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発明の名称 磁気共鳴イメージング装置
発行国 日本国特許庁(JP)
公報種別 公開特許公報(A)
公開番号 特開2007−185265(P2007−185265A)
公開日 平成19年7月26日(2007.7.26)
出願番号 特願2006−4313(P2006−4313)
出願日 平成18年1月12日(2006.1.12)
代理人 【識別番号】100064414
【弁理士】
【氏名又は名称】磯野 道造
発明者 草加 浩都 / 中山 武 / 阿部 充志 / 青木 学
要約 課題
本発明は、磁気共鳴イメージング装置(MRI装置)の撮像領域に高強度の静磁場を形成する機構が、外部への磁力線の漏洩を抑制しつつ、より簡易的に小型で低コストに実現されることを課題にする。

解決手段
撮像領域(R)に静磁場を形成するための磁力線を発生する超電導メインコイル(30)と、反対位置に発生した前記磁力線を打ち消す超電導シールドコイル(40)と、前記磁力線を引き寄せる磁化環状体(50)とを備え、磁化環状体(50)は、回転対称軸(Z)を含む面による磁化環状体(50)の断面の重心位置が、超電導メインコイル(30)の断面の重心位置よりも、回転対称軸(Z)側に位置するように構成され、磁化環状体(50)の外周面のうち、超電導メインコイル(30)側に位置する周縁部が、張り出して構成されていることを解決手段とする。
特許請求の範囲
【請求項1】
撮像領域に静磁場を形成する磁力線を発生させる超電導メインコイルと、
前記超電導メインコイルを挟んで前記撮像領域とは反対側に漏洩する前記磁力線を打ち消す超電導シールドコイルと、
前記超電導メインコイル及び前記超電導シールドコイルの間に配置され、前記磁力線を引き寄せる磁化環状体と、を備える磁気共鳴イメージング装置において、
前記磁化環状体は、
回転対称軸を含む面による前記磁化環状体の断面の重心位置が、前記超電導メインコイルの断面の重心位置よりも、前記回転対称軸側に位置するように構成され、
前記磁化環状体の外周面のうち、前記超電導メインコイル側に位置する周縁部が、前記超電導メインコイルの外周面を延長した面に対してさらに張り出して構成されていることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
【請求項2】
前記磁化環状体の内周面が、前記超電導メインコイルよりも、前記回転対称軸側に位置するように構成されていることを特徴とする請求項1に記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項3】
前記周縁部は、矩形断面を成して前記磁化環状体の外周面から延出して構成されていることを特徴とする請求項1又は請求項2に記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項4】
前記周縁部は、前記超電導メインコイルに近づくに従い外径が大きくなるように形成された前記磁化環状体の外周面の末端で構成されていることを特徴とする請求項1又は請求項2に記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項5】
前記周縁部は、前記磁化環状体の重心位置を含む部材から、分離して構成されていることを特徴とする請求項1又は請求項2に記載の磁気共鳴イメージング装置。
発明の詳細な説明
【技術分野】
【0001】
本発明は、磁気共鳴イメージング装置に関し、特に、撮像領域に静磁場を形成するための機構に関連した技術に関する。
【背景技術】
【0002】
磁気共鳴イメージング装置(以下、MRI装置という。)は、撮像領域に置かれた生体に高周波磁場を照射したときに生じる核磁気共鳴現象(以下、NMR現象という)を利用して生体の物理的、化学的性質を表す断面画像を得る装置である。このMRI装置は、特に医療分野で利用されている。
【0003】
このように、NMR現象を利用して断面画像を得るためにMRI装置は、高強度でかつ均一な静磁場を撮像領域に形成するように構成される必要がある。このような静磁場を形成させる機構は、撮像領域を挟むように対向した一対の超電導メインコイルによって構成される。そして、強磁性体からなる一対の磁化環状体が、この一対の超電導コイルの外側に配置されて、自身が磁化されることにより撮像領域における静磁場の高強度化、均一化に寄与している。さらに、MRI装置は、一対の超電導シールドコイルが、この一対の磁化環状体の外側に配置されて、外部に漏洩する磁力線を打ち消すように構成されている(例えば、特許文献1参照)。
【特許文献1】特開2001−224571号公報(図2)
