JPH0787145B2 - 磁気共鳴結像用近接自在磁石 - Google Patents

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】

【産業上の利用分野】本発明は医療装置に係り、特に磁
気共鳴結像（ＭＲＩ）用磁石に関するものである。

【０００２】

【従来技術】医療診断の場合、核磁気共鳴（ＮＭＲ）ま
たは磁気共鳴結像（ＭＲＩ）は、患者の身体を通過すべ
き極めて強力な一次静磁界を必要とする。時間と共に変
動する傾斜磁界が一次磁界に付加される。更に患者は、
時間と共に特定のパターンで変動する高周波数（ＲＦ）
の電磁波にさらされる。磁性且つ高周波数（ＲＦ）の波
の作用の下に、原子核の核スピン分布を観測することが
できる。この技法により、腫瘍のような異常について、
身体の軟組織や器官を検査することができる。

【０００３】ＭＲＩの場合、磁束は一般に、凡そ約１ｋ
Ｇｓ以上の強力な場でなければならない。時には、１０
ｋＧｓ（１Ｔ）を超える場が必要とされる。更にこの場
は、以上の不均等性のない、１００ppm 以下の均等なも
のでなければならない。更にこの均等性は、望ましくは
凡そ約０．３〜０．５ｍの直径球体積（ＤＳＶ）を含む
患者の身体の大部分を包含すべきものである。

【０００４】

【発明が解決しようとする課題】以前、これらの強力な
磁界は、永久磁石、抵抗磁石または超伝導磁石を用いて
生成されていた。永久磁石は一般に最も経費が少なく、
最小限の場所の準備しか必要とせず、液体冷却剤の必要
性がないため安価である。しかし永久磁石には限られた
磁界の強さしかなく、一時的な不安定性が極めて強く、
０．２０Ｔ（テスラ）を超える磁界の強さでは費用が掛
かる。抵抗磁石も比較的に費用が掛からないが、手の込
んだ高価な電力および水の供給源を必要とする。更に、
抵抗磁石の強さは限定されており、望ましくない大きな
フリンジ（縁）磁界がしばしば生成され、一時的な不安
定性が存在する。超伝導ソレノイド磁石は、高い均等性
と良好な一時的安定性とを備えた強い磁場という利点を
有する。しかし、超伝導ソレノイド磁石は、構成し維持
するのに費用が掛かり、手の込んだ極低温支持構造体を
必要とする。医療ＭＲＩ磁石の構成においては、一般
に、２種の異なる構成または実施態様が使用されてい
る。一方の形式の支持構造体は、近接自在構造体として
周知されている。この種の構造体には一般に、対向する
平行な支持板上に取り付けられた、対向する平行な磁極
面が包含されている。少なくとも１本、通常は４本の支
柱が支持板を支え、磁束の帰路をなしている。この種の
開放構造体は、それが開放され且つ４側面から近接可能
なため、患者に好まれる。この種の構造体の場合、磁束
線は、患者の長手方向（即ち頭部からつま先までの）軸
線に対し概ね直角に通過する。

【０００５】別の形式のＭＲＩ磁石は、対向磁極面や近
接自在構造体を以て構成されず、大きな在来のソレノイ
ドに類似している。このソレノイド構造体は、形状が概
ね円筒状であり、導電性の線をらせん状に巻き付けられ
ている。この線を経て伝えられる電流により、円筒の中
央開口部を貫通し且つ患者の長手方向軸線と概ね合致す
る磁束線が得られる。この種の密閉されたソレノイド構
造体により、若干の患者に閉所恐怖症の反応が生起され
ることが周知である。

【０００６】これらの各々の構造体用として各種形式の
磁石システムが提案されている。以前、近接自在構造体
は一般に、永久磁石を対向両磁極面に取り付けて構成さ
れていた。例えば、米国特許第４，９４３，７７４号に
は、永久磁石を利用した、この種の近接自在ＭＲＩ構造
体が開示されている。支持構造体は、高級構造用鋼のよ
うな強磁性材料で作られる。

【０００７】密閉ソレノイド形式の構造体は、超伝導磁
石で形成することもできる。この種の超伝導磁石は、電
流の流れに対する抵抗を減少させる配線のため、絶対零
度（−２７３℃）に近い温度まで冷却しなければならな
い。かくして、比較的に小さい直径の線で大電流を搬送
し高磁界を生成することができる。超伝導線は一般に、
低温保持槽内に密閉された円筒状構造体の外周に巻き付
けられる。この種の密閉ソレノイド形式構造体には、１
対の主超伝導コイルおよび１組以上の補助コイルを使用
できる。磁界の形状を調整するシムとして、鉄またはそ
の他の強磁性材料を患者受容開口部内に取り付けること
ができる。これらの手段は、互いにほぼ平行であり且つ
患者の身体を貫いて延びる磁束線を有する均等な磁界を
生成するために必要である。

