JP2012143661A - Magnetic resonance imaging apparatus, shield coil, method of manufacturing shield coil, and method of driving magnetic resonance imaging apparatus - Google Patents

Magnetic resonance imaging apparatus, shield coil, method of manufacturing shield coil, and method of driving magnetic resonance imaging apparatus Download PDF

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Abstract

PROBLEM TO BE SOLVED: To provide a shield coil for magnetic resonance imaging which exhibits sure and stable shield performance to a desired shield object, and reducing superconducting material to be used to be more inexpensively manufactured.SOLUTION: A passive type shield coil 12S for shielding a magnetic field generated from a magnetic field generating coil provided in the magnetic resonance imaging apparatus, is provided. The shield coil 12S is formed of a superconducting material, has a sheet shape when viewed from a thickness direction, and has a plurality of holes 21B. The hole part may have any shape such as one selected from a circle, an ellipse, an oval, a rectangle, and a rhomboid.

Description

本発明は、磁気共鳴イメージング装置において発生する磁場をシールドするシールドコイル及びその製造方法などに係り、とくに、超伝導物質で形成されたパッシブなシールドコイル及びその製造方法などに関する。   The present invention relates to a shield coil that shields a magnetic field generated in a magnetic resonance imaging apparatus and a manufacturing method thereof, and more particularly to a passive shield coil formed of a superconducting material and a manufacturing method thereof.

医用の磁気共鳴イメージング(MRI)装置には、静磁場を発生する静磁場コイル、静磁場の均一度を補正するシムコイル、静磁場に重畳する傾斜磁場を発生する傾斜磁場コイル、高周波信号の送受用のRFコイルなどの各種の磁場発生用コイルが使用されている。   A medical magnetic resonance imaging (MRI) apparatus includes a static magnetic field coil that generates a static magnetic field, a shim coil that corrects the uniformity of the static magnetic field, a gradient magnetic field coil that generates a gradient magnetic field superimposed on the static magnetic field, and transmission and reception of high-frequency signals. Various magnetic field generating coils such as RF coils are used.

このうち、シムコイル、傾斜磁場コイル、及びRFコイルは、静磁場コイル(例えば超伝導磁石)が形成する診断用空間としての磁場空間(例えば円筒状空間)の内部に配置される。この場合、通常、シムコイルが静磁場磁石に最も近い位置に配置され、その次に傾斜磁場コイルが配置される。RFコイルは、逆に、診断用空間に挿入された被検体に最も近い位置に配置される。   Among these, the shim coil, the gradient magnetic field coil, and the RF coil are arranged inside a magnetic field space (for example, a cylindrical space) as a diagnostic space formed by a static magnetic field coil (for example, a superconducting magnet). In this case, normally, the shim coil is disposed at a position closest to the static magnetic field magnet, and then the gradient magnetic field coil is disposed. Conversely, the RF coil is disposed at a position closest to the subject inserted in the diagnostic space.

シムコイルには、常伝導シム、超伝導シム、及びパッシブシムが多用されている。また、傾斜磁場コイルにあっては、パルスシーケンスにしたがって発生させた傾斜磁場パルスが静磁場コイルを支持する筐体に渦電流を発生させるなどして画質が低下することを防止するため、シールドタイプのコイルが多用されている。この観点から、傾斜磁場コイルには、アクティブシールドタイプの傾斜磁場コイルとパッシブシールドタイプの傾斜磁場コイルとが在る。   As the shim coil, a normal conducting shim, a superconducting shim, and a passive shim are frequently used. In addition, in gradient magnetic field coils, the shield type is used to prevent the gradient image pulse generated according to the pulse sequence from generating eddy currents in the housing that supports the static magnetic field coil and the like, thereby reducing the image quality. The coil is used frequently. From this point of view, the gradient magnetic field coil includes an active shield type gradient magnetic field coil and a passive shield type gradient magnetic field coil.

このうち、アクティブシールドタイプの傾斜磁場コイルは、一般に、所望の空間分布の傾斜磁場パルスを発生するメインコイルと、このメインコイルの周囲に配置されるシールドコイルとを備えている。メインコイルが発生する傾斜磁場パルスの外部への漏れは、シールドコイルがアクティブに発生するシールド用磁場によって押さえられる。このため、コイルユニットの外部に漏れる傾斜磁場が減少し、この漏れ磁場による渦電流のイメージングへの影響などが押さえられる。   Of these, the active shield type gradient magnetic field coil generally includes a main coil that generates a gradient magnetic field pulse having a desired spatial distribution, and a shield coil disposed around the main coil. Leakage to the outside of the gradient magnetic field pulse generated by the main coil is suppressed by the shielding magnetic field that is actively generated by the shield coil. For this reason, the gradient magnetic field leaking to the outside of the coil unit is reduced, and the influence of eddy currents on imaging due to the leaked magnetic field is suppressed.

一方、パッシブシールドタイプの傾斜磁場コイルは、所望の空間分布の傾斜磁場パルスを発生するメインコイルと、このメインコイルの周囲に配置されるシールド体とを備えている。このシールド体は、シールド材で形成された、例えば円筒状の部材で成り、アクティブタイプとは異なり電流源には接続されずに、傾斜磁場パルスの外界への漏れを減らすようにシールドする。   On the other hand, the passive shield type gradient magnetic field coil includes a main coil that generates a gradient magnetic field pulse having a desired spatial distribution, and a shield body disposed around the main coil. This shield body is made of, for example, a cylindrical member made of a shield material, and is shielded so as to reduce leakage of gradient magnetic field pulses to the outside without being connected to a current source unlike the active type.

このシールド性能としては、一般に、アクティブシールドタイプの傾斜磁場コイルの方が優れているが、パッシブシールドタイプのものに比べて、構造が複雑になり、またシールドコイルのパターンの設計や製作の精度に高いものが要求される。   In general, the active shield type gradient magnetic field coil is superior in terms of shielding performance, but the structure is more complex than the passive shield type, and the design and manufacturing accuracy of the shield coil pattern is improved. Higher ones are required.

ところで、近年、傾斜磁場コイルと静磁場コイルとの間のシールドとして、特許文献1に記載されたものが知られている。この文献1に記載のシールド構造によれば、その図1に示すように、超伝導磁石装置を用いた磁気共鳴イメージング装置において、傾斜磁場コイル及びこのコイルへの電流供給用導線の両方を超伝導多層複合体から作られた磁気シールド体でそれぞれ被うようにしている。これにより、静磁場の中に置かれた傾斜磁場コイル及びその電流供給用導線に、パルス電流が流れることに因る電磁力に起因した打撃音を減らすことができる。また、この構成によれば、かかる傾斜磁場コイルが発生した傾斜磁場パルスの外界への漏れを減らして、この漏れ磁場に因る渦電流を減らすことも可能ではあると考えられる。   By the way, what was described in patent document 1 is known as a shield between a gradient magnetic field coil and a static magnetic field coil in recent years. According to the shield structure described in this document 1, as shown in FIG. 1, in a magnetic resonance imaging apparatus using a superconducting magnet device, both a gradient magnetic field coil and a current supply lead to this coil are superconducting. Each is covered with a magnetic shield made from a multilayer composite. As a result, it is possible to reduce the striking sound caused by the electromagnetic force caused by the pulse current flowing through the gradient magnetic field coil and its current supply lead placed in the static magnetic field. Further, according to this configuration, it is considered possible to reduce the leakage of the gradient magnetic field pulse generated by the gradient magnetic field coil to the outside and reduce the eddy current due to the leakage magnetic field.