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【0004】
しかし、磁化環状体が磁化することにより新たに生成した磁力線が、近傍の超電導メインコイルを切るとなると次のような課題が発生する。すなわち、超電導体の超電導状態及び常電導状態の間の転移は、臨界温度、臨界磁場及び臨界電流密度の3要素により決定されるところ、超電導メインコイルが高密度の磁力線に切られている状態にあることは、超電導状態から常電導状態に転移する臨界電流密度及び臨界温度の値が低下することになる。このように、臨界電流密度が低下すると、所定の静磁場強度を得るために超電導メインコイルを太くする必要が生じ、使用する線材の量を増やさなくてはいけない課題が発生する。また、臨界温度が低下することにより、超電導メインコイルを冷却するための冷却装置が大掛かりになる等の課題が発生する。
【0005】
このような課題を解決するため、超電導メインコイルが磁力線を切らないように、磁化環状体の外径を超電導メインコイルの外径よりも大きくして構成すると、今度は新たに次のような課題が生じる。
すなわち、超電導メインコイルと磁化環状体とが、磁気的に引き合うことにより、超電導メインコイルにはコイル径が大きくなる方向に力が付与されることとなる。そして、このような力が付与されてコイル径が大きく変形することを防止するための超電導メインコイルの支持機構が大掛かりになるといった課題が新たに発生する。
【0006】
本発明は、前記した課題を同時に解決することを目的とするものであり、外部への磁力線の漏洩を抑制しつつ撮像領域に高強度の静磁場を形成する機構が、より簡易的に小型で低コストに実現される磁気共鳴イメージング装置を提供するものである。
【課題を解決するための手段】
【0007】
前記した課題を解決するために本発明は、領域に静磁場を形成するための磁力線を発生する超電導メインコイルと、前記撮像領域の反対位置に発生した前記磁力線を打ち消す超電導シールドコイルと、前記超電導メインコイル及び前記超電導シールドコイルの間に配置され、前記磁力線を引き寄せる磁化環状体と、を備える磁気共鳴イメージング装置において、前記磁化環状体は、回転対称軸を含む面による前記磁化環状体の断面の重心位置が、前記超電導メインコイルの断面の重心位置よりも、前記回転対称軸側に位置するように構成され、前記磁化環状体の外周面のうち、前記超電導メインコイル側に位置する周縁部が、前記超電導メインコイルの外周面を延長した面に対してさらに張り出して構成されていることを手段にする。
【0008】
発明がこのように構成されることにより、前記超電導メインコイルが発生した磁力線のうち、前記磁化環状体に引き寄せられた磁力線は、前記周縁部を経由した閉ループの軌道を描くため、前記超電導メインコイルを切ることがない。これにより、超電導メインコイルが、超電導状態から常電導状態に転移する臨界電流密度及び臨界温度の値が低下しない。さらに、前記超電導メインコイルと前記磁化環状体とが磁気的に引き合うに際し、超電導メインコイルにはコイル径が小さくなる方向に力が付与されることとなる。このような、力による超電導メインコイルの変形を防止するための、超電導メインコイルの支持機構は簡易的に実現される。
【発明の効果】
【0009】
前記したように発明が構成されることにより、撮像領域に高強度の静磁場を形成しつつ外部に磁力線を漏洩させない機構が、より簡易的に小型で低コストに実現される核磁気共鳴イメージング装置が提供される。
【発明を実施するための最良の形態】
【0010】
<第1実施形態>
以下、図面を参照して本発明に係る核磁気共鳴イメージング装置(MRI装置)の実施形態について説明を行う。なお、以降において説明の便宜のため、MRI装置10の回転対称軸ZをZ軸として、このZ軸に対して互いに直交するX軸とY軸を設け、これら座標軸を用いることとする。
【0011】
図1に示すように、MRI装置10は、筐体11と、支持部材12と、第1静磁場発生機構20aと、第2静磁場発生機構20bとから構成されている。このように構成されてMRI装置10は、撮像領域Rに挿入された生体(図示せず)に核磁気共鳴(NMR)現象を生じさせて、その際に発生する位置情報を伴った画像信号を検出して、生体の内部組織を画像化するものである。このような生体の内部組織の画像化は、検出される画像信号の共鳴の強さや共鳴の時間的変化の速さが、画像のコントラストとして現われることを利用するものである。
【0012】
筐体11は、第1静磁場発生機構20aと、第2静磁場発生機構20bとを収納するものである。図示しないが、筐体11は、画像信号に位置情報を付与するのに必要な傾斜磁場を発生する傾斜磁場コイルと、NMR現象を引き起こすのに必要な共鳴周波数の電磁波を生体に照射する高周波照射コイルとを、さらに収納している。
