JPH08288120A - 静磁界発生磁石及びｍｒｉシステム - Google Patents

Abstract

(57)【要約】 【目的】高い均一性を有する静磁界を得ることができ、
しかも装置のコンパクト化を図ることができ、既存の病
院建屋に容易に搬入・据付することができ、さらに患者
に閉所感を与えずに済むＭＲＩシステムの提供。 【構成】小径コイルＷ及び大径コイルＶを有し、主磁界
を所定領域に発生する第１コイルアセンブリ１１と、前
記主磁界から漏洩する漏洩磁界をアクティブシールドす
るためシールド磁界を発生する第２コイルアセンブリ１
２とを具備する。

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】

【産業上の利用分野】本発明は、アクティブ磁気シール
ドを有する静磁界発生磁石及びＭＲＩシステムに関す
る。

【０００２】

【従来の技術】ＭＲＩシステムに備わる、静磁界発生磁
石には、永久磁石、常電導磁石、超電導磁石がある。こ
の種の静磁界発生磁石は、病院の建屋内に設置されるた
め、該磁石から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必要がある。そのため該磁石には、
通常の場合、磁気シールドが施されている。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、アクティブ磁気シールド、ハイブリッド磁気シール
ドの３種類がある。これらの中で、アクティブ磁気シー
ルドはシールドのための格別な部材を殆ど要さず、静磁
界発生磁石を軽量化できるため、病院の建屋内に設置す
るのに有利であり、特に高磁界を発生する超電導型静磁
界発生磁石の磁気シールドとして効果的である。

【０００３】以下、従来の静磁界発生磁石、その磁気シ
ールド及びＭＲＩシステムの典型例を図を用いて説明す
る。以下の説明においては、静磁界発生磁石は超電導型
静磁界発生磁石である。図７は、特開昭６０−９８３４
４号公報や特開昭６０−１２３７５６号公報に開示され
ているようなアクティブ磁気シールド型磁石の一部を切
断して示す斜視図である。図７において、超電導磁石か
らなる静磁界発生磁石６０は、主磁気を発生させる第１
超電導コイルアセンブリ６１と、その外周に設置され、
上記第１超電導コイルアセンブリ６１と電気的に直列接
続されて第２磁気を発生する第２超電導コイルアセンブ
リ（アクティブ磁気シールド）６２とを備えている。こ
れら第１，第２超電導コイルアセンブリ６１，６２は液
体ヘリウムで満たされた液体ヘリウムタンク６３に収納
されており、４．２Ｋの極低温状態に保持されている。
なお静磁界発生磁石６０は、ＭＲＩシステム用として使
用される場合、磁気の均一性が本質的に重要となる。な
お６４は磁気中心軸、６５は装置中央面、６６は常温ボ
アである。この常温ボア６６は、図示しない被検者が導
入される空間である。

【０００４】図８は、上記第１超電導コイルアセンブリ
６１と第２超電導コイルアセンブリ６２とのコイル配置
関係の一例を示す図である。第１超電導コイルアセンブ
リ６１及び第２超電導コイルアセンブリ６２は、それぞ
れ超電導コイルを６個づつ有している。すなわち、第１
超電導コイルアセンブリ６１は磁気中心軸６４に沿っ
て、この軸６４に垂直な装置中央面６５に対して、それ
ぞれ対称に配置された３組のコイル対ＡとＡ′、Ｂと
Ｂ′、ＣとＣ′を有している。また第２超電導コイルア
センブリ６２は、同様に磁気中心軸６４に沿って、この
軸６４に垂直な装置中央面６５に対して、それぞれ対称
に配置された３組のアクティブコイルＤとＤ′、Ｅと
Ｅ′、ＦとＦ′を有している。

【０００５】上記構成の従来のアクティブ磁気シールド
を有する超電導型静磁界発生磁石は次のように動作す
る。第１超電導コイルアセンブリ６２及び第２超電導コ
イルアセンブリ６２は、対応する高次磁気成分がほぼ同
程度の強度である磁気を発生し、一様な合成磁気を常温
ボア６６の中心部の作用空間内に与える。同時に、第１
超電導コイルアセンブリ６１に流れる電流の方向に対
し、第２超電導コイルアセンブリ６２に流れる電流の方
向が反対になっている。このため、第２超電導コイルア
センブリ６２による磁気は磁石６０の外部で第１超電導
コイルアセンブリ６１による磁気をキャンセルし、漏洩
磁気を低減させる。

【０００６】すなわち、第１，第２超電導コイルアセン
ブリ６１，６２によって発生する磁気を高次磁気成分で
展開すると、まず第１超電導コイルアセンブリ６１は、
次のようになる。

【０００７】 Ｂ1 ＝ｂ01＋ｂ11＋ｂ21｜ｂ31｜…… （１） ここでＢ1 は第１超電導コイルアセンブリ６１によって
発生する磁気強度、ｂ01は零次磁気強度、ｂ11は１次磁
気強度、ｂ21は２次磁気強度、ｂ31は３次磁気強度を示
している。また第２超電導コイルアセンブリ６２は、次
のようになる。

