JPH0884712A - Superconducting magnet apparatus and magnetic resonance imaging apparatus using the same - Google Patents
Superconducting magnet apparatus and magnetic resonance imaging apparatus using the sameInfo
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Abstract
Description
【０００１】[0001]
【産業上の利用分野】本発明は超電導磁石装置及びこれ
を用いた磁気共鳴イメ−ジング装置、特に打撃音対策が
講じられた超電導磁石装置及びこれを用いた磁気共鳴イ
メ−ジング装置に関する。BACKGROUND OF THE INVENTION 1. Field of the Invention The present invention relates to a superconducting magnet device and a magnetic resonance imaging device using the same, and more particularly to a superconducting magnet device provided with countermeasures against impact noise and a magnetic resonance imaging device using the same.
【０００２】[0002]
【従来の技術】磁気共鳴イメ−ジング装置では、静磁場
中に被検体が配置され、この被検体には傾斜磁場の存在
下で高周波パルスが印加される。これによって被検体か
らは核磁気共鳴信号が発生され、そしてこの信号には被
検体の像を生成するための処理が施される。2. Description of the Related Art In a magnetic resonance imaging apparatus, a subject is placed in a static magnetic field, and a high frequency pulse is applied to the subject in the presence of a gradient magnetic field. This produces a nuclear magnetic resonance signal from the subject, and the signal is subjected to processing to produce an image of the subject.
【０００３】静磁場を発生させる磁石としては超電導磁
石が一般に多用され、これは超電導用冷媒である液体ヘ
リウム中に浸漬される。また傾斜磁場はダイナミック磁
場とも呼ばれ、Ｘ、Ｙ及びＺ軸方向にパルス状に発生さ
れる。このパルス状の傾斜磁場はＸ、Ｙ及びＺ軸傾斜磁
場発生用のコイル（これは一般に銅で作られる）にパル
ス状の電流を供給することによって発生されるもので、
冷媒容器の外部であってかつ被検体に傾斜磁場を与える
のに適した場所に配置される。A superconducting magnet is generally frequently used as a magnet for generating a static magnetic field, and it is immersed in liquid helium which is a refrigerant for superconducting. The gradient magnetic field is also called a dynamic magnetic field and is generated in a pulse shape in the X, Y and Z axis directions. This pulsed gradient magnetic field is generated by supplying a pulsed current to a coil for generating X, Y and Z axis gradient magnetic fields (which is generally made of copper).
It is arranged outside the coolant container and in a place suitable for applying a gradient magnetic field to the subject.
【０００４】[0004]
【発明が解決しようとする課題】したがって、傾斜磁場
発生用コイルは静磁場を発生させる磁石からの磁束の影
響を受けやすく、このためそのコイルにパルス状の電流
を供給すると、電磁力の故にいわゆる打撃音が発生する
という大きな問題が生じる。Therefore, the gradient magnetic field generating coil is easily affected by the magnetic flux from the magnet for generating the static magnetic field. Therefore, when a pulsed current is supplied to the coil, the so-called magnetic field causes a so-called electromagnetic force. A big problem occurs that a hitting sound is generated.
【０００５】傾斜磁場発生用コイルは強い傾斜磁場を発
生させることができ、かつそのリアクタンスは小さいこ
とが望まれる。しかし、この条件を満たそうとすると、
巻き数を少なくし、かつ電流を大きくすることが必要と
なる。その結果、発熱量が増大することから、コイル断
面積を大きくせざるを得なくなり、装置全体の大型化が
余儀なくされる。It is desired that the gradient magnetic field generating coil can generate a strong gradient magnetic field and that its reactance is small. However, if you try to meet this condition,
It is necessary to reduce the number of turns and increase the current. As a result, the amount of heat generated is increased, and the coil cross-sectional area is inevitably increased, which inevitably increases the size of the entire apparatus.
【０００６】本発明の第１の目的は打撃音の発生を防止
するのに適した超電導磁石装置及びこれを用いた磁気共
鳴イメ−ジング装置を提供することにある。A first object of the present invention is to provide a superconducting magnet device and a magnetic resonance imaging device using the superconducting magnet device, which are suitable for preventing the generation of impact sound.
【０００７】本発明の第２の目的は装置全体の小型化を
図るのに適した超電導磁石装置及びこれを用いた磁気共
鳴イメ−ジング装置を提供することにある。A second object of the present invention is to provide a superconducting magnet device suitable for downsizing the entire device and a magnetic resonance imaging device using the same.