【0013】
支持部材12は、筐体11に収納されている第1静磁場発生機構20aと、第2静磁場発生機構20bとが、回転対称軸Zを共有するように両者を天地方向に支持するものである。このように構成されて支持部材12は、第1静磁場発生機構20aと、第2静磁場発生機構20bとに挟まれる部分に、撮像領域Rが形成される空間を確保するものである。この撮像領域Rが形成される空間は、画像化の対象となる生体を観察台(ベッド)(図示せず)に載置した状態で水平方向から挿入できる程度に十分な大きさであることが望まれる。さらに、支持部材12は、MRI装置10のオペレータ等が、撮像領域Rに挿入された生体に対する作業性も考慮されて、その太さ、本数、長さ、レイアウト等が設定されるものである。
【0014】
なお図示されていないが、撮像領域Rが形成される空間部分には、NMR現象により発生した画像信号を受信する受信コイルが載置されることになる。また図示されていないが、MRI装置10は、その動作を制御する制御装置と、画像信号を処理して画像化して表示させる画像処理装置とをさらに含むものである。
【0015】
第1静磁場発生機構20aは、第1冷却容器21aと、第1超電導メインコイル30aと、第1超電導シールドコイル40aと、第1磁化環状体50aとから構成される。また、第2静磁場発生機構20bは、撮像領域Rを挟んで第1静磁場発生機構20aの前記した構成要素と対称となる位置に、第2冷却容器21bと、第2超電導メインコイル30bと、第2超電導シールドコイル40bと、第2磁化環状体50bとが配置されて構成される。
このように構成されて、第1静磁場発生機構20a、及び第2静磁場発生機構20bは、生体組織の画像を撮像するために必要な、0.3T以上の高強度でかつ10ppm程度の高い均一度の静磁場を撮像領域RのZ軸方向に形成するものである。
【0016】
なお以下において、第1静磁場発生機構20a、第2静磁場発生機構20b、及びこれらの構成要素において、撮像領域Rを挟んで対称位置にあるもの同士は、同一の構成を有しているので、いずれか一方を特定する必要がない場合は、「第1」「第2」の記載をはずして、単に「静磁場発生機構20」のように記載する。
【0017】
次に、図2を参照して静磁場発生機構20の構成要素について詳細に説明する。
冷却容器21は、その内部に配置される超電導メインコイル30及び超電導シールドコイル40を、充填した冷媒(液化ヘリウム)により冷却するように構成されている。このように構成されて、冷却容器21は、これら超電導メインコイル30及び超電導シールドコイル40を電気抵抗がゼロになる超電導特性を示す温度にまで冷却するものである。
【0018】
超電導メインコイル30は、回転対称軸Zを中心に配置されているコイルボビン31の周りに超電導線材を巻回して形成されている。この超電導メインコイル30は、冷却容器21に充填されている冷媒により所定温度に冷却されると常電導状態から超電導状態に転移して電気抵抗がゼロとなる。そして、撮像領域Rを挟んで天地方向に対向して配置される第1超電導メインコイル30a(30)及び第2超電導メインコイル30b(30)には、それぞれ同じ一定方向に所定値の電流が流れている。これら二つの超電導メインコイル30に流れる環状電流により、撮像領域Rを図中Z軸方向に貫く磁力線35(35,35,35)が発生する。これら磁力線35は、撮像領域Rを貫いた後、一方の超電導メインコイル30(30a)の中央の中空部分から出て外側を迂回して他方の超電導メインコイル30(30b)の中央の中空部分に入り、閉ループを形成している。
【0019】
コイルボビン31は、図2(b)に示されるように、中空円筒形状の軸筒32と、この軸筒32の一端にフランジ状に設けられている外側板33と、この軸筒32の他端にフランジ状に設けられている内側板34とから構成されている。この軸筒32の外周面は、超電導メインコイル30の超電導線材が回転対称軸Zの垂直方向に付与する力を受けている。そして、外側板33及び内側板34は、前記超電導線材が回転対称軸Zの平行方向に付与する力を受けている。
このようにして、コイルボビン31は、超電導メインコイル30を保持するとともに超電導線材にかかる力を支持するものである。
【0020】
図2(a)に戻って説明を続ける。
