JPH0268038A - 磁気共鳴イメージング装置の超電導マグネット - Google Patents

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　Ｒ
ｅ５ｏｎａ−ｎｃｅ）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の密度分布をＣＴ像（
Ｃｏｍ−ｐｎｔｅｄ　Ｔｏｍｇｒａｍ）として画像化（
Ｉｍａｇｉｎｇ）する磁気共鳴イメージング装置の超電
導マグネットに関する。

（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７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Ｈ８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Ｈ８に線形磁界勾配Ｇ、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。＝γ！１．　　　　　　・・・　■この■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、上記線型磁界勾配ＧＸによりＺ軸方
向について選択設定される図示ｘ−ｙ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Ｒ
Ｆコイル内に設けられた例えば一対の受信コイル３００
Ａ、　３００Ｂを介して自由誘導減衰信号（ｆｒｅｅ　
１ｎｄｕｃｔｉｏｎ　ｄｅｃａｙ　：以下ｒＦＩＤ信号
」と略称する。）として観測され、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平面内に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８図に示すように磁界Ｈ０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は直線となる。この等磁界１ｊｌＥ上の特定原子
核スピンの回転周波数は上記（ト）式であられされる。

ここで説明の便宜上、等磁界線ＥをＥ１〜Ｅｎとし、こ
れら等磁界線Ｅ１〜Ｅｎ上の磁界により一種のＦＩＤ信
号である信号Ｄ工〜Ｄｎをそれぞれ生ずると考える。信
号Ｄ１〜Ｄｎの振幅はそれぞれスライス部分Ｓを貫く等
磁界１１Ａ　Ｅｔ〜Ｅｎ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〜Ｄｎを全て加え合せた合成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′軸へ投影情報（一次
元像）ＰＤを得る。

次に、このＸ′軸をｘ−ｙ平面内で回転させるが、これ
はたとえば二対のグラジェントコイルによるＸ＋’ｊ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ＧＸ’ｌ’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ｃｘ
ｙ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９図に従来の磁気共鳴イメ−ジング装置を
示す。被検体すなわち患者１はベット２の上に載置され
る。この患者１を取り囲んでＲＦコイル（プローブベツ
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の常湿ボアー７（通常はボアー内径的
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０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ＧＺコイルより構成され
、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発振装置１５、ＲＦ
受信装置１６に接続され、これらは更に中央制御装置１
４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の全身断層画像を得るために、磁界均一空間１８
は通常４（１〜５０ｃｍ球と広く、しかも５０ｐｐｍ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、Ｎ２ｍ、高
さ２．４ｍ、重量５〜６トンと巨大なものが必要となる
。

このような大きなマグネットであっても、マグネットの
みによる４０〜５０１球内の均一度はせいぜい数百ｐｐ
ｍにしかならない。これを５０Ｐρｍ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ｌＯと直角方向にＲＦ発振装ｆｌ１５
、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
同時に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
および画像処理方向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。

第１０図に従来の磁気共鳴イメージング装置用超電導マ
グネットの内部構造を示す。

超電導コイル１９は液体ヘリウムで満たされたヘリウム
容器２０に収納され４にの極低温状態に保たれている。

このヘリウム容器２０の外周は２重の輻射熱シールド板
すなわち、２０に輻射熱シールド板２１．８０に輻射熱
シールド板２２により囲まれており、外部からの熱をシ
ールド板により遮へいしている。

更に断熱効果を高めるために、ヘリウム容器、輻射熱シ
ールド板間は真空状態に保たれると共にアルミナ・ポリ
エステルフィルムで形成された断熱材が挿入されている
。これらの部材は真空容器２３に収納されている。

さて、画像処理のためにグラジェントコイルを励磁する
と、そのパルス磁界によりアルミ等の電気良導体金属で
形成されている輻射熱シールド板２１　、２２に渦電流
が発生する。

