JP2011010760A

JP2011010760A - Magnetic resonance imaging apparatus

Info

Publication number: JP2011010760A
Application number: JP2009156124A
Authority: JP
Inventors: Masashi Okawa; 真史大川
Original assignee: Toshiba Corp; Toshiba Medical Systems Corp
Current assignee: Toshiba Corp; Canon Medical Systems Corp
Priority date: 2009-06-30
Filing date: 2009-06-30
Publication date: 2011-01-20

Abstract

PROBLEM TO BE SOLVED: To effectively cool a gradient magnetic field coil of a magnetic resonance imaging apparatus.SOLUTION: A sequence control device 80 generates gradient magnetic field control data representing time-serial waveforms of gradient magnetic fields generated in respective three axial directions during imaging based on imaging conditions. A cooling device control part 230 controls cooling of respective coils of the gradient magnetic field coil 20 for each channel corresponding to each of the three axial directions based on the gradient magnetic field control data generated by the sequence control device 80.

Description

本発明は、磁気共鳴イメージング装置に関する。 The present invention relates to a magnetic resonance imaging apparatus.

磁気共鳴イメージング装置は、磁気共鳴現象を利用して被検体内を画像化する装置である。かかる磁気共鳴イメージング装置は、撮像領域に静磁場を発生させる静磁場磁石や、静磁場内に置かれた被検体に傾斜磁場を印加する傾斜磁場コイル、傾斜磁場が印加された被検体から磁気共鳴信号を受信する高周波コイルなどを備える。 A magnetic resonance imaging apparatus is an apparatus that images a subject using a magnetic resonance phenomenon. Such a magnetic resonance imaging apparatus includes a static magnetic field magnet that generates a static magnetic field in an imaging region, a gradient coil that applies a gradient magnetic field to a subject placed in the static magnetic field, and a magnetic resonance from a subject to which a gradient magnetic field is applied. A high frequency coil for receiving signals is provided.

このうち、傾斜磁場コイルには、パルスシーケンスに応じてパルス電流が繰り返して供給されるため、スキャン中に顕著に発熱する。通常、傾斜磁場コイルには、撮像領域内の静磁場不均一を補正するための鉄シムが設けられることが多いが、傾斜磁場コイルの温度が変動すると、鉄シムは、その影響で透磁率が変化する。 Of these, the gradient magnetic field coil is repeatedly supplied with a pulse current in accordance with the pulse sequence, and thus generates significant heat during scanning. Usually, the gradient coil is often provided with an iron shim for correcting the static magnetic field inhomogeneity in the imaging region, but when the temperature of the gradient coil fluctuates, the iron shim has a magnetic permeability that is affected by the influence. Change.

そして、鉄シムの透磁率が変化すると、撮像領域内の静磁場均一性に変化が生じ、特に、中心周波数が顕著に変化する。この中心周波数の変動は、脂肪抑止の妨げや画像にアーティファクトを生じさせる原因となることが知られている。したがって、安定した画質の画像を得るためには、傾斜磁場コイルの温度の変動を抑えることが重要となる。 When the permeability of the iron shim changes, the static magnetic field uniformity in the imaging region changes, and in particular, the center frequency changes significantly. It is known that the fluctuation of the center frequency is a cause of obstructing fat suppression and causing artifacts in the image. Therefore, in order to obtain an image with stable image quality, it is important to suppress the temperature fluctuation of the gradient coil.

そこで、従来、冷却装置を用いて、傾斜磁場コイルなどの発熱源を冷却する技術が提案されている（例えば、特許文献１参照）。この技術では、冷却装置が、例えば熱交換器や循環ポンプなどを有しており、発熱源の周辺に設けられた冷却管に水などの冷媒を循環させることで、発熱源を冷却する。 Therefore, conventionally, a technique for cooling a heat source such as a gradient magnetic field coil using a cooling device has been proposed (see, for example, Patent Document 1). In this technique, the cooling device has, for example, a heat exchanger, a circulation pump, and the like, and cools the heat source by circulating a coolant such as water in a cooling pipe provided around the heat source.

特開２００６−３１１９５７号公報JP 2006-311957 A

しかしながら、上述した従来の技術では、以下で説明するように、傾斜磁場コイルを効果的に冷却することができないという課題があった。 However, the conventional technology described above has a problem that the gradient magnetic field coil cannot be effectively cooled, as will be described below.

具体的には、傾斜磁場コイルは、Ｘ軸コイル、Ｙ軸コイルおよびＺ軸コイルの３つのコイルを有しており、これらのコイルが、互いに直交する３軸方向に変化する傾斜磁場を前記静磁場内に発生させる。しかし、どの方向にどの程度の傾斜磁場を発生させるかは、撮像に用いられる撮像法の種類によって異なっている。 Specifically, the gradient magnetic field coil has three coils, that is, an X-axis coil, a Y-axis coil, and a Z-axis coil, and these coils receive a gradient magnetic field that changes in three axial directions orthogonal to each other. Generate in a magnetic field. However, how much gradient magnetic field is generated in which direction depends on the type of imaging method used for imaging.

そのため、撮像法によっては、傾斜磁場コイルが有する各コイルのうち、特定のコイルのみが大きく発熱する場合がある。さらに、例えば、ＤＷＩ（Diffusion Weighted Imaging）で用いられるＭＰＧ（Motion Probing Gradient）パルスのように、異なる方向の傾斜磁場を交互に繰り返して発生させる撮像法もある。そのような撮像法では、発熱が大きいコイルが時系列に変化することになる。 Therefore, depending on the imaging method, only a specific coil among the coils of the gradient magnetic field coil may generate a large amount of heat. Further, for example, there is an imaging method in which gradient magnetic fields in different directions are alternately and repeatedly generated, such as MPG (Motion Probing Gradient) pulses used in DWI (Diffusion Weighted Imaging). In such an imaging method, a coil that generates a large amount of heat changes in time series.

しかし、従来の技術は、通常、傾斜磁場コイル全体を均一に冷却するものであり、傾斜磁場の方向に対応したチャンネルごとに傾斜磁場コイルを冷却することができない。そのため、従来の技術では、傾斜磁場コイルを効果的に冷却することができなかった。 However, the conventional technique normally cools the entire gradient magnetic field coil uniformly, and the gradient magnetic field coil cannot be cooled for each channel corresponding to the direction of the gradient magnetic field. For this reason, the gradient coil cannot be effectively cooled by the conventional technique.

本発明は、上記に鑑みてなされたものであって、傾斜磁場コイルを効果的に冷却することができる磁気共鳴イメージング装置を提供することを目的とする。 The present invention has been made in view of the above, and an object thereof is to provide a magnetic resonance imaging apparatus capable of effectively cooling a gradient coil.

上述した課題を解決し、目的を達成するために、請求項１記載の本発明は、磁気共鳴イメージング装置が、被検体が置かれる撮像領域に静磁場を発生させる静磁場発生部と、互いに直交する３軸方向に変化する傾斜磁場を前記静磁場内に発生させるＸ軸コイル、Ｙ軸コイルおよびＺ軸コイルを有する傾斜磁場コイルと、撮像条件に基づいて、撮像中に前記３軸方向それぞれに発生させる傾斜磁場の時系列波形を示す傾斜磁場制御情報を生成する撮像制御手段と、前記撮像制御手段によって生成された前記傾斜磁場制御情報に基づいて、前記傾斜磁場コイルが有する各コイルを駆動する傾斜磁場電源と、前記撮像制御手段によって生成された前記傾斜磁場制御情報に基づいて、前記３軸方向にそれぞれ対応したチャンネルごとに、前記傾斜磁場コイルが有する各コイルの冷却を制御する冷却制御手段とを備えることを特徴とする。 In order to solve the above-described problems and achieve the object, according to the present invention, a magnetic resonance imaging apparatus is orthogonal to a static magnetic field generation unit that generates a static magnetic field in an imaging region where a subject is placed. A gradient magnetic field coil having an X-axis coil, a Y-axis coil and a Z-axis coil for generating a gradient magnetic field changing in the three-axis direction in the static magnetic field, and in each of the three axis directions during imaging based on imaging conditions Imaging control means for generating gradient magnetic field control information indicating a time-series waveform of the gradient magnetic field to be generated, and each coil included in the gradient magnetic field coil is driven based on the gradient magnetic field control information generated by the imaging control means. Based on the gradient magnetic field power supply and the gradient magnetic field control information generated by the imaging control means, the gradient magnetic field is obtained for each channel corresponding to each of the three axial directions. Yl characterized in that it comprises a cooling control means for controlling the cooling of the coils with the.