【０００８】別の形式の密閉構造体が、米国特許第４，
７６６，３７８号に開示されている。前記米国特許第
４，７６６，３７８号の一実施例においては、平行な対
向磁極面が、対向する平行な円形支持面上に取り付けら
れている。磁極面の支持および磁束の帰路をもたらすべ
く、ほぼ連続的な支持フレームが支持板間に位置してい
る。密閉された患者受容空間が、支持フレームを貫く開
口部により形成された磁極面間に位置している。磁界を
形成するため、超伝導線が各磁極面に巻き付けられ、低
温保持槽内に密閉されている。連続支持フレームは形状
が概ね円形で、密閉された患者空間内に均等な磁界を生
成すべく磁界を整形する。この構成は、磁束線が患者の
身体に対し概ね直角に通過するという点で、近接自在Ｍ
ＲＩ磁石と類似している。しかし、この形式の構造体に
ついての問題点は、患者が、ソレノイド形式の構造体に
おけるよりも更に一層狭く感ずる可能性があることであ
る。更にこの構造体は大きく且つ比較的に重く、大幅な
場所の制限なしに在来の病院内に置くことが困難となる
可能性がある。更にその上の不利点は、介在する放射線
使用などの医療技法にたずさわる付加的医療人員および
器具の近接方法がないことである。

【０００９】近接自在磁石またはソレノイド形の磁石の
何れについても、患者受容領域内に形成された（ＤＳ
Ｖ）に均等且つ均質な磁束界を付与することが必要であ
る（即ち、全ての磁束線は互いにほぼ平行でなければな
らない）。本発明は、重く且つ狭い支持フレームを用い
ずに超伝導磁石を用いて均等な強さの磁束界を生成す
る、近接自在ＭＲＩ磁石に指向されている。更に、この
ＭＲＩ磁石には、均質ないし均等な磁束界をもたらすた
めの磁束界整形装置が包含されている。従って本発明の
目的は、超伝導磁石により生成された均等な磁束界を生
成する近接自在ＭＲＩ磁石を提供することにある。本発
明の別の目的は、介在する放射線使用に対して開放され
且つ患者にとって狭くない構造体に凡そ約０．２０〜
０．５Ｔ（テスラ）の強力な磁束界を形成し且つ整形し
得るようにした、近接自在ＭＲＩ磁石を提供することに
ある。本発明のその上の目的は、均等且つ均質な磁束界
を達成すべく製造工場で容易に調整できるＭＲＩ磁石を
提供することにある。

【００１０】

【課題を解決するための手段】本発明によれば、磁束界
制御調整装置を備えた近接自在超伝導ＭＲＩ磁石が得ら
れる。このＭＲＩ磁石には、磁束界を生成する１組以上
の超伝導コイル組立体と、超伝導コイル組立体を支え且
つ磁束の流れの帰路を提供する１対の対向する間隔をあ
けた端板と、両端板を連結する支柱とが包含されてい
る。端板と超伝導コイル組立体との間に患者受容領域が
形成され、端板および患者に対して概ね直角に、極性軸
に沿い磁束界を生成する。超伝導コイル組立体により生
成された磁束線は、端板により患者受容領域内へ向けら
れる。この点で、端板は、従来技術の永久磁石について
用いられた磁極面と同じ機能をもたらす。

【００１１】近接自在超伝導ＭＲＩ磁石にはまた、磁束
界調整制御装置が包含されている。この調整制御装置に
は、磁束界を整形するため、各端板に結合されたローズ
・シムと、ローズ・シムへ調整自在に取り付けられた複
数の放射状セグメントとが包含されている。各ローズ・
シム内には１組以上の内方リングを取り付けることもで
きる。放射状セグメントは、ローズ・シム上へ個別に取
り付けることができ、またパイ形セグメントとしてロー
ズ・シムと一体に形成することができる。この調整制御
装置は更に、段付き層状部を含む端板と支柱との接合部
に中間部分を包含することができる。この中間部分は、
磁束漏れを最小化させながら、支柱から端板への磁束の
帰流を流すために役立つ。更にまた端板には、磁束の帰
流路の方向に垂直な何れの平面についても総合断面積が
ほぼ一定となるよう、様々な厚さを形成することができ
る。

【００１２】好適な実施例においては、超伝導コイル組
立体が、各端板と結合されている。超伝導コイル組立体
には、トロイド状真空密低温保持槽の形態の極低温装置
と、低温保持槽内に取り付けられた絶縁材および１組以
上の温度シールドと、低温保持槽内に取り付けられたヘ
リウム容器とが包含されている。超伝導線の単数（また
は複数）のコイルがヘリウム容器内に取り付けられ、超
伝導線を通過する直流を生成する電源と持続スイッチと
を包含する制御装置に結合されている。

【００１３】超伝導コイル組立体によって生成され磁束
の帰路が、端板および支柱によって得られる。１０〜３
０ppm の均等性を備えた、０．２０〜０．５Ｔ（テス
ラ）の範囲のほぼ均等且つ強力な磁束を有する患者受容
領域内の直径球体積（ＤＳＶ）を得る如く、磁束界調整
装置により磁束界を整形することもできる。更に、患者
受容領域への近接はほぼ自由であり、患者は多くの医療
人員や付加的医療器具を受入れ可能である。この近接自
在フレームは、患者にとり制約がより少なく、介在する
放射線使用のような医療手順の実施のための更に容易な
近接を可能にさせる。

