JP2019051329A - Method for manufacturing gradient magnetic field coil - Google Patents
Method for manufacturing gradient magnetic field coil Download PDFInfo
- Publication number
- JP2019051329A JP2019051329A JP2018195406A JP2018195406A JP2019051329A JP 2019051329 A JP2019051329 A JP 2019051329A JP 2018195406 A JP2018195406 A JP 2018195406A JP 2018195406 A JP2018195406 A JP 2018195406A JP 2019051329 A JP2019051329 A JP 2019051329A
- Authority
- JP
- Japan
- Prior art keywords
- coil
- magnetic field
- gradient magnetic
- gradient
- tape
- Prior art date
- Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
- Granted
Links
Landscapes
- Magnetic Resonance Imaging Apparatus (AREA)
- Manufacturing Cores, Coils, And Magnets (AREA)
Abstract
Description
本発明の実施形態は、傾斜磁場コイルの製造方法に関する。 Embodiments described herein relate generally to a method of manufacturing a gradient coil.
磁気共鳴イメージング装置は、傾斜磁場を発生する傾斜磁場コイルを有している。傾斜磁場コイルは、巻枠と呼ばれる円筒形状の枠体に複数の導線や冷却管等を配置し、これらを熱硬化性樹脂で固めることにより製造されている。熱硬化性樹脂を硬化する際、傾斜磁場コイル全体を樹脂の硬化温度まで加熱し、数時間に亘り保持する必要がある。この際、樹脂に加えられた熱により当該樹脂に熱膨張が生じるため、樹脂による導線の固定が不完全なものとなってしまう。 The magnetic resonance imaging apparatus has a gradient magnetic field coil that generates a gradient magnetic field. The gradient magnetic field coil is manufactured by arranging a plurality of conducting wires, cooling pipes, and the like in a cylindrical frame called a winding frame and hardening them with a thermosetting resin. When curing the thermosetting resin, it is necessary to heat the entire gradient magnetic field coil to the curing temperature of the resin and hold it for several hours. At this time, thermal expansion occurs in the resin due to heat applied to the resin, and thus the fixing of the conductive wire by the resin becomes incomplete.
本発明が解決しようとする課題は、導線の位置変動に伴う磁気共鳴イメージングの精度の劣化を防止することである。 The problem to be solved by the present invention is to prevent the deterioration of the accuracy of magnetic resonance imaging accompanying the fluctuation of the position of the conducting wire.
実施形態の傾斜磁場コイルの製造方法は、傾斜磁場コイルの導線部を形成し、前記導線部を熱硬化性樹脂で含浸し、前記熱硬化性樹脂で含浸された前記導線部にテープを巻き付ける手順を含む。 The method of manufacturing a gradient coil according to the embodiment includes a step of forming a conductor part of a gradient coil, impregnating the conductor part with a thermosetting resin, and winding a tape around the conductor part impregnated with the thermosetting resin. including.
以下、図面を参照しながら本実施形態に係わる傾斜磁場コイル及び磁気共鳴イメージング装置を説明する。 Hereinafter, the gradient coil and magnetic resonance imaging apparatus according to the present embodiment will be described with reference to the drawings.
図１は、本実施形態に磁気共鳴イメージング装置１の構成を示す図である。図１に示すように、磁気共鳴イメージング装置１は、架台３、コンソール５、及び寝台７を有する。架台３、コンソール５、及び寝台７は有線又は無線で通信可能に接続されている。架台３と寝台７とは、例えば、検査室に設置される。コンソール５は、検査室に隣接する制御室に設置される。 FIG. 1 is a diagram illustrating a configuration of a magnetic resonance imaging apparatus 1 according to the present embodiment. As shown in FIG. 1, the magnetic resonance imaging apparatus 1 includes a gantry 3, a console 5, and a bed 7. The gantry 3, the console 5, and the bed 7 are connected so that they can communicate with each other by wire or wirelessly. The gantry 3 and the bed 7 are installed in an examination room, for example. The console 5 is installed in a control room adjacent to the examination room.
架台３は、静磁場磁石１１、傾斜磁場コイル１３、傾斜磁場電源１５、ＲＦコイル１７、送信部２１、及び受信部２３を有する。コンソール５は、撮像制御部３１、再構成部３３、画像処理部３５、表示部３７、入力部３９、記憶部４１、及びシステム制御部４３を有する。なお、架台３及びコンソール５の構成要素の一部が物理的に他の装置に実装されていても良い。 The gantry 3 includes a static magnetic field magnet 11, a gradient magnetic field coil 13, a gradient magnetic field power supply 15, an RF coil 17, a transmission unit 21, and a reception unit 23. The console 5 includes an imaging control unit 31, a reconstruction unit 33, an image processing unit 35, a display unit 37, an input unit 39, a storage unit 41, and a system control unit 43. Note that some of the components of the gantry 3 and the console 5 may be physically mounted on another device.
静磁場磁石１１は、中空の略円筒形状を有し、略円筒内部に静磁場を発生する。発生された磁場の均一度が良い空間領域が撮像に利用される。静磁場磁石１１としては、例えば、永久磁石や超伝導磁石等が使用される。ここで、静磁場磁石１１の中心軸をＺ軸に規定し、Ｚ軸に対して鉛直に直交する軸をＹ軸と呼び、Ｚ軸に水平に直交する軸をＸ軸と呼ぶことにする。Ｘ軸、Ｙ軸、及びＺ軸は、直交３次元座標系を構成する。 The static magnetic field magnet 11 has a hollow, substantially cylindrical shape, and generates a static magnetic field inside the substantially cylindrical shape. A spatial region with good uniformity of the generated magnetic field is used for imaging. As the static magnetic field magnet 11, for example, a permanent magnet or a superconducting magnet is used. Here, the central axis of the static magnetic field magnet 11 is defined as the Z axis, the axis perpendicular to the Z axis is called the Y axis, and the axis horizontally orthogonal to the Z axis is called the X axis. The X axis, the Y axis, and the Z axis constitute an orthogonal three-dimensional coordinate system.
