。そのためには、少なくとも８次までの不整磁場をゼロにする必要があり、自由度の関係から少なくとも４個のコイルが必要である。６次まで消去する設計の場合は、磁場均一度を支配するのは８次の不整磁場となることから、８次の不整磁場の強度をできるだけ小さくする必要があり、そのためには各コイルの起磁力が小さい程良い。ここでは計算例を示していないが、コイル数が３個の場合にも図１７及び図１８と同様な計算をすることができて、３個のコイルを半径方向に正負交互に配置すると起磁力の絶対値和が最小となることが分かる。
クライオスタットや低温容器の寸法上の制約で必要な数のコイルを半径方向に配置できない場合があるが、その場合には低温容器の内壁に沿ってコイルを配置すればよい。このようなコイルの一般化した配置方法が本発明で開示したところであり、その具体的な例を実施例を用いて以下に説明する。
発明を実施するための最良の形態
以下、本発明の実施例を図１乃至図１２により具体的に説明する。
図１は、本発明の実施例による超電導マグネット１を用いた開放型超電導ＭＲＩ装置の斜視図。図２は、図１の開放型ＭＲＩ装置の構成要素のうち、超電導マグネット１の図１におけるｚ−ｘ平面での断面図。
図１に示すＭＲＩ装置は、上下の超電導マグネットアセンブリ６、７によって開放領域２にｚ軸方向の均一な磁場を発生し、開放領域２の中央部でＭＲＩ画像の撮影を可能にしている。患者４はベッド及び移動式テーブル３により、撮影部位が開放領域２の中央部に位置するように搬送される。また、上下の超電導マグネットアセンブリは支柱状外部強磁性体１０によって磁気的に連結されていて漏れ磁場を抑制する構成となっている。この構成のＭＲＩでは、撮影中の患者が受ける閉所感が著しく小さくなり、むしろ開放感を得ることができるため、撮影に対する心理的な圧迫感を著しく低減することができる。また、医師または検査技師５は撮影中の患者４に対してアクセスが非常に容易となる。特に撮影中の部位へのアクセスが可能となるため、ＩＶＲ（ＩｎｔｅｒｖｅｎｔｉｏｎａｌＲａｄｉｏｌｏｇｙ）が可能となり、医療の可能性を大きく広げる。
更に図１の構成のＭＲＩ装置の利点として、静磁場の方向が人体の長手方向に関して垂直であるため、ＮＭＲシグナルを受信するプローブにソレノイドコイルを使用できることが挙げられる。このソレノイド型のプローブは、水平磁場型ＭＲＩで用いられる鞍型またはバードケージ型のプローブに比較して原理的に１．４倍感度が高い、従って中心磁場強度が同一の場合、図１に示す構成の垂直磁場方式ＭＲＩは、従来の水平磁場型ＭＲＩ装置に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。
上記のように、図１に示すコンセプトのＭＲＩ装置は様々な利点があるが、構造的には上下のマグネットアセンブリの直径を如何に小さくできるかということが高い開放性を達成する鍵である。本発明はまさにこの点に関するものであり、外径が小さくかつ製造コストが安価で、しかも均一な静磁場を発生するマグネットアセンブリの構成を提供するものである。
次に、図２を用いてマグネットアセンブリの構成を説明する。上下のマグネットアセンブリ６，７は漏れ磁場を抑制するために外周部を強磁性体で包囲している。具体的には、上下の真空容器１１，１１′の周囲を円盤状外部強磁性体８，８′及び円筒状外部強磁性体９，９′で包囲し、上下を支柱状外部強磁性体１０によって磁気的に連結している。ここで用いる外部強磁性体としては、磁気的に強磁性を示すものであればよく、種々の材料が使用できるが、磁気的特性、コスト、機械強度からすれば、一般には鉄が望ましい。また、強磁性体の重量を軽減したい場合には、透磁率の高い材料を使うこともできる。このように周囲を外部強磁性体で囲むことで、装置外部に発生する磁束について磁路が形成されるので、漏洩磁場が遠方にまで広がることを抑制できる。
メイン超電導コイル１３，１３′、１４，１４′、１５，１５′及び１６，１６′はマグネット中央の均一磁場領域を挟んで上下にほぼ対称かつｚ軸に関してほぼ同心状に設置されていて、垂直方向すなわちｚ軸方向の均一な磁場を発生する。上下の超電導コイルはそれぞれの冷却容器１２，１２′内部に設置され、上下の冷却容器はそれぞれ真空容器１１，１１′に内包されている。さらに、図２では簡単のため省略したが、超電導コイルを支持する構造があり、また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トがある。冷却容器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。
