JPH01227407A

JPH01227407A - 磁気共鳴イメージング装置用磁石

Info

Publication number: JPH01227407A
Application number: JP63052631A
Authority: JP
Inventors: Kinya Matsutani; 松谷　欣也
Original assignee: Toshiba Corp
Current assignee: Toshiba Corp
Priority date: 1988-03-08
Filing date: 1988-03-08
Publication date: 1989-09-11
Also published as: EP0332176B1; DE68924610T2; JPH0471324B2; DE68924610D1; EP0332176A3; EP0332176A2

Abstract

(57)【要約】本公報は電子出願前の出願データであるた
め要約のデータは記録されません。

Description

【発明の詳細な説明】〔発明の目的〕（産業上の利用分野）本発明は、磁気共鳴（Ｍ　Ｒ：　Ｍａｇｎｅｔｉｃ　　
’Ｒｅ５ｏｎａｎｃｅ）現象を利用して生体である被検
体の特定の断面における特定原子核スピンの密度分布に
基づくいわゆるコンピュータ断層（ＣＴ　：　Ｃｏｍｐｕｔｅｄ　Ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ
）によりＣＴ像（Ｃｏｍｐｕｔｅｄ　Ｔｏ＋ｍｏｇｒａ
ｍ）として画像化（Ｉ　ｗａｇｉｎｇ）する磁気共鳴イ
メージング装置用の磁石に関する。

（従来の技術）例えば生体診断に用いる医用磁気共鳴イメージング装置
では、生体である被検体の特定部位における断層像を得
るために、第４図に示すように被検体Ｐに対して図示２
方向に沿う非常に均一な静磁界Ｈ０を図示しない静磁界
マグネットにより発生させて作用させ、さらに一対のグ
ラジェントコイル１００Ａ、　１００Ｂにより上記静磁
界Ｈ０に線形磁界勾配Ｇｘを印加する。ここで、静磁界
Ｈ０に対する特定原子核は、次式で示される角周波数ω
。で共鳴する。

ω。＝　γＨ０・・・ω この０式において、γは磁気回転比であり、原子核の種
類に固有のものである。そこでさらに、特定原子核のみ
を共鳴させる角周波数ω。の回転磁界Ｈ１をＲＦコイル
（プローブヘッド）内に設けられた例えば一対の送信コ
イル２００Ａ、　２００Ｂを介して被検体Ｐに作用させ
る。

このようにすると、上記線形磁界勾配ＧｘによりＺ軸方
向について選択設定される図示！−３１平面部分につい
てのみ選択的に作用し、断層像を得る特定のスライス部
分Ｓ（平面上の部分であるが現実にはある厚みを持つ）
のみに磁気共鳴現象が生じる。この磁気共鳴現象は上記
ＲＦコイル内に設けられた例えば一対の受信コイル３０
０Ａ、　３００Ｂを介して自由誘導減衰信号（ｆｒｅｅ
　１ｎｄｕｃｔｉｏｎｄｅｃａｙ：以下ｒＦＩＤ信号」
と略称する。）としてｉ測され、ＭＲ倍信号して用いら
れる。このＦＩＤ信号をフーリエ変換することにより、
特定原子核スピンの回転周波数について単一スペクトル
が得られる。

断層像をＣＴ像として得るには、スライス部分Ｓのｘ−
ｙ平面内の多方向についての投影が必要である。そのた
め、スライス部分Ｓを励起して磁気共鳴現象を生じさせ
た後、第５図に示すように磁界Ｈ８にＸ′軸方向（Ｘ軸
より角度θ回転した座標系）に直線的な傾斜を持つ線型
磁界勾配ＧＸＹを図示しないグラジェントコイルにより
作用させると、被検体Ｐのスライス部分Ｓにおける等磁
界線Ｅは直線となり、この等磁界線Ｅ上の特定原子核ス
ピンの回転周波数は上記ω式であられされるにこで説明
の便宜上、等磁界線ＥをＥ１〜Ｅ、とし、これら等磁界
線Ｅ工〜Ｅｎ上の磁界により一種のＦＩＤ信号である信
号Ｄ□〜Ｄｎをそれぞれ生じると考える。信号Ｄ□〜Ｄ
０の振幅はそれぞれスライス部分Ｓを貫く等磁界線Ｅ１
〜Ｅ、上の特定原子核スピン密度に比例することになる
。ところが、実際に観測されるＦＩＤ信号は、信号Ｄ工
〜Ｄｏを全て合せた合成ＦＩＤ信号となる。そこで、合
成ＦＩＤ信号をフーリエ変換することによってスライス
部分ＳのＸ′軸への投影情報（一次元像）ＰＤを得る。

次に、このＸ′軸をｘ　−ｙ平面円で回転させるが、こ
れはたとえば二対のグラジェントコイルによるＸ＋３’
方向についての磁界勾配Ｇｘ。

ＧＹの合成磁場として磁界勾配ＧＸＹを作り、上記磁界
勾配Ｇｘ、Ｇｙの合成比を変化させることにより行う。

この磁界勾配ａｘｙの回転により上記と同様にしてｘ　
−ｙ平面内の角方向への投影情報が得られ、これらの情
報に基づいてＣＴ像が合成されることになる。

以上が磁気共鳴イメージングの原理であるが。

次に具体例として、第６図に従来の磁気共鳴イメージン
グ装置を示す。被検体すなわち患者１はベツド２の上に
載置される。この患者１を取り囲んでＲＦコイル（プロ
ーブヘッド：高周波送受信コイル）３、更にその外周に
磁界補正用のシムコイル４、傾斜磁界発生用のグラジェ
ントコイル５が配置されている。これらすべてのコイル
系は、大型の静磁界磁石６の常温ボアー７（通常はボア
ー内径約１ｍ）内部に収納されている。静磁界磁石とし
ては、超電導磁石、常電導磁石、永久磁石のいずれかが
使用される。

