JPH02501271A - 核磁気共鳴スキャナ - Google Patents

Abstract

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Description

【発明の詳細な説明】 磁気共ｐ、スキャナ 支批立１ 本発明は、医学用核磁気共鳴スキャナに関する。

１見ユＩ 米国特許第３．７８９．８３２号に記載のような、レイモンド・グマディアン（ Ｒａｙｍｏｎｄ　Ｄａｍａｄｉａｎｌ博士により医学用の核磁気共鳴（ＮＭＲ） 走査技術が発明されて以来、かかる技術は、医学の分野において広く採用される に至っている。医学上のＮＭＲ走査は、患者の体内を通過する実質上一定の「主 」磁界じｐｒｉｎ＋ａｒｙ”ｍａｇｎｅｔｉｃ　ｆｉｅｌｄｌを形成することが 必要となる。一般的には、経時変化する別の「傾斜」じｇｒａｄｉｅｎｔ”）ｇ ａ界が、主磁界に重畳される。患者は、特定のパターンでこれも経時変化する無 線周波数電磁波に曝される。磁界と無線波の影響の下で、患者の組織内のある原 子核が共鳴し、更に無線波を発生する。放出される無線周波数波との種々の時間 での使用において、磁界パターン相互作用に関する数学的な技法により、患者の 体内の種々の場所における特定の原子核の量、従って、特定の物質の量を定量す ることができる。この情報は、一般には、問題の原子核の濃度に対応するシェー ディング（ｓｈａｄｉｎｇｌ　を有する像として表示される。異なる物質の濃度 は、通常、異なる種類の組織に関しては、異なる。かくして、ＮＭＲ技術により 得られる像により、医師は１体内の器官および柔らかい組織を見ることができる とともに、体内の腫瘍のような異常物を見ることができる。このようなことから 、ＮＭＲ走査および像形成技術は、医師によって急速に使用されるに至っている 。

医学上のＮＭＲ走査を行なうには、技術上、装置に関する幾つかの困難な条件を 満たさなければならない、主磁界は、通常の磁石の場合の磁界よりも遥かに強い 、約１キロガウス以上、ときには約１０キロガウス［１テスラ（Ｔｅｓｌａ）　 ］以上という強い磁界でなければならない、更に、主磁界は、正確に形成しなけ ればならない、かくして、主磁界は、傾斜磁界の印加の前に、有用な像を提供す るために、１，０００の少なくとも約２分の１　（ａｔ　１ｅａｓｔ　ａｂｏｕ ｔ　ｏｎｅ　ｐａｒｔ　ｉｎ　１．０００）、好ましくは、１０，０００以上の 少なくとも約２分の１まで均一となっていなければならない、更に均一であると 、もっと望ましい、この強くて均一な磁界は、患者の胴の横断面の主要部を取囲 む走査領域全体の医学的に有用な情報を得るのに十分大きい患者の身体の領域全 体に亘って保持しなければならない、更に、磁界製置は、一般に、患者の身体を 受けるように配置されなければならず、従って、装置内に患者の身体を置くのに 十分大きな開口を設けなければならない、これらの全ての課題を解決するには、 技術的に重大な問題を負わせることになる。

これらの課題を解決する、２つの基本的に異なフた方法が、医学用のＮＭＲスキ ャナの構成において採用されている。同じ譲受人に譲渡された米国特許第４、６ ７５．６０９号に記載されているように、永久磁石のような磁界発生手段を、強 磁性金属フレームその他の構成素子と組合わせて、主磁界を提供する磁石アセン ブリを形成することができる。該米国特許第４，６７５．６０９号のこの開示は 、参考までに本明細書に組込まれている。この米国特許に係る゛磁気アセンブリ を組込んだ医学用のＮＭＲスキャナは、優れた主磁界を有し、従って、良好な走 査能力を発揮する。しかしながら、永久磁石だけが使用される場合には他の要件 の全てを充足するが、幾つかのＮＭＲ走査技術において所望されるような、約１ テスラを越える特に強い磁界を提供するのは困難であり、費用を要するものとな る。

電磁石、特に、複雑なソレノイド超伝導電磁石を使用する別の方法がある。超伝 導磁石の巻線は、絶対温度（−２７３℃）に近い特定のしきい値温度よりも低い 温度に冷却すると、電流の流れに対する抵抗がなくなる。かくして、超伝導磁石 は、大電流を担持するとともに高い磁界を形成することができる。超伝導磁石ス キャナは、一般に、一対のループ状の主超伝導コイルと、複数の補助のループ状 超伝導コイルを使用する。コイルは、共通のコイル軸線上で整合されて、単一の 大きくて複雑なソレノイドを形成する。このソレノイドは、トロイドの軸線に実 質上沿って延びる患者の身体とともに患者を受けるように十分なサイズの中央開 口を有するトフイド形の（ｔｏｒｏｉｄａｌｌまたはドーナツ状の容器即ち低温 保持装置（ｃｒｙｏｓｔａｔｌ内に包囲される。かくして、患者の身体の長手方 向の軸線は、ソレノイドの軸線と整合する。コイルを励磁すると、患者の身体の 長手方向の軸線に略沿って、患者の身体を通る磁界を発生する。磁界の形状を調 整または「粗調整」じｓｈｉｍｍｉｎｇ勺するために、少量の鉄その他の強磁性 材料がしばしば使用されるが、これらの装置は、基本的には、大形で空心ソレノ イドである。走査領域における磁界の形状は、多重コイルを配置することにより 大きな影響を受ける。ソレノイドにおいて利用されている補助コイルは、患者の 身体を通って延びる平行な磁束線（ｌｉｎｅｓ　ｏｆ　ｆｌｕｘ）を有する均一 な磁界を形成するのに重要である。

磁界は実質上これらの装置により形成することができるが、重大な問題が生ずる 。一部ではあるが、コイルは励磁されると動き易いという理由により、均一で一 定の主磁界を保持するのが困難である。かくして、コイルは、励磁されると、数 十ないし数百トンという大きな磁力を出し、これにより、コイルは互いに引付は 合い、かつ、各コイルをコイルの軸線から遠ざかる半径方向外方へ拡げようとす る。これらの動きは、磁界の均一性をこわそうとする。これらの力に抗するよう にコイルを支持しようとする試みがなされているが、かかる試みは、別の問題を 引き起こしている。一般に、これらの磁力に対抗するのに使用する支持素子は、 全体が低温保持装置内に収容される。かくして、支持素子は、低温保持装置内に 支持されなければならない質量を増加させ、かつ、低温保持装置内で極低温に保 持しなければならない物質の容積を増加させることになる。かくして、これらの 支持素子は、システムの構成を複雑にする。大きな支持素子を使用する場合でも 、コイルの動きにより重大な問題が生ずる。コイルにかかる磁力は、磁界強度の 二乗とともに増加するので、これらの力に関連する問題は、約２テスラを越える 著しく高い磁界強度で連続的に医学ＮＭＲ走査を行なうときに大きな妨害となる 。

