JP5149004B2

JP5149004B2 - 磁気共鳴イメージング装置

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Publication number: JP5149004B2
Application number: JP2007524606A
Authority: JP
Inventors: 武八尾
Original assignee: Hitachi Medical Corp
Current assignee: Hitachi Healthcare Manufacturing Ltd
Priority date: 2005-07-08
Filing date: 2006-07-06
Publication date: 2013-02-20
Anticipated expiration: 2026-07-06
Also published as: WO2007007630A1; JPWO2007007630A1

Description

本発明は、磁気共鳴イメージング(以下、MRIという。)装置に係り、特に、被検体の感じる閉所恐怖感を低減するために開放性を向上させた磁気共鳴イメージング装置に関する。

MRI装置では、静磁場を発生するために静磁場発生装置が用いられ、その静磁場発生源として超電導コイル等が用いられる。超電導コイル等を用いた静磁場発生源は、超電導磁石と呼ばれる。この超電導磁石には、主にトンネル型構造のものと対向型構造のものがある。トンネル型超電導磁石は、内部に円筒形状の空隙空間を有していて、その空隙空間の円筒軸方向に均一な静磁場を発生する。そして被検体は、この円筒空隙空間内に体軸方向と静磁場方向とが一致するようにして配置されて撮影される。一方、対向型超電導磁石では、空隙空間を間に挟んで一対の超電導コイルが同軸に配置され、その空隙空間の対向方向に均一な静磁場を発生される。被検体はこの空隙空間にその体軸と静磁場方向とが直交するように配置されて撮影される。

MRI装置で被検体となる患者の中には、閉所恐怖症の人もいる。MRI装置では、そのような患者の閉所恐怖感の低減が課題となる。上記対向型超電導磁石は、閉所恐怖感の低減を可能としたものであるが、トンネル型構造の磁石においても、閉所恐怖感の低減が求められている。その一つの解決策として、(非特許文献1)記載の従来技術がある。
Novel Short Whole Body MRI Magnet Design using Genetic Algorithms, Proc. Intl. Soc. Mag. Reson. Med 9(2001) p1148

(非特許文献1)記載の従来技術では、8個のコイルと10個のシムコイルを用いて軸長の短い1メートルの磁石が提供されている。
しかしながら、本発明者は上記従来技術について下記の問題点があることに気がついた。
すなわち、MRI装置では撮影される画像に歪が生じない均一度は0.5ppm程度とされるが、非特許文献1記載の従来技術の場合均一度が0.5ppmである撮影空間の大きさは30cm程度に止まる。被検体の体格が大きい場合には、移動テーブルを左右に動かさないと撮影できない領域が生じるが、断面が円形のトンネル型構造の磁石では、これが不可能だった。

本発明の目的は、被検体の感じる閉所恐怖感を低減するために開放性を向上させると同時に、被検体を搭載するための移動ベッドを左右に動かして大きな被検体を撮影することが可能なMRI装置を提供することにある。

本発明によれば、被検体が配置される撮影空間の周りに配置され、前記撮影空間に静磁場を発生させる静磁場発生手段と、前記静磁場発生手段の前記撮影空間側に配置され、前記撮影空間に傾斜磁場を発生させる傾斜磁場発生手段と、前記傾斜磁場発生手段の前記撮影空間側に配置され、前記撮影空間に高周波磁場を発生する高周波磁場発生手段を備えたMRI装置において、前記静磁場発生手段は前記静磁場と垂直な方向への断面の内側及び／あるいは外側の形状が、略多角形であるMRI装置が提供される。

本発明を構成するMRI装置の全体構成を示すブロック図である。本発明の実施例1に係る静磁場発生系であり、磁石装置として超電導方式を採用した場合(超電導磁石装置)の斜視図である。図2における超電導磁石装置内部の超電導コイルの配置の一例を示す図である。略三角形のコイルの形状がルーローの三角形である場合のガントリ内側の面を示す図である。差し渡し幅1のルーローの三角形を外側に距離aだけ拡大した略三角形を形成した図である。図4で示したルーローコイルが発生する静磁場のz＝0の位置におけるx−y平面上の均一度特性を示す図である。円形コイルが発生する静磁場のz＝0の位置におけるx−y平面上の均一度特性を示す図である。図4で示したルーローコイルが発生する静磁場のx＝0の位置におけるz−y平面における静磁場の均一度特性を示す図である。円形コイルが発生する静磁場のx＝0の位置におけるz−y平面における静磁場の均一度特性を示す図である。漏洩磁場についての比較をする図である。略三角形の形状を有する1対の磁石の各頂点を、互いに鉛直方向に対応する位置になるように合わせて設置した静磁場発生装置を示す図である。対向型の超電導磁石の外形を鉛直方向上側から見た図である。図11で示した超電導磁石の内部における超電導コイルの配置の一例を示す図である。実施例4における支柱の配置例を示す図である。 X方向傾斜磁場コイルのコイルパターンの例である。