超電導シールドコイル40は、超電導メインコイル30と共通の回転対称軸Zを中心に、超電導メインコイル30を挟んで撮像領域Rとは反対側に、直径が超電導メインコイル30より大きくなるように構成されている。そして、超電導シールドコイル40には、超電導メインコイル30とは逆向きの円環電流が流れている。このように構成されて、超電導シールドコイル40は、その断面を中心とする閉ループの磁力線45を形成し、超電導メインコイル30が撮像領域Rとは反対側に発生した磁力線35のうち筐体11の外部に漏洩する磁力線35の部分を打ち消す作用を発揮するものである。
【0021】
磁化環状体50は、例えば純鉄のような強磁性体が、回転対称軸Zを中心に、超電導メインコイル30及び超電導シールドコイル40の間に配置されて構成されている。
この磁化環状体50の外形は、回転対称軸Zを含む面による断面により特定すると、図2(b)に示されるように、内周面52が、超電導メインコイル30よりも、回転対称軸Z側に位置するように構成される。さらに、磁化環状体50の外周面51のうち、超電導メインコイル30側に位置する周縁部53は、超電導メインコイル30の外周面36を延長した面に対してさらに張り出して、磁化環状体50の外周面51から延出して矩形断面に構成されている。
【0022】
このような断面形状を磁化環状体50が有することにより、断面の重心位置G2が、超電導メインコイル30の断面の重心位置G1よりも、回転対称軸Z側に位置するようになる。
ここで、断面の重心位置とは、その点で断面を支持しても、任意の方向から作用する重力により、この断面をその面内において回転させるトルクが働かない位置のことをいう。
力学的にいうと、断面の重心位置とは、座標上の任意の微小部分の質量をm、位置ベクトルをrと表した場合、次の第(1)式で表される位置ベクトルrで定められる位置である。
【0023】
=(1/M)×Σm [M=Σm] (1)
【0024】
このように、超電導メインコイル30の断面の重心位置G1と、磁化環状体50の断面の重心位置G2とを定めることにより、これらの重心位置G1,G2を、磁化した磁化環状体50と超電導メインコイル30とが磁気的に引き合う質点とみなすことができる。このように引き合う力のうち超電導メインコイル30の重心位置G1に作用する力を座標軸方向に分解すると、図2(b)に示されるように、X軸方向には軸筒32に向かう力f1が、Z軸方向には外側板33に向かう力f2がコイルボビン31に作用することとなる。
【0025】
これら力f1,f2は、それぞれ軸筒32及び外側板33から反力を受けて相殺されるので超電導メインコイル30を構成する超電導線材が動くことがない。また一般に、環状電流が流れる円形コイルには、この円形コイルの外径を広げる方向の力が働くものである。しかし、この外径を広げる方向の力を力f1が打ち消す作用を発揮するので、超電導メインコイル30が動かないように支持するのに必要なコイルボビン31の構成が簡易的ですむといった効果が得られる。すなわち、力f1と反対方向の力を受けるように超電導メインコイル30の支持構造を形成するよりも、コイルボビン31のように力f1の方向の力を受けるように支持構造を形成する方がより簡易的である。
【0026】
ところで、前記した説明において、磁化環状体50の内周面52の形態は、超電導メインコイル30の内周面よりも内側に形成された円筒形状を示すもののみ例示したが、内周面52の形態はこのような形態に限定されるものではなく、磁化環状体50の断面の重心位置G2が、超電導メインコイル30の断面の重心位置G1よりも回転対称軸Z側に位置するように構成されるものであれば全て含まれる。また、磁化環状体50は、中央部分が空洞になっているものに限定されるものではなく、そのような空洞が形成されていない場合や、適宜、他の磁化部材が配置されている場合も含まれる。
【0027】
次に、磁化環状体50の周縁部53の作用について説明する。
磁化環状体50が、対をなす超電導メインコイル30の外側に配置されることにより、磁化環状体50は磁化して、撮像領域Rを貫通する磁力線35の密度の向上が図られる。さらに、磁化環状体50は、閉ループの折り返し部分の一部の磁力線35,35を、引き寄せて外部に漏洩する磁力線35を低減させる機能を発揮する。
【0028】
これら磁化環状体50に引き寄せられている一部の磁力線35,35は、張り出している周縁部53を経由する閉ループを描くこととなるので、これら磁力線35,35が超電導メインコイル30を切ることがない。また、同様に、超電導シールドコイル40が形成する磁力線45も磁化環状体50に引き寄せられて周縁部53を経由する閉ループを描くことになるのでこの磁力線45が超電導メインコイル30を切ることがない。
【0029】