【０００８】 Ｂ2 ＝ｂ02＋ｂ12＋ｂ22＋ｂ32＋…… （２） ここで、Ｂ2 は第２超電導コイルアセンブリ６２によっ
て発生する磁気強度、ｂ02は零次磁気強度、ｂ12は１次
磁気強度、ｂ22は２次磁気強度、ｂ32は３次磁気強度を
示している。

【０００９】上記（１），（２）式において、対応する
高次磁気成分ｂ11とｂ12、ｂ21とｂ22、ｂ31とｂ32…は
それぞれほぼ等しくなるので、高次項はほぼ零になり、
常温ボア６６内部では高均一磁界となる。さらに、Ｂ1
とＢ2 とは互いに逆極性の磁気となっているので、磁石
外部では磁気がキャンセルされ、漏洩磁界が低減する。

【００１０】上述した構成の従来の超電導型静磁界発生
磁石には次のような不具合がある。すなわち上記アクテ
ィブ磁気シールドでは、主磁気を発生する第１超電導コ
イルアセンブリ６１の外周に、第１超電導コイルアセン
ブリ６１での電流の方向とは反対方向の電流を流す第２
超電導コイルアセンブリ６２が配置されている。しか
し、常温ボア６６内を高い均一性を有する磁界にするた
めには、第１超電導コイルアセンブリ６１及び第２超電
導コイルアセンブリ６２が発生する磁気の対応する高次
磁気成分をほぼ等しくしなければならないため磁石６０
の長さが非常に長くなってしまう。

【００１１】特開昭６０−１２３７５６号公報によれ
ば、従来のアクティブ磁気シールドでは１．５Ｔ磁石の
場合、磁石の長さが２．３ｍ、磁石直径が２．３ｍにも
なる。従って、例えば病院への据付を行う場合、磁石６
０を病院内廊下（曲がり角）を経由して移送することが
極めて困難となる。そのため、建屋の部屋を取り壊して
移送スペースを確保したり、当該磁石専用の新建屋を建
造したりしなければならなくなる。

【００１２】このように従来の超電導型静磁界発生磁石
には、装置寸法が長大であるために、据付が困難である
という実用面での欠点がある。なお、磁石６０が長大で
あると、常温ボア６６内に横たわった患者が強い閉所感
を覚え、拒否反応を示してしまうという不具合もある。

【００１３】また、第１超電導コイルアセンブリ６１及
びその外周部に配置され通流する電流の方向が逆向きで
ある第２超電導コイルアセンブリ６２のみで、対応する
高次磁気成分を打ち消し合うようにしたものであるた
め、高次項を零にすることが本質的に困難であり、大き
な均一磁気空間を達成できないという不具合もある。

【００１４】本発明の目的は、高均一な静磁界を得るこ
とができ、しかも装置のコンパクト化をはかることがで
き、既存の病院建屋に容易に搬入・据付をはかることが
でき、さらに患者に閉所感を与えずに済む、静磁界発生
磁石及び該磁石を用いたＭＲＩシステムを提供すること
にある。

【００１５】

【課題を解決するための手段】このような目的は、次の
ような静磁界発生磁石により達成される。すなわち、小
径コイル及び大径コイルを有し、主磁界を所定領域に発
生する第１コイルアセンブリと、前記主磁界から漏洩す
る漏洩磁界をアクティブシールドするためシールド磁界
を発生する第２コイルアセンブリとを具備する静磁界発
生磁石。

【００１６】前記小径コイル及び前記大径コイルは、前
記小径コイルから低次磁界成分を前記所定領域に発生し
且つ前記大径コイルから高次磁界成分を前記所定領域に
発生するように、前記第２コイルアセンブリ及び前記所
定領域にとの関係で配置されている。

【００１７】前記大径コイルは、前記所定領域から離れ
且つ前記小径コイルからも離れた所定部位に配置されて
いるクレーム１の静磁界発生磁石。前記第２コイルアセ
ンブリは、前記所定領域から離れ且つ前記第１コイルア
センブリからも離れた所定部位に配置され、前記大径コ
イルは前記第２コイルアセンブリとの関係で配置されて
いる。

【００１８】前記小径コイル及び前記大径コイルは、前
記所定領域を貫通する磁界中心軸に沿って配置され、前
記大径コイルは、前記所定領域に近接して配置されてい
る。

【００１９】前記小径コイルは、前記大径コイルの両側
に配置されている。前記小径コイル及び前記大径コイル
は、前記所定領域を貫通する磁界中心軸に沿って配置さ
れ、前記小径コイルは、前記所定領域に近接して配置さ
れ、前記大径コイルは、前記小径コイルの両側に配置さ
れている。

【００２０】前記大径コイルは、前記所定領域の中心部
に、前記所定領域に発生した合成磁界のほぼ５％の零次
磁界を生成する。磁石長Ｌと前記所定領域の径Ｄ１との
比Ｌ／Ｄ１が、Ｌ／Ｄ１≦２．１である。