また、請求項６記載の本発明は、磁気共鳴イメージング装置が、被検体が置かれる撮像領域に静磁場を発生させる静磁場発生部と、前記静磁場内に傾斜磁場を発生させる傾斜磁場コイルと、撮像条件に基づいて、撮像中に発生させる傾斜磁場の時系列波形を示す傾斜磁場制御情報を生成する撮像制御手段と、前記撮像制御手段によって生成された前記傾斜磁場制御情報に基づいて、前記傾斜磁場コイルを駆動する傾斜磁場電源と、前記撮像制御手段によって生成された前記傾斜磁場制御情報に基づいて、前記傾斜磁場電源による前記傾斜磁場コイルの駆動に同期させて前記傾斜磁場コイルの冷却を制御する冷却手段とを備えたことを特徴とする。 According to a sixth aspect of the present invention, there is provided a magnetic resonance imaging apparatus comprising: a static magnetic field generating unit that generates a static magnetic field in an imaging region where a subject is placed; and a gradient magnetic field coil that generates a gradient magnetic field in the static magnetic field; Based on the imaging conditions, imaging control means for generating gradient magnetic field control information indicating a time-series waveform of the gradient magnetic field generated during imaging, and based on the gradient magnetic field control information generated by the imaging control means, Based on the gradient magnetic field power source that drives the gradient magnetic field coil and the gradient magnetic field control information generated by the imaging control means, the gradient magnetic field coil is cooled in synchronization with the driving of the gradient magnetic field coil by the gradient magnetic field power source. And cooling means for controlling.

また、請求項７記載の本発明は、磁気共鳴イメージング装置が、被検体が置かれる撮像領域に静磁場を発生させる静磁場発生部と、前記静磁場内に傾斜磁場を発生させる傾斜磁場コイルと、撮像条件に基づいて、撮像中に発生させる傾斜磁場の時系列波形を示す傾斜磁場制御情報を生成したのちに、生成した傾斜磁場制御情報を前記傾斜磁場コイルによって生じる渦電流が抑制されるように補正する撮像制御手段と、前記撮像制御手段によって補正された前記傾斜磁場制御情報に基づいて、前記傾斜磁場コイルを駆動する傾斜磁場電源と、前記撮像制御手段によって補正された傾斜磁場制御情報に基づいて、前記傾斜磁場コイルの冷却を制御する冷却制御とを備えたことを特徴とする。 According to a seventh aspect of the present invention, there is provided a magnetic resonance imaging apparatus comprising: a static magnetic field generation unit that generates a static magnetic field in an imaging region where a subject is placed; and a gradient magnetic field coil that generates a gradient magnetic field in the static magnetic field; Based on the imaging conditions, after generating the gradient magnetic field control information indicating the time-series waveform of the gradient magnetic field generated during imaging, the generated gradient magnetic field control information is controlled so that the eddy current generated by the gradient magnetic field coil is suppressed. An imaging control unit that corrects the gradient magnetic field, a gradient magnetic field power source that drives the gradient coil based on the gradient magnetic field control information corrected by the imaging control unit, and a gradient magnetic field control information that is corrected by the imaging control unit. And a cooling control for controlling the cooling of the gradient coil.

請求項１、６または７記載の本発明によれば、傾斜磁場コイルを効果的に冷却することができるという効果を奏する。 According to the present invention, the gradient magnetic field coil can be effectively cooled.

図１は、本実施例に係るＭＲＩ装置の構成を示す構成図である。FIG. 1 is a configuration diagram illustrating the configuration of the MRI apparatus according to the present embodiment. 図２は、傾斜磁場コイルの構成を示す斜視図である。FIG. 2 is a perspective view showing a configuration of the gradient coil. 図３は、傾斜磁場コイルの内部構造を示す構造図である。FIG. 3 is a structural diagram showing the internal structure of the gradient coil. 図４は、冷却システムを中心とした構成を示すブロック図である。FIG. 4 is a block diagram showing a configuration centering on the cooling system. 図５は、傾斜磁場制御データにより示される傾斜磁場の時系列波形の一例を示す図である。FIG. 5 is a diagram illustrating an example of a time-series waveform of the gradient magnetic field indicated by the gradient magnetic field control data. 図６は、シーケンス制御装置による傾斜磁場制御データの補正を説明するための図である。FIG. 6 is a diagram for explaining correction of gradient magnetic field control data by the sequence control device. 図７は、傾斜磁場コイルの冷却に関する処理の流れを示すフローチャートである。FIG. 7 is a flowchart showing a flow of processing relating to cooling of the gradient coil. 図８は、本実施例の変形例を説明するための図（１）である。FIG. 8 is a diagram (1) for explaining a modification of the present embodiment. 図９は、本実施例の変形例を説明するための図（２）である。FIG. 9 is a diagram (2) for explaining a modification of the present embodiment.

以下に、本発明に係る磁気共鳴イメージング装置の実施例を図面に基づいて詳細に説明する。なお、以下では、磁気共鳴イメージング装置を「ＭＲＩ（Magnetic Resonance Imaging）装置」と呼ぶ。 Embodiments of a magnetic resonance imaging apparatus according to the present invention will be described below in detail with reference to the drawings. Hereinafter, the magnetic resonance imaging apparatus is referred to as an “MRI (Magnetic Resonance Imaging) apparatus”.

まず、本実施例に係るＭＲＩ装置１００の構成について説明する。図１は、本実施例に係るＭＲＩ装置１００の構成を示す構成図である。図１に示すように、このＭＲＩ装置１００は、静磁場磁石１０と、傾斜磁場コイル２０と、ＲＦコイル３０と、天板４０と、傾斜磁場電源５０と、送信部６０と、受信部７０と、シーケンス制御装置８０と、計算機システム９０と、冷却システム２００とを有する。 First, the configuration of the MRI apparatus 100 according to the present embodiment will be described. FIG. 1 is a configuration diagram illustrating a configuration of an MRI apparatus 100 according to the present embodiment. As shown in FIG. 1, the MRI apparatus 100 includes a static magnetic field magnet 10, a gradient magnetic field coil 20, an RF coil 30, a top plate 40, a gradient magnetic field power supply 50, a transmission unit 60, and a reception unit 70. A sequence control device 80, a computer system 90, and a cooling system 200.

静磁場磁石１０は、概略円筒形状の真空容器１１と、真空容器１１の中で冷却液に浸漬された超伝導コイル１２とを有し、撮像領域であるボア（静磁場磁石１０の円筒内部の空間）内に静磁場を発生させる。 The static magnetic field magnet 10 has a substantially cylindrical vacuum vessel 11 and a superconducting coil 12 immersed in a cooling liquid in the vacuum vessel 11, and has a bore (an inside of the cylinder of the static magnetic field magnet 10) as an imaging region. A static magnetic field is generated in the space.

傾斜磁場コイル２０は、概略円筒形状をなし、静磁場磁石１０の内側に固定されている。この傾斜磁場コイル２０は、傾斜磁場電源５０から供給される電流によりＸ軸，Ｙ軸，Ｚ軸の方向に傾斜磁場を印加するメインコイル２１と、メインコイル２１の漏洩磁場をキャンセルするシールドコイル２２とを有している。ここで、メインコイル２１とシールドコイル２２との間には、シムトレイ挿入ガイド２３が形成されている。このシムトレイ挿入ガイド２３には、ボア内の磁場不均一を補正するための鉄シム２５を収納したシムトレイ２４が挿入される。なお、この傾斜磁場コイル２０の詳細については、後に詳細に説明する。 The gradient magnetic field coil 20 has a substantially cylindrical shape and is fixed inside the static magnetic field magnet 10. The gradient coil 20 includes a main coil 21 that applies a gradient magnetic field in the X-axis, Y-axis, and Z-axis directions by a current supplied from a gradient magnetic field power supply 50, and a shield coil 22 that cancels the leakage magnetic field of the main coil 21. And have. Here, a shim tray insertion guide 23 is formed between the main coil 21 and the shield coil 22. In this shim tray insertion guide 23, a shim tray 24 containing an iron shim 25 for correcting magnetic field non-uniformity in the bore is inserted. Details of the gradient coil 20 will be described later in detail.

