JP2016034449A - Magnetic resonance imaging apparatus - Google Patents

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Yoshitomo Sakakura
良知 坂倉
歩 勝沼
Ayumi Katsunuma
歩 勝沼
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Abstract

PROBLEM TO BE SOLVED: To provide a magnetic resonance imaging apparatus capable of reducing the deterioration of image quality by spike noise generated from a gradient magnetic field coil.SOLUTION: A magnetic resonance imaging apparatus includes a gradient magnetic field coil 20, an RF coil 30, a first shield 41 and a second shield 42. The gradient magnetic field coil is formed substantially cylindrically. The RF coil is formed substantially cylindrically, and is disposed on the inner peripheral side of the gradient magnetic field coil. The first shield and the second shield are formed substantially cylindrically, and are disposed between the gradient magnetic field coil and the RF coil. The first shield and the second shield are disposed side by side in the axial direction of the gradient magnetic field coil with the respective ends overlapped.SELECTED DRAWING: Figure 2

Description

本発明の実施形態は、磁気共鳴イメージング装置に関する。   Embodiments described herein relate generally to a magnetic resonance imaging apparatus.

従来、磁気共鳴イメージング装置では、傾斜磁場コイルにおいてスパイクノイズが発生することが知られている。例えば、スパイクノイズは、傾斜磁場コイルに含まれる複数のコイルパターンを固定する樹脂が剥離した際に、剥離によって傾斜磁場コイル内に生じた空間で微弱な放電が生じることによって発生する。   Conventionally, in a magnetic resonance imaging apparatus, it is known that spike noise occurs in a gradient magnetic field coil. For example, spike noise is generated when a weak discharge is generated in a space generated in the gradient magnetic field coil when the resin fixing the plurality of coil patterns included in the gradient magnetic field coil is peeled off.

特開平８−２５２２３３号公報JP-A-8-252233

本発明が解決しようとする課題は、傾斜磁場コイルから発生するスパイクノイズによる画質の劣化を低減させることができる磁気共鳴イメージング装置を提供することである。   The problem to be solved by the present invention is to provide a magnetic resonance imaging apparatus capable of reducing image quality deterioration due to spike noise generated from a gradient coil.

実施形態に係る磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ：Magnetic Resonance Imaging）装置は、傾斜磁場コイルと、ＲＦコイルと、第１のシールド及び第２のシールドとを備える。傾斜磁場コイルは、略円筒状に形成される。ＲＦコイルは、略円筒状に形成され、前記傾斜磁場コイルの内周側に配置される。第１のシールド及び第２のシールドは、略円筒状に形成され、前記傾斜磁場コイルと前記ＲＦコイルとの間に配置される。第１のシールド及び第２のシールドは、それぞれの端部を重ねて、前記傾斜磁場コイルの軸方向に並べて配置される。   A magnetic resonance imaging (MRI) apparatus according to an embodiment includes a gradient magnetic field coil, an RF coil, a first shield, and a second shield. The gradient coil is formed in a substantially cylindrical shape. The RF coil is formed in a substantially cylindrical shape and is disposed on the inner peripheral side of the gradient magnetic field coil. The first shield and the second shield are formed in a substantially cylindrical shape, and are disposed between the gradient coil and the RF coil. The first shield and the second shield are arranged side by side in the axial direction of the gradient magnetic field coil with their respective ends overlapped.

図１は、第１の実施形態に係るＭＲＩ装置の構成例を示す図である。FIG. 1 is a diagram illustrating a configuration example of an MRI apparatus according to the first embodiment. 図２は、第１の実施形態に係るシールドの構成例を示す図である。FIG. 2 is a diagram illustrating a configuration example of a shield according to the first embodiment. 図３は、第２の実施形態に係るシールドの構成例を示す図である。FIG. 3 is a diagram illustrating a configuration example of a shield according to the second embodiment. 図４は、第３の実施形態に係るシールドの構成例を示す図である。FIG. 4 is a diagram illustrating a configuration example of a shield according to the third embodiment.

以下に、図面に基づいて、実施形態に係るＭＲＩ装置を説明する。   The MRI apparatus according to the embodiment will be described below based on the drawings.

（第１の実施形態）
図１は、第１の実施例に係るＭＲＩ装置１００の構成を示す構成図である。図１に示すように、例えば、ＭＲＩ装置１００は、静磁場磁石１０と、傾斜磁場コイル２０と、ＲＦコイル３０と、シールド４０と、天板５０と、傾斜磁場電源６０と、送信部７０と、受信部７５と、シーケンス制御装置８０と、計算機システム９０とを有する。 (First embodiment)
FIG. 1 is a configuration diagram showing the configuration of the MRI apparatus 100 according to the first embodiment. As shown in FIG. 1, for example, the MRI apparatus 100 includes a static magnetic field magnet 10, a gradient magnetic field coil 20, an RF coil 30, a shield 40, a top plate 50, a gradient magnetic field power supply 60, and a transmission unit 70. , Receiving unit 75, sequence control device 80, and computer system 90.

静磁場磁石１０は、略円筒状（円筒の軸に直交する断面が楕円状となるものを含む）に形成された磁石であり、円筒内に形成される空間であるボア内に静磁場を発生させる。例えば、静磁場磁石１０は、超電導磁石であり、真空容器１１と、真空容器１１の中で冷却液に浸漬された超伝導コイル１２とを有する。   The static magnetic field magnet 10 is a magnet formed in a substantially cylindrical shape (including one having an elliptical cross section perpendicular to the axis of the cylinder), and generates a static magnetic field in a bore that is a space formed in the cylinder. Let For example, the static magnetic field magnet 10 is a superconducting magnet, and includes a vacuum vessel 11 and a superconducting coil 12 immersed in a cooling liquid in the vacuum vessel 11.

傾斜磁場コイル２０は、略円筒状（円筒の軸に直交する断面が楕円状となるものを含む）に形成され、静磁場磁石１０の内周側に配置される。例えば、傾斜磁場コイル２０は、ＡＳＧＣ（Actively Shielded Gradient Coil）であり、メインコイル２１とシールドコイル２２とを有する。メインコイル２１は、傾斜磁場電源６０から供給される電流により、Ｘ軸，Ｙ軸，Ｚ軸の方向に強さが変化する傾斜磁場を被検体Ｐに印加する。シールドコイル２２は、傾斜磁場コイル２０から供給される電流によってメインコイル２１の外側に磁場を発生させることで、メインコイル２１によって発生する傾斜磁場を遮蔽する。   The gradient coil 20 is formed in a substantially cylindrical shape (including one having a cross section perpendicular to the axis of the cylinder is elliptical), and is disposed on the inner peripheral side of the static magnetic field magnet 10. For example, the gradient magnetic field coil 20 is an ASGC (Actively Shielded Gradient Coil), and includes a main coil 21 and a shield coil 22. The main coil 21 applies to the subject P a gradient magnetic field whose strength changes in the X-axis, Y-axis, and Z-axis directions by a current supplied from the gradient magnetic field power supply 60. The shield coil 22 shields the gradient magnetic field generated by the main coil 21 by generating a magnetic field outside the main coil 21 by the current supplied from the gradient magnetic field coil 20.

ここで、例えば、メインコイル２１とシールドコイル２２との間には、複数のシムトレイ挿入ガイド２３が形成される。例えば、シムトレイ挿入ガイド２３は、傾斜磁場コイル２０の両端面に開口を形成する貫通穴であり、傾斜磁場コイル２０の長手方向に全長にわたって形成される。また、シムトレイ挿入ガイド２３は、メインコイル２１及びシールドコイル２２に挟まれた領域に、互いに平行となるように円周方向に等間隔に形成される。   Here, for example, a plurality of shim tray insertion guides 23 are formed between the main coil 21 and the shield coil 22. For example, the shim tray insertion guide 23 is a through hole that forms openings on both end faces of the gradient coil 20, and is formed over the entire length in the longitudinal direction of the gradient coil 20. The shim tray insertion guides 23 are formed at equal intervals in the circumferential direction so as to be parallel to each other in a region sandwiched between the main coil 21 and the shield coil 22.