図1は、本発明を構成するMRI装置の全体構成を示すブロック図である。図1に示すように、このMRI装置は、主として、静磁場発生系1と、傾斜磁場発生系2と、送信系3と、受信系4と、信号処理系5と、制御系(シーケンサ6とCPU7)とを備えている。

静磁場発生系1は、被検体8の周りの空間(撮影空間)に均一な静磁場を発生させるもので、永久磁石方式、常電導方式或いは超電導方式等の磁石装置からなる。

傾斜磁場発生系2は、例えば静磁場の方向をz方向とし、それと直交する2方向をx，yとするとき、これら3軸方向に傾斜磁場パルスを発生する3つの傾斜磁場コイル9と、それらをそれぞれ駆動する傾斜磁場電源10とからなる。傾斜磁場電源10を駆動することにより、x，y，zの3軸あるいはこれらを合成した方向に傾斜磁場パルスを発生することができる。傾斜磁場パルスは、被検体8から発生するNMR信号に位置情報を付与するために印加される。

送信系3は、高周波発振器11と、変調器12と、高周波増幅器13と、送信用の高周波照射コイル14とから成る。高周波発振器11が発生したRFパルスを変調器12で所定のエンベロープの信号に変調した後、高周波増幅器13で増幅し、高周波照射コイル14に印加することにより、被検体を構成する原子の原子核に核磁気共鳴を起こさせる電磁波(高周波信号、RFパルス)が照射される。高周波照射コイル14は、通常、被検体に近接して配置されている。

受信系4は、受信用の高周波受信コイル15と、増幅器16と、直交位相検波器17と、A/D変換器18とから成る。送信用の高周波照射コイル14から照射されたRFパルスの応答として被検体から発生されたNMR信号は、受信用の高周波受信コイル15により検出され、増幅器16で増幅された後、直交位相検波器17を介してA/D変換器18によりデジタル量に変換され、二系列の収集データとして信号処理系5に送られる。

信号処理系5は、CPU7と、記憶装置19と、操作部20とから成り、CPU7において受信系4によって受信されたデジタル信号にフーリエ変換、補正係数計算、画像再構成等の種々の信号処理を行う。記憶装置19は、ROM21、RAM22、光ディスク23、磁気ディスク24等を備え、例えば、経時的な画像解析処理および計測を行うプロブラムやその実行において用いる不変のパラメータなどをROM21に、全計測で得られた計測パラメータや受信系で検出されたエコー信号などをRAM22に、再構成された画像データを光ディスク23や磁気ディスク24にそれぞれ格納する。操作部20は、トラックボール或いはマウス25、キーボード26などの入力手段と、入力に必要なGUIを表示するとともに信号処理系5における処理結果などを表示するディスプレイ27とを備えている。CPU7が行う各種処理や制御に必要な情報は、操作部20を介して入力される。また撮影により得られた画像はディスプレイ27に表示される。

制御系は、シーケンサ6と7成り、上述した傾斜磁場発生系2、送信系3、受信系4および信号処理系5の動作を制御する。特に傾斜磁場発生系2および送信系3が発生する傾斜磁場パルスおよびRFパルスの印加タイミングならびに受信系4によるエコー信号の取得タイミングは、シーケンサ6を介して撮影シーケンスによって決まる所定のタイムチャートにより制御される。

次に図2、図3を用い、本発明の実施例1を説明する。図2は、本発明の実施例1に係る静磁場発生系であり、磁石装置として超電導方式を採用した場合(超電導磁石装置)の斜視図である。図2において、8は被検体、25は図1における静磁場発生系1を構成する磁石である超電導磁石装置、26は超電導磁石装置により静磁場を発生する方向であるz軸、27は超電導磁石装置の軸長、28は超電導磁石装置の被検体の配置される側の内面、29は超電導磁石装置の外面である。