ＲＦコイル３０は、傾斜磁場コイル２０の内側に、被検体Ｐを挟んで対向するように固定されている。このＲＦコイル３０は、送信部６０から送信されるＲＦパルスを被検体Ｐに照射し、また、水素原子核の励起によって被検体Ｐから放出される磁気共鳴信号を受信する。 The RF coil 30 is fixed inside the gradient magnetic field coil 20 so as to face each other with the subject P interposed therebetween. The RF coil 30 irradiates the subject P with an RF pulse transmitted from the transmission unit 60, and receives a magnetic resonance signal emitted from the subject P by excitation of hydrogen nuclei.

天板４０は、図示していない寝台に水平方向へ移動可能に設けられており、撮影時には被検体Ｐが載置されてボア内へ移動される。傾斜磁場電源５０は、シーケンス制御装置８０からの指示に基づいて、傾斜磁場コイル２０に電流を供給する。 The top plate 40 is provided on a bed (not shown) so as to be movable in the horizontal direction, and the subject P is placed and moved into the bore during imaging. The gradient magnetic field power supply 50 supplies a current to the gradient magnetic field coil 20 based on an instruction from the sequence controller 80.

送信部６０は、シーケンス制御装置８０からの指示に基づいて、ＲＦコイル３０にＲＦパルスを送信する。受信部７０は、ＲＦコイル３０によって受信された磁気共鳴信号を検出し、検出した磁気共鳴信号をデジタル化して得られる生データをシーケンス制御装置８０に対して送信する。 The transmission unit 60 transmits an RF pulse to the RF coil 30 based on an instruction from the sequence control device 80. The receiving unit 70 detects the magnetic resonance signal received by the RF coil 30, and transmits raw data obtained by digitizing the detected magnetic resonance signal to the sequence control device 80.

シーケンス制御装置８０は、計算機システム９０から送信されるハードウェア制御データに基づいて、傾斜磁場電源５０、送信部６０および受信部７０をそれぞれ制御することで、被検体Ｐのスキャンを行う。そして、シーケンス制御装置８０は、スキャンを行った結果、受信部７０から生データが送信されると、その生データを計算機システム９０に送信する。 The sequence control device 80 scans the subject P by controlling the gradient magnetic field power supply 50, the transmission unit 60, and the reception unit 70 based on the hardware control data transmitted from the computer system 90, respectively. Then, when the raw data is transmitted from the receiving unit 70 as a result of the scanning, the sequence control device 80 transmits the raw data to the computer system 90.

具体的には、シーケンス制御装置８０は、傾斜磁場電源５０を制御する場合には、計算機システム９０から送信されるハードウェア制御データに基づいて傾斜磁場制御データを生成する。そして、シーケンス制御装置８０は、生成した傾斜磁場制御データを傾斜磁場電源５０および冷却システム２００に送信する。なお、ここでいう「傾斜磁場制御データ」とは、撮像中にＸ軸方向、Ｙ軸方向、Ｚ軸方向それぞれに発生させる傾斜磁場の時系列波形を示す情報である。また、「ハードウェア制御データ」については後に説明する。 Specifically, the sequence control device 80 generates gradient magnetic field control data based on the hardware control data transmitted from the computer system 90 when controlling the gradient magnetic field power supply 50. Then, the sequence control device 80 transmits the generated gradient magnetic field control data to the gradient magnetic field power supply 50 and the cooling system 200. The “gradient magnetic field control data” here is information indicating time series waveforms of gradient magnetic fields generated in the X-axis direction, the Y-axis direction, and the Z-axis direction during imaging. The “hardware control data” will be described later.

図５は、傾斜磁場制御データにより示される傾斜磁場の時系列波形の一例を示す図である。同図は、ＤＷＩを行う場合にＸ軸方向、Ｙ軸方向、Ｚ軸方向それぞれに発生させる傾斜磁場の時系列波形を示している。同図に示すように、例えば、ＤＷＩでは、Ｚ軸方向、Ｙ軸方向、Ｘ軸方向の順で、ＭＰＧパルスを交互に発生させる。 FIG. 5 is a diagram illustrating an example of a time-series waveform of the gradient magnetic field indicated by the gradient magnetic field control data. This figure shows time-series waveforms of gradient magnetic fields generated in the X-axis direction, Y-axis direction, and Z-axis direction when DWI is performed. As shown in the figure, for example, in DWI, MPG pulses are alternately generated in the order of the Z-axis direction, the Y-axis direction, and the X-axis direction.

図５に示す例では、まず、傾斜磁場コイル２０が有するコイルのうち、Ｚ軸方向に傾斜磁場を発生させるコイルが集中的に発熱し、続いて、Ｙ軸方向に傾斜磁場を発生させるコイルが集中的に発熱し、その後、Ｘ軸方向に傾斜磁場を発生させるコイルが集中的に発熱することになる。このように、特定のコイルが集中的に発熱することによって、鉄シムの温度が変化して中心周波数および磁場均一性が乱れる。これにより、脂肪抑制が劣化したり、ＥＰＩ（Echo Planer Imaging）撮像における位相シフトが発生したりする。 In the example shown in FIG. 5, first, among the coils of the gradient magnetic field coil 20, a coil that generates a gradient magnetic field in the Z-axis direction generates heat intensively, and then a coil that generates a gradient magnetic field in the Y-axis direction. A coil that generates heat intensively and then generates a gradient magnetic field in the X-axis direction generates heat intensively. Thus, when a specific coil generates heat intensively, the temperature of the iron shim changes and the center frequency and magnetic field uniformity are disturbed. As a result, fat suppression is deteriorated, and a phase shift occurs in EPI (Echo Planer Imaging) imaging.

さらに、シーケンス制御装置８０は、傾斜磁場制御データを生成したのちに、生成した傾斜磁場制御データを傾斜磁場コイル２０によって生じる渦電流が抑制されるように補正する。図６は、シーケンス制御装置８０による傾斜磁場制御データの補正を説明するための図である。具体的には、シーケンス制御装置８０は、同図に示すように、立ち上がりのピーク値および立下りのピーク値がそれぞれ強調されるように、傾斜磁場の波形を補正する。 Further, after generating the gradient magnetic field control data, the sequence controller 80 corrects the generated gradient magnetic field control data so that the eddy current generated by the gradient magnetic field coil 20 is suppressed. FIG. 6 is a diagram for explaining correction of gradient magnetic field control data by the sequence controller 80. Specifically, as shown in the figure, the sequence control device 80 corrects the waveform of the gradient magnetic field so that the rising peak value and the falling peak value are emphasized.

計算機システム９０は、ＭＲＩ装置１００全体を制御する。具体的には、この計算機システム９０は、操作者から各種入力を受け付ける入力部や、操作者から入力される撮像条件に基づいてシーケンス制御装置８０にスキャンを実行させるシーケンス制御部、シーケンス制御装置８０から送信された生データに基づいて画像を再構成する画像再構成部、再構成された画像などを記憶する記憶部、再構成された画像など各種情報を表示する表示部、操作者からの指示に基づいて各機能部の動作を制御する主制御部などを有する。 The computer system 90 controls the entire MRI apparatus 100. Specifically, the computer system 90 includes an input unit that accepts various inputs from the operator, a sequence control unit that causes the sequence control device 80 to execute a scan based on an imaging condition input from the operator, and the sequence control device 80. An image reconstruction unit that reconstructs an image based on raw data transmitted from the storage unit, a storage unit that stores the reconstructed image, a display unit that displays various information such as the reconstructed image, and instructions from the operator Based on the main control unit for controlling the operation of each functional unit.