そして、シムトレイ挿入ガイド２３には、ボア内における静磁場の不均一性を補正するための鉄シム２５を収納したシムトレイ２４が挿入される。シムトレイ２４には、所定の数の鉄シム２５が収納される。また、シムトレイ２４は、シムトレイ挿入ガイド２３内で、傾斜磁場コイル２０の中央付近に固定される。   And the shim tray 24 which accommodates the iron shim 25 for correct | amending the nonuniformity of the static magnetic field in a bore is inserted in the shim tray insertion guide 23. FIG. A predetermined number of iron shims 25 are stored in the shim tray 24. The shim tray 24 is fixed in the vicinity of the center of the gradient coil 20 within the shim tray insertion guide 23.

ＲＦコイル３０は、略円筒状（円筒の軸に直交する断面が楕円状となるものを含む）に形成され、傾斜磁場コイル２０の内周側に配置される。ＲＦコイル３０は、送信部７０から送信されるＲＦ（Radio Frequency）パルスに基づいて被検体ＰにＲＦ磁場を印加する。また、ＲＦコイル３０は、水素原子核の励起によって被検体Ｐから放出される磁気共鳴信号を受信する。   The RF coil 30 is formed in a substantially cylindrical shape (including one in which the cross section orthogonal to the axis of the cylinder is elliptical) and is disposed on the inner peripheral side of the gradient magnetic field coil 20. The RF coil 30 applies an RF magnetic field to the subject P based on an RF (Radio Frequency) pulse transmitted from the transmission unit 70. The RF coil 30 receives a magnetic resonance signal emitted from the subject P by excitation of hydrogen nuclei.

シールド４０は、略円筒状（円筒の軸に直交する断面が楕円状となるものを含む）に形成され、傾斜磁場コイル２０とＲＦコイル３０との間に配置される。シールド４０は、ＲＦコイル３０によって発生するＲＦ磁場を遮蔽する。また、シールド４０は、傾斜磁場コイル２０から発生するスパイクノイズを遮蔽する。なお、シールド４０の具体的な構成については、後に詳細に説明する。   The shield 40 is formed in a substantially cylindrical shape (including a shape in which a cross section orthogonal to the axis of the cylinder is elliptical), and is disposed between the gradient coil 20 and the RF coil 30. The shield 40 shields the RF magnetic field generated by the RF coil 30. The shield 40 shields spike noise generated from the gradient coil 20. A specific configuration of the shield 40 will be described later in detail.

ここで、それぞれ略円筒形状に形成される静磁場磁石１０、傾斜磁場コイル２０、ＲＦコイル３０、及びシールド４０は、図示していない架台装置によって支持されて、それぞれの位置が固定される。このとき、静磁場磁石１０、傾斜磁場コイル２０、ＲＦコイル３０及びＲＦシールド４０は、それぞれの軸及び中心の位置が一致するように配置される。なお、シールド４０の内周側には、傾斜磁場コイル２０を冷却するための冷却管が配置されてもよい。   Here, the static magnetic field magnet 10, the gradient magnetic field coil 20, the RF coil 30, and the shield 40, each formed in a substantially cylindrical shape, are supported by a gantry device (not shown), and their positions are fixed. At this time, the static magnetic field magnet 10, the gradient magnetic field coil 20, the RF coil 30, and the RF shield 40 are arranged so that the positions of the respective axes and the center coincide with each other. A cooling pipe for cooling the gradient magnetic field coil 20 may be arranged on the inner peripheral side of the shield 40.

天板５０は、図示していない寝台装置に設けられ、上下方向、左右方向、及び前後方向へ移動可能に支持される。被検体Ｐの撮像が行われる際には、天板５０は、被検体Ｐが載置されて、静磁場磁石１０のボア内へ移動される。傾斜磁場電源６０は、シーケンス制御装置８０からの指示に基づいて、傾斜磁場コイル２０に電流を供給する。   The top plate 50 is provided in a couch device (not shown) and is supported so as to be movable in the vertical direction, the horizontal direction, and the front-back direction. When imaging the subject P, the top 50 is moved into the bore of the static magnetic field magnet 10 with the subject P placed thereon. The gradient magnetic field power supply 60 supplies a current to the gradient magnetic field coil 20 based on an instruction from the sequence controller 80.

送信部７０は、シーケンス制御装置８０からの指示に基づいて、ＲＦコイル３０にＲＦパルスを送信する。受信部７５は、ＲＦコイル３０によって受信された磁気共鳴信号を検出し、検出した磁気共鳴信号をデジタル化した生データをシーケンス制御装置８０に送信する。   The transmission unit 70 transmits an RF pulse to the RF coil 30 based on an instruction from the sequence control device 80. The receiving unit 75 detects the magnetic resonance signal received by the RF coil 30 and transmits raw data obtained by digitizing the detected magnetic resonance signal to the sequence control device 80.

シーケンス制御装置８０は、計算機システム９０による制御のもと、傾斜磁場電源６０、送信部７０及び受信部７５をそれぞれ駆動することによって被検体Ｐのスキャンを行う。そして、シーケンス制御装置８０は、スキャンを行った結果、受信部７５から生データが送信されると、その生データを計算機システム９０に送信する。   The sequence control device 80 scans the subject P by driving the gradient magnetic field power supply 60, the transmission unit 70, and the reception unit 75, respectively, under the control of the computer system 90. Then, when the raw data is transmitted from the receiving unit 75 as a result of performing the scan, the sequence control device 80 transmits the raw data to the computer system 90.

計算機システム９０は、ＭＲＩ装置１００全体を制御する。例えば、入力部を介して操作者から撮像条件の入力を受け付け、受け付けた撮像条件に基づいてシーケンス制御装置８０にスキャンを実行させる。また、計算機システム９０は、シーケンス制御装置８０から送信された生データから画像を再構成し、再構成した画像を表示部に表示する。   The computer system 90 controls the entire MRI apparatus 100. For example, an imaging condition input is received from the operator via the input unit, and the sequence control device 80 performs a scan based on the received imaging condition. The computer system 90 also reconstructs an image from the raw data transmitted from the sequence control device 80 and displays the reconstructed image on the display unit.

このような構成のもと、本実施形態に係るＭＲＩ装置１００は、傾斜磁場コイル２０から発生するスパイクノイズによる画質の劣化を低減させるための構成を有する。具体的には、傾斜磁場コイル２０とＲＦコイル３０との間に配置されたシールド４０が、それぞれ略円筒状に形成された第１のシールド及び第２のシールドを有する。そして、第１のシールド及び第２のシールドは、それぞれの端部を重ねて、軸方向に並べて配置される。   Under such a configuration, the MRI apparatus 100 according to the present embodiment has a configuration for reducing deterioration in image quality due to spike noise generated from the gradient coil 20. Specifically, the shield 40 arranged between the gradient magnetic field coil 20 and the RF coil 30 has a first shield and a second shield each formed in a substantially cylindrical shape. The first shield and the second shield are arranged side by side in the axial direction with their end portions overlapped.

例えば、スパイクノイズは、傾斜磁場コイルに含まれる複数のコイルパターンを固定する樹脂が剥離した際に、剥離によって傾斜磁場コイル内に生じた空間で微弱な放電が生じることによって発生する。そして、このスパイクノイズがＲＦコイルの感度領域に入り込むと、撮像される画像の画質が劣化する場合がある。   For example, spike noise is generated when a weak discharge is generated in a space generated in the gradient magnetic field coil when the resin fixing the plurality of coil patterns included in the gradient magnetic field coil is peeled off. When this spike noise enters the sensitivity region of the RF coil, the image quality of the captured image may deteriorate.

