JP3780306B2

JP3780306B2 - Coil device

Info

Publication number: JP3780306B2
Application number: JP28441996A
Authority: JP
Inventors: 忠彰土屋; 元本橋; 富士雄高橋; 亮介工藤; 博昭大矢
Original assignee: Yamagata Promotional Organization for Ind Tech; Yonezawa Electric Wire Co Ltd
Current assignee: Yamagata Promotional Organization for Ind Tech; Yonezawa Electric Wire Co Ltd
Priority date: 1996-10-25
Filing date: 1996-10-25
Publication date: 2006-05-31
Anticipated expiration: 2016-10-25
Also published as: JPH10118044A

Description

【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、電子スピン共鳴（以下、「ＥＳＲ」という。）や核磁気共鳴（以下、「ＮＭＲ」という。）に用いられるコイル装置に係り、３次元イメージングに必要な勾配磁場を発生させるコイル装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】
ここ数年、活性酸素と称される物質（以下、「フリーラジカル」という。）が、老化、癌やその他の疾病などに深く関与していることが指摘されている。このフリーラジカルは、不対電子をもつ物質で、非常に酸化力が強く、他の物質の電子を奪い安定した物質になろうとする。このフリーラジカルが体内で存在すると、体の組織の原子にも同じように作用し、組織の破壊につながり、疾病の原因となると考えられている。
また、頭の中で「ストレス」を感じただけでフリーラジカルが体内に発生することが報告されていて、ストレスと疾病の関係を結び付ける要因の一つと考えられている。
【０００３】
このフリーラジカルの生体内での分布をｉｎｖｉｖｏ計測によって３次元イメージング化し、画像化するための技術としてＥＳＲ装置が開発されており、現在、ラット等の小動物を対象とした装置が研究室で試用されている。
このＥＳＲ装置に用いられる磁場勾配コイルは、フリーラジカルの位置を特定するための勾配磁場を発生させるものであり、この勾配磁場の精度は、測定器の精度を大きく左右するものである。
【０００４】
この磁場勾配コイルを備えたコイル装置は、３次元の直線磁場勾配を得るための磁場勾配コイルを主コイル間に配設した構成とされ、この構成のもとに、主コイルによる一定磁場に、磁場勾配コイルの電流を制御して磁場勾配を変化させることにより、所望の位置におけるＥＳＲ信号が得られる。
【０００５】
前記磁場勾配コイルの主な形状として、以下に示すように大きく分けて３つのタイプがある。
従来、Ｌバンド（マイクロ波掃引周波数が１ＧＨｚ以下の周波数領域）ＥＳＲシステムにおける磁場勾配コイルとして、例えば、図１２に示すようなＡｎｄｅｒｓｏｎ型コイル（American Institute of physics,32-3(1961),pp.241-250）１が採用されている。該Ａｎｄｅｒｓｏｎ型コイル１は、４個の矩形コイルからなる磁場勾配コイルであって、Ｗ．Ａ．Ａｎｄｅｒｓｏｎの理論に基づいて設計されたＸ軸コイルおよびＹ軸コイルで構成することにより、Ｘ軸およびＹ軸方向の勾配磁場を発生する。
なお、図１２におけるＡｎｄｅｒｓｏｎ型コイル１は、Ｘ軸コイルであるが、Ｚ軸を中心に９０゜回転させるとＹ軸コイルとなる。
【０００６】
また、他のコイルの形態として、図１３および図１４にそれぞれ示すような鞍型コイル２とヘルムホルツ型コイル３がある。
前記鞍型コイル２は、ＮＭＲ用のコイル装置として従来から一般に採用されているものであり、例えば、図１３に示すように、円弧および直線からなるコイルを４個組み合わせたものである。
なお、図１３における鞍型コイル２は、Ｙ軸コイルであるが、Ｚ軸を中心に９０゜回転させるとＸ軸コイルとなる。
また、図１３および図１４中の矢印は、電流方向を示している。
【０００７】
前記ヘルムホルツ型コイル３は、図１４に示すように、互いに逆方向に電流を流すもので、静磁場方向であるＺ軸方向の勾配磁場を発生させるコイルとして、ＥＳＲ装置およびＮＭＲ装置のどちらにも採用されている。
【０００８】
従来のＥＳＲ用のコイル装置として、例えば、実開平７−１２１０３号公報にＡｎｄｅｒｓｏｎ型コイルを採用したものが提案されている。このコイル装置は、ケース内部の空洞に試料を装填し、一対の主コイルに定電流を流すことにより主コイル間に所定方向の静磁場が設定され、Ａｎｄｅｒｓｏｎ型のＸ軸コイルおよびＹ軸コイル、さらにヘルムホルツ型のＺ軸コイルに所定の電流比で電流を流すことにより前記空洞に直線性の高い所要の磁場勾配が設定されるものである。
【０００９】
【発明が解決しようとする課題】
しかしながら、上記のコイル装置には、以下のような課題が残されている。すなわち、従来のコイル装置では、測定可能領域がラット位の大きさ（半径２０ｍｍ球内の領域）であり、最終的な目標である人体を測定対象とするには、より大きなコイルが必要となっている。しかし、コイルの大型化に伴い、電力も大きくなるという問題があり、例えば、人体よりも小さな動物を測定対象と考え、半径１００ｍｍの球内を測定対象とする磁場勾配コイルを、Ａｎｄｅｒｓｏｎ型コイルおよび鞍型コイルによって設計した場合には、以下の表１，表２に示すように、いずれも合計電力が２００ＫＷを超える非現実的なものとなってしまうことがわかる。
【００１０】
【表１】

