JP3747981B2

JP3747981B2 - Magnetic resonance imaging system

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Publication number: JP3747981B2
Application number: JP18743697A
Authority: JP
Inventors: 弘隆竹島; 孝男本名; 寛田崎; 武八尾
Original assignee: Hitachi Medical Corp
Current assignee: Hitachi Healthcare Manufacturing Ltd
Priority date: 1997-06-27
Filing date: 1997-06-27
Publication date: 2006-02-22
Anticipated expiration: 2017-06-27
Also published as: JPH119572A

Description

【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、磁気共鳴イメージング装置（以下、ＭＲＩ装置という）に適した傾斜磁場コイル及び高周波（以下、ＲＦと略す）照射コイルに係り、特に、大きな開口を備えた開放型静磁場発生用磁石と組み合わせて使用する傾斜磁場コイル及びＲＦ照射コイルにおいて、傾斜磁場の発生効率とＲＦ磁場の照射効率を高めるとともに、開放感のあるＭＲＩ装置を実現可能とする傾斜磁場コイル及びＲＦ照射コイルの構造に関する。
【０００２】
【従来の技術】
従来のＭＲＩ装置の第１の例を図７，図８に示す。図７，図８は、水平磁場方式の超電導磁石を使用したＭＲＩ装置の構成を示しており、図７は装置全体の断面図、図８は傾斜磁場コイルの斜視図である。図７において、静磁場発生用磁石（超電導磁石）１は、円筒形状をしており、その内部の均一磁場領域（計測空間に相当）２に水平方向（Ｚ軸方向）の静磁場Ｂ₀を発生させている。超電導磁石１では、コイル３に超電導線材を用いるために、所定の温度（例えば、合金系超電導体の場合には液体ヘリウム温度（４．２Ｋ））にまで冷却する必要があり、超電導コイル３は真空容器４や冷媒容器（図では、液体ヘリウム容器）５などから構成される冷却容器６の中に保持される。
【０００３】
また、超電導磁石１の内径側には、１組の傾斜磁場コイル７が配置されている。傾斜磁場コイル７は、１組の円筒上に構成されており、３次元空間に合わせて、Ｘ，Ｙ，Ｚの３軸方向の傾斜磁場を発生させる。最近では、傾斜磁場コイル７に近接した導電体（具体的には、超電導磁石の真空容器や熱シールド材など）に発生する渦電流を抑制するため、図８に示すように、傾斜磁場コイル７は主コイル８とシールドコイル９とから構成され、シールドコイル９が主コイル８の外周に、同軸に配置されるのが一般的である。このとき、主コイル８は主に均一磁場領域２に所定の傾斜磁場を発生させ、シールドコイル９は主コイル８と逆方向の磁場を発生することにより、傾斜磁場コイル７の外部に生じる磁場強度を低減させる作用をする。この働きにより、上記の渦電流の発生を効果的に抑制することができる。
【０００４】
さらに、傾斜磁場コイル７の内径側には、被検者にＲＦ磁場を照射するためのＲＦ照射コイル１０と、ＲＦ照射１０と外部環境との干渉を防ぐためのＲＦシールド１１が配置されている。ＲＦシールド１１は、図にも示されているように、ＲＦ照射コイル１０と傾斜磁場コイル７との間に配置されていた。
【０００５】
図７に示した構成の場合には、図から分かるように、撮影のために被検者の入る計測空間（均一磁場領域）２が狭く、周囲が完全に囲まれているために、被検者は閉塞感を感じる。このため、時には、被検者に装置内に入ることを拒否される場合もあった。また、装置の外部から、術者が被検者へアクセスすることも困難であった。
【０００６】
図９，図１０には、従来のＭＲＩ装置の第２の例を示す。この例では、静磁場発生用磁石として永久磁石等を用いた対向型の磁気回路が採用されている。図９は、ＭＲＩ装置全体の斜視図，図１０はＭＲＩ装置の下側部分の外観斜視図と断面図である。図９において、装置の静磁場発生部分は、上下方向に対向して配置された静磁場発生用磁石としての永久磁石２０と、永久磁石２０を支持する継鉄板２１と、上下の継鉄板２１を間隔を保持して支持する柱状継鉄２２と、永久磁石２０の対向面に取り付けられたポールピース２３とから構成される。磁気回路は、上側の永久磁石２０，上側のポールピース２３，均一磁場領域２，下側のポールピース２３，下側の永久磁石２０，下側の継鉄板２１，柱状継鉄２２，上側の継鉄板２１の経路で形成され、均一磁場領域２に上下方向の均一な垂直磁場が発生する。
【０００７】
この磁気回路に使用される傾斜磁場コイル２４は、図１０（ｂ）に示す如く、平板形状をしており、磁気回路を構成するポールピース２３に設けられた凹部２７内に収容されるのが一般的である。このようにすると、上下に配置されたポールピース２３の間の距離をできるだけ縮めることができるので、磁気回路の製造原価を抑制するのに効果がある。
【０００８】
また、本例の場合、傾斜磁場コイルによる渦電流発生対策技術として、特開平６−２５１９３０号公報に開示されているポールピースの素材に電気抵抗の高い材料を採用することにより、傾斜磁場コイルを駆動した時でも渦電流の発生は非常に少なかった。このため、第１の従来例の場合と異なり、傾斜磁場コイルには、シールドコイルを含まないのが通例であった。
【０００９】
一方、ＲＦ照射コイル２５は、ポールピース２３と均一磁場領域２との間に配置されており、ＲＦ照射コイル２５によるＲＦ磁場を遮蔽するためのＲＦシールド２６はＲＦ照射コイル２５を覆うように、ＲＦ照射コイル２５と傾斜磁場コイル２４との間に配置されるのが通例であった。この技術については、特開平８−６６３７９号公報にも開示されている。
【００１０】
図９から明らかのように、永久磁石等を用いた対向型の磁気回路を含むＭＲＩ装置では、四方が開放されているために、第１の従来例で述べた被検者に閉塞感を与えるという問題点は解消されている。一方、ＭＲＩ装置での画質は静磁場発生用磁石の静磁場強度に大きく依存し、画質を向上するためにはできるだけ高い静磁場強度を得ることが望ましい。
しかしながら、永久磁石や常伝導磁石を用いた磁気回路の場合には、高い静磁場強度を得ることが難しく、０．３テラス程度が上限であった。
【００１１】
【発明が解決しようとする課題】
被検者が開放感を得ることができ、かつ、高い静磁場強度を得られる静磁場発生用磁石として、本発明者等は開放型の超電導磁石装置を考案している（特願平７−３３６０２３号）。この磁石装置は、超電導磁石を静磁場発生用磁石として用いることにより、高い静磁場強度を得るとともに、その外形を開放的な形状としたことに特徴がある。しかし、静磁場強度が高くなったことにより、傾斜磁場コイルによる渦電流の抑制が困難になり、静磁場の均一度に関してもより高い精度が必要となった。
【００１２】
また、この超電導磁石装置では、ポールピースを使用していないので、従来例の如くポールピース材質として電気抵抗の高い材料を選択するという方法を採用することもできない。このため、渦電流の影響を大幅に低減するためには、シールドコイルを備えた平板型の傾斜磁場コイルを使用する必要がある。しかし、この構成においては、第２の従来例に示した傾斜磁場コイルに比べて厚さが増加する。
【００１３】