このように、周縁部53が作用するので、超電導メインコイル30は高密度の磁力線35に切られることが回避されることとなり、超電導状態から常電導状態に転移する臨界電流密度及び臨界温度の値が低下することがない。このように、臨界電流密度が低下することがないので、撮像領域Rに所定の静磁場強度を得るために超電導メインコイル30を太くする必要がなく超電導線材の使用量を低減できる。また、臨界温度が低下しないので、超電導メインコイル30を冷却するための冷却装置が大掛かりになることもない。
【0030】
<第2実施形態>
次に、図3を参照して本発明のMRI装置10に適用される磁化環状体の他の実施形態について説明する。なお、図3中、磁化環状体50’,50”以外の構成要素については、同一符号のすでに説明された構成要素と同一であるので説明を省略する。
図3(a)に示される磁化環状体50’は、その外周面51’が超電導メインコイル30に近づくに従い連続的に外径が大きくなるように形成され、その末端が周縁部53’を構成するようになっている。さらに磁化環状体50’の断面の重心位置G2’は、超電導メインコイル30の断面の重心位置G1よりも、回転対称軸Z側に位置している。
【0031】
このように磁化環状体50’が構成されることにより、超電導メインコイル30は、その外径が小さくなる方向に力を受けることになる。さらに、磁化した磁化環状体50’を経由する磁力線が超電導メインコイル30を切ることもない。なお、図3(a)に示される断面の外周面51’の部分は直線で表されているが、この部分が曲線で表される場合も含まれる。
【0032】
<第3実施形態>
図3(b)に示される磁化環状体50”は、周縁部53”が、磁化環状体50”の重心位置G2”を含む部材51”から、分離して構成されている。さらに磁化環状体50”の断面の重心位置G2”は、超電導メインコイル30の断面の重心位置G1よりも、回転対称軸Z側に位置している。
【0033】
このように磁化環状体50”が構成されることにより、超電導メインコイル30は、その外径が小さくなる方向に力を受けることになる。さらに、磁化した磁化環状体50”を経由する磁力線が超電導メインコイル30を切ることもない。なお、図3(b)に示される磁化環状体50”は分離した二つの部材から構成されているが、三つ以上の部材から構成される場合も含まれる。
【0034】
以上説明したような構成上の特徴を有する核磁気イメージング装置により次のような効果が発揮される。
すなわち、超電導メインコイル30は、磁化環状体50(50’,50”)から外径が小さくなる方向に力を受けることにより、超電導メインコイル30を支持する構造の簡略化が図れ、静磁場の発生機構が簡易的に低コストで実現される。さらに、磁化した磁化環状体50(50’,50”)から出発する磁力線のループは、張り出した周縁部53(53’,53”)に導かれて経由するので、超電導メインコイル30を切ることがないので、超電導状態及び常電導状態が切り替わる臨界電流密度、臨界温度の値を低下させることがない。これにより、撮像領域Rに所定の強度の静磁場を形成するのに必要な超電導メインコイル30の断面積を小さくして、超電導線材に流す電流値を上げることができるため、線材の使用を低減でき、コスト低減とMRI装置10の小型化が可能になる。
【図面の簡単な説明】
【0035】
【図1】本発明の核磁気イメージング装置(MRI装置)の実施形態を示す部分断面斜視図である。
【図2】(a)はMRI装置の静磁場発生機構の第1実施形態を示す部分断面図であり、(b)は超電導メインコイルに作用する力を説明するための説明図である。
【図3】(a)はMRI装置の静磁場発生機構の第2実施形態を示す部分断面図であり、(b)はMRI装置の静磁場発生機構の第3実施形態を示す部分断面図である。
【符号の説明】
【0036】
10 核磁気共鳴イメージング装置(MRI装置)
20a(20) 第1静磁場発生機構(静磁場発生機構)
20b(20) 第2静磁場発生機構(静磁場発生機構)
30a(30) 第1超電導メインコイル(超電導メインコイル)
30b(30) 第2超電導メインコイル(超電導メインコイル)
36 超電導メインコイルの外周面
40a(40) 第1超電導シールドコイル(超電導シールドコイル)
40b(40) 第2超電導シールドコイル(超電導シールドコイル)
50a(50,50’,50”) 第1磁化環状体(磁化環状体)
50b(50,50’,50”) 第2磁化環状体(磁化環状体)
51,51’ 磁化環状体の外周面
52 磁化環状体の内周面
53,53’,53” 磁化環状体の周縁部
35,35,35,35,45 磁力線
G1 超電導メインコイルの断面の重心位置
G2,G2’,G2” 磁化環状体の断面の重心位置
R 撮像領域
Z 回転対称軸




 

 


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