WO2013175928A1 - 磁気共鳴イメージング装置及び磁気共鳴イメージング装置用の磁石 - Google Patents

磁気共鳴イメージング装置及び磁気共鳴イメージング装置用の磁石 Download PDF

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坂倉　良知
和人 野上
田中　秀和
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株式会社 東芝
東芝メディカルシステムズ株式会社
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    • G01R33/3815—Systems for generation, homogenisation or stabilisation of the main or gradient magnetic field using electromagnets with superconducting coils, e.g. power supply therefor

Definitions

  • Embodiments of the present invention relate to a magnetic resonance imaging (MRI: Magnetic Resonance Imaging) apparatus and a magnet for a magnetic resonance imaging apparatus.
  • MRI Magnetic Resonance Imaging
  • the MRI apparatus magnetically excites the nuclear spin of a subject placed in a static magnetic field with a Larmor frequency radio frequency (RF) signal, and magnetic resonance (MR) generated along with this excitation.
  • RF radio frequency
  • MR magnetic resonance
  • An image diagnostic apparatus that reconstructs an image from a signal.
  • ASGC Actively Shielded Gradient Coil
  • a magnetic resonance imaging apparatus includes an imaging unit and a shield.
  • the imaging unit performs magnetic resonance imaging of the subject by transmitting a high-frequency signal from the high-frequency coil in a state where the magnetic field is formed by the gradient magnetic field coil and the superconducting magnet, respectively.
  • the shield forms a gradient magnetic field for the magnetic resonance imaging together with the gradient magnetic field coil, and prevents heat from entering the superconducting magnet.
  • the magnetic resonance imaging apparatus includes a superconducting magnet, a gradient magnetic field coil, a high-frequency coil, and a shield.
  • the superconducting magnet forms a static magnetic field for magnetic resonance imaging of the subject in an imaging region where the subject is set.
  • the high frequency coil transmits a high frequency signal to the imaging region.
  • the shield forms a gradient magnetic field for magnetic resonance imaging in the imaging region together with the gradient magnetic field coil, and prevents heat from entering the superconducting magnet.
  • the magnet for the magnetic resonance imaging apparatus has a magnet body and a shield having a time constant of eddy magnetic field of 500 ms or more.
  • the magnet body is formed by providing liquid helium and a superconducting coil in a casing.
  • the shield is provided inside the magnet body.
  • FIG. 1 is a longitudinal sectional view showing a configuration of a magnetic resonance imaging apparatus and a magnet for a magnetic resonance imaging apparatus according to a first embodiment of the present invention.
  • the longitudinal cross-sectional view of the shield which shows the modification of the cooling system shown in FIG.
  • the longitudinal cross-sectional view which shows the structure of the magnet for the magnetic resonance imaging apparatus which concerns on the 2nd Embodiment of this invention, and a magnetic resonance imaging apparatus.
  • FIG. 1 is a longitudinal sectional view showing a configuration of a magnetic resonance imaging apparatus and a magnet for the magnetic resonance imaging apparatus according to the first embodiment of the present invention.
  • the magnetic resonance imaging apparatus 1 includes a gantry 2, a bed 3, and a control system 4.
  • a bore is formed in the gantry 2, and the subject O set on the top 5 of the bed 3 can be fed into the bore.
  • An imaging region R is formed in the bore of the gantry 2.
  • a cylindrical superconducting magnet 6, a gradient magnetic field coil 7 and a whole body (WB) coil 8 are coaxially provided from the outside to the inside. That is, the superconducting magnet 6, the gradient magnetic field coil 7 and the WB coil 8 are protected by the casing 9 of the gantry 2.
  • the imaging region R is provided with an arbitrary RF coil for receiving MR signals.
  • an RF coil for receiving MR signals various coils are used depending on the imaging region and the imaging purpose.
  • a body coil installed on the body surface side of the subject O and a spine coil arranged on the back side of the subject O are typical RF coils for receiving MR signals.
  • FIG. 1 shows an example in which a spine coil is attached to the top plate 5 of the bed 3 as the receiving RF coil 10.
  • the WB coil 8 is an RF coil for mainly transmitting an RF signal to the imaging region R. However, it may be used for receiving MR signals.
  • the gradient magnetic field coil 7 is a coil for forming a spatial gradient magnetic field in the imaging region R in which the subject O is set. Therefore, the gradient coil 7 includes an X-axis coil 7X that forms a gradient magnetic field in the X-axis direction, a Y-axis coil 7Y that forms a gradient magnetic field in the Y-axis direction, and a Z-axis that forms a gradient magnetic field in the Z-axis direction.
  • the coil 7Z is used.
  • a large number of pipes 7A for flowing a cooling medium are provided outside the gradient magnetic field coil 7.
  • the cooling medium for the gradient coil 7 liquid water L W is typically used.
  • the pipe 7A is connected to the supply tank of the cooling medium such as liquid water L W, not shown and described because it is known structure.
  • the superconducting magnet 6 is a component for forming a static magnetic field for MR imaging of the subject O in the imaging region R where the subject O is set.
  • the superconducting magnet 6 is configured by providing a magnet body 11 in a casing 12.