なお、ＭＲＩ装置は、傾斜磁場コイルとＲＦコイルとの間に、ＲＦコイルによって発生するＲＦ磁場を遮蔽するためのＲＦシールドを備える場合もある。このＲＦシールドは、ＲＦ磁場の周波数以上の周波数成分を遮蔽するローパスフィルタとして構成される。   The MRI apparatus may include an RF shield for shielding an RF magnetic field generated by the RF coil between the gradient magnetic field coil and the RF coil. This RF shield is configured as a low-pass filter that shields frequency components higher than the frequency of the RF magnetic field.

ここで、一般的に、スパイクノイズは、短時間で急峻に変化するノイズであるため、高周波とみなすことができる。また、スパイクノイズは、ＲＦコイルによって発生するＲＦ磁場より周波数が高く、かつ、様々な周波数で発生し得る。そのため、例えば、ＲＦシールドを備えたＭＲＩ装置では、ＲＦシールドによって、傾斜磁場コイルから発生するスパイクノイズがＲＦコイルの感度領域に入り込むことをある程度は防ぐことができる。   Here, in general, spike noise is noise that changes sharply in a short time, and thus can be regarded as high frequency. Spike noise has a frequency higher than that of the RF magnetic field generated by the RF coil and can be generated at various frequencies. Therefore, for example, in an MRI apparatus equipped with an RF shield, spike noise generated from the gradient magnetic field coil can be prevented to a certain extent by the RF shield.

しかし、一般的に、ＲＦシールドの軸方向の長さは、ＲＦシールドの材料となる金属板の定尺（標準寸法）に合わせた長さとなることが多い。このため、一般的に、ＲＦシールドは、ＲＦコイルの軸方向の長さ以上の長さは有するものの、傾斜磁場コイルの内周面の全面前面を覆うだけの長さを有するものではないことが多い。この結果、従来のＭＲＩ装置では、ＲＦシールドが配置されていないところから、ＲＦコイルの感度領域にスパイクノイズが入り込んでしまう場合があった。   However, generally, the length of the RF shield in the axial direction often corresponds to the standard length (standard dimension) of the metal plate that is the material of the RF shield. For this reason, generally, although the RF shield has a length equal to or longer than the length of the RF coil in the axial direction, the RF shield does not have a length sufficient to cover the entire front surface of the inner peripheral surface of the gradient coil. Many. As a result, in the conventional MRI apparatus, spike noise sometimes enters the sensitivity region of the RF coil from the place where the RF shield is not disposed.

これに対し、本実施形態に係るＭＲＩ装置１００では、第１のシールド及び第２のシールドが、傾斜磁場コイル２０とＲＦコイル３０との間に配置され、それぞれの端部を重ねて、軸方向に並べて配置される。したがって、例えば、第１のシールドが定尺であった場合でも、さらに第２のシールドを用いることで、傾斜磁場コイル２０の軸方向にシールド４０の長さを長くすることができる。これにより、ＲＦコイル３０の感度領域に入り込むスパイクノイズを減らすことができ、傾斜磁場コイルから発生するスパイクノイズによる画質の劣化を低減させることができる。   On the other hand, in the MRI apparatus 100 according to the present embodiment, the first shield and the second shield are disposed between the gradient coil 20 and the RF coil 30, and the end portions thereof are overlapped to each other in the axial direction. Are arranged side by side. Therefore, for example, even when the first shield is a regular scale, the length of the shield 40 can be increased in the axial direction of the gradient magnetic field coil 20 by further using the second shield. Thereby, spike noise entering the sensitivity region of the RF coil 30 can be reduced, and deterioration of image quality due to spike noise generated from the gradient magnetic field coil can be reduced.

以下、第１の実施形態に係るシールド４０の具体的な構成について詳細に説明する。なお、第１の実施形態では、ＲＦコイル３０の周囲に第１のシールドを配置し、第１のシールドの両側に第２のシールドを配置する場合の例を説明する。   Hereinafter, a specific configuration of the shield 40 according to the first embodiment will be described in detail. In the first embodiment, an example in which the first shield is disposed around the RF coil 30 and the second shield is disposed on both sides of the first shield will be described.

図２は、第１の実施形態に係るシールド４０の構成例を示す図である。例えば、図２に示すように、シールド４０は、第１のシールド４１と、２つの第２のシールド４２とを有する。なお、図２に示す線Ｚは、傾斜磁場コイル２０及びＲＦコイル３０の軸を示している。   FIG. 2 is a diagram illustrating a configuration example of the shield 40 according to the first embodiment. For example, as illustrated in FIG. 2, the shield 40 includes a first shield 41 and two second shields 42. A line Z shown in FIG. 2 indicates the axes of the gradient coil 20 and the RF coil 30.

ここで、第１のシールド４１及び２つの第２のシールド４２は、傾斜磁場コイル２０の内周面の略全面を覆うように配置される。例えば、第１のシールド４１及び２つの第２のシールド４２は、傾斜磁場コイル２０の内周面に貼り付けられた状態となるように配置される。例えば、第１のシールド４１及び２つの第２のシールド４２は、傾斜磁場コイル２０が作製される際に、傾斜磁場コイル２０が有する複数のコイルパターンの内側に配置され、各コイルパターンの周辺に含浸された樹脂によって固定される。   Here, the first shield 41 and the two second shields 42 are arranged so as to cover substantially the entire inner peripheral surface of the gradient magnetic field coil 20. For example, the first shield 41 and the two second shields 42 are disposed so as to be attached to the inner peripheral surface of the gradient coil 20. For example, when the gradient magnetic field coil 20 is manufactured, the first shield 41 and the two second shields 42 are arranged inside a plurality of coil patterns included in the gradient magnetic field coil 20, and are arranged around each coil pattern. Fixed by impregnated resin.

そして、本実施形態では、第１のシールド４１は、ＲＦコイル３０の周囲に配置される。また、第２のシールド４２は、傾斜磁場コイル２０の軸方向において、第１のシールド４１の両側に配置される。すなわち、第２のシールド４２は、傾斜磁場コイル２０の軸方向における両端付近に配置される。この場合に、第１のシールド４１及び第２のシールド４２は、傾斜磁場コイル２０の軸方向における略中央付近から外れた位置で、それぞれの端部が重ねられる。   In the present embodiment, the first shield 41 is disposed around the RF coil 30. Further, the second shield 42 is disposed on both sides of the first shield 41 in the axial direction of the gradient coil 20. That is, the second shield 42 is disposed near both ends in the axial direction of the gradient coil 20. In this case, the end portions of the first shield 41 and the second shield 42 are overlapped at a position deviated from the vicinity of the approximate center in the axial direction of the gradient magnetic field coil 20.

ここで、第１のシールド４１は、軸方向の長さがＲＦコイル３０の軸方向の長さより長くなるように形成される。例えば、第１のシールド４１は、軸方向の長さが、第１のシールド４１の材料となる金属板の定尺に合わせた長さで形成される。   Here, the first shield 41 is formed such that the axial length is longer than the axial length of the RF coil 30. For example, the first shield 41 is formed such that the length in the axial direction matches the standard length of the metal plate that is the material of the first shield 41.

そして、本実施形態では、第１のシールド４１は、ＲＦコイル３０から発生するＲＦ磁場の周波数以上の周波数成分を遮蔽するローパスフィルタとして構成される。これにより、第１のシールド４１は、ＲＦコイル３０から発生するＲＦ磁場を遮蔽することができる。なお、前述したように、スパイクノイズは、ＲＦ磁場と比べて、より周波数が高い。したがって、第１のシールド４１は、傾斜磁場コイル２０から発生するスパイクノイズを遮蔽することも可能である。具体的な例として、例えば、第１のシールド４１は、２０ＭＨｚ以上の周波数成分を遮蔽するように構成される。   In the present embodiment, the first shield 41 is configured as a low-pass filter that shields frequency components equal to or higher than the frequency of the RF magnetic field generated from the RF coil 30. Thereby, the first shield 41 can shield the RF magnetic field generated from the RF coil 30. As described above, spike noise has a higher frequency than the RF magnetic field. Therefore, the first shield 41 can also shield spike noise generated from the gradient coil 20. As a specific example, for example, the first shield 41 is configured to shield a frequency component of 20 MHz or higher.