特開平8−84712号公報JP-A-8-84712

しかしながら、特許文献1に記載のシールド構造によれば、例えばNbTi層(30層)、Nb層(60層)、Cu層(31層)を多層化した厚さ1mm程度の超伝導多層複合体で形成されていることから、全面に超伝導物質が分布した超伝導シートの形状になっている。このため、印加される静磁場の分布如何によっては、この超伝導シートが非常に強い磁場の元に曝されることになり、マイスナー効果によって、超伝導物質に流れる遮蔽電流が飽和することがある。このため、この飽和が生じると、超伝導シートの多くの部分で臨界点に達して常伝導状態となり、このときの発熱でシート全体が常伝導状態となり、所望のシールド効果が得られなくなるという問題がある。また、この超伝導シートを製造するには、多層の部材を積層して熱間圧延及び冷間圧延するなどの工程を伴うことから、製造コストが非常に高くなり、現状では実用に供するにはコスト面で困難を伴う。   However, according to the shield structure described in Patent Document 1, for example, a superconducting multilayer composite having a thickness of about 1 mm in which an NbTi layer (30 layers), an Nb layer (60 layers), and a Cu layer (31 layers) are multilayered. Since it is formed, it has a shape of a superconducting sheet in which a superconducting substance is distributed over the entire surface. For this reason, depending on the distribution of the applied static magnetic field, the superconducting sheet is exposed to a very strong magnetic field, and the shield current flowing in the superconducting material may be saturated by the Meissner effect. . For this reason, when this saturation occurs, the critical point is reached in many parts of the superconducting sheet and becomes a normal state, and the heat generation at this time causes the entire sheet to be in a normal state and the desired shielding effect cannot be obtained. There is. In addition, the production of this superconducting sheet involves processes such as hot rolling and cold rolling by laminating multiple members, which makes the production cost very high. It is difficult in terms of cost.

そこで、本発明は、上述した超伝導多層複合体で形成されるシールド構造に鑑みてなされたもので、磁気共鳴イメージング装置で用いる場合でも、マイスナー効果に起因したシールド性能の低下を防止するとともに、所望のシールド対象に対して確実で且つ安定したシールド性能を発揮し、一方、比較的簡単に且つ使用する超伝導物質を少なくして、より安価に製造することができる磁気共鳴イメージングに適したパッシブ型のシールドコイル及びその製造方法を提供することを、その目的とする。   Therefore, the present invention was made in view of the shield structure formed of the above-described superconducting multilayer composite, and even when used in a magnetic resonance imaging apparatus, it prevents a decrease in shield performance due to the Meissner effect, Passive suitable for magnetic resonance imaging that provides reliable and stable shielding performance against the desired shield target, while being relatively easy and can be manufactured at a lower cost by using less superconducting material It is an object of the present invention to provide a shield coil of a mold and a manufacturing method thereof.

上述した目的を達成するために、本発明の1つの態様によれば、磁気共鳴イメージング装置に設けられた磁場発生用のコイルから発生される磁場をシールドするパッシブ型のシールドコイルであって、コイル体を、超伝導物質で形成した部分と超伝導物質が無い部分とで形成したことを特徴とするシールドコイルが提供される。このシールドコイルにおいて、前記超伝導物質で形成したコイル体に前記超伝導物質が無い部分を形成し、これにより、前記超伝導物質で形成した部分と前記超伝導物質が無い部分とを形成することができる。例えば、前記超伝導物質が無い部分は、当該超伝導物質の格子欠損による部分である。また、例えば、前記コイル体は、厚さ方向を有し、且つ、当該厚さ方向からみたときにシート状を成す。この構成に場合、前記超伝導物質が無い部分は、前記超伝導物質で形成したシート状の前記コイル体に設けた複数の穴部により構成することができる。   In order to achieve the above-described object, according to one aspect of the present invention, there is provided a passive shield coil that shields a magnetic field generated from a magnetic field generating coil provided in a magnetic resonance imaging apparatus. There is provided a shield coil characterized in that the body is formed of a portion formed of a superconductive material and a portion free of the superconductive material. In this shield coil, a portion without the superconducting material is formed in the coil body formed with the superconducting material, thereby forming a portion formed with the superconducting material and a portion without the superconducting material. Can do. For example, the portion without the superconducting material is a portion due to lattice defects of the superconducting material. Further, for example, the coil body has a thickness direction and forms a sheet shape when viewed from the thickness direction. In this configuration, the portion without the superconducting material can be constituted by a plurality of holes provided in the sheet-like coil body formed of the superconducting material.

また、本発明の別の態様によれば、前記磁場発生用のコイルは、前記磁気共鳴イメージング装置のXチャンネル、Yチャンネル、及びZチャンネルから成る3チャンネルの傾斜磁場コイルであって、この傾斜磁場コイルの外周側の所定位置に配置されて当該傾斜磁場コイルが発生する各チャンネルの傾斜磁場がその外周側に漏れるのを遮蔽するようにしたことを特徴とする。この場合、好適には、前記磁気共鳴イメージング装置に搭載した静磁場発生手段により静磁場を発生させた後に、前記シールドコイルを超伝導状態に遷移させ、これにより、当該シールドコイルに、前記静磁場の磁束の通過を許容した状態で前記傾斜磁場の磁束をシールドさせる磁気共鳴イメージング装置の駆動方法である。   According to another aspect of the present invention, the magnetic field generating coil is a three-channel gradient magnetic field coil including an X channel, a Y channel, and a Z channel of the magnetic resonance imaging apparatus. It is arranged at a predetermined position on the outer peripheral side of the coil, and the gradient magnetic field of each channel generated by the gradient magnetic field coil is shielded from leaking to the outer peripheral side. In this case, preferably, after the static magnetic field is generated by the static magnetic field generating means mounted on the magnetic resonance imaging apparatus, the shield coil is transitioned to a superconducting state, whereby the static magnetic field is transferred to the shield coil. This is a method for driving a magnetic resonance imaging apparatus that shields the magnetic flux of the gradient magnetic field in a state where the passage of the magnetic flux is allowed.

さらに、本発明に係る別の態様により、磁気共鳴イメージング装置に設けられた磁場発生用のコイルから発生される磁場をシールドするパッシブ型のシールドコイルの製造方法が提供される。具体的には、超伝導物質で形成された線材の複数本、用意し、この複数本の線材のうち隣接する線材同士を所定間隔で電気的に接続して接続点を形成し、この後、複数の線材をその横方向に引き伸ばして複数の穴部を有するシート状のコイル体を形成することを特徴とするシールドコイルの製造法、又は、超伝導物質で形成された線材をボビンにヘリカル状に巻装し、次いで、前記線材を前記ボビンに、最初に巻装した線材と順次交差するようにヘリカル状に巻装することでシート状のコイル体を形成することを特徴とするシールドコイルの製造法が提供される。   Further, according to another aspect of the present invention, there is provided a method for manufacturing a passive shield coil that shields a magnetic field generated from a magnetic field generating coil provided in a magnetic resonance imaging apparatus. Specifically, a plurality of wires formed of a superconducting material is prepared, and adjacent wires of the plurality of wires are electrically connected at a predetermined interval to form a connection point. A method of manufacturing a shield coil, characterized by forming a sheet-like coil body having a plurality of holes by stretching a plurality of wires in the lateral direction, or a helical wire on a bobbin formed of a superconducting material And then forming a sheet-like coil body by helically winding the wire rod around the bobbin so as to sequentially cross the wire rod wound first. A manufacturing method is provided.