【０００８】本発明の第３の目的は渦電流の発生を防止
するのに適した超電導磁石装置及びこれを用いた磁気共
鳴イメ−ジング装置を提供することにある。A third object of the present invention is to provide a superconducting magnet device suitable for preventing the generation of eddy currents and a magnetic resonance imaging device using the same.
【０００９】[0009]
【課題を解決するための手段】本発明目的は次の解決手
段によって達成される。The objects of the present invention are achieved by the following means.
【００１０】１． 超電導装置であって、これは超電導
用冷媒が収容されている冷媒容器と、前記超電導用冷媒
中に配置され、予め定められた空間に静磁場を発生させ
るための静磁場発生源と、前記超電導用冷媒中に配置さ
れ、前記予め定められた空間中の静磁場に重畳させるよ
うにダイナミック磁場を発生させるためのダイナミック
磁場発生源と、前記超電導用冷媒中に配置され、前記静
磁場発生源から前記ダイナミック磁場発生源に向かって
発生される磁束を遮蔽するための、超電導多層複合体か
ら作られた磁気シ−ルドとを備えていることを特徴とす
る（請求項１）。[0010] 1. A superconducting device, which is a refrigerant container accommodating a superconducting refrigerant, a static magnetic field generation source for generating a static magnetic field in a predetermined space, which is disposed in the superconducting refrigerant, and the superconducting device. A magnetic field generation source for generating a dynamic magnetic field so as to be superposed on a static magnetic field in the predetermined space, and a static magnetic field generation source arranged in the superconducting coolant. A magnetic shield made of a superconducting multilayer composite for shielding magnetic flux generated toward the dynamic magnetic field source (claim 1).
【００１１】２． 解決手段１の超電導磁石装置であっ
て、前記ダイナミック磁場発生源は超電導多層複合体か
ら作られたものであることを特徴とする（請求項２）。2. The superconducting magnet device according to Solution 1, wherein the dynamic magnetic field generation source is made of a superconducting multilayer composite (claim 2).
【００１２】３． 解決手段１または２の超電導磁石装
置であって、前記ダイナミック磁場発生源に導線を介し
てパルス状電流を供給するダイナミック磁場電源を備
え、更に前記導線を覆うように前記超電導用冷媒中に配
置された磁気シ−ルドを備え、該磁気シ−ルドは超電導
多層複合体から作られていることを特徴とする（請求項
３）。3. The superconducting magnet device according to Solution 1 or 2, further comprising: a dynamic magnetic field power source that supplies a pulsed current to the dynamic magnetic field generation source through a conductor, and further arranged in the superconducting refrigerant so as to cover the conductor. A magnetic shield, the magnetic shield being made of a superconducting multilayer composite (claim 3).
【００１３】４． 解決手段１、２又は３の超電導磁石
装置であって、前記冷媒容器の前記予め定められた空間
側の部分は電気絶縁体で構成されていることを特徴とす
る（請求項４）。4. In the superconducting magnet device according to the solving means 1, 2 or 3, the portion of the refrigerant container on the side of the predetermined space is made of an electrical insulator (claim 4).
【００１４】５． 磁気共鳴イメ−ジング装置であっ
て、これは超電導用冷媒が収容されている冷媒容器と、
前記超電導用冷媒中に配置され、被検体が配置されるべ
き予め定められた空間に静磁場を発生させるための静磁
場発生源と、前記超電導用冷媒中に配置され、前記予め
定められた空間中の静磁場に重畳させるようにダイナミ
ック磁場を発生させるためのダイナミック磁場発生源
と、該ダイナミック磁場発生源に導線を介してパルス状
電流を供給するダイナミック磁場電源と、前記超電導用
冷媒中に配置され、前記静磁場発生源から前記ダイナミ
ック磁場発生源に向かって発生される磁束を遮蔽するた
めの、超電導多層複合体から作られた磁気シ−ルドと、
前記被検体に高周波パルスを印加する手段と、前記被検
体から核磁気共鳴信号を発生させるように予め定められ
たパルスシ−ケンスにしたがって前記ダイナミック磁場
及び前記高周波パルスを制御する手段と、前記核磁気共
鳴信号にもとづいて前記被検体の像を生成する手段とを
備えていることを特徴とする（請求項５）。5. A magnetic resonance imaging device, which is a refrigerant container containing a refrigerant for superconductivity,
Arranged in the superconducting refrigerant, a static magnetic field generation source for generating a static magnetic field in a predetermined space in which the subject is to be arranged, and arranged in the superconducting refrigerant, the predetermined space A dynamic magnetic field generation source for generating a dynamic magnetic field so as to be superposed on the static magnetic field therein, a dynamic magnetic field power supply for supplying a pulsed current to the dynamic magnetic field generation source through a lead wire, and arranged in the superconducting refrigerant. A magnetic shield made of a superconducting multilayer composite for shielding the magnetic flux generated from the static magnetic field source toward the dynamic magnetic field source;
Means for applying a high-frequency pulse to the subject, means for controlling the dynamic magnetic field and the high-frequency pulse according to a predetermined pulse sequence so as to generate a nuclear magnetic resonance signal from the subject, the nuclear magnetism Means for generating an image of the subject based on a resonance signal (claim 5).