グラジェントコイルの印加エネルギーの一部がこの渦電
流発生に使われるため本来なら１〜２肥で急しゅんに立
上らねばならぬグラジェントパルス磁界が鈍ってしまう
。又、渦電流により発生する局所磁界により常温ボアー
中心の均一磁界が乱される。このため１画像が劣化する
。更に、グラジェントパルス磁界がシムコイルとカップ
リングし、これによっても画像が劣化する。

この渦電流およびシムコイルとのカップリング問題を回
避するためにアクティブグラジェントコイルを使用する
技術がある。この技術については例えば、ＩＥＥＥ　Ｔ
ＲＡＮＳＡＣＴＩＯＮＳ　ＯＮ　ＭＡＧＮＥＴＩＣ５゜
Ｎｏｖｅｍｂｅｒ　１９８５．　Ｖｏｌ　ＭＡＧ−２１
，Ｎｏ６．２２７３　２２７５Ａ　Ｆｉｎｉｔｅ　Ｆｏ
ｕｒｉｅｒ　Ｅｌｅｍｅｎｔ　Ｅｘｐａｎｓｉｏｎ　Ｔ
ｅｃｈｎｉｑｕｅｆｏｒ　Ｔｈｅ　Ｄｅｓｉｇｎ　ｏｆ
　ａ　Ｐｕ１ｓｅｄ　Ｒａｄｉａｌ　Ｇｒａｄｉｅｎｔ
Ｓｙｓｔｅｍ　ｆｏｒ　Ｍａｇｎｅｔｉｃ　Ｒｅ５ｏｎ
ａｎｃｅ　Ｉｍａｇｉｎｍｇ（ＭＲＩ）に詳述されてい
る。第１０図にこの構造を示す。

主グラジェントコイル２４の外部に同心でキャンセルグ
ラジェントコイル２５が配置されこれによってアクティ
ブグラジエン１−コイル２６が形成されている。このア
クティブグラジェントコイル２６はシムコイル４の内部
に、シムコイル４とほぼ同心で配置されている。

主グラジェントコイル２４とキャンセルグラジェントコ
イル２５は発生するパルス磁界が逆極性になっており、
両コイルのアンペア・ターン、径などのパラメータを適
合させることにより主グラジェントコイル２４の内部で
は画像処理に必要なグラジェントパルス強度が得られ、
キャンセルグラジェントコイル２５の外部ではパルス磁
界がキャンセルされて零となる構造を有している。アク
ティブグラジェントコイル２６の外部ではパルス磁界が
零となるので、これに起因する渦電流の発生およびシム
コイル４とのカップリングは無くなり画質が向上する。

（発明が解決しようとする課題） とるがこのように構成された従来のアクティブグラジェ
ントコイル付超電導マグネットには次のような欠点があ
る。

（１）　　電力消費量を低減するためには主グラジェン
トコイル２４とキャンセルグラジェントコイル２５の半
径方向間隔を充分に離すことが必要である。

例えば主グラジェントコイル内径をＤｌｌ　キャンセル
コイル内径をＤ２とすると、ｏ　１／　ｏ　２　＜　ｏ
　−ａが望ましい。そうしないと、主グラジェントコイ
ルの外部磁界を打消すためにキャンセルグラジェントコ
イルの磁界エネルギーを主グラジェントコイル並にしな
（ではならない。すなわち、コイル容量、励磁電源容量
が増大し巨大なグラジェントコイルシステムが必要とい
う事になる。

■　患者挿入空間を確保するために現在使用されている
ＲＦコイルを流用する場合、主グラジェントコイル内径
を現在使用されている一重のグラジェントコイル内径と
ほぼ同一にすることが必要。

この場合、アクティブグラジェントコイル最外径は従来
の−１グラジェンｉ・コイルの１．２〜１．５倍となり
通常使用している１ｍφボアー超電導マグネット内にア
クティブグラジェントコイルを収納することは不可能と
なる。収納のため、超電導マグネットのボアー径を増大
させねばならない。これは、マグネットが大型化するこ
とであり、コスト面・据付性の面より著しくその利点を
そこなう。