実施例1における超電導磁石装置は、被検体の配置される空間のz軸に垂直な断面が、略三角形の形状になっていて、更に略三角形の形状の1つの頂点が鉛直方向上側に配置されている。つまり、被検体の配置される撮影空間は略三角形の柱状空間になっている。また、図2に示された例では、超電導磁石装置の外形(外面)29も略三角形の形状になっている。ただし、超電導磁石装置の外形(外面)29は略三角形でなくても良く、例えば、円形あるいは楕円でも良い。
またMRI装置において磁場を発生させるために必要な他の構成要素である傾斜磁場コイル9、高周波照射コイル14は、超電導磁石装置の内面の形状に合わせて配置されるが、これらの詳細な説明は後述する。

次に図3は、図2における超電導磁石装置内部の超電導コイルの配置の一例である。ただし、図3は超電導コイルが10個の例であるが、z座標がゼロである位置におけるx−y平面を中心にz軸のプラス方向とマイナス方向で対称に5個ずつの超電導コイルが配置されているので、＋方向(正方向)のみ5つ(31)を示したものである。コイルはそれぞれ、略三角形の形状をしていて、各略三角形の形状を含む平面がそれぞれz軸に垂直になっている。また、各略三角形の形状の内部に被検体を配置する撮影空間が形成されている。そして、各略三角形の形状の重心が静磁場の中心軸上にあり、配置される被検体は体軸が、図3におけるz軸(静磁場方向の中心軸)と一致して配置されるようになっている。

上記略三角形の超電導コイル群(31)は、冷却容器に内蔵され液体ヘリウム等の冷媒に浸漬され、超電導状態を維持するように臨界温度以下にされる。そして、超電導電流が永久電流モードで流れ続けて略三角形のコイル内に安定した静磁場が発生される。更に、冷却容器内へ侵入する熱を防ぐために、冷却容器は断熱材及び真空容器に内蔵されている。その詳細な構造は、例えば特開平9-153408号公報に記載されている通りである。

冷却容器及び真空容器の形状は、被検体の配置される撮影空間を確保するために、超電導コイルの形状に沿った形状となっている。すなわち、冷却容器及び真空容器の撮影空間側の面の形状も、XY平面上で略三角形の形状になっている。そして、略三角形の筒状空間が被検体の配置される撮影空間となっている。

トンネル型超電導磁石の場合には、一般的に被検体は仰向けに寝かされて撮影空間に配置される。従って、被検体に開放感を与えるために、略三角形のいずれかの頂点が最上部となり、他の2つの頂点が鉛直軸(図3におけるY軸)に対して左右対称にするのが望ましい。このような形状及び配置にすれば、被検体が寝かされて上を見た場合に圧迫感が小さく閉所恐怖感が低減できるという利点がある。また、一般に人体の肩幅は広く断面が楕円形をしているので、略三角形の鉛直方向下側の底辺に近い側で人体をゆったり配置できるという利点がある。また、略三角形の撮影空間の鉛直方向下側が平らになっているために、被検体を搭載するための移動ベッドも、鉛直方向下側に配置しやすくなるという利点もある。

次に図4及び図5を用い、実施例2を説明する。本実施例は、上記実施例1で示した略三角形のコイルのより具体的な形状についての実施例である。図4では、略三角形のコイルの形状がルーローの三角形の形状である場合に、静磁場発生源のガントリ内面の形状をそれに合わせて形成した場合(ルーローの三角形の形状のコイルのケースの内面)が示されている(以下、ルーローの三角形の形状を持つコイルをルーローコイルと呼ぶ。)。また、比較のために円形のコイルの形状の場合のガントリ内面(円形のコイルのケースの内面)の形状も重ね合わせて示す(以下、円形のコイルを円形コイルと呼ぶ。)。

ここで、ルーローの三角形について説明する。ルーローの三角形とは、正三角形の各頂点を中心に半径がその正三角形の1辺となる円弧で結んでできる図形をいう。ルーローの三角形は、平行線で挟んだときの平行線の間隔(＝差し渡し幅)が、平行線の向きによらず一定となるものである。すなわち、差し渡し幅が2rのルーローの三角形は、中心(重心)から式(1)で記載された距離を持つ3個の頂点から成る図形となる。
2r／√3 (1)