【００１５】６． 解決手段５の磁気共鳴イメ−ジング
装置であって、前記ダイナミック磁場発生源は超電導多
層複合体から作られたものであることを特徴とする（請
求項６）。6. The magnetic resonance imaging apparatus according to the solving means 5, wherein the dynamic magnetic field generation source is made of a superconducting multilayer composite (claim 6).
【００１６】７． 解決手段５又は６の磁気共鳴イメ−
ジング装置であって、前記導線を覆うように前記超電導
用冷媒中に配置された磁気シ−ルドを備え、該磁気シ−
ルドは超電導多層複合体から作られていることを特徴と
する（請求項７）。7. Magnetic resonance image of solving means 5 or 6
And a magnetic shield disposed in the superconducting refrigerant so as to cover the conductive wire.
The field is made of a superconducting multilayer composite (claim 7).
【００１７】８． 解決手段５、６、７又は８の磁気共
鳴イメ−ジング装置であって、前記冷媒容器の前記予め
定められた空間側の部分は電気絶縁体で構成されている
ことを特徴とする（請求項８）。8. The magnetic resonance imaging apparatus according to the solving means 5, 6, 7 or 8 is characterized in that the portion of the refrigerant container on the side of the predetermined space is made of an electric insulator. 8).
【００１８】[0018]
【作用】ダイナミック磁場発生源は超電導用冷媒中に配
置されていると共に、静磁場発生源からダイナミック磁
場発生元に向かって発生する磁束を遮蔽するための、超
電導多層複合体から作られた磁気シ−ルドが超電導用冷
媒中に配置されている。したがって、ダイナミック磁場
発生源には静磁場発生源によって発生される磁束が実質
的に作用しない。このため、ダイナミック磁場発生源に
パルス状の電流を流しても、そのコイルには電磁力が実
質的に働かなくなるので、その振動にもとづく打撃音の
発生は防止される。すなわち、本発明の第１の目的が達
成される。また、超電導用冷媒中に配置されているダイ
ナミック磁場発生源は超電導多層複合体から作られたも
のである。これによれば発熱の問題は実質的になく、比
較的大電流を流して強い傾斜磁場を発生させることがで
きる。したがって、これにより本発明の第２の目的が達
成される。更に、冷媒容器の予め定められた空間側の部
分は電気絶縁体で構成されている。このため、ダイナミ
ック磁場発生源にパルス状の電流を流すことによって発
生する磁束にもとづく渦電流の発生が防止される。すな
わち、本発明の第３の目的が達成される。The dynamic magnetic field source is placed in the superconducting coolant, and a magnetic shield made of a superconducting multilayer composite is provided to shield the magnetic flux generated from the static magnetic field source toward the dynamic magnetic field source. -The field is located in the superconducting coolant. Therefore, the magnetic flux generated by the static magnetic field generation source does not substantially act on the dynamic magnetic field generation source. Therefore, even if a pulsed current is passed through the dynamic magnetic field generation source, the electromagnetic force does not substantially act on the coil, so that the generation of a percussion sound due to the vibration is prevented. That is, the first object of the present invention is achieved. Further, the dynamic magnetic field generation source arranged in the superconducting refrigerant is made of a superconducting multilayer composite. According to this, there is substantially no problem of heat generation, and a relatively large current can be passed to generate a strong gradient magnetic field. Therefore, this achieves the second object of the present invention. Further, the predetermined space side portion of the refrigerant container is made of an electric insulator. Therefore, it is possible to prevent the generation of an eddy current based on the magnetic flux generated by applying a pulsed current to the dynamic magnetic field generation source. That is, the third object of the present invention is achieved.