上下の真空容器はその間にある連結管１７によって所定の距離を維持して保持される。この連結管１７は機械的に上下の真空容器１１，１１′を支える働きをしているが、上下の冷却容器を熱的に接続する働きを持たせても良い。そうすることで、冷凍機を上下に１台ずつ設ける必要がなくなり、システムに１台の冷却機で間に合わせることが可能になる。また、連結管１７及び支柱状強磁性体１０の本数も図示の２本に限定する必要はなく、３本，４本と増やすこともできるし、開放感を得るためには、片持ちの１本の支柱としてもよい。
本発明では、上下の各マグネットアセンブリの内部の４個のメイン超電導コイル１３，１３′、１４，１４′、１５，１５′及び１６，１６′はその極性が正負交互に並ぶように配列されている。正確には、マグネットの中心軸であるｚ軸を含む任意の平面（ここでは説明のためｚ−ｘ平面とする）の上でマグネットアセンブリの中心を通るある直線１８があり、ｚ−ｘ平面の第１象限における各超電導コイルの断面の幾何学的な中心を直線１８に投影したとき、各コイルに対応する通電電流の極性が正負交互に並ぶ。すなわち、コイル１６は主磁場を発生する方向に通電されこの方向を正方向とすれば、コイル１３，１５は負方向、コイル１４は正方向に通電される。
また、図から分かるように各コイルの起磁力の絶対値はコイル１６，１５，１４，１３の順番に大きく、ｚ−ｘ平面における第１象限内の各コイルを直線１８に投影したときに各コイルの起磁力の絶対値がその大きさの順に並ぶことが分かる。更に平均半径の最も大きいコイル１６の起磁力の絶対値が最も大きい。このような起磁力の設定方法も全コイルの起磁力の絶対値和を最小にするための条件である。
各コイルの位置と起磁力は磁場分布が均一になるように計算に基づいて設計されている。均一な磁場を発生するコイル配置は無限にあるが、発明の開示の項で記述したようにこの配置方法が最も起磁力の絶対値和が小さくなり、マグネットを最も安価に作ることができる。更に起磁力の絶対値和が小さいので、各コイルの断面積が小さくなり、マグネットアセンブリの直径を小さくすることができる。また本実施例は２次から８次までの不整磁場をゼロにする設計であり、そのために各マグネットアセンブリ内にそれぞれ４個のコイルが配置されている。その結果、マグネット中心部に発生する磁場の均一度は±４ｐｐｍ／４５ｃｍｄｓｖ（ｄｉａｍｅｔｅｒｏｆｓｐｈｅｒｉｃａｌｖｏｌｕｍｅ）であり、全身用ＭＲＩとして十分なスペックを達成している。
以下では、本発明の他の実施形態を説明する。
図３は、本発明の他の実施例による開放型ＭＲＩ用超電導マグネットの断面図である。本実施例は、図１及び図２に示した超電導マグネットと構成がほぼ同じであるが、漏れ磁場を抑制する外部強磁性体の重量を低減するために、超電導シールドコイル２９，２９′がある点が異なる。漏れ磁場シールド方式の通称に従えば、図２の実施例はパッシブシールド方式、図３の実施例はハイブリッドシールド方式である。図３中の超電導シールドコイル２９，２９′を除いたメイン超電導コイル２５，２５′、２６，２６′、２７，２７′、２８，２８′のｚ−ｘ平面の第１象限における断面の幾何学的な中心を直線３０（仮想的に想定したものである。）に投影すると、対応する電流の方向が正負交互に並ぶように配置されている。
図４は、本発明の他の実施例による開放型ＭＲＩ装置用超電導マグネットの断面図である。本実施例はアクティブシールド方式超電導マグネットを示している。本実施例はシールドコイルのみで漏れ磁場を抑制するので鉄などによる磁気シールド体はなく最も軽量である。図４中でシールドコイル３９，３９′を除いたメイン超電導コイル３４，３４′、３５，３５′、３６，３６′、３７，３７′、３８，３８′のｚ−ｘ平面の第１象限における断面の幾何学的な中心を直線４０に投影すると、対応する電流の方向が正負交互に並ぶように配置されている。
以上の実施例では、マグネットアセンブリは基本的に空心コイルで均一な磁場を発生し、外部強磁性体またはシールドコイルによって漏れ磁場を抑制する構成である。以下では均一磁場の発生に積極的に磁極として機能する強磁性体を利用した場合における本発明の実施例を開示する。図５から図１２は本発明の他の実施例による開放型ＭＲＩ用超電導マグネットの断面図である。