一方、静磁場発生用磁石の内側（均一磁場空間側）には、傾斜磁場コイル，ＲＦ照射コイル，ＲＦシールドを配置する必要がある。また、場合によっては、静磁場を補正するためシミング部材を配置するための領域も必要となる。大きな開放感を得るためには、被検者の入る計測空間をできるだけ広く確保する必要がある。このため、傾斜磁場コイル，ＲＦ照射コイル，ＲＦシールドを計測空間と静磁場発生用磁石の内壁との間の狭い空間に配置する必要が生じた。
【００１４】
しかし、ＲＦ照射コイルとＲＦシールドとの間隔を狭くすると、ＲＦ磁場の照射効率が低下してしまう。また、傾斜磁場コイルにおいても、シールドコイルを使用する場合、主コイルとシールドコイルとの間隔を狭くすると、傾斜磁場の発生効率が低下してしまう。このような事情から、従来技術においては、傾斜磁場コイル、及びＲＦ照射コイルとＲＦシールドとの組合せの配置に、広い空間が必要となるため、開放型の静磁場発生用磁石が提供する開放空間を広いままで活用することができなかった。
【００１５】
従って、本発明では、上記課題を解決し、開放型の静磁場発生用磁石を備えたＭＲＩ装置に適した傾斜磁場コイル、及びＲＦ照射コイルとＲＦシールドとの組合せ構造を提供することを目的とする。
【００１６】
【課題を解決するための手段】
上記目的を達成するため、本発明のＭＲＩ装置は、静磁場発生領域に均一な静磁場を発生させる静磁場発生手段と、前記静磁場発生領域に傾斜磁場を発生させる傾斜磁場発生手段と、前記静磁場発生領域に挿入された被検者にＲＦ磁場を照射するＲＦ照射手段と、該ＲＦ照射手段からの外部へのＲＦ磁場を遮蔽するＲＦシールド手段とを含むＭＲＩ装置において、前記傾斜磁場発生手段が前記静磁場発生領域に傾斜磁場を発生する主コイルと該主コイルがその外側に発生する漏洩磁場を打ち消すための磁場を発生するシールドコイルとから構成され、前記ＲＦシールド手段が前記主コイルよりも前記静磁場発生手段に近い側に配置されている。
【００１７】
この構成では、ＲＦ照射手段とＲＦシールド手段との間隔及び傾斜磁場コイルの主コイルとシールドコイルとの間隔を一定値以上に広げることが可能となり、ＲＦ磁場の照射効率及び傾斜磁場の発生効率を向上させることができる。更に、均一磁場領域と静磁場発生手段との間の狭い空間についても有効に利用できるので、計測空間を広くすることも可能となる。
【００１８】
本発明のＭＲＩ装置では更に、前記ＲＦシールド手段が前記主コイルと前記シールドコイルとの間に配置されている。この構成では、ＲＦシールド手段が傾斜磁場コイルの主コイルとシールドコイルの間にあるので、ＲＦ照射手段とＲＦシールド手段との間隔と、主コイルとシールドコイルとの間隔が同程度になるので、ＲＦ磁場の照射効率と傾斜磁場の発生効率は同等程度の向上が期待できる。
【００１９】
本発明のＭＲＩ装置では更に、前記ＲＦシールド手段が前記シールドコイルよりも前記静磁場発生手段に近い側に配置されている。この構成では、ＲＦ照射手段とＲＦシールド手段との間隔が、主コイルとシールドコイルとの間隔より広くなるので、ＲＦ磁場の照射効率の向上がより大きくなる。
【００２０】
本発明のＭＲＩ装置では更に、静磁場発生領域に均一な静磁場を発生させる静磁場発生手段と、前記静磁場発生領域に傾斜磁場を発生させる傾斜磁場発生手段と、前記静磁場発生領域に挿入された被検者にＲＦ磁場を照射するＲＦ照射手段と、該ＲＦ照射手段からの外部へのＲＦ磁場を遮蔽するＲＦシールド手段とを含む磁気共鳴イメージング装置において、前記傾斜磁場発生手段が積層された複数個の傾斜磁場コイル素子から構成され、前記ＲＦシールド手段が隣接する前記傾斜磁場コイル素子の間に配置されている。
【００２１】
傾斜磁場コイルは通常数ｍｍの厚さで作られているので、ＲＦシールド手段を傾斜磁場コイルの間に配置することにより、ＲＦ照射手段とＲＦシールドとの間隔を少なくとも数ｍｍ広げることが可能となるので、ＲＦ磁場の照射効率の向上に寄与する。
【００２２】
本発明のＭＲＩ装置では更に、前記複数個の傾斜磁場コイル素子がそれぞれＸ，Ｙ，Ｚの３軸方向の傾斜磁場を発生させるコイルである。
【００２３】
本発明のＭＲＩ装置では更に、前記傾斜磁場発生手段を構成する複数個の傾斜磁場コイル素子のうち、少なくとも前記ＲＦシールド手段よりも前記静磁場発生領域に近い側に配置された傾斜磁場コイル素子の電流路を形成する導電体が、前記ＲＦ照射手段が発生するＲＦ磁場を実質的に透過させる。この構成では、ＲＦ磁場を実質的に透過させる傾斜磁場コイルがＲＦシールド手段より静磁場発生領域に近い側にあっても、ＲＦ磁場との干渉の問題はないので、それらの傾斜磁場コイルの厚さ分だけ、ＲＦ照射手段とＲＦシールド手段との間隔を広げることが可能である。
【００２４】
本発明のＭＲＩ装置では更に、前記傾斜磁場発生手段を構成する複数個の傾斜磁場コイル素子のうち、少なくとも前記ＲＦシールド手段よりも前記静磁場発生領域に近い側に配置された傾斜磁場コイル素子の電流路を形成する導電体の幅が、遠い側に配置された傾斜磁場コイル素子のものより狭くなっている。この構成では、傾斜磁場コイルの導電体の幅を狭くしたことにより、ＲＦ磁場を実質的に透過する。
【００２５】
本発明のＭＲＩ装置では更に、前記静磁場発生手段が前記静磁場発生領域を挾んで、対向して、ほぼ平行に配置された２個の静磁場発生用磁石で構成されている。この構成では、静磁場発生用磁石が対向型の垂直磁場方式となるので、計測空間の周囲が開放された構造となり、被検者の開放感が大幅に改善される。
【００２６】
本発明のＭＲＩ装置では更に、前記静磁場発生用磁石の前記静磁場発生領域に対向する面側の中央部に凹部が設けられ、該凹部に少なくとも前記傾斜磁場発生手段のうちのシールドコイル及び前記ＲＦシールドの中央部が収容されている。この構成では、静磁場発生用磁石の中央部に凹部が設けられたことにより、凹部の深さ分だけ計測空間と静磁場発生用磁石の内壁面との実質的な間隔が広がったことになるので、ＲＦ照射手段とＲＦシールド手段との間隔及び傾斜磁場発生手段の主コイルとシールドコイルとの間隔を大幅に広げることが可能となる。
【００２７】
本発明のＭＲＩ装置では更に、前記静磁場発生手段が超電導磁石である。この構成では、静磁場発生手段に超電導磁石を使用しているので、高い静磁場強度を実現することができ、画質の向上を図ることができる。
【００２８】
【発明の実施の形態】
以下、本発明の実施例を添付図面に基づいて説明する。なお、図面の符号に関しては、従来の技術の欄の説明で使用した図面に図示したものと同じ機能のものは同じ符号を付すことにした。
【００２９】
図１及び図２は、本発明のＭＲＩ装置の第１の実施例を示す。図１は縦断面図、図２は外観斜視図である。本実施例においては、静磁場発生用磁石が超電導磁石である場合について説明する。図１において、超電導磁石３０は、本発明者等が先に考案した垂直磁場方式のもの（特願平７−３３６０２３号）である。そのため、この装置では従来の水平磁場方式の超電導磁石と比較して、被検者にとっての開放感が大幅に増加している。
【００３０】
超電導磁石３０の基本的構成は、均一磁場領域２に垂直方向の均一な静磁場Ｂ₀を発生するための超電導コイル３１と、超電導コイル３１を所定の超電導特性が得られる温度に冷却・保持するための冷却容器３２とから成る。図では簡単のため最も外側にあり、熱の対流による放熱を防ぐために全体を内包している真空容器のみを冷却容器３２として示した。冷却容器３２は、真空容器の他に、超電導コイル３１を浸す液体ヘリウム容器や、熱の輻射を防ぐための熱シールドなどから構成されている。