空心超伝導ソレノイドにより形成される磁界は、スキャナの外側を延びる。従っ て、スキャナの付近で磁性材料が少しでも動くと、磁界を乱すとともに、像を損 なう、従って、空心超伝導ソレノイドタイプのＮＭＲスキャナの外側を芙買上通 る磁界は危険となる。このような装置が励磁されると、装置の数フィート以内に 自由に置かれている磁性材料は、該材料を動かないミサイルとするような力で引 付けられる。このような作用により、空心超伝導ＮＭＲスキャナの作動は損なわ れる。安全性を損なう危険と磁界の乱れを最少にするために、超伝導ＮＭＲスキ ャナは、これまでは、大きくて複雑な保護体に収容されていた０強磁性シールド が超伝導ソレノイドＮＭＲスキャナの周囲に配置される場合もある１通常は、こ れらのシールドは、コイルおよび装置の患者収容部から、かなりの距離のところ に配置され、これらのシールドが走査領域にある磁界の形状に有意の影響を及ぼ さないようにしている。

更に、空心超伝導スキャナのコイルの少なくとも幾つかは、走査領域に極く接近 して配置しなければならない、従って、コイルを包囲する低温保持装置の壁は、 走査領域を緊密に包囲しなければならない、傾斜コイルもまた、走査領域に接近 して配置されるので、傾斜コイルは多くの場合、低温保持装置の壁に隣接して配 置しなければならない、ＮＭＲ走査の場合には、一般に、傾斜コイルにより得ら れる磁界は、比較的早い速度で変化させることが望ましい、低温保持装置の壁に 対して、非金属の、電気的に非伝導の材料を金属の代わりに使用して、傾斜コイ ルの磁界が変動したときに低温保持装置の壁に渦電流が生ずるのを防止するよう にしたものがある。これらの材料は、低温保持装置の壁において所望される強度 その他の特性に関して、金属よりも望ましいものではない。

従って、医学用のＮＭＲスキャナに更に改良を施すことが待望されている。

ｌ豆ΩＵ 本発明は、上記した課題を解決することができるＮＭＲスキャナを提供するもの である。

本発明の−の観点によれば、強磁性材料、一般的には、鉄から形成されたフレー ムを有する主磁界磁石アセンブリを備えた医学用ＮＭＲスキャナが提供されてい る。フレームは、患者を受けるスペースを画定する。フレームは、互いに整合さ れた、一対の対向する構造体を備えている。これらの対向配置された構造素子は 、極軸（ｐｏｌａｒ　ａｘｉｓ）を画定する一対の対向する種領域（ｐｏｌａｒ 　ｒｅｇｉｏｎ）を形成しており、種領域は、患者収容スペースの対向する側部 に配置されている。患者収容スペースは、普通の人間の身体を収容する、即ち、 普通の大人の身体の胴を収容するようになっている。患者収容スペースは、好ま しくは人体の長手方向の軸線即ち頭から爪先までの軸線が極軸を横断するように 、最も好ましくは、人体の前後の軸線（ａｎｔｅｒｉｏｒ−ｐｏｓｔｅｒｉｏｒ 　ａｘｉｓ）が極軸と平行をなすような態様で、人体を収容するように配設され る。最も好ましくは、フレームは、患者収容スペースから離隔した種領域間を延 びる実質上連続した磁束戻り通路（ｆｌｕｘ　ｒｅｔｕｒｎｐａｔｈ）を画定す る。

主磁界磁石アセンブリはまた、電流が巻線を通過すると磁束を発生する、巻線を 備えた磁束発生手段を備えている。最も好ましくは、巻線は超伝導材料から形成 され、かつ、巻線を超伝導状態の下に、即ち、超伝導材料のしきい値温度よりも 低く保持するための低温保持装置が設けられる。支持手段が、巻線をフレームに 接近して保持するように設けられており、電流が巻線を通ったときに、巻線から の磁束がフレームを通りかつ種領域間を通って、患者収容スペースを通るように している。かくして、フレームは、所望の実質上均一な磁界が患者スペースの所 定の走査空間（ｓｃａｎｎｉｎｇｖｏｌｕｍｅ）　、一般には、極軸に中心を置 く走査空間内で生ずるように磁界を形成する。一般的には、走査空間内の磁界は 、極軸と平行に極間を通る磁束によって構成される。最も好ましくは、フレーム の形状、フレームに対する巻線の位置は、走査空間に入る磁束が主としてフレー ムの種領域を介して入るように選択される。即ち、本発明に係る好ましいスキャ ナにおいて使用される主磁界磁石は、鉄摂動（ｉｒｏｒｒｐｅｒｔｕｒｂｅｄ） または鉄シールド（ｉｒｏｎ−ｓｈｉｅｌｄｅｄ）空心超伝導磁石とは対立する ものとしての、強磁性の心即ち鉄心の超伝導磁石である。

本発明のこの観点に係るスキャナにおいては、これまでの超伝導コイルに関連し た難点は、実質上軽減される０強磁性フレームは走査空間において極軸に沿って 磁束を集中させるので、所定の磁束密度を得るために超伝導巻線において必要と される電流は著しく減少する。従って、＠線にかかる磁力も同様に減少し、作動 の際にコイルを変位させるように印加される力な最少にする。更に、巻線の動き に対する操作空間の磁場の感度は、著しく減少する５本発明は、作動に関する如 何なる理論によっても限定されるものではないが、この効果は、磁束分布の変化 に抗する強磁性フレームの作用によって生ずるものと考えられる。これらの効果 はいずれも、本発明に係る好ましいスキャナにおける均一で強い主磁界の保持に 寄与し、従って、像形成機能に貢献する。コイルの動きに関連して生ずる問題点 が著しく軽減されるので、所望の場合には、医学上のＮＭＲ走査において以前使 用されていたものよりも高い磁界を、本発明の好ましい観点に係る実際の医学用 ＮＭＲ走査装置において使用することができる。

本発明に係る特に好ましいスキャナにおいては、フレームは、互いに整合され、 かつ、患者収容スペースの互いに対向する側部に配置される一対の対向するプレ ート状強磁性端部片（ｅｎｄ　ｐｉｅｃｅ）を有している。端部片は、互いに平 行をなしかつ極軸を横断するように延びるのが望ましい、端部片は、極軸が各端 部片を介して延びるように配置されるのが望ましい、フレームはまた、端部片間 を、極軸と略同方向に延びる少なくとも１つの軸接続素子（ａｘｉａｌ　ｃｏｎ ｎｅｃｔｉｎｇ　ｅｌｅｍｅｎｔ）を有するのが好ましい、２つ以上の軸接続素 子を患者収容スペースの互いに対向する側部に配置するのが好ましい１巻線は、 多くの場合、極軸を横切るコイル面内を実質上延びる一対のループ状、好ましく は、円形のコイルを備えており、各コイルの軸線は、フレームの極軸と略整合さ れている。コイルは、端部片によって囲まれる内部空間にある端部片と軸接続素 子との間に配置されて、各コイルの面が隣接する端部片の面と略平行に延びるよ うにするのが好ましい。

好ましい実施例においては、各コイルは、他のコイルに引付けられるが、各コイ ルはまた、隣接する端部片にも引付けられる。かくして、コイルに互いに作用し てコイルを互いの方向へ動かそうとする磁力は、コイルを互いに引離そうとする 端部片がコイルに及ぼす磁力によって実質上バランスされる０ｇａ力のバランス が、軸線方向にこのように実質上保持されるので、コイルが作動中に変位しよう とする現象は著しく抑えられ、コイルの移動により主磁界が不均一になることは 実質上減少する。