【００２１】磁石外径Ｄ２と前記所定領域の径Ｄ１との
比Ｄ１／Ｄ１が、Ｄ２／Ｄ１≦１である。前記第１及び
第２コイルアセンブリは、超電導コイルアセンブリであ
る。

【００２２】また、上記的は、次のような静磁界発生磁
石により達成される。すなわち、被検者導入空間を有す
るコンテナと、このコンテナ内に冷却媒体と共に収容さ
れ、小径コイル及び大径コイルを有し、主磁界を所定領
域に発生する第１コイルアセンブリと、前記コンテナ内
に前記冷却媒体と共に収容され、前記第１コイルアセン
ブリによる前記主磁界から漏洩する漏洩磁界をアクティ
ブシールドするためシールド磁界を発生する第２コイル
アセンブリと、前記コンテナの前記被検者導入空間に配
置された傾斜磁界発生部と、前記コンテナの前記被検者
導入空間に配置されたＲＦユニットと前記傾斜磁界発生
部及び前記ＲＦユニットを制御し、前記ＲＦユニットか
ら得られる磁気共鳴信号に基づき磁気共鳴情報を生成す
る電気ユニットとを具備するＭＲＩシステム。

【００２３】前記傾斜磁界発生部により発生された傾斜
磁界をアクティブ・グラディエント・シールドするアク
ティブ・グラディエント・シールドコイル部を更に具備
する。

【００２４】本発明における第１コイルアセンブリは、
小径コイル及び大径コイルを有する。この大径コイルは
高次項磁界成分（高次エラー）を補償する。大径コイル
は、コイル中心からの距離が小径コイルよりも遠く、第
２コイルアセンブリに近接した位置に配置していること
により、漏洩磁界の発生が少ない。

【００２５】本発明の静磁界発生磁石は超電導型静磁界
発生磁石に適用される。超電導型静磁界発生磁石におい
ては、第１超電導コイルアセンブリの少なくとも一部
（例えば、中央部位又は両端近傍の大径コイル）を、第
２超電導コイルアセンブリの外周に設けることができ
る。これにより、高次磁気成分を発生するコイルが常温
ボア内の作用空間から遠くなり、常温ボア内に高均一で
広い磁気空間が容易に得られると同時に、磁石の外部で
は漏洩磁界が低減される。さらに磁石長を短くすること
ができるため、既存の病院建屋に容易に搬入・据付する
ことができるとともに、患者の閉所感を低減させ得るも
のとなる。

【００２６】

【実施の形態】以下、本発明に係る超電導型静磁界発生
磁石の実施形態を図面に従い説明する。図１は、本発明
の第１実施形態に係る超電導型静磁界発生磁石を一部切
断して示す斜視図である。図１において、超電導磁石か
らなる静磁界発生磁石１０は、主磁気となる第１磁気を
発生させる、小径コイル及び大径コイルを有する第１超
電導コイルアセンブリ１１と、第２磁気を発生させる第
２超電導コイルアセンブリ１２（アクティブ磁気シール
ド）とを有している。第２超電導コイルアセンブリ１２
は、第１超電導コイルアセンブリ１１の外周をその一部
を除いて包囲するように配置され、かつ第１超電導コイ
ルアセンブリ１１と電気的に直列に接続されている。

【００２７】上記した第１超電導コイルアセンブリ１１
と第２超電導コイルアセンブリ１２とは、第１磁気及び
第２磁気における対応する高次磁気成分が、合成するこ
とによってほぼ零になるような磁気を常温ボア１６の内
部空間１７に形成する。また、第２超電導コイルアセン
ブリ１２が発生する第２磁気は、当該磁石の外部におい
て、第１超電導コイルアセンブリ１１が発生する第１磁
気と対向させている。

【００２８】ところで、第１超電導コイルアセンブリ１
１の磁気中心軸１４の軸方向中央部位のコイルは、第２
超電導コイルアセンブリ１２の外周に設けられ大径コイ
ル部Ｖとなっている。そして第１超電導コイルアセンブ
リ１１と第２超電導コイルアセンブリ１２とは、液体ヘ
リウムで満たされた液体ヘリウムタンク１３に収納され
ており、４．２Ｋの極低温状態に保持されている。ま
た、液体ヘリウムタンク１３の外周は熱輻射シールド１
８、多層断熱材１９により包まれ、これら全体は真空容
器２０に収納されている。液体ヘリウムタンク１３を含
む真空容器２０は、被検者導入空間を有するコンテナで
ある。この真空容器２０の内部は高真空に保たれ断熱構
造となっており、４本の真空容器脚部２１〜２４（２４
は不図示）により支持されている。液体ヘリウムタンク
１３を含む真空容器２０は、被検者導入空間を有するコ
ンテナである。この場合、常温ボアは被検者導入空間で
ある。

【００２９】なお、第１超電導コイルアセンブリ１１の
中央部位に位置する大径コイル部Ｖが磁石１０の中心部
に生じさせる零次磁気成分は、合成磁気のほぼ５％とな
るように構成されている。また、磁石１０の長さＬと常
温ボア１６の径Ｄ１との比Ｌ／Ｄ１がＬ／Ｄ１≦２．１
であり、かつ磁石外径Ｄ２と常温ボア径Ｄ１との比Ｄ２
／Ｄ１がＤ２／Ｄ１≦Ｄ２であるように設けられてい
る。