例えば、第１のシールド４１は、電気伝導性を有する金属で形成され、かつ、１つ又は複数のスリット、又は、目の細かいメッシュ加工が施される。具体的な例として、例えば、第１のシールド４１は、スリットが施された銅箔や、メッシュ加工が施されたステンレス鋼の板（ＳＵＳメッシュとも呼ばれる）などで形成される。   For example, the first shield 41 is formed of a metal having electrical conductivity and is subjected to one or a plurality of slits or fine mesh processing. As a specific example, for example, the first shield 41 is formed of a copper foil provided with a slit, a stainless steel plate (also referred to as a SUS mesh) subjected to mesh processing, or the like.

ここで、ＲＦ磁場及びスパイクノイズをより確実に遮蔽するためには、第１のシールド４１は、できるだけシールド性能が高いことが望ましい。すなわち、第１のシールド４１は、できるだけ広い周波数帯の周波数成分を遮蔽できることが望ましい。しかし、第１のシールド４１は、傾斜磁場コイル２０の内周側に配置され、かつ、傾斜磁場コイル２０のコイルパターンが集中する中央付近に配置されるため、ＲＦ磁場及びスパイクノイズは遮蔽しつつ、傾斜磁場はできるだけ減衰させずに通過させることが求められる。   Here, in order to more reliably shield the RF magnetic field and spike noise, it is desirable that the first shield 41 has as high a shielding performance as possible. That is, it is desirable that the first shield 41 can shield frequency components in as wide a frequency band as possible. However, since the first shield 41 is disposed on the inner peripheral side of the gradient magnetic field coil 20 and is disposed near the center where the coil pattern of the gradient magnetic field coil 20 is concentrated, the RF magnetic field and spike noise are shielded. The gradient magnetic field is required to pass through without being attenuated as much as possible.

一般的に、傾斜磁場は、ＲＦ磁場やスパイクノイズなどの高周波と比べて変化が緩やかであり、低周波とみなすことができるが、銅箔やステンレス鋼などの金属は、スリットやメッシュ加工が施されずにそのまま用いられると、低周波を通しにくい。さらに、第１のシールド４１は、傾斜磁場コイル２０のコイルパターンが集まる中央付近に配置されるため、渦電流が発生しやすく、それにより発熱もしやすい。本実施形態では、第１のシールド４１は、スリット又はメッシュ加工が施されるので、その分だけシールド性能は低くなるものの、傾斜磁場が通過しやすいとともに、スリットやメッシュによって渦磁場が分断されるため、発熱もしにくい。   In general, gradient magnetic fields change more slowly than high frequencies such as RF magnetic fields and spike noise, and can be regarded as low frequencies. However, metals such as copper foil and stainless steel are slit or meshed. If it is used as it is, it is difficult to pass low frequencies. Furthermore, since the first shield 41 is disposed near the center where the coil patterns of the gradient magnetic field coil 20 are gathered, eddy currents are likely to be generated, thereby easily generating heat. In the present embodiment, since the first shield 41 is slit or meshed, the shield performance is lowered by that amount, but the gradient magnetic field easily passes and the eddy magnetic field is divided by the slit or mesh. Therefore, it is difficult to generate heat.

また、第２のシールド４２は、傾斜磁場コイル２０の内周面上で、第１のシールド４１で覆われていない部分を覆うように配置される。例えば、第２のシールド４２は、第１のシールド４１が、材料となる金属板の定尺に合わせた長さで形成される場合には、傾斜磁場コイル２０の軸方向の長さから第１のシールド４１の軸方向の長さを引いた残りの長さを、２つの第２のシールド４２で埋めることが可能な長さに形成される。   Further, the second shield 42 is disposed on the inner peripheral surface of the gradient coil 20 so as to cover a portion not covered with the first shield 41. For example, in the case where the first shield 41 is formed with a length that matches the standard length of the metal plate that is the material, the second shield 42 is determined from the length in the axial direction of the gradient coil 20. The remaining length obtained by subtracting the length in the axial direction of the shield 41 is formed to a length that can be filled with the two second shields 42.

そして、本実施形態では、第２のシールド４２は、第１のシールド４１と比べて、より低い周波数の周波数成分まで遮蔽するように構成される。例えば、第２のシールド４２は、第１のシールド４１と比べて、より低い周波数の周波数成分まで遮蔽することが可能なローパスフィルタとして構成されてもよいし、全ての周波数の周波数成分を遮蔽することが可能なシールドとして構成されてもよい。すなわち、第２のシールド４２は、第１のシールド４２と比べて、シールド性能が高いものが用いられる。例えば、第２のシールド４２は、スリットもメッシュ加工も施されていない導電性の金属で形成される。具体的な例として、例えば、第２のシールド４２は、銅箔やステンレス鋼の板などで形成される。   In the present embodiment, the second shield 42 is configured to shield even lower frequency components than the first shield 41. For example, the second shield 42 may be configured as a low-pass filter capable of shielding even lower frequency components than the first shield 41, or shields all frequency components. It may be configured as a shield that can. In other words, the second shield 42 has a higher shielding performance than the first shield 42. For example, the second shield 42 is formed of a conductive metal that is not slitted or meshed. As a specific example, for example, the second shield 42 is formed of a copper foil or a stainless steel plate.

第２のシールド４２は、傾斜磁場コイル２０のコイルパターンが少ない傾斜磁場コイル２０の端部付近に配置されるため、第１のシールド４１と比べると、傾斜磁場を通すことや渦磁場による発熱対策への要求が低い。したがって、第２のシールド４２には、スリットやメッシュ加工が施されていない金属を用いることができる。なお、例えば、スパイクノイズの低減に関する要求がそれほど高くない場合には、第２のシールド４２は、第１のシールド４１と同様に、スリット又はメッシュ加工が施された金属で形成されてもよい。   Since the second shield 42 is arranged near the end of the gradient coil 20 having a small coil pattern of the gradient coil 20, the second shield 42 can be used to pass a gradient magnetic field or to prevent heat generation due to an eddy magnetic field as compared to the first shield 41 The demand for is low. Therefore, the second shield 42 can be made of a metal that has not been slit or meshed. Note that, for example, when the demand for reducing spike noise is not so high, the second shield 42 may be formed of a slit or meshed metal, like the first shield 41.

また、例えば、第１のシールド４１及び第２のシールド４２は、重なり部分を密着させて重ねられる。例えば、第１のシールド４１及び第２のシールド４２それぞれの重なり部分は、接着剤などを用いて密着して重ねられる。このように、第１のシールド４１及び第２のシールド４２の重なり部分を密着させることで、傾斜磁場コイル２０から発生するスパイクノイズをより確実に遮蔽することができ、シールド４０による遮蔽効果を大きくすることができる。   Further, for example, the first shield 41 and the second shield 42 are overlapped with the overlapping portions being in close contact with each other. For example, the overlapping portions of the first shield 41 and the second shield 42 are closely stacked using an adhesive or the like. In this way, by bringing the overlapping portions of the first shield 41 and the second shield 42 into close contact, spike noise generated from the gradient coil 20 can be more reliably shielded, and the shielding effect of the shield 40 is greatly increased. can do.

また、例えば、第１のシールド４１及び２つの第２のシールド４２は、それぞれＲＦコイル３０の略中心に対して対称に配置される。このように第１のシールド４１及び２つの第２のシールド４２を配置することによって、ＲＦ磁場及びスパイクノイズを均一に遮蔽することができる。   For example, the first shield 41 and the two second shields 42 are arranged symmetrically with respect to the approximate center of the RF coil 30. By arranging the first shield 41 and the two second shields 42 in this way, the RF magnetic field and spike noise can be shielded uniformly.