この静磁界磁石６は、励磁電源８により電流リード９を
介して励消磁される（永久磁石方式の場合は、これは不
用）。尚、超電導磁石の場合は、永久電流モードで運転
されるためと冷媒である液体ヘリウム消費量を低減させ
るために通常は電流リード９は励磁後に取りはずして、
常に磁場が発生している状態となっている。通常この静
磁界の方向は、多くのマグネットでは図示の１０方向、
すなわち患者１の体軸方向である。グラジェントコイル
５は、Ｘ軸方向の磁界傾斜を与えるＧＸコイル、Ｙ軸方
向のＧＹコイル、Ｚ軸方向のＧＺＸコイルり構成され、
それぞれ励磁電源１１．１２．１３に接続されている。

これら励磁電源１１．１２．１３は中央制御装置１４に
接続されている。ＲＦコイル３は送信コイルと受信コイ
ルにより構成され、それぞれＲＦ発振装［１５，ＲＦ受
信装置１６に接続され、これらは更に中央制御装置１４
に接続されている。

中央制御装置１４は表示・操作盤１７に接続され、これ
により運転操作される。

次に、上記のように構成された従来の磁気共鳴イメージ
ング装置の動作について述べる。

患者１の全身断面画像を得るために、磁界均一空間１８
は通常４０〜５ＯａＩＩ球と広く、しかも２０ｐｐｍ以
下の高均一度を要求される。このため、静磁界磁石６は
、例えば、超電導方式の場合長さ２．４ｍ。

幅２ｍ、高さ２．４ｍ、重量５〜６トンと巨大なものが
必要となる。

このように大きなマグネットであっても、マグネットの
みによる４０〜５０ｃｍ球内の均一度はせいぜい数百ｐ
ｐ＋ｍにしかならない。これを２０ＰＰＤｌ以下とする
ために磁界補正用のシムコイル４が使用される。

この磁界均一空間１８内に患者の診断部位をもってくる
。そして、静磁界１０と直角方向にＲＦ発振装置１１１
５、ＲＦコイル３により高周波を印加し人体細胞内の所
要の原子核、例えば水素原子核を励起させる。又、これ
と同じにＧＸ励磁電源１１．ＧＹ励磁電源１２．ＧＺ励
磁電源１３およびグラジェントコイル５により傾斜磁界
をＸ、Ｙ、Ｚ方向に印加する。

このＲＦとグラジェントのパルスシーケンスは病変部位
および画像処理方法によって最適な方法が選択される。

このパルスシーケンス動作は、中央制御装置ｔ（１４に
より制御される。グラジェント、ＲＦ印加後に。

患者１の体内より磁気共鳴信号が発せられる。この信号
はＲＦ受信装置１６により受信・増幅され。

中央制御装置１４に入力される。ここで画像処理され、
所要の人体断層画像が表示・操作盤１７のＣＲＴ上に表
示される。

ところで、このように構成された従来の磁気共鳴イメー
ジング装置に使用されている静磁界磁石は病院の建屋内
に設置されるので静磁界磁石よりの漏洩磁界を極小にし
周囲環境への磁気的悪影響をなくすために磁気シールド
が磁石に取付けられている。現在実用化されている磁気
シールドとしては、ヨーク磁気シールド型とアクティブ
磁気シールド型の２種類がある。

第７図に従来の静磁界磁石のヨーク磁気シール　　□ド
型を示す。この方式の従来技術については例えば特開昭
６１−２５２６１３　ｒＭＲ磁石の遮蔽体」に述べられ
ている。又、第８図に従来の静磁界磁石のアクティブ磁
気シールド型の部分切断図を、第９図にそのコイル配置
図を示す、この方式の従来技術については例えば特開昭
６０−１２３７５６　ｒ磁石装置」に開示されている。

まず、ヨーク磁気シールド型の従来技術について説明す
る。第７図に於いて、ヨーク磁気シールド１９は、静磁
界磁石６の周囲を取りがこむ円筒形殻体２０とこの円筒
形殻体の両端に取付けられた２つの円板形端蓋２１と脚
部２２とから構成されている。

ヨーク磁気シールド１９は鉄などの磁性材料で作られて
いる。

静磁界磁石６はヨーク磁気シールド１９の内部に収納さ
れており静磁界磁石の磁気中心軸２３と円筒形殻体２０
の縦軸線２４とが同軸になるように配置されている。

次に、上記のように構成されたヨーク磁気シールドの作
用効果について述べる。静磁界磁石６により図示の磁束
２５が発生する。静磁界磁石の常温ボアー７を出た磁束
２５は鉄などの磁性材料により作られたヨーク磁気シー
ルド１９に吸収される。磁気シールドが吸収できる磁束
量は磁性材料の磁気飽和特性により制限される。吸収し
きれない磁束は磁気シールドの外部に漏れいわゆる漏洩
磁界となる。

ヨーク磁気シールドを静磁界磁石に取付けた場合、上記
の漏洩磁界が静磁界磁石単体に比較して大幅に低減され
る。第１Ｏ図にこの状況を示す。

第１０図には、５ｏｏｏガウス静磁界磁石のみの場合と
ヨーク磁気シールド付の場合の５ガウス漏洩磁界分布が
示めされている。この図より明らかなようにヨーク磁気
シールドが取付けられると５ガウス漏洩磁界領域が半減
される。