【００３０】図２は、各コイルの配置関係により具体的
に示すため、磁気中心軸１４に対して垂直な方向からみ
た断面図である。第１超電導コイルアセンブリ１１は７
個の超電導コイルａ〜ｃ、ａ′〜ｃ′、ｄを有してお
り、第２超電導コイルアセンブリ１２は２個の超電導コ
イルｅ、ｅ′を有している。第１超電導コイルアセンブ
リ１１を構成する小径コイル部Ｗと大径コイル部Ｖとは
磁気中心軸１４に沿って同心的に配置されるとともに、
磁気中心軸１４に垂直な共通中央面１５に対して対称な
位置関係となるように配置されている。すなわち、大径
コイル部Ｖを構成している超電導コイルｄが磁気中心軸
１４に垂直な共通中央面１５に位置しており、小径コイ
ル部Ｗを構成しているコイル対ａとａ′、ｂとｂ′、ｃ
とｃ′がそれぞれ対称に配置されている。第２超電導コ
イルアセンブリ１２は、第１超電導コイルアセンブリ１
１の小径コイル部Ｗの外周を包囲するように配置され、
かつ一対のアクティブコイルｅ、ｅ′が上記共通中央面
１５に対して対称に配置されている。この一対のアクテ
ィブコイルｅ、ｅ′の中間には第１超電導コイルアセン
ブリ１１の中央に位置する大径コイル部Ｖすなわち超電
導コイルｄが第２超電導コイルアセンブリ１２の外周に
介挿されている。

【００３１】図３は、図２に示した第１超電導コイルア
センブリ１１と第２超電導コイルアセンブリ１２とコイ
ル配線図である。図３に示すように、第１超電導コイル
アセンブリ１１の７個の超電導コイルｃ′〜ａ′、ｄ、
ａ〜ｃと、第２超電導コイルアセンブリ１２の２個の超
電導コイルｅ、ｅ′とがすべて直列に接続されている。
そして、第１超電導コイルアセンブリ１１の超電導コイ
ルｃ′の一端及び第２超電導コイルアセンブリ１２の超
電導コイルｅ′の一端は、電源供給端子Ｔ１、Ｔ２にそ
れぞれ接続されている。尚、ＳＷは永久電流スイッチ、
Ｒはクエンチ時のコイル損傷を防止するための保護抵抗
である。

【００３２】第１超電導コイルアセンブリ１１と第２超
電導コイルアセンブリ１２とによって発生する磁気を高
次磁気成分で展開すると、まず第１超電導コイルアセン
ブリ１１に関しては次のようになる。

【００３３】 ＭM ＝（ｂOM＋ｂ0 ′M ）＋（ｂ1M＋ｂ1 ′M ）＋（ｂ2M＋ｂ2 ′M ）＋ （ｂ3M＋ｂ3 ′M ）＋…… （３） ここで、ＢM 、ｂ0M〜ｂ3M、ｂ0 ′M 〜ｂ3 ′M は以下
に示す通りである。

【００３４】ＢM ：第１超電導コイルアセンブリ１１に
よって発生する磁気強度 ｂ0M：同コイルアセンブリ１１の小径コイル部Ｗによっ
て発生する零次磁気強度 ｂ0 ′M ：同コイルアセンブリ１１の大径コイル部Ｖに
よって発生する零次磁気強度 ｂ1M：同コイルアセンブリ１１の小径コイル部Ｗによっ
て発生する１次磁気強度 ｂ1 ′M ：同コイルアセンブリ１１の大径コイル部Ｖに
よって発生する１次磁気強度 ｂ2M：同コイルアセンブリ１１の小径コイル部Ｗによっ
て発生する２次磁気強度 ｂ2 ′M ：同コイルアセンブリ１１の大径コイル部Ｖに
よって発生する２次磁気強度 ｂ3 M ：同コイルアセンブリ１１の小径コイル部Ｗによ
って発生する３次磁気強度 ｂ3 ′M ：同コイルアセンブリ１１の大径コイル部Ｖに
よって発生する３次磁気強度。

【００３５】また、第２超電導コイルアセンブリ１２
（アクティブ磁気シールド）によって発生する磁気を高
次成分で展開すると、次のようになる。 ＢA ＝ｂ0A＋ｂ1A＋ｂ2A＋ｂ3A＋…… （４） ここで、ＢA 、ｂ0A〜ｂ3Aは以下に示す通りである。

【００３６】ＢA ：第２超電導コイルアセンブリ１２に
よって発生する磁気強度 ｂ0A：同コイルアセンブリ１２によって発生する零次磁
気強度 ｂ1A：同コイルアセンブリ１２によって発生する１次磁
気強度 ｂ2A：同コイルアセンブリ１２によって発生する２次磁
気強度 ｂ3A：同コイルアセンブリ１２によって発生する３次磁
気強度 上記（３）式及び（４）式において、対応する高次成分
は以下のようにすることができる。このとき、高次項は
ほぼ零となり、常温ボア１６の内部（作用空間１７）で
は高均一磁気となる。