磁界は実質上フレームによって閉じ込められる。従って、極間の磁束に対して反 対方向の磁束線を担持する磁界の戻り部分は、フレームによって画定される連続 する強磁性磁束戻り通路に実質上集中される。好ましくは、軸支持部材と端部片 は、患者収容スペースに患者の身体を収容するように、軸接続素子を通るまたは 該素子間の患者導入開口から離れて、実質上閉止された空間を形成する。超伝導 ＮＭＲスキャナが以前は生じていた閉じ込められていない磁界による、安全を損 なう危険は、取除かれる。更に、磁界は、フレームの外側を動く物体の妨害作用 から保護されるので、ＮＭＲシステム全体の性能を一層改善することができる。

特定の効果を最大にするために、種々の構成を本発明に従って採用することがで きる。ある構成においては、フレームは、極軸の端部片から、コイルの中心を介 して互いの方向へ延びる一対の対向する強磁性極片（ｐｏｌｅ　ｐｉｅｃｅｌを 有している。極片は、患者収容スペースに接近した位置にある、従って、走査空 間と接近した位置にあるフレームの種領域を画定している。好ましくは、各極片 は、極軸を横断しかつ患者収容スペースに対面する円形面を有する截頭円錐状の 極対固片（ｐｏｌｅ　ｆａｃｉｎｇ　ｐｉｅｃｅ）を備えている。各円形面は、 均一な磁界が所望される走査空間の直径よりも実質上大きい直径を有するのが好 ましい、かくして、各円形面の直径は、好ましくは、少なくとも約１２７ｃ＋ａ （約５０−）、最も好ましくは、約１３７ｃｍ（約５４”）以上であるのが好ま しい、患者収容スペースから離隔しかつ端部片と近接して配置されている極対固 片の基端部即ち大径端部は、約１５２ｃ＋ｎ（約６０”）以上、最も好ましくは 約１６２ｃｍ（約６４”）以上の直径を有するのが望ましい、各極片はまた、極 対固片と端部片との間に介在配置される極対固片の大径と等しいか、これよりも 大きい径の極ステム（ｐｏｌｅ　５ｔｅａ＋）を有することができる。以下に更 に説明するように、かかる構成とすることにより、約３０ｃｍ（１２”）の直径 の走査空間においてｌテスラ以上の均一な磁界を提供することができる。

別の構成においては、フレームの種領域は走査空間から離隔して、即ち、走査空 間から極軸に沿って実質的な距離のところに配置することができる。フレームは 、コイルを貫通しないように配置することができる。かくして、種領域は、主と して、端部片により、かつ、端部片に比較的密接した強磁性材料によって画定さ れる。以下に更に説明するように、このような構成とすることにより、フレーム 材料の飽和レベルよりも高い磁界強度で、極軸に沿った方向へ均一な主磁界を容 易に印加することができる。

コイル、従って、コイルを囲むトロイド形の低温保持装置は、走査空間の直径よ りも有意に大きい直径を有することができる。離隔した極構成とすることにより 、走査空間にすぐ隣接する空間は、主磁界磁石ア石ンブリのその他の構造体から 実質上離隔配置される。

傾斜コイルは、これらの邪魔にならない空間に配置することができる。従って、 傾斜コイルは、金属性の導電性低温保持装置が使用される場合でも、フレーム内 または低温保持装置内で渦電流を誘起することはない、従って、走査の質と速度 を高めることができる。

更にまた、性能を損なうことなく金属性の低温保持装置を使用することができる ので、システムの構成と構造を著しく簡素化することができる。

かくして、本発明は、医学用ＮＭＲ走査装置をかなり改良することができる。

本発明のこれらのおよび他の目的、特徴および利点は、添付図面に関して以下に おいてなされる好ましい実施例の詳細な説明から明らかになるものである。

の【　な！日 第１図は、構成素子の幾つかがブロックの形態で示されている、本発明の−の実 施例に係る装置の概略斜視図であり、 第２図は、第１図の２−２　！、９概略断面図であり、第２Ａ図は、第２図に示 す領域の概略拡大断面図であり、 第３図は、第２図の３−３１１１概略断面図であり、第４図は、第１乃至３図に 示す装置の概略正面図であり、 第５図は、本発明の別の実施例に係る装置の一部を示す第２図と同様な概略断面 図である。

日　るための　の〉態 本発明の−の観点に係る核磁気共鳴スキャナは、主磁界磁石センブリｌＯと、従 来の制御、演算および像表示装置１２とを備えている。装置はまた、制御装置１ ２に結合された通常のＲＦ励起装置１４とＲＦ検出装置１６とを備えている。更 に、通常の傾斜励起手段１８が、制御袋Ｍ１２と主磁界磁石アセンブリ内に配置 された傾斜磁界コイル２０（第２図）とに接続されている。

主磁界磁石アセンブリ１０は、「磁気的に柔らかい」強磁性材料から形成された フレーム２２を備えている０本発明に関して使用されている「磁気的に柔らかい Ｊ　（”ｍａｇｎｅｔＬｃａｌｌｙ　５ｏｆｔ”）なる語は、容易に磁化するこ とができる材料、即ち、保磁力の低い材料を云う、低カーボン鋼がフレームに好 ましい材料であり、以下においては別に指示しない限り、フレーム２２の全ての 構成素子に使用されている。フレームは、底部プレート２６と頂部プレート２８ とからなる下部端部片２４と、下部プレート３２と上部プレート３３とからなる 同様な上部端部片３０とを備えている。これらのプレートはいずれも、略円形で あり、各端部片のプレートは互いに共軸ななしていることにより、端部片２４と ３０のそれぞれは、略円筒形をなしている。これらの円筒状の端部片は、垂直な 極軸３４上で互いに整合している。端部片は、互いに略平行をなしている。フレ ーム２２はまた、下部端部片２４と上部端部る３０にそれぞれ取着された一対の 外側シムリング（ｓｈｉ■ｒｉｎｇ）６２と６４とを備え、外側シムリングは極 軸３４と共軸をなすとともに、端部片から中央面（ｍｅｄｉａｌ　ｐｌａｎｅ） 　３５へ向けて軸線方向内方へ突出している０本発明に関して使用されている「 軸線方向内方」じａｘｉａｌｌｙ　ｉｎｗａｒｄｌｙ”）なる語は、中心面に向 かって極軸と平行する方向を云うものである。更に、一対の内側シムリング６６ と６８が、下部端部片２４と上部端部片３０にそれぞれ取着されている。内側シ ムリングは、短い厚肉壁のシリンダの形態をなしているとともに、極軸３４と共 軸をなしている。第２図に明瞭に示すように、内側シムリング６６と６８は、端 部片から軸線方向内方へ突出しているとともに、外側シムリング６２および６４ 内に収容されている。端部片とシムリングは協働して、極軸を囲みかつ互いの方 向を向く一対の対向する種領域３６と３８を画定している。種領域３６と３８は 、協働して、これらの間で等距離の理論的中央面３５を画定している。中央面３ ５はまた、端部片２４と３０との間で等距離となっている。「中心点」じｃｅｎ ｔｅｒ　ｐｏｉｎｔ”）なる語は、極軸と中央面とが交差する点３７を云う。