  • the magnet body 11 is configured by providing liquid helium L He and a plurality of superconducting coils 13 in a container 11A.
  • the container 11A filled with liquid helium L He is cooled by the refrigerator 11B.
  • the superconducting coil 13 is cooled to about 4K by liquid helium L He . Thereby, the wire of the superconducting coil 13 exhibits the properties as superconductivity.
  • a static magnetic field is formed in the imaging region R inside the gantry 2 and the superconducting magnet 6.
  • the control system 4 is a device that controls components such as the superconducting magnet 6, the gradient magnetic field coil 7, the WB coil 8, the MR signal receiving RF coil, the bed 3, and the like. Then, MR imaging of the subject O can be performed by transmitting an RF signal from the RF coil in a state where the gradient magnetic field coil 7 and the superconducting magnet 6 form a gradient magnetic field and a static magnetic field, respectively, under the control of the control system 4. .
  • a shield 14 is provided inside the magnet body 11. That is, as shown in FIG. 1, the shield 14 can be provided inside the casing 12 that constitutes the superconducting magnet 6 together with the magnet body 11.
  • the shield 14 is configured to form a gradient magnetic field for MR imaging together with the gradient magnetic field coil 7 by canceling at least the magnetic field generated from the gradient magnetic field coil 7 to the superconducting magnet 6 side. That is, the shield 14 functions as a heat shield that prevents heat from entering the superconducting magnet 6 and a magnetic field shield that cancels the magnetic field generated outside the gradient coil 7.
  • the time constant of the eddy magnetic field generated in the shield 14 is determined to be equal to or greater than the time constant required for MR imaging. Therefore, the shield 14 can be made of a metal plate having a time constant of eddy magnetic field of 500 ms or more. For example, if the shield 14 is formed of a cylindrical metal plate, the shield 14 functions as a passive coil that does not require input / output current. When the shield 14 is regarded as one of the components of the gradient magnetic field coil 7, it can be said that the shield 14 and the gradient magnetic field coil 7 form a PSGC (Passively Shielded Gradient Coil) system.
  • PSGC Passively Shielded Gradient Coil
  • Examples of the metal plate having a time constant of eddy magnetic field of 500 ms or more include a cylindrical aluminum plate having a thickness of 10 mm or more and a cylindrical copper plate having a thickness of 3 mm or more.
  • the time constant of Al (1100) with a plate thickness of 12 mm is 537 [ms].
  • the time constant of Cu (1020) with a plate thickness of 3 mm is 634 [ms].
  • the winding condition of the gradient magnetic field coil 7 and the structure of the shield 14 are determined so that a desired gradient magnetic field suitable for MR imaging is formed.
  • the number of turns of the gradient coil 7 and the diameter or radius of the shield 14 can be determined so that a desired gradient magnetic field is formed.
  • the winding pattern of the gradient magnetic field coil 7 can be determined so as to form a desired gradient magnetic field.
  • the appropriate number of windings of the gradient coil 7 is inversely proportional to the ratio RS 2 / RG 2 of the square of the radius RS of the shield 14 and the radius RG of the gradient coil 7.
  • the shield 14 is provided inside the casing 12 constituting the superconducting magnet 6.
  • the radius RS of the shield 14 can be made larger than the inner diameter of the superconducting magnet 6.
  • the number of turns of the gradient magnetic field coil 7 can be reduced.
  • the inner diameter of the shield coil of ASGC is extremely smaller than the inner diameter of the shield 14. In other words, the inner diameter of the shield 14 can be made larger than the inner diameter of the shield coil of the ASGC.
  • the number of turns of the gradient coil 7 can be made smaller than the number of turns of the main coil of the conventional ASGC. That is, since the magnetic field of the gradient magnetic field coil 7 is canceled by the shield 14 disposed farther than the shield coil, the strength of the magnetic field to be formed by the gradient magnetic field coil 7 can be reduced. Therefore, the structure of the gradient coil 7 can be simplified as compared with the ASGC, and the power to be supplied to the gradient coil 7 can be reduced compared to the power to be supplied to the main coil of the ASGC.
  • the gradient magnetic field coil 7 is cooled by a cooling medium such as cooling water flowing in the pipe 7A, depending on the characteristics and installation environment of the magnetic resonance imaging apparatus 1, the liquid helium L He sealed in the container 11A of the magnet body 11 is used. Further cooling may be required to prevent vaporization. In order to prevent vaporization of liquid helium L He , it is necessary to keep the temperature in the container 11A at 4K.
  • the temperature in the bore of the gantry 2 usually reaches about 300K. Therefore, the superconducting magnet 6 can be provided with a cooling system 15 for cooling the outside of the shield 14, that is, the magnet body 11 side to about 50K.
  • a cooling medium pipe 16 can be provided on the gradient magnetic field coil 7 side of the shield 14.
  • the pipe 16 is connected to a supply tank 17 for liquid nitrogen LN .
  • the cooling system 15 is configured as a circulation system for the liquid nitrogen L N of liquid nitrogen L N discharged from the supply tank 17 is returned to the supply tank 17 again flows through the pipe 16.