【００１４】本発明のその他の諸目的、諸利点および諸
可能性は、説明の進行につれて更に明白となる。

【００１５】

【実施例】ここで図１、図２について説明する。同図に
は本発明により構成された近接自在超伝導ＭＲＩ磁石が
示され、全体として１０で指示されている。この超伝導
磁石１０には、上方超伝導コイル組立体１８と下方超伝
導コイル組立体２０とを支える近接自在フレーム１６が
包含されている。このＭＲＩ超伝導磁石１０には更に、
近接自在フレーム１６の上方端板２２および下方端板２
４に結合された磁束界整形装置１２，１４ならびに上方
２２および下方２４端板の４本の支柱２８ａ〜２８ｄの
間の遷移部に結合された中間装置１７の形態の磁束界調
整制御装置が包含されている。一般的に言えば、磁束整
形装置１２，１４ならびに付加的な製造工場でのシム設
置により、ＤＳＶ５４内の磁束界は１０〜４０ppm の範
囲に整形される。中間装置１７によれば、ＭＲＩ超伝導
磁石１０の作動中の磁束漏れを減少させる、支柱２８ａ
〜２８ｄと端板２２，２４との間の漸進的な遷移が得ら
れる。

【００１６】近接自在フレーム１６は、容易に磁化され
得る（即ち磁性的にソフトな）強磁性材料で形成されて
いる。フレーム１６の好適な材料は低炭素鋼である。近
接自在フレーム１６には、上方超伝導コイル組立体１８
と下方超伝導コイル組立体２０とをそれぞれ支える上方
端板２２および下方端板２４が包含されている。上方端
板２２および下方端板２４は各々、概ね長方形または方
形の外周形状を備えることができる。上方端板２２およ
び下方端板２４は互いに平行であり、近接自在フレーム
１６の中央を貫通する垂直極性軸２６に対し概ね直角を
なしている。

【００１７】近接自在フレーム１６にはまた、上方端板
２２および下方端板２４へそれぞれ固定的に取り付けら
れた４本の支柱２８ａ〜２８ｄが包含されている。ある
いはまた、開放自在フレーム１６を、より少数（１〜３
本）の支柱で形成することもできる。２支柱フレーム７
８が図４および図５に示されている。患者受容領域２７
は、上方端板２２および下方端板２４ならびに４本の支
柱２８ａ〜２８ｄの間に位置している。支柱２８ａ〜２
８ｄは形状が一般に円筒状で、概ね方形のパターンで互
いに平行に位置付けられている。支柱２８ａ〜２８ｄ
は、支持フレーム１６の４側面の各々から患者が近接し
得るに足りるだけ、互いに離れて間隔を置かれている。
一例として、図１に仮想線で示す如く、超伝導コイル組
立体１８，２０間の傾斜位置に患者を支えるため、任意
の２本の支柱（即ち２８ａ〜２８ｃ）間に患者支持装置
３０を置くことができる。この構成はまた、付加的な医
療器具および人員、ならびに介在する放射線使用のため
の、患者支持装置３０の種々の側面からの近接を可能に
させる。

【００１８】支柱２８ａ〜２８ｄによれば、端板２２，
２４の支持に加えて、超伝導コイル組立体１８，２０に
より生成された磁束の帰路も得られる。４本の支柱２８
ａ〜２８ｄと端板２２，２４との間に漸進的な遷移をも
たらすため、支柱２８ａ〜２８ｄと端板２２，２４との
間の支柱２８ａ〜２８ｄの両端に中間板９２，９４が位
置している。この漸進的遷移は、漏えい磁束を逸出させ
且つ望ましくないフリンジ磁界の一因となる急角度が生
じないように、磁束の流れを円滑にさせる傾向を有す
る。２段階の遷移が示されているが、究極を円滑な面と
して更に微細な段階的遷移を得るため、２組を超える層
状部を利用できることは理解されるはずである。中間板
９２，９４として利用される材料も、フレームの残部と
同じ材料、即ち鉄および鋼である。また中間板９２，９
４の形状を、磁束の帰路へ一層効率的に適応させるた
め、図示の概ね三角形の形状から変化させ得ることも理
解されるはずである。

【００１９】図３について説明する。各超伝導コイル組
立体１８，２０には、非磁性体で形成されたトロイド状
真空密低温保持槽３２と、液体ヘリウム源に連結すべく
低温保持槽３２内に取り付けられた液体ヘリウム容器３
４と、液体ヘリウム容器３４内に取り付けられた超伝導
線３６の１組以上のコイルとが包含されている。更に、
持続スイッチ３８が、超伝導線３６へ電気的に結合され
ている。この種の超伝導線コイル組立体１８，２０の場
合、超伝導線３６のコイルは、液体ヘリウムにより絶対
零度に近い温度まで冷却でき、この温度では電流の流れ
に対し基本的に零点抵抗を有する。

