JP2005279168A - Gradient magnetic field coil, and magnetic resonance imaging apparatus using the same - Google Patents

Gradient magnetic field coil, and magnetic resonance imaging apparatus using the same Download PDF

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Abstract

<P>PROBLEM TO BE SOLVED: To provide a gradient magnetic field coil for an MRI apparatus having a cooling structure for efficiently and uniformly cooling the gradient magnetic field coil over a whole surface. <P>SOLUTION: The gradient magnetic field coil substantially has a flat shape and a structure obtained by integrating coils for generating the gradient magnetic fields of X, Y, Z, i.e. triaxial direction. Noninductively wound cooling piping constituted of a single layer is arranged on one surface of the gradient magnetic field coil. One of the Z-coils is a cooling coil internally having the flow path of a refrigerant and arranged on the opposite surface of the surface with the cooling piping arranged thereon. The X and Y-coils for much heat generation quantity are held between the cooling piping and the Z-coils being the cooling coils, so that the inner part of the gradient magnetic field coil is uniformly and efficiently cooled. <P>COPYRIGHT: (C)2006,JPO&NCIPI

Description

本発明は磁気共鳴イメージング装置（以下、MRI装置）、特にオープン型のMRI装置に用いられる傾斜磁場コイルに係り、特に傾斜磁場コイルの通電発熱を効率良く冷却するための冷却構造に関するものである。   The present invention relates to a gradient magnetic field coil used in a magnetic resonance imaging apparatus (hereinafter referred to as an MRI apparatus), particularly an open type MRI apparatus, and more particularly to a cooling structure for efficiently cooling energization heat generation of the gradient magnetic field coil.

MRI装置では、NMR信号に位置情報を付与するために、静磁場に重畳して傾斜磁場を加える必要があり、X、Y、Zの３軸方向に傾斜磁場を発生する３組のコイルを組み合わせた傾斜磁場コイルが広く使用されている。傾斜磁場コイルには撮像の際に繰り返し電流が印加され、これによりジュール熱が発生する。近年、高速撮像法の普及に伴い傾斜磁場の磁場強度も増加する傾向にあり、コイルに流れる電流値や導体ターン数が大きくなり、結果として通電時に生じるジュール発熱が増加している。特に、傾斜磁場が発生する変動磁場が、均一磁場空間以外のコイル周辺に漏洩しないようにシールドコイルを併有させたアクティブシールド型の傾斜磁場コイルにおいては、磁場発生の効率が悪いため、通電時の発熱量は非常に大きなものになる。   In order to give position information to NMR signals, it is necessary to apply a gradient magnetic field superimposed on a static magnetic field in an MRI apparatus, and combine three sets of coils that generate gradient magnetic fields in the X, Y, and Z directions. Gradient field coils are widely used. A current is repeatedly applied to the gradient coil during imaging, thereby generating Joule heat. In recent years, with the spread of high-speed imaging methods, the magnetic field strength of the gradient magnetic field tends to increase, and the current value flowing through the coil and the number of conductor turns increase, resulting in an increase in Joule heat generated during energization. In particular, the active shield type gradient magnetic field coil combined with the shield coil so that the magnetic field generated by the gradient magnetic field does not leak around the coil other than the uniform magnetic field space has a low magnetic field generation efficiency. The calorific value of is very large.

また上述したように通常の傾斜磁場コイルは、３軸方向に傾斜磁場を発生する３種類のコイルの組合せで構成されており、各々の発熱量と面内分布が異なるため、コイル集合体内部の発熱と温度は大きな分布を有する。
このような傾斜磁場コイルによる発熱量の増加や分布は、傾斜磁場コイル自体に熱変形を生じさせたり静磁場磁石等の性能を劣化させる原因となるため、傾斜磁場コイルを冷却するための技術が種々提案されている。 In addition, as described above, a normal gradient magnetic field coil is composed of a combination of three types of coils that generate gradient magnetic fields in three axial directions, and the amount of generated heat and in-plane distribution are different. The exotherm and temperature have a large distribution.
Such an increase or distribution of the amount of heat generated by the gradient magnetic field coil causes thermal deformation in the gradient magnetic field coil itself or deteriorates the performance of the static magnetic field magnet, etc. Therefore, there is a technique for cooling the gradient magnetic field coil. Various proposals have been made.

例えば特許文献１には、メインの傾斜磁場コイルとシールドコイルとを備えたアクティブシールド型の傾斜磁場コイルにおいて、メインコイルとシールドコイルの中間部に冷却配管を配置することで、コイル全体を冷却する構造が提案されている。また特許文献２には、傾斜磁場コイルの断面方向に熱伝導率の異なる層を積層するとともに最外層に冷却部を配置し、発熱部から冷却部に向かって熱伝導率が低くなるようにして熱流束を改善した傾斜磁場コイルが提案されている。さらに特許文献３には、傾斜磁場コイルを構成する導体を、冷却媒体を流通させるために中空円筒状にした構成が開示されている。
特開2001−46353号公報 特開2003−61930号公報 特開2001−353136号公報 For example, in Patent Document 1, in an active shield type gradient magnetic field coil provided with a main gradient magnetic field coil and a shield coil, a cooling pipe is arranged in the middle part of the main coil and the shield coil to cool the entire coil. A structure has been proposed. In Patent Document 2, layers having different thermal conductivities are laminated in the cross-sectional direction of the gradient magnetic field coil, and a cooling part is arranged in the outermost layer so that the thermal conductivity decreases from the heating part toward the cooling part. Gradient coils with improved heat flux have been proposed. Further, Patent Document 3 discloses a configuration in which a conductor constituting the gradient magnetic field coil is formed into a hollow cylinder in order to circulate a cooling medium.
JP 2001-46353 A Japanese Patent Laid-Open No. 2003-61930 JP 2001-353136 A