  • FIG. 2 is a longitudinal sectional view of the shield 14 showing a modification of the cooling system 15 shown in FIG.
  • a cooling medium flow path 20 may be provided inside the shield 14.
  • a cooling medium such as liquid nitrogen LN is supplied from the supply tank 17 to the through hole forming the flow path 20 inside the shield 14.
  • the shield 14 with the piping 16 fixed as illustrated in FIGS. 1 and 2 and the shield 14 with the flow path 20 formed thereon can be manufactured using an arbitrary manufacturing method such as a diffusion coupling method. Then, by providing the cooling system 15 in the superconducting magnet 6, it is possible to use a typical refrigerator 11B used for cooling the container 11A filled with liquid helium L He as it is.
  • the capacity of the refrigerator 11B itself may be appropriately determined. That is, the liquid helium L He and the container 11A can be cooled using the refrigerator 11B capable of maintaining the temperature in the container 11A at about 4K.
  • the magnetic resonance imaging apparatus 1 as described above cancels the leakage magnetic field from the gradient magnetic field coil 7 by using the eddy magnetic field generated in the shield 14 provided for preventing heat from entering the superconducting magnet 6. Is.
  • a gradient magnetic field coil has been designed so that a gradient magnetic field required for imaging is formed only by the main coil of the ASGC and the main coil of NSGC (Non Shield Gradient Coil) without a shield coil or shield coil.
  • the eddy magnetic field generated in the shield 14 provided inside the superconducting magnet 6 is actively used without being canceled.
  • an eddy magnetic field similar to the eddy magnetic field generated in the shield coil of the ASGC is generated.
  • the magnetic resonance imaging apparatus 1 it is possible to obtain the gradient magnetic field strength equivalent to that of the conventional ASGC with lower power. That is, in the ASGC, the leakage magnetic field from the main coil is canceled by the shield coil, so that the generation efficiency of the gradient magnetic field is reduced compared to the NSGC.
  • the ASGC required a gradient magnetic field power source that requires a larger power than the NSGC in order to obtain a desired gradient magnetic field strength.
  • SNR signal to noise ratio
  • 3 [T] MRI apparatuses capable of high-resolution and high-speed imaging are becoming widespread.
  • the electric power required for the gradient magnetic field power source is increasing.
  • the magnetic resonance imaging apparatus 1 as described above is configured as a 3 [T] apparatus, the power required for the gradient magnetic field power supply can be reduced.
  • the gradient magnetic field coil 7 that actually functions as a PSGC with the shield 14 is designed in the same size as the ASGC main coil having a typical typical size, the power consumed in the gradient magnetic field power source can be reduced by about 40%. Was confirmed.
  • the magnetic resonance imaging apparatus 1 does not require an ASGC shield coil, it is possible to increase the bore diameter.
  • FIG. 3 is a longitudinal sectional view showing a configuration of a magnetic resonance imaging apparatus and a magnet for the magnetic resonance imaging apparatus according to the second embodiment of the present invention.
  • the magnetic resonance imaging apparatus 1A and the superconducting magnet 6A for the magnetic resonance imaging apparatus 1A shown in FIG. 3 are such that a part of the casing 12 constituting the superconducting magnet 6A is formed by a shield 14 as shown in FIG. This is different from the superconducting magnet 6 for the device 1 and the magnetic resonance imaging device 1. Since other configurations and operations are not substantially different from the magnetic resonance imaging apparatus 1 and the superconducting magnet 6 for the magnetic resonance imaging apparatus 1 shown in FIG. 1, the same components are denoted by the same reference numerals and description thereof is omitted.
  • the inner surface of the casing 12, that is, the surface on the gradient coil 7 side functions as the shield 14. Therefore, the surface on the gradient coil 7 side of the casing 12 constituting the superconducting magnet 6A is formed of a cylindrical aluminum or copper metal plate having a time constant of eddy magnetic field of 500 ms or more.
  • FIG. 3 shows an example in which the liquid nitrogen LN pipe 16 constituting the cooling system 15 is arranged on the magnet body 11 of the shield 14.
  • the magnetic resonance imaging apparatus 1A and the superconducting magnet 6A for the magnetic resonance imaging apparatus 1A in the second embodiment having such a configuration
  • the magnetic resonance imaging apparatus 1 and the magnetic resonance imaging apparatus 1 in the first embodiment are used.
  • the same effect as that of the superconducting magnet 6 can be obtained.
  • the number of components can be reduced.
  • ASGC may be used as the gradient coil 7 in each of the above-described embodiments. That is, instead of providing the ASGC shield coil, or in addition to the shield coil, the shield 14 can be provided.
  • ASGC is for canceling leakage magnetic fields in the X, Y, and Z axes from the main coil and the X, Y, and Z axes for generating a gradient magnetic field.
  • the shield coil is composed of X-axis, Y-axis, and Z-axis shield coils. Therefore, when the ASGC is used as the gradient magnetic field coil 7, the leakage magnetic field from the main coil of the ASGC is canceled out by both the shield coil and the shield 14 of the ASGC.