図５に示すマグネットでは、円盤状外部強磁性体４１，４１′の内側に設けた磁極状強磁性体４４，４４′が中心磁場強度を高める作用をして、超電導コイルが負担する中心磁場強度を低減し超電導コイルの起磁力の絶対値和を低減する設計である。磁場の均一度は主に超電導コイルの配置と起磁力配分で達成するため、その配置は本発明に従っている。すなわち、メイン超電導コイル４８，４８′、４９，４９′、５０，５０′、５１，５１′のｚ−ｘ平面の第１象限における断面の幾何学的な中心を直線５２に投影すると、各コイルに対応する通電電流の方向が正負交互になるように配置されている。
図６に示すマグネットは図５に示すマグネットよりも更に磁極を大きくして、超電導コイル６０，６０′、６１，６１′の起磁力の負担を更に小さくしている。本実施例では磁極の形状を最適化して、磁極だけでもある程度均一な磁場を発生する構成である。従って超電導コイルの数は少なくてよく、本実施例では上下のそれぞれのマグネットアセンブリ内に２個で十分に均一な磁場を発生する。発明の開示の項で説明したように２個の超電導コイル６０，６０′、６１，６１′は通電電流の方向が逆であり、小さなマグネットアセンブリ内で２次の不整磁場を消去している。すなわち外側の超電導コイルが主磁場を発生する方向、内側の超電導コイルがその逆の方向に通電される。
図７に示すマグネットは、最適化された形状を持つ磁極により概ね均一な磁場を発生し、更に磁場の均一度を上げるためにそれぞれのマグネットセンブリ内に３個の超電導コイルを配置している。メイン超電導コイル７０，７０′、７１，７１′、７２，７２′は限られた半径の中で最小の起磁力で均一な磁場を発生するため、本発明にしたがって通電電流の極性が図７に示すように直線７３に投影した場合に正負交互に配列するように配置されている。
図８に示すマグネットは、図７に示すマグネットとほぼ同じ構成であるが、漏れ磁場を抑制する外部強磁性体の重量を低減するために超電導シールドコイル８４，８４′が配置されている点が異なる。本構成においても、限られた半径の中で最小の起磁力で均一な磁場を発生するため、シールドコイル以外のメイン超電導コイル８１，８１′、８２，８２′、８３，８３′は本発明にしたがって通電電流の極性が図８に示すように直線８５に投影した場合に正負交互に配列するように配置されている。
図９と図１０は、磁極と超電導コイルの組み合わせで均一な磁場を発生する開放型ＭＲＩ用超電導マグネットの他の実施例である。両者とも基本的に、磁極は中心磁場強度を強めてコイルの起磁力を低減する働きをし、磁場の均一度はコイルの配置で達成するコンセプトのマグネットである。磁極状強磁性体８９，８９′、及び１０１，１０１′はその形状が最適化されているが、マグネット中央部の撮像領域から離れているので磁極形状だけでは均一な磁場を発生できない。そこで図９及び図１０に示す実施例では片側４個及び３個の超電導コイルを用いて均一な磁場を発生する。また図１０の実施例では、大きな起磁力の端部コイルを配置可能なように真空容器１０２及び低温容器１０３の外周部が膨らんだ形状を有している。またこのような形状にすることにより、磁極状強磁性体を撮像領域に近づけることが可能なので、磁極が負担する中心磁場強度を強くすることができて、超電導コイルの起磁力を低減することができる。両者ともに限られた半径の中で最小の起磁力で均一な磁場を発生するため、本発明にしたがって通電電流の極性が図９または図１０に示すように直線９７またはｘ軸１０８に投影した場合に正負交互に配列するように配置されている。
図１１及び図１２は主に起磁力低減のために低温容器の内部に強磁性体要素を配置した実施例を示す。漏れ磁場の抑制方法は、図１１がパッシブシールド方式、図１２がアクティブシールド方式である。内部強磁性体１１９，１１９′、１２０，１２０′及び１３１，１３１′、１３２，１３２′は円環形状をしており超電導コイルの間に配置される。強磁性体要素をこの位置に配置すると、効果的にコイルの起磁力を低減できる効果がある。本実施例においても、限られた半径の中で最小の起磁力で均一な磁場を発生するため、本発明にしたがってメインコイルを構成する超電導コイルの通電電流の極性が図１１または図１２に示すように直線１２１または直線１３３に投影した場合に正負交互に配列するように配置されている。
以上に具体的な実施例を用いて本発明を説明してきた。前述した実施例ではコイルは全て超電導コイルであるが、本発明の内容は超電導コイルのみに限定されるものではなく、例えば銅線などを用いたコイルであってもよく、更に電流を搬送するものであればいかなるものでも良い。本発明は前述したように様々な実施形態が考えられるが、当然のことながら本発明はここで開示したいかなる実施例によっても限定されるものではない。