【００３７】ｂ1M＋ｂ1 ′M −ｂ1A＝０ ｂ2M＋ｂ2 ′M −ｂ2A＝０ ｂ3M＋ｂ3 ′M −ｂ3A＝０ 一方、磁石１０の外側ではＢM とＢA とは互いに逆極性
の磁気となっているので、磁気がキャンセルされ漏洩磁
気が低減する。例えば０．５Ｔ磁石の場合、軸中心コイ
ルｄの中心磁気（零次磁気成分）を０．０２５Ｔ（磁石
合成磁界）とすると、磁石長さを従来の２２００ｍｍか
ら１７００ｍｍに短軸化でき、さらに均一空間を２倍に
することができる。またこのとき磁石外径は１６６５ｍ
ｍから１６００ｍｍに縮小できる。

【００３８】図４を参照して第１実施形態のコイルを用
いたＭＲＩシステムを説明する。ＭＲＩシステムは、常
温ボアである円柱状被検者導入空間２００を有するコン
テナとしての真空容器１０を有する。この真空容器１０
内の液体ヘリウムタンク１３に冷却媒体２０１と共に第
１超電導コイルアセンブリ１１が収容されている。この
第１超電導コイルアセンブリ１１は、小径コイルａ，ａ
´，ｂ，ｂ´，ｃ，ｃ´を有する。また、第１超電導コ
イルアセンブリ１１は、大径コイルｄを有する。第１超
電導コイルアセンブリ１１の各コイルは図３に示すよう
に直列接続され、主磁界を所定領域である被検者導入空
間２００の中心部に発生する。この被検者導入空間２０
０には、図示しない被検者が置かれる。

【００３９】また、真空容器１０内の液体ヘリウムタン
ク１３に冷却媒体２０１と共に第２超電導コイルアセン
ブリ１２が収容されている。この第２超電導コイルアセ
ンブリ１２はコイルｅ，ｅ´を有し、第１超電導コイル
アセンブリ１１による主磁界から漏洩する漏洩磁界をア
クティブシールドするためシールド磁界を発生する。第
１超電導コイルアセンブリ１１と第２超電導コイルアセ
ンブリ１２とは直列接続され、静磁界電源１００により
励磁される。

【００４０】真空容器１０内の被検者導入空間２００に
は、傾斜磁界発生コイル部１０１とＲＦコイル部１０２
とが配置されている。傾斜磁界発生コイル部１０１及び
ＲＦコイル部１０２は、中に被検者を導入できる円筒構
造体である。傾斜磁界発生コイル部１０１はＸ軸傾斜磁
界発生コイル、Ｙ軸傾斜磁界発生コイル及びＺ軸傾斜磁
界発生コイルからなる。ＲＦコイル部１０２は、送信コ
イル及び受信コイルからなる。傾斜磁界発生コイル部１
０１は傾斜磁界電源１０３により励磁される。ＲＦコイ
ル部１０２は、送受信器１０４により送受信駆動され
る。傾斜磁界電源１０３及びＲＦコイル部１０２は、シ
ーケンサ１０５により制御される。シーケンサ１０５
は、スピンエコー法の磁気共鳴パルスシーケンスに従っ
て傾斜磁界電源１０３及びＲＦコイル部１０２を制御す
る。

【００４１】このパルスシーケンスの実行によって、被
検者の特定部位に磁気共鳴現象を生じさせ、これに伴い
ＲＦコイル部１０２からは磁気共鳴信号が得られる。こ
の磁気共鳴信号をコンピュータシステム１０６にて処理
し、磁気共鳴断層像の磁気共鳴情報が作成され、これは
モニタ１０７に表示される。静磁界電源１００、傾斜磁
界電源１０３、送受信器１０４、ＲＦコイル部１０２、
コンピュータシステム１０６及びモニタ１０７は電気ユ
ニットを成している。

【００４２】なお、このＭＲＩシステムは、傾斜磁界発
生コイル部１０１により発生された傾斜磁界をアクティ
ブ・グラディエント・シールドするアクティブ・グラデ
ィエント・シールド・コイル部を有することができる。

【００４３】次に、第２実施形態に係る超電導型静磁界
発生磁石について説明する。なお、第１超電導コイルア
センブリ１１及び第２超電導コイルアセンブリ１２の構
成以外は、図１〜図３に示した第１実施形態とほぼ同様
に構成されている。

【００４４】図５は、第２実施形態における各コイルの
配置関係をより具体的に示すために、磁気中心軸１４に
対して垂直な方向からみた断面図である。第１超電導コ
イルアセンブリ３１は、９個の超電導コイルａ〜ｅ、
ｂ′〜ｅ′を有しており、第２超電導コイルアセンブリ
３２は５個の超電導コイルｆ〜ｈ、ｇ′〜ｈ′を有して
いる。なお、中央部に位置している超電導コイルａは本
来一つの超電導コイルをなしているが、説明の便宜上共
通中央面１５にて二つの超電導コイルａ、ａ′に分割し
て示している。超電導コイルｆ、ｆ′についても同様で
ある。