【００１９】[0019]
【実施例】図３は本発明にもとづく一実施例の磁気共鳴
イメ−ジング装置のハ−ドウエア部分を示す。被検体１
は超電導磁石装置２によって発生される静磁場中に配置
される。高周波パルス発生装置１２によって発生される
高周波パルスは増幅器３によって増幅された上、送受信
コイル４に導かれ、該送受信コイル４から被検体１に電
磁波が印加される。これによっ被検体１の核スピンは励
起される。このようにして励起された被検体１の核スピ
ンから発生される核磁気共鳴信号は送受信コイル４によ
って検出され、受信装置７に導かれる。ダイナミック磁
場発生源すなわち傾斜磁場発生用コイルは後述されるよ
うに超電導磁石装置２内に配置され、傾斜磁場制御装置
８の制御によりＸ、Ｙ及びＺ軸方向のダイナミック磁場
すなわち傾斜磁場を発生し、これらの傾斜磁場は静磁場
に重畳される。DESCRIPTION OF THE PREFERRED EMBODIMENTS FIG. 3 shows a hardware portion of a magnetic resonance imaging apparatus according to an embodiment of the present invention. Subject 1
Are arranged in a static magnetic field generated by the superconducting magnet device 2. The high frequency pulse generated by the high frequency pulse generator 12 is amplified by the amplifier 3 and then guided to the transmission / reception coil 4, and an electromagnetic wave is applied from the transmission / reception coil 4 to the subject 1. As a result, the nuclear spin of the subject 1 is excited. The nuclear magnetic resonance signal generated from the nuclear spins of the subject 1 excited in this way is detected by the transmission / reception coil 4 and guided to the receiving device 7. A dynamic magnetic field generation source, that is, a gradient magnetic field generating coil is arranged in the superconducting magnet device 2 as described later, and generates a dynamic magnetic field in the X, Y and Z axis directions, that is, a gradient magnetic field, under the control of the gradient magnetic field control device 8. These gradient magnetic fields are superimposed on the static magnetic field.
【００２０】シ−ケンス制御装置８は傾斜磁場制御装置
５、高周波パルス発生装置１２及び受信装置７に接続さ
れ、高周波パルスの発生、Ｘ、Ｙ及びＺ軸方向の傾斜磁
場の発生及び核磁気共鳴信号の受信のタイミングを制御
する。シ−ケンス制御装置８はまたコンピュ−タ９に受
信装置７に導かれた核磁気共鳴信号にもとづく像再構成
処理を行わせ、情報の授受を行う操作卓１０を通して表
示装置１１に像を表示させるようにも働く。The sequence controller 8 is connected to the gradient magnetic field controller 5, the high frequency pulse generator 12 and the receiver 7, and generates high frequency pulses, gradient magnetic fields in the X, Y and Z directions and nuclear magnetic resonance. Controls the timing of signal reception. The sequence control device 8 also causes the computer 9 to perform image reconstruction processing based on the nuclear magnetic resonance signal guided to the receiving device 7, and displays an image on the display device 11 through the operation console 10 for exchanging information. Also works to let.
【００２１】図４は図３のハ−ドウエアと共に用いられ
るパルスシ−ケンスの一例を示す。選択性高周波９０°
パルスはスライス選択用の傾斜磁場（ダイナミック磁
場）Ｇsの存在下で印加される。したがって、ＧsがＺ軸
方向の傾斜磁場であるとすれば、Ｚ軸に垂直なスライス
が選択的に励起される。すなわち、回転座標系を考える
ならば、そのスライス内の核スピンは９０°だけ倒れ、
そしてこの倒れた核スピンは次第に分散される。FIG. 4 shows an example of the pulse sequence used with the hardware of FIG. Selective high frequency 90 °
The pulse is applied in the presence of a gradient magnetic field (dynamic magnetic field) G s for slice selection. Therefore, if G s is a gradient magnetic field in the Z-axis direction, a slice perpendicular to the Z-axis is selectively excited. In other words, if we consider a rotating coordinate system, the nuclear spin in that slice falls by 90 °,
And this fallen nuclear spin is gradually dispersed.
【００２２】続いて傾斜磁場Ｇs及び選択性高周波１８
０°パルスが印加される。これによって、倒れた核スピ
ンは反転され、分散された核スピンは次第に収束され、
スライス全体から核磁気共鳴信号が発生される。Subsequently, the gradient magnetic field G s and the selective high frequency 18
A 0 ° pulse is applied. As a result, the collapsed nuclear spins are reversed and the dispersed nuclear spins are gradually converged,
Nuclear magnetic resonance signals are generated from the entire slice.