本発明によれば、超伝導物質で形成されるシールドコイルを磁気共鳴イメージング装置で用いる場合でも、マイスナー効果に起因したシールド性能の低下を防止するとともに、所望のシールド対象に対して確実で且つ安定したシールド性能を発揮し、一方、比較的簡単に且つ使用する超伝導物質を少なくして、より安価に製造することができるパッシブ型のシールドコイル及びその製造方法を提供することができる。   According to the present invention, even when a shield coil formed of a superconducting material is used in a magnetic resonance imaging apparatus, it is possible to prevent a decrease in shield performance due to the Meissner effect and to reliably and stably protect a desired shield target. On the other hand, it is possible to provide a passive type shield coil and a method for manufacturing the same, which can be manufactured at a lower cost, while exhibiting the above-described shielding performance, and relatively easily and using less superconducting materials.

本発明の一実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置のガントリを中心とする概略断面図。1 is a schematic cross-sectional view around a gantry of a magnetic resonance imaging apparatus according to an embodiment of the present invention. 図1のII−II線に沿った概略断面図。FIG. 2 is a schematic sectional view taken along line II-II in FIG. 1. Yチャンネルの傾斜磁場コイルの概略構成図。The schematic block diagram of the gradient magnetic field coil of a Y channel. Zチャンネルの傾斜磁場コイルの概略構成図。The schematic block diagram of the gradient magnetic field coil of a Z channel. X、Y、及びZチャンネルに共通のシールドコイルの、部分的な拡大説明図含む概略構成図。The schematic block diagram including the partial expansion explanatory drawing of the shield coil common to X, Y, and Z channel. シールドコイルの製造方法の一例を説明する図。The figure explaining an example of the manufacturing method of a shield coil. シールドコイルの製造方法の他の例を説明する図。The figure explaining the other example of the manufacturing method of a shield coil. 実施形態におけるシールドコイルのシールド動作を説明する図。The figure explaining the shield operation of the shield coil in an embodiment. 本発明のその他の実施形態に係るシールドコイルを説明する概略構成図。The schematic block diagram explaining the shield coil which concerns on other embodiment of this invention. シールドコイル及びその穴部の変形例を説明する図。The figure explaining the modification of a shield coil and its hole part.

本発明の係るシールドコイルの実施形態を説明する。   An embodiment of a shield coil according to the present invention will be described.

図1〜8を参照して、本発明に係るシールドコイルの1つの実施形態を説明する。なお、このシールドコイルは、電源供給の不要なパッシブ型のシールドコイルであって、傾斜磁場コイルと一体に組み込まれてパッシブシールド型の傾斜磁場コイルユニットを形成する。この傾斜磁場コイルユニットは、磁気共鳴イメージング装置に設けられるので、この磁気共鳴イメージング装置から説明する。   With reference to FIGS. 1-8, one embodiment of the shield coil based on this invention is described. This shield coil is a passive shield coil that does not require power supply, and is integrated with the gradient coil to form a passive shield gradient coil unit. Since this gradient magnetic field coil unit is provided in the magnetic resonance imaging apparatus, the magnetic resonance imaging apparatus will be described.

図1に、磁気共鳴イメージング(MRI)装置のガントリ1の概略断面を示す。このガントリ1はその全体が円筒状に形成されており、中心部のボアが診断用空間として機能する。診断時にはそのボア内に被検体Pが挿入可能になっている。ガントリ1は、パルスシーケンスに沿って傾斜磁場及び高周波信号の印加、エコー信号の収集、画像の再構成などの処理を担うイメージング装置に接続されており、これにより、磁気共鳴イメージングが可能になっている。   FIG. 1 shows a schematic cross section of a gantry 1 of a magnetic resonance imaging (MRI) apparatus. The entire gantry 1 is formed in a cylindrical shape, and the bore at the center functions as a diagnostic space. At the time of diagnosis, the subject P can be inserted into the bore. The gantry 1 is connected to an imaging apparatus that performs processing such as application of a gradient magnetic field and a high-frequency signal, collection of echo signals, and image reconstruction along a pulse sequence, thereby enabling magnetic resonance imaging. Yes.

ガントリ1は、略円筒状の静磁場コイルユニット11、このコイルユニット11のボア内に配置された略円筒状の傾斜磁場コイルユニット12、このユニット12の例えば外周面に取り付けられたシムコイルユニット13、および傾斜磁場コイルユニット12のボア内に配置されたRFコイル14を備える。被検体Pは図示しない寝台天板に載せられて、RFコイル14が形成するボア(診断用空間)内に遊挿される。   The gantry 1 includes a substantially cylindrical static magnetic field coil unit 11, a substantially cylindrical gradient magnetic field coil unit 12 disposed in the bore of the coil unit 11, a shim coil unit 13 attached to, for example, the outer peripheral surface of the unit 12, And an RF coil 14 disposed in the bore of the gradient coil unit 12. The subject P is placed on a couch top (not shown) and loosely inserted into a bore (diagnostic space) formed by the RF coil 14.

静磁場コイルユニット12は超伝導磁石で形成されている。つまり、外側の真空容器の中に、複数個の熱輻射シールド容器および単独の液体ヘリウム容器が収められ、液体ヘリウム容器の内部に超伝導コイルが巻装・設置される。   The static magnetic field coil unit 12 is formed of a superconducting magnet. That is, a plurality of heat radiation shield containers and a single liquid helium container are housed in an outer vacuum container, and a superconducting coil is wound and installed inside the liquid helium container.

傾斜磁場コイルユニット12は、ここでは上述したように、パッシブシールド型に形成されている。このコイルユニット12はX軸方向、Y軸方向、Z軸方向毎にパルス状の傾斜磁場を発生させるため、X,Y,Zチャンネル別々にコイルアセンブリを有する。しかも、ユニット全体として、各チャンネルの傾斜磁場を、ユニット径方向の外部に殆ど洩らさないパッシブなシールド構造になっている。   Here, the gradient magnetic field coil unit 12 is formed in a passive shield type as described above. The coil unit 12 has a coil assembly for each of the X, Y, and Z channels in order to generate a pulsed gradient magnetic field for each of the X-axis direction, the Y-axis direction, and the Z-axis direction. Moreover, the entire unit has a passive shield structure that hardly leaks the gradient magnetic field of each channel to the outside in the unit radial direction.

具体的には、図2に示すように、この傾斜磁場コイルユニット12にあっては、X,Y,Zチャンネルの円筒状のメインコイル(傾斜磁場コイル)12X,12Y,12Zがコイル層毎に絶縁されながら積層される。さらに、最外層のメインコイル12Zの外側に、全チャンネルのメインコイル12X,12Y,12Zが発生するパルス状の傾斜磁場、すなわちダイナミックに変化する傾斜磁場をまとめてシールドする1つの円筒状のシールドコイル12Sが配置されている。   Specifically, as shown in FIG. 2, in this gradient coil unit 12, cylindrical main coils (gradient coils) 12X, 12Y, 12Z of X, Y, Z channels are provided for each coil layer. Laminated while being insulated. Further, one cylindrical shield coil that collectively shields the pulsed gradient magnetic fields generated by the main coils 12X, 12Y, and 12Z of all the channels, that is, the gradient magnetic fields that change dynamically, outside the outermost main coil 12Z. 12S is arranged.