傾斜磁場コイル１３は、静磁場磁石１１の内側に取り付けられ、中空の略円筒形状に形成されたコイルユニットである。傾斜磁場コイル１３は、傾斜磁場電源１５からの電流の供給を受けて傾斜磁場を発生する。 The gradient magnetic field coil 13 is a coil unit that is attached to the inside of the static magnetic field magnet 11 and is formed in a hollow, substantially cylindrical shape. The gradient coil 13 receives a current from the gradient magnetic field power supply 15 and generates a gradient magnetic field.
傾斜磁場電源１５は、撮像制御部３１による制御に従い傾斜磁場コイル１３に電流を供給する。傾斜磁場電源１５は、傾斜磁場コイル１３に電流を供給することにより、傾斜磁場コイル１３に傾斜磁場を発生させる。 The gradient magnetic field power supply 15 supplies a current to the gradient magnetic field coil 13 according to control by the imaging control unit 31. The gradient magnetic field power supply 15 generates a gradient magnetic field in the gradient magnetic field coil 13 by supplying a current to the gradient magnetic field coil 13.
ＲＦコイル１７は、傾斜磁場コイル１５の内側に配置され、送信部２１からＲＦパルスの供給を受けて高周波磁場を発生する。また、ＲＦコイル１７は、高周波磁場の作用を受けて被検体Ｓ内に存在する対象原子核から発せられる磁気共鳴信号（以下、ＭＲ(Magnetic Resonance)信号と呼ぶ）を受信する。受信されたＭＲ信号は受信部２３に供給される。なお、上述のＲＦコイル１７は、送受信機能を有するコイルであるとしたが、本実施形態はこれに限定されず、送信用ＲＦコイルと受信用ＲＦコイルとが別々に設けられても良い。 The RF coil 17 is arranged inside the gradient magnetic field coil 15 and receives a supply of RF pulses from the transmission unit 21 to generate a high-frequency magnetic field. The RF coil 17 receives a magnetic resonance signal (hereinafter referred to as an MR (Magnetic Resonance) signal) emitted from a target nucleus existing in the subject S under the action of a high-frequency magnetic field. The received MR signal is supplied to the receiving unit 23. Although the above-described RF coil 17 is a coil having a transmission / reception function, the present embodiment is not limited to this, and a transmission RF coil and a reception RF coil may be provided separately.
送信部２１は、被検体Ｓ内に存在する対象原子核を励起するための高周波磁場を、ＲＦコイル１７を介して被検体Ｓに送信する。対象原子核としては、典型的には、プロトンが用いられる。具体的には、送信部２１は、撮像制御部３１による制御に従って、対象原子核を励起するための高周波信号（ＲＦ信号）をＲＦコイル１７に供給する。ＲＦコイル１７から発生された高周波磁場は、対象原子核に固有の共鳴周波数で振動し、対象原子核を励起させる。励起された対象原子核からＭＲ信号が発生され、ＲＦコイル１７により検出される。検出されたＭＲ信号は、受信部２３に供給される。 The transmitter 21 transmits a high-frequency magnetic field for exciting target nuclei existing in the subject S to the subject S via the RF coil 17. A proton is typically used as the target nucleus. Specifically, the transmission unit 21 supplies a high-frequency signal (RF signal) for exciting the target nucleus to the RF coil 17 according to the control by the imaging control unit 31. The high-frequency magnetic field generated from the RF coil 17 vibrates at a resonance frequency unique to the target nucleus, and excites the target nucleus. MR signals are generated from the excited target nuclei and detected by the RF coil 17. The detected MR signal is supplied to the receiving unit 23.
受信部２３は、励起された対象原子核から発生されるＭＲ信号をＲＦコイル１７を介して受信する。受信部２３は、受信されたＭＲ信号を信号処理してデジタルのＭＲ信号を発生する。 The receiver 23 receives the MR signal generated from the excited target nucleus via the RF coil 17. The receiving unit 23 processes the received MR signal to generate a digital MR signal.
傾斜磁場コイル１３に隣接して寝台７が設置される。寝台７の天板には被検体Ｓが載置される。被検体Ｓの撮像部位が傾斜磁場コイル１３の開口部（ボア）に設定された撮像領域に含まれるように寝台７により天板が位置決めされる。 A bed 7 is installed adjacent to the gradient coil 13. A subject S is placed on the top plate of the bed 7. The couchtop is positioned by the bed 7 so that the imaging region of the subject S is included in the imaging region set in the opening (bore) of the gradient magnetic field coil 13.
