JPH0580903B2

JPH0580903B2 -

Info

Publication number: JPH0580903B2
Application number: JP62081084A
Authority: JP
Inventors: Kinya Matsutani
Original assignee: Tokyo Shibaura Electric Co Ltd
Current assignee: Toshiba Corp
Priority date: 1987-04-03
Filing date: 1987-04-03
Publication date: 1993-11-10
Also published as: JPS63249552A

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（MR：Magnetic
Resonance）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ユータ断層（CT：
Computed Tomography）によりCT像
（Computed Tomogram）として画像化（Ｉ
maging）する磁気共鳴イメージング装置に関す
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Ｚ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ツトにより発
生させて作用させ、さらに一対のグラジエントコ
イル１００Ａ，１００Ｂにより上記静磁界H₀に
線形磁界勾配G_X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
ω₀で共鳴する。

ω₀＝γH₀ ……(1) この(1)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ω₀の回転
磁界H₁をRFコイル（プローブヘツド）内に設け
られた例えば一対の送信コイル２００Ａ，２００
Ｂを介して被検体Ｐに使用させる。

このようにすると、上記線型磁界勾配G_X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RFコイル内に
設けられた例えば一対の受信コイル３００Ａ，３
００Ｂを介して自由誘導減衰信号（free
induction decay：以下「FID信号」と略称す
る。）として観測され、MR信号として用いられ
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H₀にx′軸方向（ｘ軸より確度θ回転した座
標系）に直線的な傾斜を持つ線型磁界勾配G_XYを
図示しないグラジエ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(1)式であらわされる。

ここで説明の便宜上、等磁界線ＥをE₁〜E_oと
し、これら等磁界線E₁〜E_o上の磁界により一種
のFID信号である信号D₁〜D_oをそれぞれ生ずる
と考える。信号D₁〜D_oの振幅はそれぞれスライ
ス部分Ｓを貫く等磁界線E₁〜E_o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D₁〜D_o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つてスライス部分
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平面内で回転させるが、
これはたとえば二対のグラジエントコイルによる
ｘ、ｙ方向についての磁界勾配G_X，G_Yの合成磁
場として磁界勾配G_XYを作り、上記磁界勾配G_X，
G_Yの合成比を変化させることにより行う。この
磁界勾配G_XY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エントコイル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つている。通常この静磁界の
方向は、多くのマグネツトでは図示の10方向、す
なわち患者１の体軸方向である。グラジエントコ
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１１，１２，１
３に接続されている。これら励磁電源１１，１
２，１３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40〜50cm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、
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ツトであつても、マグ
ネツトのみによる40〜50cm球内の均一度はせいぜ
い数百ppmにしかならない。これを50ppm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
もつてくる。そして、静磁界１０と直角方向に
RF発振装置１５、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
グラジエントコイル５により傾斜磁界をＸ、Ｙ、
Ｚ方向に印加する。

このRFとグラジエ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つて最適な方法
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１
４により制御される。グラジエント、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遮蔽体が磁石に取付けられて
いる。

第７図に従来の静磁界磁石の磁気遮蔽体を示
す。

磁気遮蔽体１９は静磁界磁石６の周囲を取りか
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。磁気遮蔽体１９は鉄などの磁
性材料で作られている。

静磁界磁石６は磁気遮蔽体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。

静磁界磁石表面には、一般に、種々の突起物２
５がある。

例えば、静磁界磁石として超電導磁石を使用す
る場合、一般的にクライオスタツトと呼ばれてい
る保冷容器内にある極低温状態の冷媒タンクを保
冷容器外周面の常温部より支持するためにFRP
等で作られた断熱支持棒が使用されている。この
場合、断熱支持棒の常温部側は突起物として図示
の如き構造となるのが一般的な超電導磁石構造で
ある。

このような突起物２５に対して、円筒形殻体２
０は、この突起物を完全におおい囲むに充分な大
きさの外径寸法を有している。

第７図を円筒形殻体の縦軸線方向から見た第８
図にこの状況を示す。すなわち、円筒形殻体は突
起物の大きさの分だけ静磁界磁石の外径より大き
くなつている。

第８図の２６は静磁界磁石が超電導磁石だつた
場合のサービスポートを示す。サービスポート２
６は超電導状態を維持させるための冷媒（例えば
液体ヘリウム）を注入する部分であり磁気遮蔽体
１９によりかこまれているとメンテナンス作業上
不都合なので図示の如く、この部分の円筒形殻体
は切り欠かれている。