しかし特許文献１に記載されたものでは、コイル内部における発熱密度が最も大きな領域に冷却機構を設けていないため、効率良く、かつ全面にわたって均等に冷却することは困難である。また特許文献２に記載されたものでは熱伝導率の異なる層を積層した構造になっているため、傾斜磁場コイル自体の厚さが大きくなり、撮像空間を確保するためには最外層に設ける冷却部の厚さにはおのずと限界があり、冷却効率にも限界がある。さらに特許文献３に記載されたものでは、コイル導体の特性から形状、太さには制限があり、冷却効率にも限界がある。また特許文献３に記載されたものでは、複数のコイルを組み合わせた傾斜磁場コイルについては考慮されておらず、この種のコイルの熱分布を改善することができない。   However, since the cooling mechanism is not provided in the region having the largest heat generation density inside the coil, it is difficult to efficiently and evenly cool the entire surface described in Patent Document 1. In addition, since the structure described in Patent Document 2 has a structure in which layers having different thermal conductivities are laminated, the thickness of the gradient magnetic field coil itself is increased, and cooling provided in the outermost layer in order to secure an imaging space. The thickness of the part naturally has a limit, and the cooling efficiency also has a limit. Furthermore, in what is described in Patent Document 3, the shape and thickness are limited due to the characteristics of the coil conductor, and the cooling efficiency is also limited. Moreover, in the thing described in patent document 3, the gradient magnetic field coil which combined several coils is not considered, and the heat distribution of this kind of coil cannot be improved.

そこで本発明は、傾斜磁場コイルを効率良く、かつ全面にわたって均等に冷却することが可能な冷却構造を備えた傾斜磁場コイルを提供することを目的とする。   Then, an object of this invention is to provide the gradient magnetic field coil provided with the cooling structure which can cool a gradient magnetic field coil efficiently and uniformly over the whole surface.

上記目的を達成するため本発明のＭＲＩ装置用傾斜磁場コイルは、実質的に平坦な形状を有し、異なる方向の傾斜磁場を発生する複数のコイルを含むものであって、主な特徴として次の特徴を備える。   In order to achieve the above object, a gradient coil for an MRI apparatus of the present invention has a substantially flat shape and includes a plurality of coils that generate gradient magnetic fields in different directions. With the features of

（１）少なくとも一方の面に電磁気的な機能を有しない冷却配管が配置されるとともに、傾斜磁場コイルを構成する複数のコイルの一つは内部に冷媒の流路を有する冷却コイルである。
（２） 傾斜磁場コイルを構成する複数のコイルの一つは内部に冷媒の流路を有する冷却コイル（電磁気的な機能を有する冷却配管）であって、他のコイルの間に配置されている。
（３） 傾斜磁場コイルが、電磁気的な機能を有しない冷却配管と冷却コイルとを有するものである場合、冷却配管と冷却コイルの各配管系統は圧力損失が同等であって、同じ冷媒循環系に接続されている。
（４） 傾斜磁場コイルが、電磁気的な機能を有しない冷却配管と冷却コイルとを有するものである場合、冷却配管は、無誘導巻きされた単層からなる。
（５） 冷却配管が無誘導巻きされたものである場合、往路と復路との間隔が互いの熱交換を防止する距離に保たれている。
（６） 傾斜磁場コイルが、メインコイルと前記メインコイルの磁場漏洩を防止するシールドコイルとを備えている場合、メインコイル及びシールドコイルの少なくとも一方が上記特徴（１）〜（６）のいずれかを備えている。
（７） メインコイルとシールドコイルの両方に冷却配管を備える場合、両冷却配管は直列接続されている。
（８） メインコイルとシールドコイルの両方に冷却配管を備える場合、両冷却配管は直列接続されており、シールドコイル側の冷却配管が冷媒流入側に接続されている。
（９） 上記（１）〜（８）の特徴が任意に組み合わされている。
また本発明のＭＲＩ装置は、傾斜磁場コイルとして、これら特徴（１）〜（９）のいずれかと、熱交換器と循環ポンプとを有して前記冷媒を循環させる手段とを備えたものである。 (1) A cooling pipe not having an electromagnetic function is disposed on at least one surface, and one of the plurality of coils constituting the gradient coil is a cooling coil having a refrigerant flow path therein.
(2) One of the plurality of coils constituting the gradient magnetic field coil is a cooling coil (cooling pipe having an electromagnetic function) having a refrigerant flow path therein, and is disposed between other coils. .
(3) When the gradient coil has a cooling pipe and a cooling coil that do not have an electromagnetic function, each piping system of the cooling pipe and the cooling coil has the same pressure loss, and the same refrigerant circulation system It is connected to the.
(4) When the gradient magnetic field coil has a cooling pipe and a cooling coil that do not have an electromagnetic function, the cooling pipe is made of a single layer wound non-inductively.
(5) When the cooling pipe is non-inductively wound, the distance between the forward path and the return path is maintained at a distance that prevents mutual heat exchange.
(6) In the case where the gradient magnetic field coil includes a main coil and a shield coil for preventing magnetic field leakage of the main coil, at least one of the main coil and the shield coil is any one of the features (1) to (6). It has.
(7) When both the main coil and the shield coil are provided with cooling pipes, both cooling pipes are connected in series.
(8) When both the main coil and the shield coil are provided with cooling pipes, both the cooling pipes are connected in series, and the cooling pipe on the shield coil side is connected to the refrigerant inflow side.
(9) The features (1) to (8) above are arbitrarily combined.
The MRI apparatus of the present invention includes any one of these features (1) to (9) as a gradient magnetic field coil, and a means for circulating the refrigerant having a heat exchanger and a circulation pump. .

本発明の傾斜磁場コイルによれば、上記構成を採用することにより、傾斜磁場コイルが発生する熱を効率よく且つ全面に亘って均等に冷却することができる。   According to the gradient coil of the present invention, the heat generated by the gradient coil can be efficiently and uniformly cooled over the entire surface by adopting the above configuration.

以下、本発明の傾斜磁場コイル及びそれを備えたＭＲＩ装置の実施の形態を説明する。   Embodiments of a gradient coil and an MRI apparatus having the same according to the present invention will be described below.