【００２３】選択性高周波９０°パルスと選択性高周波
１８０°パルスの間では位相エンコ−ド用傾斜磁場（ダ
イナミック磁場）Ｇpが印加され、更に選択性高周波１
８０°パルス印加後には読出し用傾斜磁場（ダイナミッ
ク磁場）ＧRが印加され、その間にスライス全体から発
生された核磁気共鳴信号であるスピンエコ−信号が読み
出される。Between the selective high frequency 90 ° pulse and the selective high frequency 180 ° pulse, a gradient magnetic field (dynamic magnetic field) G p for phase encoding is applied, and further the selective high frequency 1
After applying the 80 ° pulse, a read gradient magnetic field (dynamic magnetic field) G R is applied, and during that period, a spin echo signal, which is a nuclear magnetic resonance signal generated from the entire slice, is read out.
【００２４】以上のステップはＮ個のスピンエコ−信号
が発生されるようにＮ回繰り返される。ただし、各回毎
に位相エンコ−ド用傾斜磁場Ｇpはその時間積分値（位
相エンコ−ド量）が一定割合で変化するように変えられ
る。Ｎ個のスピンエコ−信号の各々についてはＮ個のサ
ンプリングが行われ、そしてＮ×Ｎ個の像素からなる核
磁気共鳴イメ−ジング像を得るように、それぞれＮ個の
サンプリングされた信号からなるＮ個のスピンエコ−信
号に二次元フ−リエ変換処理が施される。かくして、Ｇ
pをＹ軸方向の傾斜磁場、ＧRをＸ軸方向の傾斜磁場とす
れば、スライスのＸ−Ｙ面の二次元像が得られる。The above steps are repeated N times so that N spin echo signals are generated. However, each time the gradient magnetic field for phase encoding G p is changed so that its time integrated value (phase encoding amount) changes at a constant rate. N samplings are performed for each of the N spin echo signals, and N of each N sampled signals is obtained to obtain a nuclear magnetic resonance imaging image of N × N image elements. Two-dimensional Fourier transform processing is applied to each spin echo signal. Thus, G
p in the Y-axis direction of the gradient magnetic field, if the G R and the gradient magnetic field in the X-axis direction, the two-dimensional image of the X-Y plane of the slice is obtained.
【００２５】読出し用傾斜磁場ＧRは選択性高周波９０
°パルスと選択性高周波１８０°パルスの間にも印加さ
れる。これは選択性高周波１８０°パルスの後に印加さ
れる傾斜磁場ＧRの前半分部分によって生じる核スピン
のディフェ−ジングを補償するためである。The read gradient magnetic field G R is a selective high frequency wave 90.
It is also applied between the ° pulse and the selective high frequency 180 ° pulse. This is to compensate for the dephasing of the nuclear spin caused by the first half of the gradient magnetic field G R applied after the selective high frequency 180 ° pulse.
【００２６】図１は図３における超電導磁石装置を、図
２は図１のダイナミック磁場発生源としてのコイルをそ
れぞれ示す。２１は外部に対して断熱された冷媒容器
で、この中には超電導用冷媒である液体ヘリウムが収容
され、その上部には冷媒注入ポ−ト２２が設けられてい
る。冷媒容器２１内の冷媒中には静磁場発生源２３が浸
漬されていて、これは励磁電源２４に接続されている。
この励磁電源２４は静磁場発生源２３を着磁するときに
用いられ、それ以外のときには切り離される。２５は静
磁場発生源２３用のボビンで、図では現れていないが、
その内側と外側の間を液体ヘリウムが自由に流通し得る
ようにされている。FIG. 1 shows the superconducting magnet device in FIG. 3, and FIG. 2 shows the coil as the dynamic magnetic field generating source in FIG. Reference numeral 21 denotes a refrigerant container which is insulated from the outside, in which liquid helium which is a superconducting refrigerant is accommodated, and a refrigerant injection port 22 is provided above it. A static magnetic field generation source 23 is immersed in the refrigerant in the refrigerant container 21 and is connected to an exciting power source 24.
The excitation power supply 24 is used when the static magnetic field generation source 23 is magnetized, and is disconnected at other times. 25 is a bobbin for the static magnetic field generation source 23, which is not shown in the figure,
Liquid helium is allowed to freely flow between the inside and the outside.