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Abstract

　実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置は、イメージングユニット及びシールドを備える。イメージングユニットは、傾斜磁場コイル及び超電導磁石によってそれぞれ磁場を形成した状態で高周波コイルから高周波信号を送信することによって被検体の磁気共鳴イメージングを行う。シールドは、前記傾斜磁場コイルとともに前記磁気共鳴イメージング用の傾斜磁場を形成する。また、前記シールドは、前記超電導磁石への熱の進入を防止する。

Description

磁気共鳴イメージング装置及び磁気共鳴イメージング装置用の磁石
　本発明の実施形態は、磁気共鳴イメージング(MRI: Magnetic Resonance Imaging)装置及び磁気共鳴イメージング装置用の磁石に関する。
　MRI装置は、静磁場中に置かれた被検体の原子核スピンをラーモア周波数の高周波(RF: radio frequency)信号で磁気的に励起し、この励起に伴って発生する磁気共鳴(MR: magnetic resonance)信号から画像を再構成する画像診断装置である。
　MRI装置では、傾斜磁場の生成に伴って発生する渦磁場がイメージングの妨げとなることから、渦磁場の低減が図られている。現在では、渦磁場を抑制するためにASGC (Actively Shielded Gradient Coil)を傾斜磁場用のコイルとして用いる技術が主流となっている。ASGCは、Ｘ軸、Ｙ軸及びＺ軸方向の各傾斜磁場をそれぞれ形成するための筒状のメインコイルの外側に、漏れ磁場を抑制するための筒状のシールドコイルを設けた傾斜磁場コイルである。
特開２００８－２５３５９３号公報
　本発明は、より簡易な構成で所望の傾斜磁場を形成することが可能な磁気共鳴イメージング装置及び磁気共鳴イメージング装置用の磁石を提供することを目的とする。
　本発明の実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置は、イメージングユニット及びシールドを備える。イメージングユニットは、傾斜磁場コイル及び超電導磁石によってそれぞれ磁場を形成した状態で高周波コイルから高周波信号を送信することによって被検体の磁気共鳴イメージングを行う。シールドは、前記傾斜磁場コイルとともに前記磁気共鳴イメージング用の傾斜磁場を形成し、かつ前記超電導磁石への熱の進入を防止する。
　また、本発明の実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置は、超電導磁石、傾斜磁場コイル、高周波コイル及びシールドを備える。超電導磁石は、被検体がセットされた撮像領域に前記被検体の磁気共鳴イメージング用の静磁場を形成する。高周波コイルは、前記撮像領域に高周波信号を送信する。シールドは、前記傾斜磁場コイルとともに前記撮像領域に前記磁気共鳴イメージング用の傾斜磁場を形成し、かつ前記超電導磁石への熱の進入を防止する。
　また、本発明の実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置用の磁石は、磁石本体及び渦磁場の時定数が500ms以上のシールドを有する。磁石本体は、液体ヘリウム及び超電導コイルをケーシング内に設けて成る。シールドは、前記磁石本体の内側に設けられる。
本発明の第１の実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置及び磁気共鳴イメージング装置用の磁石の構成を示す縦断面図。 図１に示す冷却系の変形例を示すシールドの縦断面図。 本発明の第２の実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置及び磁気共鳴イメージング装置用の磁石の構成を示す縦断面図。
実施形態
　本発明の実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置及び磁気共鳴イメージング装置用の磁石について添付図面を参照して説明する。
（第１の実施形態）
　図１は本発明の第１の実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置及び磁気共鳴イメージング装置用の磁石の構成を示す縦断面図である。
　磁気共鳴イメージング装置１は、ガントリ（架台）２、寝台３及び制御系４を有する。ガントリ２には、ボアが形成され、ボア内には寝台３の天板５にセットされた被検体Ｏを送り込むことができる。そして、ガントリ２のボア内には、撮像領域Ｒが形成される。
　ガントリ２の内部には、外側から内側に向かって円筒状の超電導磁石６、傾斜磁場コイル７及び全身用(WB: whole body)コイル８が同軸状に設けられる。すなわち、超電導磁石６、傾斜磁場コイル７及びWBコイル８は、ガントリ２のケーシング９によって保護される。
　また、撮像領域Ｒには、MR信号の受信用の任意のRFコイルが設けられる。MR信号の受信用のRFコイルとしては、撮像部位及び撮像目的に応じた様々なコイルが使用される。例えば、被検体Ｏの体表側に設置されるbodyコイルや被検体Ｏの背面側に配置されるspineコイルなどが、代表的なMR信号の受信用のRFコイルである。図１は、受信用RFコイル１０として寝台３の天板５にspineコイルが取り付けられた例を示している。
　WBコイル８は、主としてRF信号を撮像領域Ｒに送信するためのRFコイルである。但し、MR信号の受信用に用いられる場合もある。
　傾斜磁場コイル７は、被検体Ｏがセットされた撮像領域Ｒに空間的な傾斜磁場を形成するためのコイルである。そのために、傾斜磁場コイル７は、Ｘ軸方向の傾斜磁場を形成するＸ軸用コイル７Ｘ、Ｙ軸方向の傾斜磁場を形成するＹ軸用コイル７Ｙ及びＺ軸方向の傾斜磁場を形成するＺ軸用コイル７Ｚで構成される。
　傾斜磁場コイル７の外側には、冷却媒体を流すための多数の配管７Ａが設けられる。傾斜磁場コイル７の冷却媒体としては、典型的には液体水LWが用いられる。尚、配管７Ａは、液体水LW等の冷却媒体の供給タンクと接続されるが、公知の構成であるため図示及び説明を省略する。