上述したように、第１の実施形態によれば、傾斜磁場コイル２０とＲＦコイル３０との間に配置される第１のシールド４１及び２つの第２のシールド４２が、それぞれの端部を重ねて、軸方向に並べて配置される。したがって、例えば、第１のシールド４１が定尺であった場合でも、さらに第２のシールド４２を用いることで、傾斜磁場コイル２０の軸方向にシールド４０の長さを長くすることができる。これにより、ＲＦコイル３０の感度領域に入り込むスパイクノイズを減らすことができ、傾斜磁場コイル２０から発生するスパイクノイズによる画質の劣化を低減させることができる。   As described above, according to the first embodiment, the first shield 41 and the two second shields 42 disposed between the gradient coil 20 and the RF coil 30 overlap each other. Arranged side by side in the axial direction. Therefore, for example, even when the first shield 41 is a regular scale, the length of the shield 40 can be increased in the axial direction of the gradient magnetic field coil 20 by further using the second shield 42. Thereby, spike noise entering the sensitivity region of the RF coil 30 can be reduced, and deterioration of image quality due to spike noise generated from the gradient magnetic field coil 20 can be reduced.

また、第１の実施形態によれば、例えば、第１のシールド４１及び２つの第２のシールド４２が、それぞれＲＦコイル３０の略中心に対して対称に配置されるので、ＲＦ磁場及びスパイクノイズを均一に遮蔽することができる。   In addition, according to the first embodiment, for example, the first shield 41 and the two second shields 42 are arranged symmetrically with respect to the approximate center of the RF coil 30, so that the RF magnetic field and spike noise can be obtained. Can be shielded uniformly.

以上、第１の実施形態について説明したが、シールドの構成は、図２に示したものに限られない。そこで、以下では、シールドの構成に関する他の実施形態を説明する。   Although the first embodiment has been described above, the configuration of the shield is not limited to that shown in FIG. Therefore, in the following, another embodiment relating to the configuration of the shield will be described.

（第２の実施形態）
第２の実施形態では、ＲＦコイル３０の周囲から傾斜磁場コイル２０の一方の端部にかけて１つの第１のシールドを配置し、傾斜磁場コイル２０の他方の端部に１つの第２のシールドを配置する場合の例を説明する。なお、第２の実施形態におけるＭＲＩ装置の構成は、図１に示したものと同じであるので、ここでは説明を省略する。 (Second Embodiment)
In the second embodiment, one first shield is disposed from the periphery of the RF coil 30 to one end of the gradient magnetic field coil 20, and one second shield is disposed at the other end of the gradient magnetic field coil 20. An example of arrangement will be described. Note that the configuration of the MRI apparatus in the second embodiment is the same as that shown in FIG.

図３は、第２の実施形態に係るシールド１４０の構成例を示す図である。例えば、図３に示すように、シールド１４０は、第１のシールド１４１と、第２のシールド１４２とを有する。なお、図３に示す線Ｚは、傾斜磁場コイル２０及びＲＦコイル３０の軸を示している。   FIG. 3 is a diagram illustrating a configuration example of the shield 140 according to the second embodiment. For example, as shown in FIG. 3, the shield 140 includes a first shield 141 and a second shield 142. A line Z shown in FIG. 3 indicates the axes of the gradient coil 20 and the RF coil 30.

ここで、第１のシールド１４１及び第２のシールド１４２は、第１の実施形態で説明した第１のシールド４１及び第２のシールド４２と同様に、傾斜磁場コイル２０の内周面の略全面を覆うように配置される。   Here, like the first shield 41 and the second shield 42 described in the first embodiment, the first shield 141 and the second shield 142 are substantially the entire inner peripheral surface of the gradient coil 20. It is arranged so as to cover.

そして、本実施形態では、第１のシールド１４１は、ＲＦコイル３０の周囲及び傾斜磁場コイル２０の軸方向における一方の端部付近に配置される。また、第２のシールド１４２は、傾斜磁場コイル２０の軸方向における他方の端部付近に配置される。なお、第２のシールド１４２が配置される位置は、天板５０がボアに挿入される方向にみて、手前側の端部であってもよいし、奥側の端部であってもよい。この場合に、第１のシールド１４１及び第２のシールド１４２は、傾斜磁場コイル２０の軸方向における略中央付近から外れた位置で、それぞれの端部が重ねられる。すなわち、第１のシールド１４１及び第２のシールド１４２は、それぞれＲＦコイル３０の略中心に対して非対称に配置される。   In the present embodiment, the first shield 141 is disposed around the RF coil 30 and in the vicinity of one end in the axial direction of the gradient coil 20. The second shield 142 is disposed near the other end in the axial direction of the gradient coil 20. Note that the position where the second shield 142 is disposed may be an end on the near side or an end on the far side as viewed in the direction in which the top plate 50 is inserted into the bore. In this case, the end portions of the first shield 141 and the second shield 142 are overlapped at a position deviated from the vicinity of the approximate center in the axial direction of the gradient magnetic field coil 20. That is, the first shield 141 and the second shield 142 are disposed asymmetrically with respect to the approximate center of the RF coil 30.

ここで、第１のシールド１４１は、軸方向の長さが、傾斜磁場コイル２０の一方の端部からＲＦコイル３０までの距離とＲＦコイル３０の軸方向の長さとを足した長さより長くなるように形成される。例えば、第１のシールド１４１は、軸方向の長さが、第１のシールド１４１の材料となる金属板の定尺（標準寸法）に合わせた長さで形成される。   Here, the axial length of the first shield 141 is longer than the length obtained by adding the distance from one end of the gradient coil 20 to the RF coil 30 and the axial length of the RF coil 30. Formed as follows. For example, the first shield 141 is formed such that the length in the axial direction matches the standard length (standard dimension) of the metal plate that is the material of the first shield 141.

そして、本実施形態では、第１のシールド１４１は、第１の実施形態で説明した第１のシールド４１と同様に、ＲＦコイル３０から発生するＲＦ磁場の周波数以上の周波数成分を遮蔽するローパスフィルタとして構成される。これにより、第１のシールド４１は、ＲＦコイル３０から発生するＲＦ磁場を遮蔽することができる。また、第１のシールド１４１は、傾斜磁場コイル２０から発生するスパイクノイズを遮蔽することも可能である。具体的な例として、例えば、第１のシールド１４１は、２０ＭＨｚ以上の周波数成分を遮蔽するように構成される。   In the present embodiment, the first shield 141 is a low-pass filter that shields a frequency component equal to or higher than the frequency of the RF magnetic field generated from the RF coil 30, similarly to the first shield 41 described in the first embodiment. Configured as Thereby, the first shield 41 can shield the RF magnetic field generated from the RF coil 30. The first shield 141 can also shield spike noise generated from the gradient coil 20. As a specific example, for example, the first shield 141 is configured to shield a frequency component of 20 MHz or higher.

例えば、第１のシールド１４１は、第１の実施形態で説明した第１のシールド４１と同様に、電気伝導性を有する金属で形成され、かつ、１つ又は複数のスリット、又は、目の細かいメッシュ加工が施される。具体的な例として、例えば、第１のシールド１４１は、スリットが施された銅箔や、メッシュ加工が施されたステンレス鋼の板（ＳＵＳメッシュとも呼ばれる）などで形成される。   For example, like the first shield 41 described in the first embodiment, the first shield 141 is formed of a metal having electrical conductivity and has one or more slits or fine details. Mesh processing is applied. As a specific example, for example, the first shield 141 is formed of a copper foil provided with a slit, a stainless steel plate (also referred to as a SUS mesh) subjected to mesh processing, or the like.