図4で示された2つのコイル(ルーローコイルと円形コイル)は、差し渡し幅が共に2rである。更に各コイルの周囲長は、ルーローのコイルと円形のコイルも共に2πrである(ルーローの三角形の場合4πr×(60°／360°)×3＝2πrとして計算される。)。このことより、超電導コイルを作るときのコスト支配要因である超電導線材の使用量については、図4で示された2つのコイルで同一となる。これより、ルーローコイルは円形コイルとほぼ同コストで製作することができることがいえる。

図4に、円形のコイルとルーローのコイルにおいて被検体を搭載するために設置される移動ベッド32aが示されている。図4において、32aは円形のコイルの場合に配置できる移動ベッドの位置と幅を示し、32bはルーローのコイルの場合に移動ベッドを水平方向に移動できるスペースを示している。これに対してルーローのコイルの場合には、円形のコイルよりも鉛直方向下側の幅がベッド32aの両側に32bで示す部分だけ広くなるので、肩幅の広い被検体を撮影するために、移動テーブルを水平方向に動かすためのスペースを確保できる。

図4ではまた、ルーローの三角形の上側に配置される頂点33aにおいて、円形のコイルよりも(33c−33b)だけ撮影空間の空隙が広がっているので、被検体が感ずる圧迫感が小さくなり、被検体の感じる閉所恐怖感が低減できることも示されている。
略三角形のコイルの形状としてルーローコイルを採用することのメリットは、上記差し渡し幅が一定となることである。このことは、コイルの内側から見た場合、長さが2rの線分を内部の任意の方向に置くことができることを意味する。この場合、差し渡し幅とは、被検体を内部に配置する超電導磁石の場合被検体の肩幅に相当する。

例えば、人体の断面を2つの焦点間の距離が1、短軸半径がaである楕円で近似した場合、図5のように差し渡し幅1のルーローの三角形を外側に距離aだけ拡大した図形を形成することにより、人体を自由な方向に設置可能となる。図5に示された略三角形は、内側の差し渡し幅1のルーローの三角形を外側にaだけ拡張した略三角形であり、内側のルーローの三角形の各頂点を中心にした半径(1＋a)の円弧と、各頂点を中心とした半径aの円弧とを結んで構成された図形である。

略三角形の形状を図4のような形状から図5のように変形することは、図5のような形状で製作される超電導コイルの特性の観点からも望ましい。つまり、図4に示すような略三角形では、各頂点で120度折れ曲がり部が生じる。一般に超電導線材は折れ曲がりに弱く、一定の曲げ半径以下になると超電導特性が悪化する。そこで、必要な曲げ半径aでルーローの三角形を図5のように拡張することにより、超電導特性の低下を抑制することができる。

次に図6〜図10を用い、上述したルーローコイルを有する超電導磁石の発生する静磁場の磁気特性をシミュレーションで求めたものについて説明する。
先ず図6は、図4で示したルーローコイルが発生する静磁場の均一度特性である。比較のために図7において円形コイルが発生する静磁場の均一度特性を示す。図6，7は共にz＝0の位置におけるx−y平面上の静磁場均一度分布であり、それぞれ中心静磁場強度に対する各点の静磁場強度の誤差をppm表示で等高線として表示したものである。円形コイルの場合には、図7で示すようにｚ軸を軸中心とする軸対称となっているが、ルーローコイルの場合には、軸対称でなくなっている。しかしながら、半径0.2mの円周の範囲内での静磁場均一度のばらつきは、図7の円形コイルが0〜＋600ppmであるのに対比して、図6のルーローコイルでは−400〜＋100ppmとなっている。これによれば、ルーローコイルの場合には円形コイルと同程度の静磁場均一度が得られていることがわかる。

また、x＝0の位置におけるz−y平面における静磁場の均一度特性の比較を図8及び図9に示す。図8はルーローコイルの場合であり、図9は円形コイルの場合である。半径0.2mの円周の範囲内での静磁場均一度のばらつきは、図9の円形コイルでは−500〜＋600ppmであるのに対比して、図8のルーローコイルでは−400〜＋200ppmとなっている。これによれば、ルーローコイルの場合には円形コイルの場合と同程度の静磁場均一度が得られていることがわかる。図8及び図9で示した数百ppmの磁場不均一は、シムコイルを用いれば十分補正できる範囲内である。例えば1.5Tの磁石の場合500ppmの磁場不均一は750μTに相当する。もしシムコイルが1A(アンペア)当たり5μTの磁場を発生すると仮定すると、750μTの磁場補正をするには、超電導シムコイルに150A(アンペア)程度の電流を流せば良いことになる。