磁気共鳴イメージング装置用として使用される場合、磁
界の均一性が本質的に重要である。ヨーク磁気シールド
付磁石の場合は、磁石と磁気シールドによって構成され
る磁気回路に於いて、磁石と磁気シールドが発生する磁
界の高次磁界項の対応する成分がほぼ同程度の強度にな
る様に磁気回路が設計されている。従って、合成された
磁界は、高次磁界項がほぼ零となり、零次項の合成磁界
が中心磁界となる高均一磁界となる。すなわち、磁石に
よって発生する磁界を高次成分で展開すると、ＢＭ＝Ｂ
ｏＭ＋ｂ、、’＋ｂ２Ｍ＋ｂａＭ＋・・・・・・ωここ
で、ＢＭ　；磁石（メインコイル）により発生する磁界
強度ＢｏＭ　：　　　　　　　　　　　　　　　　零次
磁界強度ｔ）ｔＭ　：　　　　　　　　　　　　　　　
　１次磁界強度ｂ２Ｈ：　　　　　　　　　　　　　　
　　　２”ｂ３Ｈ：　　　　　　　　　　　　　　　　
　３　　　＃を表わす。またヨーク磁気シールドにより
形成される磁界を同じく展開すると、ＢＹ＝　ＢｏＹ＋　ｂｉＹ＋　ｂ２Ｙ＋　ｂ３＋、＋−
・・・・・のここで、Ｂｙ：ヨーク磁気シールドにより
形成される磁界強度ＢｏＹ：　　　　　　　　　　　　
　　　　零次磁界強度ｂ□７：　　　　　　　　　　　
　１次　〃ｂ２Ｙ二ｒ１二次１２次、Ｙ：　　　　〃　　　　　　　　３次　〃を表わす
。（ト）、■式に於いて、対応する高次成分がｋ）ｔＭ
〜ｂｔ’ｌｔ　ｔ）ｚ、４−ｂ□９・・・となるので高
次項がほぼ零となり高均一化される。

一方、このヨーク磁気シールド付磁石を病院等に設置す
る場合、設置する環境には床配筋、柱配筋などの強磁性
体が存在している。これらは磁界均一度を著しく劣化さ
せる。ヨーク磁気シールドはこれら外部磁性体の影響を
防止し均一度の劣化を回避するという効果もある。

次に、アクティブ磁気シールド型の従来技術（特開昭６
Ｏ−１２３７５６）について説明する。第８図に於いて
、静磁界磁石６は超電導磁石方式である。

主磁界を発生させる第１超電導コイルアセンブリ２６と
、その外周に配置し、この第１超電導コイルアセンブリ
と電気的に直列接続され、第２磁界を発生する第２超電
導コイルアセンブリ（アクティブ磁気シールド）２７と
を備えた磁石装置であり。

これら両コイルアセンブリ２６．２７は液体ヘリウムで
満たされた液体ヘリウムタンク２８に収納されており４
．２にの極低温状態に保持されている。第９図は、この
第１超電導コイルアセンブリ２６と第２超電導コイルア
センブリ２７のコイル配置を示す一例である（特開昭６
Ｏ−１２３７５６）。第１．第２超電導コイルアセンブ
リはそれぞれ６個の超電導コイルを含み、第１超電導コ
イルアセンブリを構成するコイルが、第２超電導コイル
アセンブリを構成するコイルの半径方向内側に設けられ
、コイル全体が同軸的に配置されると共に、コイルの軸
線に垂直な共通中央面に対して対称的に配置される。す
なわち、磁界中心軸２３に垂直な装置中央面２９に対し
て、それぞれ対称に配置された３組のコイル対Ａ、Ｂ、
およびＣ（合計６組）の第１超電導コイルアセンブリを
設け、その外周に、磁石装置の中央面２８に対して対称
的に６個のアクティブシールドコイルＤ、Ｅ、Ｆを設け
る。

次に、上記のように構成されたアクティブ磁気シールド
の作用効果について述べる。

第１．第２超電導コイルアセンブリのそれぞれは、対応
成分がほぼ同程度の強度である磁界を発生し、両アセン
ブリは一様な合成磁界を作用空間内に与えると同時に、
第２超電導コイルアセンブリに流れる電流の方向は第１
超電導コイルアセンブリでの電流の方向と反対となって
いるので、第２超電導コイルアセンブリによる第２磁界
は磁石装置の外部で第１超電導コイルアセンブリによる
第１磁界をキャンセルし漏洩磁界を低減させる。

すなわち、第１．第２超電導コイルアセンブリによって
発生する磁界を高次成分で展開すると、Ｂｘ＝Ｂｏｘ＋
ｂｔｔ＋ｂｚ１＋ｂｓｓ＋”””■ここで、Ｂ１：第１
超電導コイルアセンブリにより発生する磁界強度Ｂ、□
　−ＩＩ　　　　　　　　　　　　　　　零次磁界強度
ｂ１□　：　　　　ＩＩ　　　　　　　　　　　　　　
　　１次磁界　〃ｂ２１：第１超電導コイルアセンブリ
により発生する２次磁界強度す、、　：　　　　　　　
　　　　　　　　　　　３次　〃を表わす。また、Ｂ！”Ｂ０２＋ｂ１２＋ｂ２２＋ｂ３ｍ＋・・・・・・
に）ここで、Ｂ２：第２超電導コイルアセンブリにより
発生する磁界強度Ｂｇｚ　　：　　　　〃　　　　　　
　　　　　　　　　零次磁界強度す、：　　　１１　　
　　　　　　　　　１次　〃ｂ、：　　　　”　　　　
　　　　　　　　２次　〃ｂｌｚ　：　　　　”　　　
　　　　　　　　　　３次　〃を表わす。（３）、（４
）式に於いて、対応する高次成分がｂ１□郊ｂ１□、ｂ
８、膚ｂ２ｉｆ　ｂａｔ郊す。・・・とほぼ等しくなる
ので高次項はほぼ零となり常温ボアー内部では高均一磁
界となる。更らに８１とＢ２は互いに逆極性の磁界とな
っているので磁石装置外部では磁界がキャンセルされ漏
洩磁界が低減する。

