JP4292261B2

JP4292261B2 - マグネット装置、およびこれを用いたｍｒｉ装置

Info

Publication number: JP4292261B2
Application number: JP2000517644A
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: 1997-10-24
Filing date: 1998-08-28
Publication date: 2009-07-08
Anticipated expiration: 2018-08-28
Also published as: US6600318B1; WO1999021476A1; JP2002034947A

Description

技術分野
本発明は、互いに対向するように配置された２つの静磁場発生源を有するマグネット装置、および、これを用いた核磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ）装置に関する。
背景技術
従来のＭＲＩ装置で多く使われてきた超電導マグネット装置の一例を図１０に示す。
ＭＲＩ装置を構成する超電導マグネット装置１７１は、円筒状の中空部１７４を有し、その中央部付近に均一な静磁場を発生する。超電導マグネット装置１７１は、円筒形状のボビンに巻回された分割ソレノイドコイルから構成される。コイルは、普通、ＮｂＴｉを使用した超電導線材によって作られ、液体ヘリウムによって約４．２Ｋに冷却された状態で超電導電流を搬送する超電導コイルとして機能する。液体ヘリウムは、図示省略した低温容器に溜められる。
被検体１７２である患者は、移動式ベット１７３により、円筒状の中空部１７４内に存在する均一磁場領域まで搬入される。
しかし、このような構成のマグネット装置を用いた従来のＭＲＩ装置は、狭くて小さい円筒状の中空部１７４に患者が入らなければならないため、患者に強い閉所感を与えていた。このため、ときには、患者が装置内に入ることを拒否する場合もあった。
また、医師等の術者が撮像中の被検者にアクセスすることが困難であり、いわゆるＩＶＲ（ＩｎｔｅｒｖｅｎｔｉｏｎａｌＲａｄｉｏｌｏｇｙ）は不可能であった。
このような問題を解決する技術として、近年、例えば、特開平９−１９０９１３に開示されているような開放型ＭＲＩ装置が提案されている。
この開放型ＭＲＩ装置は、例えば、図１１に示すように、上部マグネットアセンブリ３３や、下部マグネットアセンブリ３４を有して構成される。
同図において、超電導コイル４４は、低温容器４６の中にあり、低温容器４６は、真空容器４５に収容されている。下部マグネットアセンブリ３４についても、同様な構造になっている。
そして、この開放型ＭＲＩ装置では、垂直方向の均一な静磁場をマグネットの中心部に、即ち両マグネットアセンブリから等距離にある両マグネットアセンブリ間の幾何学的中心面に発生させ、撮影部位が均一磁場領域４２に入るよう、移動式ベット３５で患者３６を搬送する。
このような開放型ＭＲＩ装置によれば、患者３６は開放性の高い空間に挿入されるので強い閉所感を感じることが無い。
しかしながら、従来の開放型ＭＲＩ装置は、前述したように、上下のマグネットアセンブリから等距離にある領域４２に均一な磁場が発生するため、ＭＲＩ画像を撮影する際に、患者を上下のマグネットアセンブリから等距離にある位置に搬入する必要がある。
そのため、患者の下側の空間部分４３がデッドスペースになり、マグネットアセンブリ間の空間４１が有効に活かされていないという問題があった。なお、３７は術者、３８、３９は上部マグネットアセンブリ３３に属する洩れ磁場抑制材、４０は上部および同様な下部洩れ磁場抑制材を接続支持する磁性材からなる支柱である。
このような問題点に鑑み、本発明の目的は、装置の大型化および構造の複雑化を招くことなく、下部マグネットアセンブリとベット間のデッドスペースを除去し上下マグネットアセンブリ間の空間を有効に活用し、高い開放性および術者が患者に容易にアクセスできる広い上方空間を有するＭＲＩ装置用マグネット装置及びこれを用いたＭＲＩ装置を提供することにある。