図１（ａ）は、本発明が適用されるＭＲＩ装置の全体概要を示すブロック図である。
このＭＲＩ装置は、被検体101の体軸方向に対し垂直な傾斜磁場を発生する垂直磁場方式オープンタイプのＭＲＩ装置であり、被検体101が挿入される撮像空間に静磁場を発生する上下一対の磁石102と、この空間に傾斜磁場を発生する傾斜磁場コイル103と、被検体の撮像領域に高周波磁場を発生するRFコイル104と、被検体101が発生する核磁気共鳴（ＭＲ）信号を検出するRFプローブ105と、静磁場空間に被検体101を挿入するためのベッド112を備えている。 FIG. 1A is a block diagram showing an overall outline of an MRI apparatus to which the present invention is applied.
This MRI apparatus is a vertical magnetic field type open type MRI apparatus that generates a gradient magnetic field perpendicular to the body axis direction of the subject 101, and a pair of upper and lower sides that generate a static magnetic field in an imaging space into which the subject 101 is inserted. A magnet 102, a gradient magnetic field coil 103 that generates a gradient magnetic field in this space, an RF coil 104 that generates a high-frequency magnetic field in the imaging region of the subject, and a nuclear magnetic resonance (MR) signal generated by the subject 101 are detected. An RF probe 105 and a bed 112 for inserting the subject 101 into the static magnetic field space are provided.

このオープンタイプのMRI装置では、上下一対の磁石102の各々に、平板状の傾斜磁場コイル103及び平板状のRFコイル104が固定されており、磁石102を支持する支柱（図示せず）の間から撮像空間にアクセスできるようになっている。
傾斜磁場コイル103は、互いに直交する３方向（X，Y，Z）の傾斜磁場コイルで構成され、傾斜磁場電源109からの信号に応じてそれぞれ傾斜磁場を発生する。また傾斜磁場コイル103は冷却手段（後述）を備えており、冷却手段は、図１（ｂ）に示すように、冷却のための配管を介して熱交換器113及び循環ポンプ114に接続されている。 In this open type MRI apparatus, a flat magnetic field coil 103 and a flat RF coil 104 are fixed to each of a pair of upper and lower magnets 102, and between support columns (not shown) that support the magnets 102. The imaging space can be accessed from.
The gradient magnetic field coil 103 is composed of gradient magnetic field coils in three directions (X, Y, Z) orthogonal to each other, and each generates a gradient magnetic field in response to a signal from the gradient magnetic field power supply 109. Further, the gradient magnetic field coil 103 is provided with a cooling means (described later), and the cooling means is connected to a heat exchanger 113 and a circulation pump 114 via piping for cooling, as shown in FIG. Yes.

RFコイル104はRF送信部110の信号に応じて高周波磁場を発生する。RFプローブ105は、RFコイル104と兼用とすることも可能であるが、図示する実施例ではRFコイル104とは別に被検体101の測定部位に近接して配置されている。RFプローブ105からの信号は、信号検出部106で検出され、信号処理部107で信号処理され、また計算により画像信号に変換される。画像は表示部108で表示される。
傾斜磁場電源109、RF送信部110、信号検出部106は、撮像方法によって決まるパルスシーケンスに従い制御部111で制御される。 The RF coil 104 generates a high-frequency magnetic field according to the signal from the RF transmission unit 110. The RF probe 105 can also be used as the RF coil 104. However, in the embodiment shown in the drawing, the RF probe 105 is arranged close to the measurement site of the subject 101 separately from the RF coil 104. A signal from the RF probe 105 is detected by the signal detection unit 106, processed by the signal processing unit 107, and converted into an image signal by calculation. The image is displayed on the display unit 108.
The gradient magnetic field power source 109, the RF transmission unit 110, and the signal detection unit 106 are controlled by the control unit 111 in accordance with a pulse sequence determined by the imaging method.

図２は、傾斜磁場コイル103の一部の詳細を模式的に示す部分断面図であり、上下に配置される傾斜磁場コイルの一方（上側に配置されるもの）のみを示している。この傾斜磁場コイル103は、アクティブシールド型の傾斜磁場コイルで、撮像空間200に傾斜磁場を与えるメインの傾斜磁場コイル201（以下、メインコイルともいう）のほかに、メインコイル201が発生する磁場が静磁場磁石側へ漏洩しないように逆向きの磁場を発生させるシールドコイル203が備えられている。シールドコイル203も、メインコイルと同様にＸ、Ｙ、Ｚの３方向の傾斜磁場を発生する傾斜磁場コイルであり、メインコイル201と同様にこれら３方向のコイルを一体化した平板形状を有している。シールドコイル203は、メインコイル201の磁場を効果的にキャンセルするために、所定の間隔を持って配置されている。   FIG. 2 is a partial sectional view schematically showing a part of the gradient magnetic field coil 103 in detail, and shows only one of the gradient magnetic field coils arranged on the upper and lower sides (one arranged on the upper side). This gradient magnetic field coil 103 is an active shield type gradient magnetic field coil, and in addition to a main gradient magnetic field coil 201 (hereinafter also referred to as a main coil) that applies a gradient magnetic field to the imaging space 200, a magnetic field generated by the main coil 201 is generated. A shield coil 203 for generating a reverse magnetic field is provided so as not to leak to the static magnetic field magnet side. Similarly to the main coil, the shield coil 203 is a gradient magnetic field coil that generates gradient magnetic fields in three directions of X, Y, and Z. Like the main coil 201, the shield coil 203 has a flat plate shape in which the coils in these three directions are integrated. ing. The shield coil 203 is disposed with a predetermined interval in order to effectively cancel the magnetic field of the main coil 201.