【００４５】図５に示すように、第１超電導コイルアセ
ンブリ３１を構成する各コイルは磁気中心軸１４に沿っ
て同心的に配置されるとともに、磁気中心軸１４に垂直
な共通中央面１５に対して対称な位置関係となるように
配置される。すなわち、コイルａとａ′、ｂとｂ′、ｃ
とｃ′、ｄとｄ′、ｅとｅ′がそれぞれ対称に配置され
ている。第１超電導コイルアセンブリ３１の両端近傍、
例えば両端部から２番目のコイル対ｄ、ｄ′が大径コイ
ル部Ｖとなっており、その他が小径コイル部Ｗとなって
いる。

【００４６】第２超電導コイルアセンブリ３２を構成す
る各コイル対ｆとｆ′、ｇとｇ′、ｈとｈ′も共通中央
面１５に対して対称的に設けられている。図６は、図５
に示した第１超電導コイルアセンブリ３１と第２超電導
コイルアセンブリ３２とのコイル配線図である。図６に
示すように、第１超電導コイルアセンブリ３１の超電導
コイルｅ′〜ａ′、ａ〜ｅと、第２超電導コイルアセン
ブリ３２の超電導コイルｈ〜ｆ、ｆ′〜ｈ′が全て直列
に接続されている。そして第１超電導コイルアセンブリ
３１の超電導コイルｅ′の一端及び第２超電導コイルア
センブリ３２の超電導コイルｈ′の一端は、電源供給端
子Ｅ１、Ｅ２にそれぞれ接続されている。尚、ＳＷは永
久電流スイッチ、Ｒはクエンチ時のミイル損傷を防止す
るための保護抵抗である。

【００４７】上記第２実施形態に示した超電導型静磁界
発生磁石の作用効果は第１実施形態のものとほぼ同様で
あるが、大径コイル部Ｖが第１超電導コイルアセンブリ
３１の両端近傍の２個所に設けられていることから、磁
石１０の長さが比較的長い場合において、その作用効果
がより適確に発揮されることになる。

【００４８】上述し且つ図示した各実施形態をまとめる
と次の通りである。 (1) 実施形態に示された超電導型静磁界発生磁石は、
常温ボア１６の外周を包囲し第１磁気を発生する、小径
コイルａ，ａ´，ｂ，ｂ´，ｃ，´ｃと、大径コイルｄ
とを有する第１超電導コイルアセンブリ１１と、第１超
電導コイルアセンブリ１１の外周を包囲し第２磁気を発
生する第２超電導コイルアセンブリ１２とを有する。超
電導型静磁界発生磁石は、常温ボア１６の中心部の作用
空間１７に前記第１磁気と前記第２磁気とからなる合成
磁気を与える。

【００４９】第１超電導コイルアセンブリ１１と第２超
電導コイルアセンブリ１２とは電気的に直列に接続され
ている。第１超電導コイルアセンブリ１１の少なくとも
一部分（Ｖ）である大径コイルｄは、小径コイルａ，ａ
´，ｂ，ｂ´，ｃ，´ｃから離れ且つ第２超電導コイル
アセンブリ１２の近傍又は外周に設けられている。超電
導型静磁界発生磁石は、第１超電導コイルアセンブリ１
１が発生する前記第１磁気の高次磁気成分と第２超電導
コイルアセンブリ１２が発生する前記第２磁気の高次磁
気成分とが合成すると略零になるような磁気を発生す
る。これにより、常温ボア１６の中央部の作用空間１７
に一様な合成磁気を与える。

【００５０】このように超電導型静磁界発生磁石におい
ては、第１超電導コイルアセンブリ１１の少なくとも一
部（例えば、中央部位の大径コイルｄ又は両端近傍の大
径コイルｄ、ｄ′）を第２超電導コイルアセンブリ１２
の近傍又は外周に設けたので、高次磁気成分を発生する
コイルが常温ボア１６内の作用空間１７から遠くなり、
常温ボア１６内に高均一で広い磁気空間が容易に得られ
る。これと同時に、磁石１０の外部では漏洩磁界が低減
される。さらに、磁石長を短くすることができるため、
既存の病院建屋に対して容易に搬入・据付することがで
きる。また、患者の閉所感を低減させ得るものとなる。

【００５１】(2) 実施形態に示された超電導型静磁界
発生磁石は、常温ボア１６の外周を包囲し第１磁気を発
生する第１超電導コイルアセンブリ３１と、第１超電導
コイルアセンブリ３１の外周を包囲し第２磁気を発生す
る第２超電導コイルアセンブリ３２とを有する。超電導
型静磁界発生磁石は、常温ボア１６中心部の作用空間１
７に前記第１磁気と前記第２磁気とからなる合成磁気を
与える。第１超電導コイルアセンブリ３１と第２超電導
コイルアセンブリ３２とは電気的に直列に接続されてい
る。第１超電導コイルアセンブリ３１の少なくとも磁気
中心軸１４の軸方向中央部位のコイルｄは、前記第２超
電導コイルアセンブリ３２の近傍又は外周に配置されて
いる。超電導型静磁界発生磁石は、第１超電導コイルア
センブリ３１が発生する前記第１磁気の高次磁気成分と
第２超電導コイルアセンブリ３２が発生する前記第２磁
気の高次磁気成分とが合成すると略零になるような磁気
を発生する。これにより、前記常温ボア１６中心部の作
用空間１７に一様な合成磁気を与える。