【００１１】
【表２】

【００１２】
Ａｎｄｅｒｓｏｎ型コイルが大電力となる原因について、以下に説明する。
直線導体を流れる電流によって任意の点に発生する磁場強度は、Ｂｉｏｔ−Ｓａｖａｒｔ’の式によって求めることができ、この式によれば、導体から遠くなるに従い、発生する磁場は小さくなることが分かる。したがって、より少ない電流で目的とする磁場を発生させるためには、これを測定領域の近くに配置させればよい。
Ａｎｄｅｒｓｏｎ型コイルの条件では、コイル間の距離によってコイルの大きさが決められ、測定対象が大きくなればコイル間の距離を大きくする必要があるので、必然的にコイル自体も大きくなって測定領域から導体の位置が遠ざかることになる。
また、Ａｎｄｅｒｓｏｎ型コイルが作る磁場勾配の精度はあまり良くなく、原点から遠ざかるにしたがって起こる精度の悪化の度合いが大きい。そのため、測定領域が小さいにもかかわらず、コイルが大型になってしまっていた。
【００１３】
一方、鞍型コイルの場合には、コイルの磁場勾配に寄与する辺が弧の部分のみであり、その位置は半径によって決まる。そのため、測定対象が大きくなると、半径が大きくなり、辺の位置は測定対象から遠ざかることになって、Ａｎｄｅｒｓｏｎ型コイルと同様に、大電力が必要となってしまうことが分かる。
したがって、これら従来のコイル形状では電力を低減することができなかった。
【００１４】
本発明は、前述の課題に鑑みてなされたもので、より少ない電流で目的とする磁場勾配を測定領域に発生させることができるＥＳＲ用またはＮＭＲ用のコイル装置を提供することを目的とする。
【００１５】
【課題を解決するための手段】
本発明は、前記課題を解決するために以下の構成を採用した。すなわち、請求項１記載のコイル装置では、内部中心が測定領域とされた円筒状の変調コイルと、磁場勾配を該変調コイルの内部に発生させるコイルユニットとを備えてなり、該コイルユニットは、前記測定領域中心を原点とし前記変調コイルの軸線に対して垂直に加える静磁場方向をＺ軸とするとともに前記軸線方向をＹ軸としたときに、Ｘ軸方向、Ｙ軸方向およびＺ軸方向に磁場勾配をそれぞれ発生させるＸ軸コイル、Ｙ軸コイルおよびＺ軸コイルから構成され、前記Ｘ軸コイルは、前記変調コイルの周面に沿って湾曲して形成された略長方形環状とされ、前記軸線方向に長辺側を配して前記測定領域を中心として一対または偶数対設けられ、各Ｘ軸コイルは、前記周面をＹ−Ｚ平面によって分割した２つの領域にそれぞれ均等に分けて配され、かつ、Ｙ−Ｚ平面に対して対称に配されている技術が採用される。
【００１６】
このコイル装置では、Ｘ軸コイルが変調コイルの周面に沿って湾曲して形成された略長方形環状とされ、変調コイルの軸線方向に長辺側を配して測定領域を中心として一対または偶数対設けられ、また各Ｘ軸コイルが、前記周面をＹ−Ｚ平面によって分割した２つの領域にそれぞれ均等に分けて配され、かつＹ−Ｚ平面に対して対称に配されているので、各Ｘ軸コイルが測定領域を取り囲むように該測定領域に対して等距離に配されるとともに、各Ｘ軸コイルの長辺がそれぞれ測定領域から等距離に配されることから、Ｘ軸コイルを測定領域に全周に亙って効率的に近づけることができるとともに、Ｘ軸方向の高精度な勾配磁場が得られる。
【００１９】
請求項２記載のコイル装置では、内部中心が測定領域とされた円筒状の変調コイルと、磁場勾配を該変調コイルの内部に発生させるコイルユニットとを備えてなり、該コイルユニットは、前記測定領域中心を原点とし前記変調コイルの軸線に対して垂直に加える静磁場方向をＺ軸とするとともに前記軸線方向をＹ軸としたときに、Ｘ軸方向、Ｙ軸方向およびＺ軸方向に磁場勾配をそれぞれ発生させるＸ軸コイル、Ｙ軸コイルおよびＺ軸コイルから構成され、前記Ｙ軸コイルは、前記変調コイルの周面に沿って湾曲して形成された略楕円環状とされ、周方向に長径側を配して測定領域を中心として偶数対設けられ、各Ｙ軸コイルは、前記周面をＸ−Ｙ平面およびＸ−Ｚ平面によって分割した４つの領域にそれぞれ均等に分けて配され、Ｘ−Ｚ平面を介して隣接する２つの前記領域のＹ軸コイルは、Ｘ−Ｚ平面に対して対称に配されている技術が採用される。
【００２０】
このコイル装置では、Ｙ軸コイルが、変調コイルの周面に沿って湾曲して形成された略楕円環状とされているので、Ｙ軸方向に平行なコイル部分がほとんどなく、Ｙ軸コイルの全周に亙って勾配磁場の発生に有効に寄与する。
【００２１】
【発明の実施の形態】
以下、ＬバンドＥＳＲ装置に適用した本発明に係るコイル装置の一実施形態を図１から図７を参照しながら説明する。
これらの図にあって、符号１０はコイル装置、１１は変調コイル、１２はコイルユニットを示している。
【００２２】
本実施形態のコイル装置１０は、図１から図４に示すように、内部中心に内径が２０ｍｍの球状の測定領域Ｍを有する円筒状のコイルケースＣに収められた変調コイル１１と、該変調コイル１１の外周面に設けられ磁場勾配を変調コイル１１の内部に発生させるコイルユニット１２とを備え、走行車輪１３を下部に取り付けたアルミ製の支持架台１４上に固定されている。
【００２３】
コイルユニット１２は、アルミ材で形成されており、ＥＳＲ測定に好ましくない外来ノイズ（特に、高周波ノイズ）の遮断を行っている。
該支持架台１４上には、変調コイル１１の半径方向両側に対向状態に設けられ軸線をケース１１の軸線に直交させて配された一対の円環状の主コイル１５が固定されている。これらの主コイル１５は、変調コイル１１の軸線に対して垂直方向に静磁場を加えるコイルである。
【００２４】
なお、測定領域Ｍの中心を原点としたとき、主コイル１５による静磁場方向をＺ軸方向とするとともに、変調コイル１１の軸線方向をＹ軸方向とし、Ｚ軸およびＹ軸に直交する方向をＸ軸方向とする。
また、コイルユニット１２には、その内周面に信号取り出し用の変調コイル１１が設けられている。
【００２５】
コイルユニット１２は、図５から図７に示すように、Ｘ軸方向、Ｙ軸方向およびＺ軸方向に磁場勾配をそれぞれ発生させるＸ軸コイル１６、Ｙ軸コイル１７およびＺ軸コイル１８から構成され、図５に示すように、内側からＸ軸コイル１６、Ｙ軸コイル１７、Ｚ軸コイル１８の順に配設されている。
さらに、コイルユニット１２の外側には、銅管である冷却管１９が螺旋状に巻回されて配管されており、この冷却管１９内に冷媒である冷却水を循環させることにより各コイルの発熱が抑えられるとともに、所定の温度に保たれるようになっている。
【００２６】