また傾斜磁場コイル103は、メインコイル201及びシールドコイル203が発生する熱を冷却するために、メインコイル201の撮像空間側およびシールドコイル203の静磁場磁石側にそれぞれ冷却用配管205、207が固定されている。これら冷却用配管205、207は、それぞれ往路と復路が同一面内にあり、冷媒供給用及び排出用の口出し部がコイル外側面に設けられている。一般に冷却配管の構造としては、蛇腹状或いは渦巻状があるが、蛇腹状のものは傾斜磁場コイルの一端から他端に向かって温度勾配を生じ、渦巻状のものは復路のために全体の厚みが管自体の厚みの２倍以上となり、傾斜磁場コイルの冷却配管として好ましくない。このため本発明では、渦巻状であって往路と復路が同一平面内にある構造の冷却配管を採用する。図３にこのような構造の冷却配管の一例を示す。   The gradient magnetic field coil 103 has cooling pipes 205 and 207 fixed to the imaging space side of the main coil 201 and the static magnetic field magnet side of the shield coil 203 in order to cool the heat generated by the main coil 201 and the shield coil 203, respectively. Has been. Each of the cooling pipes 205 and 207 has a forward path and a return path in the same plane, and a refrigerant supply and discharge outlet is provided on the outer surface of the coil. Generally, the cooling pipe structure has a bellows shape or a spiral shape, but the bellows shape causes a temperature gradient from one end of the gradient magnetic field coil to the other end, and the spiral shape has a total thickness for the return path. Becomes more than twice the thickness of the tube itself, which is not preferable as a cooling pipe for the gradient coil. For this reason, in the present invention, a cooling pipe having a spiral shape and having a forward path and a return path in the same plane is employed. FIG. 3 shows an example of the cooling pipe having such a structure.

図３に示す冷却配管は、平板の端部を冷媒入口とする渦巻状の往路が中央近傍で折り返し、往路に平行した渦巻状の復路となって平板の端部の冷媒出口につながっている構造で、無誘導巻きと呼ばれるものである。このような無誘導巻きでは、往路の巻き方向と復路の巻き方向とは全く逆方向となるので、銅管やアルミ管のような導電性の材料で構成した場合にも電磁誘導による磁場の発生がなく実質的に電磁気的な作用を有しない。また同一平面内に冷媒の往路と復路が形成されているので、冷却配管に要する厚みは配管の厚みのみであり、冷却配管による傾斜磁場コイルの厚みの増加を極力抑えることができる。その結果、撮像空間として十分な広さを確保することができる。   The cooling pipe shown in FIG. 3 has a structure in which a spiral outward path having a refrigerant inlet at the end of the flat plate is folded back in the vicinity of the center, and a spiral return path parallel to the outward path is connected to the refrigerant outlet at the end of the flat plate. This is called non-inductive winding. In such a non-inductive winding, the winding direction of the forward path and the winding direction of the return path are completely opposite directions, so that even when it is made of a conductive material such as a copper tube or an aluminum tube, a magnetic field is generated by electromagnetic induction. There is no substantial electromagnetic effect. Further, since the refrigerant forward and return paths are formed in the same plane, the thickness required for the cooling pipe is only the thickness of the pipe, and an increase in the thickness of the gradient magnetic field coil due to the cooling pipe can be suppressed as much as possible. As a result, a sufficient area as an imaging space can be ensured.

冷却配管の無誘導巻きの形状は、冷却管によって除熱したい熱量から、巻線される配管内部を流れる冷媒の流量及び流路の断面寸法と全長から決定される圧力損失が冷媒供給装置と適合するように設計される。この際、無誘導巻きした冷却配管の往路と復路との間は、往路・復路間で熱交換が起こることを防止するために、所定の間隔が設けられる。この往路と復路との間隔（ターン間隔）は、流量が多ければ間隔は狭くてもよく、流量が少なければ広くする必要がある。従って流量に応じて適宜設計する。   The shape of the non-inductive winding of the cooling pipe is compatible with the refrigerant supply device from the amount of heat to be removed by the cooling pipe, the flow rate of the refrigerant flowing inside the coiled pipe, the pressure loss determined from the cross-sectional dimensions and the total length of the flow path Designed to do. At this time, a predetermined interval is provided between the forward path and the return path of the cooling pipe that has been wound without induction in order to prevent heat exchange between the forward path and the return path. The distance between the forward path and the return path (turn interval) may be narrow if the flow rate is large, and wide if the flow rate is small. Therefore, it is designed appropriately according to the flow rate.

例として、銅配管の断面形状が外径10mm（内径8mm）、長さ50ｍであり、ターン間にエポキシ樹脂を充填した冷却配管の場合を図４に示す。図中、1.5kWの発熱量に対し配管内部に約0.5L/分で冷却水を流した場合（実線）及び流量を倍の約1L/分にした場合（点線）について、冷却配管長手方向の冷却水温度の変化を示すグラフで、それぞれターン間隔（4mm〜14mm）を異ならせて測定したものを示している。図示するように、流量約0.5L/分ではターン間隔を14mm以上設ける必要があり、流量約1L/分ではターン間隔は10mm以上設ける必要がある。   As an example, FIG. 4 shows a case where a copper pipe has a cross-sectional shape having an outer diameter of 10 mm (inner diameter of 8 mm) and a length of 50 m, and a cooling pipe filled with epoxy resin between turns. In the figure, when the cooling water is flowed at about 0.5 L / min to the heat generation of 1.5 kW (solid line) and when the flow rate is doubled to about 1 L / min (dotted line), It is a graph showing the change of the cooling water temperature, and shows the values measured with different turn intervals (4 to 14 mm). As shown in the figure, it is necessary to provide a turn interval of 14 mm or more at a flow rate of about 0.5 L / min, and a turn interval of 10 mm or more at a flow rate of about 1 L / min.

なお図４の例では、往路と復路との間にエポキシ樹脂が介在する場合を示したが、これらの間に存在する空気のみでもよいし、エポキシ樹脂以外の熱を遮断する材料（例えばフェノール樹脂やマシナブルセラミックス）を介在させてもよい。さらに往路を熱伝導性のよい材料で形成し、復路を熱伝導性の低い材料で形成することも可能である。このように往路と復路との間、特に冷媒入口と冷媒出口の近傍での熱交換を遮断することにより、配管内部を流れる冷媒や配管の温度が、配管入口から出口に向かって一様に上昇するようにすることができ、傾斜磁場コイルを冷却効率を高めることができる。   In the example of FIG. 4, the case where an epoxy resin is interposed between the forward path and the return path is shown, but only air existing between these may be used, or a material that blocks heat other than the epoxy resin (for example, a phenol resin). Or machinable ceramics). Further, it is possible to form the forward path with a material having good thermal conductivity and to form the return path with a material having low thermal conductivity. Thus, by blocking the heat exchange between the forward path and the return path, particularly in the vicinity of the refrigerant inlet and the refrigerant outlet, the temperature of the refrigerant flowing in the pipe and the temperature of the pipe rise uniformly from the pipe inlet to the outlet. Thus, the cooling efficiency of the gradient coil can be increased.