撮像制御部３１は、ハードウェア資源として、独自のＣＰＵ（Central Processing Unit）あるいはＭＰＵ（Micro Processing Unit）の演算装置とＲＯＭ（Read Only Memory）やＲＡＭ（Random Access Memory）等の記憶装置とを有する。撮像制御部３１は、システム制御部４３から供給されるパルスシーケンス情報に基づいて、傾斜磁場電源１５、送信部２１、及び受信部２３を同期的に制御し、当該パルスシーケンス情報に応じたパルスシーケンスで被検体Ｓを撮像する。パルスシーケンス情報は、パルスシーケンスに応じた撮像の手順を定義する。例えば、パルスシーケンス情報は、傾斜磁場電源１５が傾斜磁場コイル１３に供給する電流パルスの強度や供給タイミング、送信部２１がＲＦコイル１７に供給するＲＦパルスの強度や供給タイミング、受信部２３がＭＲ信号を検出するタイミング等を定義する。 The imaging control unit 31 has, as hardware resources, an original CPU (Central Processing Unit) or MPU (Micro Processing Unit) arithmetic device and a storage device such as a ROM (Read Only Memory) or a RAM (Random Access Memory). . The imaging control unit 31 synchronously controls the gradient magnetic field power source 15, the transmission unit 21, and the reception unit 23 based on the pulse sequence information supplied from the system control unit 43, and a pulse sequence corresponding to the pulse sequence information. The subject S is imaged. The pulse sequence information defines an imaging procedure according to the pulse sequence. For example, the pulse sequence information includes the intensity and supply timing of the current pulse that the gradient magnetic field power supply 15 supplies to the gradient coil 13, the intensity and supply timing of the RF pulse that the transmitter 21 supplies to the RF coil 17, and the MR 23 that receives the MR. Define the timing to detect the signal.
再構成部３３は、ハードウェア資源として、独自のＣＰＵ（Central Processing Unit）あるいはＭＰＵ（Micro Processing Unit）の演算装置とＲＯＭ（Read Only Memory）やＲＡＭ（Random Access Memory）等の記憶装置とを有する。再構成部３３は、受信部２３からのＭＲ信号に基づいて、被検体Ｓに関するＭＲ画像を再構成する。例えば、再構成部３３は、ｋ空間または周波数空間に配置されたＭＲ信号にフーリエ変換を施して実空間で定義されたＭＲ画像を発生する。再構成部３３は、ＡＳＩＣやＦＰＧＡ等の集積回路、ＣＰＵ、ＭＰＵ等の電子回路により実現される。 The reconfiguration unit 33 includes, as hardware resources, an original CPU (Central Processing Unit) or MPU (Micro Processing Unit) arithmetic device and a storage device such as a ROM (Read Only Memory) or a RAM (Random Access Memory). . The reconstruction unit 33 reconstructs an MR image related to the subject S based on the MR signal from the reception unit 23. For example, the reconstruction unit 33 generates an MR image defined in the real space by performing a Fourier transform on the MR signal arranged in the k space or the frequency space. The reconfiguration unit 33 is realized by an integrated circuit such as an ASIC or FPGA, or an electronic circuit such as a CPU or MPU.
画像処理部３５は、ハードウェア資源として、独自のＣＰＵ（Central Processing Unit）あるいはＭＰＵ（Micro Processing Unit）の演算装置とＲＯＭ（Read Only Memory）やＲＡＭ（Random Access Memory）等の記憶装置とを有する。画像処理部３５は、再構成部３３により再構成されたＭＲ画像に種々の画像処理を施す。画像処理部３５は、上記の電子回路により実現される。 The image processing unit 35 includes, as hardware resources, an original CPU (Central Processing Unit) or MPU (Micro Processing Unit) arithmetic device and a storage device such as a ROM (Read Only Memory) or a RAM (Random Access Memory). . The image processing unit 35 performs various image processes on the MR image reconstructed by the reconstruction unit 33. The image processing unit 35 is realized by the electronic circuit described above.
表示部３７は、種々の情報を表示機器に表示する。例えば、表示部３７は、再構成部３３により再構成されたＭＲ画像や画像処理部３５により画像処理が施されたＭＲ画像を表示する。また、表示部３７は、スキャン計画画面を表示しても良い。表示機器としては、例えばＣＲＴディスプレイや液晶ディスプレイ、有機ＥＬディスプレイ、プラズマディスプレイ等が適宜利用可能である。 The display unit 37 displays various information on the display device. For example, the display unit 37 displays the MR image reconstructed by the reconstructing unit 33 and the MR image subjected to image processing by the image processing unit 35. The display unit 37 may display a scan plan screen. As the display device, for example, a CRT display, a liquid crystal display, an organic EL display, a plasma display, or the like can be used as appropriate.
入力部３９は、入力機器を介してユーザからの各種指令や情報入力を受け付ける。例えば、入力部３９は、入力機器を介してユーザからの撮像開始指示を受け付ける。入力機器としては、キーボードやマウス、スイッチ等が利用可能である。 The input unit 39 receives various commands and information input from the user via the input device. For example, the input unit 39 receives an imaging start instruction from the user via the input device. As an input device, a keyboard, a mouse, a switch, or the like can be used.
記憶部４１は、種々の情報を記憶するＨＤＤ（hard disk drive）等の大容量の記憶装置である。例えば、記憶部４１は、ＭＲ画像や磁気共鳴イメージング装置の制御プログラム等を記憶する。 The storage unit 41 is a large-capacity storage device such as an HDD (hard disk drive) that stores various information. For example, the storage unit 41 stores an MR image, a control program for the magnetic resonance imaging apparatus, and the like.