具体的には、計算機システム９０は、シーケンス制御装置８０にスキャンを実行させる場合には、操作者から受け付けた撮影条件に基づいて、ハードウェア制御データを生成する。ここでいう「ハードウェア制御データ」とは、傾斜磁場電源５０が傾斜磁場コイル２０に供給する電源の強さや電源を供給するタイミングや、送信部６０がＲＦコイル３０に送信するＲＦ信号の強さやＲＦ信号を送信するタイミング、受信部７０が磁気共鳴信号を検出するタイミングなど、所定のパルスシーケンスでスキャンを行うための手順を定義した情報である。 Specifically, the computer system 90 generates hardware control data based on the imaging conditions received from the operator when the sequence control device 80 performs a scan. Here, “hardware control data” refers to the strength of the power supplied from the gradient magnetic field power supply 50 to the gradient magnetic field coil 20, the timing of supplying power, the strength of the RF signal transmitted from the transmitter 60 to the RF coil 30, This is information defining a procedure for performing a scan with a predetermined pulse sequence, such as the timing at which an RF signal is transmitted and the timing at which the receiving unit 70 detects a magnetic resonance signal.

冷却システム２００は、傾斜磁場コイル２０に設けられた冷却管に冷媒を循環させることで、傾斜磁場コイル２０を冷却する。なお、ここでいう冷媒としては、例えば、水などが用いられる。なお、この冷却システム２００の詳細については、後に詳細に説明する。 The cooling system 200 cools the gradient coil 20 by circulating a refrigerant in a cooling pipe provided in the gradient coil 20. In addition, as a refrigerant | coolant here, water etc. are used, for example. The details of the cooling system 200 will be described later in detail.

次に、図１に示した傾斜磁場コイル２０の詳細について説明する。図２は、傾斜磁場コイル２０の構成を示す斜視図である。図２に示すように、傾斜磁場コイル２０は、概略円筒形状をなすメインコイル２１と、シールドコイル２２とを有している。そして、これら二つのコイルの間には、シムトレイ挿入ガイド２３が形成されている。 Next, the details of the gradient magnetic field coil 20 shown in FIG. 1 will be described. FIG. 2 is a perspective view showing the configuration of the gradient coil 20. As shown in FIG. 2, the gradient magnetic field coil 20 includes a main coil 21 and a shield coil 22 each having a substantially cylindrical shape. A shim tray insertion guide 23 is formed between these two coils.

シムトレイ挿入ガイド２３は、それぞれ、傾斜磁場コイル２０の両端面に開口を形成する貫通穴であり、傾斜磁場コイル２０の長手方向に全長にわたって形成されている。各シムトレイ挿入ガイド２３は、メインコイル２１およびシールドコイル２２に挟まれた領域に、互いに平行となるように円周方向に等間隔に形成されている。そして、これらシムトレイ挿入ガイド２３には、それぞれ、シムトレイ２４が挿入されている。 The shim tray insertion guides 23 are through holes that form openings on both end faces of the gradient magnetic field coil 20, respectively, and are formed over the entire length in the longitudinal direction of the gradient magnetic field coil 20. The shim tray insertion guides 23 are formed at equal intervals in the circumferential direction so as to be parallel to each other in a region sandwiched between the main coil 21 and the shield coil 22. A shim tray 24 is inserted into each of these shim tray insertion guides 23.

シムトレイ２４は、それぞれ、非磁性かつ非電導性材料である樹脂にて作製され、概略棒状をなしている。これらシムトレイ２４には、それぞれ、所定の数の鉄シム２５が収納されている。そして、各シムトレイ２４は、シムトレイ挿入ガイド２３に挿入されて、それぞれ傾斜磁場コイル２０の中央部に固定されている。 Each of the shim trays 24 is made of a resin that is a nonmagnetic and nonconductive material, and has a substantially rod shape. Each of these shim trays 24 stores a predetermined number of iron shims 25. Each shim tray 24 is inserted into a shim tray insertion guide 23 and fixed to the center of the gradient magnetic field coil 20.

また、図３は、傾斜磁場コイル２０の内部構造を示す構造図である。同図は、傾斜磁場コイル２０の壁部における長手方向の断面を示しており、同図における上側が円筒形状の外壁側を示しており、下側が円筒形状の内壁側を示している。 FIG. 3 is a structural diagram showing the internal structure of the gradient coil 20. The figure shows a cross section in the longitudinal direction of the wall portion of the gradient coil 20, the upper side in the figure shows the cylindrical outer wall side, and the lower side shows the cylindrical inner wall side.

図３に示すように、傾斜磁場コイル２０は、円筒形状の内側から順に、メインコイル２１、シムトレイ挿入ガイド２３、シールドコイル２２を備えている。シムトレイ挿入ガイド２３には、シムトレイ蓋体２４ｂおよびシムトレイ本体２４ａからなるシムトレイ２４が挿入されている。ここで、シムトレイ２４は、長手方向に並ぶ複数のポケット２４ｃを有しており、各ポケット２４ｃには、それぞれ、位置に応じて決められた枚数の鉄シム２５が収納されている。 As shown in FIG. 3, the gradient coil 20 includes a main coil 21, a shim tray insertion guide 23, and a shield coil 22 in order from the inside of the cylindrical shape. A shim tray 24 including a shim tray lid 24b and a shim tray main body 24a is inserted into the shim tray insertion guide 23. Here, the shim tray 24 has a plurality of pockets 24c arranged in the longitudinal direction, and the number of iron shims 25 determined according to the position is stored in each pocket 24c.

メインコイル２１は、円筒形状の内側から順に、Ｘ軸メインコイル２１ｘ、Ｙ軸メインコイル２１ｙ、Ｚ軸メインコイル２１ｚを備えている。Ｘ軸メインコイル２１ｘは、Ｘ軸方向に傾斜磁場を発生させる。Ｙ軸メインコイル２１ｙは、Ｙ軸方向に傾斜磁場を発生させる。Ｚ軸メインコイル２１ｚは、Ｚ軸方向に傾斜磁場を発生させる。 The main coil 21 includes, in order from the inside of the cylindrical shape, an X-axis main coil 21x, a Y-axis main coil 21y, and a Z-axis main coil 21z. The X-axis main coil 21x generates a gradient magnetic field in the X-axis direction. The Y-axis main coil 21y generates a gradient magnetic field in the Y-axis direction. The Z-axis main coil 21z generates a gradient magnetic field in the Z-axis direction.

また、シールドコイル２２は、円筒形状の内側から順に、Ｚ軸シールドコイル２２ｚ、Ｘ軸シールドコイル２２ｘ、Ｙ軸シールドコイル２２ｙを備えている。Ｚ軸シールドコイル２２ｚは、Ｚ軸メインコイル２１ｚによる漏洩磁場をキャンセルするための傾斜磁場を発生させる。Ｘ軸シールドコイル２２ｘは、Ｘ軸メインコイル２１ｘによる漏洩磁場をキャンセルするための傾斜磁場を発生させる。Ｙ軸シールドコイル２２ｙは、Ｙ軸メインコイル２１ｙによる漏洩磁場をキャンセルするための傾斜磁場を発生させる。 The shield coil 22 includes a Z-axis shield coil 22z, an X-axis shield coil 22x, and a Y-axis shield coil 22y in order from the inside of the cylindrical shape. The Z-axis shield coil 22z generates a gradient magnetic field for canceling the leakage magnetic field generated by the Z-axis main coil 21z. The X-axis shield coil 22x generates a gradient magnetic field for canceling the leakage magnetic field generated by the X-axis main coil 21x. The Y-axis shield coil 22y generates a gradient magnetic field for canceling the leakage magnetic field caused by the Y-axis main coil 21y.