なお冷媒は特に限定されないが、通常、冷却水を用いる。冷却水は、電気絶縁性や腐食の観点から導電率が50μS/cm以下であることが好ましい。このような導電率は冷却水の循環路に不純物を除去するイオン交換器を設置することにより達成することができる。   The refrigerant is not particularly limited, but usually cooling water is used. The cooling water preferably has a conductivity of 50 μS / cm or less from the viewpoint of electrical insulation and corrosion. Such conductivity can be achieved by installing an ion exchanger for removing impurities in the circulation path of the cooling water.

メインコイル側の冷却配管205とシールドコイル側の冷却配管207は、別個の配管系統としてもよいが、直列に接続することにより配管系統を簡素にすることができる。その場合には、比較的温度上昇の少ないシールドコイル側の冷却配管を冷媒の流入側とすることが好ましい。またこれら両配管は好適には長さ及び形状を同一とする。これにより、冷却管の巻線工程が共通化し、作業を簡略化することができる。或いは発熱量の大きいメインコイル側の冷却配管205の長さをシールドコイル側より長くすることも可能であり、この場合には、メインコイル側の前面を効率よく冷却できるため、傾斜磁場コイル全体の温度勾配を小さくすることができる。   The cooling pipe 205 on the main coil side and the cooling pipe 207 on the shield coil side may be separate piping systems, but the piping system can be simplified by connecting them in series. In that case, it is preferable that the cooling pipe on the shield coil side where the temperature rise is relatively small be the refrigerant inflow side. These two pipes preferably have the same length and shape. Thereby, the winding process of a cooling pipe can be made common and work can be simplified. Alternatively, the length of the cooling pipe 205 on the main coil side having a large calorific value can be made longer than that on the shield coil side. In this case, the front surface on the main coil side can be efficiently cooled. The temperature gradient can be reduced.

このように本実施形態の傾斜磁場コイルによれば、傾斜磁場コイルの少なくとも一方の面に冷却配管を固定し、且つ冷却配管として典型的には無誘導巻きのような往路と復路を同一平面に有する配管を採用したことにより、傾斜磁場コイルの厚みを増やすことなく効果的に傾斜磁場コイルの温度上昇を抑制できる。またシールドコイルを備えたアクティブシールド傾斜磁場コイルの場合には、メインコイルのみならずシールドコイルの静磁場磁石側側面にも冷却配管を配置することにより、静磁場磁石への熱の伝達を効果的に抑制し、熱による磁石特性の変化や性能の劣化を防止できる。この場合、メインコイル側とシールドコイル側の冷却配管の長さや冷媒流量を調整することにより、傾斜磁場全体の温度勾配を小さくすることができる。   As described above, according to the gradient magnetic field coil of the present embodiment, the cooling pipe is fixed to at least one surface of the gradient magnetic field coil, and the forward path and the return path such as a non-inductive winding are typically coplanar as the cooling pipe. By adopting the piping having, it is possible to effectively suppress the temperature rise of the gradient magnetic field coil without increasing the thickness of the gradient magnetic field coil. In addition, in the case of an active shield gradient magnetic field coil equipped with a shield coil, heat transfer to the static magnetic field magnet can be effectively performed by arranging a cooling pipe not only on the main coil but also on the side surface of the shield coil on the static magnetic field magnet side. It is possible to suppress the change in the magnetic characteristics and the deterioration of the performance due to heat. In this case, the temperature gradient of the entire gradient magnetic field can be reduced by adjusting the length of the cooling pipes on the main coil side and the shield coil side and the refrigerant flow rate.

本発明の別の実施形態を図５に示す。図５に示す実施形態の傾斜磁場コイル103は、冷却配管205、207の構成は図２と同様であるが、これらに加えてＸ、Ｙ、Ｚのメインコイル201の一つ2011が冷却コイルを兼ねている。即ち図示する実施形態では、メインＺコイル2011を中空導体で構成し、その内部に冷媒を通すとともに、冷却配管205とメインＺコイル2011とでメインＸコイル及びメインＹコイルを挟む構成としている。   Another embodiment of the present invention is shown in FIG. In the gradient magnetic field coil 103 of the embodiment shown in FIG. 5, the configuration of the cooling pipes 205 and 207 is the same as that of FIG. 2, but in addition to these, one of the main coils 201 of X, Y, and Z is a cooling coil. Also serves as. In other words, in the illustrated embodiment, the main Z coil 2011 is constituted by a hollow conductor, the refrigerant is passed through the inside, and the main X coil and the main Y coil are sandwiched between the cooling pipe 205 and the main Z coil 2011.

一般に垂直磁場方式のＭＲＩ装置の傾斜磁場コイル103では、垂直方向をＺ方向とすると、Ｘコイル及びＹコイルは傾斜磁場コイル103の面と平行な方向に磁場勾配を発生するための複雑なパターンに巻かれているため、電気抵抗がＺコイルより高く、従って発熱量も多い。またシールドコイル203に比べメインコイル201の発熱量が高い。表１に、典型的なアクティブシールド傾斜磁場コイルの発熱量の一例を示す。

Figure 2005279168
In general, in the gradient magnetic field coil 103 of the vertical magnetic field type MRI apparatus, when the vertical direction is the Z direction, the X coil and the Y coil have a complicated pattern for generating a magnetic field gradient in a direction parallel to the surface of the gradient magnetic field coil 103. Since it is wound, the electric resistance is higher than that of the Z coil, and therefore the heat generation amount is also large. Further, the heat generation amount of the main coil 201 is higher than that of the shield coil 203. Table 1 shows an example of the heat generation amount of a typical active shield gradient coil.
Figure 2005279168

本実施形態の傾斜磁場コイル103は、比較的単純な巻きパターンであって冷媒の流路としての抵抗が小さいメインＺコイル2011を冷却配管としても機能させるとともに、最も発熱量の多いメインＸコイル及びメインＹコイルを、このメインＺコイルを含む２つの冷却配管2011、205で挟んだ構造とすることにより、さらに効果的に傾斜磁場コイル103の温度上昇と傾斜磁場コイルの熱変形を抑制することができる。   The gradient magnetic field coil 103 of the present embodiment allows the main Z coil 2011 having a relatively simple winding pattern and having a small resistance as a refrigerant flow path to function as a cooling pipe, By adopting a structure in which the main Y coil is sandwiched between the two cooling pipes 2011 and 205 including the main Z coil, the temperature rise of the gradient magnetic field coil 103 and the thermal deformation of the gradient magnetic field coil can be more effectively suppressed. it can.