【００２０】各超伝導コイル組立体１８，２０の真空密
低温保持槽３２は形状が概ねトロイド状であり、取付け
ブロック４２またはその他適宜の取付け装置に載って、
上方支持板２２および下方支持板２４にそれぞれ取り付
けられている。各低温保持槽３２は、真空ポンプ（図示
せず）のような適宜の真空源による１回分の真空排気に
適合されている。低温保持槽３２に適した材料は、アル
ミニウムまたはステンレス鋼である。各低温保持槽３２
は、真空密であることに加えて、超絶縁材（アルミニウ
ム処理されたマイラー（ｍｙｌａｒ））などのような適
宜の絶縁材料で絶縁されている。１組以上の金属温度シ
ールド４４を付加的遮熱層として低温保持槽３２内に取
り付けることもできる。ヘリウム容器３４には、低温保
持槽３２内に位置するコイル導線や計装への近接をもた
らす、シールされた頂板４６を形成することができる。

【００２１】液体ヘリウム容器３４もまた、連続的な、
概ねトロイド形の容器であり、低温保持槽３２内に取り
付けられた複数の支持ストラップ９６または支持ロッド
に取り付けられている。温度シールド４４も、支持スト
ラップ９６に取り付けることができる。この種の支持ス
トラップが図３に略図で示されているが、ここに参考ま
でに編入した米国特許第４，６２２，８２４号に開示さ
れたそれらと構造が類似のものであっても良い。容器３
４には、液体ヘリウムを充填し且つ導線や計装の貫通に
備える近接ポートがある。ヘリウム容器３４は、ヘリウ
ム容器３４の内部を約絶対零度の（即ち絶対零度より４
度上の）温度まで冷却するため、適宜の液体ヘリウム源
に結合される。

【００２２】超伝導線３６の各連続コイルは、トロイド
状ヘリウム容器３４内へらせん状に巻かれる。超伝導線
３６のコイルは、超伝導遷移温度未満で超伝導性となる
（即ち電流の流れに対してほぼ零点抵抗を示す）低温ま
たは高温超伝導体のような、任意の材料で形成すること
もできる。

【００２３】一般に低温超伝導体は、絶対零度に近い温
度で超伝導遷移を行う。高温超伝導体は、絶対零度より
可成り上方で超伝導遷移を行う。

【００２４】一例として、線内にニオブ・チタン・フィ
ラメントを有する銅は、適当な低温超伝導体である。あ
るいはまた、低温超伝導体または高温超伝導体として類
別された材料のような、超伝導に適した何れかの材料
を、この用途に利用することもできる。

【００２５】超伝導線３６のコイルは、垂直極性軸２６
と合致する長手方向軸線で形成されている。更に、超伝
導線３６の各コイルは、上方端板２２および下方端板２
４の平面に概ね平行な平面内にある。更に、超伝導線３
６の各コイルは、上方端板２２と下方端板２４との丁度
中間に位置する中央軸線５０に対し等距離にある。

【００２６】超伝導コイル組立体１８，２０にも、超伝
導線３６のコイルへ電気的に配線された持続スイッチ３
８が包含されている。図６について説明すると、超伝導
線３６の各コイルが、直流電源７０へ電気的に結合され
ている。直流電源７０からの連続的電力消費なしに、上
方および下方超伝導コイル組立体１８，２０の超伝導線
３６のコイル内の電流の連続流れを維持するため、物理
的に更に小形の無誘導超伝導コイルまたは持続スイッチ
３８が、超伝導線３６の主コイルへ配線されている。超
伝導線の更に小形のコイルまたは持続スイッチ３８は、
それ自体の直流電源７６を有する加熱エレメント７４へ
熱的に接触している。当業者には明らかな如く、いった
ん超伝導線３６の主コイルを通して電流の流れが生成さ
れると、全く電力を消費することなく、持続スイッチ３
８により直流の流れが維持される。

【００２７】再び図２に戻って説明する。上方および下
方超伝導コイル組立体１８，２０上の超伝導線３６を加
圧することにより、上方および下方端板２２，２４の平
面から概ね直角に発出する磁束界が生成される。上方お
よび下方端板２２，２４ならびに支柱２８ａ〜２８ｄに
より、磁束の帰路が得られる。超伝導線３６により生成
される磁束界は、直径球体積（ＤＳＶ）５４内にほぼ均
等な（即ち１０〜３０ppm の）磁界が得られるように整
形される。（ＤＳＶ）５４は、垂直極性軸２６および中
央軸線５０に沿って中心を定められ、望ましくは大きさ
が約０．３〜０．５ｍである。