次に、漏洩磁場についての比較を図10に示す。図10は、y−z平面上での漏洩磁場の広がりを単位ガウス(Gauss)を用いて表示したものである。これによれば、ルーローコイルの方(破線)が円形コイル(実線)より漏洩磁場が広がっていない方角が多く、漏洩磁場特性の観点からはルーローコイルの方が磁場特性が良いことがわかる。

上記本実施例で示したシミュレーション結果によれば、ルーローコイルを用いてトンネル型超電導磁石を構成することにより、従来の円形コイルを用いたトンネル型超電導磁石と比較して、同等のコストと同等の磁気特性(磁場均一度等)を保ちながら開放性の高いトンネル型超電導磁石を提供することが可能となることがわかる。

次に、図11及び12を用い、実施例3を説明する。本実施例の静磁場発生装置は、略三角形の断面形状を有する2つの磁石(34と34b)を対にして、対向配置させた対向型の磁石形態である。図11は、略三角形の形状を有する1対の磁石の各頂点を、互いに鉛直方向に対応する位置になるように合わせて設置した静磁場発生装置である。すなわち、図11における上側の磁石の頂点35aと下側の磁石の頂点35b、上側の磁石の頂点36aと下側の磁石の頂点36b、上側の磁石の頂点37aと下側の磁石の頂点37bがそれぞれ鉛直方向に対になっている。また、上下に配置された2つの磁石は、機械的にあるいは熱的、磁気的に支柱(38a及び38b)により接続されている。

また、この対向型の超電導磁石の外形を鉛直方向上側から見た図を図12に示す。ただし図12は、略三角形の形状として上述のルーローコイルを用いた例である。また比較のために、円形のコイルを中心(重心)を一致させて重ね合わせている。また、38a及び38bで示された印は図11における支柱である。
図から明らかなように、ルーローコイルとした場合に、略三角形の各頂点近傍の位置は、円形コイルと比較して水平方向中心から外側まで磁石がとび出ている。しかし、太い矢印40a，40b及び40cで示した方向からは、静磁場中心41までの距離が短縮され、術者等が被検体に対して容易にアクセス可能であることがわかる。具体的には、円形コイルの半径がrであるとすると、同じ差し渡し幅のルーローコイルの場合は太い矢印40a，40b及び40cの方向への距離がおよそ0.85rであり、15％程度静磁場中心41までの距離が短縮される。

撮影空間内に被検体を配置して手術等を行う場合にはこれら略三角形の辺近傍の方向(太い矢印40a，40b及び40cで示した方向)からのアクセスが特に有用かつ重要である。
その重要な辺近傍から静磁場中心41までの距離が円形コイルの場合と比較して短くなるので、ルーローコイルの方が円形コイルよりも術者の被検体へのアクセス性及び被検体にとっての開放性を向上させることができる。

また、図13に、図11で示した超電導磁石の内部における超電導コイルの配置の一例を示す。図13は上側の超電導磁石の内部の配置例の斜視図のみを表していて、上側の5個のコイル(42)から構成されている。また、下側の超電導磁石は、図13で示したものをz＝0の位置におけるx−y平面でそのまま面対称にした配置となり5つのコイルから構成されているが、図13では省略する。

次に図14は、本実施例における支柱の配置例を示したものである。ただし、図14における(a)〜(e)の各図は超電導磁石を鉛直方向上側から見た配置例である。図14において32は、被検体を配置するための移動ベッドであり、34は、略三角形の超電導磁石であり、38は支柱である。図14(a)〜(c)は支柱が2本の場合の配置例であり、図14(d)〜(e)は、支柱が1本の場合の配置例である。以下、図14(a)〜(e)を順に説明する。