頂部端部片３０は、軸コネクタ（ａｘｉａｌ　ｃｏｎｎｅｃｔｏｒ）４０と４２ とにより下部端部片２４の上方に支持されている。各軸コネクタは、極軸３４と 共軸をなす直角の円形シリンダのセグメントの形態をなしている。これらの軸コ ネクタのそれぞれは、３つの重合されたセクタ（ｓｅｃｔｏｒｌ　４４を備えて いる。各セクタ４４には、セクタの対向端部に、互いに離隔するように外方へ延 びる一対の突起４６が設けられている。これらの突起４６は互いに重合され、軸 コネクタ４０と４２の縁部において極軸３４と平行に延びるカラム４８を形成し ている、第１！３よび３図に示すように、各セクタ４４と突起４６の縁部は、セ クタリング４４と突起４６とが協働して軸コネクタ４０と４２の縁部において略 平坦な面５０を画定するように面取りされており、これらの平坦面は、極軸３４ に対して略放射面に沿って延びている。極軸３４に最も接近した平端面５０の縁 部５１は、フレームの外側から端部片２４と３０との間の空間へ通じる一対の患 者導入開口５２を画定している。これらの開口は、極軸３４と直交する患者導入 軸線５４に沿って互いに整合している。開口５２は、通常の大人の身体、即ち、 胴が挿通することができるように十分大きなサイズを有している。好ましくは、 非金属、非磁性のベッド５６を備える適宜の手段が、開口を介して患者Ｐを位置 決めするように設けられ、患者の身体が種領域３６と３８との間の患者収容スペ ース５８内に位置決めすることができるようになっている。患者の身体の特定の 領域が、所定の走査空間６０内に位置決めされる。走査空間６０は、中心点３７ を囲む患者収容スペース５８の小領域である。

主磁界磁石アセンブリ１０はまた。下部超伝導コイルアセンブリ７０と上部超伝 導コイルアセンブリ７２とを備えている。下部コイルアセンブリ７０は、アルミ ニウムまたは他の非磁性金属から形成されたトロイド形の空密容器即ち低温保持 装置容器７４と、容器７４内に配置された絶縁体７６と、絶縁体７６内に配置さ れた液体ヘリウム容器７８とを備えている０通常の超伝導ワイヤからなるコイル ８０が、液体ヘリウム容器７８内に取着されている。コイル８０は、略ループ状 で、円形であり、極軸３４と一致する軸線と中央面３５と平行するコイル面８１ を有している０本発明に関して使用されている「コイル面」（”ｃｏｉｌ　ｐｌ ａｎｅ”）なる語は、コイルの中央面、即ち、コイルの軸線と直交する。コイル を２等分する面を云う。

内側耐座屈（ａｎｔｉｂｕｃｋｌｉｎｇ）リング８２（第２Ａ図）がコイル内に 配設され、外側締付はリング８４が該コイルを囲んでいる。リング８２と８４も また、極軸３４と同心をなしている。コイル８０とリング８２および８４とは、 コイルに支持されたプラスチックのワッシャ８６と、一対の中実のステンレス鋼 製支持リング８５および８７とにより、ヘリウム容器７８内に支持されている。

液体ヘリウム容器は、絶縁体を貫通するコイル支持脚８８によって真空容器内に 支持されている。複数のコイル支持脚８８は、このトロイド形アセンブリの周辺 に離隔配置されている。これらの脚は、コイルとリングとが冷却されると生ずる ような、コイルとリングの収縮に適応するように配設されている。適宜の手段（ 図示せず）が、電流をコイル８０に供給するとともに、液体ヘリウムを容器７８ に供給しかつ容器７４の内部を排気するように設けられている。かくして、容器 ７４とこれに関連する構成素子は、コイルの材料が超伝導を発揮する場合に、コ イル８０を、コイル８０内の超伝導材料の臨界温度よりも低い絶対零度に近い低 温に保持する低温保持装置手段として作用する。

上部コイルアセンブリ７２は、下部コイルアセンブリと略同じ構成を有している 。かくして、上部コイルアセンブリ７２の超伝導コイル９０も同様に、極軸３４ と一致するコイル軸線とコイル面９１とを有している。上部コイルアセンブリは また、上記したような支持および絶縁構造体を有するとともに、トロイド形の低 温保持装置容器８９を有している。コイル８０と９０が中央面３５に対して対称 に配設されており、これらのコイルのコイル面８９と９１は、フレームの内部よ りも中央面に一層接近して配置されている。即ち、フレームのいずれの部分も、 コイル８０と９０によって囲まれる領域の内側でコイル面８１と９１を介して端 部片から中央面へ向けて突出することはない。

主磁界磁石アセンブリ２２の大きさく５ｃａｌｅ）は、患者Ｐを示す図面を参照 し、かつ、典型例として採用されている寸法の幾つかを参考にすれば、容易に理 解することができるものである。かくして、極軸３４の方向のフレーム２２の全 体の高さは、好ましくは、約２４９ｃｍ（約９８”）であり、端部片２４と３０ はそれぞれ直径が約３３８ｃｍ＋（約１３３”）で、厚みが約６４ｃｍ（約２５ ”）であるのが好ましい、軸コネクタ４０および４２（第３区）は、径が約２６ ４ｃｍ（約１０４”）の内側円を画定している。端部片２４と３０の内面は、約 １２２ｃｍ（約４８”）離れているので、各端部片は、中央面３５から約６１ｃ ｍ（２４”）のところに配置されている。低温保持装置容器７４と８９は、約４ １ｃｍ（１６”）離れているので、各容器は中央面３５から約２０　ｃｍ　（約 ８”）のところにある、かくして、この特定の実施例においては、低温保持装置 即ち真空容器７４と８９との間の約４０ｃｍ（約１６”〕という寸法は、患者導 入開口５２の極軸３４と平行な高さ即ち寸法を制限する０面５０の内縁部５１間 にある患者導入開口の幅は、約１０２ｃｍ（約４０”）である、各外側シムリン グ６２と６４の外径は、約１４２ｃｍ（約５６”）であり、各外側シムリングの 内径は約１０７ｃ＋ｅ（約４２”）であり、かつ、これらの各外側シムリングは 極軸３４と平行な方向に肉厚が約１３ｃｍ（約５”）である、各内側シムリング ６６と６８の外径は約６４ｃｍ（約２５”）であり、一方、各内側シムリングの 内径は約１３ｃｍ（約５”）であり、各内側シムリングは肉厚が約６１　ｃｍ　 （約２．４”）である、各コイル８０と９０の平均直径は、約１８３ＣＤｌ（約 ７２”）であり、かかる各コイルのコイル面は、中央面から約３３　ｃｍ　（約 １３”）のところに配置されている。