冷却配管及びメインＺコイルの断面寸法を6mm×6mm、肉厚1mm、冷却水の流量を約1Ｌ（リットル）/分とした場合の冷却効果を図６に示す。図６（ａ）のグラフは冷却配管とメインＺコイルに冷却水を流した場合、（ｂ）のグラフは冷却配管には冷却水を流さなかった場合で、それぞれメインＺコイル内の冷却水温度及びメインＸコイルの温度の実測値を、メインＸコイルに対する通電時間（200Ａ）に対しプロットしたものである。（ａ）、（ｂ）のグラフから明らかなように、メインＺコイルを傾斜磁場コイルの一方の面に配置した構成では、メインの冷却コイルのみでは冷却効果が十分ではないが、他方の面に冷却配管を配置して他のコイルを挟む構造にしたことにより、高い冷却効果を上げることができる。   FIG. 6 shows the cooling effect when the cross-sectional dimensions of the cooling pipe and the main Z coil are 6 mm × 6 mm, the wall thickness is 1 mm, and the cooling water flow rate is about 1 L (liter) / min. The graph of FIG. 6A shows the case where the cooling water flows through the cooling pipe and the main Z coil, and the graph of FIG. 6B shows the case where the cooling water does not flow through the cooling pipe. The measured values of the temperature of the main X coil are plotted against the energization time (200 A) for the main X coil. As is clear from the graphs (a) and (b), in the configuration in which the main Z coil is disposed on one surface of the gradient magnetic field coil, the cooling effect is not sufficient with only the main cooling coil, but on the other surface. By arranging the cooling pipe to sandwich another coil, a high cooling effect can be achieved.

メインＺコイルも含めた冷却配管の配管系統の一例を図７に示す。図示するように、この実施形態では、冷却専用の配管系統701と、通電時に電圧が印加される配管系統702とを備え、それぞれの口出しC1〜C4が傾斜磁場コイルの外周部に設けられる。メインコイル側の冷却配管205とシールドコイル側の冷却配管207は配管系統701に属し、メインＺコイル2011は配管系統702に属している。配管系統702の口出しC1、C2には撮像シーケンスに従い電圧が印加される。このためC1、C2は、絶縁性材料からなるホース等を用いて外部配管に接続される。或いはメインＺコイルの配管として電気絶縁処理を施したものを用いてもよく、この場合には外部との接続には導電体を用いてもよい。   An example of the piping system of the cooling piping including the main Z coil is shown in FIG. As shown in the figure, this embodiment includes a piping system 701 dedicated to cooling and a piping system 702 to which a voltage is applied when energized, and the respective outlets C1 to C4 are provided on the outer peripheral portion of the gradient magnetic field coil. The cooling coil 205 on the main coil side and the cooling pipe 207 on the shield coil side belong to the piping system 701, and the main Z coil 2011 belongs to the piping system 702. A voltage is applied to the outlets C1 and C2 of the piping system 702 according to the imaging sequence. For this reason, C1 and C2 are connected to external piping using a hose made of an insulating material. Alternatively, the main Z coil pipe may be subjected to electrical insulation treatment, and in this case, a conductor may be used for connection to the outside.

また冷却専用の配管系統701とメインＺコイルの配管系統702を別系統にするのではなく、口出しC1とC2及びC3とC4をそれぞれ一つにまとめ、傾斜磁場コイル内で分岐するようにしてもよい。この場合、冷却専用の配管205、207とメインＺコイル2011の両者の圧力損失を同等にすることが好ましい。それにより外部に流量調整用のバルブ等を設けることなく両配管系統に流れる冷却水の流量を同等にすることができる。   Rather than separate the cooling dedicated piping system 701 and the main Z coil piping system 702 from each other, the outlets C1 and C2 and C3 and C4 may be combined and branched in the gradient coil. Good. In this case, it is preferable to make the pressure loss of both the cooling-dedicated pipes 205 and 207 and the main Z coil 2011 equal. Thereby, the flow rate of the cooling water flowing through both the piping systems can be made equal without providing an external valve for adjusting the flow rate.

本実施形態の傾斜磁場コイルによれば、メインＺコイルに冷却管としての機能を持たせ、最も発熱量の多いＸコイル及びＹコイルをメインＺコイルと冷却専用の冷却管とで挟む構造にしたことにより、さらに効果的に傾斜磁場コイルの温度上昇を抑制できる。この場合、メインＺコイルである冷却管と冷却専用冷却管の圧力損失を同等にすることにより、流量調節用バルブ等を不要とし配管系統を簡略にすることができる。   According to the gradient magnetic field coil of the present embodiment, the main Z coil has a function as a cooling pipe, and the X coil and the Y coil that generate the most heat are sandwiched between the main Z coil and a cooling pipe dedicated to cooling. Thus, the temperature rise of the gradient coil can be more effectively suppressed. In this case, by equalizing the pressure loss of the cooling pipe that is the main Z coil and the cooling dedicated cooling pipe, a flow rate adjusting valve or the like is not required and the piping system can be simplified.