（発明が解決しようとする課題）ところで、このように構成された従来の磁気共鳴イメー
ジング装置用磁石には次のような不具合がある。

ヨーク磁気シールド型の場合、磁石の中心磁界強度を上
げてゆくと使用する鉄などの磁性体量が急激に増大する
０例えば、　５ｏｏｏガウスの磁石を磁気シールドする
場合は約５トンの鉄で５ガウス漏洩磁界領域を約４０ホ
にすることが出来るが１５０００ガウスの磁石に対して
同程度の５ガウス漏洩磁界領域を得ようとすると約４０
トンの鉄が必要となる。

このような重量物は磁気共鳴イメージング装置が据付ら
れる病院内にはもはや設置することが困難である。従っ
て、高磁界タイプの磁気共鳴イメージング装置（倒木ば
１５０００ガウス以上）にはヨーク磁気シールド型は適
用できない。

一方、アクティブ磁気シールド型の場合は鉄などの重量
物を使用せずに超電導コイル自身によって自己シールド
できるので本質的に軽量化できるので高磁界タイプであ
ってもヨーク磁気シールド型の如き重量に関する問題は
生じない０例えば、１５０００ガウスの場合、１４トン
程度となり病院内に設置できる重量範囲内となる。

しかしながら、アクティブ磁気シールド型の場合、下記
の３つの致命的な不具合がある。

■　磁界キャンセル用として第２超電導コイルアセンブ
リを主磁界を発生する第１超電導コイルアセンブリの外
周に配置するために超電導磁石の外径寸法が異常に大き
くなってしまう、病院への据付を行なう場合、磁石を病
院内庭下等を移送しなくてはならぬが、重量が比較的軽
くしても寸法が大きいと病院内を移送することができな
い、撤去作業を行ない移送スペースを確保するかあるい
は、この装置用の新建屋を作らねばならぬという事にな
ってしまう０本質的に据付困難という欠点がある。

■　ヨーク磁気シールドは床配筋、柱配筋などの磁性体
の影響を防止できるので、これらによる均一度の劣化は
ないがアクデイプ磁気シールドは、環境磁性体の影響を
受けやすく均一度が劣化しやすいという磁気共鳴イメー
ジング装置にとって致命的な欠点がある。

■　第１．第２と２つの超電導コイルアセンブリを必要
とするため高価な超電導線材を多量に使用するので磁石
装置が高額となり、高磁界タイプの磁気共鳴イメージン
グ装置の普及を阻害している大きな要因の一つとなって
いる・（発明の目的）そこで、本発明の目的は、従来のヨーク磁気シールド型
およびアクティブ磁気シールド型のもつ欠点をなくして
、装置をコンパクト化、軽量化、低漏洩磁界化、耐環境
磁性体化し、既存の病院建屋に容易に搬入・据付できる
コストパーフォーマンスの優れた磁気共鳴イメージング
装置用磁石を提供することにある。

〔発明の構成〕

（課題を解決するための手段）本発明による磁気共鳴イメージング装置用磁石は上記の
問題点を解決しかつ目的を達成するために次のように構
成する。すなわち第１図に示す如く、第１磁界を発生す
る第１超電導コイルアセンブリ２６と、この第１超電導
コイルアセンブリに電気的に直列に接続された第２磁界
を発生する第２超電導コイルアセンブリ２７とからなる
静磁界磁石６の外周に第３磁界を形成する円筒状ヨーク
磁気シールド１９を取付けた構造とする。

第１．第２超電導コイルアセンブリおよびヨーク磁気シ
ールドは対応する高次磁界成分が合成することによって
ほぼ零となる磁界を常温ボアー７の空間１８に形成する
と同時に、第２磁界は磁石６の外部で第１磁界に対抗し
、更らに第１．第２磁界の漏洩分をヨーク磁気シールド
が吸収する構成になっている。

（作　用）このように構成することにより、常温ボアー内の空間１
８で高均一な磁界が得られると同時に、磁石６の外部で
は漏洩磁界が低減される。その際、磁界の均一化、漏洩
磁界低減がアクティブ磁気シールドである第２超電導ア
センブリとヨーク磁気シールドとの分担によってなされ
るのでアクティブ磁気シールドの容量が低減できる。こ
れにより、装置をコンパクト・軽量化できしかも高価な
超電導線材量が少なくなるのでコストパーフォンマンス
の優れた装置となり既存の病院建屋に容易に搬入・据付
できる。

（実施例）以下本発明の磁気共鳴イメージング装置用磁石の一実施
例を第１図を参照して説明する。

（実施例の構成）第１図は本実施例の構成を示す図である。

主磁界となる第１磁界を発生させる第１超電導コイルア
センブリ２６とその外周に配置し、この第１超電導コイ
ルアセンブリと電気的に直列接続された第２磁界を発生
する第２超電導コイルアセンブリ２７（アクティブ磁気
シールド）より超電導コイルが成り、これら両コイルア
センブリは液体ヘリウムで満たされた液体ヘリウムタン
ク２８に収納されており、４．２にの極低温状態に保持
されている。液体ヘリウムタンク２８の外周は熱輻射シ
ールド板３０．多層断熱材３１により包まれ、これら全
体は真空容器３２に収納され、容器内部は高真空に保た
れ断熱されている。真空容器３２には真空容器脚部３３
がとりつけられている。