システム制御部４３は、ハードウェア資源として、独自のＣＰＵ（Central Processing Unit）あるいはＭＰＵ（Micro Processing Unit）の演算装置とＲＯＭ（Read Only Memory）やＲＡＭ（Random Access Memory）等の記憶装置とを有する。システム制御部４３は、磁気共鳴イメージング装置１の中枢として機能する。具体的には、システム制御部４３は、記憶部４１に記憶されている制御プログラムを読み出してメモリ上に展開し、展開された制御プログラムに従って磁気共鳴イメージング装置１の各部を制御する。システム制御部４３は、上記の電子回路により実現される。 The system control unit 43 has, as hardware resources, an original CPU (Central Processing Unit) or MPU (Micro Processing Unit) arithmetic device and a storage device such as a ROM (Read Only Memory) or a RAM (Random Access Memory). . The system control unit 43 functions as the center of the magnetic resonance imaging apparatus 1. Specifically, the system control unit 43 reads out the control program stored in the storage unit 41 and develops it on the memory, and controls each unit of the magnetic resonance imaging apparatus 1 according to the developed control program. The system control unit 43 is realized by the electronic circuit described above.
次に、本実施形態に係る傾斜磁場コイル１３について詳細に説明する。 Next, the gradient magnetic field coil 13 according to the present embodiment will be described in detail.
図２は、本実施形態に係る傾斜磁場コイル１３を模式的に示す図である。図２に示すように、本実施形態に係る傾斜磁場コイル１３は、一例として、ＡＳＧＣ（Actively Shielded Gradient Coil）であるとする。具体的には、傾斜磁場コイル１３は、導線部１３０と固定具１４０とを有する。導線部１３０は、開口部に設定された撮像領域に傾斜磁場を印加するユニットであり、円筒形状に形成されている。本実施形態に係る導線部１３０は、傾斜磁場を発生するための導線が樹脂で固定されてなる。 FIG. 2 is a diagram schematically showing the gradient coil 13 according to the present embodiment. As shown in FIG. 2, the gradient coil 13 according to the present embodiment is assumed to be an ASGC (Actively Shielded Gradient Coil) as an example. Specifically, the gradient magnetic field coil 13 has a conducting wire part 130 and a fixture 140. The conducting wire 130 is a unit that applies a gradient magnetic field to the imaging region set in the opening, and is formed in a cylindrical shape. The conducting wire part 130 according to the present embodiment is formed by fixing a conducting wire for generating a gradient magnetic field with a resin.
導線部１３０は、具体的には、円筒の中心軸Ｚから順番にメインコイル１３１、中間層１３３、及びシールドコイル１３５を有する。 Specifically, the conducting wire portion 130 includes a main coil 131, an intermediate layer 133, and a shield coil 135 in order from the central axis Z of the cylinder.
メインコイル１３１は、傾斜磁場を発生する導線である。メインコイル１３１は、具体的には、Ｘ軸に沿って傾斜磁場を印加するためのＸコイル、Ｙ軸に沿って傾斜磁場を印加するためのＹコイル、Ｚ軸に沿って傾斜磁場を印加するためのＺコイルを有する。Ｘコイル、Ｙコイル、及びＺコイルの種類は、円形コイル、ソレノイドコイル、サドルコイル、及びバードケージコイル等の任意のコイルの中から個別に選択可能である。各コイルは、例えば、銅やアルミ等の電気伝導性の良い金属により形成される。 The main coil 131 is a conducting wire that generates a gradient magnetic field. Specifically, the main coil 131 applies an gradient magnetic field along the X axis, an X coil for applying a gradient magnetic field along the X axis, a Y coil for applying a gradient magnetic field along the Y axis, and the Z axis. Z coil for The types of the X coil, the Y coil, and the Z coil can be individually selected from arbitrary coils such as a circular coil, a solenoid coil, a saddle coil, and a birdcage coil. Each coil is formed of a metal having good electrical conductivity such as copper or aluminum.
中間層１３３は、磁場印加時において発熱した傾斜磁場コイル１３を冷却するための冷媒が流れる冷却管や、磁場の空間分布を調整するための鉄シムが配置されるシムトレイを有する。 The intermediate layer 133 includes a cooling pipe through which a refrigerant for cooling the gradient magnetic field coil 13 that generates heat when a magnetic field is applied, and a shim tray in which an iron shim for adjusting the spatial distribution of the magnetic field is disposed.
シールドコイル１３５は、メインコイル１３１から発生された傾斜磁場のうちの外部に漏れ出した磁場（漏洩磁場）を打ち消すための磁場（遮蔽磁場）を発生する。シールドコイル１３５は、具体的には、Ｘ軸に沿って遮蔽磁場を印加するためのＸコイル、Ｙ軸に沿って遮蔽磁場を印加するためのＹコイル、Ｚ軸に沿って遮蔽磁場を印加するためのＺコイルを有する。各コイルは、例えば、銅やアルミ等の電気伝導性の良い金属により形成される。 The shield coil 135 generates a magnetic field (shielding magnetic field) for canceling out the magnetic field (leakage magnetic field) leaked out of the gradient magnetic field generated from the main coil 131. Specifically, the shield coil 135 applies an X coil for applying a shielding magnetic field along the X axis, a Y coil for applying a shielding magnetic field along the Y axis, and a shielding magnetic field along the Z axis. Z coil for Each coil is formed of a metal having good electrical conductivity such as copper or aluminum.
上記のメインコイル１３１、中間層１３３、及びシールドコイル１３５の積層体は、樹脂で固定されている。例えば、当該樹脂は、熱硬化温度下において硬化する性質を有する熱硬化性樹脂が用いられる。例えば、メインコイル１３１、中間層１３３、及びシールドコイル１３５の積層体は、樹脂で含浸され、熱が加えられることにより、硬化される。これにより、メインコイル１３１、中間層１３３、及びシールドコイル１３５の積層体は、樹脂で固定されることとなる。 The laminate of the main coil 131, the intermediate layer 133, and the shield coil 135 is fixed with resin. For example, as the resin, a thermosetting resin having a property of being cured at a thermosetting temperature is used. For example, the laminate of the main coil 131, the intermediate layer 133, and the shield coil 135 is impregnated with resin and cured by applying heat. Thereby, the laminated body of the main coil 131, the intermediate | middle layer 133, and the shield coil 135 will be fixed with resin.