発明の開示
上記目的を達成するための本発明の一態様によれば、
被検体を挟んで互いに対向するように配置された２つの静磁場発生源と、
前記２つの静磁場発生源のうちの一方を収容した第一の収容器と、
前記２つの静磁場発生源のうちの他方を収容した第二の収容器を備え、
前記第一の収容器および前記第二の収容器は、前記被検体に関して非対称となる位置に配置されていることを特徴とするマグネット装置が提供される。
上記目的を達成するための本発明のもう一つの態様によれば、被検者を受け入れる空間を挟んで上下に対向して配置され、それぞれ上下方向の磁界を発生する一対のマグネットアセンブリを有し、上記一対のマグネットアセンブリによって生成される均一磁場領域が上記一対のマグネットアセンブリによって形成される空間の幾何学的中央面より下方に横たえられる被検者の位置をカバーするよう、上記一対のマグネットアセンブリ中の上部マグネットアセンブリの生成する全磁気モーメントの絶対値を下部マグネットアセンブリの生成する全磁気モーメントの絶対値より大きく設定したことを特徴とする開放型ＭＲＩ装置用の静磁場発生装置が提供される。
発明の実施のための最良の形態
以下、本発明の実施形態の幾つかを図面を参照しながら説明する。
図１には、本発明の第１の実施形態である開放型ＭＲＩ装置の部分断面の概略図が示されている。図２には、図１に示した開放型ＭＲＩ装置を構成する超電導マグネット装置のｚ−ｘ平面における断面と、ｚ−ｘ平面における磁場均一度を表わす等高線が示されている。
この開放型ＭＲＩ装置は、上下のマグネットアセンブリ１、２によって、開放空間１２に、垂直方向の均一な磁場を発生させ、ＭＲＩ画像の撮影を可能にする、開放空間１２とは、患者４を載せるベット３の移動テーブル部分３ａと、上部のマグネットアセンブリ１との間に存在する空間を指す。
以下で詳しく説明するが、本発明においては上部マグネットアセンブリ１の全磁気モーメントが下部マグネットアセンブリ２のそれより大きくなるように構成されているので、均一磁場領域１３は、上下のマグネットアセンブリ１、２の空間の両者から等距離にある幾何学的中央部より下方にずれた位置に存在する。
ベッド３は、患者４を搬送するための移動テーブル３ａと、これを保持する支持台３ｂを有して構成される。移動テーブル３ａは、患者４の撮影部位が均一磁場領域１３に入るよう、床面からの高さがあらかじめ調整されている。つまり、静磁場発生源１４ａを収容した収容器１５と、静磁場発生源１４ｂを収容した収容器１６に着目した場合、収容器１５、１６は、患者４に関して上下方向に非対称となる位置に配置されていることになる。
以上のように構成すれば、図１１に示す従来の開放型ＭＲＩ装置と比較して、患者４の下方のデッドスペース４３が小さくなり、その分、開放空間を大きくすることができる。
この場合、ベッド３上の患者４が受ける閉所感が小さくなり、撮影に対する心理的な圧迫感が著しく低減する。
また、医師（または検査技師）５は、ベッド３上の患者４に対するアクセスが容易となるため、ＩＶＲ（ＩｎｔｅｒｖｅｎｔｉｏｎａｌＲａｄｉｏｌｏｇｙ）への適用性が高まり、医療の可能性を大きく広げることができる。
また、一般に、開放型ＭＲＩ装置は、垂直磁場型（静磁場の方向が人体の長手方向に対して垂直）の装置であるため、ＮＭＲシグナルを受信するためのプローブにソレノイドコイルを使用することができる。このソレノイド型のプローブは、図１０に示した水平磁場型ＭＲＩ装置に用いられる鞍型（またはバードケージ型）のプローブと比較して、原理的に１．４倍感度が高い。
したがって、中心磁場強度が同一の場合、垂直磁場型である本ＭＲＩ装置は、図１０に示す従来装置と比較して、より高精度な断層画像をより高速に撮影することができる。
続いて、図２を用いて、マグネット装置の具体的な構成を説明する。
超電導コイル２１〜３１は、マグネット装置の中心軸（ｚ軸）に関して、ほぼ軸対称に設置され、垂直方向（すなわちｚ軸方向）の均一な磁場を発生させる。