また、この真空容器３２．すなわち静磁界磁石６の外周
には円筒形殻体２０およびヨーク磁気シールド脚部３４
より成るヨーク磁気シールド１９が取付けられている。

ヨーク磁気シールド１９は鉄などの磁性材料で作られて
いる。真空容器脚部３３とヨーク磁気シールド脚部３４
は連結板３５により連結されている。

静磁界磁石６はヨーク磁気シールド１９の内部に収納さ
れており、静磁界磁石の磁気中心軸２３に対してヨーク
磁気シールド１９．第１．および第２超電導コイルアセ
ンブリは同軸に配置されると共に、この軸２３に重直な
共通中央面２９に対して対称に配置されている。

円筒形殻体２０は、共通中央面２９に関して２分割し更
らに磁気中心軸２３に関して２分割、全体で４分割でき
る構造となっている。円筒形殻体２０の長さは真空容器
３２の長さより短かい構造となっている。すなわち、第
２超電導アセンブリ２７の長さより短かくなっている。

（実施例の作用）次に、上記のように構成された本実施例の磁気共鳴イメ
ージング装置用磁石の作用を説明する。

まず、第１超電導コイルアセンブリによって発生する磁
界を高次成分で展開すると、Ｂｓ＝ＢｏＭ＋ｂ１Ｍ＋ｂ２Ｍ＋ｂ、、＋−・・・・・
■。

ここで、ＢＭ　：第１超電導コイルアセンブリにより発
生する磁界強度ＢｏＭ　：　　　　　　　　　　　　　
　　　　　　　零次磁界強度ｂＩＭ＝１次　〃ｂ２Ｈ：　　　　　”　　　　　　　　　　　２次　〃
ｂ−ｓ　：　　　　　　　　　　　　　　　　３次　〃
を表わす。また、第２超電導コイルアセンブリ（アクテ
ィブ磁気シールド）によって発生する磁界を高次成分で
展開するとＢ　Ａ＝　ＢＱＡ＋ｂ　ｘＡ＋　ｂ　ａＡ＋　ｂ　、ｉ
Ａ＋　＋＋＋−・−ｅ。

ここで、ＢＡ　ニアクチイブ磁気シールドにより発生す
る磁界強度ＢｏＡ　：　　　　　　　　　　　　　　　
　　　零次磁界強度ｔ）ｔＡ：　　　　　　　　　　　
　　　　　１次　〃ｂ、Ａ：　　　　　”　　　　　　
　　　　　２次　〃ｂｚＡ：　　　　　　　　　　　　
　　　　３次　〃更らしこ、ヨーク磁気シールドによっ
て形成される磁界を高次成分で展開すると、ＢＹ＝　ＢＯＹ　＋　ｋ）１Ｙ　＋　１）ｚｙ＋　ｂ３
ｙ＋−−−−−−■。

ここで、Ｂｙ：ヨーク磁気シールドにより形成される磁
界強度ＢＯＹ　：　　　　　　　　　　　　　　　　　
　　　零次磁界強度ｂ１Ｙ：　　　　　　　　　　　　
　　　　１次　〃ｂ、Ｙ：　　　　　　　　　　　　　
　　　２次　〃ｂｘ’！　：　　　　　　　　　　　　
　　　　３次　〃と表わす。第２超電導アセンブリは第
１超電導アセンブリに対して逆方向の電流が流れており
、形成される磁界が互いに逆むきどなる。

（ハ）、０．■式に於いて、対応する高次成分の合成が
ほぼ零となる。すなわち、ｂｘＨｂｘ＾＋ｂ工、幻Ｑ　
＋　ｂｚＭｂｚＡ＋　ｂ２ｙ”Ｏｔ　ＥｌａＭ　　ｂ３
Ａ＋　ｂ、ｙ〜０．となるので常温ボアー内部では零次
磁界強度Ｂ。ＨＢ　６　Ａ　＋　Ｂ　６　ｙのみが存在
し、高均一磁界が形成される。一方、静磁界磁石６の外
部では。

ｂｏＭとＢ。Ａは互いに逆極性の磁界となっているので
、磁界はキャンセルされ弱められている。更らに、この
弱められた磁界の磁束は、ヨーク磁気シ−ルド１９に吸
収され漏洩磁界は激減する。円筒形殻体２０の長さは第
２超電導コイルアセンブリ２７のコイル長より短かいの
で真空容器端部付近に於ける磁束の乱れが回避できる。

この結果、均一空間１８での均一度が向上する。次に、
本磁石を据付・搬入する方法を述べる。ヨーク磁気シー
ルド１９は中央面２９および磁気中心軸２３に関して分
割できる構造であるので、搬入に際しては、磁石本体６
゜４分割かされたヨーク磁気シールド１９として分割搬
入・据付が可能である。この分割のために、独立した脚
部３４．３５を有している。全体組立後は、連結板３５
により磁石６とヨーク磁気シールド１９は結合される。

（実施例の効果）以上説明したように本実施例によれば次に列挙するよう
な効果がある。

■　磁界均一度達成および漏洩磁界低減をアクティブ磁
気シールドとヨーク磁気シールドとで分担した構造にし
たため、アクティブ磁気シールドの容量を小さくできる
。これにより、アクティブ磁気シールドの下記の欠点を
改善できる。

■　アクティブ磁気シールドに起因する磁石外径寸法の
増加を押えることができる。これにより、コンパクト化
が可能となり既設病院への搬入・据付が容易となる。

■　高価な超電導線材の使用量が減るのでコストパーフ
ォーマンスのよい装置が得られる。

■　ヨーク磁気シールドを使っているので環境磁性体に
よる均一度劣化が回避できる。更らに、真空容器長より
短かい円筒形殻体を用いているのでボアー中心に於ける
均一度が向上する。

■　一方、ヨーク磁気シールドは使っているがアクティ
ブ磁気シールドとの併用であるので重量の増大は最少限
となり、既存病院への据付・搬入許容条件内に荷重を押
えることができる０例えば、１５トン以下。