【００３１】
超電導コイル３１は、装置中央の均一磁場領域２を挾んで上下対称に配置されている。それに対応して、冷却容器３２も円筒状のものが上下対称に配置されている。２個の冷却容器３２は、図２に示す如く、その間にある支柱３３によって所定の間隔を維持して支持される。この支柱３３は、上下の冷却容器３２を機械的に支える働きをしている。超電導磁石３０を上述の如く構成することにより、高い磁場均一度と広い開口を有する開放感のある静磁場発生用磁石を得ることができる。
【００３２】
冷却容器３２を支持する支柱３３には、必要によっては、上下の冷却容器３２に内包される液体ヘリウム容器を熱的に接続する働きを持たせてもよい。そのように構成すると、液体ヘリウム容器を冷却する冷凍機を上下１台ずつ設ける必要はなくなり、装置全体に対し１台の冷凍機で間に合わせることが可能となる。また、支柱３３の本数も図示の２本に限定する必要はなく、３本，４本と増やすこともできるし、開放感を更に増すためには、片持ちの１本の支柱としてもよい。
【００３３】
一方、傾斜磁場コイル２４も、均一磁場領域（計測空間）２を挾んで、上下対称に配置されている。上下の傾斜磁場コイル２４は、それぞれ平板状の主コイル３４とシールドコイル３５とから構成されている。主コイル３４は主に均一磁場領域２内に所定の傾斜磁場を発生させる働きを行い、シールドコイル３５は、主コイル３４が均一磁場領域２の側とは逆方向の側に発生する磁場を打ち消すための磁場を発生させることにより、超電導磁石３０の側に磁場を漏らさないようにする働きを行う。この働きにより、超電導磁石３０における渦電流の発生を抑制することができる。このとき、シールドコイル３５も均一磁場領域２に磁場を発生するので、所定の傾斜磁場を均一磁場領域２に発生させるためには、シールドコイル３５による磁場の寄与分も考慮する必要がある。
【００３４】
傾斜磁場コイル２４の主コイル３４とシールドコイル３５との位置関係に関しては、先ず、シールドコイル３５の外径は通常図示の如く主コイル３４の外径よりも少し大きくしてある（通常、少なくとも小さくならないようにしている）。これは、傾斜磁場コイル２４の外側への漏洩磁場量を抑制するためである。また、傾斜磁場の発生効率を考えた場合、主コイル３４とシールドコイル３５との間に適当な間隔をとる必要がある。これは、傾斜磁場コイル２４の外側の導電体（超電導磁石３０の内壁面３６など）に渦電流を発生させないようにするために、主コイル３４とシールドコイル３５に逆方向の電流を流すことに起因する。すなわち、両コイルに流す電流を一定にした場合、両コイル間の距離が近付くほど、計測空間２に発生できる傾斜磁場強度が低下し、両コイル間の距離が離れるほど、計測空間２に発生できる傾斜磁場強度が上昇する。従って、両コイル間の間隔は広いほど、傾斜磁場の発生効率は向上する。このため、主コイル３４とシールドコイル３５の間の距離は、必要とする傾斜磁場強度と、傾斜磁場コイル２４を駆動する電源容量とによって決まる一定値以上にとる必要がある。
【００３５】
図示では、傾斜磁場コイル２４の主コイル３４もシールドコイル３５も、１枚の円板として表わされているが、実際には、両コイルともＸ，Ｙ，Ｚの３軸方向に対応した３組の傾斜磁場コイル素子から成る。それぞれのコイルの電流分布（パターン）は、上述の如く、計測空間２に所定の傾斜磁場を発生させ、かつ、超電導磁石３０の側に漏れる磁場量を抑制するように選択される。この電流分布の選択は、計測空間２に発生させる傾斜磁場の直線性を最良にし、外側への漏洩する磁場量を最小にし、傾斜磁場コイル２４に通電する単位電流当りに発生する傾斜磁場強度を最大にし、傾斜磁場コイル２４のインダクタンスを最小にするように行われる。
【００３６】
傾斜磁場コイル２４として、図示の如き円板状の主コイル３４とシールドコイル３５を用いることによって、計測空間２の周辺を遮ることがないので、超電導磁石３０のもつ開放性も損なわれることはなく、高性能の傾斜磁場を発生させることができる。このような傾斜磁場コイル２４の構成については、本発明者等が既に特許出願している（特願平８−９９６７０号）。
【００３７】
また、本実施例では、超電導磁石３０の内側にはＲＦ照射コイル２５とＲＦシールド２６が配置される。ＲＦ照射コイル２５は均一磁場領域２に挿入された被検者にＲＦ磁場を照射し、ＲＦシールド２６はＲＦ照射コイル２５が超電導磁石３０の側に発生させる漏洩磁場を遮蔽する働きをしている。ＲＦ照射コイル２５は傾斜磁場コイル２４を構成する主コイル３４の内側に配置されるが、ＲＦシールド２６は主コイル３４とシールドコイル３５との間に配置されている。このＲＦシールド２６は、平板形状をしていて、材料としては通常銅箔が用いられている。主コイル３４とシールドコイル３５との間は、上述の如く、必ず一定値以上の距離を離すことになるので、両コイル間にＲＦシールド２６を配置することは、計測空間２と超電導磁石３０の内壁面３６との間の狭い空間を有効に利用することになる。従来技術では、ＲＦシールド２６は傾斜磁場コイル２４の外側に配置されていたので、本実施例のようにＲＦシールド２６を両コイル間に配置することにより、ＲＦシールド２６を配置するのに必要な分のスペースを削減することが可能となる。この結果、被検者の入る計測空間２をより広く確保することができるので、開放感のあるＭＲＩ装置を提供することができる。
【００３８】
一方、ＲＦ照射コイル２５とＲＦシールド２６との間の距離に関しても、傾斜磁場コイル２４の場合と同様、両者の間隔が広いほど、ＲＦ磁場の照射効率は向上するので、ＲＦ磁場の照射効率として一定値以上の値を確保するためには、両者の間の距離を一定値以上にする必要がある。従って、図示の如く、ＲＦシールド２６を傾斜磁場コイル２４の２つのコイルの間に挾み込むことにより、ＲＦ照射コイル２５とＲＦシールド２６との間隔を広げることが可能となり、両者間の距離を一定値以上にすることができる。この結果、ＲＦ照射コイル２５と傾斜磁場コイル２４との実質的な寸法（厚さ）を薄くすることができるので、被検者の入る空間を広く確保することができる。
【００３９】
さらに、本実施例を図３により詳しく説明する。本実施例の装置の基本構成は上下対称になっているので、図３には装置の下側部分のみの断面図を示す。当然予想されるように、ＲＦ照射コイル２５と傾斜磁場コイル２４の主コイル３４との間にも干渉が発生する。しかし、発明者逹は、傾斜磁場コイル２４を構成する電流路の幅を一定値以下にすることにより、両コイル間には実質的な干渉が発生しないことを実験的に確認している。このことから、傾斜磁場コイル２４の主コイル３４とＲＦ照射コイル２５との間にＲＦシールド２６を設置する必然性がなくなり、本実施例の配置が可能となった。
【００４０】
一方、ＲＦシールド２６は、ＲＦ磁場と外部環境との干渉を打ち切るために設けられるものであることから、ＲＦシールド２６のカバーする領域としては、ＲＦ磁場の干渉の程度が十分に弱まる範囲まで覆う必要がある。従って、必要な場合には、図示の如く、超電導磁石３０の外周まで覆うような形状にすると効果がある。
【００４１】
また、図３では、理解しやすいように、ＲＦシールド２６を傾斜磁場コイル２４の主コイル３４とシールドコイル３５との間の中央部付近に位置するように配置したが、主コイル３４またはシールドコイル３５のどちらか一方に寄せた位置に配置することもでき、その方が製作は容易となる。
【００４２】
