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
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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
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。
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。
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。
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。
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)
- 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。 - 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。 - 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。
- 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。
- 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。
- 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。
- 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。
- 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。
- 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。
- 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。
- 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。
- 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。
- 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。
- 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。
- 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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