上下の超電導コイルは、それぞれ、冷却容器１７、１８の内部に設置され、上下の冷却容器１７、１８はそれぞれ真空容器１５、１６の中に収容されている。また、図示省略しているが、各超電導コイルは特定の支持構造によって支持され、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ルドが設けられている。冷却容器の内部には、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１５、１６は、連結管１９、２０により連結され所定の間隔に保持されている。
なお、連結管１９、２０は二重構造とし、上下の真空容器１５、１６を機械的に支えると共に、上下の冷却容器１７、１８を熱的に接続するように構成してもよい。
このようにすれば、冷凍機を上下に１台ずつ設ける必要がなくなり、システムとして、１台の冷凍機で間に合わせることができる。
また、連結管１９、２０や、後で述べる上部のマグネットアセンブリ１を支持する支柱１０、１１の本数は、２本に限定されず、３本、４本と増やしてもよい。また、さらなる開放感を得るために、片持ちの一本の支柱を用いるようにしてもよい。
つぎに、上部マグネットアセンブリ１と下部マグネットアセンブリ２の構造を詳細に説明する。
上部マグネットアセンブリ１と下部マグネットアセンブリ２は、図１、図２に示すように、マグネット装置の幾何学的中央面（マグネットアセンブリ１、２から等距離にある仮想平面）に関して非対称な構造を持つように構成されている。従って、上部および下部マグネットアセンブリ１、２が生成する均一磁場領域１３の中心は、マグネット装置の幾何学的中央面に関していずれかに偏った位置、本実施例では下側の位置を占めることになる。
一般に、マグネット装置の中心軸をｚ軸、ｒ及びθをマグネット装置の中央を原点とする極座標の座標位置、Ｐｎ（ｃｏｓθ）をｎ次のルジャンドル関数とすると、マグネット装置の中央部付近におけるｚ方向磁場Ｂｚは、式１の形に展開して表すことができる。

ここに、ｄ０は均一磁場であり、ｄ１、ｄ２、ｄ３、ｄ４、ｄ５、ｄ６、…は磁場均一度を悪化させる不整磁場である。
したがって、目的とする均一磁場を発生させるには、式１による展開項のうち、不整磁場成分ｄ１、ｄ２、ｄ３、ｄ４、ｄ５、ｄ６、…を低次の項から順に消去していけばよい。
また、式１からわかるように、高次の不整磁場まで消去すると、均一な磁場空間が拡大する。
病院などで使用されるＭＲＩ装置のマグネット装置は、直径が４０ｃｍ〜５０ｃｍの領域に変動率±１０ｐｐｍ以内の均一な磁場を発生する必要がある。
そのため，通常は、式１において、１次から８次（又は１０次）の不整磁場、すなわち、ｄ１、ｄ２、ｄ３、…、ｄ８、ｄ９、ｄ１０がゼロになるよう、上部、下部マグネットアセンブリを構成する。
なお、このとき、上記の不整磁場成分のうち、奇数次のｄ１、ｄ３、ｄ５、…については、上部、下部マグネットアセンブリの構造が幾何学的中央面に関して対称な場合はゼロになる。
本実施形態のマグネット装置では、上部、下部マグネットアセンブリの構造がその幾何学的中央面に関する対称性を持たないので、奇数次の不整磁場ｄ１、ｄ３、ｄ５、…についても、設計変数によってゼロにする必要がある。
すなわち、本実施形態のマグネット装置では、奇数次、偶数次を問わず、１次から８次（又は１０次）の不整磁場成分を設計変数、例えば、ユニットコイルの配置、アンペアーターン等、でゼロにし、かつ、均一な磁場を下方のマグネットアセンブリに偏った領域に発生させる必要がある。
以上説明した本発明の原理を実現するためには、上下の各マグネットアセンブリを次のように構成することが望ましい。
先ず、上部マグネットアセンブリの磁気モーメントの絶対値を、下部マグネットアセンブリの磁気モーメントの絶対値よりも大きくする。一般に、一つのコイルから発せられる磁気モーメントは、コイルの半径なｒとすると、π×ｒ^２×（コイルの起磁力）で表わされる。したがって、上部、下部マグネットアセンブリの各ユニットコイルについて、これらのパラメータを調整し、上部マグネットアセンブリの磁気モーメントの絶対値を、下部マグネットアセンブリの磁気モーメントの絶対値よりも大きくする。