【００２８】概ね垂直極性軸２６と平行に且つ互いに平
行に（ＤＳＶ）を通って延びる磁束線を有する磁束界を
生成するためには、磁束線を整形しなければならない。
従って磁束整形装置１２，１４には、上方端板２２およ
び下方端板２４へそれぞれ固定的に取り付けられた上方
ローズ・シム６４および下方ローズ・シム６６が包含さ
れている。ローズ・シム６４，６６は、強磁性体で作る
ことができる。ローズ・シム６４，６６は、平たん且つ
円筒状の形状であっても良い（但しそれに限定はされな
い）。ローズ・シム６４，６６はそれ自体、内径および
外径を備える座金であっても良く、またそのように形成
されても良い。ローズ・シム６４，６６の内径は、所望
の特性を有する磁束を付与すべく、望む通りに大きさを
定めることもできる。更に図２に示す如く、磁束界を更
に整形し且つローズ・シム６４，６６と端板２２，２４
との間に円滑な遷移をもたらすため、ローズ・シム６
４，６６の両側と端板２２，２４との間に重ねられた中
間板９８，１００を置くこともできる。この種の中間板
９８，１００は、既述の如き支柱２８ａ〜２８ｄ間に位
置する中間板９２，９４とほぼ同じ様態で機能する。

【００２９】図８について説明する。磁束整形装置１
２，１４には更に、ローズ・シム６４，６６へ取外し自
在に取り付けられた複数の放射状セグメント１０２が包
含されている。この放射状セグメント１０２によれば、
環境的な場所の状態によって誘起される可能性のある低
次の摂動を相殺すべく磁束界を整形する装置が得られ
る。いかなる数の放射状セグメント１０２を用いても良
いが、なるべくなら、偶数の放射状セグメント１０２の
あることが望ましい。図示の実施例においては、各ロー
ズ・シム６４，６６上に１６組の放射状セグメントが取
り付けられている。この放射状セグメント１０２は取外
し自在であり、更に薄い、または更に厚いセグメントと
置換することができる。所望の体積を得るため、必要に
応じ各セグメントが様々な厚さから成る、複数のセグメ
ントを層にすることができる。各放射状セグメント１０
２は１個以上のスロット１０４を有し、例えばねじ１０
６を調整することにより定位置に保持することもでき
る。

【００３０】シミングとも称される、セグメントを調整
する種々の方法には、(i) セグメントを除去すること、
または(ii)除去し、および（または）付加し得る積層セ
グメントにセグメントを置換することによりセグメント
の体積を変えることが包含されている。

【００３１】シミングの１方法はテッセラル（Ｔｅｓｓ
ｅｒａｌ）・シミングと称される。テッセラルとは、磁
界のｘ，ｙ，ｚグラディエントを示す周知されたルジャ
ンドル多項式のオフ・アクシス係数である。このテッセ
ラル係数は、ｘ，ｙ，ｘ² −ｙ² 、ｚｘｙ・・・・から
成っている。テッセラル・シミングにおいては、所与の
角θでセグメントを除去することにより、上記の所定の
角における磁束密度が減少する。他方、セグメントを付
加することにより逆の結果が生起され、上記の所定角θ
における磁束密度または磁束界が増大される。従って、
セグメントを、所望の磁界密度を達成して磁界の均質性
を制御すべく個々に調整し得る幾つかの層状部から成る
セグメントと置換することにより、これらのテッセラル
摂動の微調整を行うことができる。ゾーナル（Ｚｏｎａ
ｌ）とは、ｚ，ｚ² ，ｚ³ ，ｚ⁴，・・・・を含むルジ
ャンドル多項式におけるオン・アクシス係数である。

【００３２】シミングの別の方法に、ゾーナル・シミン
グが包含されている。ゾーナル・シミングにおいては、
矢印（Ｚ）で示される方向にセグメントの厚さを変化さ
せて、対向する整合セグメント１０２′の双方へセグメ
ントを付加することができ、それにより、セグメント１
０２の厚さの変動の指数関数である磁界へのゾーナル摂
動が生起される。セグメント１０２のみの厚さを変える
ためにセグメントを付加することにより、磁界に対する
指数関数的な、また直線的に比例するグラディエントが
生起される。Ｚ軸は矢張り、矢印（Ｚ）で示される如
く、磁極面間の磁束線に平行なものとして画定される。
従って、本発明が、所望の磁界の密度および均質性に到
達すべくテッセラル・セグメント調整ならびにゾーナル
・セグメント調整に関し適正な調整を行うことにより、
磁界の強さの制御を可能にさせることは理解されるはず
である。

【００３３】図９について説明する。磁束整形装置１
２，１４は更に、ローズ・シム６４，６６の中心の回り
の特定半径１１２から成る内方同心リング部材１１０を
包含することもできる。この内方同心リング部材１１０
は、鉄などの鉄材料で作ることができる。内方同心リン
グ部材１１０は、高さ１１４と厚さ１１６とを有する概
ね長方形の断面を備えている。半径１１２、高さ１１４
および厚さ１１６を変動させることにより、磁束界の均
等性の各種摂動を達成することができる。更に、磁束界
の付加的な均質性を達成するため、取外し自在セグメン
ト１０２に関連して、複数の、様々な半径の内方同心リ
ング１１０を利用することができる。