樹脂で固定された導線部１３０の外周が固定具１４０で巻き付けられている。具体的には、導線部１３０の最外周に配置されるシールドコイル１３５の外周に巻き付けられる。固定具１４０を巻き付けることにより、メインコイル１３１やシールドコイル１３５を強固に固定し、磁場印加時におけるメインコイル１３１やシールドコイル１３５の半径方向に関する振動を抑制することができる。固定具１４０としては、具体的には、繊維を材料とするテープ又はリボン（以下、繊維テープ）や金属を材料とするテープ又はリボン（以下、金属テープ）、綱、紐、縄、ベルトなどの柔軟性を有する細長い用具が好適である。以下、説明を具体的に行うため、固定具１４０は繊維テープであるとする。繊維テープとしては、高強度を有する合成繊維で編まれたものが好適である。このような繊維テープとしては、例えば、ザイロン（登録商標）やケブラー（登録商標）で編まれたテープが挙げられる。 The outer periphery of the conducting wire portion 130 fixed with resin is wound around the fixing tool 140. Specifically, it is wound around the outer periphery of the shield coil 135 disposed on the outermost periphery of the conducting wire portion 130. By winding the fixing tool 140, the main coil 131 and the shield coil 135 can be firmly fixed, and vibrations in the radial direction of the main coil 131 and the shield coil 135 when a magnetic field is applied can be suppressed. Specifically, as the fixing device 140, a tape or ribbon made of fiber (hereinafter referred to as fiber tape), a tape or ribbon made of metal (hereinafter referred to as metal tape), a rope, a string, a rope, a belt, etc. A flexible elongated tool is preferred. Hereinafter, for the sake of specific description, it is assumed that the fixture 140 is a fiber tape. As the fiber tape, one knitted with a synthetic fiber having high strength is suitable. Examples of such a fiber tape include a tape knitted with Zylon (registered trademark) and Kevlar (registered trademark).
図３は、本実施形態に係る傾斜磁場コイル１３の製造工程の一例を示す図である。図３に示すように、まず、メインコイル１３１、中間層１３３、及びシールドコイル１３５の積層体である導線部１３０が形成される（ステップＳＡ１）。例えば、巻枠と呼ばれる円筒形状を有する枠体にメインコイル１３１、中間層１３３、及びシールドコイル１３５を積層することにより導線部１３０を形成することができる。 FIG. 3 is a diagram illustrating an example of a manufacturing process of the gradient coil 13 according to the present embodiment. As shown in FIG. 3, first, the conductive wire portion 130, which is a laminate of the main coil 131, the intermediate layer 133, and the shield coil 135, is formed (step SA1). For example, the conductor portion 130 can be formed by laminating the main coil 131, the intermediate layer 133, and the shield coil 135 on a cylindrical frame called a winding frame.
ステップＳＡ１が行われると導線部１３０を熱硬化性樹脂で含浸する（ステップＳＡ２）。具体的には、導線部１３０の全体が、型に注入された熱硬化性樹脂により含浸され、当該樹脂の硬化温度まで熱せられ、数時間に亘り保持される。これにより熱硬化性樹脂が硬化される。硬化後、熱硬化性樹脂で含浸された導線部１３０は冷却される。 When Step SA1 is performed, the conductor portion 130 is impregnated with a thermosetting resin (Step SA2). Specifically, the entire conductor portion 130 is impregnated with a thermosetting resin injected into the mold, heated to the curing temperature of the resin, and held for several hours. Thereby, the thermosetting resin is cured. After the curing, the conductor part 130 impregnated with the thermosetting resin is cooled.
なお、熱硬化性樹脂を硬化させる際の熱によりメインコイル１３１やシールドコイル１３５等が熱膨張してしまう。そのため、硬化後に冷却された熱硬化性樹脂とメインコイル１３１やシールドコイル１３５との間に隙間が生まれ、熱硬化性樹脂によるメインコイル１３１やシールドコイル１３５への固定力は低下してしまう。この状態のままメインコイル１３１やシールドコイル１３５を通電し磁場印加を実行した場合、メインコイル１３１やシールドコイル１３５はローレンツ力により激しく振動する。振動により、傾斜磁場コイル１３の外側に向けてメインコイル１３１やシールドコイル１３５の位置が変動する。メインコイル１３１やシールドコイル１３５の位置変動は、傾斜磁場の特定を乱す等の理由により画像に歪みを生じさせ、イメージングに悪影響を及ぼすこととなる。 Note that the main coil 131, the shield coil 135, and the like are thermally expanded due to heat generated when the thermosetting resin is cured. Therefore, a gap is created between the thermosetting resin cooled after curing and the main coil 131 and the shield coil 135, and the fixing force to the main coil 131 and the shield coil 135 by the thermosetting resin is reduced. When the main coil 131 and the shield coil 135 are energized in this state and a magnetic field is applied, the main coil 131 and the shield coil 135 vibrate vigorously due to the Lorentz force. Due to the vibration, the positions of the main coil 131 and the shield coil 135 vary toward the outside of the gradient coil 13. Variations in the position of the main coil 131 and the shield coil 135 cause distortion in the image due to disturbing the specification of the gradient magnetic field and adversely affect imaging.