次に、上記のように構成された従来の磁気共鳴
イメージング装置用静磁界磁石の磁気遮蔽体の作
用効果について述べる。

静磁界磁石６により図示の磁束２７が発生す
る。静磁界磁石の常温ボアー７を出た磁束２７は
鉄などの磁性材料により作られた磁気遮蔽体１９
に吸収される。磁気遮蔽体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遮蔽体の外部に漏れいわゆ
る漏洩磁界となる。

磁気遮蔽体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巾に低
減される。第９図にこの状況を示す。

第９図には、5000ガウス静磁界磁石のみの場合
と磁気遮蔽体付の場合の５ガウス漏洩磁界分布が
示めされている。この図より明らかにように磁気
遮蔽体が取り付けられると５ガウス漏洩磁界領域
が半減される。

このことは磁気共鳴イメージング装置が設置さ
れる病院サイトに対して次のような効果がある。

(1) 病院の漏洩磁界管理領域は暫定的に５ガウス
領域となつている。これは心臓疾患の患者が装
着するペースメーカの許容磁界が５ガウスであ
る事に基づいている。５ガウス領域が狭ばまる
ので装置設置面積が小さくなり既存の病室に設
置できる。

(2) 周囲に磁界に敏感な機器があつても静磁界磁
石を設置できる。

(3) 磁気共鳴イメージング装置用の静磁界磁石は
診断空間においてppmオーダの磁界均一度が要
求される。静磁界磁石を据付ける環境には床配
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。磁気遮
蔽体はこれら外部磁性体の影響を防止する事が
できる。このため、特別な据付配慮をせずに既
存の病室に設置できる。

（発明が解決しようとする問題点）ところで、このように構成され上記の如き効果
のある従来の磁気共鳴イメージング装置用静磁界
磁石の磁気遮蔽体には次のような不具合がある。
静磁界磁石表面の突起物を完全におおい囲むよう
に磁気遮蔽体が構成されているので磁気遮蔽体の
外形寸法が大きくなり磁気遮蔽体付静磁界磁石そ
のものが大型化してしまう。このため、 (1) 装置据付場所まで磁気遮蔽体付静磁界磁石を
病院内搬送する場合、外径寸法が大きいと（例
えば２ｍを越える。）病院の廊下を通る事が出
来なくなり病院内据付不可となる。

(2) 外径寸法が大きくなるとこれに伴なつて静磁
界磁石全体の高さも高くなる。静磁界磁石が超
電導磁石の場合、極低温状態を維持するために
定期的に液体ヘリウムを注液しなくてはなら
ぬ。この注液ポートがあるサービスポートは通
常は静磁界磁石の頂部あるいは頂部近傍にある
ので、床からこのサービスポートのでの高さが
高くなつてしまう。一般に病院の天井高さはそ
れ程高くない。（例えば、３ｍ以下）このため、
注液作業を考慮して静磁界磁石の高さはできる
だけ低い事が望まれている。

従来の方式で磁気遮蔽体を取付けると高くな
り病室内で注液作業が出来ぬ場合が生ずる。す
なわち、静磁界磁石が据付いても運転が出来ぬ
事になる。

(3) 外径寸法が大きくなると鉄のかたまりである
磁気遮蔽体重量は重くなる。病院建屋の床耐荷
重制限（例えば10トン）を越える場合が生ず
る。この場合は、磁気遮蔽体付静磁界磁石を据
付けることができない事になる。

以上のように、磁気遮蔽体を取付けた事により
漏洩磁界領域低減というメリツトが出たにもかか
わらず外径増大に伴なう上記三項目の不具合のた
め磁気遮蔽体付静磁界磁石そのものを既存の病院
健屋に据付できないという決定的な欠点が生じて
しまう。

このため、現状の対応は磁気共鳴イメージング
装置専用建屋を新設して装置の据付を行なつてい
る。しかしこれでは装置購入費より付帯工事費の
方が高くなつてしまい。全体として非常に高額な
医用診断装置となつてしまう。このような現状が
磁気共鳴イメージング装置の普及を阻害している
大きな要因の一つになつている。