前記冷却管１９の両端には、冷却管１９に接続した冷却水供給口２０および冷却水排出口２１が設けられ、冷却水供給口２０および冷却水排出口２１は、支持架台１４内に設けられた外部給水口および外部排出口（図示せず）にそれぞれ接続されている。
なお、符号２２および２３は、主コイル１５用の冷却水の給水口および排水口である。
この冷却管１９に冷却水を必要量流すことによって、各コイルの発熱が抑制され、これらの構造、寸法、抵抗の変化が回避され、コイル装置１０の安定な動作が可能となっている。万が一、異常発熱が生じた場合には、温度センサー（図示せず）によって温度異常が検知され、これに基づく出力が当該コイル装置１０の制御部（図示せず）に送られ、電流を遮断することで各コイルの損傷が未然に防止される。
【００２７】
前記Ｘ軸コイル１６は、図６の（ａ）および図７の（ａ）に示すように、変調コイル１１の周面に沿って湾曲して形成された略長方形環状とされ、軸線方向（Ｙ軸）に長辺側を配して測定領域Ｍを中心として４つ設けられている。
各Ｘ軸コイル１６は、図７の（ａ）に示すように、前記周面をＸ−Ｙ平面およびＹ−Ｚ平面によって分割した領域にそれぞれ分けて配され、Ｙ−Ｚ平面を介して隣接する両Ｘ軸コイル１６は、互いにＹ−Ｚ平面に対して対称に配されている。
また、Ｘ軸コイル１６は、外来電磁波の遮断効果がある銅管２４の表面に取り付けられている。
【００２８】
前記Ｙ軸コイル１７は、図６の（ｂ）および図７の（ｂ）に示すように、変調コイル１１の周面に沿って湾曲して形成された略楕円環状とされ、周方向に長径側を配して測定領域Ｍを中心として４つ設けられている。
各Ｙ軸コイル１７は、図７の（ｂ）に示すように、前記周面をＸ−Ｙ平面およびＸ−Ｚ平面によって分割した領域にそれぞれ分けて配され、Ｘ−Ｚ平面を介して隣接する両Ｙ軸コイル１７は、互いにＸ−Ｚ平面に対して対称に配されている。
【００２９】
前記Ｚ軸コイル１８は、図６の（ｃ）および図７の（ｃ）に示すように、変調コイル１１の周面に沿って湾曲して形成された略長方形環状とされ、軸線方向（Ｙ軸）に長辺側を配して測定領域Ｍを中心として２つ対向して設けられている。
両Ｚ軸コイル１８は、図７の（ｃ）に示すように、互いにＸ−Ｙ平面に対して対称に配されている。
なお、図６および図７中の矢印は、各コイルにおける電流方向を示している。
【００３０】
前記Ｘ軸コイル１６、Ｙ軸コイル１７およびＺ軸コイル１８の間は、絶縁性のテープ（図示せず）で絶縁され、さらに、各コイルから発生する熱の放熱性を高めるため、熱伝導性の高いシリコンを充填してある。
各コイルのリード線は、コイルユニット１２内にある１つの溝に集められ、コイルケースＣ下部のメタルコンセント２５に接続されている。これによって、リード線の磁場が互いに打ち消し合うことで、測定領域Ｍへの影響を少なくすることができる。
【００３１】
上記構成のコイル装置１０では、まず、変調コイル１１内部の測定領域Ｍに試料を装填し、主コイル１５に定電流を流すことにより主コイル１５間に所定方向の静磁場が設定される。
次に、Ｘ軸コイル１６、Ｙ軸コイル１７およびＺ軸コイル１８に所定の電流比で電流を流すことにより測定領域Ｍに直線性の高い所要の磁場勾配が設定される。
さらに、主コイル１５の内側に取り付けた穴あき円盤状のラピットスキャンコイルＲに、所定時間で極性の反転する電流を流すことにより所望の範囲における磁場掃引がなされる。係る磁場掃引を各軸コイルに流す電流比を変化させて行うことにより所望の位置におけるＥＳＲ信号が得られることになる。
【００３２】
このコイル装置１０では、Ｘ軸コイル１６が変調コイル１１の周面に沿った略長方形環状とされ、測定領域Ｍを中心として前記周面をＸ−Ｙ平面およびＹ−Ｚ平面によって分割した領域にそれぞれ分けて配されているので、４つのＸ軸コイル１６が測定領域Ｍを取り囲むように該測定領域Ｍに対して等距離に配されるとともに、各Ｘ軸コイル１６の長辺がそれぞれ測定領域Ｍから等距離に配されることから、Ｘ軸コイル１６を測定領域Ｍに全周に亙って効率的に近づけることができるとともに、Ｘ軸方向の高精度の勾配磁場が得られる。
【００３３】
また、Ｚ軸コイル１８が、変調コイル１１の周面に沿って略長方形環状とされ、測定領域Ｍを中心としてかつ互いにＸ−Ｙ平面に対して対称に配されているので、２つのＺ軸コイル１８が測定領域Ｍを取り囲むように該測定領域Ｍに対して等距離に配されるとともに、各Ｚ軸コイル１８の長辺が測定領域Ｍから等距離に配されることから、Ｚ軸コイル１８を測定領域Ｍに全周に亙って効率的に近づけることができるとともに、Ｚ軸方向の高精度の勾配磁場が得られる。
【００３４】
さらに、Ｙ軸コイル１７が、変調コイル１１の周面に沿って湾曲して形成された略楕円環状とされているので、Ｙ軸方向に平行なコイル部分がほとんどなく、Ｙ軸コイル１７の全周に亙って有効に勾配磁場の発生に寄与することができる。
【００３５】
したがって、上記Ｘ軸コイル１６、Ｙ軸コイル１７およびＺ軸コイル１８が、それぞれ測定領域Ｍに高精度かつ効率的に磁場勾配を発生させるので、コイル装置１０全体として、大幅に電力が低減される。
【００３６】
なお、上記の一実施形態においては、ＥＳＲ用のコイル装置としたが、他の磁場勾配コイル装置に用いても構わない。例えば、ＮＭＲに適用してもよい。
また、Ｘ軸コイル１６を４つ配設したが、測定領域Ｍを中心として一対または偶数対設け、各Ｘ軸コイルを、変調コイルの周面をＹ−Ｚ平面によって分割した２つの領域にそれぞれ均等に分けて配し、かつ、Ｙ−Ｚ平面に対して対称に配しても構わない。
【００３７】
さらに、Ｚ軸コイル１８を２つ配設したが、測定領域Ｍを中心として一対または偶数対設け、各Ｚ軸コイルを、変調コイルの周面をＸ−Ｙ平面によって分割した２つの領域にそれぞれ均等に分けて配し、かつ、Ｘ−Ｙ平面に対して対称に配しても構わない。例えば、Ｘ軸コイル１６をＹ軸を中心に９０゜回転させてＺ軸コイルとしてもよい。
【００３８】
そして、Ｙ軸コイル１７を４つ配設したが、測定領域Ｍを中心として偶数対設け、各Ｙ軸コイルを、変調コイルの周面をＸ−Ｙ平面およびＸ−Ｚ平面によって分割した４つの領域にそれぞれ均等に分けて配し、Ｘ−Ｚ平面を介して隣接する２つの前記領域のＹ軸コイルを、Ｘ−Ｚ平面に対して対称に配しても構わない。例えば、各領域に２つづつＹ軸コイルを配設してもよい。
また、Ｘ軸コイル１６、Ｙ軸コイル１７、Ｚ軸コイル１８の順に内側から配設したが、これらの順番は任意に設定してもよい。
【００３９】
【実施例】
次に、試作した上記コイル装置１０で得られた電力値等のデータについて、表３に示す。
【００４０】
【表３】