本実施形態では、第１のシールド１４１は、傾斜磁場コイル２０のコイルパターンが集中する中央付近にも配置されるため、第１の実施形態で説明した第１のシールド４１と同様に、ＲＦ磁場及びスパイクノイズは遮蔽しつつ、傾斜磁場はできるだけ減衰させずに通過させることや、渦磁場による発熱対策が求められる。本実施形態では、第１のシールド１４１は、スリット又はメッシュ加工が施されるので、その分だけシールド性能は低くなるものの、傾斜磁場が通過しやすいとともに、スリットやメッシュによって渦磁場が分断されるため、発熱もしにくい。   In the present embodiment, since the first shield 141 is also disposed near the center where the coil pattern of the gradient magnetic field coil 20 is concentrated, the RF magnetic field is similar to the first shield 41 described in the first embodiment. In addition, it is necessary to shield the spike noise and allow the gradient magnetic field to pass through without being attenuated as much as possible and to take measures against heat generation by the eddy magnetic field. In the present embodiment, since the first shield 141 is slit or meshed, the shielding performance is lowered by that amount, but the gradient magnetic field easily passes and the eddy magnetic field is divided by the slit or mesh. Therefore, it is difficult to generate heat.

また、第２のシールド１４２は、傾斜磁場コイル２０の内周面上で、第１のシールド１４１で覆われていない部分を覆うように配置される。例えば、第２のシールド１４２は、第１のシールド１４１が、材料となる金属板の定尺に合わせた長さで形成される場合には、傾斜磁場コイル２０の軸方向の長さから第１のシールド１４１の軸方向の長さを引いた残りの長さを埋めることが可能な長さに形成される。   Further, the second shield 142 is arranged on the inner peripheral surface of the gradient magnetic field coil 20 so as to cover a portion that is not covered with the first shield 141. For example, in the case where the first shield 141 is formed with a length that matches the standard length of the metal plate that is the material, the second shield 142 is determined from the length in the axial direction of the gradient coil 20. The shield 141 is formed to have a length capable of filling the remaining length minus the axial length.

そして、本実施形態では、第２のシールド１４２は、第１のシールド４１と比べて、より低い周波数の周波数成分まで遮蔽するように構成される。例えば、第２のシールド１４２は、第１のシールド４１と比べて、より低い周波数の周波数成分まで遮蔽することが可能なローパスフィルタとして構成されてもよいし、全ての周波数の周波数成分を遮蔽することが可能なシールドとして構成されてもよい。すなわち、第２のシールド１４２は、第１のシールド１４２と比べて、シールド性能が高いものが用いられる。例えば、第２のシールド１４２は、スリットもメッシュ加工も施されていない導電性の金属で形成される。具体的な例として、例えば、第２のシールド４２は、銅箔やステンレス鋼の板などで形成される。   In the present embodiment, the second shield 142 is configured to shield even a frequency component having a lower frequency than the first shield 41. For example, the second shield 142 may be configured as a low-pass filter capable of shielding even lower frequency components than the first shield 41, or shields all frequency components. It may be configured as a shield that can. In other words, the second shield 142 is higher in shielding performance than the first shield 142. For example, the second shield 142 is formed of a conductive metal that is not slitted or meshed. As a specific example, for example, the second shield 42 is formed of a copper foil or a stainless steel plate.

第２のシールド１４２も、第１の実施形態で説明した第２のシールド４２と同様に、傾斜磁場コイル２０のコイルパターンが少ない傾斜磁場コイル２０の端部付近に配置されるため、第１のシールド１４１と比べると、傾斜磁場を通すことや渦磁場による発熱対策への要求が低い。したがって、第２のシールド４２には、スリットやメッシュ加工が施されていない金属を用いることができる。なお、例えば、スパイクノイズの低減に関する要求がそれほど高くない場合には、第２のシールド１４２は、第１のシールド１４１と同様に、スリット又はメッシュ加工が施された金属で形成されてもよい。   Similarly to the second shield 42 described in the first embodiment, the second shield 142 is also arranged near the end of the gradient magnetic field coil 20 with a small coil pattern of the gradient magnetic field coil 20. Compared to the shield 141, the demand for countermeasures against heat generation by the passage of a gradient magnetic field or an eddy magnetic field is low. Therefore, the second shield 42 can be made of a metal that has not been slit or meshed. Note that, for example, when the demand for reducing spike noise is not so high, the second shield 142 may be formed of a metal that has been subjected to slit or mesh processing, like the first shield 141.

なお、例えば、第１のシールド１４１及び第２のシールド１４２は、第１の実施形態で説明した第１のシールド４１及び第２のシールド４２と同様に、重なり部分を密着させて重ねられる。このように、第１のシールド１４１及び第２のシールド１４２の重なり部分を密着させることで、第１の実施形態と同様に、傾斜磁場コイル２０から発生するスパイクノイズをより確実に遮蔽することができ、シールド１４０による遮蔽効果を大きくすることができる。   Note that, for example, the first shield 141 and the second shield 142 are overlapped with each other in close contact with each other, similarly to the first shield 41 and the second shield 42 described in the first embodiment. In this way, by making the overlapping portions of the first shield 141 and the second shield 142 closely contact each other, spike noise generated from the gradient coil 20 can be more reliably shielded as in the first embodiment. The shielding effect by the shield 140 can be increased.

上述したように、第２の実施形態によれば、傾斜磁場コイル２０とＲＦコイル３０との間に配置される第１のシールド１４１及び第２のシールド１４２が、それぞれの端部を重ねて、軸方向に並べて配置される。したがって、例えば、第１のシールド１４１が定尺であった場合でも、さらに第２のシールド１４２を用いることで、傾斜磁場コイル２０の軸方向にシールド１４０の長さを長くすることができる。これにより、ＲＦコイル３０の感度領域に入り込むスパイクノイズを減らすことができ、傾斜磁場コイル２０から発生するスパイクノイズによる画質の劣化を低減させることができる。   As described above, according to the second embodiment, the first shield 141 and the second shield 142 arranged between the gradient coil 20 and the RF coil 30 are overlapped with each other, They are arranged side by side in the axial direction. Therefore, for example, even when the first shield 141 is a regular scale, the length of the shield 140 can be increased in the axial direction of the gradient magnetic field coil 20 by further using the second shield 142. Thereby, spike noise entering the sensitivity region of the RF coil 30 can be reduced, and deterioration of image quality due to spike noise generated from the gradient magnetic field coil 20 can be reduced.

また、第２の実施形態によれば、第１の実施形態と比べると、第１のシールド１４１の片側だけに第２のシールド１４２を設ければよいので、シールド１４０の作製にかかる工程を減らすことができる。   In addition, according to the second embodiment, compared to the first embodiment, the second shield 142 only needs to be provided on one side of the first shield 141, and thus the process for manufacturing the shield 140 is reduced. be able to.

（第３の実施形態）
第３の実施形態では、第１のシールドと第２のシールドとを、傾斜磁場コイル２０の軸方向における略中央付近の位置で重ねて配置する場合の例を説明する。なお、第２の実施形態におけるＭＲＩ装置の構成は、図１に示したものと同じであるので、ここでは説明を省略する。 (Third embodiment)
In the third embodiment, an example in which the first shield and the second shield are arranged so as to overlap each other at a position near the approximate center in the axial direction of the gradient coil 20 will be described. Note that the configuration of the MRI apparatus in the second embodiment is the same as that shown in FIG.

図４は、第３の実施形態に係るシールド２４０の構成例を示す図である。例えば、図４に示すように、シールド２４０は、第１のシールド２４１と、第２のシールド２４２とを有する。なお、図４に示す線Ｚは、傾斜磁場コイル２０及びＲＦコイル３０の軸を示している。   FIG. 4 is a diagram illustrating a configuration example of the shield 240 according to the third embodiment. For example, as illustrated in FIG. 4, the shield 240 includes a first shield 241 and a second shield 242. A line Z shown in FIG. 4 indicates the axes of the gradient coil 20 and the RF coil 30.