　超電導磁石６は、被検体Ｏがセットされた撮像領域Ｒに被検体ＯのMRイメージング用の静磁場を形成するための構成要素である。超電導磁石６は、磁石本体１１をケーシング１２内に設けて構成される。磁石本体１１は液体ヘリウムLHe及び複数の超電導コイル１３を容器１１Ａ内に設けて成る。また、液体ヘリウムLHeを封入した容器１１Ａは、冷凍機１１Ｂによって冷却される。そして、超電導コイル１３は、液体ヘリウムLHeによって4K程度に冷却される。これにより、超電導コイル１３の線材は、超電導としての性質を発揮する。この結果、ガントリ２及び超電導磁石６の内側の撮像領域Ｒには、静磁場が形成される。
　制御系４は、超電導磁石６、傾斜磁場コイル７、WBコイル８、MR信号の受信用のRFコイル及び寝台３等の構成要素を制御する装置である。そして、制御系４による制御下において傾斜磁場コイル７及び超電導磁石６によってそれぞれ傾斜磁場及び静磁場を形成した状態でRFコイルからRF信号を送信することによって被検体ＯのMRイメージングを行うことができる。
　更に、磁石本体１１の内側には、シールド１４が設けられる。すなわち、図１に示すようにシールド１４を、磁石本体１１とともに超電導磁石６を構成するケーシング１２の内部に設けることができる。シールド１４は、傾斜磁場コイル７とともにMRイメージング用の傾斜磁場を撮像領域Ｒに形成し、かつ超電導磁石６への熱の進入を防止する役割を担っている。
　具体的には、シールド１４は、少なくとも傾斜磁場コイル７から超電導磁石６側に生じる磁場を打ち消すことによって傾斜磁場コイル７とともにMRイメージング用の傾斜磁場を形成するように構成されている。つまり、シールド１４は、超電導磁石６への熱の進入を防止する熱シールド及び傾斜磁場コイル７の外部に生じる磁場を打ち消す磁場シールドとして機能する。
　尚、シールド１４において生じる渦磁場の時定数は、MRイメージングに要求される時定数以上となるように決定される。そこで、シールド１４を、渦磁場の時定数が500ms以上の金属板で構成することができる。例えば、シールド１４を、円筒状の金属板で構成すれば、シールド１４は入出力電流が不要な受動型のコイル(Passive Coil)として機能する。そして、シールド１４を傾斜磁場コイル７の構成要素の１つとして捉えると、シールド１４と傾斜磁場コイル７とによってPSGC (Passively Shielded Gradient Coil)システムが形成されるということもできる。
　渦磁場の時定数が500ms以上の金属板の例としては、板厚が10mm以上の筒状のアルミニウム板や板厚が3mm以上の筒状の銅板が挙げられる。例えば、板厚12mmのAl(1100)の時定数は537[ms]となる。また、板厚3mmのCu(1020)の時定数は634[ms]となる。
　磁石本体１１の内側に上述のようなシールド１４を設けると、傾斜磁場コイル７の外部に形成される磁場を相殺する渦磁場がシールド１４において生じる。このため、傾斜磁場コイル７により形成される傾斜磁場と、シールド１４において生じる渦磁場との重ね合わせの結果として目的とするMRイメージング用の傾斜磁場を形成することができる。
　従って、傾斜磁場コイル７の巻き線の条件及びシールド１４の構造は、MRイメージングに適した所望の傾斜磁場が形成されるように決定される。例えば、傾斜磁場コイル７の巻き線数及びシールド１４の直径又は半径を、所望の傾斜磁場が形成されるように決定することができる。また、傾斜磁場コイル７の巻き線のパターンについても所望の傾斜磁場が形成されるように決定することができる。
　傾斜磁場コイル７の適切な巻き線数は、シールド１４の半径RSと傾斜磁場コイル７の半径RGの２乗の比RS2/RG2に反比例する。一方、シールド１４は、超電導磁石６を構成するケーシング１２の内部に設けられる。このため、シールド１４の半径RSを超電導磁石６の内径よりも大きくすることができる。この結果、傾斜磁場コイル７の巻線数を低減させることができる。
　例えば、従来のASGCにおいて、メインコイルからの漏れ磁場を打ち消すためのシールドコイルは、超電導磁石６とメインコイルとの間に配置せざるを得ない。このため、ガントリのサイズをコンパクトにするというニーズに答えるためには、必然的にシールドコイルがメインコイルに接近することになる。従って、ASGCのシールドコイルの内径は、シールド１４の内径よりも極端に小さくなる。逆に言えば、シールド１４の内径を、ASGCのシールドコイルの内径に比べて大きくすることができる。
　この結果、傾斜磁場コイル７の巻線数を従来のASGCのメインコイルの巻線数よりも少なくすることができる。つまり、シールドコイルよりも遠方に配置されるシールド１４によって傾斜磁場コイル７の磁場が打ち消されるため、傾斜磁場コイル７により形成すべき磁場の強さを低減することができる。従って、傾斜磁場コイル７の構造をASGCに比べて簡易にし、かつ傾斜磁場コイル７に供給すべき電力もASGCのメインコイルに供給すべき電力に比べて低減させることができる。
　傾斜磁場コイル７は、配管７Ａ内を流れる冷却水等の冷却媒体によって冷却されるが、磁気共鳴イメージング装置１の特性や設置環境によっては磁石本体１１の容器１１Ａに封入される液体ヘリウムLHeの気化を防止するために一層の冷却が必要となる場合がある。液体ヘリウムLHeの気化を防止するためには、容器１１Ａ内の温度を4Kに保つ必要がある。
　例えば、ガントリ２のボア内の温度は、通常は300K程度に達する。そこで、シールド１４の外側、つまり磁石本体１１側を50K程度まで冷却するための冷却系１５を超電導磁石６に設けることができる。
　具体例として、図１に示すように、シールド１４の傾斜磁場コイル７側に冷却媒体用の配管１６を設けることができる。シールド１４の傾斜磁場コイル７側を50Kまで冷却するためには、配管１６内に供給する冷却媒体として液体窒素LNを用いることが実用的である。そこで、配管１６は、液体窒素LNの供給タンク１７と接続される。そして、供給タンク１７から排出された液体窒素LNが配管１６内を流れて再び供給タンク１７に戻る液体窒素LNの循環システムとして冷却系１５が構成される。これにより、シールド１４の傾斜磁場コイル７側から磁石本体１１側への熱の進入を抑止することができる。