ステップＳＡ２が行われると、図２に示すように、熱硬化性樹脂で含浸された導線部１３０に繊維テープ１４０が巻き付けられる（ステップＳＡ３）。具体的には、繊維テープ１４０は、導線部１３０の最外周を覆うように巻き付けられる。繊維テープ１４０で導線部１３０を巻き付けることにより、磁場印加時において発生するローレンツ力によるメインコイル１３１やシールドコイル１３５の振動を抑制することができる。換言すれば、ローレンツ力によりメインコイル１３１やシールドコイル１３５が振動しない程度の力が中心軸Ｚ方向に向けて働くように、繊維テープ１４０が巻き付けられると良い。 When step SA2 is performed, as shown in FIG. 2, the fiber tape 140 is wound around the conducting wire portion impregnated with the thermosetting resin (step SA3). Specifically, the fiber tape 140 is wound so as to cover the outermost periphery of the conductor portion 130. By winding the conducting wire portion 130 with the fiber tape 140, vibration of the main coil 131 and the shield coil 135 due to Lorentz force generated when a magnetic field is applied can be suppressed. In other words, the fiber tape 140 is preferably wound so that a force that does not vibrate the main coil 131 and the shield coil 135 due to the Lorentz force works toward the central axis Z direction.
繊維テープ１４０の巻き付け方は、任意で良い。例えば、繊維テープ１４０は、中心軸Ｚに沿ってらせん状に巻き付けられても良いし、中心軸Ｚに沿って平行に巻き付けられても良い。繊維テープ１４０は、メインコイル１３１やシールドコイル１３５の固定をより強固にするため、互いにオーバラップするように巻き付けられても良いし、あるいは、繊維テープ１４０の節約や傾斜磁場コイル１３の小型化等のため、離間して巻き付けられても良い。また、繊維テープ１４０は、メインコイル１３１やシールドコイル１３５の固定をより強固にするため、導線部１３０の最外周の全体を覆うように巻き付けられても良い。あるいは、繊維テープ１４０の節約等のため傾斜磁場コイル１３の小型化のため、繊維テープ１４０は、導線部１３０の最外周の一部領域に限定して巻き付けられても良い。例えば、導線部１３０のうちの、振動が特に激しい中心軸Ｚに関する両端部に限定して巻き付けられても良い。また、繊維テープ１４０は、何層にも重ねて巻かれても良い。 The winding method of the fiber tape 140 may be arbitrary. For example, the fiber tape 140 may be spirally wound along the central axis Z, or may be wound in parallel along the central axis Z. The fiber tape 140 may be wound so as to overlap each other in order to make the main coil 131 and the shield coil 135 more firmly fixed, or the fiber tape 140 can be saved, the gradient magnetic field coil 13 can be downsized, etc. Therefore, it may be wound apart. Further, the fiber tape 140 may be wound so as to cover the entire outermost periphery of the conducting wire portion 130 in order to make the main coil 131 and the shield coil 135 more firmly fixed. Alternatively, in order to reduce the size of the gradient magnetic field coil 13 in order to save the fiber tape 140, the fiber tape 140 may be wound only on a part of the outermost periphery of the conductor portion 130. For example, the conductive wire portion 130 may be wound only on both ends of the central axis Z where vibration is particularly intense. Further, the fiber tape 140 may be wound in layers.
繊維テープ１４０を巻き付ける際の張力（テンション）は、上記の通り、磁場印加時においてメインコイル１３１やシールドコイル１３５に加わるローレンツ力に対抗するために必要な圧力に応じて決定される。 As described above, the tension at the time of winding the fiber tape 140 is determined according to the pressure required to counter the Lorentz force applied to the main coil 131 and the shield coil 135 when a magnetic field is applied.
次に、固定具１４０として金属テープを使用する場合の傾斜磁場コイル１３の製造工程について説明する。 Next, the manufacturing process of the gradient coil 13 when using a metal tape as the fixture 140 will be described.
図４は、金属テープ１４０を使用する場合の傾斜磁場コイル１３の製造工程の一例を示す図である。なお、図４と図３とに含まれる製造工程のうち同一の製造工程については同一の符号を付し、説明は簡略化するものとする。 FIG. 4 is a diagram illustrating an example of a manufacturing process of the gradient coil 13 when the metal tape 140 is used. In addition, the same code | symbol shall be attached | subjected about the same manufacturing process among the manufacturing processes contained in FIG. 4 and FIG. 3, and description shall be simplified.
図４に示すように、図３と同様に、導線部１３０が形成され（ステップＳＡ１）、導線部１３０が熱硬化性樹脂で含浸される（ステップＳＡ２）。 As shown in FIG. 4, as in FIG. 3, the conductor portion 130 is formed (step SA1), and the conductor portion 130 is impregnated with a thermosetting resin (step SA2).
ステップＳＡ２が行われると熱硬化性樹脂で含浸された導線部１３０に金属テープ１４０が巻かれる。金属テープ１４０は、繊維テープよりも外力の耐性に優れ、また、紫外線による劣化もない。 When step SA2 is performed, the metal tape 140 is wound around the conducting wire portion impregnated with the thermosetting resin. The metal tape 140 is more resistant to external forces than the fiber tape, and is not deteriorated by ultraviolet rays.