【００５２】従って、上記超電導型静磁界発生磁石にお
いては、上記（１）の場合と同様な作用効果を奏する
上、第１超電導コイルアセンブリ３１の少なくとも中央
部位のコイルｄを第２超電導コイルアセンブリ３２の近
傍又は外周に設けたので、漏洩磁界の低減及び高均一な
磁気空間の生成がより確実に行われる。

【００５３】(3) 実施形態に示された超電導型静磁界
発生磁石は、常温ボア１６の外周を包囲し第１磁気を発
生する第１超電導コイルアセンブリ３１と、前記第１超
電導コイルアセンブリ３１の外周を包囲し第２磁気を発
生する第２超電導コイルアセンブリ３２とを有する。超
電導型静磁界発生磁石は、前記常温ボア１６中心部の作
用空間１７に、前記第１磁気と前記第２磁気とからなる
合成磁気を与える。前記第１超電導コイルアセンブリ３
１と前記第２超電導コイルアセンブリ３２とは電気的に
直列に接続されている。前記第１超電導コイルアセンブ
リ３１の少なくとも磁気中心軸１４の軸方向両端近傍の
コイル対ｄ、ｄ′は、前記第２超電導コイルアセンブリ
３２の近傍又は外周に設けられている。超電導型静磁界
発生磁石は、前記第１超電導コイルアセンブリ３１が発
生する前記第１磁気の高次磁気成分と前記第２超電導コ
イルアセンブリ３２が発生する前記第２磁気の高次磁気
成分とが合成すると略零になるような磁気を発生する。
これにより、前記常温ボア１６中心部の作用空間１７に
一様な合成磁気を与える。

【００５４】従って上記超電導型静磁界発生磁石におい
ては、上記（１）と同様の作用効果を奏する上、第１超
電導コイルアセンブリ３１の少なくとも両端近傍を第２
超電導コイルアセンブリ３２の外周に設けたので、第
１，第２超電導コイルアセンブリ３１，３２の軸方向長
さが短い場合でも、漏洩磁界の低減及び高均一な磁気空
間の生成が適確に行なわれる。

【００５５】(4) 実施形態に示された超電導型静磁界
発生磁石は、上記（１）〜（３）に記載の装置であっ
て、かつ第２超電導コイルアセンブリ１２，３２の外周
に設けられた前記第１超電導コイルアセンブリ１１，３
１の大径コイル部Ｖが磁石１０の中心部に生じる零次磁
気成分は合成磁気のほぼ５％である。

【００５６】従って、上記超電導型静磁界発生磁石にお
いては、前記第１超電導コイルアセンブリ１１又は３１
の小径コイル部Ｗ、大径コイル部Ｖ、第２超電導コイル
アセンブリ１２又は３２の軸方向ズレ（組立て誤差）に
よる均一度の劣化が大径コイル部Ｖなしに比べて１／１
０になる。このため、高均一な磁気が発生する装置が容
易に得られる。

【００５７】(5) 実施形態に示された超電導型静磁界
発生磁石は、上記（１）〜（４）に記載の装置であっ
て、かつ磁石の長さＬと常温ボア径Ｄ１との比Ｌ／Ｄ１
が、Ｌ／Ｄ１≦２．１である。

【００５８】従って上記超電導型静磁界発生磁石におい
ては上記（１）〜（３）が容易に達成でき、上記（１）
〜（３）と同様の作用効果を奏する上、磁石長を短くす
ることができるため既存の病院建屋への搬入・据付が容
易となる。

【００５９】(6) 実施形態に示された超電導型静磁界
発生磁石は、上記（１）〜（５）に記載の装置であっ
て、かつ磁石外径Ｄ２と常温ボア径Ｄ１との比Ｄ２／Ｄ
１がＤ２／Ｄ１≦２である。

【００６０】従って、上述した超電導型静磁界発生磁石
においては、上記（１）〜（３）が容易に達成でき、上
記（１）〜（３）と同様の作用効果を奏する上、磁石外
径を縮小することができるため、既存の病院建屋への搬
入・据付がさらに容易になる。

【００６１】

【発明の効果】よって、本発明にる超電導型静磁界発生
磁石及びＭＲＩシステムは、高い均一性を有する静磁界
を得ることができ、しかも装置のコンパクト化を図るこ
とができ、既存の病院建屋に容易に搬入・据付すること
ができ、さらに患者に閉所感を与えずに済む。