これがＭＰＩの普及を阻害している。

そこで、本発明は上記の従来技術のもつ欠点をなくし、
コンパクトでしかも渦電流の発生がないアクティブグラ
ジェントコイル付磁気共鳴イメージング装置の超電導マ
グネットを提供することを目的とする。

〔発明の構成〕

（ａ題を解決するための手段） 上記目的を達成するために本発明においては。

超電導コイルを囲む最外周輻射熱シールド板（例えば８
０に輻射熱シールド板）と常温ボアーとの間にキャンセ
ルグラジェントコイルを配置し、常温ボアー内部に主グ
ラジェントコイルを配置した構成とする。

（作用） 主グラジェントコイルによって発生する外部磁界はキャ
ンセルグラジェントコイルによりキャンセルされるので
超電導マグネットの輻射熱シールド板には渦電流が発生
しない。

また、キャンセルグラジェントコイルを常温ボアーの外
側に配置するので、超電導マグネットが大型化しない。

（実施例） 本発明の一実施例を第１図を用いて説明する。

（実施例の構成） 常温ボアー７と超電導マグネット内部の８０に輻射熱シ
ールド板２２との間に超電導コイル１９と同心にキャン
セルグラジェントコイル２５を配置する。

また、常温ボアー７の内部にキャンセルグラジェントコ
イル２５と同心に主グラジェントコイル２４を配置する
。常温ボアー７の内面に鉄シム２７を貼付ける。

（実施例の作用） 主グラジェントコイル２４によって発生する外部磁界は
キャンセルグラジェントコイル２５によりキャンセルさ
れるので８０に輻射熱シールド板２２にはパルス磁界が
作用せず渦電流は発生しない。

又、鉄シム２７を主グラジェントコイルとキャンセルグ
ラジェントコイルとの間に配置したのでグラジェントコ
イルと鉄シム２７との電気的カップリングはない。

（実施例の効果） ■　渦電流の影響がないので高品質の画像が得られる。

■　主グラジェントコイルは従来のグラジェントコイル
と同じ大きさで構成できるのでマグネットボアー内部に
収納することができるため超電導マグネットは従来と同
じ大きさとなる。従って、アクティブグラジェントコイ
ル採用による超電導マグネットの巨大化は回避される。

これによりコスト上昇も回避される。

■　又、従来の大きさの超電導マグネットを使用する場
合は、従来のアクティブグラジェントコイルをマグネッ
トボアー内部に収納させるが、従来のアクティブグラジ
ェントコイルの内径を小さくしなければ内部に収納させ
ることは困難であった。アクティブグラジェントコイル
内径を小さくすると患者挿入空間が小さくなり患者の開
所恐怖感をより一層増大させる。

本実施例のアクティブグラジェントコイルを使用すれば
、主グラジェントコイル内径は従来のアクティブグラジ
ェントコイルと同一になるのでこの欠点は回避される。

（他の実施例１） 本発明の他の実施例１を第２図を用いて説明する。

（他の実施例１の構成） 超電導マグネットボアー内筒２８をキャンセルグラジェ
ントコイル２５の巻枠と兼用する。この場合。

キャンセルグラジェントコイル２５はＦＲＰ製ボアー内
筒の外周に巻回してもよいし内周側に巻回してコイルを
構成してもよい。他の構成は第１図に示す実施例と同一
である。