　図２は、図１に示す冷却系１５の変形例を示すシールド１４の縦断面図である。
　図２に示すように、シールド１４の内部に、冷却媒体用の流路２０を設けることもできる。この場合、シールド１４の内部において流路２０を形成する貫通孔に供給タンク１７から液体窒素LN等の冷却媒体が供給される。
　図１及び図２に例示されるような配管１６を固定したシールド１４や流路２０の形成したシールド１４は、拡散結合法等の任意の製造方法を利用して製造することができる。そして、冷却系１５を超電導磁石６に設けることによって、液体ヘリウムLHeを封入した容器１１Ａの冷却に使用される典型的な冷凍機１１Ｂをそのまま使用することが可能となる。
　一方、冷却系１５を設ける代わりに、或いは冷却系１５の設置に加えて、冷凍機１１Ｂ自体の能力を適切に決定するようにしてもよい。すなわち、容器１１Ａ内の温度を4K程度に保つことが可能な冷凍機１１Ｂを使用して液体ヘリウムLHe及び容器１１Ａを冷却することができる。
　つまり以上のような磁気共鳴イメージング装置１は、超電導磁石６の内部に熱の進入防止用に備えられるシールド１４において生じる渦磁場を利用して、傾斜磁場コイル７からの漏れ磁場を打ち消すようにしたものである。
　従来は、超電導磁石６の内部において磁場が生じるとイメージングに対して悪影響を及ぼすとの観点から、超電導磁石６の内部において磁場が極力生じないようにする対策がとられてきた。従って、従来は、ASGCのメインコイル及びシールドコイル又はシールドコイルのないNSGC(Non Shield Gradient Coil)のメインコイルのみでイメージングに必要な傾斜磁場が形成されるように傾斜磁場コイルが設計されてきた。
　これに対して、磁気共鳴イメージング装置１では、超電導磁石６の内部に備えられるシールド１４において生じる渦磁場がキャンセルされずに積極的に利用される。具体的には、シールド１４において、ASGCのシールドコイルにおいて生成される渦磁場と同様な渦磁場が生成される。
　このため、磁気共鳴イメージング装置１によれば、従来のASGCと同等の傾斜磁場強度を、より低電力で得ることが可能となる。すなわち、ASGCでは、シールドコイルによってメインコイルからの漏れ磁場がキャンセルされるため、傾斜磁場の発生効率がNSGCに比べて低減される。この結果、ASGCでは、所望の傾斜磁場強度を得るために、NSGCに比べてより大きな電力を要する傾斜磁場電源が必要であった。しかしながら、近年では、1.5[T]のMRI装置よりもSNR(signal to noise ratio)が良好であることから高分解能かつ高速撮像が可能な3[T]のMRI装置が普及しつつある。これに伴って傾斜磁場電源に必要な電力が増加している。
　そこで、上述のような磁気共鳴イメージング装置１を3[T]の装置として構成すれば、傾斜磁場電源に必要な電力を低減させることができる。実際に従来の典型的なサイズを有するASGCのメインコイルと同等なサイズで、シールド１４とともにPSGCとして機能する傾斜磁場コイル７を設計したところ、傾斜磁場電源において消費される電力を約40%低減できることが確認できた。
　更に、磁気共鳴イメージング装置１では、ASGCのシールドコイルが不要となるため、ボアの大口径化が可能である。
（第２の実施形態）
　図３は本発明の第２の実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置及び磁気共鳴イメージング装置用の磁石の構成を示す縦断面図である。
　図３に示された磁気共鳴イメージング装１Ａ及び磁気共鳴イメージング装１Ａ用の超電導磁石６Ａは、超電導磁石６Ａを構成するケーシング１２の一部をシールド１４で形成した点が図１に示す磁気共鳴イメージング装１及び磁気共鳴イメージング装１用の超電導磁石６と相違する。他の構成および作用については図１に示す磁気共鳴イメージング装１及び磁気共鳴イメージング装１用の超電導磁石６と実質的に異ならないため同一の構成については同符号を付して説明を省略する。
　磁気共鳴イメージング装１Ａ用の超電導磁石６Ａでは、ケーシング１２の内側、つまり傾斜磁場コイル７側の面がシールド１４として機能する。従って、超電導磁石６Ａを構成するケーシング１２の傾斜磁場コイル７側の面は、渦磁場の時定数が500ms以上の円筒状のアルミニウムや銅の金属板で構成される。
　また、必要に応じてシールド１４に冷却系１５を設けることができる。図３には、冷却系１５を構成する液体窒素LNの配管１６をシールド１４の磁石本体１１に配置した例が示されている。
　このような構成を有する第２の実施形態における磁気共鳴イメージング装１Ａ及び磁気共鳴イメージング装１Ａ用の超電導磁石６Ａによれば、第１の実施形態における磁気共鳴イメージング装１及び磁気共鳴イメージング装１用の超電導磁石６と同様な効果を得ることができる。加えて、構成要素の数を低減させることができる。
（他の実施形態）
　以上、特定の実施形態について記載したが、記載された実施形態は一例に過ぎず、発明の範囲を限定するものではない。ここに記載された新規な方法及び装置は、様々な他の様式で具現化することができる。また、ここに記載された方法及び装置の様式において、発明の要旨から逸脱しない範囲で、種々の省略、置換及び変更を行うことができる。添付された請求の範囲及びその均等物は、発明の範囲及び要旨に包含されているものとして、そのような種々の様式及び変形例を含んでいる。
　例えば、上述した各実施形態における傾斜磁場コイル７としてASGCを用いてもよい。すなわち、ASGCのシールドコイルを設ける代わりに、或いはシールドコイルに加えてシールド１４を設けることができる。ASGCは、傾斜磁場を発生させるためのＸ軸用、Ｙ軸用及びＺ軸用の各メインコイルと、メインコイルからのＸ軸方向、Ｙ軸方向及びＺ軸方向における漏れ磁場をキャンセルするためのＸ軸用、Ｙ軸用及びＺ軸用の各シールドコイルで構成される。従って、傾斜磁場コイル７としてASGCを用いる場合には、ASGCのシールドコイル及びシールド１４の双方によってASGCのメインコイルからの漏洩磁場が相殺されることとなる。