に）　アクティブシールドとヨークシールドとの併用に
より漏洩磁界遮へい効果が、それぞれ単独の場合より増
大する。

（他の実施例１）次に本発明の他の実施例１を説明する。

第１の超電導コイルアセンブリ２６．第２の超電導コイ
ルアセンブリ２７ヨーク磁気シールド１９で構成され、
構造は第１図と同一であり先の本発明の実施例と同一で
ある。

第１超電導コイルアセンブリによって発生する磁界は先
の０式により与えられる。第２超電導コイルアセンブリ
によって発生する磁界は先の０式により与えられる。ヨ
ーク磁気シールドにより形成される磁界は先の０式によ
り与えられる。（ハ）式に於いて、ｂ１Ｈ〜０．ｂ２Ｍ
幻ｏ、ｂ、、〜０・・・すなわち最初から高次項は、は
ぼ零であるように第１超電導コイルアセンブリ、主磁界
コイルを製作する。次に、■弐〇式に於いてｂｌＹ−ｂ
ＩＡ〜Ｏ９ｂ、ｙ　　ｋ）ａＡ〜０−１）ａＹ　　ｂ、
＾＃０・・・、すなわちヨーク磁気シールドと第２超電
導コイルアセンブリの対応する高次成分がほぼ等しくな
る様にコイル。

ヨークシールドを製作する。こうすることによって均一
磁界を得ると共に、静磁界磁石６の外部では漏洩磁界が
キャンセルされて漏洩磁界小となる。

本実施例の効果は先の実施例におけるとほぼ同じである
。

（他の実施例２）次に本発明の他の実施例２を第２図で説明する６第１超
電導コイルアセンブリ２６、第２超電導コイルアセンブ
リ２７、ヨーク磁気シールド１９および鉄片シム３６よ
り構成される。鉄片シムは１通常、静磁界磁石６の常温
ボアー７の表面上に取付けられている。

第１超電導コイルアセンブリ、第２超電導コイルアセン
ブリ、ヨーク磁気シールドにより形成される磁界はそれ
ぞれ先の０００式により与えられ　　　゛る。

鉄片シム３６により形成される磁界は、Ｂｓ”　Ｂｏｓ
＋　ｂ　ｔｓ＋　ｂ　ｘｓ＋　ｂ　ｓＢ＋−＠ここで、
Ｂｓ：鉄片シムにより形成される磁界強度Ｂ１１３　：
　　　　’　　　　　　　　零次　〃ｔｈｓ　：　　　
”　　　　　　　１次　〃ｔ）ａｓ　１１　　　　”　
　　　　　　２次　〃ｂｓｓ　：　　　　”　　　　　
　　３次　〃と表わされる。これら、第１．第２超電導
コイルアセンブリ、ヨーク磁気シールドおよび鉄片シム
による対応する高次成分の合成が零となり磁石６の常温
ボアー７内で高均一磁界が得られると共に、磁石６外部
では磁界がキャンセルされ漏洩磁界が低減される。

（他の実施例３）次の本発明の実施例３を第３図にて説明する。

第３図に示す如く、第１図に示す本発明の第１の実施例
のヨーク磁気シールドの円筒状殻体２０に円板状端蓋２
１を付加した構成とする。

この構造により、磁気中心軸２３方向の磁界漏洩の遮へ
い効率が増大し５ガウス漏洩磁界領域が減少するという
効果がある。

（他の実施例４）次に本発明の他の実施例４を説明する。

構造は第１図と同一であり本発明の実施例に同じとする
。

第１超電導コイルアセンブリによって発生する磁界は先
の０式により与えられる。第２超電導コイルアセンブリ
によって発生する磁界は先の０式により与えられる。ヨ
ーク磁気シールドにより形成される磁界は先の０式によ
り与えられる。０式に於いて、ｂｚＡ渇０ｙｂｚＡ渇０
ｗ１）３Ａ勺Ｏ２・・・すなわち最初から高次項は、は
ぼ零であるように第２超電導コイルアセンブリすなわち
アクティブ磁気シールドを製作する。次に、０式、０式
に於いてｂｉ、＋ｂ工Ｙ〜Ｏｔ　ｂ　ｚＭ＋　ｂ　２Ｙ
勺０　＋　ｂ、、＋　ｂ３ｙ郊０．・・・すなわちヨー
ク磁気シールドと第１超電導コイルアセンブリの対応す
る高次成分がほぼ等しくなる様にコイル、ヨークシール
ドを製作する。

これにより均一磁界を得ると共に、静磁界磁石６の外部
には漏洩磁界がキャンセルされて漏洩磁界小となる。

（他の実施例５）次に本発明の他の実施例５を第２図で説明する。

構造は第２図であり他の実施例２に同じ第１超電導コイ
ルアセンブリ、第２超電導コイルアセンブリ、ヨーク磁
気シールドおよび鉄片シムにより発生または形成される
磁界は、それぞれ先の■、（０、■、（へ）式によって
表わされる。

（ハ）式において、ｂｉＭ〜Ｏｗｌ）ｚＭ〜０．ｂ８爬
０゜・・・すなわち、最初から高次項はほぼ零であるよ
うに第１超電導コイルアセンブリを設計する。次に０、
■、（８）式の対応する高次成分の合成が零となるよう
にする。これにより、均一磁界を得ると共に、静磁界磁
石６の外部では漏洩磁界がキャンセルにされて漏洩磁界
小となる。