【図面の簡単な説明】

【図１】本発明の第１実施形態に係るＭＲＩシステムの
超電導型静磁界発生磁石を一部切断して示す斜視図。

【図２】本発明の第１実施形態に係る各超電導コイルの
配置関係を示す断面図。

【図３】本発明の第１実施形態に係る各超電導コイルの
接続状態を示す配線図。

【図４】第１実施形態に係る各超電導コイルを使用した
ＭＲＩシステムを示す図。

【図５】本発明の第２実施形態に係る各超電導コイルの
配置関係を示す断面図。

【図６】本発明の第２実施形態に係る各超電導コイルの
接続状態を示す配線図。

【図７】従来のアクティブ磁気シールドを有する静磁界
発生磁石を一部切断して示す斜視図。

【図８】従来の各コイルの配置関係を示す図。

【符号の説明】

１０…超電導型静磁界磁石（真空容器） １１…第１超
電導コイルアセンブリ １２…第２超電導コイルアセンブリ １３…液体ヘ
リウムタンク １４…磁界中心軸 １５…共通中
央面 １６…常温ボア １７…磁場均
一空間 １８…熱輻射シールド １９…多層断
熱材 ２０…真空容器 ２１〜２４…真空容
器脚部 Ｖ…大径コイル部 Ｗ…小径コイ
ル部 ａ〜ｃ…超電導コイル ａ´〜ｃ´…超電
導コイル ｄ…超電導コイル ｅ、ｅ´…超電導コ
イル Ｔ１…電源供給端子 Ｔ２…電源供
給端子 ３１…第１超電導コイルアセンブリ ３２…第２超
電導コイルアセンブリ ｈ〜ｆ…超電導コイル ｆ´〜ｈ´…超電
導コイル １００…静磁界電源 １０１…傾斜
磁界発生コイル部 １０２…ＲＦコイル部 １０３…傾斜
磁界電源 １０４…送受信器 １０５…シー
ケンサ １０６…コンピュータシステム １０７…モニ
タ ２００…被検者導入空間 ２０１…冷却
媒体

Claims (9)

【特許請求の範囲】
1. 【請求項１】小径コイル及び大径コイルを有し、主磁界
   を所定領域に発生する第１コイルアセンブリと、 前記主磁界から漏洩する漏洩磁界をアクティブシールド
   するためシールド磁界を発生する第２コイルアセンブリ
   とを具備することを特徴とする静磁界発生磁石。
2. 【請求項２】前記小径コイル及び前記大径コイルは、 前記小径コイルから低次磁界成分を前記所定領域に発生
   し且つ前記大径コイルから高次磁界成分を前記所定領域
   に発生するように、前記第２コイルアセンブリ及び前記
   所定領域との関係で配置されていることを特徴とする請
   求項１に記載の静磁界発生磁石。
3. 【請求項３】前記小径コイルは、前記大径コイルの両側
   に配置されていることを特徴とする請求項１又は２に記
   載の静磁界発生磁石。
4. 【請求項４】前記大径コイルは、前記所定領域の中心部
   に、前記所定領域に発生した合成磁界のほぼ５％の零次
   磁界を生成することを特徴とする請求項１乃至３のいず
   れかに記載の静磁界発生磁石。
5. 【請求項５】磁石長Ｌと前記所定領域の径Ｄ１との比Ｌ
   ／Ｄ１が、Ｌ／Ｄ１≦２．１であることを特徴とする請
   求項１乃至４のいずれかに記載の静磁界発生磁石。
6. 【請求項６】磁石外径Ｄ２と前記所定領域の径Ｄ１との
   比Ｄ１／Ｄ１が、Ｄ２／Ｄ１≦１であることを特徴とす
   る請求項１乃至５のいずれかに記載の静磁界発生磁石。
7. 【請求項７】前記第１及び第２コイルアセンブリは、超
   電導コイルアセンブリであることを特徴とする請求項１
   乃至６のいずれかに記載の静磁界発生磁石。
8. 【請求項８】被検者導入空間を有するコンテナと、 このコンテナ内に冷却媒体と共に収容され、小径コイル
   及び大径コイルを有し、主磁界を所定領域に発生する第
   １コイルアセンブリと、 前記コンテナ内に前記冷却媒体と共に収容され、前記第
   １コイルアセンブリによる前記主磁界から漏洩する漏洩
   磁界をアクティブシールドするためシールド磁界を発生
   する第２コイルアセンブリと、 前記コンテナの前記被検者導入空間に配置された傾斜磁
   界発生部と、 前記コンテナの前記被検者導入空間に配置されたＲＦユ
   ニットと前記傾斜磁界発生部及び前記ＲＦユニットを制
   御し、前記ＲＦユニットから得られる磁気共鳴信号に基
   づき磁気共鳴情報を生成する電気ユニットとを具備する
   ことを特徴とするＭＲＩシステム。
9. 【請求項９】前記傾斜磁界発生部により発生された傾斜
   磁界をアクティブ・グラディエント・シールドするアク
   ティブ・グラディエント・シールド・コイル部を更に具
   備することを特徴とする請求項８に記載のＭＲＩシステ
   ム。