ここで、第１のシールド２４１及び第２のシールド２４２は、第１の実施形態で説明した第１のシールド４１及び第２のシールド４２と同様に、傾斜磁場コイル２０の内周面の略全面を覆うように配置される。   Here, like the first shield 41 and the second shield 42 described in the first embodiment, the first shield 241 and the second shield 242 are substantially the entire inner peripheral surface of the gradient coil 20. It is arranged so as to cover.

そして、本実施形態では、第１のシールド２４１及び第２のシールド２４２は、それぞれ略同一の長さに形成され、傾斜磁場コイル２０の軸方向における略中央付近の位置で、それぞれの端部が重ねられる。   In the present embodiment, the first shield 241 and the second shield 242 are formed to have substantially the same length, and the end portions of the first shield 241 and the second shield 242 are positioned at approximately the center in the axial direction of the gradient coil 20. Overlaid.

ここで、本実施形態では、第１のシールド２４１及び第２のシールド２４２は、それぞれ、第１の実施形態で説明した第１のシールド４１と同様に、ＲＦコイル３０から発生するＲＦ磁場の周波数以上の周波数成分を遮蔽するローパスフィルタとして構成される。これにより、第１のシールド２４１及び第２のシールド２４２は、ＲＦコイル３０から発生するＲＦ磁場を遮蔽することができる。また、第１のシールド２４１及び第２のシールド２４２は、傾斜磁場コイル２０から発生するスパイクノイズを遮蔽することも可能である。具体的な例として、例えば、第１のシールド２４１及び第２のシールド２４２は、２０ＭＨｚ以上の周波数成分を遮蔽するように構成される。   Here, in the present embodiment, each of the first shield 241 and the second shield 242 has the frequency of the RF magnetic field generated from the RF coil 30 as in the first shield 41 described in the first embodiment. It is configured as a low-pass filter that shields the above frequency components. Thereby, the first shield 241 and the second shield 242 can shield the RF magnetic field generated from the RF coil 30. Further, the first shield 241 and the second shield 242 can shield spike noise generated from the gradient magnetic field coil 20. As a specific example, for example, the first shield 241 and the second shield 242 are configured to shield a frequency component of 20 MHz or higher.

例えば、第１のシールド２４１及び第２のシールド２４２は、第１の実施形態で説明した第１のシールド４１と同様に、電気伝導性を有する金属で形成され、かつ、１つ又は複数のスリット、又は、目の細かいメッシュ加工が施される。具体的な例として、例えば、第１のシールド４１は、スリットが施された銅箔や、メッシュ加工が施されたステンレス鋼の板（ＳＵＳメッシュとも呼ばれる）などで形成される。   For example, the first shield 241 and the second shield 242 are made of an electrically conductive metal and have one or more slits, like the first shield 41 described in the first embodiment. Or fine mesh processing is performed. As a specific example, for example, the first shield 41 is formed of a copper foil provided with a slit, a stainless steel plate (also referred to as a SUS mesh) subjected to mesh processing, or the like.

本実施形態では、第１のシールド２４１及び第２のシールド２４２は、それぞれ、傾斜磁場コイル２０のコイルパターンが集中する中央付近にも配置されるため、第１の実施形態で説明した第１のシールド４１と同様に、ＲＦ磁場及びスパイクノイズは遮蔽しつつ、傾斜磁場はできるだけ減衰させずに通過させることや、渦磁場による発熱対策が求められる。本実施形態では、第１のシールド２４１及び第２のシールド２４２は、スリット又はメッシュ加工が施されるので、その分だけシールド性能は低くなるものの、傾斜磁場が通過しやすいとともに、スリットやメッシュによって渦磁場が分断されるため、発熱もしにくい。   In the present embodiment, the first shield 241 and the second shield 242 are also arranged near the center where the coil pattern of the gradient magnetic field coil 20 is concentrated. Therefore, the first shield described in the first embodiment is used. Similar to the shield 41, it is necessary to shield the RF magnetic field and spike noise while allowing the gradient magnetic field to pass through without being attenuated as much as possible, and to take measures against heat generation by the eddy magnetic field. In the present embodiment, since the first shield 241 and the second shield 242 are slit or meshed, the shield performance is reduced by that amount, but the gradient magnetic field easily passes and the slit or mesh is used. Since the eddy magnetic field is divided, it is difficult to generate heat.

なお、例えば、第１のシールド２４１及び第２のシールド２４２は、第１の実施形態で説明した第１のシールド４１及び第２のシールド４２と同様に、重なり部分を密着させて重ねられる。このように、第１のシールド２４１及び第２のシールド２４２の重なり部分を密着させることで、第１の実施形態と同様に、傾斜磁場コイル２０から発生するスパイクノイズをより確実に遮蔽することができ、シールド２４０による遮蔽効果を大きくすることができる。   Note that, for example, the first shield 241 and the second shield 242 are stacked with the overlapping portions in close contact as in the first shield 41 and the second shield 42 described in the first embodiment. In this way, by making the overlapping portions of the first shield 241 and the second shield 242 closely contact each other, spike noise generated from the gradient coil 20 can be more reliably shielded as in the first embodiment. The shielding effect by the shield 240 can be increased.

また、例えば、第１のシールド２４１及び第２のシールド２４２は、それぞれＲＦコイル３０の略中心に対して対称に配置される。このように第１のシールド２４１及び第２のシールド２４２を配置することによって、第１の実施形態と同様に、ＲＦ磁場及びスパイクノイズを均一に遮蔽することができる。   Further, for example, the first shield 241 and the second shield 242 are arranged symmetrically with respect to the approximate center of the RF coil 30. By arranging the first shield 241 and the second shield 242 in this manner, the RF magnetic field and spike noise can be shielded uniformly, as in the first embodiment.

上述したように、第３の実施形態によれば、傾斜磁場コイル２０とＲＦコイル３０との間に配置される第１のシールド２４１及び第２のシールド２４２が、それぞれの端部を重ねて、軸方向に並べて配置される。したがって、定尺未満のシールドが用いられる場合でも、２つのシールドを用いることで、傾斜磁場コイル２０の軸方向にシールド２４０の長さを長くすることができる。これにより、ＲＦコイル３０の感度領域に入り込むスパイクノイズを減らすことができ、傾斜磁場コイル２０から発生するスパイクノイズによる画質の劣化を低減させることができる。   As described above, according to the third embodiment, the first shield 241 and the second shield 242 disposed between the gradient coil 20 and the RF coil 30 are overlapped with each other, They are arranged side by side in the axial direction. Therefore, even when a shield smaller than a standard length is used, the length of the shield 240 can be increased in the axial direction of the gradient coil 20 by using two shields. Thereby, spike noise entering the sensitivity region of the RF coil 30 can be reduced, and deterioration of image quality due to spike noise generated from the gradient magnetic field coil 20 can be reduced.

また、第３の実施形態によれば、例えば、第１のシールド２４１及び第２のシールド２４２が、それぞれＲＦコイル３０の略中心に対して対称に配置されるので、ＲＦ磁場及びスパイクノイズを均一に遮蔽することができる。   Further, according to the third embodiment, for example, the first shield 241 and the second shield 242 are arranged symmetrically with respect to the approximate center of the RF coil 30, so that the RF magnetic field and spike noise are made uniform. Can be shielded.

なお、上述した各実施形態では、シールドが第１のシールドと第２のシールドとを有する場合の例を説明したが、実施形態はこれに限られない。例えば、シールドは、１つの部材で構成されていてもよい。すなわち、シールドは、１つの部材で形成され、傾斜磁場コイル２０の内周面の略全面を覆うように配置される。この場合には、複数のシールドを用いた場合に生じるシールドのつなぎ目を無くすことができるので、より確実にスパイクノイズを低減させることができる。   In each of the above-described embodiments, an example in which the shield includes the first shield and the second shield has been described, but the embodiment is not limited thereto. For example, the shield may be composed of one member. That is, the shield is formed of one member and is disposed so as to cover substantially the entire inner peripheral surface of the gradient magnetic field coil 20. In this case, it is possible to eliminate the joint between the shields generated when a plurality of shields are used, so that spike noise can be more reliably reduced.