（他の実施例６）次に本発明の他の実施例６を第２図で説明する。

構成は第２図であり、他の実施例２に同じである。

第１．第２超電導コイルアセンブリ、ヨーク磁気シール
ド、および鉄片シムにより発生、または形成される磁界
はそれぞれ先の■、０、■、（ハ）式によって表わされ
る。

０式において、ｂ工＾〜０ｒｂｚＡ〜０．ｂ３＾夕０゜
・・・すなわち、最初から高次項はほぼ零であるように
第２超電導コイルアセンブリを設計する。次に。

■、■、（８）式の対応する高次成分の合成が零となる
ようにする。これにより、均一磁界を得ると共に、静磁
界磁石６の外部では漏洩磁界がキャンセルされて漏洩磁
界小となる。

〔発明の効果〕

以上述べたように本発明によれば、ヨーク磁気シールド
とアクティブ磁気シールドを融合したハイブリッド磁気
シールドとしたので、磁界均一化と漏洩磁界低減はアク
ティブとヨークとの最適な分担によりなされる。これに
より、アクティブ磁気シールドの容量が低減できる。こ
のため、磁石をコンパクト・軽量化、耐環境磁性体化で
き、しかも高価な超電導線材量が少なくできるのでコス
トパーフォーマンスに優れた上に、既存の病院建屋に容
易に搬入・据付できる磁気共鳴イメージング装置用磁石
が提供できる。

【図面の簡単な説明】

第１図は本発明の磁気共鳴イメージング装置用磁石の第
一の実施例を示す切断斜視図、第２図および第３図はそ
れぞれ異なる他の実施例を示す要部断面図、第４図およ
び第５図は磁気共鳴イメージングの原理を示す図、第６
図は従来の磁気共鳴イメージング装置のシステムを示す
構成図、第７図は従来のヨーク磁気シールド付磁気共鳴
イメージング装置用磁石の斜視図、第８図は従来のアク
ティブ磁気シールド付磁気共鳴イメージング装置用磁石
の切断斜視図、第９図は従来のアクティブ磁気シールド
付磁気共鳴イメージング装置用磁石のコイルの配置図、
第１０図は漏洩磁界分布図である。１９・・・ヨーク磁気シールド、２０・・・円筒形殻体
２１・・・円板形端蓋。２６・・・第１超電導コイルアセンブリ２７・・・第２
超電導コイルアセンブリ　　３６・・・鉄片シム代理人
　弁理士　則　近　憲　佑同　　第子丸　健第１図第２図第３図第４ｗＪ第５図第６図第７図第９図第８図／＠気遮蔽イ本なし第１０図