（発明の目的）そこで、本発明の目的は。静磁界磁石に磁気遮
蔽体を取付ける際に、外径寸法の増大を最小にす
る構造を採用することにより装置をコンパクト
化、軽量化し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を提供すること
にある。

〔発明の構成〕

（問題点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は上記
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図および第２図に
示す如く、静磁界磁石６の表面突起物２５と相対
応する位置に、これら突起物と適当なすき間２８
をもつてかん合できる凹部を磁気遮蔽体１９にも
うけることにより、静磁界磁石６と磁気遮蔽体１
９を組み合せた時に突起物２５と磁気遮蔽体凹部
２９とがかん合し磁気遮蔽体内径３０をほぼ静磁
界磁石外径３１と一致させる事ができる構造とす
る。

また、第２の発明においては第３図に示すよう
に、筒状殻体２０を切り欠きを有する一組の分割
殻体３４，３５から構成し、この分割殻体３４，
３５を結合して筒状殻体２０を形成したとき上記
切り欠きが表面突設物２６が突出または貫通する
穴を形成するようにする。

（作用）このように構成することで、第１の特徴によ
り、磁気遮蔽体付静磁界磁石の外径寸法増大を最
小にする事ができ装置をコンパクト軽量化し既存
の病院建屋に容易に搬入・据付できる。

また、第２の特徴により、静磁界磁石と磁気遮
蔽体の搬送と組立てが容易となる。

（実施例）以下本発明の磁気共鳴イメージング装置の一実
施例を第１図、第２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。第２
図は、第１図を静磁界磁石６の磁気中心軸２３方
向から見た時の断面図である。

磁気遮蔽体１９は静磁界磁石６の周囲を取りか
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および脚部２２
より構成されている。

ここで、磁気遮蔽体１９には、静磁界磁石６の
表面突起物２５と相対応する位置に、これら突起
物２５と適当なすき間２８をもつてかん合できる
凹部２９がもうけられている。この際、突起物２
５は磁気遮蔽体を貫通せず、凹部には磁路３２が
残る構造になつている静磁界磁石６と磁気遮蔽体
１９が組み合わされた時、この突起物２５と磁気
遮蔽体凹部２９とはかん合し磁気遮蔽体がほぼ密
着して静磁界磁石表面に取付けられている。

（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静磁界磁石の磁気遮蔽体
の作用を説明する。

上記のように磁気遮蔽体がほぼ密着して静磁界
磁石表面を取付ける事ができるので磁気遮蔽体を
取付けた事による外径寸法の増大を最小にするこ
とができる。

又、突起物２５と磁気遮蔽体凹部２９のかん合
部分は磁路３２が残つているので、かん合部を設
けた事による磁路の遮断あるいは、磁束の非対称
化はない。

（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。

(1) 外径寸法の増大が最小となりコンパクトとな
るため比較的狭い廊下を有する病院内を搬送する
事ができる。

床からサービスポートまでの高さが低くで
きるので、通常の病院天井高さの範囲内で注
液作業ができる。

磁気遮蔽体の重量が軽くなるので病院建屋
の床荷重制限に規制されることなく装置を据
付ることができる。

(2) 磁路が残存しているので、従来機と同等の５ガウス漏洩磁界領域が得
られる。

磁路が非対称とならぬので診断領域に於け
る磁界均一度は保持される。

（他の実施例）次に本発明の他の実施例を第３図で説明する。
第１図および第２図に示した実施例と同じ部分は
同一の符号を付けてその説明は省略する。

（他の実施例の構成）本実施例は磁気遮蔽体組み立てのために磁気遮
蔽体が分割構造になつている場合である。第３図
では２分割の場合が図示されているが２分割以上
であつても作用・効果は以下説明と同じになる。

円筒形殻体はその中心に於いて円周方向に沿つ
て２分割されており各々円筒形殻体３４，３５と
なつている。各円筒形殻体には脚部２２および接
合部３６が付いており、この接合部３６によりボ
ルト締め３７等により円筒形殻体３４，３５が一
体化されている。