一方、金属テープ１４０は、繊維テープとは異なり、導電性を有する。従って金属テープ１４０を導線部１３０に巻き付けることにより、金属テープ１４０が閉ループを形成し場合、磁場の乱れを生じさせてしまう。そのため、金属テープの材料としては、出来るだけ電気伝導性の悪い金属が用いられると良い。このような金属材料としては、例えば、スチールが挙げられる。また、金属テープ１４０が閉ループを形成しないように、金属テープ１４０が導線部１３０に巻き付けられると良い。換言すれば、金属テープ１４０は、互いにオーバラップしないように巻き付けられる。具体的には、金属テープ１４０は、互いにオーバラップしないように、中心軸Ｚに沿って螺旋状に巻き付けられても良いし、中心軸Ｚに沿って平行に巻き付けられても良い。 On the other hand, the metal tape 140 has conductivity unlike the fiber tape. Accordingly, when the metal tape 140 forms a closed loop by winding the metal tape 140 around the conductor portion 130, the magnetic field is disturbed. For this reason, it is preferable to use a metal having a poor electrical conductivity as much as possible as the material of the metal tape. An example of such a metal material is steel. In addition, the metal tape 140 may be wound around the conductor portion 130 so that the metal tape 140 does not form a closed loop. In other words, the metal tapes 140 are wound so as not to overlap each other. Specifically, the metal tapes 140 may be spirally wound along the central axis Z so as not to overlap each other, or may be wound in parallel along the central axis Z.
次に、本実施形態に係る効果について説明する。 Next, effects according to the present embodiment will be described.
図５は本実施形態に係る傾斜磁場コイル１３０の時間経過に伴う位相変化量を示し、図６は従来例に係る傾斜磁場コイルの時間経過に伴う位相変化量を示すグラフである。図５及び図６の縦軸は位相変化量に規定され、横軸は経過日数に規定される。本実施形態に係る傾斜磁場コイル１３としては、最外周に繊維テープ又は金属テープ１４０が巻かれた、熱硬化性樹脂で含浸された導線部１３０が用いられている。従来例に係る傾斜磁場コイルとしては、最外周に繊維テープが巻かれていない、熱硬化性樹脂で含浸された導線部が用いられている。位相変化量は、Ｘ軸、Ｙ軸、及びＺ軸各々のメインコイルとシールドコイルとの相対位置変化により生じる量である。図５及び図６のＸはＸチャンネルを示し、ＹはＹチャンネルを示し、ＺはＺチャンネルを示す。位相変化量は、初期の各コイルの位相から計測時の各コイルの位相の変化量を示す。位相変化量は、イメージングに影響を与えない位相変化量の上限が１になるように正規化されている。 FIG. 5 shows a phase change amount with time of the gradient magnetic field coil 130 according to the present embodiment, and FIG. 6 is a graph showing a phase change amount with time of the gradient magnetic field coil according to the conventional example. 5 and 6, the vertical axis is defined by the phase change amount, and the horizontal axis is defined by the elapsed days. As the gradient magnetic field coil 13 according to the present embodiment, a conductor portion 130 impregnated with a thermosetting resin, in which a fiber tape or a metal tape 140 is wound around the outermost periphery, is used. As the gradient magnetic field coil according to the conventional example, a conductive wire portion impregnated with a thermosetting resin and having no fiber tape wound around the outermost periphery is used. The phase change amount is an amount generated by a relative position change between the main coil and the shield coil on each of the X axis, the Y axis, and the Z axis. 5 and 6, X indicates the X channel, Y indicates the Y channel, and Z indicates the Z channel. The phase change amount indicates the change amount of the phase of each coil at the time of measurement from the initial phase of each coil. The phase change amount is normalized so that the upper limit of the phase change amount that does not affect imaging is 1.
図６に示すように、従来例に係る傾斜磁場コイルは、短期間に位相変化量が１を超えて大きく変動していることが分かる。一方、本実施形態に係る傾斜磁場コイルは、長期間に亘り位相変化量を１以下に抑えている。 As shown in FIG. 6, it can be seen that the gradient magnetic field coil according to the conventional example has a phase change amount exceeding 1 and fluctuates greatly in a short time. On the other hand, the gradient coil according to the present embodiment keeps the phase change amount to 1 or less over a long period of time.
図５及び図６に示す位相変化量の比較結果から、熱硬化性樹脂で含浸された導線部１３０の最外周を繊維テープ又は金属テープで巻き付けることにより、巻き付けない場合に比して、傾斜磁場コイル１３内のコイルの位置変動を、イメージングに悪影響を与えない水準まで抑制できることが分かる。 From the comparison results of the phase change amounts shown in FIG. 5 and FIG. 6, the outermost periphery of the conducting wire portion 130 impregnated with the thermosetting resin is wound with a fiber tape or a metal tape, so that a gradient magnetic field is obtained as compared with a case where no winding is performed. It can be seen that fluctuations in the position of the coil in the coil 13 can be suppressed to a level that does not adversely affect imaging.
かくして、本実施形態によれば、導線の位置変動に伴う磁気共鳴イメージングの精度の劣化を防止することが可能となる。 Thus, according to the present embodiment, it is possible to prevent the deterioration of the accuracy of magnetic resonance imaging accompanying the position variation of the conducting wire.
なお、上述した実施形態においては、導線部を固定する方法として、導線部を熱硬化性樹脂により含浸する手法を説明したが、実施形態はこれに限られるものではなく、導線部に対して熱硬化性樹脂を塗布する手法を適用しても良い。 In the above-described embodiment, the method of impregnating the conductor portion with the thermosetting resin has been described as a method of fixing the conductor portion. However, the embodiment is not limited to this, and the conductor portion is heated. You may apply the method of apply | coating curable resin.
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。これら新規な実施形態は、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ともに、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 novel embodiments can be implemented in various other forms, and various omissions, replacements, and changes can be made without departing from the scope of the invention. These embodiments and modifications thereof are included in the scope and gist of the invention, and are included in the invention described in the claims and the equivalents thereof.