【００４１】
また、図８から図１０に示すように、試作したコイル装置１０による磁場特性の測定結果は、直線性の優れた良好な勾配磁場が発生していることが確認された。
さらに、コイル装置１０と従来のＡｎｄｅｒｓｏｎ型コイルとの大きさは、例えば、図１１の（ａ）（ｂ）（ｃ）（ｄ）に示すように、Ｘ軸コイル１６においてはコイルのＹ軸方向長さＨが、Ａｎｄｅｒｓｏｎ型コイル１は３８８ｍｍであったのに対し、Ｘ軸コイル１６は２２６ｍｍに小さくなっており、Ｙ軸コイル１７およびＺ軸コイル１８についても同様に大幅に小型化されている。
【００４２】
なお、コイル装置１０（以下、前述したコイルのＡｎｄｅｒｓｏｎ型および鞍型と区別するために、各軸コイルを総称して「円筒型」という。）と従来のＬバンドＥＳＲ装置に使用されているＡｎｄｅｒｓｏｎ型コイルとの比較を、表４に示す。
【００４３】
【表４】

【００４４】
この表４から、円筒型は、Ａｎｄｅｒｓｏｎ型に比べて、電力が約１／４となっているとともに、個々のコイルの電圧も小さくなっているために、コイルに使用する電源も小さくすることができる。
さらに、銅線の重量も約１／９、ケースを含めた重量でも約１／４となっている。
【００４５】
次に、測定領域を半径１００ｍｍ球内と設定して、本発明に係るコイル装置についてシミュレーション設計した例を、表５に示す。
【００４６】
【表５】