このうち、Yチャンネルのメインコイル12Yは、図3に示すように、平板状の導体を小径のボビンB1に巻装した4個のサドル状渦巻き形の巻線部CR1,CR2,CR3,およびCR4を備える。巻線部CR1およびCR2がZ軸方向に並置され且つ電気的に直列接続される。この巻線部の対を、Z軸に関して180度回転させた位置に、巻線部CR3およびCR4から成る巻線部の対が対向して配置される。各巻線部に流すパルス電流の向きは、Y軸方向傾斜磁場の大きさが線形に変わるように、対向する巻線部同士および並置される巻線部同士で図中の矢印のように設定されている。   Of these, as shown in FIG. 3, the Y-channel main coil 12Y includes four saddle-shaped spiral winding portions CR1, CR2, CR3, and CR4 each having a flat conductor wound around a small-diameter bobbin B1. Is provided. Winding portions CR1 and CR2 are juxtaposed in the Z-axis direction and electrically connected in series. A pair of winding portions composed of the winding portions CR3 and CR4 are arranged to face each other at a position where the pair of winding portions is rotated 180 degrees with respect to the Z axis. The direction of the pulse current flowing through each winding part is set as shown by the arrows in the figure between the opposing winding parts and the winding parts arranged in parallel so that the magnitude of the gradient magnetic field in the Y-axis direction changes linearly. ing.

なお、図3はサドル状渦巻き形の巻線パターンを1つのターン(巻線)について模式的に簡素化して示すもので、実際の各巻線部は複数ターンのサドル状渦巻形のコイルからなる。また、ボビンB1は他チャンネルの巻線層の上に絶縁層を巻装して形成される。   FIG. 3 schematically shows a saddle-like spiral winding pattern for one turn (winding), and each actual winding portion is composed of a plurality of turns of a saddle-like spiral coil. The bobbin B1 is formed by winding an insulating layer on a winding layer of another channel.

また、Xチャンネルのメインコイル12Xも、Yチャンネルのメインコイル12YをZ軸に関して90度回転させた状態で同様に配置される。   The X-channel main coil 12X is similarly arranged in a state where the Y-channel main coil 12Y is rotated 90 degrees with respect to the Z-axis.

さらに、Zチャンネルのメインコイル12Zは、図4にその概略を示すように、平板状の導体を円筒状のボビンB2にソレノイド状のコイルパターンに沿って複数ターンに巻装して成る。このメインコイル12Zは、Z軸方向の中心位置Z=0に関して巻線方向が反対方向になっている。   Further, as schematically shown in FIG. 4, the Z-channel main coil 12Z is formed by winding a flat conductor around a cylindrical bobbin B2 in a plurality of turns along a solenoidal coil pattern. In the main coil 12Z, the winding direction is opposite to the center position Z = 0 in the Z-axis direction.

シールドコイル12Sは、本発明を実施した特徴的な構造を有するもので、超伝導物質で形成されたパッシブなシールドコイルを形成している。具体的には、このシールドコイル12Sは、図5に示すように、超伝導物質としての例えばNbTi系の超伝導線21を用いて形成したメッシュ状の円筒体(コイル体)12Nから成る。すなわち、この円筒体(コイル体)12Nは、その周面に沿って菱形の紋様を画くように超伝導線21を組み付けただけのシンプルな構成になっている。このため、シールドコイル12Sは、そのコイル部分の実体としては、その周面に沿って形成された超伝導体から成る複数の略菱形の枠部分21Aで構成される。この複数の略菱形の枠部分21Aそれぞれの内部は穴部(空間部分)21Bとなっている。   The shield coil 12S has a characteristic structure implementing the present invention, and forms a passive shield coil made of a superconducting material. Specifically, as shown in FIG. 5, the shield coil 12S is composed of a mesh cylindrical body (coil body) 12N formed by using, for example, a NbTi-based superconducting wire 21 as a superconducting material. That is, the cylindrical body (coil body) 12N has a simple configuration in which the superconducting wire 21 is assembled so as to draw a rhombus pattern along the peripheral surface. For this reason, the shield coil 12S is configured by a plurality of substantially rhombus frame portions 21A made of a superconductor formed along the peripheral surface as the coil portion. The inside of each of the plurality of substantially diamond-shaped frame portions 21A is a hole (space portion) 21B.

つまり、この「穴部」とは超伝導物質は存在しない部分(領域)を言う。このため、超伝導物質がない部分であればよいので、実際の「穴」であってもよいし、そうでなくともよい。例えば、この「穴部」には、銅などの熱伝導率、導電率のよい物質、例えば常電導物質が充填されて用いられてもよい。さらに、かかる「穴部」は超伝導物質が無い部分であればよいので、例えば、格子欠損という原子レベルの非常に小さな空間的な穴であってもよい。この格子欠損を持った超伝導物質、例えば超伝導シートは、電流密度を高めるために不純物を入れることなどによって、別の目的と共に作り出すことができる。また、本発明に係るシールドコイルを、発熱が少ない動的遮蔽シート(必ずしもシート状でなくてもよい)として形成するには、少なくとも空間的超伝導穴の周りは超伝導体で囲まれていることが望ましい。これは動的磁場変動を遮蔽するために遮蔽永久電流を流したいからである。   That is, the “hole” refers to a portion (region) where no superconducting material exists. For this reason, any portion without superconducting material may be used, so it may or may not be an actual “hole”. For example, the “hole” may be filled with a material having good thermal conductivity and conductivity such as copper, for example, a normal conductive material. Further, such a “hole” may be a portion having no superconducting material, and may be, for example, a very small spatial hole at an atomic level called a lattice defect. A superconducting material having such lattice defects, for example, a superconducting sheet, can be produced with another purpose by adding impurities to increase the current density. In addition, in order to form the shield coil according to the present invention as a dynamic shielding sheet that does not generate heat (not necessarily a sheet), at least the spatial superconducting hole is surrounded by a superconductor. It is desirable. This is because it is desired to pass a shielding permanent current to shield the dynamic magnetic field fluctuation.

このように超伝導物質が無い部分を有する、本発明に係るシールドコイルは、従来のように一面に超伝導物質が充填されている超伝導シートを用いたシールドコイルとは全く異なる振る舞いを示す。その振る舞いは、具体的な図面を使って後述するが、ここで、簡単に言えば次の通りである。本発明に係るシールドコイルでは、超伝導物質が空間上に存在しない箇所をわざわざ設けることによって、静的磁場に関しては、あたかも超伝導物質がないかの如く振る舞い、かつ、動的磁場変化に関しては、その超伝導物質のない穴を通過する磁束を打ち消す遮蔽永久電流が超伝導物質上に生成され、動的磁場変化のみを選択的に遮蔽する。このとき、物理的には超伝導物質を保護する目的で充填されている銅などの導電性導体上に渦電流が発生するが、その電流は電気抵抗0である超伝導物質に即座に吸収され、それによる発熱は非常に小さい。   As described above, the shield coil according to the present invention having a portion without the superconducting material exhibits a completely different behavior from the conventional shield coil using the superconducting sheet filled with the superconducting material. The behavior will be described later with reference to specific drawings, but here is simply described as follows. In the shield coil according to the present invention, by providing a place where the superconducting material does not exist in the space, regarding the static magnetic field, it behaves as if there is no superconducting material, and regarding the dynamic magnetic field change, A shielding permanent current is generated on the superconducting material that cancels the magnetic flux passing through the hole without the superconducting material, selectively shielding only the dynamic magnetic field change. At this time, an eddy current is generated on a conductive conductor such as copper which is physically filled for the purpose of protecting the superconducting material, but the current is immediately absorbed by the superconducting material having zero electrical resistance. , The heat generated by it is very small.

再び、実施例に係るシールドコイル12Sの説明に戻る。このシールドコイル12Sは、円筒状に形成された容器22に収納され、超伝導線21を超伝導状態にするために、液体ヘリウムを充填可能になっている。   Returning to the description of the shield coil 12S according to the embodiment again. The shield coil 12S is housed in a cylindrical container 22 and can be filled with liquid helium to bring the superconducting wire 21 into a superconducting state.