本発明のＭＲＩ装置の第２の実施例を図４に示す。図４も、装置の下側部分のみの断面図である（以後の実施例についても同様である）。本実施例では、ＲＦシールド２６を傾斜磁場コイル２４のシールドコイル３５の外側で、静磁場発生用磁石（超電導磁石など）４０に近い側に配置している。このようにＲＦシールド２６を配置した場合、ＲＦ照射コイル２５とＲＦシールド２６との間隔を広げることができるので、ＲＦ磁場の照射効率を更に向上させることが可能となる。
【００４３】
本発明のＭＲＩ装置の第３の実施例を図５に示す。本実施例では、ＲＦシールド２６を傾斜磁場コイル２４の主コイル３４を構成する３つの傾斜磁場コイル素子３４Ａ，３４Ｂ，３４Ｃの間に配置している。図５では傾斜磁場コイル素子３４Ｂと３４Ｃの間に配置している。他に、傾斜磁場コイル素子３４Ａと３４Ｂの間に配置してもよい。このような構成を採用した理由は、上述した如く、ＲＦ照射コイル２５と傾斜磁場コイル２４との間の干渉を避けるためには、傾斜磁場コイル２４の導電体の幅を一定値以下とする必要があることによる。傾斜磁場コイル２４の導電体の幅を狭くすると低抗値が増加するために、傾斜磁場を発生したときに、コイルでの発熱量が大きくなる。従って、この発熱量を低減しようとすると、ある程度以上の導電体の幅寸法が必要となる。このことから、特に、導電体の幅を広くする必要のある傾斜磁場コイル素子をＲＦシールド２６の後方（静磁場発生用磁石４０に近接した例）に配置し、導電体の幅の狭い傾斜磁場コイル素子をＲＦシールド２６の前方に配置したものである。この場合、傾斜磁場コイル素子は１枚当りにつき３〜７ｍｍ程度の厚さを必要とするので、その分だけＲＦ照射コイル２５とＲＦシールド２６との距離を広げることができる。ＲＦ磁場の周波数にも依存するが、ＲＦ照射コイル２５とＲＦシールド２６との距離としては、２０〜４０ｍｍ程度であるので、上記程度の距離の短縮でも効果は大きくなる。
【００４４】
本発明のＭＲＩ装置の第４の実施例を図６に示す。図６において、静磁場発生用磁石４１の均一磁場領域２に対向する内壁面３６側のほぼ中央部に凹部４２が設けられている。この凹部４２は、超電導磁石の冷却容器や、第２の従来例で紹介した永久磁石を用いた対向型磁石におけるポールピースなどの中央部に設けられた凹部に相当する。本実施例においては、ＲＦ照射コイル２５を磁石４１の前方に、傾斜磁場コイル２４の主コイル３４とシールドコイル３５を磁石４１の凹部４２の中に配置し、ＲＦシールド２６の中央部を主コイル３４とシールドコイル３５との間に配置したものである。凹部４２の深さ寸法が十分にとれない場合などには、凹部４２の中には、シールドコイル３５とＲＦシールド２６のみを配置することでも効果がある。また、磁石４１の凹部４２の外部においては、ＲＦシールド２６はＲＦ照射コイル２５と磁石４１の内壁面３６との間に配置されている。場合によっては、他の実施例と同様に、ＲＦシールド２６が磁石４１の外周を覆うような構成にしてもよい。
【００４５】
上述の如く、傾斜磁場コイル２４の主コイル３４及びシールドコイル３５、又はシールドコイル３５のみ、とＲＦシールド２６の中央部とを、磁石４１の凹部４２の内部に配置することにより、主コイル３４とシールドコイル３５を一定値以上の間隔を確保して配置することができると共に、ＲＦシールド２６も両コイルの間に配置することが可能となる。その結果、傾斜磁場の発生効率及びＲＦ磁場の照射効率の向上を図ることができると共に、静磁場発生用磁石４１の内壁面３６と計測空間２との間の狭い空間を有効に利用することができるので、広い計測空間２を確保することができる。
【００４６】
また、上記の説明では、本発明における静磁場発生用磁石として超電導磁石を例に上げて説明して来たが、これに限定されることなく、常伝導磁石，永久磁石の場合でも、磁石が上記実施例と相似の形状を有する場合には、本発明の適用が可能である。
【００４７】
また、上記の説明では、本発明の静磁場発生用磁石としては、垂直磁場方式の対向型の磁石を例に上げて説明して来たが、本発明は水平磁場方式の場合にも適用可能である。円筒型の磁石を使用した水平磁場方式のＭＲＩ装置の場合には、傾斜磁場コイル，ＲＦ照射コイル，ＲＦシールドなども円筒型の構造のものが適当である。
【００４８】
【発明の効果】
以上説明した如く、静磁場発生用磁石との組合せにおいて、傾斜磁場コイル及びＲＦシールドの配置の適正化をはかることにより、ＭＲＩ装置の傾斜磁場の発生効率及びＲＦ磁場の照射効率が向上すると共に、計測空間を広くすることができる。これを垂直磁場方式の静磁場発生用磁石を備えたＭＲＩ装置に適用することにより、画質の良い、大きな開放感を有し、かつ、術者が被検者に容易にアクセスできるＭＲＩ装置を提供することができる。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明のＭＲＩ装置の第１の実施例の縦断面図。
【図２】本発明のＭＲＩ装置の第１の実施例の外観斜視図。
【図３】本発明のＭＲＩ装置の第１の実施例の下側部分の断面図。
【図４】本発明のＭＲＩ装置の第２の実施例の下側部分の断面図。
【図５】本発明のＭＲＩ装置の第３の実施例の下側部分の断面図。
【図６】本発明のＭＲＩ装置の第４の実施例の下側部分の断面図。
【図７】従来のＭＲＩ装置の第１の例の装置全体の断面図。
【図８】従来のＭＲＩ装置の第１の例の傾斜磁場コイルの斜視図。
【図９】従来のＭＲＩ装置の第２の例の装置全体の斜視図。
【図１０】従来のＭＲＩ装置の第２の例の装置下側部分を示す図。
【符号の説明】
１，３０，４０，４１静磁場発生用磁石（超電導磁石）
２均一磁場領域（計測空間）
３，３１超電導コイル
４真空容器
５冷媒容器
６，３２冷却容器
７，２４傾斜磁場コイル
８，３４主コイル
９，３５シールドコイル
１０，２５ＲＦ照射コイル
１１，２６ＲＦシールド
２０永久磁石
２１継鉄板
２２柱状継鉄
２３ポールピース
２７，４２凹部
３３支柱
３５Ａ，３５Ｂ，３５Ｃ傾斜磁場コイル素子
３６内壁面[0001]
BACKGROUND OF THE INVENTION
The present invention relates to a gradient magnetic field coil and a high-frequency (hereinafter abbreviated as RF) irradiation coil suitable for a magnetic resonance imaging apparatus (hereinafter referred to as an MRI apparatus), and in particular, an open-type static magnetic field generating magnet having a large opening and The present invention relates to a structure of a gradient magnetic field coil and an RF irradiation coil that can increase the generation efficiency of the gradient magnetic field and the irradiation efficiency of the RF magnetic field and can realize an open MRI apparatus in the gradient magnetic field coil and the RF irradiation coil used in combination.