また、分割円筒形殻体３４，３５の相対向する
部分に切り欠きを設けておき、この分割円筒形殻
体３４，３５を結合して円筒形殻体２０を形成し
たとき上記切り欠きがサービスポート２６等の表
面突設物が突出または貫通する穴を形成するよう
にする。

静磁界磁石６の突起物２５に対する円筒形殻体
３４，３５の凹部は円筒形殻体の縦軸方向に延長
され突起物２５がスライドできる大きさの溝３３
となつている。

第３図の例では、溝３３が突起物２５から静磁
界磁石中心に向い延びているが、この溝は円筒形
殻体の縦軸方向端から端まで貫通していても以下
に述べる作用・効果は同一である。

（他の実施例の作用）分割型磁気遮蔽体を静磁界磁石と組み合せる時
に、外径寸法の増大を最小にする事が出来る。
又、溝部には磁路が残つているので磁路の遮断あ
るいは磁束の非対称化はない。

更に、分割された円筒殻体を組み立てる際に、
この溝がガイドとして作用する。

（他の実施例の効果）第１図、第２図に示す第１の実施例と同一の効
果がある上に、 (1) 静磁界磁石と磁気遮蔽体を分割して搬送し、
現場で組み立てる事ができるので、廊下が極端
に狭いとか搬入時床耐荷重制限が厳しい場合で
も装置を搬入・据付することができる。

(2) 溝を磁気遮蔽体組立時のガイドとして使用で
きるので組立精度を確保するための特別な組立
治具を使用しないで容易に組立てができる。

〔発明の効果〕

以上述べたように本発明によれば、静磁界磁石
に磁気遮蔽体を取付ける際に外径寸法を最小にす
ることができるので、磁気遮蔽体静磁界磁石がコ
ンパクト・軽量化し既存の病院建屋に容易に搬
入・据付することができる。

【図面の簡単な説明】

第１図は本発明に掛る磁気共鳴イメージング装
置の一実施例を示す構成図、第２図は同実施例の
断面図、第３図は他の実施例を示す構成図、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図は従来の磁気
共鳴イメージング装置の構成図、第８図は同従来
例の断面図、第９図は漏洩磁界分布図である。１９……磁気遮蔽体、２０……円筒形殻体、２
１……円板形端蓋、２３……磁気中心軸、２５…
…突起物、２６……サービスポート、２８……す
き間、２９……磁気遮蔽体凹部、３０……磁気遮
蔽体内径、３１……静磁界磁石外径、３２……磁
路、３３……溝、３４，３５……分割円筒形殻
体、３６……接合部、３７……ボルト締め。

Claims

【特許請求の範囲】１磁性材料より成る筒状殻体とこの両端に取付
けられ磁性材料より成り中心開口を有する２つの
端蓋から構成される磁気遮蔽体が表面突起物を有
する静磁界磁石を取囲み、筒状殻体の縦軸線と静
磁界磁石の磁気中心線とが同軸である磁気共鳴イ
メージング装置において、前記表面突起物とかん
合する凹部を磁気遮蔽体にもうけ、磁気遮蔽体が
静磁界磁石表面にほぼ密着するようにしたことを
特徴とする磁気共鳴イメージング装置。２磁気遮蔽体の凹部は、筒状殻体の軸方向に延
長された溝であることを特徴とする特許請求の範
囲第１項記載の磁気共鳴イメージング装置。３筒状殻体にもうけた溝は磁気遮蔽体組立て時
に組立ガイド用溝として使用される事を特徴とす
る特許請求の範囲第２項記載の磁気共鳴イメージ
ング装置。４磁性材料より成る筒状殻体とこの両端に取付
けられ磁性材料より成り中心開口を有する２つの
端蓋から構成される磁気遮蔽体がサービスポート
等の表面突設物を有する静磁界磁石を取囲み、筒
状殻体の縦軸線と静磁界磁石の磁気中心線とが同
軸である磁気共鳴イメージング装置において、前
記筒状殻体は切り欠きを有する一組の分割殻体か
らなり、この分割殻体を結合して筒状殻体を形成
したとき上記切り欠きが上記表面突設物が突出ま
たは貫通する穴を形成するようにしたことを特徴
とする磁気共鳴イメージング装置。