これにより、上部、下部マグネットアセンブリの磁気モーメントの方向が同じであれば、下部マグネットアセンブリに近い位置に均一磁場領域が発生する。
なお、均一磁場領域の中心が下部マグネットアセンブリ２に近くなると、図４に示すように、均一磁場領域の中心から上部マグネットアセンブリ１と下部マグネットアセンブリ２を見たときに、下部マグネットアセンブリ２の占める立体角αが、上部マグネットアセンブリ１の占める立体角βよりも大きくなる。
不整磁場成分の振幅は、図３に示すように、均一磁場領域５７の中心からほぼ放射状に変化するため、均一磁場領域の中心から見た立体角が大きい方のマグネットアセンブリ（つまり下部マグネットアセンブリ）は、立体角が小さい方のマグネットアセンブリ（つまり上部マグネットアセンブリ）よりも、消去すべき不整磁場成分の変動ピーク数が多くなる。
したがって、均一磁場領域に近い方のマグネットアセンブリ（下部マグネットアセンブリ）内のユニットコイル数を他方の（上部マグネットアセンブリ）マグネットアセンブリ内のユニットコイル数よりも多くする。その結果、下部マグネットアセンブリによる高次不整磁場成分の制御能力を高めることができる。
次に、各マグネットアセンブリ内において、ユニットコイルの電流の方向が隣接するユニットコイルに関して正負交互に並ぶようにする。これにより、奇数次を含めた不整磁場を最も少ないユニットコイル数で消去することができる。
続いて、下部マグネットアセンブリ内のユニットコイルの起磁力の絶対値和を、上部マグネットアセンブリ内のユニットコイルの起磁力の絶対値和よりも大きくする。下部マグネットアセンブリでは、先程説明したように、上部マグネットアセンブリよりも、正負の極性のユニットコイルを密集して配置する必要があるので、磁場を発生する効率が悪くなる。従って、所定の磁気モーメントを発生させるために、このようにユニットコイルの起磁力を調整する。
さらに、各マグネットアセンブリ内において、半径の最も大きいユニットコイルの起磁力の絶対値を他のユニットコイルの起磁力の絶対値より大きくする。半径の最も大きいユニットコイルは、均一磁場領域から比較的遠い位置に存在するため、マグネット全体の効率を考えると、半径の最も大きいユニットコイルの起磁力の絶対値をその他のユニットコイルの起磁力の絶対値よりも大きくする方がよい。
図３は以上説明した具体的な諸要求事項に基づいて構成したマグネットアセンブリの第２の実施形態である。
図３において、上下の超電導コイルの間隔は０．９ｍ、最も大きいユニットコイルの外径は１．６ｍ、各ユニットコイル電流密度は１７０Ａ／ｍｍ^２、中心磁場強度は０．４Ｔであり、均一磁場領域の中心はコイル間隔の幾何学的中心面から下方に５ｃｍずれている。また、図３には、磁場均一度の等高線５７も示されている。等高線５７は、内側から、変動率±１、±５、±１０ｐｐｍを示している。ここでは、均一磁場領域の不整磁場成分を１次から１０次までゼロにしているので、同図では、１１次の不整磁場が磁場均一度を主に支配している。
そして、図３に示した上下マグネットアセンブリでは、前述した各条件を満足している。
第一に、上部メインユニットコイル４６、４７、４８、４９、５０の全磁気モーメントの絶対値が、下部メインユニットコイル５１、５２、５３、５４、５５、５６の全磁気モーメントの絶対値よりも大きい。
第二に、上部メインユニットコイルは５個、下部メインユニットコイルは６個であり、下部マグネットアセンブリ内のユニットコイルの数が上部マグネットアセンブリ内のユニットコイルの数より多い。
第三に、各マグネットアセンブリ内では、各ユニットコイルの電流の方向が正負交互に並ぶようにユニットコイルが配列されている。すなわち、メインユニットコイル４６、４８、５０、５１、５３、５５の電流の方向を正方向とすれば、メインユニットコイル４７、４９、５２、５４、５６の電流の方向が負方向となるように各ユニットコイルに通電する。