次に本発明のさらに別の実施形態を説明する。
図８は、本発明の傾斜磁場コイルの別の実施形態を示す図で、この実施形態の傾斜磁場コイルもメインコイル801のほかにシールドコイル803を備えたアクティブシールド傾斜磁場コイルであることは図２の実施形態と同じであるが、この実施形態では、メイン及びシールドのＺコイル8011、8031をそれぞれ内部に冷媒流路を設けた冷却コイルとするとともに、これら冷却コイル8011、8031をＸコイルとＹコイルとの間に設けたことを特徴としている。これら冷却コイル8011、8031は、傾斜磁場コイルの外端部に冷媒供給用及び排出用の口出し部が設けられ、それぞれ電気的に絶縁されて冷却循環系に接続されている。メインコイルとシールドコイルは電気的には直列に接続され、通電時に所定の電圧が印加されるように傾斜磁場電源に接続されている。冷却コイル8011、8031の配管系統は、別個でもよいし、並列又は直列に接続して同じ系統にすることも可能である。但し、これらの接続においては各冷却コイルの電磁気的な機能を阻害しないことが重要である。 Next, still another embodiment of the present invention will be described.
FIG. 8 is a diagram showing another embodiment of the gradient coil according to the present invention. The gradient coil of this embodiment is also an active shield gradient coil including a shield coil 803 in addition to the main coil 801. In this embodiment, the main and shielded Z coils 8011 and 8031 are cooling coils provided with refrigerant flow paths therein, and the cooling coils 8011 and 8031 are X coils. It is characterized by being provided between the Y coil. These cooling coils 8011 and 8031 are provided with outlets for supplying and discharging refrigerant at the outer ends of the gradient magnetic field coils, respectively, and are electrically insulated and connected to the cooling circulation system. The main coil and the shield coil are electrically connected in series, and are connected to a gradient magnetic field power supply so that a predetermined voltage is applied when energized. The piping systems of the cooling coils 8011 and 8031 may be separate, or may be connected in parallel or in series to be the same system. However, in these connections, it is important not to disturb the electromagnetic function of each cooling coil.

本実施形態の傾斜磁場コイルでは、発熱量の大きいＸコイルとＹコイルとの間に冷却コイルを配置したことにより、冷却専用の配管を表面に配置しなくても、メインコイル或いはシールドコイル全体の温度勾配を小さくすることができ、温度勾配に起因する熱変形を効果的に防止することができる。またメインコイル及びシールドコイルの両方に冷却コイルを採用したことにより、静磁場磁石側の温度上昇を抑えることができる。
この実施形態では、冷却専用の配管は必須ではないが、図２或いは図５に示す実施形態と同様に、シールドコイル803の静磁場磁石側及びメインコイル801の撮像空間側に冷却配管を備えることができ、これら冷却専用の冷却配管として無誘導巻きを採用することができる。 In the gradient magnetic field coil of the present embodiment, the cooling coil is arranged between the X coil and the Y coil that generate a large amount of heat, so that the entire main coil or shield coil can be obtained without arranging a cooling-dedicated pipe on the surface. The temperature gradient can be reduced, and thermal deformation due to the temperature gradient can be effectively prevented. Further, by adopting the cooling coil for both the main coil and the shield coil, the temperature rise on the static magnetic field magnet side can be suppressed.
In this embodiment, piping dedicated for cooling is not essential, but cooling piping is provided on the static magnetic field magnet side of the shield coil 803 and the imaging space side of the main coil 801, as in the embodiment shown in FIG. 2 or FIG. Non-inductive winding can be adopted as a cooling pipe dedicated to cooling.

以上、本発明の傾斜磁場コイルの実施形態を説明したが、本発明はこれら実施形態に限定されることなく、特許請求の範囲に記載される範囲において種々の変更を採用できる。例えば、上記実施形態ではシールドコイルを備えたアクティブシールド型傾斜磁場コイルについて説明したが、シールドコイルを備えていない傾斜磁場コイルや静磁場均一性を補正する補正用コイルを備えた傾斜磁場コイルにも同様に適用することができる。また本発明を他の冷却手段や熱遮断手段と併用することも可能である。例えば、図３に示したように、コイル面内の冷却配管のみならず、コイル外側面に冷却配管を設けてもよいし、図９に示すように、静磁場磁石への取り付け面に熱伝導率の低い材料（例えばフェノール樹脂板など）からなる薄板901を配置することも可能である。   As mentioned above, although embodiment of the gradient magnetic field coil of this invention was described, this invention is not limited to these embodiment, A various change is employable in the range described in a claim. For example, although the active shield type gradient magnetic field coil provided with the shield coil has been described in the above embodiment, the gradient magnetic field coil not provided with the shield coil or the gradient magnetic field coil provided with the correction coil for correcting the static magnetic field uniformity is also described. The same can be applied. Further, the present invention can be used in combination with other cooling means and heat shut-off means. For example, as shown in FIG. 3, not only cooling pipes in the coil surface but also cooling pipes may be provided on the outer surface of the coil, and heat conduction is performed on the mounting surface to the static magnetic field magnet as shown in FIG. It is also possible to arrange a thin plate 901 made of a material with a low rate (for example, a phenol resin plate).

本発明の傾斜磁場コイルのＭＲＩ装置への組み込み例を図１０に示す。図１０は図５と同様の構成の傾斜磁場コイル103を静磁場磁石102に組み込んだ例を示すもので、図示するように、傾斜磁場コイル103のシールドコイル側が静磁場磁石102に接するように、静磁場磁石102に形成された凹部に固定する。この際、静磁場磁石102とシールドコイルの表面冷却配管207との間に熱絶縁板901を配置する。この構成では、シールドコイルの表面冷却配管207によって傾斜磁場コイルの発熱を除去するとともに傾斜磁場コイル103と静磁場磁石102とを熱的に遮断したことにより、静磁場磁石102の特性の変動を防止することができる。   An example of incorporating the gradient magnetic field coil of the present invention into an MRI apparatus is shown in FIG. FIG. 10 shows an example in which the gradient magnetic field coil 103 having the same configuration as FIG. 5 is incorporated in the static magnetic field magnet 102. As shown in the figure, the shield coil side of the gradient magnetic field coil 103 is in contact with the static magnetic field magnet 102. It fixes to the recessed part formed in the static magnetic field magnet 102. FIG. At this time, a heat insulating plate 901 is disposed between the static magnetic field magnet 102 and the surface cooling pipe 207 of the shield coil. In this configuration, the heat generation of the gradient magnetic field coil is removed by the surface cooling pipe 207 of the shield coil, and the gradient magnetic field coil 103 and the static magnetic field magnet 102 are thermally cut off, thereby preventing fluctuations in the characteristics of the static magnetic field magnet 102. can do.