【００３４】例えば、対称な同心内方リング１１０を上
方および下方端板２２，２３の双方の上に置くことによ
り、偶数次の軸線方向２ゾーナル摂動が磁界へシム・ア
ウトされる。換言すれば、内方リング１１０の対称な布
置により、ｚ² ，ｚ⁴ およびz⁶誤差領域がシム・アウト
される。同心内方リング１１０を頂部または底部端板２
２，２４の何れかの上にのみ置くことにより、奇数なら
びに偶数次の軸線方向（ｚ）ゾーナル摂動がシム・アウ
トされる。換言すれば、内方リング１１０のこの種の布
置により、ルジャンドル多項式磁束関数のｚ² ，ｚ⁴ お
よびｚ⁶ 誤差領域に加えて、比較的に弱いｚ，ｚ³ ，ｚ
⁵ 誤差領域がシム・アウトされる。

【００３５】図１２に示すように、外方リング１１０に
代わり、図示の如く端板２４に輪郭を形成することもで
きる。この輪郭を形成された構成体は、段付き面２５を
形成し、端板間の磁束界を整形すべく、既述の外部リン
グ１１０とほぼ同じ様態で機能する。更に、端板２４の
輪郭を形成された面に、既述の如きローズ・シムを形成
することもできる。

【００３６】図１０について説明する。磁束整形装置１
２，１４は、放射状溝１２０により分離された複数のパ
イ形セグメント１１８として形成することもできる。各
パイ形セグメント１１８には、外方リング１２２のセグ
メントと、１組以上の内方リング１２４，１２５とが包
含されている。このパイ形セグメント１１８は、端板２
２，２４上に取り付けられている。明らかなように、パ
イ形セグメント１１８の位置は、既述の論議に従って磁
束界を調整すべく、変動させることもできる。

【００３７】ＭＲＩ超伝導磁石により生成された代表的
な磁束界の構成図が図７に示されている。この種の磁束
界は、患者受容領域１２内に位置する（ＤＳＶ）５４内
の平行な、一様に間隔をあけられた磁束線により特徴づ
けられている。この磁束整形装置１２，１４の機能に
は、ローズ・シム６４，６６およびセグメント１０２ま
たは１１８が、１０〜４０ppm の均等性にまで磁束線を
整形することが包含されている。更にまた、磁束の帰流
を通す際の支柱２８ｂおよび上方端板２２の機能が図７
に例示されている。

【００３８】ここで図１１について説明する。同図に
は、均等な磁束界を付与する調整制御装置の最終的な特
徴が示されており、更に、磁束の流れに垂直な平面につ
いての断面積が、選ばれた任意の垂直平面に対し依然一
定であるように端板２２，２４を整形することが包含さ
れている。従って端板２２，２４には、端板が様々な断
面を備えるように、段付き凹所１２８，１３０，１３２
を輪郭形成することができる。端板２２，２４の厚さは
従って、中央部で最小となり、外周に向かって最大とな
る。この概念を絵画的に示すべく、磁束の流れに垂直な
図１１の断面ｘ−ｘは、断面ｙ−ｙとほぼ同じ総合断面
積を備えている。この構造は、フリンジ磁束を除去する
ための最小磁束漏れがあることを確証する際に役立つ。
同時にこの種の構造により、使用される材料が少量で済
み、より少ない場所の準備、より少ない積出しや取扱い
の費用、およびより少ない生産費用しか要しない点での
利点が、より少ない重量でもたらされる。

【００３９】更に、支柱２８ａ〜２８ｄは、磁束の流れ
に垂直な何れかの断面に沿った、端板２２，２４にわた
る断面積にほぼ等しい複合断面積を呈示する如く、大き
さを定められている。この断面積の総量は、磁界の強さ
の関数である。磁束界が強力になる程、最小漏れを達成
するために更に多くの面積が必要となる。

【００４０】

【作動】ＭＲＩ超伝導磁石１０の作動のため、上方およ
び下方超伝導コイル組立体１８，２０の液体ヘリウム容
器３４内に液体ヘリウムが移送される。超伝導線３６の
双方のコイルが、ある量の液体ヘリウムにより冷却さ
れ、且つ絶対零度に近い（即ち絶対零度より約４度上
の）温度に維持される。次いで、直流電源７０への接続
により、超伝導線３６のコイルを通して電流の流れが生
成される。いったん電流の流れが生起され、安定化され
ると、既述の如く電力を消費せずに超伝導線３６のコイ
ル（各超伝導コイル組立体１８，２０は、線３６の多重
コイルを包有できる）を通る連続的な電流の流れを維持
すべく、持続スイッチ組立体３８が入れられる。電流が
超伝導線３６を流過すると共に、端板２２，２４間に磁
束界が誘導される。磁束界は、磁束整形装置１２，１４
により、磁束線が（ＤＳＶ）５４内で互いにほぼ平行と
なるように整形される。超伝導線３６のコイル内の約
３．５×１０⁵ アンペア回数の全電流については、約
０．３５Ｔの範囲の磁束界が生成される。開示された如
きＭＲＩ超伝導磁石１０の場合は、０．２０〜０．５０
Ｔの範囲の磁束界が望ましい。