図14(a)は、支柱を略三角形の2つの頂点近傍に配置する例である。この例では、太い矢印で示されている3個の略三角形の辺の方向から被検体にアクセスすることが可能である。図14(b)は、1つの支柱を略三角形の1つの頂点の近傍に、他の支柱をこの頂点に対向する辺の近傍に配置する例である。この例では、支柱の近接されていない残りの2つの辺から撮影空間に配置された被検体にアクセスすることができる。図14(c)は、2つの支柱を略三角形の2つの辺の近傍にそれぞれ配置する例である。この例では、支柱を配置していない残り1つの辺の方向から撮影空間に配置された被検体にアクセスすることができる。図14(d)は、支柱を略三角形のいずれかの頂点に配置する例である。この例では、図14(a)と同様に3つの辺の方向から撮影空間に配置された被検体にアクセスすることができる。図14(e)は、支柱を略三角形のいずれかの辺の近傍に配置する例である。この例では、図14(b)と同様に、支柱の配置されていない残り2つの辺の方向から撮影空間に配置された被検体にアクセスすることができる。

また、各々の図には32で被検体を載置する移動ベッドの好ましい配置位置を示してい
る。図14(a)の場合は、支柱が配置されていない残りの頂点近傍に移動ベッド32を配置する構成が好ましい。図14(b)の場合は、支柱が配置されていない残りの2辺のうちのいずれか一方の辺の近傍に移動ベッド32を配置する構成が好ましい。図14(c)の場合は、支柱が配置されていない残りの1辺の近傍に移動ベッド32を配置する構成が好ましい。図14(d)の場合は、支柱が配置されていない残りの2つの頂点のうちのいずれかの頂点の近傍に移動ベッド48を配置する構成が好ましい。図14(e)の場合は、図14(b)と同様である。

なお、以上の説明では、上下に対向して配置される磁石の外形が共に略三角形である例を説明したが、いずれか一方の磁石のみの外形を略三角形としても、両方の磁石の外形が円形である場合よりもアクセス性及び開放性が改善される。
上述した本発明の実施例によれば、円形コイルを用いた対向型超電導磁石よりも、被検体へのアクセス性と被検体にとっての開放性を向上させることができる。

本発明は上記実施例に限定されるものではなく、本発明の要旨を逸脱しない範囲で種々に変形して実施できる。
例えば、本発明に用いられる静磁場発生源は超電導磁石でなくても良く、永久磁石でも良い。
また、静磁場発生源として略三角形の形状の例を説明したが、略正多角形の形状でも、上記と同様の効果を得ることが出来る。また、鉛直方向に対向する対向型の例を説明したが、水平方向に対向させても、上記と同様の効果を得ることが出来る。
また、実施例3における傾斜磁場コイル9、高周波照射コイル14は、上記対向配置される磁石の対向面に沿って平面で配置され、その外形は、前記磁石の前記静磁場に垂直な方向への断面の形状が略多角形あるいは略三角形であることに対応させて、略多角形あるいは略三角形にしても良い。

また、本発明のMRI装置(特にトンネル型構造のもの)に用いられる傾斜磁場コイルの設計の際は、特開平6-22922号公報あるいは特開平5-269100号公報に記載されている技術に準ずる手法を用いれば良いと考えられる。例えばX軸方向傾斜磁場コイルのコイルパターンの例を示すと、図15のようになる。先ず図15(a)は、略三角形のコイルの断面であり、略三角形の各コイルの位置を、重心を原点として角度θで表したものである(Y軸の正方向を0°としている。)これによれば各角度θの位置に依存して、重心からの距離が異なるので、それに合わせたコイルパターンを設計すれば良いと考えられる。そのコイルパターンの例を示したものが図15(b）である。ただし、図15(b）における縦軸は図15(a）における角度θである。図15(b)によれば、重心からの距離が遠い角度120°の位置において、コイル密度が高いコイルパターンになっていることがわかる。

また、本発明のMRI装置(特にトンネル型構造のもの)に用いられる高周波照射コイルについては、特開平7-222729号公報［図5］に記載されている構造に準じるものが考えられるが、本発明による場合には、図5におけるリング202を略三角形(あるいは超電導コイルの形状に応じて略多角形)にして、隣り合うラング201間の間隔を図15(a)で示した角度に応じて、調整すれば良いと考えられる。