[0002]
[Prior art]
A first example of a conventional MRI apparatus is shown in FIGS. 7 and 8 show the configuration of an MRI apparatus using a horizontal magnetic field type superconducting magnet. FIG. 7 is a sectional view of the entire apparatus, and FIG. 8 is a perspective view of a gradient magnetic field coil. In FIG. 7, a static magnetic field generating magnet (superconducting magnet) 1 has a cylindrical shape, and a horizontal (Z-axis direction) static magnetic field B in a uniform magnetic field region (corresponding to a measurement space) 2 therein.₀Is generated. In the superconducting magnet 1, in order to use a superconducting wire for the coil 3, it is necessary to cool to a predetermined temperature (for example, liquid helium temperature (4.2K) in the case of an alloy superconductor). It is held in a cooling container 6 including a vacuum container 4 and a refrigerant container (liquid helium container in the figure) 5.
[0003]
A set of gradient magnetic field coils 7 is arranged on the inner diameter side of the superconducting magnet 1. The gradient magnetic field coil 7 is configured on a set of cylinders, and generates gradient magnetic fields in three axial directions of X, Y, and Z in accordance with a three-dimensional space. Recently, in order to suppress eddy currents generated in a conductor (specifically, a superconducting magnet vacuum vessel, a heat shield material, etc.) close to the gradient magnetic field coil 7, as shown in FIG. Is composed of a main coil 8 and a shield coil 9, and the shield coil 9 is generally arranged coaxially on the outer periphery of the main coil 8. At this time, the main coil 8 generates a predetermined gradient magnetic field mainly in the uniform magnetic field region 2, and the shield coil 9 generates a magnetic field in the opposite direction to the main coil 8, thereby generating a magnetic field intensity generated outside the gradient magnetic field coil 7. It acts to reduce. With this function, the generation of the eddy current can be effectively suppressed.
[0004]
Further, an RF irradiation coil 10 for irradiating the subject with an RF magnetic field and an RF shield 11 for preventing interference between the RF irradiation 10 and the external environment are disposed on the inner diameter side of the gradient magnetic field coil 7. . The RF shield 11 was disposed between the RF irradiation coil 10 and the gradient magnetic field coil 7 as shown in the figure.
[0005]
In the case of the configuration shown in FIG. 7, as can be seen from the figure, the measurement space (homogeneous magnetic field region) 2 into which the subject enters for imaging is narrow and the periphery is completely surrounded. The person feels obstruction. For this reason, sometimes the subject is refused to enter the apparatus. In addition, it is difficult for the surgeon to access the subject from the outside of the apparatus.
[0006]
9 and 10 show a second example of a conventional MRI apparatus. In this example, an opposing magnetic circuit using a permanent magnet or the like as a static magnetic field generating magnet is employed. FIG. 9 is a perspective view of the entire MRI apparatus, and FIG. 10 is an external perspective view and a cross-sectional view of the lower part of the MRI apparatus. In FIG. 9, the static magnetic field generating portion of the apparatus includes a permanent magnet 20 as a static magnetic field generating magnet arranged facing in the vertical direction, a yoke plate 21 that supports the permanent magnet 20, and upper and lower yoke plates 21. It consists of a columnar yoke 22 that supports it while maintaining an interval, and a pole piece 23 that is attached to the opposing surface of the permanent magnet 20. The magnetic circuit includes an upper permanent magnet 20, an upper pole piece 23, a uniform magnetic field region 2, a lower pole piece 23, a lower permanent magnet 20, a lower yoke plate 21, a columnar yoke 22, and an upper yoke. It is formed by the path of the iron plate 21, and a uniform vertical magnetic field in the vertical direction is generated in the uniform magnetic field region 2.
[0007]
As shown in FIG. 10B, the gradient coil 24 used in this magnetic circuit has a flat plate shape and is accommodated in a recess 27 provided in a pole piece 23 constituting the magnetic circuit. It is common. In this way, the distance between the pole pieces 23 arranged above and below can be reduced as much as possible, which is effective in reducing the manufacturing cost of the magnetic circuit.
[0008]
In the case of this example, as a technique for countermeasures against eddy current generation by the gradient magnetic field coil, a material having a high electrical resistance is adopted as the pole piece material disclosed in JP-A-6-251930. Even when driven, the generation of eddy current was very small. For this reason, unlike the case of the first conventional example, the gradient coil generally does not include a shield coil.
[0009]
On the other hand, the RF irradiation coil 25 is disposed between the pole piece 23 and the uniform magnetic field region 2, and the RF shield 26 for shielding the RF magnetic field by the RF irradiation coil 25 covers the RF irradiation coil 25. It is usual to arrange between the RF irradiation coil 25 and the gradient magnetic field coil 24. This technique is also disclosed in JP-A-8-66379.
[0010]
As is clear from FIG. 9, in the MRI apparatus including the opposing magnetic circuit using a permanent magnet or the like, the four sides are open, so that the subject described in the first conventional example is given a sense of blockage. The problem is solved. On the other hand, the image quality in the MRI apparatus greatly depends on the static magnetic field strength of the static magnetic field generating magnet, and it is desirable to obtain as high a static magnetic field strength as possible in order to improve the image quality.
However, in the case of a magnetic circuit using a permanent magnet or a normal conducting magnet, it is difficult to obtain a high static magnetic field strength, and the upper limit is about 0.3 terrace.
[0011]
[Problems to be solved by the invention]
The present inventors have devised an open-type superconducting magnet device as a magnet for generating a static magnetic field that allows a subject to obtain a feeling of opening and to obtain a high static magnetic field intensity (Japanese Patent Application No. 7- 336023). This magnet device is characterized in that a superconducting magnet is used as a static magnetic field generating magnet, thereby obtaining a high static magnetic field strength and an open outer shape. However, the increase in static magnetic field strength makes it difficult to suppress eddy currents by the gradient magnetic field coil, and higher accuracy is required for the uniformity of the static magnetic field.
[0012]
Further, since this superconducting magnet apparatus does not use a pole piece, it is not possible to adopt a method of selecting a material having a high electrical resistance as the pole piece material as in the conventional example. For this reason, in order to significantly reduce the influence of eddy current, it is necessary to use a flat plate type gradient magnetic field coil provided with a shield coil. However, in this configuration, the thickness increases as compared with the gradient magnetic field coil shown in the second conventional example.
[0013]
On the other hand, it is necessary to arrange a gradient magnetic field coil, an RF irradiation coil, and an RF shield inside the static magnetic field generating magnet (on the uniform magnetic field space side). In some cases, a region for arranging shimming members is also required to correct the static magnetic field. In order to obtain a large sense of openness, it is necessary to secure as large a measurement space as possible for the subject. For this reason, it has become necessary to arrange the gradient magnetic field coil, the RF irradiation coil, and the RF shield in a narrow space between the measurement space and the inner wall of the static magnetic field generating magnet.