【００２７】冷媒中であってかつ静磁場発生源２３の内
側には導線２６を介してダイナミック磁場電源２７に接
続されたダイナミック磁場発生源としてのコイル２８が
配置されている。２９はそのダイナミック磁場発生源と
してのコイル２８用のボビンである。ダイナミック磁場
発生源としてのコイル２８はＸ軸用のダイナミック磁場
発生用コイル２８Ｘ、Ｙ軸用のダイナミック磁場発生用
コイル２８Ｙ及びＺ軸用のダイナミック磁場発生用コイ
ル２８Ｚからなる。これらはそれぞれＸ軸、Ｙ軸及びＺ
軸方向のダイナミック磁場すなわち傾斜磁場を発生させ
るように超電導多層複合体を数値制御（ＮＣ）により理
論値通り正確にコイル状に加工することによって得られ
たものからなる。超電導多層複合体としては好適なもの
としてＮbＴi層（３０層）とＣu層（３１層）とを両表
面がそれぞれＣu層で形成されるように交互に積層し、
かつ層と層の間にＮb層（合計６０層）をそれぞれ介在
させたものを熱間圧延及び冷間圧延することにより得ら
れた厚さ１ｍｍ程度のＮbＴi／Ｎb／Ｃu超電導多層複合
体が用いられる。ＮbＴi／Ｎb／Ｃu超電導体多層複合体
の作り方等はたとえばアイイ−イ−イ−・トランザクシ
ョンズ・オン・アプライド・ス−パ−コンダクティビテ
ィ、第３巻、第１号、１９９３年３月、第１７７頁〜１
８０頁（IEEE TRANSACTIONS ON APPLIED SUPERCONDUCTI
VITY, VOL.3, NO.1, MARCH 1993, PP177 - 180)に詳し
く記載されている。Inside the static magnetic field generation source 23 in the refrigerant, a coil 28 as a dynamic magnetic field generation source connected to a dynamic magnetic field power supply 27 via a conductor 26 is arranged. 29 is a bobbin for the coil 28 as the source of the dynamic magnetic field. The coil 28 as a dynamic magnetic field generation source includes an X-axis dynamic magnetic field generation coil 28X, a Y-axis dynamic magnetic field generation coil 28Y, and a Z-axis dynamic magnetic field generation coil 28Z. These are the X-axis, Y-axis and Z
It is obtained by processing a superconducting multilayer composite into a coil exactly as the theoretical value by numerical control (NC) so as to generate a dynamic magnetic field in the axial direction, that is, a gradient magnetic field. As a preferred superconducting multilayer composite, N b T i layers (30 layers) and C u layers (31 layers) are alternately laminated so that both surfaces are formed by C u layers.
And a thickness of about 1mm was obtained by those N b layer between the layers (the total of 60 layers) interposed respectively hot-rolled rolling and cold N b T i / N b / C u A superconducting multilayer composite is used. N b T i / N b / C u superconductor how to make such multilayer composites example Ayii - Lee - Lee - - Transactions on Applied Su - Pa - conduction Kuti Activity, Vol. 3, No. 1, 1993 March, pp. 177-1
Page 80 (IEEE TRANSACTIONS ON APPLIED SUPERCONDUCTI
VITY, VOL.3, NO.1, MARCH 1993, PP177-180).
【００２８】３０は静磁場発生源２３からダイナミック
磁場発生源としてのコイル２８に向かって発生される磁
束を遮蔽するための磁気シ−ルドで、その両端部はダイ
ナミック磁場発生源としてのコイル２８の内側面レベル
を通り越して冷媒容器２１の内側部２１ａとほとんど接
触するくらいまで延びるように折り曲げられている。導
線２６の冷媒容器２１内に存在する部分も、この部分に
向かって静磁場発生源２３から発生される磁束を遮蔽す
るための磁気シ−ルド３１で覆われている。磁気シ−ル
ド３０及び３１は超電導多層複合体から作られ、この超
電導多層複合体としては前述したと同じＮbＴi／Ｎb／
Ｃu超電導体多層複合体が用いられる。この超電導多層
複合体の作り方やすぐれた磁気シ−ルド特性等は前述の
文献に詳しく記載されている。Reference numeral 30 is a magnetic shield for shielding the magnetic flux generated from the static magnetic field generation source 23 toward the coil 28 as a dynamic magnetic field generation source, and both ends thereof are of the coil 28 as a dynamic magnetic field generation source. It is bent so as to extend past the inner side surface level and extend to almost contact with the inner portion 21a of the refrigerant container 21. The portion of the lead wire 26 existing in the refrigerant container 21 is also covered with a magnetic shield 31 for shielding the magnetic flux generated from the static magnetic field generation source 23 toward this portion. Magnetic sheet - shield 30 and 31 are made from superconducting multilayer composite, the same N b this as the superconducting multilayer composite described above T i / N b /
A Cu superconductor multilayer composite is used. The method of making this superconducting multilayer composite and the excellent magnetic shield characteristics are described in detail in the above-mentioned literature.
【００２９】冷媒容器２１の内側部２１ａの両表面部分
は電気絶縁体、たとえばＦＲＰ（ガラス繊維強化プラス
チック）で構成されている。Both surface portions of the inner portion 21a of the refrigerant container 21 are made of an electric insulator, for example, FRP (glass fiber reinforced plastic).