ここで、傾斜磁場コイル２０が有する各コイルは、傾斜磁場を発生させる方向により、それぞれ異なるチャンネルに分類される。具体的には、Ｘ軸メインコイル２１ｘおよびＸ軸シールドコイル２２ｘは、Ｘチャンネルに分類される。また、Ｙ軸メインコイル２１ｙおよびＹ軸シールドコイル２２ｙは、Ｙチャンネルに分類される。また、Ｚ軸メインコイル２１ｚおよびＺ軸シールドコイル２２ｚは、Ｚチャンネルに分類される。 Here, the coils of the gradient magnetic field coil 20 are classified into different channels depending on the direction in which the gradient magnetic field is generated. Specifically, the X-axis main coil 21x and the X-axis shield coil 22x are classified into X channels. The Y-axis main coil 21y and the Y-axis shield coil 22y are classified as Y channels. The Z-axis main coil 21z and the Z-axis shield coil 22z are classified into Z channels.

また、Ｘ軸メインコイル２１ｘとＹ軸メインコイル２１ｙとの間には、主にＸ軸メインコイル２１ｘを冷却するためのＸ軸メインコイル用冷却管２６ｘが配設されている。また、Ｙ軸メインコイル２１ｙとＺ軸メインコイル２１ｚとの間には、主にＹ軸メインコイル２１ｙを冷却するためのＹ軸メインコイル用冷却管２６ｙが配設されている。また、Ｙ軸メインコイル２１ｙとＺ軸メインコイル２１ｚとの間には、主にＺ軸メインコイル２１ｚを冷却するためのＺ軸メインコイル用冷却管２６ｚが配設されている。 An X-axis main coil cooling pipe 26x for mainly cooling the X-axis main coil 21x is disposed between the X-axis main coil 21x and the Y-axis main coil 21y. A Y-axis main coil cooling pipe 26y for mainly cooling the Y-axis main coil 21y is disposed between the Y-axis main coil 21y and the Z-axis main coil 21z. A Z-axis main coil cooling pipe 26z for mainly cooling the Z-axis main coil 21z is disposed between the Y-axis main coil 21y and the Z-axis main coil 21z.

さらに、Ｚ軸シールドコイル２２ｚとＸ軸シールドコイル２２ｘとの間には、主にＺ軸シールドコイル２２ｚを冷却するためのＺ軸シールドコイル用冷却管２７ｚが配設されている。また、Ｘ軸シールドコイル２２ｘとＹ軸シールドコイル２２ｙとの間には、主にＸ軸シールドコイル２２ｘを冷却するためのＸ軸シールドコイル用冷却管２７ｘが配設されている。また、Ｘ軸シールドコイル２２ｘとＹ軸シールドコイル２２ｙとの間には、主にＹ軸シールドコイル２２ｙを冷却するためのＹ軸シールドコイル用冷却管２７ｙが配設されている。 Further, a Z-axis shield coil cooling pipe 27z for mainly cooling the Z-axis shield coil 22z is disposed between the Z-axis shield coil 22z and the X-axis shield coil 22x. Further, an X-axis shield coil cooling tube 27x for mainly cooling the X-axis shield coil 22x is disposed between the X-axis shield coil 22x and the Y-axis shield coil 22y. In addition, a Y-axis shield coil cooling pipe 27y mainly for cooling the Y-axis shield coil 22y is disposed between the X-axis shield coil 22x and the Y-axis shield coil 22y.

上記の各冷却管には、冷却システム２００から送られる冷媒が流入し、流入した冷媒は、各冷却管を通って傾斜磁場コイル２０の内部を循環したうえで傾斜磁場コイル２０の外へ流出する。こうして、冷媒を傾斜磁場コイル２０の内部に循環させることで、傾斜磁場コイル２０および鉄シム２５を冷却することができる。 The refrigerant sent from the cooling system 200 flows into each of the cooling pipes, and the refrigerant that has flowed in circulates through the inside of the gradient magnetic field coil 20 through each cooling pipe and then flows out of the gradient magnetic field coil 20. . Thus, the gradient magnetic field coil 20 and the iron shim 25 can be cooled by circulating the refrigerant inside the gradient magnetic field coil 20.

具体的には、Ｘ軸メインコイル用冷却管２６ｘおよびＸ軸シールドコイル用冷却管２７ｘに冷媒を循環させることで、Ｘチャンネルに対応するコイルのみを冷却することができる。また、Ｙ軸メインコイル用冷却管２６ｙおよびＹ軸シールドコイル用冷却管２７ｙに冷媒を循環させることで、Ｙチャンネルに対応するコイルのみを冷却することができる。また、Ｚ軸メインコイル用冷却管２６ｚおよびＺ軸シールドコイル用冷却管２７ｚに冷媒を循環させることで、Ｚチャンネルに対応するコイルのみを冷却することができる。 Specifically, only the coil corresponding to the X channel can be cooled by circulating the refrigerant through the X-axis main coil cooling pipe 26x and the X-axis shield coil cooling pipe 27x. Also, by circulating the refrigerant through the Y-axis main coil cooling pipe 26y and the Y-axis shield coil cooling pipe 27y, only the coil corresponding to the Y channel can be cooled. Further, by circulating the coolant through the Z-axis main coil cooling pipe 26z and the Z-axis shield coil cooling pipe 27z, only the coil corresponding to the Z channel can be cooled.

次に、図１に示した冷却システム２００の詳細について説明する。図４は、冷却システム２００を中心とした構成を示すブロック図である。冷却システム２００は、同図に示す冷却装置２１０と、冷却量制御部２２０と、冷却装置制御部２３０とを有する。 Next, details of the cooling system 200 shown in FIG. 1 will be described. FIG. 4 is a block diagram showing a configuration centering on the cooling system 200. The cooling system 200 includes a cooling device 210, a cooling amount control unit 220, and a cooling device control unit 230 shown in FIG.

冷却装置２１０は、冷却装置制御部２３０による制御のもと、冷却装置制御部２３０を介して、所定温度の冷媒を傾斜磁場コイル２０に循環させる。具体的には、この冷却装置２１０は、傾斜磁場コイル２０に循環させる冷媒の温度を調整する手段（例えば、熱交換器など）を有している。そして、冷却装置２１０は、冷却装置制御部２３０から設定温度が通知されると、通知された設定温度となるように冷媒の温度を変更する。 The cooling device 210 circulates a refrigerant having a predetermined temperature through the gradient coil 20 via the cooling device control unit 230 under the control of the cooling device control unit 230. Specifically, the cooling device 210 includes means (for example, a heat exchanger) that adjusts the temperature of the refrigerant to be circulated through the gradient coil 20. Then, when the cooling device 210 is notified of the set temperature from the cooling device control unit 230, the cooling device 210 changes the temperature of the refrigerant so as to be the notified set temperature.

冷却量制御部２２０は、冷却装置制御部２３０による制御のもと、冷却装置２１０から傾斜磁場コイル２０へ流れる冷媒の流量を調整する。具体的には、冷却装置２１０から供給される冷媒をＸチャンネル冷却用、Ｙチャンネル冷却用、Ｚチャンネル冷却用の３つの経路に分岐する。冷却量制御部２２０は、冷却装置制御部２３０による制御のもと、分岐した経路ごとに冷媒の流量を調整する。 The cooling amount control unit 220 adjusts the flow rate of the refrigerant flowing from the cooling device 210 to the gradient coil 20 under the control of the cooling device control unit 230. Specifically, the refrigerant supplied from the cooling device 210 is branched into three paths for X channel cooling, Y channel cooling, and Z channel cooling. The cooling amount control unit 220 adjusts the flow rate of the refrigerant for each branched path under the control of the cooling device control unit 230.

なお、ここでいうＸチャンネル冷却用の経路とは、Ｘ軸メインコイル用冷却管２６ｘおよびＸ軸シールドコイル用冷却管２７ｘに通じる経路である。また、Ｙチャンネル冷却用の経路とは、Ｙ軸メインコイル用冷却管２６ｙおよびＹ軸シールドコイル用冷却管２７ｙに通じる経路である。また、Ｚチャンネル冷却用の経路とは、Ｚ軸メインコイル用冷却管２６ｚおよびＺ軸シールドコイル用冷却管２７ｚに通じる経路である。 Here, the X channel cooling path is a path that leads to the X axis main coil cooling pipe 26x and the X axis shield coil cooling pipe 27x. The Y channel cooling path is a path leading to the Y axis main coil cooling pipe 26y and the Y axis shield coil cooling pipe 27y. The Z channel cooling path is a path that leads to the Z-axis main coil cooling pipe 26z and the Z-axis shield coil cooling pipe 27z.