このシールドコイル12Sは様々な方法で製造することができる。図6および図7に、かかる製造方法の例を示す。この何れの製造方法の場合も、導線の内部に、その長さ方向に沿って、例えばNbTi系の超伝導物質から成る超伝導材(芯材)埋め込んだ超伝導線21を用いる。   The shield coil 12S can be manufactured by various methods. 6 and 7 show an example of such a manufacturing method. In any of these manufacturing methods, a superconducting wire 21 in which a superconducting material (core material) made of, for example, an NbTi-based superconducting material is embedded in the conductor along the length direction thereof is used.

図6に示す製造方法の場合、かかる超伝導線21を複数本、並列に並べ、互いに隣接する線材の間で所定間隔毎に電気的に接続する(電気的接合点CNの形成)(図6(A)参照)。次いで、このように複数個の電気的接合点CNを形成した線材を、それぞれ、4箇所の電気的接合点CNを頂点とする菱形の紋様(穴部21B)を画くように引き伸ばす(同図(B)参照)。次いで、この引き伸ばした線材を円筒状のボビンB3に沿って円筒状に丸める(図5参照)。   In the case of the manufacturing method shown in FIG. 6, a plurality of such superconducting wires 21 are arranged in parallel and electrically connected at predetermined intervals between adjacent wires (formation of electrical junctions CN) (FIG. 6). (See (A)). Next, the wire formed with a plurality of electrical junctions CN in this manner is stretched so as to draw a diamond-shaped pattern (hole 21B) having four electrical junctions CN as vertices (see FIG. B)). Next, the stretched wire is rounded into a cylindrical shape along the cylindrical bobbin B3 (see FIG. 5).

なお、この製造方法の別の例として、全面が超伝導物質で形成された超伝導シートに所定長さの切り込みを所定間隔毎に複数列に渡って入れ、その後に、このシートを横に広げるようにしてもよい。これにより、切込み部分のそれぞれが広がって穴部21Bを形成し、切込み同士の繋がり部分のそれぞれが上述した電気的接合点CNを成すことになり、図6(B)のものと同様のシールドコイル12Sを形成することができる。   As another example of this manufacturing method, cuts of a predetermined length are put in a plurality of rows at predetermined intervals in a superconducting sheet whose entire surface is formed of a superconducting material, and then the sheet is spread laterally. You may do it. As a result, each of the cut portions expands to form a hole portion 21B, and each of the connection portions of the cut portions forms the electrical junction CN described above, and the shield coil similar to that of FIG. 12S can be formed.

これに対し、図7に示す製造方法の場合、用意した円筒状のボビンB3の周面に沿って最初に超伝導線21を所定の斜め角度でヘリカル状に巻く。次いで、超伝導線の巻装方向に交差するように方向を変えて、超伝導線21を再びヘリカル状に巻装する。この2回のヘリカル巻きにより、周面に沿って超伝導線21の交差するそれぞれの位置が上述した電気的接合点CNを形成し、その電気的接合点CNで囲まれた略菱形の紋様部分が穴部21Bを形成する。   On the other hand, in the manufacturing method shown in FIG. 7, the superconducting wire 21 is first helically wound at a predetermined oblique angle along the peripheral surface of the prepared cylindrical bobbin B3. Next, the direction is changed so as to intersect the winding direction of the superconducting wire, and the superconducting wire 21 is wound helically again. Due to the two helical windings, the positions where the superconducting wires 21 intersect along the peripheral surface form the electrical junction CN described above, and the substantially rhombus pattern portion surrounded by the electrical junction CN. Forms the hole 21B.

次に、本実施形態の磁気共鳴イメージング装置のガントリ1のシールドコイル12Sの作用効果を説明する。   Next, the effect of the shield coil 12S of the gantry 1 of the magnetic resonance imaging apparatus of the present embodiment will be described.

このシールドコイル12Sは、傾斜磁場コイルユニット12から静磁場コイルユニット11の方向(ガントリ1の半径の外側方向)への磁場の漏れを防止することを目的としている。このため、静磁場に対してはシールド効果を示さずに、パルス状に変化する傾斜磁場(ダイナミックに変動する磁場)をシールドすることが必要である。このためには、シールドコイル12(すなわち超伝導線21)を超伝導状態に遷移させるときの、静磁場の印加との順序を管理することが重要である。すなわち、最初に静磁場を印加し、その後に、シールドコイル12を超伝導状態に遷移させることが重要である。   The purpose of the shield coil 12S is to prevent leakage of the magnetic field from the gradient magnetic field coil unit 12 to the direction of the static magnetic field coil unit 11 (outward direction of the radius of the gantry 1). For this reason, it is necessary to shield a gradient magnetic field (dynamically changing magnetic field) that changes in a pulse shape without exhibiting a shielding effect against a static magnetic field. For this purpose, it is important to manage the order of application of the static magnetic field when the shield coil 12 (ie, the superconducting wire 21) is transitioned to the superconducting state. That is, it is important to apply a static magnetic field first and then transition the shield coil 12 to the superconducting state.

そこで、この磁気共鳴イメージング装置を用いて磁気共鳴イメージングを実行する場合、かかる順序関係に沿って、最初に、静磁場コイルユニット11を起動させて静磁場を発生させる。この静磁場はガントリ1の内部を通過する静磁場を発生させるので、この静磁場の磁束Bは図8に示すように、シールドコイル12を通過する。つまり、このときのシールドコイル12は未だ超伝導状態になっていないので、静磁場の磁束Bは、その穴部21Bを通して自由に通過できる。 Therefore, when magnetic resonance imaging is executed using this magnetic resonance imaging apparatus, the static magnetic field coil unit 11 is first activated to generate a static magnetic field in accordance with such an order relationship. Since this static magnetic field generates a static magnetic field that passes through the inside of the gantry 1, the magnetic flux B 0 of this static magnetic field passes through the shield coil 12 as shown in FIG. That is, since the shield coil 12 at this time is not yet in the superconducting state, the magnetic flux B 0 of the static magnetic field can freely pass through the hole 21B.

次いで、この静磁場の発生後に、シールドコイル12を超伝導状態に遷移させる。これには、容器22に液体ヘリウムを充填させればよい。この充填により、容器22内でシールドコイル12が液体ヘリウムに浸漬される。この結果、シールドコイル12は液体ヘリウムの温度:−269℃の極低温まで冷却されるので、超伝導状態に遷移する。   Next, after this static magnetic field is generated, the shield coil 12 is transitioned to the superconducting state. For this purpose, the container 22 may be filled with liquid helium. By this filling, the shield coil 12 is immersed in liquid helium in the container 22. As a result, the shield coil 12 is cooled to an extremely low temperature of liquid helium: −269 ° C., and thus transitions to a superconducting state.

この後、所定のパルスシーケンスに沿って、傾斜磁場コイルユニット12のX,Y,及びZチャンネルの傾斜磁場コイル(メインコイル)12X,12Y,及び12Z、並びに、RFコイル14が駆動されて、エコー信号がRFコイル14を介して収集される。   Thereafter, the X, Y, and Z channel gradient magnetic field coils (main coils) 12X, 12Y, and 12Z of the gradient magnetic field coil unit 12 and the RF coil 14 are driven and echoed along a predetermined pulse sequence. A signal is collected via the RF coil 14.