各真空容器即ち低温保持装置７４と８９の内径は、約１４２ｃ＋＋＋（約５６” ）である、かくして、低温保持装置は極軸と平行な方向にわずかに約４１　ｃ＋ ａ　（約１６”）離れ、かつ、各低温保持装置は中央面の約２０ｃｍ（８”）以 内にあるが、各低温保持装置は、中心点３７からは著しく長い距離のところにあ り、中心点から各真空容器即ち低温保持装置までの最少直線距離は、約７４　ｃ ｍ　（約２９”）となる、磁石アセンブリ２２は、かくして、中心点３７の周囲 に大きいクリアランスの容積を提供する。かくして、主磁界磁石アセンブリのい ずれの構成素子も、特に主磁界磁石アセンブリのいずれの金属構成素子とも、中 心点３７から約５４．９ｃｍ（約２１．６”）よりも小さい距離のところに配置 されることはない０本発明に関して使用されている「クリアランス半径」じｃｌ ｅａｒａｎｃｅ　ｒａｄｉｕｓ”］なる語は、中心点から主磁界磁石アセンブリ の何らかの物理的素子までの最少距離を云うものであり、「金属クリアランス半 径」じｍｅｔａｌ　ｃｌｅａｒａｎｃ、ｅ　ｒａｄｉｕｓ”）なる語は、中心点 から主磁界磁石アセンブリの何らかの金属構成素子までの距離を云う、以下にお いて説明するように、クリアランス半径、特に金属クリアランス半径は、大きい のが好ましい、これらの寸法は、約３８ｃｍ　（約１５−）以上であるのが望ま しく、最も好ましくは、約５１　ｃ＋ｍ　（約２０”）以上である０本実施例に おいては、中心点近（に配置されているフレーム部材および低温保持装置容器の ような主磁界磁石アセンブリの構成素子はいずれも、金属材料から形成されてい るので、金属クリアランス半径は、クリアランス半径と等しくなっている。

主磁界磁石アセンブリの一部ではないが、傾斜コイル２０が、患者収容スペース ５８の対向側部に極軸３４に沿って主磁界磁石アセンブリ内に配置されている。

所望の場合には、傾斜コイルが極軸の対向側部に位置し、かつ、傾斜コイルを接 続する軸線が極軸を横断するように、傾斜コイルを配設することができる。

傾斜コイル自体は、通常のものであり、従って、本明細書においては、これ以上 説明する必要性は認められない、しかしながら、本発明のこの実施例においては 、傾斜コイルは、患者収容スペース５８と走査空間６０とに隣接して配設され、 従って、主磁界磁石アセンブリの金属クリアランス半径内において十分に。

端部片２４ｊ５よび３０とから離隔して配設されている。

動作においては、液体ヘリウムを、各コイルアセンブリ７０の液体ヘリウム容器 ７８と上部コイルアセンブリの対応する液体ヘリウム容器とに碍入することによ り、双方のコイルを超伝導温度に保持する。コイルを超伝導温度にすると、制御 手段１２が電力をコイルに供給し、電流をコイルに流し始める。これらの電流は 多く、一般には各コイル８０および９０において約１．６ｘｌＯ’アンペア回数 に達する。コイルに流れる電流は、著しく大きな磁界を誘起する。アセンブリ２ ２の特定の構成により、患者収容スペース５８と、所定の走査空間６０の中に大 きくて特に均一な磁界が形成される。上記した１、６ｘｌＯ”回数／コイル電流 により、中心点３７と、該中心点を囲む走査空間６０内の磁束は、約３．１テス ラ、即ち、約３１キロガウスとなる。理解されるように、走査空間６０内の磁界 の均一性は、走査空間６０に関して選択される寸法による。しかしながら、本技 術分野の数多くの実施者は、実質上均一な主磁界が医学用ＮＭＲ像形成装置に関 して保持されなければならない実際的な走査空間として、直径が約３０ｃ＋＋＋ （１２”）の想像上の球を考える。約３０ｃｍ（１２”）の直径の走査空間内に おいて、第１乃至４図の装置は、１０４の約２分の１（ａｂｏｕｔ　ｏｎｅ　ｐ ａｒｔ　ｉｎ　１０’）の均一性を保持することができる。この強くて均一な磁 界は、ＮＭＲ走査に良好な結果をもたらす。

走査空間６０において３．１テスラの磁界を提供するために、フレームの種領域 ３６と３８内の磁界は、フレームの金属に関する飽和値以上にあることが必要で ある。極細域内の小さい小地域（ｓｕｂｒｅｇｉｏｎ）即ち「のその他の強磁性 材料とコイルとによって分域に印加の大きさは、材料の飽和値１通常の材料の場 合には一般に約２．２を越えることができない、しかしなが発明は、何らの作動 理論によっても限定されるものではないが、種領域から離隔したフレーム内の材 料は。

軸線方向を向く均一な磁界な極細域内に保持するように、中央面３５から離隔し た端部片２４と３０の軸線方向外側へ向かう端部片の材料と、極軸３４から離隔 した端部片の材料が、極細域内の磁界に寄与する。

走査操作においては、制御手段１２と傾斜励起手段１８は、傾斜コイル２０を作 動して、公知の態様で適時に変化する比較的小さい磁界を提供するとともに、こ れらの磁界は、走査空間６０内の主磁界磁石アセンブリ１０によって形成される 主磁界に重畳される。制御手段１２はまた、ＲＦ励起手段１４およびＲＦ検出手 段１６と協働して、走査空間６０内に配置された患者の身体の部分に適宜の無線 周波数信号を印加するとともに、得られるＲＦ核磁気共鳴信号をこれらの部分か ら検出する。医学用ＮＭＲ像形成の分野における当業者にとって周知の通り、適 宜の数学的処理が制御手段１２によって与えられ、傾斜コイルおよびＲＦ励起手 段の作動と検出された信号とを関連させ、走査空間６０に配置されている身体構 造部の像を形成する。

ＮＭＲ像形成技術分野の当業者に明らかなように、主磁界に重畳される傾斜磁界 の変化をより迅速にするように、傾斜コイ／２０をより迅速に操作すると、所定 の走査および像形成操作をより迅速に終了させることができる。傾斜コイルの素 早い作動は、傾斜コイルと主磁界磁石アセンブリの最も接近した金属構造体との 間の大きな空間形成によって容易に行なうことができる。この空間は少なくとも 約１３ｃｍ（５”）が望ましく、約２５ｃ＋＊（１０“）であるとより好ましい 、上記したように、この大きな空間形成は、主磁界磁石アセンブリ１０の比較的 大きな金属クリアランス半径によって容易に行なわれる。この大きな金属クリア ランス半径と、傾斜コイルと他の金属構造体との間の大きな空間形成は、低温保 持装置容器７４と８９とが金属製であっても、得ることができる。

コイル８０と９０を流れる電流により生ずる磁束は、フレームと相互作用を行な う、上記したように、種領域は、高い、軸線方向を向く磁界を運ぶので、磁束は 、これらの間を極軸３４と略平行に通過する。軸コネクタ４０および４２と、軸 コネクタの縁に沿って延びるカラム４８は、端部片間において極軸と平行に延び る磁束戻り通路を形成する。これらの磁束通路は、戻り磁束線、即ち、種領域間 を磁束とは逆の方向へ延びる磁束線を運ぶように作用する。理解されるように、 コイル８０と９０は、フレーム２２によって画定される包囲された殻の中に実質 上配置され、これらのコイルが発生する磁束は殻の内部と殻壁の内部に閉じ込め られる。フレームの外側の磁束は、実質上零となる。磁界は実質上フレーム内に 閉じ込められるので、動く金属物体が引き起こすようなフレームの外側の乱れは 、フレーム内の磁界に有意の影響を及ぼすことはなく、特に、走査空間６０内の 磁界に影響を及ぼすことはない、当然のことであるが、磁界はこのようにして閉 じ込められるので、装置の外側の磁性材料が磁界によって引付けられあるいは推 進されることはないので、安全性を損なうことはない。