【００４７】
この表５から、従来のＡｎｄｅｒｓｏｎ型および鞍型では大電力が必要で大型化してしまうため実現困難であった半径１００ｍｍ球内の測定領域でも、大幅に少電力化および軽量化された円筒型なら測定可能であることが分かる。
【００４８】
【発明の効果】
本発明によれば、以下の効果を奏する。
（１）請求項１記載のコイル装置によれば、Ｘ軸コイルが変調コイルの周面に形成された略長方形環状とされ、測定領域を中心として一対または偶数対設けられ、かつ、Ｙ−Ｚ平面に対して対称に配されているので、各Ｘ軸コイルが測定領域を取り囲むように該測定領域に対して等距離に配されるとともに、各Ｘ軸コイルの長辺がそれぞれ測定領域から等距離に配されることから、Ｘ軸コイルを測定領域に全周に亙って効率的に近づけることができるとともに、Ｘ軸方向の高精度な勾配磁場を得ることができる。
したがって、装置の低電力化を図ることができるとともに小型化・軽量化を行うことができ、大きな測定領域にも適用可能となることから、特にＥＳＲ用として採用する場合には、測定対象を従来のラットよりも大きな動物に広げることが可能となる。
【００５０】
（２）請求項２記載のコイル装置によれば、Ｙ軸コイルが、変調コイルの周面に形成された略楕円環状とされているので、Ｙ軸方向に平行なコイル部分がほとんどなく、Ｙ軸コイルの全周に亙って勾配磁場の発生に有効に寄与することができる。したがって、請求項１と同様に、装置の低電力化を図ることができるとともに小型化・軽量化を行うことができ、大きな測定領域にも適用可能となることから、特にＥＳＲ用として採用する場合には、測定対象を従来のラットよりも大きな動物に広げることが可能となる。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明に係るコイル装置の一実施形態を示す正面図である。
【図２】本発明に係るコイル装置の一実施形態を示す側面図である。
【図３】本発明に係るコイル装置の一実施形態におけるコイルケースに収めたコイルユニットを示す側面図である。
【図４】本発明に係るコイル装置の一実施形態におけるコイルケースに収めたコイルユニットを示す正面図である。
【図５】本発明に係るコイル装置の一実施形態におけるコイルケースに収めたコイルユニットの各コイルの配置を示す概略断面図である。
【図６】本発明に係るコイル装置の一実施形態におけるコイルケースに収めたコイルユニットの各コイルを示す側面図である。
【図７】本発明に係るコイル装置の一実施形態における各軸コイルの形状および配置を示す概略斜視図である。
【図８】本発明に係るコイル装置の一実施形態におけるＸ軸コイルによる磁場特性を示すグラフである。
【図９】本発明に係るコイル装置の一実施形態におけるＹ軸コイルによる磁場特性を示すグラフである。
【図１０】本発明に係るコイル装置の一実施形態におけるＺ軸コイルによる磁場特性を示すグラフである。
【図１１】本発明に係るコイル装置の一実施形態におけるＸ軸コイルと従来例のＡｎｄｅｒｓｏｎ型Ｘ軸コイルとの寸法を比較するための両コイルの概略正面図および概略側面図である。
【図１２】本発明に係るコイル装置の一実施形態の従来例におけるＡｎｄｅｒｓｏｎ型Ｘ軸コイルを示す概略側面図および概略断面図である。
【図１３】本発明に係るコイル装置の一実施形態の従来例における鞍型Ｙ軸コイルを示す概略斜視図である。
【図１４】本発明に係るコイル装置の一実施形態の従来例におけるヘルムホルツ型Ｚ軸コイルを示す概略斜視図である。
【符号の説明】
１０コイル装置
１１変調コイル
１２コイルユニット
１６Ｘ軸コイル
１７Ｙ軸コイル
１８Ｚ軸コイル
Ｍ測定領域
ＸＸ軸
ＹＹ軸
ＺＺ軸[0001]
BACKGROUND OF THE INVENTION
The present invention relates to a coil device used for electron spin resonance (hereinafter referred to as “ESR”) and nuclear magnetic resonance (hereinafter referred to as “NMR”), and a coil device that generates a gradient magnetic field necessary for three-dimensional imaging. About.
[0002]
[Prior art]
In recent years, it has been pointed out that substances called active oxygen (hereinafter referred to as “free radicals”) are deeply involved in aging, cancer and other diseases. This free radical is a substance having an unpaired electron, has a very strong oxidizing power, and tries to become a stable substance by taking away the electrons of other substances. If this free radical is present in the body, it is considered that it acts on atoms in the body tissue in the same way, leading to tissue destruction and causing disease.
In addition, it has been reported that free radicals are generated in the body just by feeling “stress” in the head, which is considered to be one of the factors that link the relationship between stress and disease.
[0003]
An ESR device has been developed as a technique for imaging this free radical distribution in vivo by three-dimensional imaging by in vivo measurement, and a device for small animals such as rats is currently being used in a laboratory. Has been.
The magnetic field gradient coil used in this ESR apparatus generates a gradient magnetic field for specifying the position of free radicals, and the accuracy of this gradient magnetic field greatly affects the accuracy of the measuring instrument.
[0004]
The coil device provided with the magnetic field gradient coil has a configuration in which a magnetic field gradient coil for obtaining a three-dimensional linear magnetic field gradient is disposed between the main coils. By controlling the current of the magnetic field gradient coil to change the magnetic field gradient, an ESR signal at a desired position can be obtained.
[0005]
The main shape of the magnetic field gradient coil is roughly classified into three types as shown below.
Conventionally, as a magnetic field gradient coil in an L-band (frequency region where the microwave sweep frequency is 1 GHz or less) ESR system, for example, Anderson type coil (American Institute of physics, 32-3 (1961), pp. 241-250) 1 is adopted. The Anderson type coil 1 is a magnetic field gradient coil composed of four rectangular coils. A. Gradient magnetic fields in the X-axis and Y-axis directions are generated by configuring with an X-axis coil and a Y-axis coil designed based on Anderson's theory.
The Anderson type coil 1 in FIG. 12 is an X-axis coil. However, when the Anderson-type coil 1 is rotated by 90 ° about the Z-axis, it becomes a Y-axis coil.
[0006]
As other coil forms, there are a saddle type coil 2 and a Helmholtz type coil 3 as shown in FIGS. 13 and 14, respectively.
The saddle type coil 2 is conventionally employed as a coil device for NMR. For example, as shown in FIG. 13, the saddle type coil 2 is a combination of four coils formed of arcs and straight lines.
Note that the saddle type coil 2 in FIG. 13 is a Y-axis coil, but when it is rotated 90 ° around the Z-axis, it becomes an X-axis coil.
Moreover, the arrow in FIG. 13 and FIG. 14 has shown the electric current direction.
[0007]
As shown in FIG. 14, the Helmholtz-type coil 3 is configured to flow currents in opposite directions. As a coil for generating a gradient magnetic field in the Z-axis direction that is a static magnetic field direction, both the ESR apparatus and the NMR apparatus are used. It has been adopted.
[0008]
As a conventional coil device for ESR, for example, a device adopting an Anderson type coil is proposed in Japanese Utility Model Laid-Open No. 7-12103. In this coil device, a sample is loaded into a cavity inside a case, and a constant current is passed through a pair of main coils to set a static magnetic field in a predetermined direction between the main coils. An Anderson type X-axis coil and Y-axis coil, Furthermore, a required magnetic field gradient with high linearity is set in the cavity by causing a current to flow through the Helmholtz type Z-axis coil at a predetermined current ratio.
[0009]
[Problems to be solved by the invention]
However, the following problems remain in the above coil device. That is, in the conventional coil device, the measurable area is the size of a rat (area within a sphere having a radius of 20 mm), and a larger coil is required to measure the final target human body. ing. However, as the size of the coil increases, there is a problem that the power increases. For example, an animal smaller than a human body is considered as a measurement target, and a magnetic field gradient coil whose measurement target is a sphere with a radius of 100 mm is used as an Anderson type coil and As shown in Tables 1 and 2 below, it can be seen that, when designed with a saddle coil, the total power is unrealistic exceeding 200 kW.
[0010]
[Table 1]

[0011]
[Table 2]