【００４１】超伝導線３６のコイル内の電流の流れによ
り生成される磁束界の帰路は、近接自在フレーム１６に
よって得られる。この帰路には、支柱２８ａ〜２８ｄを
流過し、近接自在フレーム１６の上方および下方端板２
２，２４を流過する磁束が包含されている。

【００４２】作動中、患者受容領域２７は、４側面から
近接可能である。これにより、付加的な医療器具および
人員の、患者への近接が可能となる。介在する放射線使
用のような、この種の近接を必要とする医療技法は、従
って、可成り閉鎖されている従来技術のＭＲＩ磁石より
も更に容易に実施することができる。

【００４３】

【代替実施例】２支柱近接自在フレームを備える代替実
施例のＭＲＩ磁石が図４および図５に示され、７８とし
て表示されている。この２支柱ＭＲＩ磁石７８は、支持
フレーム８０の構造を除いては、既述の４支柱近接自在
ＭＲＩ磁石１０と構造が可成り類似している。支持フレ
ーム８０には、上方超伝導コイル組立体８６用の上方端
板８２と下方超伝導コイル組立体８８用の下方端板８４
とが包含されている。２支柱ＭＲＩ磁石７８内への患者
の近接は２側面からである。

【００４４】従って本発明によれば、強力且つ均等な磁
束界を生成するための、対向する平行な端板と超伝導コ
イルとを利用した、近接自在ＭＲＩ磁石が得られる。Ｍ
ＲＩ磁石は、患者が容易に近接でき、また少なくとも２
側面が開いているので、使用中、患者が閉所恐怖症を経
験する可能性は少なく、介在する放射線使用も実施可能
である。更にまた、超伝導コイルの制御回路には、電力
消費低減のための持続スイッチが包含されている。更
に、近接自在の比較的軽量な構造のため、設置中、わず
かな場所の改変しか必要としない。

【００４５】ここには、本発明の若干の実施例しか説明
されていないが、特許請求の範囲に記載の本発明の精神
と範囲とを逸脱することなく、それに対して変更および
修正をなし得ることは、当業者には明白である。

【図面の簡単な説明】

【図１】患者支持装置を仮想線で示した、本発明に従っ
て構成された４支柱近接自在超伝導ＭＲＩ磁石の斜視
図。

【図２】図１の線２−２についての断面略図。

【図３】超伝導コイルを通る図式断面を詳細に示す図２
の拡大部分。

【図４】本発明に従って構成された２支柱近接自在起伝
導ＭＲＩ磁石。

【図５】図４の平面図。

【図６】本発明に従って構成されたＭＲＩ磁石の超伝導
コイルおよび持続スイッチの電気的構成図。

【図７】磁束界の分布と磁束界の帰路とを示す略図。

【図８】本発明の例示的実施態様における、諸部分を取
り除いた磁束界整形装置の斜視図。

【図９】本発明の別の例示的実施態様における、諸部分
を取り除いた磁束界整形装置の斜視図。

【図１０】本発明の別の例示的実施態様における磁束界
整形装置の斜視図。

【図１１】図１の平面図。

【図１２】本発明に従って構成されたＭＲＩ磁石の端板
に関する代替実施例の構造の略側面図。

【符号の説明】

１０ ＭＲＩ超伝導磁石 １２ 磁束界整形装置 １４ 磁束界整形装置 １６ 開放フレーム １８ 上方超伝導コイル組立体 ２０ 下方超伝導コイル組立体 ２２ 上方端板 ２４ 下方端板 ２６ 垂直極性軸 ２７ 患者受容領域 ２８ａ 支柱 ２８ｂ 支柱 ２８ｃ 支柱 ２８ｄ 支柱 ３２ トロイド状真空密低温保持槽 ３４ 液体ヘリウム容器 ３６ 超伝導線 ３８ 持続スイッチ ４０ 絶縁材料 ４４ 温度シールド ５４ 直径球体積（ＤＳＶ） ６４ 上方ローズ・シム ６６ 下方ローズ・シム ８０ 支持フレーム ８２ 上方端板 ８４ 下方端板 ８６ 上方超伝導コイル組立体 ８８ 下方超伝導コイル組立体 ９０ａ 支柱 ９０ｂ 支柱 ９２ 中間板 ９４ 中間板 ９８ 中間板 １００ 中間板 １０２ 放射状セグメント １０４ スロット １０６ ねじ １１８ パイ形セグメント １２０ 放射状溝 １２４ 内方リング １２５ 内方リング

Claims (1)