走査空間に入る磁束の実質止金ては、フレームから入る磁束であるので、主磁界 はコイル８０と９０の何らかの動きに対して実質上感応しないようになる０本発 明は、何らの作動理論によっても制限されるものではなく、かつ、磁界安定の物 理学に関する十分な検討は本明細書の記載の範囲を越えるものであるが、この現 象を理解する方法に１つに、仮想電流リングを数学的に構成する方法がある。か くして、コイル９０内を流れる電流の影響下において頂部端部片３０から出る磁 束は、コイル９０と等しい直径を有するが端部片３０の表面からコイル９０のコ イル面９１までの距離と等しい端部片からの距離のところで端部片３０内に位置 される想像上のワイヤコイル内を流れる電流工。

が発生するのと同じバクーンを有するものとなることを数学的に示すことができ る。コイル９０が端部片３０の下面に向けて上方へ何らかの理由で変位した場合 には、かかる動きにより走査空間６０内の磁界は歪められる傾向がある。しかし ながら、コイル９０のこのような動きは、ｔｉ流ｌ、を這ぶ想像上の電流コイル の対応する想像上の「動き」を生ずることになる。この動きにより、実際のコイ ル９０が要求されるように端部片３０の表面に一層接近して動（ときに、想像上 のコイルは端部片の表面に下方へ一層接近するようになる。逆に、実際のコイル ９０が端部片３０の表面から下方へ遠ざかるように動く場合には、電流Ｉｖを運 ぶ想像上のコイルは端部片の表面から上方へ遠ざかるように動く、いずれの場合 においても、想像上即ち仮想のコイルは、実際のコイルの動きとは反対の方向へ 動く、いずれの場合にも、このシステムは、あたかも別のコイルを有するように 、かつ、自動制御システムが実際のコイルの実際の動きとは逆の方向へ別のコイ ルを動かすように作用する。いずれの場合にも、この別の即ち想像上のコイルの 動きは、端部片３０から出る磁束パターンが、実際のコイル９０の動きによって 生ずる変化とは逆になるように変化することを示している。磁気物理学の通常の 知識を有する者によって理解されるように、上記した想像上のコイルと想像上の 電流工、は、実質上、−次効果であり、更に、第１の想像上のコイルの動きによ って生ずる想像上のコイルの別の二次効果がある。基本的な説明は実質上示した とおりであるが、実際のコイルは変位されるので、フレームから出る磁束は、フ レームから出る磁束の変化が実際のコイルの動きによって生ずる変化と逆になる ように変化する。これらの効果は、コイルの動きに対する磁界、特に、走査空間 内の磁界の感度を著しく低下させる。

更に、コイルの動き自体も１本装置の幾つかの独特な協働作用により著しく少な くなる。先づ、強磁性フレーム２２により影響を受ける磁束潤度により、コイル を流れる電流が著しく少なくなる。かくして、同等の寸法を有しかつ中心点に対 して位置しているコイルを使用するがフレーム２２を使用せずに、中心点３７に おいて同じピーク磁束を得るためには、コイルは、図示の装置において必要とさ れる電流のほぼ２倍の電流を運ぶことが必要となる。かくして、各コイルの巻線 を、極軸３４から離れて、半径方向外方へ破裂させようとする磁力は略２倍とな る。即ち、フレームは、これらの乱しかつ歪める力を２倍少なくすることができ る。

更にまた、フレームは、コイルを軸線方向へ変位させようとする力を約１５倍少 なくする。即ち、中心点３７において３．１テスラの磁界を生ずるのに必要な電 流を運ぶには、フレームを使用することなく２つのコイルだけを使用するスキャ ナは、コイルに作用する、コイルを互いに引付けようとする力が、約１．３００ ゜０００ｋｇ　（約２．８００．０００ポンド）となる、しかしながら、本発明 に係るスキャナにおいては、各コイルは、隣接する端部片に引付けられる。これ らの端部片引付は力は、コイルを互いに引離そうとするので、コイル間の引力を バランスさせようとする。更に、本発明のスキャナにおいてコイルによって運ば れる、より少ない電流は、軸線方向の力の大きさを更に少なくする。

かくして、図示の装置においては、各コイルの正味の軸線方向の力は、上記した 約３．１テスラの磁界で作動の際には、わずかに約８６．０００ｋｇ　（約１９ ０，０００ボンド）になるだけである、コイルにかかるこれらの正味の力により 、各コイルは隣接する端部片に一層接近して引付けられる。理解されるように、 各コイルに作用する反対方向を向く引力間のバランスは、所望の場合には、各コ イルに作用する正味の力を実質上零まで低下させるように、調整することができ る。

作動の際にコイルに作用する比較的小さい力により、絶縁体７６（第２Ａ図）を 通るコイル支持脚８８の数を比較的少なくすることができる。これにより、暖か い周囲環境からコイルへの入熱量を最少にし、従って、作動の際に消費される液 体ヘリウムのコストを最少にするという利点が得られる。

本発明の別の実施例に係るスキャナの部分が、第５図に示されている。この装置 は、第１乃至４図に関して説明した装置と略同様に構成されている。理解される ように、第５図の装置は、上記と同様に、制御手段と、ＲＦ励起および検出手段 と、傾斜励起手段とを備えている。主磁界磁石アセンブリ１１０もまた。上記し たものと略同様となっている。しかしながら、第５図のフレーム１２２は、幾分 薄肉の端部片１２４と１３０とを有している。下部端部片１２４の上部プレート １２８と、上部端部片１３０の下部プレート１３２は、上記した実施例において 使用されているプレートよりも幾分小径の円筒状となっている。第５図の実施例 においては、中央面１３５から離隔しているプレート、即ち、下部端部片１２４ の下部プレート１２６と上部端部片１３０の上部プレート１３４は、円形ではな くリング状となっている。更に、フレームは、下部コイル１８０のコイル面１３ ５を越えて、下部端部片１２４から中央面１３５へ向けて軸線方向内方へ突出す る強磁性下部極片１６２を有している。下部極片１６２は、患者収容スペース１ ５８に比較的接近した、一般には、中央面１３５から約２６．７ｃｎ＋（約１０ ．５”〕のところにある下部極面１６３で終端している。下部極片１６２は、約 １６２ｃｍ（約６４”）の直径の円筒状下部極ステム１６４と、直径が約１３７ ｃｍ（５４”）の円形極面１６３へ向けて内方ヘテーパが付されている截頭円錐 状の極対固片１６５とを有している。極片はまた、下部極面１６３の周辺部を覆 う、肉厚が約２．５ｃｍ（約ｌ”）で１幅が約５．１ｃｍ（約２”）の下部シム リング１５９を有している。かくして、下部極片１６２は、コイル１８０のコイ ル面の軸線方向内方に、中央面１３５と隣接した種領域を提供している。

上部端部片１３２には、円筒状の上部極ステム１６７と、上部コイル１９０のコ イル面１９１を越えて軸線方向内方へ突出する截頭円錐状の上部極対面片１６８ および上部シムリング１７１とが設けられている。上部極片１６６の極対固片１ ６８とシムリング１７１は、かくして、下部極面１６３から中央面１３５の反対 側で極軸１３４を囲む上部極領域１６９を画定している０強磁性フレームのこれ らの物理的極は、かくして、患者スペースおよび中心点１３７（極軸１３４と中 央面１３５との交点）と近接して並置される。