Claims (15)

  1. 　傾斜磁場コイル及び超電導磁石によってそれぞれ磁場を形成した状態で高周波コイルから高周波信号を送信することによって被検体の磁気共鳴イメージングを行うイメージングユニットと、
    　前記傾斜磁場コイルとともに前記磁気共鳴イメージング用の傾斜磁場を形成し、かつ前記超電導磁石への熱の進入を防止するシールドと、
    を備える磁気共鳴イメージング装置。
  2. 　被検体がセットされた撮像領域に前記被検体の磁気共鳴イメージング用の静磁場を形成する超電導磁石と、
    　傾斜磁場コイルと、
    　前記撮像領域に高周波信号を送信する高周波コイルと、
    　前記傾斜磁場コイルとともに前記撮像領域に前記磁気共鳴イメージング用の傾斜磁場を形成し、かつ前記超電導磁石への熱の進入を防止するシールドと、
    を備える磁気共鳴イメージング装置。
  3. 　前記シールドは、少なくとも前記傾斜磁場コイルから前記超電導磁石側に生じる磁場を打ち消すことによって前記傾斜磁場コイルとともに前記傾斜磁場を形成するように構成される請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置。
  4. 　前記シールドを、渦磁場の時定数が500ms以上の金属板で構成した請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置。
  5. 　前記シールドを、板厚が10mm以上の筒状のアルミニウム板又は板厚が3mm以上の筒状の銅板で構成した請求項４記載の磁気共鳴イメージング装置。
  6. 　前記シールドを、渦磁場の時定数が前記磁気共鳴イメージングに要求される時定数以上となる金属板で構成した請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置。
  7. 　前記シールドを、入出力電流が不要な受動型のコイルとして設けた請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置。
  8. 　前記シールドを、前記超電導磁石を構成するケーシングの内部に設けた請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置。
  9. 　前記超電導磁石を構成するケーシングの一部を前記シールドで形成した請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置。
  10. 　前記傾斜磁場コイルの巻き線の条件及び前記シールドの構造は、前記磁気共鳴イメージングに適した所望の傾斜磁場が形成されるように決定される請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置。
  11. 　前記傾斜磁場コイルの巻き線数及び前記シールドの直径又は半径は、前記所望の傾斜磁場が形成されるように決定される請求項１０記載の磁気共鳴イメージング装置。
  12. 　前記シールドの前記傾斜磁場コイル側に冷却媒体用の配管を設けた請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置。
  13. 　前記シールドの内部に、冷却媒体用の流路を設けた請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置。
  14. 　前記シールドは、前記超電導磁石への前記熱の進入を防止する熱シールドである請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置。
  15. 　液体ヘリウム及び超電導コイルをケーシング内に設けて成る磁石本体と、
    　前記磁石本体の内側に設けられ、渦磁場の時定数が500ms以上のシールドと、
    を有する磁気共鳴イメージング装置用の超電導磁石。
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Cited By (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
WO2015008793A1 (ja) * 2013-07-17 2015-01-22 トヨタ自動車株式会社 電磁コイル装置