また、上述した各実施形態では、シールドが傾斜磁場コイル２０の内周面の略全面を覆うように配置される場合の例を説明したが、シールドは、必ずしも、軸方向の長さが傾斜磁場コイル２０の軸方向の長さと同一でなくてもよい。スパイクノイズを許容範囲内に抑えられるのであれば、シールドは、傾斜磁場コイル２０の軸方向の長さより短くてもよい。また、シールドは、傾斜磁場コイル２０の軸方向の長さより長くてもよい。   Further, in each of the above-described embodiments, an example in which the shield is arranged so as to cover substantially the entire inner peripheral surface of the gradient coil 20 has been described. The length of the coil 20 in the axial direction may not be the same. If the spike noise can be suppressed within an allowable range, the shield may be shorter than the axial length of the gradient coil 20. Further, the shield may be longer than the axial length of the gradient coil 20.

以上説明した少なくとも１つの実施形態によれば、傾斜磁場コイルから発生するスパイクノイズによる画質の劣化を低減させることができる。   According to at least one embodiment described above, it is possible to reduce image quality degradation due to spike noise generated from the gradient coil.

本発明のいくつかの実施形態を説明したが、これらの実施形態は、例として提示したものであり、発明の範囲を限定することは意図していない。これら実施形態は、その他の様々な形態で実施されることが可能であり、発明の要旨を逸脱しない範囲で、種々の省略、置き換え、変更を行うことができる。これら実施形態やその変形は、発明の範囲や要旨に含まれると同様に、特許請求の範囲に記載された発明とその均等の範囲に含まれるものである。   Although several embodiments of the present invention have been described, these embodiments are presented by way of example and are not intended to limit the scope of the invention. These embodiments can be implemented in various other forms, and various omissions, replacements, and changes can be made without departing from the spirit of the invention. These embodiments and their modifications are included in the scope and gist of the invention, and are also included in the invention described in the claims and the equivalents thereof.

１００ ＭＲＩ装置
２０ 傾斜磁場コイル
３０ ＲＦコイル
４０ シールド
４１ 第１のシールド
４２ 第２のシールド DESCRIPTION OF SYMBOLS 100 MRI apparatus 20 Gradient magnetic field coil 30 RF coil 40 Shield 41 First shield 42 Second shield

Claims (10)

略円筒状に形成された傾斜磁場コイルと、
略円筒状に形成され、前記傾斜磁場コイルの内周側に配置されたＲＦコイルと、
略円筒状に形成され、前記傾斜磁場コイルと前記ＲＦコイルとの間に配置された第１のシールド及び第２のシールドとを備え、
前記第１のシールド及び前記第２のシールドは、それぞれの端部を重ねて、前記傾斜磁場コイルの軸方向に並べて配置される
ことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。 A gradient coil formed in a substantially cylindrical shape;
An RF coil formed in a substantially cylindrical shape and disposed on the inner peripheral side of the gradient magnetic field coil;
A first shield and a second shield, which are formed in a substantially cylindrical shape and disposed between the gradient coil and the RF coil;
The magnetic resonance imaging apparatus, wherein the first shield and the second shield are arranged side by side in the axial direction of the gradient coil with their respective end portions overlapped. 前記第１のシールド及び前記第２のシールドは、前記傾斜磁場コイルの内周面の略全面を覆うように配置され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。   The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 1, wherein the first shield and the second shield are disposed so as to cover substantially the entire inner peripheral surface of the gradient magnetic field coil. 前記第１のシールド及び前記第２のシールドは、重なり部分を密着させて重ねられることを特徴とする請求項１又は２に記載の磁気共鳴イメージング装置。   3. The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 1, wherein the first shield and the second shield are overlapped with an overlapping portion in close contact with each other. 前記第１のシールドは、前記ＲＦコイルの周囲に配置され、
前記第２のシールドは、前記傾斜磁場コイルの軸方向において、前記第１のシールドの両側に配置される
ことを特徴とする請求項１、２又は３に記載の磁気共鳴イメージング装置。 The first shield is disposed around the RF coil;
The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 1, wherein the second shield is disposed on both sides of the first shield in the axial direction of the gradient coil. 前記第１のシールドは、前記ＲＦコイルの周囲及び前記傾斜磁場コイルの軸方向における一方の端部付近に配置され、
前記第２のシールドは、前記傾斜磁場コイルの軸方向における他方の端部付近に配置される
ことを特徴とする請求項１、２又は３に記載の磁気共鳴イメージング装置。 The first shield is disposed around the RF coil and near one end in the axial direction of the gradient coil,
The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 1, wherein the second shield is disposed near the other end in the axial direction of the gradient coil. 前記第１のシールド及び前記第２のシールドは、それぞれ略同一の長さに形成され、前記傾斜磁場コイルの軸方向における略中央付近の位置で、それぞれの端部が重ねられることを特徴とする請求項１、２又は３に記載の磁気共鳴イメージング装置。   The first shield and the second shield are formed to have substantially the same length, and the respective end portions are overlapped at a position near the center in the axial direction of the gradient coil. The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 1, 2 or 3. 前記第１のシールド及び前記第２のシールドは、それぞれ前記ＲＦコイルの略中心に対して対称に配置されることを特徴とする請求項１、２又は３に記載の磁気共鳴イメージング装置。   4. The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 1, wherein the first shield and the second shield are arranged symmetrically with respect to a substantially center of the RF coil. 前記第１のシールド及び前記第２のシールドは、それぞれ前記ＲＦコイルの略中心に対して非対称に配置されることを特徴とする請求項１、２又は３に記載の磁気共鳴イメージング装置。   4. The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 1, wherein the first shield and the second shield are disposed asymmetrically with respect to a substantial center of the RF coil. 前記第１のシールドは、前記ＲＦコイルから発生するＲＦ磁場の周波数以上の周波数成分を遮蔽するローパスフィルタとして構成されることを特徴とする請求項１〜８のいずれか一つに記載の磁気共鳴イメージング装置。   The magnetic resonance according to claim 1, wherein the first shield is configured as a low-pass filter that shields a frequency component equal to or higher than the frequency of the RF magnetic field generated from the RF coil. Imaging device. 前記第２のシールドは、前記第１のシールドと比べて、より低い周波数の周波数成分まで遮蔽することを特徴とする請求項９に記載の磁気共鳴イメージング装置。   The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 9, wherein the second shield shields up to a frequency component having a lower frequency than the first shield.
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Citations (4)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPS60128339A (en) * 1983-12-15 1985-07-09 Mitsubishi Electric Corp Magnetic field coil for nmr-ct
JPH01151447A (en) * 1987-12-09 1989-06-14 Mitsubishi Electric Corp Magnetic resonance apparatus
JP2002263081A (en) * 2000-12-22 2002-09-17 Ge Medical Systems Global Technology Co Llc Rf shielding method and apparatus for open mri system
US20140194727A1 (en) * 2013-01-09 2014-07-10 General Electric Company Composite rf shield and method of making same

Patent Citations (4)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPS60128339A (en) * 1983-12-15 1985-07-09 Mitsubishi Electric Corp Magnetic field coil for nmr-ct
JPH01151447A (en) * 1987-12-09 1989-06-14 Mitsubishi Electric Corp Magnetic resonance apparatus
JP2002263081A (en) * 2000-12-22 2002-09-17 Ge Medical Systems Global Technology Co Llc Rf shielding method and apparatus for open mri system
US20140194727A1 (en) * 2013-01-09 2014-07-10 General Electric Company Composite rf shield and method of making same

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