フレームは更に、端部片１２４と１３０との間を延び、かつ、第５図においては １つだけが図示されている患者導入開口１５２から離れた患者収容スペース１５ ８を実質上囲む軸接続片１４０と１４２とを有している。

超伝導コイル１８０と１９０およびこれに関連する低温保持装置と支持部材は、 上記したものと略同様に構成されている。しかしながら、コイル１８０と１９０ は、より少ないアンペア回数を運ぶように配設されている。容易に理解すること ができるように、第５図に示すような強磁性フレームは、中心点１３７を包囲す る走査空間１６０において特に有効な磁束の集中を行なう、即ち、コイル１８０ と１９０におけるアンペア回数に対する走査空間１６０の磁束レベルの比は、磁 束集中がこのように有効に行なわれるので、本実施例の方が大きい、走査空間１ ６０に入る磁束の実質止金てが、フレーム、特に、極片１６２と１６６を通過す る。第５図に示すような装置は、好ましくは約２．２テスラよりも遥かに低い磁 束、最も好ましくは約１．２乃至１．５テスラで作動される。この場合にもまた １本発明は、作動に関する如何なる理論にも限定されるものではない、しかしな がら、走査空間１６０内での実質上均一な磁界の形成は、極軸１３４から離れた 強磁性材料と軸１３４に隣接した材料との相互作用に関係する。極軸に隣接して 、好ましくは１．２乃至１．５テスラの範囲という高い均一な軸線方向を向く磁 界を得るためには、極軸から離れた材料は、多くの場合、飽和に近い磁化Ｍ、即 ち、約２．２テスラにある。即ち、極片１６２と１６６の特定の直径は、約３０ 　ｃｏ＋　（約１２”）以上の直径の走査空間全体に１．２乃至１．５テスラの 均一な磁界を提供するのに有用である。極面において約１２７ｃｍ（約５０”） よりも小さいというような、著しく小さい直径は、明らかに好ましくない、更に 、極片のテーパの付いた形状とシムリングとにより、極軸から離れた「縁取りの ある」（”ｆｒｉｎｇｉｎｇ”）磁界が形成され、従って、走査空間において磁 界が形成されるようになる。

第５図の装置は、コイルの動きにより生ずる磁束の変化とはほとんど完全に無縁 である。即ち、想像上の電流効果は、第５図に示すような装置において特に大き い、しかしながら、第５図に示すような装置は、特に大きな金属クリアランス半 径は提供しない、かくして、この装置において使用される従来の傾斜コイル１２ ０は、極片アセンブリと比較的接近して並置される。第５図に示す装置はまた。

１０４の約２分の１よりも良好な磁界の均一性を提供する。

当業者によって容易に理解されるように、上記した特徴は、有意に変更すること ができる。単なる一例として述べると、装置を異なった態様に配向することにび るようにすることができる。上記したシムリングは、フレームの残りの部分に取 外し自在に取着することにより、別のシムリングを最初のシムリングの代わりと することができる。これらの別のシムリングは、コイルが通常のアンペアよりも 低い電流で作動される場合に、最適の磁界形状を提供するように選択することが できる。かくして、主磁界は、所望の場合に、異なった、より低い値に「同調」 即ち調節することができる。別の公知のシミング（ｓｈｉｍｍｉｎｇｌｉ３よび 磁界調整技術を上記したスキャナの主磁界磁石アセンブリに関して適用して、一 層均一な主磁界を提供することができる１例えば、追加のコイルを主磁界磁石ア センブリに加えることができる。しかしながら、本発明に係る主磁界磁石アセン ブリのある特定の利点は、これらの補助装置の使用の際の調節を掻くわずかにし て、医学用のＮＭＲ像形成に使用することができる比較的良好な磁界を提供する ことができることにある。即ち、本発明の好ましい形態に係る装置においては、 シミングおよび磁界調整技術は、良好ではない磁界を均一な許容することができ るレベルまで高めるのではなく、良好な磁界を一層良好にするものである。また 、本発明の利点は、超伝導コイルの場合に特に首尾よく達成されるが、本発明の 利点の少なくとも幾つかは、上記した好ましい実施例において使用されるような 超伝導コイルではなく、通常のコイルを用いても得ることができる。特に、第５ 図に関して上記したアセンブリは、通常のコイルとともに使用するのによく適し ている。

当業者が理解するように、非超伝導コイルにおいて適応することができるアンペ ア回数は、コイルの熱発生などにより制限される。第５図に関して上記した実施 例は、最大の磁束集中度を得るようになっているが。

これは、非超伝導コイルを使用した場合にも、特に好ましい。

上記した実施例においては、フレームの構成素子のすべては極軸を中心にかつ中 央面を中心に略対称をなしている。しかしながら、これは絶対的な要件ではない 、かくして、磁束戻り通路構成素子は、極軸を中心に対称である必要はない０例 えば、フレームは、略Ｃ字形に形成することができ、極と極軸を画定するＣの先 端と、磁束戻り通路は極軸の一方の側でだけ延びる。

上記した特徴のこれらのおよび他の変更と組合わせは、請求の範囲に記載の本発 明から逸脱することなく利用することができるので、好ましい実施例の上記説明 は、請求の範囲に記載の本発明を限定するのではなく、本発明を例示するものと して理解されるべきである。

の］　口口 重発明は、医学用ＮＭＲスキャナに関するものであり１人体のＮＭＲ走査を行な いかつＮＭＲ像を得るのに有用である。

ＩＧ−３ 国際調査報告 ０１　Ｎ　２４１０６　Ａ− ｂ合衆国１１７８０　ニューヨーク、ショアノ＼ム、ビー、オー。

ス３７５ 力合衆国１１７９７　ニューヨーク、ウツドノ（す、フェア　）（ンブールヴア ード３１

Claims (31)