【００３０】静磁場発生源２３によって発生される磁束
は被検体が配置されるべき空間３２を通って静磁場発生
源２３に戻る。したがって、空間３２には静磁場が生じ
る。一方、ダイナミック磁場発生用コイル２８Ｘ、２８
Ｙ及び２８Ｚにはダイナミック磁場電源２７から導線２
６を介してそれぞれパルス状の電流が供給される。した
がって、それらのコイルはそれぞれＸ軸、Ｙ軸及びＺ軸
方向のパルス状の傾斜磁場を発生し、これらの傾斜磁場
は空間３２に分布している静磁場に重畳される。The magnetic flux generated by the static magnetic field generation source 23 returns to the static magnetic field generation source 23 through the space 32 in which the subject is placed. Therefore, a static magnetic field is generated in the space 32. On the other hand, the dynamic magnetic field generating coils 28X, 28
Lead wires 2 from the dynamic magnetic field power source 27 to Y and 28Z
Pulsed currents are supplied via 6 respectively. Therefore, these coils generate pulsed gradient magnetic fields in the X-axis, Y-axis, and Z-axis directions, respectively, and these gradient magnetic fields are superposed on the static magnetic field distributed in the space 32.
【００３１】磁気シ−ルド３０は、図示されているよう
に、ダイナミック磁場発生源としてのコイル２８を３方
向から囲んでおり、したがって、静磁場発生源２３から
発生してダイナミック磁場発生源としてのコイル２８に
向かう磁束は磁気シ−ルド３０によって実質的に遮蔽さ
れる。磁気シ−ルド３０はダイナミック磁場発生源とし
てのコイル２８の一方側、すなわちその空間３２側には
存在しない。しかし、空間３２側からダイナミック磁場
発生源としてのコイル２８に侵入する磁束はほとんど存
在しない。また、導線２６の冷媒容器２１内に存在する
部分も磁気シ−ルド３１によって囲まれている。したが
って、ダイナミック磁場発生源としてのコイル２８は導
線２６をも含めて静磁場発生源２３によって発生される
静磁場の影響を実質的に受けない。このため、導線２６
を介してダイナミック磁場発生源としてのコイル２８に
パルス状の電流が流れても、該コイル及び導線に働く電
磁力は実質的に発生しないから、それにもとづく打撃音
は実質的に生じない。As shown in the drawing, the magnetic shield 30 surrounds the coil 28 as a dynamic magnetic field generation source in three directions, and therefore, the magnetic shield 30 is generated from the static magnetic field generation source 23 to serve as a dynamic magnetic field generation source. The magnetic flux toward the coil 28 is substantially shielded by the magnetic shield 30. The magnetic shield 30 does not exist on one side of the coil 28 as a dynamic magnetic field generation source, that is, on the side of the space 32 thereof. However, there is almost no magnetic flux that enters the coil 28 as the dynamic magnetic field generation source from the space 32 side. Further, the portion of the lead wire 26 existing in the refrigerant container 21 is also surrounded by the magnetic shield 31. Therefore, the coil 28 as the dynamic magnetic field generation source, including the conducting wire 26, is not substantially affected by the static magnetic field generated by the static magnetic field generation source 23. Therefore, the conductor 26
Even if a pulsed current flows through the coil 28 serving as a dynamic magnetic field generation source through the electromagnetic field, the electromagnetic force acting on the coil and the conductive wire is not substantially generated, and therefore the striking sound based on the electromagnetic force is not substantially generated.
【００３２】既述のように、ダイナミック磁場発生源と
してのコイル２８は超電導多層複合体から作られたもの
である。これによれば発熱の問題は実質的になく、比較
的大電流を流して強い傾斜磁場を発生させることができ
る。この場合、その大電流を流し得るようにするために
その断面積を大きくするようなことは必要でないので、
装置全体の小型化が図られる。また、大電流を流して強
い傾斜磁場を得ることができるので、前述の実施例は高
速イメ−ジング法として知られるエコ−プレ−ナ−法に
最適である。As described above, the coil 28 as a dynamic magnetic field generating source is made of a superconducting multilayer composite. According to this, there is substantially no problem of heat generation, and a relatively large current can be passed to generate a strong gradient magnetic field. In this case, it is not necessary to increase the cross-sectional area so that the large current can flow,
The overall size of the device can be reduced. Also, since a large current can be passed to obtain a strong gradient magnetic field, the above-mentioned embodiment is most suitable for the eco-planer method known as the high-speed imaging method.