この傾斜磁場コイル(メインコイル)12X,12Y,及び12Zは極めて短時間のうちにオン・オフするパルス信号によって駆動される。このため、各傾斜磁場コイル12X,12Y,及び12Zから発生する傾斜磁場G(Gx,Gy,Gz)は静磁場Bに重畳して空間的な位置情報を静磁場Bに与える。このため、この静磁場Bの元に所望のエコー信号の収集を行うことができる。 The gradient magnetic field coils (main coils) 12X, 12Y, and 12Z are driven by a pulse signal that is turned on / off within a very short time. Therefore, the gradient coils 12X, 12Y, and the gradient G generated from 12Z (Gx, Gy, Gz) gives the spatial position information to the static magnetic field B 0 being superimposed on the static magnetic field B 0. Therefore, it is possible to collect the desired echo signal to the original static field B 0.

この各傾斜磁場コイル12X,12Y,及び12Zから発生する傾斜磁場Gは、静磁場Bに重畳する一方で、静磁場コイルユニット11の側へも放射される。この傾斜磁場Gは時間と共にダイナミックに変動する磁場である。 Each gradient coil 12X, gradient G generated 12Y, and the 12Z, while superimposed on the static magnetic field B 0, is radiated also to the side of the static magnetic field coil unit 11. This gradient magnetic field G is a magnetic field that dynamically changes with time.

このため、この傾斜磁場Gの磁束は、シールドコイル12Sの枠部分21Aは完全非磁性になっているので、その穴部21Bを通過しようする。しかしながら、図8に示すように、かかる穴部21Bはそれぞれが1つの閉ループになっているので、各閉ループに誘起されるループ電流が隣接するループ同士で相殺し合うことになり、結局、電流は流れない。つまり、最初に印加されていた静磁場Bはシールドコイル12Sを通過できるが、その後の超伝導状態への移行の後に印加される磁場、すなわち傾斜磁場Gはシールドコイル12Sを通過できずに、シールドコイル12Sにより遮蔽される。したがって、静磁場Bには何等関与しないことから、静磁場によって臨界点に達してクエンチ現象を発生することなく、傾斜磁場Gだけを選択的にシールドするという高機能のシールド効果が得られる。 For this reason, the magnetic flux of the gradient magnetic field G tends to pass through the hole 21B because the frame portion 21A of the shield coil 12S is completely non-magnetic. However, as shown in FIG. 8, since each of the holes 21B is a single closed loop, the loop current induced in each closed loop cancels out between adjacent loops. Not flowing. That is, although the static magnetic field B 0 which has been initially applied to pass through the shield coil 12S, the magnetic field applied after the transition to the subsequent superconducting state, that is, it can not pass through the magnetic field gradient G shield coil 12S, It is shielded by the shield coil 12S. Therefore, since it does not participate in the static magnetic field B 0 at all, a high-performance shielding effect of selectively shielding only the gradient magnetic field G without reaching a critical point by the static magnetic field and causing a quench phenomenon can be obtained.

このため、傾斜磁場Gが静磁場コイルユニット11の側に漏れて、かかるユニット11の筐体で渦電流を発生させ、この渦電流により、再構成されるMR画像の画質を低下させるといった事態を確実に排除又は減らすことができる。   For this reason, the gradient magnetic field G leaks to the static magnetic field coil unit 11 side, an eddy current is generated in the casing of the unit 11, and the image quality of the reconstructed MR image is deteriorated by this eddy current. It can be reliably eliminated or reduced.

しかも、本実施形態に係るパッシブなシールドコイル12Sの場合、1つ(1層)の遮蔽体でありながら、Xチャンネル、Yチャンネル、及びZチャンネル全ての動的変動磁場(傾斜磁場)を遮蔽することができる。すなわち、シールドコイル12Sの内径側(ボア側)に位置する傾斜磁場コイル12X,12Y,12Zの形状や巻装パターンに関係無く、1つのパッシブな遮蔽体でシールドすることができる。このため、シールドコイル12Sは、汎用性に優れた万能型の遮蔽体として使用することができる。   In addition, in the case of the passive shield coil 12S according to the present embodiment, the dynamic variation magnetic field (gradient magnetic field) of all the X channel, the Y channel, and the Z channel is shielded while being one (one layer) shield. be able to. That is, the shield can be shielded by one passive shield regardless of the shape and winding pattern of the gradient magnetic field coils 12X, 12Y, and 12Z located on the inner diameter side (bore side) of the shield coil 12S. For this reason, the shield coil 12S can be used as a universal shield excellent in versatility.

また、上述したように様々な用途の傾斜磁場コイルに適用でき、且つ、電流を供給する必要が無いので、静磁場コイルユニット11と採用した超伝導磁石の容器(真空容器)の中にシールドコイル12Sを配置することもできる。このように配置することで、メインコイルである傾斜磁場コイル12X,12Y,12Zとの間の距離をより大きく採ることができる。したがって、メインコイルに供給する電源の容量を減らすことができ、傾斜磁場コイルユニット12の効率をより向上させることができるとともに、一層の小形化を図ることができる。   Further, as described above, since it can be applied to gradient magnetic field coils for various uses and it is not necessary to supply current, the shield coil is contained in the superconducting magnet container (vacuum container) employed with the static magnetic field coil unit 11. 12S can also be arranged. By arranging in this way, the distance between the gradient coils 12X, 12Y, and 12Z, which are the main coils, can be increased. Therefore, the capacity of the power source supplied to the main coil can be reduced, the efficiency of the gradient coil unit 12 can be further improved, and further downsizing can be achieved.

さらには、シールドコイル12Sに用いる超伝導材料はNbTi線などの線材で済むことから、従来の超伝導シートタイプのシールドコイルとは違い、超伝導材料のコストを抑えることができ、より安価に製造することができるという実用上、非常の重要な効果も得られる。   Furthermore, since the superconducting material used for the shield coil 12S only needs to be a wire such as NbTi wire, unlike the conventional superconducting sheet type shield coil, the cost of the superconducting material can be reduced and manufactured at a lower cost. In practice, a very important effect can be obtained.

さらに、このパッシブなシールドコイル12Sを超伝導状態に遷移させるための機構(容器22やそのためのポート)は必要になるが、アクティブタイプの傾斜磁場コイルユニットと違って、各チャンネルに共通の1層のシールド層(シールドコイル12S)で済むこと、及び、シールドコイル12Sに対する電源や配線の引き回しが不要であることを考慮すると、このシールドコイル12Sを用いたパッシブタイプの傾斜磁場コイルユニット12は、その全体構成は簡単化され、且つ、小形化されたものとなる。   Further, a mechanism (the container 22 and a port for the same) for transitioning the passive shield coil 12S to the superconducting state is necessary, but unlike the active type gradient magnetic field coil unit, one layer common to each channel. In consideration of the fact that the shield layer (shield coil 12S) is sufficient and that no power supply or wiring is required for the shield coil 12S, the passive type gradient magnetic field coil unit 12 using the shield coil 12S The overall configuration is simplified and miniaturized.

ところで、本実施形態に係るシールドコイル12Sは、静磁場を発生させた後で超伝導状態に遷移させるようにしているので、静磁場を継続的に通過せることができる。これに対し、従来のように単純に、全面に超伝導物質を分布させた超伝導シートの場合、そのマイスナー効果によって、静磁場を発生・印加する順序に関係無く、シートの外部に磁束を追い出そうとすることから、静磁場も変動磁場も遮蔽してしまう点で、本実施形態のものとは決定的に相違する。   By the way, since the shield coil 12S according to the present embodiment is allowed to transit to the superconducting state after generating the static magnetic field, the static magnetic field can be continuously passed. On the other hand, in the case of a superconducting sheet in which a superconducting material is simply distributed over the entire surface as in the past, due to the Meissner effect, the magnetic flux is driven out of the sheet regardless of the order in which the static magnetic field is generated and applied. Therefore, the present embodiment is decisively different from the present embodiment in that both the static magnetic field and the variable magnetic field are shielded.