第四に、下部マグネットアセンブリ内の各ユニットコイルの起磁力の絶対値和が、上部マグネットアセンブリ内の各ユニットコイルの起磁力の絶対値和より大きい。具体的には、下部メインユニットコイル５１、５２、５３、５４、５５、５６の起磁力の絶対値和は、上部メインユニットコイル４６、４７、４８、４９、５０起磁力の絶対値和より大きい。
第五に、各マグネットアセンブリ内において、半径の最も大きいユニットコイルの起磁力の絶対値が他のユニットコイルの起磁力の絶対値より大きい。すなわち、上部メインユニットコイル４６の起磁力の絶対値は、他の上部メインユニットコイル４７、４８、４９、５０のそれぞれの起磁力の絶対値より大きく、下部メインユニットコイル５１の起磁力の絶対値は、他の下部メインユニットコイル５２、５３、５４、５５、５６のそれぞれの起磁力の絶対値より大きい。
このように構成すれば、図３に示すごとく、均一磁場は、上下のマグネットアセンブリの間隔の中心より下部マグネットアセンブリ側にずれた領域５７に発生する。
なお、第１の実施形態では、以上で説明した第２の実施形態とは別に、図２に示すコイル配置を採用した。上記した第２の実施形態とはコイル数等が異なるものの、ここでも、前述と同様な条件を満たしている。
すなわち、上部マグネットアセンブリ１の全磁気モーメントの絶対値は、下部マグネットアセンブリ２の全磁気モーメントの絶対値より大きい。上部マグネットアセンブリ１内のユニットコイル数は４個、下部マグネットアセンブリ２内のユニットコイル数は７個である。各マグネットアセンブリ１、２内において、各ユニットコイルは、電流の方向が正負交互に並ぶように配列されている。すなわち、メインユニットコイル２１、２３、２５、２７、２９、３１の電流の方向を正方向とすれば、メインユニットコイル２２、２４、２６、２８、３０の電流の方向が負方向となるように各ユニットコイルに通電する。下部マグネットアセンブリ２内の各ユニットコイルの起磁力の絶対値和は、上部マグネットアセンブリ１内の各ユニットコイルの起磁力の絶対値和よりも大きい。また、各マグネットアセンブリ１、２について、半径の最も大きなユニット超電導コイルの起磁力の絶対値が他のユニット超電導コイルの起磁力の絶対値より大きい。すなわち、上部メインユニットコイル２１の起磁力の絶対値は、他の上部メインユニットコイル２２、２３、２４のそれぞれの起磁力の絶対値より大きく、下部メインユニットコイル２５の起磁力の絶対値は、他の下部メインユニットコイル２６、２７、２８、２９、３０、３１のそれぞれの起磁力の絶対値よりも大きい。なお、下部マグネットアセンブリ２において半径が最も大きいユニット超電導コイル２５の起磁力の絶対値については、上部マグネットアセンブリ１において半径が最も大きいユニット超電導コイル２１の起磁力の絶対値より大きい。
上下の超電導コイルの間隔は、０．９ｍ、最も大きいユニットコイルの外径は１．６ｍ、各ユニットコイル電流密度は１７０Ａ／ｍｍ^２、中心磁場強度は０．４Ｔである。
図２において、磁場均一度の等高線は、内側から、変動率±１、±５、±１０ｐｐｍを表示している。均一磁場領域の不整磁場成分は、先程と同様、１次から１０次までをゼロにしているので、１１次の不整磁場が磁場均一度を主に支配している。
このようなコイル設計を行なった結果、上下のマグネットアセンブリ１、２間の幾何学的中心面より１０ｃｍ下方の領域３２に変動率±１０ｐｐｍ／４０ｃｍｄｓｖ（ｄｉａｍｅｔｅｒｏｆｓｐｈｅｒｉｃａｌｖｏｌｕｍｅ）の均一な磁場を発生させることができた。これは、全身用ＭＲＩ装置用マグネット装置としてのスペックを十分に満足する。
以上、上下マグネットアセンブリの特徴について説明したが、本実施形態では、このほか、漏れ磁場抑制材を具備している。漏れ磁場抑制材は、上下の静磁場発生源を包囲して磁路を形成し、漏れ磁場を抑制する。
本実施形態では、漏れ磁場抑制材として、円盤状の強磁性体６、７と、円筒状の強磁性体８、９と、支柱状の強磁性体１０、１１を具備する。
前述したように、下部マグネットアセンブリ２内において半径が最も大きいユニット超電導コイル２５の起磁力の絶対値は、上部マグネットアセンブリ１内において半径が最も大きいユニット超電導コイル２１の超磁力の絶対値より大きい。