Claims

【特許請求の範囲】

（１）第１磁界を発生する第１超電導コイルアセンブリ
と、この第１超電導コイルアセンブリに電気的に直列に
接続されて第２磁界を発生する第２超電導コイルアセン
ブリとからなる超電導磁石の外周に第３磁界を形成する
ヨーク磁気シールドを取付けた磁石装置であって、第１
、第２超電導コイルアセンブリおよびヨーク磁気シール
ドは対応する高次磁界成分が合成するとほぼ零となる磁
界を発生あるいは形成し、第１、第２超電導コイルアセ
ンブリおよびヨーク磁気シールドは一様な合成磁界を磁
石装置中心の作用空間内に与え、第２磁界は磁石装置の
外部で第１磁界に対抗すると共にヨーク磁石シールドに
よって、これら第１、第２磁界の漏洩分が吸収されるこ
とを特徴とする磁気共鳴イメージング装置用磁石。
（２）第１磁界を発生する第１超電導コイルアセンブリ
と、この第１超電導コイルアセンブリに電気的に直列に
接続されて第２磁界を発生する第２超電導コイルアセン
ブリからなる超電導磁石の外周に第３磁界を形成するヨ
ーク磁気シールドを取付けた磁石装置であって、第１超
電導コイルアセンブリの高次磁界成分はほぼ零でありか
つ第２超電導コイルアセンブリとヨーク磁気シールドは
対応する高次磁界成分がほぼ同程度の強度である磁界を
発生し、第１、第２超電導コイルアセンブリおよびヨー
ク磁気シールドは一様な合成磁界を磁石装置中心の作用
空間内に与え、第２磁界は磁石装置の外部で第一磁界に
対抗すると共にヨーク磁気シールドによって、これら第
１、第２磁界の漏洩分が吸収されることを特徴とする磁
気共鳴イメージング装置用磁石。
（３）第１磁界を発生する第１超電導コイルアセンブリ
と、この第１超電導コイルアセンブリに電気的に直列に
接続されて第２磁界を発生する第２超電導コイルアセン
ブリからなる超電導磁石の外周に第３磁界を形成するヨ
ーク磁気シールドを取付けた磁石装置であって、第２超
電導コイルアセンブリの高次磁界成分はほぼ零でありか
つ第１超電導コイルアセンブリとヨーク磁気シールドは
対応する高次磁界成分がほぼ同程度の強度である磁界を
発生し、第１、第２超電導コイルアセンブリおよびヨー
ク磁気シールドは一様な合成磁界を磁石装置中心の作用
空間内に与え、第２磁界は磁石装置の外部で第１磁界に
対抗すると共にヨーク磁気シールドによって、これら第
１、第２磁界の漏洩分が吸収されることを特徴とする磁
気共鳴イメージング装置用磁石。
（４）第１磁界を発生する第１超電導コイルアセンブリ
と、この第１超電導コイルアセンブリに電気的に直列に
接続されて第２磁界を発生する第２超電導コイルアセン
ブリからなる超電導磁石の外周に第３磁界を形成するヨ
ーク磁気シールドを取付けると共に、超電導磁石の外周
または、および内周に第４磁界を形成する磁性体シムを
取付けた磁石装置であって、第１、第２超電導コイルア
センブリ、ヨーク磁気シールドおよび磁性体シムは対応
する高次磁界成分が合成されるとほぼ零となる磁界を発
生あるいは形成し、第１、第２超電導コイルアセンブリ
、ヨーク磁気シールドおよび磁性体シムは一様な合成磁
界を磁石装置中心の作用空間内に与え、第２磁界は磁石
装置の外部で第１磁界に対抗すると共にヨーク磁気シー
ルドによって、これら第１、第２磁界の漏洩分が吸収さ
れることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置用磁石
。
（５）第１磁界を発生する第１超電導コイルアセンブリ
と、この第１超電導コイルアセンブリに電気的に直列に
接続されて第２磁界を発生する第２超電導コイルアセン
ブリからなる超電導磁石の外周に第３磁界を形成するヨ
ーク磁気シールドを取付けると共に、超電導磁石の外周
または、および内周に第４磁界を形成する磁性体シムを
取付けた磁石装置であって、第１超電導コイルアセンブ
リの高次磁界成分はほぼ零でありかつ第２超電導コイル
アセンブリ、ヨーク磁気シールドおよび磁性体シムは対
応する高次磁界成分が合成されるとほぼ零となる磁界を
発生あるいは形成し、第１、第２超電導コイルアセンブ
リ、ヨーク磁気シールドおよび磁性体シムは一様な合成
磁界を磁石装置中心の作用空間内に与え、第２磁界は磁
石装置の外部で第１磁界に対抗すると共にヨーク磁気シ
ールドによって、これら第１、第２磁界の漏洩分が吸収
されることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置用磁
石。
（６）第１磁界を発生する第１超電導コイルアセンブリ
と、この第１超電導コイルアセンブリに電気的に直列に
接続されて第２磁界を発生する第２超電導コイルアセン
ブリからなる超電導磁石の外周に第３磁界を形成するヨ
ーク磁気シールドを取付けると共に、超電導磁石の外周
または、および内周に第４磁界を形成する磁性体シムを
取付けた磁石装置であって、第２超電導コイルアセンブ
リの高次磁界成分はほぼ零であり、かつ第１超電導コイ
ルアセンブリ、ヨーク磁気シールドおよび磁性体シムは
対応する高次磁界成分が合成されるとほぼ零となる磁界
を発生あるいは形成し、第１、第２超電導コイルアセン
ブリ、ヨーク磁気シールドおよび磁性体シムは一様な合
成磁界を磁石装置中心の作用空間内に与え、第２磁界は
磁石装置の外部では第１磁界に対抗すると共にヨーク磁
気シールドによって、これら第１、第２磁界の漏洩分が
吸収されることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置
用磁石。
（７）第１超電導コイルアセンブリはコイルの中心磁気
軸に垂直な磁石の中央面に対して、対称的に配置された
複数個の同軸コイルから成る、請求項第一項または第二
項、または第三項または第四項または第五項または第六
項記載の磁気共鳴イメージング装置用磁石。
（８）第２超電導コイルアセンブリは、コイルの中心磁
気軸に垂直な磁石の中央面に対して、対称的に配置され
た複数個の同軸コイルから成る、請求項第一項または第
二項または第三項、または第四項または第五項または第
六項または第七項記載の磁気共鳴イメージング装置用磁
石。
（９）ヨーク磁気シールドは、コイルの中心磁気軸に垂
直な磁石の中央面に対して、対称的に配置された請求項
第一項、または、第二項または第三項または第四項、ま
たは第五項または第六項、または第七項、または第八項
記載の磁気共鳴イメージング装置用磁石。
（１０）ヨーク磁気シールドは円筒形殻体により構成さ
れたことを特徴とする請求項第九項記載の磁気共鳴イメ
ージング装置用磁石。
（１１）円筒形殻体の軸方向長さは磁石の真空容器の軸
方向長さより短かいことを特徴とする請求項第十項記載
の磁気共鳴イメージング装置用磁石。
（１２）円筒形殻体の軸方向長さは第１超電導コイルア
センブリのコイル長より長くかつ第２超電導コイルアセ
ンブリのコイル長より短かいことを特徴とする請求項第
十一項記載の磁気共鳴イメージング装置用磁石。
（１３）円筒形殻体の軸方向長さは第１超電導コイルア
センブリのコイル長より短かいことを特徴とする請求項
第十一項記載の磁気共鳴イメージング装置用磁石。
（１４）ヨーク磁気シールドは円筒形殻体とこの両端に
取付けられた円板形端蓋により構成されたことを特徴と
する請求項第九項記載の磁気共鳴イメージング装置用磁
石。
（１５）ヨーク磁気シールドは分割構造となっているこ
とを特徴とする請求項第十項又は第十一項又は第十二項
又は第十三項又は第十四項記載の磁気共鳴イメージング
装置用磁石。
（１６）磁気中心軸に垂直な共通中央面に関して２分割
構造となっていることを特徴とする請求項第十五項記載
の磁気共鳴イメージング装置用磁石。
（１７）磁気中心軸に関して２分割構造となっているこ
とを特徴とする請求項第十五項記載の磁気共鳴イメージ
ング装置用磁石。
（１８）磁気中心軸に垂直な共通中央面および磁気中心
軸に関して４分割構造となっていることを特徴とする請
求項第十五項記載の磁気共鳴イメージング装置用磁石。
（１９）真空容器脚部とヨーク磁気シールド脚部とが連
結板により結合されていることを特徴とする請求項第十
五項又は第十六項、又は第十七項又は第十八項記載の磁
気共鳴イメージング装置用磁石。
（２０）第１、第２超電導コイルアセンブリおよびヨー
ク磁気シールドが磁気中心軸に対して同心となっている
ことを特徴とする請求項第一項、又は第二項、又は第三
項、又は第四項または第五項、または第六項又は第七項
、又は第八項、又は第九項記載の磁気共鳴イメージング
装置用磁石。