[0014]
However, if the interval between the RF irradiation coil and the RF shield is narrowed, the irradiation efficiency of the RF magnetic field is lowered. Also, in the gradient magnetic field coil, when the shield coil is used, if the interval between the main coil and the shield coil is narrowed, the generation efficiency of the gradient magnetic field is lowered. Under such circumstances, in the prior art, a wide space is required for the arrangement of the gradient magnetic field coil and the combination of the RF irradiation coil and the RF shield, so that an open space provided by an open type static magnetic field generating magnet is provided. Could not be utilized in a wide space.
[0015]
Accordingly, an object of the present invention is to solve the above-described problems and provide a gradient magnetic field coil suitable for an MRI apparatus equipped with an open-type static magnetic field generating magnet, and a combined structure of an RF irradiation coil and an RF shield. To do.
[0016]
[Means for Solving the Problems]
  To achieve the above object, the MRI apparatus of the present invention comprises a static magnetic field generating means for generating a uniform static magnetic field in a static magnetic field generating area, a gradient magnetic field generating means for generating a gradient magnetic field in the static magnetic field generating area, In the MRI apparatus including an RF irradiation means for irradiating an RF magnetic field to a subject inserted in a static magnetic field generation region, and an RF shield means for shielding an RF magnetic field from the RF irradiation means to the outside, the gradient magnetic field generation The means comprises a main coil that generates a gradient magnetic field in the static magnetic field generation region and a shield coil that generates a magnetic field for canceling a leakage magnetic field generated outside the main coil, and the RF shield means is the main coil Is arranged closer to the static magnetic field generating means than.
[0017]
In this configuration, the distance between the RF irradiation means and the RF shield means and the distance between the main coil and the shield coil of the gradient magnetic field coil can be increased to a certain value or more, and the irradiation efficiency of the RF magnetic field and the generation efficiency of the gradient magnetic field can be increased. Can be improved. Further, since a narrow space between the uniform magnetic field region and the static magnetic field generating means can be used effectively, the measurement space can be widened.
[0018]
  In the MRI apparatus of the present invention, the RF shield means is further disposed between the main coil and the shield coil..In this configuration, since the RF shield means is located between the main coil and the shield coil of the gradient magnetic field coil, the distance between the RF irradiation means and the RF shield means and the distance between the main coil and the shield coil are approximately the same. The irradiation efficiency of the RF magnetic field and the generation efficiency of the gradient magnetic field can be expected to improve to the same extent.
[0019]
  In the MRI apparatus of the present invention, the RF shield means is further disposed closer to the static magnetic field generating means than the shield coil..In this configuration, since the interval between the RF irradiation means and the RF shield means is larger than the interval between the main coil and the shield coil, the improvement in the irradiation efficiency of the RF magnetic field is further increased.
[0020]
  The MRI apparatus of the present invention further includes a static magnetic field generating means for generating a uniform static magnetic field in the static magnetic field generating area, a gradient magnetic field generating means for generating a gradient magnetic field in the static magnetic field generating area, and being inserted into the static magnetic field generating area. In the magnetic resonance imaging apparatus, comprising: an RF irradiation means for irradiating an RF magnetic field to the subject to be examined; and an RF shield means for shielding an RF magnetic field from the RF irradiation means to the outside, the gradient magnetic field generating means is laminated. The RF shield means is disposed between adjacent gradient coil elements..
[0021]
Since the gradient magnetic field coil is usually made with a thickness of several millimeters, it is possible to widen the interval between the RF irradiation means and the RF shield by at least several millimeters by arranging the RF shield means between the gradient magnetic field coils. Therefore, it contributes to the improvement of the irradiation efficiency of the RF magnetic field.
[0022]
  Further, in the MRI apparatus of the present invention, the plurality of gradient magnetic field coil elements are coils for generating gradient magnetic fields in three axial directions of X, Y, and Z, respectively..
[0023]
  In the MRI apparatus of the present invention, among the plurality of gradient magnetic field coil elements constituting the gradient magnetic field generating means, at least a gradient magnetic field coil element arranged closer to the static magnetic field generation region than the RF shield means. The conductor forming the current path substantially transmits the RF magnetic field generated by the RF irradiation means..In this configuration, even if the gradient magnetic field coils that substantially transmit the RF magnetic field are closer to the static magnetic field generation region than the RF shield means, there is no problem of interference with the RF magnetic field. Thus, the distance between the RF irradiation means and the RF shield means can be increased.
[0024]
  In the MRI apparatus of the present invention, among the plurality of gradient magnetic field coil elements constituting the gradient magnetic field generating means, at least a gradient magnetic field coil element arranged closer to the static magnetic field generation region than the RF shield means. The width of the conductor forming the current path is narrower than that of the gradient coil element disposed on the far side.. In this configuration, the RF magnetic field is substantially transmitted by reducing the width of the conductor of the gradient coil..
[0025]
  Further, in the MRI apparatus of the present invention, the static magnetic field generating means is composed of two magnets for generating a static magnetic field that are arranged substantially parallel to each other across the static magnetic field generation region..In this configuration, since the static magnetic field generating magnet is of the opposed vertical magnetic field system, the structure around the measurement space is opened, and the feeling of opening of the subject is greatly improved.
[0026]
  In the MRI apparatus of the present invention, a concave portion is further provided in a central portion of the surface facing the static magnetic field generating region of the static magnetic field generating magnet, and at least the shield coil of the gradient magnetic field generating means and the The center part of the RF shield is accommodated.In this configuration, since the concave portion is provided in the central portion of the static magnetic field generating magnet, the substantial space between the measurement space and the inner wall surface of the static magnetic field generating magnet is increased by the depth of the concave portion. Therefore, the distance between the RF irradiation means and the RF shield means and the distance between the main coil and the shield coil of the gradient magnetic field generating means can be greatly increased.
[0027]
  In the MRI apparatus of the present invention, the static magnetic field generating means is a superconducting magnet..In this configuration, since the superconducting magnet is used as the static magnetic field generating means, a high static magnetic field strength can be realized and the image quality can be improved.
[0028]
DETAILED DESCRIPTION OF THE INVENTION
Embodiments of the present invention will be described below with reference to the accompanying drawings. Regarding the reference numerals of the drawings, the same reference numerals are given to the same functions as those illustrated in the drawings used in the description of the prior art.
[0029]
1 and 2 show a first embodiment of the MRI apparatus of the present invention. 1 is a longitudinal sectional view, and FIG. 2 is an external perspective view. In this embodiment, a case where the static magnetic field generating magnet is a superconducting magnet will be described. In FIG. 1, a superconducting magnet 30 is of the vertical magnetic field system (Japanese Patent Application No. 7-336023) previously devised by the present inventors. Therefore, in this apparatus, compared with a conventional superconducting magnet of a horizontal magnetic field method, a feeling of openness for the subject is greatly increased.
[0030]
The basic configuration of the superconducting magnet 30 is a uniform static magnetic field B perpendicular to the uniform magnetic field region 2.₀And a cooling container 32 for cooling and holding the superconducting coil 31 at a temperature at which a predetermined superconducting characteristic is obtained. In the figure, only the vacuum vessel that is on the outermost side for simplicity and that contains the whole is shown as the cooling vessel 32 in order to prevent heat dissipation due to heat convection. In addition to the vacuum container, the cooling container 32 includes a liquid helium container in which the superconducting coil 31 is immersed, a heat shield for preventing heat radiation, and the like.
[0031]
The superconducting coils 31 are arranged symmetrically with respect to the uniform magnetic field region 2 at the center of the apparatus. Correspondingly, the cylindrical cooling vessel 32 is also arranged vertically symmetrically. As shown in FIG. 2, the two cooling containers 32 are supported by supporting columns 33 between them while maintaining a predetermined interval. The support column 33 serves to mechanically support the upper and lower cooling containers 32. By configuring the superconducting magnet 30 as described above, a static magnetic field generating magnet having a high magnetic field uniformity and a wide opening can be obtained.