なお、前述した如く、液体ヘリウムを充填させる容器22を備えていない場合、直付けタイプの冷凍機を用い、この冷凍機を起動させることでシールドコイル12Sを超伝導状態に遷移させるように構成してもよい。このため、常伝導状態から超伝導状態への制御ための構成についても、様々な態様を採ることができる。   As described above, when the container 22 for filling liquid helium is not provided, a direct-attached type refrigerator is used, and the shield coil 12S is shifted to the superconducting state by starting the refrigerator. May be. For this reason, various aspects can be taken also about the structure for control from a normal conduction state to a superconducting state.

(別の実施形態)
さらに、本発明のシールドコイルに係る別の実施形態を説明する。
(Another embodiment)
Furthermore, another embodiment according to the shield coil of the present invention will be described.

この実施形態に係るシールドコイルは、磁気共鳴イメージング装置のシムコイルユニット13について実施したものである。   The shield coil according to this embodiment is implemented for the shim coil unit 13 of the magnetic resonance imaging apparatus.

このシムコイルユニット13は、図9に示すように、上述した例えば図5に記載のシールドコイル12Sと同様の網目構造のシールドコイル13Sを有して構成される。このシールドコイル13Sには、また、オン・オフ動作が可能な電流供給回路23と、この電流供給回路23をオン・オフ動作させるスイッチ24とを備える。このため、スイッチ24を操作して電流供給回路23をオン動作させたときには、このシールドコイル13Sに電流が供給され、このコイル13Sが加熱される。   As shown in FIG. 9, the shim coil unit 13 includes a shield coil 13 </ b> S having a mesh structure similar to the shield coil 12 </ b> S illustrated in FIG. 5 described above. The shield coil 13S further includes a current supply circuit 23 that can be turned on / off, and a switch 24 that turns the current supply circuit 23 on / off. Therefore, when the switch 24 is operated to turn on the current supply circuit 23, a current is supplied to the shield coil 13S, and the coil 13S is heated.

本実施形態のように、本発明に係るシールドコイルをシミング用コイルとして実施する場合には、前述したようにダイナミックに変動する傾斜磁場Gを遮蔽するのみならず、静磁場をも遮蔽させる必要がある。このためには、前述の実施形態のときと同様に、静磁場の印加とシールドコイル13Sの超伝導状態への移行の時期とのタイミングが重要になる。前述した実施形態の場合、静磁場の印加の後にシールドコイル13Sを超伝導状態に移行させる必要があったが、この実施形態の場合には、その順序が逆になる。   When the shield coil according to the present invention is implemented as a shimming coil as in the present embodiment, it is necessary to shield not only the dynamically changing gradient magnetic field G but also the static magnetic field as described above. is there. For this purpose, the timing of application of a static magnetic field and the timing of transition of the shield coil 13S to the superconducting state becomes important as in the above-described embodiment. In the case of the above-described embodiment, it is necessary to shift the shield coil 13S to the superconducting state after applying the static magnetic field, but in this embodiment, the order is reversed.

この具体的な一例は以下のようになる。いま、容器22に液体ヘリウムを充填させることでシールドコイル13Sも既に超伝導状態にあるとする(このとき、静磁場コイルユニット11は未だ起動させていない)。この状態で、スイッチ24を操作して電流供給回路23からシールドコイル13Sに電流を供給する。これにより、シールドコイル13Sがジュール熱により加熱されるので、シールドコイル13Sは瞬時のうちに常伝導状態に戻る。   A specific example of this is as follows. Now, it is assumed that the shield coil 13S is already in a superconducting state by filling the container 22 with liquid helium (at this time, the static magnetic field coil unit 11 has not been started yet). In this state, the switch 24 is operated to supply current from the current supply circuit 23 to the shield coil 13S. Thereby, since the shield coil 13S is heated by Joule heat, the shield coil 13S returns to the normal conduction state instantaneously.

このように一旦、確実に常伝導状態に戻した後、スイッチ24を操作して電流回路23からシールドコイル13Sへの電流供給を中止させる。このため、容器22内の液体ヘリウムに浸漬されているシールドコイル13Sは、再び、超伝導状態に遷移する。   As described above, once the state is surely returned to the normal conduction state, the switch 24 is operated to stop the current supply from the current circuit 23 to the shield coil 13S. For this reason, the shield coil 13S immersed in the liquid helium in the container 22 again transitions to the superconducting state.

次いで、静磁場コイルユニット11を既に起動させて静磁場を発生させる。これにより、静磁場Bの磁束は既に超伝導状態となっているシールドコイル13Sを通過できず、また、傾斜磁場Gの磁束もシールドコイル13Sを通過できない。つまり、両者ともシールドコイル13Sにより遮蔽される。 Next, the static magnetic field coil unit 11 is already activated to generate a static magnetic field. Accordingly, the magnetic flux of the static magnetic field B 0 is already can not pass through the shield coil 13S which is a superconducting state, also, the magnetic flux of the gradient G is also not allowed to pass through the shield coil 13S. That is, both are shielded by the shield coil 13S.

このようなシールドコイル13Sを配置することで、傾斜磁場Gの遮蔽機能のほかに、静磁場Bを遮蔽機能に拠るシミング効果が得られる。 By disposing such a shield coil 13S, in addition to the blocking function of the gradient G, shimming effect due to the static magnetic field B 0 in the shielding function can be obtained.

なお、前述した傾斜磁場コイルユニット12(シールドコイル12S)とシムコイルユニット13(シールドコイル13S)とを併用するようにしてもよい。   The gradient magnetic field coil unit 12 (shield coil 12S) and the shim coil unit 13 (shield coil 13S) may be used in combination.

また、なお、上述したシールドコイル12Sにあっては、超伝導線21を用いて略菱形の複数の穴部21Bを形成するようにしたが、基本的には、この穴部21Bの形状は必ずしもこれに限定されるものではない。   In the shield coil 12S described above, the superconducting wire 21 is used to form a plurality of substantially rhombic holes 21B. Basically, however, the shape of the holes 21B is not necessarily limited. It is not limited to this.

つまり、この穴部の最も大きな概念としては、超伝導物質がシールドコイルの全面にわたって分布していなければよく、定形及び/又は不定形の穴部が複数個形成されており、この穴部を介して静磁場の磁束が通過できればよい。定形の穴部を形成する態様としては、一定形状の網目状の穴部の形成がある。   In other words, the biggest concept of this hole is that the superconducting material does not have to be distributed over the entire surface of the shield coil, and a plurality of regular and / or irregular holes are formed. As long as the magnetic flux of the static magnetic field can pass therethrough. As a mode of forming the regular hole portion, there is formation of a mesh-shaped hole portion having a fixed shape.

この一定形状の穴部21Bは、必ずしも菱形に限定されるものではなく、図10(A)〜(C)に示すように、円形、長円形、正方形、さらに、楕円形、長円形、菱形など、どのような形状であってもよい。この穴部21Bのそれぞれが小さな閉ループのコイルとして機能し、このコイルに進入しようとする磁束を遮蔽することができる。例えば、図10(A)のような円形状の穴部21Bの場合、NbTi線などの線材を用いて、小さなループコイルを複数個製造し、それらのループコイルをボビンの円周面上に連結配置することにより、シールドコイル12Sを形成することができる。   The hole 21B having a fixed shape is not necessarily limited to a rhombus, and as shown in FIGS. 10A to 10C, a circle, an oval, a square, an ellipse, an oval, a rhombus, etc. Any shape is acceptable. Each of the holes 21B functions as a small closed loop coil, and can shield the magnetic flux entering the coil. For example, in the case of the circular hole 21B as shown in FIG. 10A, a plurality of small loop coils are manufactured using a wire material such as NbTi wire, and these loop coils are connected on the circumferential surface of the bobbin. By arranging, the shield coil 12S can be formed.