冷却装置制御部２３０は、シーケンス制御装置８０によって生成された傾斜磁場制御データに基づいて、３軸方向にそれぞれ対応したチャンネルごとに、傾斜磁場コイル２０が有する各コイルの冷却を制御する。 The cooling device control unit 230 controls cooling of each coil included in the gradient magnetic field coil 20 for each channel corresponding to each of the three axial directions based on the gradient magnetic field control data generated by the sequence control device 80.

具体的には、冷却装置制御部２３０は、シーケンス制御装置８０から傾斜磁場制御データが送信されると、撮像全体の傾斜磁場制御データに基づいて、撮像全体で傾斜磁場コイル２０に供給される電流量の平均値を算出する。さらに、冷却装置制御部２３０は、算出した電流量の平均値に基づいて、撮像中に生じる傾斜磁場コイル２０の発熱量の平均値を算出し、算出した発熱量の平均値から、傾斜磁場コイル２０に循環させる冷媒の温度を算出する。そして、冷却装置制御部２３０は、算出した温度を設定温度として冷却装置２１０に通知する。これにより、傾斜磁場コイル２０に循環される冷媒の温度が、冷却装置制御部２３０によって算出された設定温度に変更される。 Specifically, when the gradient magnetic field control data is transmitted from the sequence control device 80, the cooling device control unit 230 supplies the current supplied to the gradient magnetic field coil 20 for the entire imaging based on the gradient magnetic field control data for the entire imaging. Calculate the average value. Further, the cooling device control unit 230 calculates an average value of the heat generation amount of the gradient magnetic field coil 20 generated during imaging based on the calculated average value of the current amount, and the gradient magnetic field coil is calculated from the calculated average value of the heat generation amount. The temperature of the refrigerant circulated to 20 is calculated. Then, the cooling device control unit 230 notifies the cooling device 210 of the calculated temperature as a set temperature. Thereby, the temperature of the refrigerant circulated through the gradient coil 20 is changed to the set temperature calculated by the cooling device controller 230.

このように、冷却装置制御部２３０が、あらかじめ、撮像中に生じる傾斜磁場コイル２０の発熱量の平均値に基づいて冷媒の温度を設定することで、撮像が始まった後に冷媒の流量を変化させるだけで効率よく各コイルを冷却することができるようになる。 As described above, the cooling device control unit 230 sets the refrigerant temperature based on the average value of the calorific value of the gradient coil 20 generated during imaging in advance, thereby changing the flow rate of the refrigerant after imaging starts. Each coil can be efficiently cooled only by this.

また、冷却装置制御部２３０は、傾斜磁場制御データに基づいて、傾斜磁場コイル２０が有する各コイルの時系列的な発熱量の変化を算出する。そして、冷却装置制御部２３０は、算出した発熱量の変化に応じて冷媒の流量が変化するように冷却量制御部２２０を制御する。これにより、傾斜磁場電源５０による傾斜磁場コイル２０の駆動に同期して、チャンネルごとに冷媒の流量が変化する。 In addition, the cooling device control unit 230 calculates a time-series change in heat generation amount of each coil of the gradient magnetic field coil 20 based on the gradient magnetic field control data. And the cooling device control part 230 controls the cooling amount control part 220 so that the flow volume of a refrigerant | coolant may change according to the change of the calculated emitted-heat amount. Thereby, the flow rate of the refrigerant changes for each channel in synchronization with the driving of the gradient magnetic field coil 20 by the gradient magnetic field power supply 50.

このように、冷却装置制御部２３０が、傾斜磁場コイル２０の駆動に同期して、チャンネルごとに冷媒の流量を変化させることで、特定のチャンネルが過熱することによる中心周波数および磁場均一性の乱れを防ぐことができるので、同期撮像やＤＷＩを含む各種撮像において、安定した画質および安定した脂肪抑制画像が得られる。 As described above, the cooling device control unit 230 changes the flow rate of the refrigerant for each channel in synchronization with the driving of the gradient magnetic field coil 20, thereby disturbing the center frequency and the magnetic field uniformity due to overheating of a specific channel. Therefore, stable image quality and stable fat-suppressed images can be obtained in various types of imaging including synchronous imaging and DWI.

なお、ここでは、冷却装置制御部２３０が、チャンネルごとに冷媒の流量を制御する場合について説明するが、例えば、チャンネルごとに冷媒の流量配分を制御するようにしてもよい。 In addition, although the case where the cooling device control unit 230 controls the flow rate of the refrigerant for each channel will be described here, for example, the flow rate distribution of the refrigerant may be controlled for each channel.

次に、傾斜磁場コイル２０の冷却に関する処理の流れについて説明する。図７は、傾斜磁場コイル２０の冷却に関する処理の流れを示すフローチャートである。 Next, a flow of processing related to cooling of the gradient coil 20 will be described. FIG. 7 is a flowchart showing a flow of processing relating to cooling of the gradient coil 20.

図７に示すように、本実施例に係るＭＲＩ装置１００では、まず、計算機システム９０が、操作者から撮像条件を受け付ける（ステップＳ０１）。その後、計算機システム９０は、操作者から撮像開始の指示を受け付けた場合に（ステップＳ０２，Ｙｅｓ）、操作者から受け付けた撮影条件に基づいて、ハードウェア制御データを生成する（ステップＳ０３）。 As shown in FIG. 7, in the MRI apparatus 100 according to the present embodiment, first, the computer system 90 receives imaging conditions from an operator (step S01). Thereafter, when the computer system 90 receives an imaging start instruction from the operator (Yes in step S02), the computer system 90 generates hardware control data based on the imaging conditions received from the operator (step S03).

続いて、シーケンス制御装置８０が、計算機システム９０によって生成されたハードウェア制御データに基づいて、傾斜磁場制御データを生成する（ステップＳ０４）。その後、シーケンス制御装置８０は、傾斜磁場コイル２０によって生じる渦電流が抑制されるように傾斜磁場制御データを補正する（ステップＳ０５）。 Subsequently, the sequence control device 80 generates gradient magnetic field control data based on the hardware control data generated by the computer system 90 (step S04). Thereafter, the sequence control device 80 corrects the gradient magnetic field control data so that the eddy current generated by the gradient magnetic field coil 20 is suppressed (step S05).

続いて、冷却装置制御部２３０が、シーケンス制御装置８０によって生成された撮像全体の傾斜磁場制御データに基づいて冷却装置２１０を制御することで、傾斜磁場コイル２０に循環させる冷媒の冷却温度を調整する（ステップＳ０６）。 Subsequently, the cooling device control unit 230 adjusts the cooling temperature of the refrigerant to be circulated through the gradient coil 20 by controlling the cooling device 210 based on the gradient magnetic field control data of the entire imaging generated by the sequence control device 80. (Step S06).

その後、傾斜磁場電源５０が、シーケンス制御装置８０によって生成された傾斜磁場制御データに基づいて、傾斜磁場コイル２０を駆動する（ステップＳ０７）。また、冷却装置制御部２３０が、シーケンス制御装置８０によって生成された傾斜磁場制御データに基づいて、傾斜磁場電源５０による傾斜磁場コイル２０の駆動に同期させて、チャンネルごとに冷媒の流量を調整する（ステップＳ０８）。 Thereafter, the gradient magnetic field power supply 50 drives the gradient magnetic field coil 20 based on the gradient magnetic field control data generated by the sequence controller 80 (step S07). Further, the cooling device control unit 230 adjusts the flow rate of the refrigerant for each channel in synchronization with the driving of the gradient magnetic field coil 20 by the gradient magnetic field power supply 50 based on the gradient magnetic field control data generated by the sequence control device 80. (Step S08).