Families Citing this family (4)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN109856574A (zh) * 2019-01-31 2019-06-07 佛山瑞加图医疗科技有限公司 永磁磁共振成像装置
CN111330167B (zh) * 2020-03-06 2021-12-24 上海联影医疗科技股份有限公司 一种磁共振图像引导的放射治疗***
CN114664511B (zh) * 2022-04-11 2024-04-05 中国科学院电工研究所 一种微型动物磁共振成像超导磁体与梯度装置
CN114814684B (zh) * 2022-06-23 2022-09-16 中科微影(浙江)医疗科技有限公司 小型核磁共振设备优化成像方法、装置、设备及介质

Citations (6)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPS63157411A (ja) * 1986-12-22 1988-06-30 Toshiba Corp 磁気共鳴映像装置
JPS6430206A (en) * 1987-07-27 1989-02-01 Mitsubishi Electric Corp Superconducting electromagnet
JPS6459910A (en) * 1987-08-31 1989-03-07 Shimadzu Corp Low temperature container for superconducting magnet
JPH05269098A (ja) * 1992-03-27 1993-10-19 Hitachi Ltd 核磁気共鳴イメージング診断装置
JPH0670907A (ja) * 1992-03-27 1994-03-15 Picker Internatl Inc 磁気共鳴装置及び方法
JPH08168476A (ja) * 1994-08-05 1996-07-02 General Electric Co <Ge> オーバショルダ形の磁気共鳴イメージング磁石

Family Cites Families (9)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US5539367A (en) * 1994-05-02 1996-07-23 General Electric Company Superconducting gradient shields in magnetic resonance imaging magnets
JP2002253532A (ja) * 2000-12-21 2002-09-10 Siemens Ag 磁気共鳴装置
US7154270B2 (en) * 2002-05-02 2006-12-26 Siemens Aktiengesellschaft Gradient coil system for a magnetic resonance tomography device having a more effective cooling
US7464558B2 (en) * 2003-11-19 2008-12-16 General Electric Company Low eddy current cryogen circuit for superconducting magnets
DE102006018650B4 (de) * 2006-04-21 2008-01-31 Bruker Biospin Gmbh Supraleitende Magnetanordung mit vermindertem Wärmeeintrag in tiefkalte Bereiche
JP5159145B2 (ja) 2007-04-06 2013-03-06 株式会社東芝 シールドコイル及び磁気共鳴イメージング装置
JP2011087904A (ja) * 2009-09-28 2011-05-06 Toshiba Corp 磁気共鳴イメージング装置
JP2011194136A (ja) 2010-03-23 2011-10-06 Hitachi Ltd 超伝導磁石装置および磁気共鳴イメージング装置
DE102010023846A1 (de) * 2010-06-15 2011-12-15 Siemens Aktiengesellschaft Integrierte Felderzeugungseinheit für ein MRT-System

Patent Citations (6)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPS63157411A (ja) * 1986-12-22 1988-06-30 Toshiba Corp 磁気共鳴映像装置
JPS6430206A (en) * 1987-07-27 1989-02-01 Mitsubishi Electric Corp Superconducting electromagnet
JPS6459910A (en) * 1987-08-31 1989-03-07 Shimadzu Corp Low temperature container for superconducting magnet
JPH05269098A (ja) * 1992-03-27 1993-10-19 Hitachi Ltd 核磁気共鳴イメージング診断装置
JPH0670907A (ja) * 1992-03-27 1994-03-15 Picker Internatl Inc 磁気共鳴装置及び方法
JPH08168476A (ja) * 1994-08-05 1996-07-02 General Electric Co <Ge> オーバショルダ形の磁気共鳴イメージング磁石

Cited By (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
WO2015008793A1 (ja) * 2013-07-17 2015-01-22 トヨタ自動車株式会社 電磁コイル装置

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