Claims

被検体が配置される撮影空間の周りに配置され、前記撮影空間に静磁場を発生させる静磁場発生手段と、前記静磁場発生手段の前記撮影空間側に配置され、前記撮影空間に傾斜磁場を発生させる傾斜磁場発生手段と、前記傾斜磁場発生手段の前記撮影空間側に配置され、前記撮影空間に高周波磁場を発生する高周波磁場発生手段を備えた磁気共鳴イメージング装置において、前記静磁場発生手段は前記静磁場と垂直な方向への断面の内側及び／あるいは外側の形状は、ルーローの三角形あるいはルーローの三角形を一部に含む形状であることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
前記形状は、前記ルーローの三角形を、その各頂点において所定の曲げ半径を持つように拡張して形成された形状であることを特徴とする請求項1記載の磁気共鳴イメージング装置。
前記静磁場発生手段は、前記撮影空間の周りに筒型で配置されたもので前記筒型の中心軸方向へ静磁場を発生させるものであり、前記筒型の静磁場発生手段の内面の形状が、前記中心軸と垂直な方向の断面がルーローの三角形の形状をしていることを特徴とする請求項1記載の磁気共鳴イメージング装置。
前記筒型の静磁場発生手段の外面の形状が、前記中心軸と垂直な方向の断面がルーローの三角形の形状をしていることを特徴とする請求項3記載の磁気共鳴イメージング装置。
前記ルーローの三角形の一の頂点が鉛直方向上側に配置され、他の2つの頂点が鉛直方向下側に配置されることを特徴とする請求項3記載の磁気共鳴イメージング装置。
前記静磁場発生手段は、前記筒型の静磁場発生手段の外面の形状が、前記中心軸と垂直な方向の断面がルーローの三角形の形状をしていることを特徴とする請求項5記載の磁気共鳴イメージング装置。
前記静磁場発生手段は、超電導コイルを内含した超電導磁石であり、前記超電導コイルは、前記形状がルーローの三角形である前記静磁場発生手段の内面に沿うように配置され、その形状もルーローの三角形であることを特徴とする請求項3記載の磁気共鳴イメージング装置。
前記傾斜磁場発生手段及び前記高周波磁場発生手段は、前記筒型の静磁場発生手段の内面の形状の沿うように配置されることを特徴とする請求項3記載の磁気共鳴イメージング装置。
前記静磁場発生手段は、前記撮影空間を挟んで2つの磁石が対向して配置されその対向面に垂直な方向に静磁場を発生するものであり、前記2つの磁石は、そのいずれか一方又は両方が、前記静磁場に垂直な方向への断面の形状が、ルーローの三角形であることを特徴とする請求項1記載の磁気共鳴イメージング装置。
前記静磁場発生手段は、前記撮影空間を挟んで2つの磁石が対向して配置されその対向面に垂直な方向に静磁場を発生するものであり、前記2つの磁石は、その両方が、前記静磁場に垂直な方向への断面の形状が、ルーローの三角形であることを特徴とする請求項1記載の磁気共鳴イメージング装置。
前記撮影空間を挟んで対向して配置される2つの磁石は、鉛直方向に上下対向して配置され、前記2つの磁石のルーローの三角形の形状の各頂点は、鉛直方向に対応して配置されることを特徴とする請求項10記載の磁気共鳴イメージング装置。
前記2つの磁石は撮影空間を挟んで、1本あるいは2本の支柱によって接続されていることを特徴とする請求項11記載の磁気共鳴イメージング装置。
前記2つの磁石を接続する支柱は、前記ルーローの三角形の頂点近傍に配置されるものを含むことを特徴とする請求12記載の磁気共鳴イメージング装置。
前記2つの磁石を接続する支柱は、前記ルーローの三角形の辺近傍に配置されるものを含むことを特徴とする請求項12記載の磁気共鳴イメージング装置。
前記静磁場発生手段は、超電導コイルにより構成された超電導磁石により構成され、前記超電導コイルは、前記対抗面に平行に配置されることを特徴とする請求項10記載の磁気共鳴イメージング装置。
前記傾斜磁場発生手段及び前記高周波磁場発生手段は、前記対向面に沿って平面で配置され、その外形は、前記静磁場発生手段の前記静磁場に垂直な方向への断面の形状がルーローの三角形であることに対応させて、ルーローの三角形になっていることを特徴とする請求項10記載の磁気共鳴イメージング装置。
前記静磁場発生手段は、永久磁石より構成されることを特徴とする請求項1記載の磁気共鳴イメージング装置。