本発明が適用されるＭＲＩ装置の全体概要を示す図The figure which shows the whole outline | summary of the MRI apparatus with which this invention is applied. 本発明の傾斜磁場コイルの一実施形態を示す図The figure which shows one Embodiment of the gradient magnetic field coil of this invention 冷却配管の一例を示す図Diagram showing an example of cooling piping 図３の冷却配管のターン間隔の設計を示す図The figure which shows the design of the turn interval of the cooling piping of FIG. 本発明の傾斜磁場コイルの他の実施形態を示す図The figure which shows other embodiment of the gradient magnetic field coil of this invention. 図５の傾斜磁場コイルの冷却効率を示すグラフThe graph which shows the cooling efficiency of the gradient coil of FIG. 図５の傾斜磁場コイルの配管系統の一例を示す図The figure which shows an example of the piping system of the gradient magnetic field coil of FIG. 本発明の傾斜磁場コイルのさらに別の実施形態を示す図The figure which shows another embodiment of the gradient magnetic field coil of this invention. 本発明の傾斜磁場コイルのさらに別の実施形態を示す図The figure which shows another embodiment of the gradient magnetic field coil of this invention. 本発明の傾斜磁場コイルをＭＲＩ装置に組み込む状態を示す図The figure which shows the state which incorporates the gradient magnetic field coil of this invention in an MRI apparatus.

符号の説明Explanation of symbols

102・・・静磁場磁石、103・・・傾斜磁場コイル、201・・・メインコイル、2011・・・メインZコイル（冷却コイル）、203・・・シールドコイル、205、207・・・冷却配管
102 ... Static magnetic field magnet, 103 ... Gradient magnetic field coil, 201 ... Main coil, 2011 ... Main Z coil (cooling coil), 203 ... Shield coil, 205, 207 ... Cooling piping

Claims (6)

実質的に平坦な形状を有し、異なる方向の傾斜磁場を発生する複数のコイルを含む磁気共鳴イメージング装置用傾斜磁場コイルであって、少なくともその一方の面に電磁気的機能を有しない冷却配管が配置されるとともに、前記複数のコイルの一つは内部に冷媒の流路を有する冷却コイルであることを特徴とする傾斜磁場コイル。   A gradient magnetic field coil for a magnetic resonance imaging apparatus having a substantially flat shape and including a plurality of coils that generate gradient magnetic fields in different directions, and a cooling pipe having no electromagnetic function on at least one surface thereof A gradient magnetic field coil, wherein one of the plurality of coils is a cooling coil having a coolant channel therein. 前記冷却配管は、無誘導巻きされた単層からなることを特徴とする請求項１記載の傾斜磁場コイル。   The gradient magnetic field coil according to claim 1, wherein the cooling pipe is made of a single layer wound non-inductively. 実質的に平坦な形状を有し、異なる方向の傾斜磁場を発生する複数のコイルを含む磁気共鳴イメージング装置用傾斜磁場コイルであって、前記複数のコイルの一つは内部に冷媒の流路を有する冷却コイルであって、他のコイルの間に配置されていることを特徴とする傾斜磁場コイル。   A gradient coil for a magnetic resonance imaging apparatus having a substantially flat shape and including a plurality of coils for generating gradient magnetic fields in different directions, wherein one of the plurality of coils includes a coolant channel therein. A gradient coil having a cooling coil, which is disposed between other coils. 実質的に平坦な形状を有し、少なくとも一方向の傾斜磁場を発生する複数のコイルを含む磁気共鳴イメージング装置用傾斜磁場コイルであって、その少なくとも一方の面に、無誘導巻きされた単層からなる冷却配管が配置されていることを特徴とする傾斜磁場コイル。   A gradient coil for a magnetic resonance imaging apparatus having a substantially flat shape and including a plurality of coils for generating a gradient magnetic field in at least one direction, and a single layer wound non-inductively on at least one surface thereof A gradient coil having a cooling pipe made of 実質的に平坦な形状を有し、異なる方向の傾斜磁場を発生する複数のコイルからなるメインコイルと、実質的に平坦な形状を有し、前記メインコイルの発生する傾斜磁場を打ち消す傾斜磁場を発生するシールドコイルとを備えた磁気共鳴イメージング装置用傾斜磁場コイルであって、
前記メインコイル及びシールドコイルの少なくとも一方が請求項１から４いずれか１項記載の傾斜磁場コイルであることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置用傾斜磁場コイル。 A main coil comprising a plurality of coils having a substantially flat shape and generating gradient magnetic fields in different directions, and a gradient magnetic field having a substantially flat shape and canceling the gradient magnetic field generated by the main coil. A gradient coil for a magnetic resonance imaging apparatus comprising a generated shield coil,
The gradient magnetic field coil for a magnetic resonance imaging apparatus, wherein at least one of the main coil and the shield coil is the gradient magnetic field coil according to any one of claims 1 to 4. 撮像空間を挟んで対向配置される一対の静磁場磁石と、前記一対の静磁場磁石の各々に近接して配置された平板状の傾斜磁場コイルとを備えた磁気共鳴イメージング装置において、前記傾斜磁場コイルとして請求項１から５いずれか１項記載の傾斜磁場コイルと、熱交換器と循環ポンプとを有して前記冷媒を循環させる手段とを備えたことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
In the magnetic resonance imaging apparatus, comprising: a pair of static magnetic field magnets disposed opposite to each other with an imaging space interposed therebetween; and a flat plate-shaped gradient magnetic field coil disposed in proximity to each of the pair of static magnetic field magnets. 6. A magnetic resonance imaging apparatus comprising the gradient magnetic field coil according to claim 1 as a coil, and means for circulating the refrigerant having a heat exchanger and a circulation pump.
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