そこで、本実施形態では、シールド効果が十分に発揮されるよう、漏れ磁場抑制材として設けた強磁性体の形状を上下非対称にしている。
具体的には、ユニット超電導コイル２５に近い強磁性体の方が、上部の強磁性体よりもその厚みを増して磁路の断面積を増大している。
図５は、本発明の第３の実施形態である開放型ＭＲＩ用超電導マグネット装置の断面図である。
本実施形態では、超電導コイル７７、７８と、磁極として機能する強磁性体７３、７４を備え、超電導コイル７７、７８で起磁力をつくり、主に、強磁性体７３、７４の形状により、コイルの幾何学的中央面より偏った位置に均一磁場を発生させる。
具体的には、上部の超電導コイル７７は、下部の超電導コイル７８より起磁力が大きく、また均一磁場領域への必要な制御能力を保持するための上部の磁極７３の直径は、下部の磁極７４の直径より大きい。さらに下部の磁極７４の磁極面には上部の磁極７３の磁極値より密にリング状の溝が形成されている。
このように構成しても、上下のマグネットアセンブリ間の空間７５の幾何学的中央面より下方の領域７６に変動率数ｐｐｍの均一な磁場を発生することができた。
なお、本実施形態でも、漏れ磁場抑制材として、円盤状の強磁性体６７、６８と、円盤状の強磁性体６９、７０と、支柱状の強磁性体７１、７２を具備する。
上下の超電導コイル７７、７８は、それぞれ冷却容器６３、６４の内部に設置され、上下の冷却容器６３、６４はそれぞれ真空容器６１、６２に収容されている。上下の真空容器６１、６２は、連結管６５、６６で連結されて所定の間隔に保持されている。
図６は、本発明の第４の実施形態である開放型ＭＲＩ用超電導マグネットの断面図である。
本実施形態では、コイルの幾何学的中央面より偏った位置に均一磁場を発生させるため、磁極として機能する各コイルアセンブリの背後に配置した強磁性体９３、９４が、主に、中心磁場強度を強める働きをし、偏った位置への均一な磁場は、主に各ユニットコイルの配置で実現する。強磁性体９３、９４で中心磁場強度を強めれば各ユニットコイルが負担すべき起磁力を低減させることができる。ここでも上部の磁極９３の直径は、下部の磁極９４の直径より大きく設定されている。
上部マグネットアセンブリ内のユニットコイルは３個、下部マグネットアセンブリ内のユニットコイルは５個であり、図２に示した第１の実施形態と同様、下部マグネットアセンブリの方がユニットコイル数が多い。各ユニット超電導コイルの電流の方向は、正方向と負方向のユニットコイルが半径方向に交互に並ぶように決められている。すなわち、メインユニットコイル９７、９９、１００、１０２、１０４の電流の方向を正方向とすれば、メインユニットコイル９８、１０１、１０３の電流の方向が負方向となるように各ユニットコイルを通電する。
このように構成しても、上下のマグネットアセンブリ間の空間９５の幾何学的中央面より下方の領域９６に均一な磁場を変動率数ｐｐｍで発生させることができる。
なお、本実施形態でも、漏れ磁場抑制材として、円盤状の強磁性体８７、８８と、円筒状の強磁性体８９、９０と、支柱状の強磁性体９１、９２を具備する。
上下のユニット超電導コイルは、それぞれ、冷却容器８３、８４の内部に設置され、上下の冷却容器８３、８４はそれぞれ真空容器８１、８２に収容されている。上下の真空容器８１、８２は連結管８５、８６で連結されて所定の間隔に保持されている。
図７は、本発明の第５の実施形態である開放型ＭＲＩ用超電導マグネットの断面図である。
ここでは、低温容器の内部に強磁性体を配置した。この強磁性体は、ユニットコイルで発生させるべき起磁力を節減すると共に、偏った位置への均一な磁界形成を補助する役目を果たす。
上部マグネットアセンブリ内のユニットコイルは３個、下部マグネットアセンブリ内のユニットコイルは５個であり、図２に示した第１の実施形態と同様、下部マグネットアセンブリの方がユニットコイル数が多い。
強磁性体１２３、１２４、１２５は、それぞれ円環形状を成し、ユニット超電導コイルの間に配置されている。