また、同じ一定形状の穴部21Bであっても、その大きさを、円筒状のシールドコイル12S(13S)の位置に応じて調整するようにしてもよい。例えば、図5に模式的に示していたように、シールドコイル12Sの円筒軸(Z軸)の方向の中央部では穴部21Bの大きさを細かくし、その反対に円筒軸上の端部寄りになるほど穴部21Bのそれを粗く形成してもよい。これにより、かかる中央部に近づくほど、そのシールド性能を向上させることができるなど、位置の重要性に応じてシールド性能を調整することもできる。   Moreover, even if it is the hole part 21B of the same fixed shape, you may make it adjust the magnitude | size according to the position of the cylindrical shield coil 12S (13S). For example, as schematically shown in FIG. 5, the size of the hole 21B is made fine at the center of the shield coil 12S in the direction of the cylindrical axis (Z-axis), and on the contrary, it is closer to the end on the cylindrical axis. The hole 21 </ b> B may be formed rougher as it becomes. Thereby, the shield performance can be adjusted according to the importance of the position, for example, the shield performance can be improved as it approaches the central portion.

さらには、超伝導物質が常伝導物質を介して小さなコイルを複数個形成する構造のシールドコイルであっても、同様のシールド効果を発揮する。この場合には、しかしながら、発熱によるクエンチ現象の問題があるので、超伝導物質が線状に分布してコイルを形成していることが望ましい。   Furthermore, even if the superconducting material is a shield coil having a structure in which a plurality of small coils are formed via a normal conducting material, the same shielding effect is exhibited. In this case, however, there is a problem of a quenching phenomenon due to heat generation, so it is desirable that the superconducting material is distributed in a linear form to form a coil.

さらに、前述した実施例及び変形例に係るシールドコイルを、少なくとも1層、あるいはそれ以上の多層構造として形成してもよい。また、前述した実施例及び変形例に係るシールドコイルを、静磁場を発生する静磁場コイルと同じ真空層又は別の独立した真空層に配置してもよい。   Furthermore, you may form the shield coil which concerns on the Example and modification which were mentioned above as a multilayer structure of at least 1 layer or more. Moreover, you may arrange | position the shield coil which concerns on the Example and modification which were mentioned above in the same vacuum layer as another static magnetic field coil which generate | occur | produces a static magnetic field, or another independent vacuum layer.

さらに、前述した実施例の傾斜磁場コイルを、所謂、自己遮蔽型傾斜磁場コイル(一例として、Actively Shielded Gradient Coil (ASGC)がある)として形成し、これに前述したシールドコイルを適用してもよい。また、本発明に係るシールドコイルを非シールド型の傾斜磁場コイルに実施することもできる。さらには、傾斜磁場コイルを部分的に遮蔽するために、当該傾斜磁場コイルの外側に、本発明に係るシールドコイルを1つ以上配置するようにしてもよい。   Furthermore, the above-described gradient coil may be formed as a so-called self-shielding gradient coil (for example, Actively Shielded Gradient Coil (ASGC)), and the shield coil described above may be applied thereto. . Further, the shield coil according to the present invention can be implemented as a non-shield type gradient magnetic field coil. Furthermore, in order to partially shield the gradient coil, one or more shield coils according to the present invention may be arranged outside the gradient coil.

本発明は、上述した実施形態及びその変形例に限定されるものでは無く、当業者であれば、特許請求の範囲に記載の要旨の範囲内で従来周知の技術を用いて更に様々な形態に変形して実施することができ、それらも本発明の範囲に属するものである。   The present invention is not limited to the above-described embodiments and modifications thereof, and those skilled in the art will be able to use various conventionally known techniques within the scope of the gist of the claims. Modifications can be made and these are within the scope of the present invention.

1 磁気共鳴イメージング装置のガントリ
11 静磁場コイルユニット
12 傾斜磁場コイルユニット
13 シムコイルユニット
14 RFコイル
12X,12Y,12Z 傾斜磁場コイル(メインコイル)
12S シールドコイル
21 超伝導線
22 容器
21A 枠体
21B 穴部
21N 円筒体(コイル体)
23 電流供給回路
24 スイッチ
DESCRIPTION OF SYMBOLS 1 Gantry 11 of magnetic resonance imaging apparatus Static magnetic field coil unit 12 Gradient magnetic field coil unit 13 Shim coil unit 14 RF coil 12X, 12Y, 12Z Gradient magnetic field coil (main coil)
12S shield coil 21 superconducting wire 22 container 21A frame 21B hole 21N cylindrical body (coil body)
23 Current supply circuit 24 Switch

Claims (1)

磁気共鳴イメージング装置に設けられた磁場発生用のコイルから発生される磁場をシールドするパッシブ型のシールドコイルであって、
コイル体を、超伝導物質で形成した部分と超伝導物質が無い部分とで形成し、前記超伝導物質が無い部分は、当該超伝導物質の格子欠損による部分であることを特徴とするシールドコイル。
A passive shield coil that shields a magnetic field generated from a magnetic field generating coil provided in a magnetic resonance imaging apparatus,
A shield coil, wherein the coil body is formed of a portion formed of a superconducting material and a portion without the superconducting material, and the portion without the superconducting material is a portion due to lattice defects of the superconducting material. .
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Citations (6)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPS63311707A (en) * 1987-06-04 1988-12-20 シーメンス、アクチエンゲゼルシヤフト Magnetic coil device of neuclair magnetic resonance tomography equipment
JPH01169907A (en) * 1987-11-24 1989-07-05 Siemens Ag Magnet apparatus of superconducting neuclear magnetic resonance tomographer
JPH0217478A (en) * 1988-05-04 1990-01-22 Philips Gloeilampenfab:Nv Magnetic resonator
JPH0845728A (en) * 1994-05-02 1996-02-16 General Electric Co <Ge> Magnet assembly of superconducting magnetic resonance imaging device
JPH08236340A (en) * 1994-12-12 1996-09-13 Toshiba Corp Superconducting magnetic shield material, manufacture thereof, and superconducting magnet device equipped therewith
JP2008253593A (en) * 2007-04-06 2008-10-23 Toshiba Corp Magnetic resonance imaging device, shield coil, manufacturing method of shield coil and driving method for magnetic resonance imaging device

Patent Citations (6)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPS63311707A (en) * 1987-06-04 1988-12-20 シーメンス、アクチエンゲゼルシヤフト Magnetic coil device of neuclair magnetic resonance tomography equipment
JPH01169907A (en) * 1987-11-24 1989-07-05 Siemens Ag Magnet apparatus of superconducting neuclear magnetic resonance tomographer
JPH0217478A (en) * 1988-05-04 1990-01-22 Philips Gloeilampenfab:Nv Magnetic resonator
JPH0845728A (en) * 1994-05-02 1996-02-16 General Electric Co <Ge> Magnet assembly of superconducting magnetic resonance imaging device
JPH08236340A (en) * 1994-12-12 1996-09-13 Toshiba Corp Superconducting magnetic shield material, manufacture thereof, and superconducting magnet device equipped therewith
JP2008253593A (en) * 2007-04-06 2008-10-23 Toshiba Corp Magnetic resonance imaging device, shield coil, manufacturing method of shield coil and driving method for magnetic resonance imaging device

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