こうして、撮像が終了するまでの間は（ステップＳ０９，Ｎｏ）、冷却装置制御部２３０が、冷媒の流量の調整を繰り返す。そして、操作者によって撮像が終了された場合には（ステップＳ０９，Ｙｅｓ）、冷却装置制御部２３０は、冷媒の流量の調整を終了する。 Thus, until the imaging is completed (No at Step S09), the cooling device control unit 230 repeats the adjustment of the refrigerant flow rate. And when imaging is complete | finished by the operator (step S09, Yes), the cooling device control part 230 complete | finishes adjustment of the flow volume of a refrigerant | coolant.

上述してきたように、本実施例では、シーケンス制御装置８０が、撮像条件に基づいて、撮像中に３軸方向それぞれに発生させる傾斜磁場の時系列波形を示す傾斜磁場制御データを生成する。冷却装置制御部２３０が、シーケンス制御装置８０によって生成された傾斜磁場制御データに基づいて、３軸方向にそれぞれ対応したチャンネルごとに、傾斜磁場コイル２０が有する各コイルの冷却を制御する。したがって、本実施例によれば、チャンネルごとに傾斜磁場コイル２０を冷却することができるので、傾斜磁場コイル２０を効果的に冷却することが可能になる。 As described above, in the present embodiment, the sequence control device 80 generates gradient magnetic field control data indicating time series waveforms of gradient magnetic fields generated in the three axial directions during imaging based on the imaging conditions. Based on the gradient magnetic field control data generated by the sequence controller 80, the cooling device controller 230 controls cooling of each coil included in the gradient magnetic field coil 20 for each channel corresponding to each of the three axial directions. Therefore, according to the present embodiment, since the gradient magnetic field coil 20 can be cooled for each channel, the gradient magnetic field coil 20 can be effectively cooled.

また、本実施例では、冷却装置制御部２３０が、シーケンス制御装置８０によって生成された傾斜磁場制御データに基づいて、傾斜磁場電源５０による傾斜磁場コイル２０の駆動に同期させて傾斜磁場コイル２０の冷却を制御する。したがって、本実施例によれば、撮像中に傾斜磁場の変化に合わせてリアルタイムに傾斜磁場コイル２０を冷却することができるので、傾斜磁場コイル２０を効果的に冷却することが可能になる。 In the present embodiment, the cooling device control unit 230 synchronizes with the driving of the gradient magnetic field coil 20 by the gradient magnetic field power supply 50 based on the gradient magnetic field control data generated by the sequence control device 80. Control cooling. Therefore, according to the present embodiment, since the gradient magnetic field coil 20 can be cooled in real time in accordance with the change of the gradient magnetic field during imaging, the gradient magnetic field coil 20 can be effectively cooled.

また、本実施例では、シーケンス制御装置８０が、撮像条件に基づいて傾斜磁場制御データを生成したのちに、生成した傾斜磁場制御データを傾斜磁場コイル２０によって生じる渦電流が抑制されるように補正する。そして、冷却装置制御部２３０が、補正された傾斜磁場制御データに基づいて傾斜磁場コイル２０の冷却を制御する。したがって、本実施例によれば、渦電流の補正を考慮して傾斜磁場コイル２０を冷却することができるので、傾斜磁場コイル２０を効果的に冷却することが可能になる。 In the present embodiment, after the sequence control device 80 generates the gradient magnetic field control data based on the imaging conditions, the generated gradient magnetic field control data is corrected so that the eddy current generated by the gradient magnetic field coil 20 is suppressed. To do. Then, the cooling device control unit 230 controls cooling of the gradient magnetic field coil 20 based on the corrected gradient magnetic field control data. Therefore, according to the present embodiment, the gradient magnetic field coil 20 can be cooled in consideration of correction of eddy current, and therefore the gradient magnetic field coil 20 can be effectively cooled.

以上、本発明に係る磁気共鳴イメージング装置の実施例について説明したが、本発明はこれに限られるものではない。そこで、以下では、本実施例の変形例について説明する。図８および図９は、本実施例の変形例を説明するための図である。 While the embodiments of the magnetic resonance imaging apparatus according to the present invention have been described above, the present invention is not limited to this. Therefore, in the following, a modification of the present embodiment will be described. 8 and 9 are diagrams for explaining a modification of the present embodiment.

本実施例では、冷却装置制御部２３０が、シーケンス制御装置８０から傾斜磁場制御データを取得する場合について説明した。しかしながら、例えば、図８に示すように、冷却装置制御部２３０が、傾斜磁場電源５０から傾斜磁場制御データを取得するようにしてもよい。 In the present embodiment, the case where the cooling device control unit 230 acquires the gradient magnetic field control data from the sequence control device 80 has been described. However, for example, as shown in FIG. 8, the cooling device control unit 230 may acquire gradient magnetic field control data from the gradient magnetic field power supply 50.

また、本実施例では、傾斜磁場コイル２０が有するコイルごとに冷却管を設ける場合について説明した（図３を参照）。しかしながら、例えば、図９に示すように、Ｘ軸メインコイル２１ｘの内側にＸ軸メインコイル用冷却管２８ｘを配設し、Ｚ軸メインコイル２１ｚの外側にＺ軸メインコイル用冷却管２８ｚを配設するようにしてもよい。同様に、Ｚ軸シールドコイル２２ｚの内側にＺ軸シールドコイル用冷却管２９ｚを設置し、Ｙ軸シールドコイル２２ｙの外側にＹ軸シールドコイル用冷却管２９ｙを設置するようにしてもよい。 In the present embodiment, the case where a cooling pipe is provided for each coil of the gradient coil 20 has been described (see FIG. 3). However, for example, as shown in FIG. 9, the X-axis main coil cooling pipe 28x is arranged inside the X-axis main coil 21x, and the Z-axis main coil cooling pipe 28z is arranged outside the Z-axis main coil 21z. You may make it install. Similarly, the Z-axis shield coil cooling pipe 29z may be installed inside the Z-axis shield coil 22z, and the Y-axis shield coil cooling pipe 29y may be installed outside the Y-axis shield coil 22y.

この場合、冷却装置制御部２３０は、Ｘチャンネルを冷却する場合には、Ｘ軸メインコイル用冷却管２８ｘ、Ｚ軸シールドコイル用冷却管２９ｚおよびＹ軸シールドコイル用冷却管２９ｙに冷媒を循環させる。また、Ｙチャンネルを冷却する場合には、冷却装置制御部２３０は、Ｘ軸メインコイル用冷却管２８ｘ、Ｚ軸メインコイル用冷却管２８ｚおよびＹ軸シールドコイル用冷却管２９ｙに冷媒を循環させる。また、Ｚチャンネルを冷却する場合には、Ｚ軸メインコイル用冷却管２８ｚおよびＺ軸シールドコイル用冷却管２９ｚに冷媒を循環させる。 In this case, when cooling the X channel, the cooling device control unit 230 circulates the refrigerant through the X-axis main coil cooling pipe 28x, the Z-axis shield coil cooling pipe 29z, and the Y-axis shield coil cooling pipe 29y. . Further, when cooling the Y channel, the cooling device control unit 230 circulates the refrigerant through the X-axis main coil cooling pipe 28x, the Z-axis main coil cooling pipe 28z, and the Y-axis shield coil cooling pipe 29y. When the Z channel is cooled, the refrigerant is circulated through the Z-axis main coil cooling pipe 28z and the Z-axis shield coil cooling pipe 29z.

また、本実施例では、冷却管を用いて傾斜磁場コイル２０を冷却する場合について説明したが、例えば、傾斜磁場コイル２０が有する各コイルとして、中空状に形成された導体で作製されたホローコンダクターを用いてもよい。その場合には、導体内に冷媒を流すことによって、各チャンネルのコイルを直接的に冷却することができるので、より効率よく傾斜磁場コイルを冷却することが可能になる。 Moreover, although the present Example demonstrated the case where the gradient magnetic field coil 20 was cooled using a cooling pipe, for example, as each coil which the gradient magnetic field coil 20 has, the hollow conductor produced with the conductor formed in the hollow shape May be used. In that case, since the coil of each channel can be directly cooled by flowing a coolant through the conductor, the gradient magnetic field coil can be cooled more efficiently.