【特許請求の範囲】
1. １．複数の超伝導巻線と該超伝導巻線を超伝導温度に保持する低温保持装置手段 とを有する磁束発生手段を備えた主磁界磁石アセンブリを有する医学用ＮＭＲス キャナにおいて、前記主磁界磁石アセンブリは、人体を収容するようになってい る患者収容スペースを画定し、極軸上で整合されかつ前記患者収容スペースの対 向する側部に配置された一対の対向する極領域を有しかつ前記極領域間を延ひる 実質上連続する強磁性磁束通路を画定する強磁性フレームと、電流が前記超伝導 巻線を通るときに、前記超伝導巻線から出る磁束が前記患者収容スペース内で磁 界を形成するとともに、前記磁束の少なくとも一部が前記極領域によって前記患 者収容スペース内を通るように前記巻線を前記スペースに近接して保持する支持 手段とを備えることを特徴とする医学用ＮＭＲスキャナ。
2. ２．前記超伝導巻線は一対のループ状コイルを有し、各コイルは、コイル面と該 コイル面に直交するコイル軸線を有し、前記支持手段は前記コイルが前記患者収 容スペースの対向する側部に配置されかつ前記コイルの軸線が前記極軸と略整合 するように前記各ループ状コイルを保持する手段を備えることを特徴とする請求 の範囲第１項に記載のスキャナ。
3. ３．前記フレームは前記極領域から等距離にあり、前記極軸に対して直交する中 央面を画定し、前記フレームは前記患者収容スペースの対向する側部に配置され かつ前記極軸を横断して延ひる一対の対向するプレート状端部片を有し、しかも 前記支持手段は前記端部片の一方に近接して前記各コイルを保持するように作用 することを特徴とする請求の範囲第２項に記載のスキャナ。
4. ４．前記端部片は前記中央面と略平行して延びかつ前記中央面から略等距離にあ ることを特徴とする請求の範囲第３項に記載のスキャナ。
5. ５．前記フレームは前記端部片間を延びる少なくとも１つの軸接続素子を備える ことを特徴とする請求の範囲第３項に記載のスキャナ。
6. ６．前記少なくとも１つの軸接続素子は前記極軸の対向する側部において前記端 部片間を延ひる一対の側壁を有することを特徴とする請求の範囲第５項に記載の スキャナ。
7. ７．前記側壁は前記極軸を横断する開口軸線に沿って互いに整合する一対の患者 導入開口を協働して画定し、前記患者導入開口は人間の胴を縦に入れるのに十分 な大きさを有し、前記患者の胴の部分が前記患者収容スペース内に配置され、か つ、患者の胴が前記極軸を横断して延びるように患者は前記開口に挿入されるこ とを特徴とする請求の範囲第６項に記載のスキャナ。
8. ８．前記フレームは一対の極片を有し、該極片のそれぞれは前記中央面に向けて 前記極軸に実質上沿って前記各端部片から延び、前記極片は前記極領域を画定す ることを特徴とする請求の範囲第３項に記載のスキャナ。
9. ９．前記各極片は前記コイルの一方のコイルのコイル面を介して延びることを特 徴とする請求の範囲第８項に記載のスキャナ。
10. １０．前記各極片は前記中央面に向けて軸線方向内方へ内向きにテーパが付され かつ前記中央面に隣接した前記極軸を横断ずる円形の極面を画定する截頭円錐状 の極対両片を備えることを特徴とする請求の範囲第９項に記載のスキャナ。
11. １１．前記各極片は更に周辺に隣接した前記円形極面から突出するシムリングを 備えることを特徴とする請求の範囲第１０項に記載のスキャナ。
12. １２．前記各極面は直径が少なくとも約１２７ｃｍ（約５０インチ）であること を特徴とする請求の範囲第１１項に記載のスキャナ。
13. １３．前記各極片は実質上前記極軸を中心に回転する面の形態をなし、かつ、前 記極片は前記端部片の関連する１つとの接続部における直径が少なくとも約１５ ２ｃｍ（約６０インチ）であることを特徴とする請求の範囲第１２項に記載のス キャナ。
14. １４．前記フレームは前記コイルのコイル面を通らないことを特徴とする請求の 範囲第３項に記載のスキャナ。
15. １５．前記フレームは前記端部片に取着された強磁性シムリングを備え、前記シ ムリングと前記端部片は協働して前記極領域を画定することを特徴とする請求の 範囲第１４項に記載のスキャナ。
16. １６．前記主磁界磁石アセンブリは少なくとも約２５ｃｍ（約１０インチ）の金 属クリアランス半径を有し、前記スキャナは更に前記患者収容スペースの対向す る側部において前記極軸と隣接しかつ前記患者収容スペースに隣接するとともに 、前記フレームから離れて配置さた傾斜コイルを備えることを特徴とする請求の 範囲第１４項に記載のスキャナ。
17. １７．前記低温保持装置手段は前記各コイルを取囲む容器を備えていることを特 徴とする請求の範囲第１６項に記載のスキャナ。
18. １８．前記各容器は前記極軸と略共軸をなす略トロイド形の金属室であることを 特徴とする請求の範囲第１７項に記載のスキャナ。
19. １９．前記傾斜コイルと前記フレームの最も接近したフレームと前記容器との間 の最少距離は少なくとも約１３ｃｍ（約５インチ）であることを特徴とする請求 の範囲第１７項に記載のスキャナ。
20. ２０．前記最少距離は少なくと約２５ｃｍ（約１０インチ）であることを特徴と する請求の範囲第１９項に記載のスキャナ。
21. ２１．前記主磁界磁石アセンブリは少なくとも約１テスラの強度を有するととも に、前記患者収容スペース内の直径が少なくとも約３０ｃｍ（１２インチ）の球 状空間を取囲む走査空間全体にわたって１０４の２分の１以上の均一性を有する 磁界を提供するように作動することを特徴とする請求の範囲第１項に記載のスキ ャナ。
22. ２２．前記主磁界磁石アセンブリは少なくとも約１．２テスラの強度を有する磁 界を提供するように作動することを特徴とする請求の範囲第２１項に記載のスキ ャナ。
23. ２３．前記主磁界磁石アセンブリは少なくとも約３テスラの強度を有する磁界を 提供するように作動することを特徴とする請求の範囲第２１項に記載のスキャナ 。
24. ２４．前記支持手段は前記超伝導巻線が励起されるときに前記走査空間に入る磁 束が前記極領域によって主として前記走査空間に入るように前記フレームに近接 して前記超伝導巻線を支持することを特徴とする請求の範囲第１項に記載のスキ ャナ。
25. ２５．前記支持手段は前記超伝導巻線が励起されるときに前記走査空間に入る磁 束の実質上全てが前記極領域によって前記走査空間に入るように前記フレームに 近接して前記超伝導巻線を支持することを特徴とする請求の範囲第２４項に記載 のスキャナ。
26. ２６．磁束を発生する電流巻線を有する磁束発生手段を備えた主磁界磁石アセン ブリを有する医学用ＮＭＲスキャナにおいて、前記主磁界磁石アセンブリは、人 体を収容するようになっている患者収容スペースを画定しかつ前記患者収容スペ ースの対向する側部から前記患者収容スペースへ向けて極軸に沿って突出する一 対の極片を有する強磁性フレームを備え、前記各極片は実質上前記極軸を中心に 回転する回転体の形態をなしており、前記各極片は前記患者収容スペースに向け て軸線方向内方へ内向きのテーパが付されており、前記フレームは更に前記患者 収容空間から離れて前記極片間を延びる実質上連続する磁束戻り通路を有してお り、前記電流巻線は前記極片を取囲むことを特徴とする医学用ＮＭＲスキャナ。
27. ２７．前記フレームは前記極片を横断して延びる一対の端部片と前記極軸から離 れて前記端部片間を延びる少なくとも１つの軸接続素子とを備え、前記極片は前 記端部片から軸線方向内方へ突出することを特徴とする請求の範囲第２６項に記 載のスキャナ。
28. ２８．前記各極片は前記患者収容スペースに向けて軸線方向内方へ内向きにテー パが付されかつ前記患者収容スペースに隣接して前記極軸を横断する円形の極面 を画定する截頭円錐状の極対両片を備えることを特徴とする請求の範囲第２７項 に記載のスキャナ。
29. ２９．前記各極片は周辺に隣接して前記円形極面から突出するシムリングを備え るこヒを特徴とする請求の範囲第２８項に記載のスキャナ。
30. ３０．前記各極面は直径が少なくとも約１２７７ｃｍ（約５０インチ）であるこ とを特徴とする請求の範囲第２９項に記載のスキャナ。
31. ３１．前記各極片は前記端部片の関連する１つとの接続部における直径が少なく とも約１５２ｃｍ（約６０インチ）であることを特徴とする請求の範囲第３０項 に記載のスキャナ。