[0012]
The reason why the Anderson type coil becomes high power will be described below.
The strength of the magnetic field generated at an arbitrary point due to the current flowing through the straight conductor can be obtained by the Biot-Savart 'equation, which shows that the generated magnetic field decreases as the distance from the conductor increases. Therefore, in order to generate a target magnetic field with a smaller current, it may be arranged near the measurement region.
Under Anderson type coil conditions, the coil size is determined by the distance between the coils, and if the object to be measured increases, the distance between the coils must be increased. The position of the conductor will move away.
In addition, the accuracy of the magnetic field gradient created by the Anderson type coil is not very good, and the degree of accuracy deterioration that occurs as the distance from the origin increases. Therefore, the coil has become large despite the small measurement area.
[0013]
On the other hand, in the case of a saddle type coil, the side that contributes to the magnetic field gradient of the coil is only the arc portion, and its position is determined by the radius. Therefore, it can be understood that when the measurement target is increased, the radius is increased and the position of the side is moved away from the measurement target, so that a large amount of power is required as in the Anderson type coil.
Therefore, power cannot be reduced with these conventional coil shapes.
[0014]
The present invention has been made in view of the above-described problems, and an object of the present invention is to provide an ESR or NMR coil apparatus capable of generating a target magnetic field gradient in a measurement region with a smaller current.
[0015]
[Means for Solving the Problems]
The present invention employs the following configuration in order to solve the above problems. That is, the coil device according to claim 1 includes a cylindrical modulation coil whose internal center is a measurement region, and a coil unit that generates a magnetic field gradient inside the modulation coil. When the Z axis is the static magnetic field direction applied perpendicularly to the axis of the modulation coil with the measurement area center as the origin, and the Y axis is the axis direction, the X axis direction, the Y axis direction, and the Z axis direction An X-axis coil, a Y-axis coil, and a Z-axis coil that respectively generate magnetic field gradients. The X-axis coil has a substantially rectangular ring shape that is curved along the peripheral surface of the modulation coil. A long side is arranged in the direction, and a pair or an even number pair is provided centering on the measurement region, and each X-axis coil is divided equally into two regions obtained by dividing the peripheral surface by a YZ plane. It is, and techniques that are arranged symmetrically is adopted for Y-Z plane.
[0016]
In this coil device, the X-axis coil is formed into a substantially rectangular ring formed by being curved along the peripheral surface of the modulation coil, and a pair or an even number with the long side arranged in the axial direction of the modulation coil as the center of the measurement region Since each X-axis coil is provided in pairs and is equally divided into two regions obtained by dividing the peripheral surface by the YZ plane, and symmetrically arranged with respect to the YZ plane, Since each X-axis coil is arranged at an equal distance from the measurement region so as to surround the measurement region, and the long sides of each X-axis coil are arranged at an equal distance from the measurement region, In addition to being able to efficiently approach the measurement region over the entire circumference, a highly accurate gradient magnetic field in the X-axis direction can be obtained.
[0019]
The coil device according to claim 2, comprising: a cylindrical modulation coil whose inner center is a measurement region; and a coil unit that generates a magnetic field gradient inside the modulation coil, the coil unit comprising the measurement unit Magnetic field gradients in the X-axis direction, the Y-axis direction, and the Z-axis direction when the static magnetic field direction applied perpendicular to the axis of the modulation coil is the Z-axis and the axial direction is the Y-axis. Are formed of an X-axis coil, a Y-axis coil, and a Z-axis coil, and the Y-axis coil has a substantially elliptical shape formed by bending along the peripheral surface of the modulation coil, and has a long diameter in the circumferential direction. An even number of pairs are provided centering on the measurement region with each side disposed, and each Y-axis coil is equally divided into four regions each having the peripheral surface divided by an XY plane and an XZ plane, -Z flat Y-axis coil of the two adjacent regions through the techniques that are arranged symmetrically is employed for X-Z plane.
[0020]
In this coil device, since the Y-axis coil is formed in a substantially elliptical shape formed by being curved along the peripheral surface of the modulation coil, there is almost no coil portion parallel to the Y-axis direction, and the entire Y-axis coil Contributes effectively to the generation of gradient magnetic fields over the circumference.
[0021]
DETAILED DESCRIPTION OF THE INVENTION
Hereinafter, an embodiment of a coil device according to the present invention applied to an L-band ESR device will be described with reference to FIGS.
In these drawings, reference numeral 10 denotes a coil device, 11 denotes a modulation coil, and 12 denotes a coil unit.
[0022]
As shown in FIGS. 1 to 4, the coil device 10 of the present embodiment includes a modulation coil 11 housed in a cylindrical coil case C having a spherical measurement region M having an inner diameter of 20 mm at the inner center, and the modulation The coil unit 12 is provided on the outer peripheral surface of the coil 11 and generates a magnetic field gradient inside the modulation coil 11, and is fixed on an aluminum support base 14 with a traveling wheel 13 attached to the lower part.
[0023]
The coil unit 12 is made of an aluminum material and blocks external noise (particularly, high-frequency noise) that is not preferable for ESR measurement.
On the support frame 14, a pair of annular main coils 15 are fixed so as to be opposed to the both sides in the radial direction of the modulation coil 11 and arranged with their axes orthogonal to the axis of the case 11. These main coils 15 are coils that apply a static magnetic field in a direction perpendicular to the axis of the modulation coil 11.
[0024]
When the center of the measurement region M is the origin, the static magnetic field direction by the main coil 15 is the Z-axis direction, the axial direction of the modulation coil 11 is the Y-axis direction, and the directions orthogonal to the Z-axis and the Y-axis are the directions. The X-axis direction is assumed.
The coil unit 12 is provided with a modulation coil 11 for signal extraction on the inner peripheral surface thereof.
[0025]
As shown in FIGS. 5 to 7, the coil unit 12 includes an X-axis coil 16, a Y-axis coil 17, and a Z-axis coil 18 that generate magnetic field gradients in the X-axis direction, the Y-axis direction, and the Z-axis direction, respectively. As shown in FIG. 5, the X-axis coil 16, the Y-axis coil 17, and the Z-axis coil 18 are arranged in this order from the inside.
Further, a cooling pipe 19 that is a copper pipe is spirally wound around the outside of the coil unit 12, and cooling water that is a refrigerant is circulated in the cooling pipe 19 to generate heat from each coil. Is kept at a predetermined temperature.
[0026]
A cooling water supply port 20 and a cooling water discharge port 21 connected to the cooling pipe 19 are provided at both ends of the cooling pipe 19, and the cooling water supply port 20 and the cooling water discharge port 21 are provided in the support base 14. Are connected to an external water supply port and an external discharge port (not shown).