本実施形態では、上部のマグネットアセンブリ内に１個、下部のマグネットアセンブリ内に２個の内部強磁性体を具備している。ただし、設計によっては、上部のマグネットアセンブリ内の強磁性体の数を下部マグネットアセンブリ内の強磁性体の数より多くしてもよい。
ここでも各ユニット超電導コイルの電流の方向は、正方向と負方向のユニットコイルが半径方向に交互に並ぶように決められている。
このように構成しても、上下のマグネットアセンブリ間の空間１２６の幾何学的中央面より下方の領域１２７に均一な磁場を変動率数ｐｐｍで発生させることができる。
なお、本実施形態でも、漏れ磁場抑制材として、円盤状の強磁性体１１７、１１８と、円筒状の強磁性体１１９、１２０と、支柱状の強磁性体１２１、２２を具備する。
上下のユニット超電導コイルは、それぞれ、冷却容器１１３、１１４の内部に配置され、上下の冷却容器１１３、１１４はそれぞれ真空容器１１１、１１２に収容されている。上下の真空容器１１１、１１２は、連結管１１５、１１６で連結されて所定の間隔に保持されている。
図８は、本発明の第６の実施形態である開放型ＭＲＩ用超電導マグネットの断面図である。
ここでは、漏れ磁場抑制材を配置するかわりに、シールドコイルで漏れ磁場をシールドする方式（いわゆるアクティブシールド方式）が採用されている。
図８に示すように、上部マグネットアセンブリは、４個のメインユニット超電導コイル１４９、１５０、１５１、１５２と、１個のシールド超電導コイル１６０を具備する。
一方、下部マグネットアセンブリは、７個のメインユニット超電導コイル１５３、１５４、１５５、１５６、１５７、１５８、１５９と、１個のシールド超電導コイル１６１を具備する。
各マグネットアセンブリ内において、各メインユニット超電導コイルの通電電流の方向は、正方向と負方向のユニットコイルが半径方向に交互に並ぶように決められている。
なお、それぞれのシールド超電導コイル１６０、１６１は、それぞれのメインユニット超電導コイルより撮像空間から遠い位置に、かつそれぞれのメインユニット超電導コイルと同心状に配置されており、それぞれの最大直径のメインユニット超電導コイル１４９、１５３の電流方向とは逆方向の電流が流される。
上下超電導コイルの間隔は０．９ｍ、最も大きいユニットコイルの外径は１．６ｍ、各ユニットコイル電流密度は１７０Ａ／ｍｍ^２、中心磁場強度は０．４Ｔである。磁場均一度の等高線１４８は、内側から、変動率±１、±５、±１０ｐｐｍを表示している。
均一磁場領域の不整磁場成分は、先程と同様、１次から１０次までをゼロにしており、図８では、１１次の不整磁場が磁場均一度を主に支配している。
また、下部マグネットアセンブリ内のメインユニット超電導コイル１５３、１５４、１５５、１５６、１５７、１５８、１５９の起磁力の絶対値和が、上部マグネットアセンブリ内のメインユニット超電導コイル１４９、１５０、１５１、１５２の起磁力の絶対値和より大きく設定されている。
また、上部マグネットアセンブリ内のメインユニット超電導コイル１４９、１５０、１５１、１５２による全磁気モーメントの絶対値は、下部マグネットアセンブリ内のメインユニット超電導コイル１５３、１５４、１５５、１５６、１５７、１５８、１５９による全磁気モーメントの絶対値より大きく設定されている。
また、各マグネットアセンブリについて、半径の最も大きなメインユニット超電導コイルの起磁力の絶対値が他のメインユニット超電導コイルの起磁力の絶対値より大きく設定されている。すなわち、上部メインユニットコイル１４９の起磁力の絶対値は、他の上部メインユニットコイル１５０、１５１、１５２のそれぞれの起磁力の絶対値より大きく、下部メインユニットコイル１５３の起磁力の絶対値は、他の下部メインユニットコイル１５４、１５５、１５６、１５７、１５８、１５９のそれぞれの起磁力の絶対値より大きく設定されている。
また、上部マグネットアセンブリ内のシールド超電導コイル１６０の起磁力の絶対値は、下部マグネットアセンブリ内のシールド超電導コイル１６１の起磁力の絶対値より大きく設定されている。
また、上記マグネットアセンブリ内のシールド超電導コイル１６０による磁気モーメントの絶対値は、下部マグネットアセンブリ内のシールド超電導コイル１６１による磁気モーメントの絶対値より大きく設定されている。