（他の実施例１の作用） 第１図に示す実施例の作用と同一である。

（他の実施例１の効果） キャンセルグラジェントコイルの巻枠、支持構造物が不
要となり構造簡単となる。

他の効果は第１図に示す実施例の効果と同一である。

（他の実施例２） 本発明の他の実施例２を第３図を用いて説明する。

（他の実施例２の構成） 超電導マグネットの最外輻射熱シールド板円筒部２２を
キャンセルグラジェントコイル２５の巻枠と兼用する。

この場合、キャンセルグラジェントコイルはシールド板
円筒部の内面に巻回する。

他の構成は第１図に示す実施例と同一である。

（他の実施例２の作用） キャンセルグラジェントコイルは輻射熱シールド板と同
じ極低温に冷却される。

他の作用は第１図に示す実施例と同一である。

（他の実施例２の効果） キャンセルグラジェントコイルの巻枠、支持構造物が不
要となり構造が簡単になる。また、キャンセルグラジェ
ントコイル導体は極低温状態になるので電気抵抗は低下
する。これにより、グラジェントコイル励磁時のジュー
ル損失低減するのでキャンセルグラジェントコイル用励
磁電源容量が小さくできる。従って、コンパクト、低価
格のグラジェントコイルを提供できる。

（他の実施例３） 本発明の他の実施例３を第４図を用いて説明する。

スペクトロスコピー診断、および超高速イメージングを
行なう場合、患者のもつ体内磁性による磁界均一度変動
を修正するために、電流シムコイルによるオートシミン
グが必要となる。

この場合、鉄シムとは別にオートシムコイルをマグネッ
トに取付けねばならぬ。本実施例はこの場合の例である
。

（他の実施例３の構成） 第２図に示す他の実施例１に於いて、電流シムコイル４
（オートシムコイル）を最外輻射シールド板２２の内筒
部に内巻き又は外巻きする。

（他の実施例３の作用） 電流シムコイルによりオートシミングができる。

他の作用は他の実施例１と同一である。

（他の実施例３の効果） オートシミングによりスペクトロスコピー、超高速イメ
ージングが可能となる。他の効果は他の実施例１と同一
である。

（他の実施例４） 本発明の他の実施例４を第５図を用いて説明する。

（他の実施例４の構成） 第２図に示す他の実施例１のキャンセルグラジェントコ
イル２５とオー１−シムコイル４を１体化し同一コイル
として構成する。この際、シムコイルのＸ、Ｙ、Ｚ補正
コイルはキャンセルグラジェントコイルのＧｘ，　ＧＹ
＋　ＧＺと共用する。

（他の実施例４の作用） 他の実施例３の作用と同一である。

（他の実施例４の効果） キャンセルグラジェントコイルとシムコイルを一体化し
たので構造が簡単になる。他の効果は他の実施例３の効
果と同一である。

（他の実施例５） 本発明の他の実施例５を第６図を用いて説明する。

（他の実施例５の構成） 第２図に示す他の実施例１の主グラジェントコイル２４
とオートシムコイル４とを１体化し同一コイルとして構
成する。この際、シムコイルのＸ。

Ｙ、Ｚ補正コイルは主グラジェントコイルのＧｘ，ＧＹ
＋　ＧＺと共用する。

（他の実施例５の作用） 他の実施例３の作用と同一である。

（他の実施例５の効果） 主グラジェントコイルとシムコイルを一体化したので構
造が簡単になる。他の効果は他の実施例３の効果と同一
である。

〔発明の効果〕

以上の説明から明らかなように、本発明によれば、熱輻
射シールド板に渦電流の発生しない、しかも大形でない
磁気共鳴イメージング装置用の超電導マグネットを提供
することかができる。