Reference numerals

22 and 23 are a coolant supply port and a drain port for the main coil 15.
By flowing a required amount of cooling water through the cooling pipe 19, heat generation of each coil is suppressed, changes in the structure, dimensions, and resistance are avoided, and the coil device 10 can be stably operated. If abnormal heat generation occurs, a temperature abnormality is detected by a temperature sensor (not shown), and an output based on this is sent to a control unit (not shown) of the coil device 10 to cut off the current. This prevents damage to each coil.
[0027]
As shown in FIGS. 6A and 7A, the X-axis coil 16 is formed in a substantially rectangular ring shape that is curved along the peripheral surface of the modulation coil 11, and the axial direction (Y Four are provided around the measurement region M with the long side on the axis.
As shown in FIG. 7A, each X-axis coil 16 is divided into regions divided by the XY plane and the YZ plane, and adjacent to each other via the YZ plane. Both X-axis coils 16 are arranged symmetrically with respect to the YZ plane.
The X-axis coil 16 is attached to the surface of the copper tube 24 that has an effect of blocking external electromagnetic waves.
[0028]
As shown in FIGS. 6B and 7B, the Y-axis coil 17 is a substantially elliptical ring formed by being curved along the peripheral surface of the modulation coil 11, and has a long diameter in the circumferential direction. Four are provided around the measurement region M with the side arranged.
As shown in FIG. 7B, each Y-axis coil 17 is divided into regions divided by the XY plane and the XZ plane, and is adjacent to each other via the XZ plane. Both Y-axis coils 17 are arranged symmetrically with respect to the XZ plane.
[0029]
As shown in FIG. 6C and FIG. 7C, the Z-axis coil 18 is formed in a substantially rectangular ring shape that is curved along the peripheral surface of the modulation coil 11, and the axial direction (Y The long side is arranged on the axis), and two are provided opposite to each other with the measurement region M as the center.
Both Z-axis coils 18 are arranged symmetrically with respect to the XY plane as shown in FIG.
In addition, the arrow in FIG. 6 and FIG. 7 has shown the electric current direction in each coil.
[0030]
The X-axis coil 16, the Y-axis coil 17, and the Z-axis coil 18 are insulated by an insulating tape (not shown). Further, in order to improve the heat dissipation of the heat generated from each coil, High silicon is filled.
The lead wires of each coil are collected in one groove in the coil unit 12 and connected to a metal outlet 25 below the coil case C. Thus, the influence on the measurement region M can be reduced by canceling out the magnetic fields of the lead wires.
[0031]
In the coil device 10 having the above configuration, first, a sample is loaded in the measurement region M inside the modulation coil 11, and a constant current is passed through the main coil 15, thereby setting a static magnetic field in a predetermined direction between the main coils 15.
Next, a required magnetic field gradient with high linearity is set in the measurement region M by causing a current to flow through the X-axis coil 16, the Y-axis coil 17, and the Z-axis coil 18 at a predetermined current ratio.
Further, a magnetic field sweep in a desired range is performed by passing a current whose polarity is reversed in a predetermined time through a perforated disk-shaped rapid scan coil R attached to the inside of the main coil 15. An ESR signal at a desired position can be obtained by performing the magnetic field sweep by changing the ratio of currents flowing through the coils of the respective axes.
[0032]
In this coil device 10, the X-axis coil 16 has a substantially rectangular ring shape along the peripheral surface of the modulation coil 11, and the peripheral surface is divided into an area divided by an XY plane and a YZ plane with the measurement area M as the center. Since they are arranged separately, the four X-axis coils 16 are arranged at an equal distance from the measurement region M so as to surround the measurement region M, and the long sides of the X-axis coils 16 are respectively measured regions. Since it is arranged at an equal distance from M, the X-axis coil 16 can be efficiently brought close to the measurement region M over the entire circumference, and a highly accurate gradient magnetic field in the X-axis direction can be obtained.
[0033]
Further, since the Z-axis coil 18 has a substantially rectangular ring shape along the peripheral surface of the modulation coil 11 and is arranged symmetrically with respect to the XY plane with respect to the measurement region M, the two Z-axes Since the coil 18 is arranged at an equal distance from the measurement region M so as to surround the measurement region M, and the long side of each Z-axis coil 18 is arranged at an equal distance from the measurement region M, the Z-axis coil 18 can be efficiently brought close to the measurement region M over the entire circumference, and a highly accurate gradient magnetic field in the Z-axis direction can be obtained.
[0034]
Furthermore, since the Y-axis coil 17 has a substantially elliptical shape that is curved along the peripheral surface of the modulation coil 11, there is almost no coil portion parallel to the Y-axis direction, and the entire Y-axis coil 17 It can contribute to generation of a gradient magnetic field effectively over the circumference.
[0035]
Therefore, since the X-axis coil 16, the Y-axis coil 17, and the Z-axis coil 18 generate magnetic field gradients in the measurement region M with high accuracy and efficiency, the power of the coil device 10 as a whole is greatly reduced. .
[0036]
In the above embodiment, the coil device for ESR is used. However, the coil device may be used for other magnetic field gradient coil devices. For example, you may apply to NMR.
Further, although four X-axis coils 16 are arranged, a pair or an even number pair is provided with the measurement region M as the center, and each X-axis coil is divided into two regions obtained by dividing the peripheral surface of the modulation coil by the YZ plane. They may be equally divided and arranged symmetrically with respect to the YZ plane.
[0037]
Further, although two Z-axis coils 18 are arranged, a pair or an even number pair is provided with the measurement region M as the center, and each Z-axis coil is divided into two regions obtained by dividing the peripheral surface of the modulation coil by the XY plane. They may be equally divided and arranged symmetrically with respect to the XY plane. For example, the X-axis coil 16 may be rotated by 90 ° about the Y-axis to form a Z-axis coil.
[0038]
Four Y-axis coils 17 are arranged, and an even number of pairs are provided with the measurement region M as the center, and each Y-axis coil is divided into four parts by dividing the peripheral surface of the modulation coil by the XY plane and the XZ plane. The Y-axis coils of the two regions adjacent to each other through the XZ plane may be arranged symmetrically with respect to the XZ plane. For example, two Y-axis coils may be provided in each region.
Further, although the X-axis coil 16, the Y-axis coil 17, and the Z-axis coil 18 are arranged from the inside in this order, these orders may be arbitrarily set.
[0039]
【Example】
Next, Table 3 shows data such as a power value obtained by the prototype coil device 10 described above.
[0040]
[Table 3]

[0041]
Further, as shown in FIGS. 8 to 10, it was confirmed that a good gradient magnetic field with excellent linearity was generated in the measurement result of the magnetic field characteristics by the prototype coil device 10.
Furthermore, the size of the coil device 10 and the conventional Anderson type coil is, for example, as shown in FIGS. The length H of the Anderson coil 1 was 388 mm, whereas the X-axis coil 16 was 226 mm, and the Y-axis coil 17 and the Z-axis coil 18 were also greatly reduced in size. .
[0042]
The coil device 10 (hereinafter, each axial coil is collectively referred to as a “cylindrical type” in order to distinguish it from the Anderson type and the saddle type of the coil described above) and the Anderson used in the conventional L-band ESR device. Table 4 shows a comparison with the mold coil.
[0043]
[Table 4]