以上に説明した如く、開放型ＭＲＩ用超電導磁石装置において、広い開口を備え、漏洩磁場が少なく、高い磁場強度において、時間的に安定で広い均一磁場発生領域を得られる超電導磁石を、その直径が小さくすなわち高い開放性と良好な検査対象である患者へのアクセスを可能にし、更に低廉な製造原価で提供することができる。
本発明によれば、高い開放性と、良好な検査対象へのアクセスが可能なＭＲＩ装置を実現できる。
産業上の利用可能性
以上説明したように、本発明にかかる磁石装置は医療用ＭＲＩ装置用磁石装置として有用であり、特にオープン型垂直磁場方式ＭＲＩ装置用超電導磁石装置に適用される。
【図面の簡単な説明】
図１は本発明の実施例の超電導磁石を用いた開放型ＭＲＩ装置の斜視図。
図２は本発明の実施例の超電導磁石の断面図。
図３は本発明の実施例の超電導磁石の断面図。
図４は本発明の実施例の超電導磁石の断面図。
図５は本発明の実施例の超電導磁石の断面図。
図６は本発明の実施例の超電導磁石の断面図。
図７は本発明の実施例の超電導磁石の断面図。
図８は本発明の実施例の超電導磁石の断面図。
図９は本発明の実施例の超電導磁石の断面図。
図１０は本発明の実施例の超電導磁石の断面図。
図１１は本発明の実施例の超電導磁石の断面図。
図１２は本発明の実施例の超電導磁石の断面図。
図１３は円環電流の説明図。
図１４は図１３に示す円環電流が発生する２次の不整磁場強度の感度曲線を示す図。
図１５は２つの円環電流の説明図。
図１６は図１５に示す２つの円環電流が発生する２次の不整磁場強度の感度曲線を示す図。
図１７は本発明のコイル配置とその磁場均一度の等高線の数値計算例を示す図。
図１８は本発明の比較例のコイル配置とその磁場均一度の等高線の数値計算例を示す図。
図１９は図１３に示す円環電流が発生する２次から６次までの不整磁場強度の感度曲線を示す図。
図２０は６次の不整磁場の空間分布を示す３次元プロット。
図２１は本発明の原理に従って起磁力の絶対値和が最小となるように計算機プログラムにより最適設計したコイルの配置を示す。
図２２は図２１に示す各コイルが作る２次の不整磁場を示す。
図２３は図２２に示す各コイルが作る４次の不整磁場を示す。

Claims

有限の領域に第１の方向に向かう均一磁場を発生させるための、前記第１の方向に関して実質的に同心状に配置された電流搬送手段から構成される静磁場発生源２組が、前記領域を間に挟んで対向して配置され、前記静磁場発生源のそれぞれが少なくとも４つの該電流搬送手段を備える磁石装置において、該第１の方向に平行で該電流搬送手段のほぼ中心を通る第１の軸と、前記第１の軸と垂直に交わり、かつ前記２組の静磁場発生源からほぼ等距離にある第２の軸との交点を第１の点としたとき、前記第１の軸および前記第２の軸および前記第１の点を含む第１の平面において、前記第１の点を通るある第１の直線が存在し、前記第１の平面における前記電流搬送手段の断面の幾何学的な中心を、前記第１の直線に投影したとき、前記静磁場発生源のそれぞれについて、対応する前記電流搬送手段の電流搬送方向が正負交互に並ぶことを特徴とする磁石装置。
有限の領域に第１の方向に向かう均一磁場を発生させるための、前記第１の方向に関して実質的に同心状に配置された電流搬送手段と外部領域への漏れ磁場を抑制するためのシールド電流搬送手段から構成される静磁場発生源２組が、前記領域を間に挟んで対向して配置され、前記静磁場発生源のそれぞれが少なくとも４つの該電流搬送手段と少なくとも１個のシールド電流搬送手段を備える磁石装置において、該第１の方向に平行で該電流搬送手段のほぼ中心を通る第１の軸と、前記第１の軸と垂直に交わり、かつ前記２組の静磁場発生源からほぼ等距離にある第２の軸との交点を第１の点としたとき、前記第１の軸および前記第２の軸および前記第１の点を含む第１の平面において、前記第１の点を通るある第１の直線が存在し、前記第１の平面における前記電流搬送手段の断面の幾何学的な中心を、前記第１の直線に投影したとき、前記静磁場発生源のそれぞれについて、対応する前記電流搬送手段の電流搬送方向が正負交互に並ぶことを特徴とする磁石装置。
請求の範囲第１又は２項記載の磁石装置において、前記静磁場発生源のそれぞれについて、前記電流搬送手段のうちで最も平均半径が大きい電流搬送手段の起磁力の絶対値が他の電流搬送手段の起磁力の絶対値より大きいことを特徴とする磁石装置。
請求の範囲第１乃至３項記載の磁石装置を用いたＭＲＩ装置。