このように構成しても、上下のマグネットアセンブリの間の空間１４７の幾何学的中心面より１０ｃｍ下方の領域に変動率±１０ｐｐｍ／４０ｃｍｄｓｖ（ｄｉａｍｅｔｅｒｏｆｓｐｈｅｒｉｃａｌｖｏｌｕｍｅ）の均一な磁場を発生させることができた。これは、全身用ＭＲＩ装置用マグネット装置として十分なスペックを達成している。
図９には、本実施形態のマグネット装置の漏れ磁場の等高線が示されている。
同図に示すように、漏れ磁場の１０ガウス（Ｇ）ラインが従来の約半分の５ｍまで小さくなっており、シールド効果が十分に発揮されている。
以上、本発明の実施形態を幾つか説明したが、各実施形態では、コイルは全て超電導コイルであった。
しかしながら、本発明は、超電導コイルに限定されるものではなく、例えば銅線等を用いたコイルであってもよい。つまり、電流を搬送可能なものであれば特に限定されない。
また、以上の実施例では、下部マグネットアセンブリの起磁力の絶対値和が上部マグネットアセンブリの起磁力の絶対値和より大きい例を示したが、各マグネットアセンブリの直径、均一磁場領域の偏りの程度により逆の関係が望ましいこともあり、実施例の関係に限定されるものではない。
本発明によれば、製造コストの増大を招くような大掛かりな装置を用いることなく、ベッド上の患者の上方空間を広げることができる。
患者の上方空間が広がれば、撮影時の患者の閉所感が取り除かれ、また術者の患者へのアクセスが容易となる。
産業上の利用可能性
以上説明したように、本発明のマグネット装置は、医療用ＭＲＩ装置、特に患者に与える閉所感を低減し、術者によるＩｎｔｅｒｖｅｎｔｉｏｎａｌＲａｄｉｏｌｏｇｙを可能とする患者の上部空間を広げた開放型ＭＲＩ装置に適用される。
【図面の簡単な説明】
図１は本発明の第１の実施形態の開放型ＭＲＩ装置の部分断面の概略図。
図２は図１のＭＲＩ装置を構成するマグネット装置のｚ−ｘ平面における断面と、磁場均一度の等高線を示した説明図。
図３は本発明の第２の実施形態のマグネット装置のｚ−ｘ平面における断面と、磁場均一度の等高線を示した説明図。
図４は本発明を説明するための均一磁場領域の中心から見た各マグネットアセンブリの占める立体角を示す説明図。
図５は本発明の第３の実施形態のマグネット装置のｚ−ｘ平面における断面の概略図。
図６は本発明の第４の実施形態のマグネット装置のｚ−ｘ平面における断面の概略図。
図７は本発明の第５の実施形態のマグネット装置のｚ−ｘ平面における断面の概略図。
図８は本発明の第６の実施形態のマグネット装置のｚ−ｘ平面における断面と磁場均一度の等高線を示した説明図。
図９は本発明の第６の実施形態のマグネット装置の漏れ磁場の分布を表わす説明図。
図１０は従来の水平磁場型のＭＲＩ装置の斜視図。
図１１は従来の開放型ＭＲＩ装置の部分断面の概略図。

Claims

被検者を受け入れる空間を挟んで上下に対向して配置され、それぞれ上下方向の磁界を発生する一対のマグネットアセンブリを有し、上記一対のマグネットアセンブリによって生成される均一磁場領域が上記一対のマグネットアセンブリによって形成される空間の幾何学的中央面より下方に横たえられる被検者の位置をカバーするため、下部マグネットアセンブリ側に偏るよう上記一対のマグネットアセンブリ中の上部マグネットアセンブリの生成する全磁気モーメントの絶対値を下部マグネットアセンブリの生成する全磁気モーメントの絶対値より大きく設定し、さらに上記一対のマグネットアセンブリはそれぞれ上下方向の磁界を発生せしめる同心に配置された複数個のユニットコイルを有し、下部マグネットアセンブリ中のユニットコイルの数は上部マグネットアセンブリ中のユニットコイルの数より多く設けられていることを特徴とする開放型ＭＲＩ装置用の静磁場発生装置。
上記一対のマグネットアセンブリのそれぞれの複数個のユニットコイルは超伝導コイルであり、それぞれのマグネットアセンブリ用の真空容器中に収容されている低温容器中に配設されていることを特徴とする請求の範囲第１項に記載の開放型ＭＲＩ装置用の静磁場発生装置。