[0044]
From Table 4, the cylindrical type has about 1/4 of the power compared to the Anderson type, and the voltage of each coil is also small, so the power source used for the coil can be small. it can.
Furthermore, the weight of the copper wire is about 1/9, and the weight including the case is about 1/4.
[0045]
Next, Table 5 shows an example in which the measurement region is set to be within a sphere with a radius of 100 mm and a simulation design is performed on the coil device according to the present invention.
[0046]
[Table 5]

[0047]
From this Table 5, it is clear that the conventional Anderson type and saddle type would require a large amount of power and would be large, so that even in the measurement region within the 100 mm radius sphere, which was difficult to achieve, It can be seen that it can be measured.
[0048]
【The invention's effect】
The present invention has the following effects.
(1) According to the coil device of the first aspect, the X-axis coil is formed into a substantially rectangular ring formed on the peripheral surface of the modulation coil, and a pair or even number of pairs are provided around the measurement region, and YZ Since the X-axis coils are arranged symmetrically with respect to the plane, the X-axis coils are arranged at an equal distance from the measurement area so as to surround the measurement area, and the long sides of the X-axis coils are respectively equal to the measurement area. Since it is arranged at a distance, the X-axis coil can be brought close to the measurement region efficiently over the entire circumference, and a highly accurate gradient magnetic field in the X-axis direction can be obtained.
Therefore, the power consumption of the apparatus can be reduced, and the apparatus can be reduced in size and weight, and can be applied to a large measurement region. It becomes possible to spread to animals larger than rats.
[0050]
( 2 ) According to the coil device described in claim 2 , since the Y-axis coil has a substantially elliptical shape formed on the peripheral surface of the modulation coil, there is almost no coil portion parallel to the Y-axis direction. It can contribute effectively to the generation of a gradient magnetic field over the entire circumference of the axial coil. Therefore, similarly to the claim 1, we are possible to perform downsizing and weight it is possible to reduce the power of the device, since it also becomes applicable to large measurement area, especially when employed as a ESR It is possible to extend the measurement object to animals larger than conventional rats.
[Brief description of the drawings]
FIG. 1 is a front view showing an embodiment of a coil device according to the present invention.
FIG. 2 is a side view showing an embodiment of a coil device according to the present invention.
FIG. 3 is a side view showing a coil unit housed in a coil case in one embodiment of a coil device according to the present invention.
FIG. 4 is a front view showing a coil unit housed in a coil case in one embodiment of a coil device according to the present invention.
FIG. 5 is a schematic cross-sectional view showing an arrangement of each coil of a coil unit housed in a coil case in an embodiment of a coil device according to the present invention.
FIG. 6 is a side view showing each coil of a coil unit housed in a coil case in one embodiment of a coil device according to the present invention.
FIG. 7 is a schematic perspective view showing the shape and arrangement of each axial coil in an embodiment of the coil device according to the present invention.
FIG. 8 is a graph showing magnetic field characteristics of an X-axis coil in an embodiment of a coil device according to the present invention.
FIG. 9 is a graph showing magnetic field characteristics of a Y-axis coil in an embodiment of a coil device according to the present invention.
FIG. 10 is a graph showing magnetic field characteristics by a Z-axis coil in an embodiment of a coil device according to the present invention.
FIGS. 11A and 11B are a schematic front view and a schematic side view of both coils for comparing dimensions of an X-axis coil and an Anderson-type X-axis coil of a conventional example in one embodiment of a coil device according to the present invention. FIGS.
FIGS. 12A and 12B are a schematic side view and a schematic cross-sectional view showing an Anderson type X-axis coil in a conventional example of an embodiment of a coil device according to the present invention. FIGS.
13 is a schematic perspective view showing a saddle type Y-axis coil in a conventional example of one embodiment of a coil device according to the present invention. FIG.
FIG. 14 is a schematic perspective view showing a Helmholtz-type Z-axis coil in a conventional example of one embodiment of a coil device according to the present invention.
[Explanation of symbols]
DESCRIPTION OF SYMBOLS 10 Coil apparatus 11 Modulation coil 12 Coil unit 16 X-axis coil 17 Y-axis coil 18 Z-axis coil M Measurement area X X-axis Y Y-axis Z Z-axis

Claims

A cylindrical modulation coil having an internal center as a measurement region, and a coil unit that generates a magnetic field gradient inside the modulation coil. The coil unit has the measurement region center as an origin and the modulation coil. An X-axis coil for generating magnetic field gradients in the X-axis direction, the Y-axis direction, and the Z-axis direction, respectively, when the static magnetic field direction applied perpendicular to the axis is the Z-axis and the axis direction is the Y-axis, Y The X-axis coil is composed of an axial coil and a Z-axis coil, and the X-axis coil is a substantially rectangular ring formed by being curved along the peripheral surface of the modulation coil, and the measurement is performed by arranging the long side in the axial direction. A pair or an even number of pairs are provided centering on the region, and each X-axis coil is equally divided into two regions obtained by dividing the peripheral surface by a YZ plane, and is symmetrical with respect to the YZ plane. Arranged Coil means characterized in that it is.

A cylindrical modulation coil having an internal center as a measurement region, and a coil unit that generates a magnetic field gradient inside the modulation coil. The coil unit has the measurement region center as an origin and the modulation coil. An X-axis coil for generating magnetic field gradients in the X-axis direction, the Y-axis direction, and the Z-axis direction, respectively, when the static magnetic field direction applied perpendicular to the axis is the Z-axis and the axis direction is the Y-axis, Y It is composed of an axial coil and a Z-axis coil, and the Y-axis coil is a substantially elliptical ring formed by being curved along the peripheral surface of the modulation coil, with the major axis side in the circumferential direction and centering the measurement region An even number pair is provided, and each Y-axis coil is equally divided into four regions obtained by dividing the peripheral surface by an XY plane and an XZ plane, and adjacent to each other via the XZ plane. The two territories The Y-axis coil, the coil apparatus characterized by being arranged symmetrically with respect to X-Z plane.