[0032]
The support column 33 that supports the cooling container 32 may have a function of thermally connecting liquid helium containers contained in the upper and lower cooling containers 32 as necessary. If comprised in that way, it will become unnecessary to provide the refrigerator which cools a liquid helium container one by one, and it will become possible to make it in time with one refrigerator with respect to the whole apparatus. Further, the number of support columns 33 need not be limited to the two illustrated, and can be increased to three or four. In order to further increase the feeling of opening, a single cantilever support may be used.
[0033]
On the other hand, the gradient magnetic field coil 24 is also arranged symmetrically with respect to the uniform magnetic field region (measurement space) 2. The upper and lower gradient magnetic field coils 24 are each composed of a flat main coil 34 and a shield coil 35. The main coil 34 mainly serves to generate a predetermined gradient magnetic field in the uniform magnetic field region 2, and the shield coil 35 cancels the magnetic field generated on the side opposite to the uniform magnetic field region 2. By generating a magnetic field for this purpose, the magnetic field is prevented from leaking to the superconducting magnet 30 side. By this function, generation of eddy current in the superconducting magnet 30 can be suppressed. At this time, since the shield coil 35 also generates a magnetic field in the uniform magnetic field region 2, in order to generate a predetermined gradient magnetic field in the uniform magnetic field region 2, it is necessary to consider the contribution of the magnetic field by the shield coil 35.
[0034]
Regarding the positional relationship between the main coil 34 and the shield coil 35 of the gradient magnetic field coil 24, first, the outer diameter of the shield coil 35 is usually slightly larger than the outer diameter of the main coil 34 as shown in the drawing (usually at least smaller than the outer coil). Not to be)). This is to suppress the amount of leakage magnetic field to the outside of the gradient coil 24. In consideration of the generation efficiency of the gradient magnetic field, it is necessary to provide an appropriate interval between the main coil 34 and the shield coil 35. This is because a current in the reverse direction is passed through the main coil 34 and the shield coil 35 so as not to generate an eddy current in the conductor (such as the inner wall surface 36 of the superconducting magnet 30) outside the gradient magnetic field coil 24. to cause. That is, when the current flowing through both coils is constant, the gradient magnetic field strength that can be generated in the measurement space 2 decreases as the distance between the two coils approaches, and the distance between the coils increases in the measurement space 2. The gradient magnetic field strength increases. Therefore, the generation efficiency of the gradient magnetic field improves as the distance between the coils increases. For this reason, the distance between the main coil 34 and the shield coil 35 needs to be greater than or equal to a certain value determined by the required gradient magnetic field strength and the power source capacity for driving the gradient coil 24.
[0035]
In the drawing, both the main coil 34 and the shield coil 35 of the gradient magnetic field coil 24 are represented as a single disk, but in actuality, both coils correspond to the three axial directions of X, Y, and Z. It consists of a set of gradient coil elements. As described above, the current distribution (pattern) of each coil is selected so as to generate a predetermined gradient magnetic field in the measurement space 2 and to suppress the amount of magnetic field leaking to the superconducting magnet 30 side. The selection of this current distribution optimizes the linearity of the gradient magnetic field generated in the measurement space 2, minimizes the amount of magnetic field leaking to the outside, and sets the gradient magnetic field strength generated per unit current to be supplied to the gradient magnetic field coil 24. This is done to maximize and minimize the inductance of the gradient coil 24.
[0036]
By using a disk-shaped main coil 34 and a shield coil 35 as shown in the figure as the gradient magnetic field coil 24, the surroundings of the measurement space 2 are not obstructed, so that the openness of the superconducting magnet 30 is not impaired. High-performance gradient magnetic field can be generated. The inventors have already filed a patent application for such a configuration of the gradient magnetic field coil 24 (Japanese Patent Application No. Hei 8-99670).
[0037]
In this embodiment, the RF irradiation coil 25 and the RF shield 26 are disposed inside the superconducting magnet 30. The RF irradiation coil 25 irradiates the subject inserted in the uniform magnetic field region 2 with the RF magnetic field, and the RF shield 26 functions to shield the leakage magnetic field generated by the RF irradiation coil 25 on the superconducting magnet 30 side. . The RF irradiation coil 25 is disposed inside the main coil 34 constituting the gradient magnetic field coil 24, while the RF shield 26 is disposed between the main coil 34 and the shield coil 35. The RF shield 26 has a flat plate shape, and a copper foil is usually used as a material. As described above, the main coil 34 and the shield coil 35 are always separated from each other by a distance of a certain value or more. Therefore, the RF shield 26 is disposed between the two coils in the measurement space 2 and the superconducting magnet 30. A narrow space between the inner wall surface 36 is effectively used. In the prior art, since the RF shield 26 is disposed outside the gradient magnetic field coil 24, it is necessary to dispose the RF shield 26 by disposing the RF shield 26 between both coils as in this embodiment. It is possible to reduce the space for minutes. As a result, it is possible to secure a wider measurement space 2 for the subject to enter, so that it is possible to provide an open MRI apparatus.
[0038]
On the other hand, as for the distance between the RF irradiation coil 25 and the RF shield 26, as in the case of the gradient magnetic field coil 24, the wider the distance between the two, the higher the RF magnetic field irradiation efficiency. In order to ensure a value greater than a certain value, the distance between the two needs to be greater than a certain value. Therefore, as shown in the figure, by sandwiching the RF shield 26 between the two coils of the gradient magnetic field coil 24, it is possible to widen the distance between the RF irradiation coil 25 and the RF shield 26, and the distance between them can be increased. It can be set above a certain value. As a result, since the substantial dimension (thickness) of the RF irradiation coil 25 and the gradient magnetic field coil 24 can be reduced, a wide space for the subject can be secured.
[0039]
Further, this embodiment will be described in detail with reference to FIG. Since the basic configuration of the apparatus of this embodiment is vertically symmetric, FIG. 3 shows a sectional view of only the lower part of the apparatus. As expected, interference also occurs between the RF irradiation coil 25 and the main coil 34 of the gradient coil 24. However, the inventor has experimentally confirmed that no substantial interference occurs between the two coils by setting the width of the current path constituting the gradient coil 24 to a certain value or less. This eliminates the necessity of installing the RF shield 26 between the main coil 34 of the gradient magnetic field coil 24 and the RF irradiation coil 25, and the arrangement of this embodiment is possible.
[0040]
On the other hand, since the RF shield 26 is provided to cancel interference between the RF magnetic field and the external environment, the region covered by the RF shield 26 covers a range where the degree of interference of the RF magnetic field is sufficiently weakened. There is a need. Therefore, if necessary, it is effective to have a shape that covers the outer periphery of the superconducting magnet 30 as shown in the figure.
[0041]
Further, in FIG. 3, for easy understanding, the RF shield 26 is disposed so as to be positioned near the center between the main coil 34 and the shield coil 35 of the gradient coil 24, but the main coil 34 or the shield coil is arranged. It can also be arranged at a position close to either one of them, which is easier to manufacture.
[0042]
A second embodiment of the MRI apparatus of the present invention is shown in FIG. FIG. 4 is also a cross-sectional view of only the lower part of the apparatus (the same applies to the following embodiments). In the present embodiment, the RF shield 26 is disposed outside the shield coil 35 of the gradient magnetic field coil 24 and on the side close to the static magnetic field generating magnet (such as a superconducting magnet) 40. When the RF shield 26 is arranged in this way, the distance between the RF irradiation coil 25 and the RF shield 26 can be increased, and therefore the irradiation efficiency of the RF magnetic field can be further improved.