１…磁気共鳴イメージング装置、３…架台、５…コンソール、７…寝台、１１…静磁場磁石、１３…傾斜磁場コイル、１５…傾斜磁場電源、１７…ＲＦコイル、２１…送信部、２３…受信部、３１…撮像制御部、３３…再構成部、３５…画像処理部、３７…表示部、３９…入力部、４１…記憶部、４３…システム制御部、１３０…導線部、１３１…傾斜磁場コイル、１３３…中間層、１３５…シールドコイル、１４０…固定具。 DESCRIPTION OF SYMBOLS 1 ... Magnetic resonance imaging apparatus, 3 ... Stand, 5 ... Console, 7 ... Bed, 11 ... Static magnetic field magnet, 13 ... Gradient magnetic field coil, 15 ... Gradient magnetic field power supply, 17 ... RF coil, 21 ... Transmission part, 23 ... Reception Unit 31 imaging control unit 33 reconstruction unit 35 image processing unit 37 display unit 39 input unit 41 storage unit 43 system control unit 130 conductor unit 131 gradient magnetic field Coil, 133 ... intermediate layer, 135 ... shield coil, 140 ... fixture.
Claims (5)
前記導線部を熱硬化性樹脂で含浸し、
前記熱硬化性樹脂で含浸された前記導線部にテープを巻き付ける、
ことを具備する傾斜磁場コイルの製造方法。 Forming the conductor part of the gradient coil,
Impregnating the conductor part with a thermosetting resin,
Winding a tape around the conductor portion impregnated with the thermosetting resin;
The manufacturing method of the gradient magnetic field coil which comprises this.
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP2018195406A JP6651593B2 (en) | 2018-10-16 | 2018-10-16 | Manufacturing method of gradient magnetic field coil |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP2018195406A JP6651593B2 (en) | 2018-10-16 | 2018-10-16 | Manufacturing method of gradient magnetic field coil |
Related Parent Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP2014223075A Division JP6422739B2 (en) | 2014-10-31 | 2014-10-31 | Gradient coil and magnetic resonance imaging apparatus |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JP2019051329A true JP2019051329A (en) | 2019-04-04 |
| JP6651593B2 JP6651593B2 (en) | 2020-02-19 |
Family
ID=66013611
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP2018195406A Active JP6651593B2 (en) | 2018-10-16 | 2018-10-16 | Manufacturing method of gradient magnetic field coil |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JP6651593B2 (en) |
-
2018
- 2018-10-16 JP JP2018195406A patent/JP6651593B2/en active Active
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JP6651593B2 (en) | 2020-02-19 |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| US7375526B2 (en) | Active-passive electromagnetic shielding to reduce MRI acoustic noise | |
| JP3689818B2 (en) | Magnetic resonance imaging device | |
| US7554326B2 (en) | MRI gradient magnetic coil unit assembley using different resins within windings and between components | |
| JPH0795974A (en) | Magnetic resonance image pickup device | |
| US7141974B2 (en) | Active-passive electromagnetic shielding to reduce MRI acoustic noise | |
| JP2011087904A (en) | Magnetic resonance imaging apparatus | |
| JP6466406B2 (en) | Gradient coil assembly with an outer coil comprising aluminum | |
| US7295012B1 (en) | Methods and apparatus for MRI shim elements | |
| EP3011354B1 (en) | Shim system for a magnetic resonance hybrid scanner | |
| JP6366940B2 (en) | Magnetic resonance imaging system | |
| JP6651593B2 (en) | Manufacturing method of gradient magnetic field coil | |
| JP2007526067A (en) | Magnetic resonance imaging scanner with booster iron | |
| JP6422739B2 (en) | Gradient coil and magnetic resonance imaging apparatus | |
| JP2008000324A (en) | Gradient magnetic field coil apparatus for nuclear magnetic resonance imaging system | |
| US11002811B2 (en) | Magnetic resonance imaging device and superconducting magnet | |
| JP6296631B2 (en) | Magnetic resonance imaging system | |
| US20160109542A1 (en) | Gradient coil and magnetic resonance imaging device | |
| JP6454789B2 (en) | Magnetic resonance imaging system | |
| JP4814765B2 (en) | Magnetic resonance imaging system | |
| JP3524607B2 (en) | Magnetic field generating coil for magnetic resonance imaging apparatus and magnetic resonance imaging apparatus using the same | |
| JP2009050466A (en) | Manufacturing method of gradient magnetic field coil, gradient magnetic field coil, and magnetic resonance imaging apparatus | |
| JP2007330777A (en) | Tilted magnetic field coil, manufacturing method of tilted magnetic field coil, and magnetic resonance imaging device having tlted magnetic field coil | |
| JP7076339B2 (en) | Magnetic resonance imaging device | |
| US20240201295A1 (en) | Gradient Coil Unit with Cooling Duct | |
| JP6791908B2 (en) | Magnetic resonance imaging device |
Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| A621 | Written request for application examination |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A621 Effective date: 20181016 |
|
| A977 | Report on retrieval |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A971007 Effective date: 20190821 |
|
| A131 | Notification of reasons for refusal |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A131 Effective date: 20190903 |
|
| A521 | Written amendment |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A523 Effective date: 20191031 |
|
| TRDD | Decision of grant or rejection written | ||
| A01 | Written decision to grant a patent or to grant a registration (utility model) |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A01 Effective date: 20191224 |
|
| A61 | First payment of annual fees (during grant procedure) |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A61 Effective date: 20200122 |
|
| R150 | Certificate of patent or registration of utility model |
Ref document number: 6651593 Country of ref document: JP Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R150 |