【特許請求の範囲】
1. 【請求項１】 磁気共鳴結像（ＭＲＩ）用近接自在磁石
   にして、 （ａ） 互いに隔置され且つ互いに概ね平行に支柱に取
   り付けられ、付加的医療器具および人員を受入れ可能な
   患者受容領域をその間に画定する、上方端板および下方
   端板を包含するほぼ開放された強磁性フレームと、 （ｂ） フレームに取り付けられた超伝導線のトロイド
   形コイル、ならびに、垂直極性軸に沿い端板間に磁束界
   を生成して支柱と上方および下方端板とにより磁束界の
   帰路を設けるため、超伝導遷移温度未満の温度に超伝導
   線のコイルを維持する極低温装置と、 （ｃ） 磁束界を整形して概ね平行な磁束線を患者受容
   領域内の直径球体積（ＤＳＶ）に付与すべく端板に取り
   付けられ且つ、 （ｉ） 端板に取り付けられたローズ・シムおよび （ｉｉ） ローズ・シムへ取外し自在に取り付けられた
   複数のセグメントを包含する磁束界整形装置とを含む磁
   気共鳴結像（ＭＲＩ）用近接自在磁石。 【請求項２】 近接自在ＭＲＩ磁石にして、 （ａ） 上方端板および下方端板ならびに、端板間の患
   者受容領域に付加的医療器具および人員を受入れ可能に
   させて端板を支える少なくとも２本の支柱を包含し、端
   板と支柱との間に中間板を取り付けた、ほぼ開放された
   強磁性フレームと、 （ｂ） それぞれ上方および下方端板に取り付けられた
   超伝導コイル組立体にて、各超伝導コイル組立体に、ト
   ロイド状真空密低温保持槽と、低温保持槽内に取り付け
   られた絶縁材および１組以上の温度シールドと、液体ヘ
   リウム源に連結された低温保持槽内に取り付けられたヘ
   リウム容器と、上方および下方端板に概ね平行なコイル
   面に沿って配設され且つ超伝導遷移温度未満の温度で電
   流に対しほぼ零点抵抗を有する材料で形成された超伝導
   線により超伝導遷移温度未満の温度に超伝導線を冷却す
   べく、ヘリウム容器内に取り付けられた超伝導線のコイ
   ルとが包含されている超伝導コイル組立体と、 （ｃ）超伝導コイル組立体の制御装置にて、フレームに
   より帰路を設けられた患者受容領域内の垂直極性軸に沿
   って磁束界が生成されるように超伝導コイルを通る電流
   の流れを維持すべく、各超伝導コイルおよび持続スイッ
   チを通る電流の流れを生起させる電源を包含する制御装
   置と、 （ｄ） 磁束界を整形してほぼ均等な磁束界を患者受容
   領域内に位置する（ＤＳＶ）にほぼ均等な磁束界を付与
   する磁束界整形装置にて、 （ｉ） 上方および下方端板に取り付けられたローズ・
   シムおよび （ｉｉ） 磁束界を調整すべくローズ・シムへ取外し自
   在に取り付けられた複数のセグメントを包含する磁束界
   整形装置とを含む近接自在ＭＲＩ磁石。 【請求項３】 医療磁気共鳴結像（ＭＲＩ）用近接自在
   磁石にして、 （ａ） 少なくとも２本の支柱上に取り付けられた様々
   な厚さの上方端板および下方端板を包含し、端板を隔置
   し且つ互いに概ね平行に間隔を置いて付加的医療器具お
   よび人員を受入れ可能な患者受容領域を画定し、支柱と
   端板との間に中間板を取り付けた、ほぼ開放された強磁
   性フレームと、 （ｂ） 各々が支持フレームに取り付けられ且つ上方端
   板および下方端板にそれぞれ結合され、各々が端板に概
   ね平行な平面内に取り付けられ、また各々が、トロイド
   状真空密低温保持槽と、低温保持槽内に取り付けられた
   絶縁材および温度シールドと、低温保持槽内に取り付け
   られ且つ液体ヘリウム源に連結されたヘリウム容器と、
   低温保持槽内に取り付けられた超伝導線のコイルとを包
   含する１対のトロイド形超伝導コイル組立体にて、それ
   により超伝導コイルを超伝導遷移温度未満まで冷却で
   き、また、垂直極性軸に概ね平行な磁束線により、且つ
   また上方および下方端板ならびに支柱により設けられた
   磁束の帰路により磁束界を生成すべく、超伝導線の各コ
   イルに電流を通過させ得るトロイド形超伝導コイル組立
   体と、 （ｃ） 患者受容領域内の（ＤＳＶ）にほぼ均等な磁束
   界を付与すべく磁束界を整形する磁束整形装置にて、 （ｉ） 各端板に取り付けられたローズ・シムと、 （ｉｉ） ローズ・シム内の各端板に取り付けられた内
   方リングと、 （ｉｉｉ）ローズ・シムの外周へ取外し自在に取り付け
   られたセグメントとを包含する磁束整形装置と、 （ｄ） 超伝導コイルを通過する直流の流れを維持すべ
   く、各超伝導コイル組立体の超伝導線のコイルに接続さ
   れた持続スイッチとを含む医療ＭＲＩ用近接自在磁石。