また、本実施例によれば、発熱量を傾斜磁場電源５０の入力又は出力の電流波形から撮像と同時に算出するため、撮像と同時に、傾斜磁場のチャンネル別に正確な発熱量を計測することが可能である。 Further, according to the present embodiment, the calorific value is calculated at the same time as imaging from the current waveform of the input or output of the gradient magnetic field power supply 50. Therefore, the accurate calorific value can be measured for each channel of the gradient magnetic field at the same time as imaging. It is.

また、本実施例によれば、チャンネル別、単位時間ごとに発生する熱の情報を使用して、チャンネル別、単位時間毎の冷却冷媒の流量を制御できる。このため、特定のチャンネルの過熱により中心周波数、及び磁場均一性の乱れを防ぐことができる。また、あらかじめ撮像前に撮像により発生する熱量を予測して冷却に必要な温度を設定するため、冷却冷媒の流量の制御のみにて、特定のチャンネルの過熱により中心周波数、及び磁場均一性の乱れを防ぐことができる。したがって、同期撮像、ＤＷＩを含むほとんどの撮像にて、安定した画質、脂肪抑制画像を得ることができる。 Further, according to the present embodiment, the flow rate of the cooling refrigerant for each channel and for each unit time can be controlled using information on heat generated for each channel and for each unit time. For this reason, disturbance of the center frequency and magnetic field uniformity can be prevented by overheating of a specific channel. Also, in order to predict the amount of heat generated by imaging before imaging and set the temperature required for cooling, the center frequency and magnetic field uniformity are disturbed due to overheating of a specific channel only by controlling the flow rate of the cooling refrigerant. Can be prevented. Therefore, stable image quality and a fat-suppressed image can be obtained by almost all imaging including synchronous imaging and DWI.

また、本実施例によれば、常に安定した脂肪抑制の撮像を行えるため、装置起因の脂肪抑制の不良を減らすことができ、これにより、再撮像等の時間延長を減らす事が出来る。また、撮像間又は撮像中の補正及びプリスキャン等が減らせるため、撮像時間が短くなる。ＥＰＩ等の撮像の位相シフトによる位置ズレが発生抑制されるので、画像の品質を向上させることができる。 In addition, according to the present embodiment, since stable fat suppression imaging can be performed at all times, the fat suppression failure caused by the apparatus can be reduced, thereby reducing time extension such as re-imaging. In addition, since the correction, pre-scan, and the like during or during imaging can be reduced, the imaging time is shortened. Since the positional deviation due to the phase shift of imaging such as EPI is suppressed, the image quality can be improved.

１０静磁場磁石
１１真空容器
１２超伝導コイル
２０傾斜磁場コイル
２１メインコイル
２１ｘＸ軸メインコイル
２１ｙＹ軸メインコイル
２１ｚＺ軸メインコイル
２２シールドコイル
２２ｘＸ軸シールドコイル
２２ｙＹ軸シールドコイル
２２ｚＺ軸シールドコイル
２３シムトレイ挿入ガイド
２４シムトレイ
２４ａシムトレイ本体
２４ｂシムトレイ蓋体
２４ｃポケット
２５鉄シム
２６ｘ，２８ｘＸ軸メインコイル用冷却管
２６ｙＹ軸メインコイル用冷却管
２６ｚ，２８ｚＺ軸メインコイル用冷却管
２６冷却管
２７ｘＺ軸シールドコイル用冷却管
２７ｙ，２９ｙＹ軸シールドコイル用冷却管
２７ｚ，２９ｚＺ軸シールドコイル用冷却管
３０ＲＦコイル
４０天板
５０傾斜磁場電源
６０送信部
７０受信部
８０シーケンス制御装置
９０計算機システム
１００ＭＲＩ装置（磁気共鳴イメージング装置）
２００冷却システム
２１０冷却装置
２２０冷却量制御部
２３０冷却装置制御部 DESCRIPTION OF SYMBOLS 10 Static magnetic field magnet 11 Vacuum container 12 Superconducting coil 20 Gradient magnetic field coil 21 Main coil 21x X-axis main coil 21y Y-axis main coil 21z Z-axis main coil 22 Shield coil 22x X-axis shield coil 22y Y-axis shield coil 22z Z-axis shield Coil 23 Shim tray insertion guide 24 Shim tray 24a Shim tray main body 24b Shim tray lid 24c Pocket 25 Iron shim 26x, 28x X-axis main coil cooling pipe 26y Y-axis main coil cooling pipe 26z, 28z Z-axis main coil cooling pipe 26 Cooling pipe 27x Z-axis shield coil cooling tube 27y, 29y Y-axis shield coil cooling tube 27z, 29z Z-axis shield coil cooling tube 30 RF coil 40 Top plate 50 Gradient magnetic field power supply 60 Transmitter 70 Receiver 80 -Kens control equipment 90 Computer system 100 MRI equipment (magnetic resonance imaging equipment)
200 Cooling System 210 Cooling Device 220 Cooling Amount Control Unit 230 Cooling Device Control Unit

Claims

A static magnetic field generator for generating a static magnetic field in an imaging region where the subject is placed;
A gradient magnetic field coil having an X-axis coil, a Y-axis coil, and a Z-axis coil for generating a gradient magnetic field changing in three axial directions perpendicular to each other in the static magnetic field;
Imaging control means for generating gradient magnetic field control information indicating a time-series waveform of a gradient magnetic field generated in each of the three axial directions during imaging based on imaging conditions;
A gradient magnetic field power source for driving each coil of the gradient magnetic field coil based on the gradient magnetic field control information generated by the imaging control means;
Cooling control means for controlling cooling of each coil of the gradient magnetic field coil for each channel corresponding to each of the three axial directions based on the gradient magnetic field control information generated by the imaging control means. A magnetic resonance imaging apparatus.

2. The magnetic resonance according to claim 1, wherein the cooling control unit cools each of the coils in synchronization with driving of the gradient magnetic field coil by the gradient magnetic field power source based on the gradient magnetic field control information. Imaging device.

The imaging control means, after generating the gradient magnetic field control information, corrects the generated gradient magnetic field control information so that an eddy current generated by the gradient magnetic field coil is suppressed,
The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 1, wherein the cooling control unit cools each coil of the gradient magnetic field coil based on gradient magnetic field control information corrected by the imaging control unit. .

The said cooling control means controls the flow volume or flow distribution of the refrigerant | coolant circulated through each coil which the said gradient magnetic field coil has for every said channel based on the said gradient magnetic field control information. 3. The magnetic resonance imaging apparatus according to 3.

The cooling control unit calculates an average value of the amount of current supplied to the gradient magnetic field coil over the entire imaging based on the gradient magnetic field control information, and based on the calculated average value of the current amount, the gradient magnetic field coil 5. The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 1, wherein the temperature of the refrigerant to be circulated through each coil of the magnetic resonance imaging apparatus is set.

A static magnetic field generator for generating a static magnetic field in an imaging region where the subject is placed;
A gradient coil for generating a gradient magnetic field in the static magnetic field;
Imaging control means for generating gradient magnetic field control information indicating a time-series waveform of a gradient magnetic field generated during imaging based on imaging conditions;
A gradient magnetic field power source for driving the gradient coil based on the gradient magnetic field control information generated by the imaging control means;
Cooling means for controlling cooling of the gradient magnetic field coil in synchronization with driving of the gradient magnetic field coil by the gradient magnetic field power source based on the gradient magnetic field control information generated by the imaging control means. Magnetic resonance imaging apparatus.

A static magnetic field generator for generating a static magnetic field in an imaging region where the subject is placed;
A gradient coil for generating a gradient magnetic field in the static magnetic field;
Based on the imaging conditions, after generating gradient magnetic field control information indicating a time-series waveform of the gradient magnetic field generated during imaging, the generated gradient magnetic field control information is controlled so that the eddy current generated by the gradient magnetic field coil is suppressed. Imaging control means to correct;
A gradient magnetic field power source for driving the gradient magnetic field coil based on the gradient magnetic field control information corrected by the imaging control means;
And a cooling control for controlling cooling of the gradient coil based on the gradient magnetic field control information corrected by the imaging control means.