【図面の簡単な説明】

第１図は本発明に係る磁気共鳴イメージング装置の超電
導マグネットの一実施例を示す構成図、第２図、第３図
、第４図、第５図および第６図はそれぞれ他の実施例を
示す構成図、第７図および第８図は磁気共鳴イメージン
グの原理を示す図、第９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１０図は従来の磁気
共鳴イメージング装置の超電導マグネットを示す構成図
である。 １・・・患者　　　　　２・・・ベット３・・・ＲＦコ
イル　　４・・・シムコイル５・・・グラジェントコイ
ル ６・・・静磁界磁石　　７・・・常温ボアー８・・・励
磁電源　　　９・・・電流リード１０・・・静磁界方向
　　１１，１２，１３・・・励磁電源１４・・・中央制
御装置　１５・・・ＲＦ発振装置１６・・・ＲＦ受信装
Ｗ　　１７・・・表示・操作盤１８・・・磁界均一空間
　１９・・・超電導コイル２０・・・ヘリウム容器　２
１・−・２０に輻射シールド板２２・・・８０に輻射シ
ールド板 ２３・・・真空容器　　　２４・・・主グラジェントコ
イル２５・・・キャンセルグラジェントコイル２６・・
・アクティブグラジェントコイル２７・・・鉄シム　　
　　２８・・・ボアー内筒１００Ａ、１００Ｂ・・・グ
ラジェントコイル２００Ａ、２００Ｂ・・・送信コイル ３００Ａ　、　３００Ｂ・・・受信コイルＨ０・・・静
磁界　　　　Ｐ・・・被検体Ｓ・・・スライス部分 代理人　弁理士　則　近　憲　佑 同　　第子丸　健 第 図 第 図

Claims (6)

【特許請求の範囲】
1. （１）　超電導コイルにより発生させた静磁界内に被検
   体を配置すると共に該静磁界にグラジェントコイルによ
   り発生した傾斜磁界を重畳しかつＲＦコイルにより励起
   回転磁場を印加することにより磁気共鳴現象を生じせし
   め、上記被検体の断層面内の特定の原子核のイメージン
   グあるいはスペクトロスコピーを画像処理により実施す
   る磁気共鳴イメージング装置の超電導マグネットにおい
   て、グラジェントコイルを主グラジェントコイルとこれ
   と逆極性の磁界を発生するキャンセルグラジェントコイ
   ルにより構成し、キャンセルグラジェントコイルを超電
   導マグネット保冷容器内部の常温ボアーに最も近い輻射
   熱シールド板と常温ボアーとの間に超電導コイルと同心
   に配置し、主グラジェントコイルをキャンセルグラジェ
   ントコイルと同心に常温ボアー内部に配置したことを特
   徴とする磁気共鳴イメージング装置の超電導マグネット
   。
2. （２）　キャンセルグラジェントコイルをボアー内筒の
   内周又は外周に巻回した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の超電導マグネット。
3. （３）　キャンセルグラジェントコイルを超電導マグネ
   ット保冷容器内部の常温ボアーに最も近い輻射熱シール
   ド板の内周に巻回した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の超電導マグネット。
4. （４）　電流シムコイルを超電導マグネット保冷容器内
   部の常温ボアーに最も近い輻射熱シールド板の内周又は
   外周に巻回したことを特徴とする請求項２記載の磁気共
   鳴イメージング装置の超電導マグネット。
5. （５）　電流シムコイルのＸ，Ｙ，Ｚ補正コイルをキャ
   ンセルグラジェントコイルのＧｘ，ＧＹ，Ｇｚ成分コイ
   ルと共用することにより一体化コイルを形成し、キャン
   セルグラジェントコイルの位置にこの一体化コイルを配
   置したことを特徴とする請求項２記載の磁気共鳴イメー
   ジング装置の超電導マグネット。
6. （６）電流シムコイルのＸ，Ｙ，Ｚ補正コイルを主グラ
   ジェントコイルのＧｘ，ＧＹ，Ｇｚ成分コイルと共用す
   ることによりー体化コイルを形成し主グラジェントコイ
   ルの位置にこの一体化コイルを配置したことを特徴とす
   る請求項２記載の磁気共鳴イメージング装置の超電導マ
   グネット。 ７　鉄シムを常温ボアー内面に取付けたことを特徴とす
   る請求項（１）記載の磁気共鳴イメージング装置の超電
   導マグネット。