[0043]
FIG. 5 shows a third embodiment of the MRI apparatus of the present invention. In the present embodiment, the RF shield 26 is disposed between the three gradient magnetic field coil elements 34A, 34B, and 34C constituting the main coil 34 of the gradient magnetic field coil 24. In FIG. 5, it arrange | positions between the gradient magnetic field coil elements 34B and 34C. Alternatively, it may be disposed between the gradient coil elements 34A and 34B. The reason for adopting such a configuration is that, as described above, in order to avoid interference between the RF irradiation coil 25 and the gradient magnetic field coil 24, the width of the conductor of the gradient magnetic field coil 24 needs to be a certain value or less. Because there is. Since the resistance value increases when the width of the conductor of the gradient magnetic field coil 24 is narrowed, the amount of heat generated in the coil increases when a gradient magnetic field is generated. Therefore, in order to reduce this calorific value, a certain width of the conductor is required. Therefore, in particular, a gradient magnetic field coil element that needs to increase the width of the conductor is disposed behind the RF shield 26 (an example in the vicinity of the static magnetic field generating magnet 40), and the gradient magnetic field having a narrow width of the conductor is disposed. The coil element is arranged in front of the RF shield 26. In this case, since the gradient magnetic field coil element requires a thickness of about 3 to 7 mm per sheet, the distance between the RF irradiation coil 25 and the RF shield 26 can be increased accordingly. Although it depends on the frequency of the RF magnetic field, the distance between the RF irradiation coil 25 and the RF shield 26 is about 20 to 40 mm.
[0044]
A fourth embodiment of the MRI apparatus of the present invention is shown in FIG. In FIG. 6, a concave portion 42 is provided at a substantially central portion on the inner wall surface 36 side facing the uniform magnetic field region 2 of the static magnetic field generating magnet 41. The recess 42 corresponds to a recess provided in the central portion of a superconducting magnet cooling container or a pole piece in a counter-type magnet using a permanent magnet introduced in the second conventional example. In the present embodiment, the RF irradiation coil 25 is disposed in front of the magnet 41, the main coil 34 of the gradient magnetic field coil 24 and the shield coil 35 are disposed in the recess 42 of the magnet 41, and the central portion of the RF shield 26 is disposed in the main coil. 34 and the shield coil 35. In the case where the depth dimension of the recess 42 is not sufficient, it is also effective to dispose only the shield coil 35 and the RF shield 26 in the recess 42. In addition, outside the recess 42 of the magnet 41, the RF shield 26 is disposed between the RF irradiation coil 25 and the inner wall surface 36 of the magnet 41. In some cases, the RF shield 26 may cover the outer circumference of the magnet 41 as in the other embodiments.
[0045]
As described above, the main coil 34 and the shield coil 35 of the gradient magnetic field coil 24, or only the shield coil 35 and the central portion of the RF shield 26 are arranged inside the recess 42 of the magnet 41, thereby The shield coil 35 can be disposed with an interval of a certain value or more, and the RF shield 26 can also be disposed between the two coils. As a result, it is possible to improve the generation efficiency of the gradient magnetic field and the irradiation efficiency of the RF magnetic field, and to effectively use the narrow space between the inner wall surface 36 of the static magnetic field generation magnet 41 and the measurement space 2. As a result, a wide measurement space 2 can be secured.
[0046]
In the above description, a superconducting magnet has been described as an example of a static magnetic field generating magnet in the present invention. However, the present invention is not limited to this, and even in the case of a normal conducting magnet or a permanent magnet, The present invention can be applied when the shape is similar to the above embodiment.
[0047]
In the above description, the vertical magnetic field type opposed magnet has been described as an example of the static magnetic field generating magnet of the present invention, but the present invention can also be applied to a horizontal magnetic field type. It is. In the case of a horizontal magnetic field type MRI apparatus using a cylindrical magnet, it is appropriate that the gradient magnetic field coil, the RF irradiation coil, the RF shield, etc. have a cylindrical structure.
[0048]
【The invention's effect】
As described above, by optimizing the arrangement of the gradient magnetic field coil and the RF shield in combination with the static magnetic field generating magnet, the generation efficiency of the gradient magnetic field and the irradiation efficiency of the RF magnetic field of the MRI apparatus are improved. The measurement space can be widened. By applying this to an MRI apparatus equipped with a vertical magnetic field type static magnetic field generating magnet, an MRI apparatus with good image quality and a large sense of openness that can be easily accessed by a surgeon is provided. can do.
[Brief description of the drawings]
FIG. 1 is a longitudinal sectional view of a first embodiment of an MRI apparatus of the present invention.
FIG. 2 is an external perspective view of the first embodiment of the MRI apparatus of the present invention.
FIG. 3 is a cross-sectional view of the lower portion of the first embodiment of the MRI apparatus of the present invention.
FIG. 4 is a cross-sectional view of the lower portion of the second embodiment of the MRI apparatus of the present invention.
FIG. 5 is a cross-sectional view of the lower part of the third embodiment of the MRI apparatus of the present invention.
FIG. 6 is a cross-sectional view of the lower part of a fourth embodiment of the MRI apparatus of the present invention.
FIG. 7 is a sectional view of the entire apparatus of a first example of a conventional MRI apparatus.
FIG. 8 is a perspective view of a gradient magnetic field coil of a first example of a conventional MRI apparatus.
FIG. 9 is a perspective view of the entire apparatus of a second example of a conventional MRI apparatus.
FIG. 10 is a diagram showing a lower part of a second example of a conventional MRI apparatus.
[Explanation of symbols]
1, 30, 40, 41 Magnet for generating a static magnetic field (superconducting magnet)
2 Uniform magnetic field region (measurement space)
3,31 Superconducting coil
4 Vacuum container
5 Refrigerant container
6,32 Cooling vessel
7,24 Gradient field coil
8,34 Main coil
9,35 shield coil
10, 25 RF irradiation coil
11, 26 RF shield
20 Permanent magnet
21 yoke plate
22 Columnar yoke
23 Pole Peace
27, 42 recess
33 prop
35A, 35B, 35C Gradient field coil element
36 inner wall

Claims

A static magnetic field generating means for generating a uniform static magnetic field in the static magnetic field generating area, a gradient magnetic field generating means for generating a gradient magnetic field in the static magnetic field generating area, and a high frequency ( In a magnetic resonance imaging apparatus comprising: an RF irradiation means for irradiating a magnetic field (hereinafter abbreviated as RF); and an RF shield means for shielding an RF magnetic field from the RF irradiation means to the outside.
It said gradient magnetic field generating means is constructed and a shield coil for generating a magnetic field for canceling the leakage magnetic field by the main coil and the main coil for generating a gradient magnetic field to the static magnetic field generating region is generated in the outside,
2. The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 1, wherein the RF shield means is disposed between the main coil and the shield coil .

2. The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 1, wherein the static magnetic field generating means comprises two static magnetic field generating magnets arranged substantially in parallel and facing each other across the static magnetic field generation region. A magnetic resonance imaging apparatus.

3. The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 2 , wherein a concave portion is provided in a central portion of the surface facing the static magnetic field generating region of the static magnetic field generating magnet, and at least the shield of the gradient magnetic field generating means is provided in the concave portion. A magnetic resonance imaging apparatus comprising a coil and a central portion of the RF shield .

The magnetic resonance imaging apparatus according to any one of claims 1 to 3, a magnetic resonance imaging apparatus, wherein the static magnetic field generating means is a superconducting magnet.