【００３３】ダイナナミック磁場発生源としてのコイル
２８にはパルス状の電流が繰り返し供給されることか
ら、このコイルが発生する磁束にもとづく渦電流が問題
となる。しかし、冷媒容器２１の空間３２側部２１ａの
両表面部は電気絶縁体で構成されているため、これによ
り渦電流の発生は防止される。したがって、ダイナミッ
ク磁場が正確に静磁場に重畳される。Since a pulsed current is repeatedly supplied to the coil 28 as a dynamic magnetic field generating source, an eddy current based on the magnetic flux generated by this coil poses a problem. However, since both surface portions of the space 32 side portion 21a of the refrigerant container 21 are made of an electrical insulator, the generation of an eddy current is prevented by this. Therefore, the dynamic magnetic field is accurately superimposed on the static magnetic field.
【００３４】[0034]
【発明の効果】以上の説明から理解されるように、本発
明は、打撃音の発生防止、装置全体の小型化並びに渦電
流の発生防止を図るのに適しており、しかも高速イメ−
ジング法として知られるエコ−プレ−ナ−法の実用化に
大きく貢献することができる。As can be understood from the above description, the present invention is suitable for preventing the generation of impact sound, downsizing of the entire apparatus, and the prevention of eddy current, and also high speed image.
This can greatly contribute to the practical application of the eco-planar method known as the singing method.
【図１】本発明にもとづく一実施例を示す超電導磁石装
置の縦断面図である。FIG. 1 is a vertical cross-sectional view of a superconducting magnet device showing an embodiment according to the present invention.
【図２】図１のダイナミック磁場発生源としてのコイル
の断面図である。FIG. 2 is a cross-sectional view of a coil as a dynamic magnetic field generation source of FIG.
【図３】本発明にもとづく一実施例を示す磁気共鳴イメ
−ジング装置のハ−ドウエア部分の概念図である。FIG. 3 is a conceptual diagram of a hardware portion of a magnetic resonance imaging apparatus showing an embodiment based on the present invention.
【図４】図３の装置と共に用いられるパルスシ−ケンス
の一例である。4 is an example of a pulse sequence used with the apparatus of FIG.
２：超電導磁石装置、２１：冷媒容器、２３：静磁場発
生源、２８：ダイナミク磁場発生源としてのコイル、３
０及び３１：磁気シ−ルド。2: Superconducting magnet device, 21: Refrigerant container, 23: Static magnetic field generator, 28: Coil as dynamic magnetic field generator, 3
0 and 31: magnetic shield.
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (51)Int.Cl.6 識別記号 庁内整理番号 ＦＩ 技術表示箇所 Ｈ０１Ｆ 6/00 ＺＡＡ Ｇ０１Ｎ 24/06 ５１０ Ｃ Ｈ０１Ｆ 7/22 ＺＡＡ Ａ ─────────────────────────────────────────────────── ─── Continuation of the front page (51) Int.Cl. 6 Identification number Internal reference number FI Technical display location H01F 6/00 ZAA G01N 24/06 510 C H01F 7/22 ZAA A
Claims (8)
と、前記超電導用冷媒中に配置され、予め定められた空
間に静磁場を発生させるための静磁場発生源と、前記超
電導用冷媒中に配置され、前記予め定められた空間中の
静磁場に重畳させるようにダイナミック磁場を発生させ
るためのダイナミック磁場発生源と、前記超電導用冷媒
中に配置され、前記静磁場発生源から前記ダイナミック
磁場発生源に向かって発生される磁束を遮蔽するため
の、超電導多層複合体から作られた磁気シ−ルドとを備
えていることを特徴とする超電導磁石装置。1. A refrigerant container accommodating a superconducting refrigerant, a static magnetic field generating source arranged in the superconducting refrigerant to generate a static magnetic field in a predetermined space, and in the superconducting refrigerant. And a dynamic magnetic field generation source for generating a dynamic magnetic field so as to be superimposed on the static magnetic field in the predetermined space, and the dynamic magnetic field from the static magnetic field generation source disposed in the superconducting coolant. A superconducting magnet device, comprising: a magnetic shield made of a superconducting multilayer composite for shielding a magnetic flux generated toward a generation source.
複合体から作られたものであることを特徴とする請求項
１に記載された超電導磁石装置。2. The superconducting magnet device according to claim 1, wherein the dynamic magnetic field source is made of a superconducting multilayer composite.
てパルス状電流を供給するダイナミック磁場電源を備
え、更に前記導線を覆うように前記超電導用冷媒中に配
置された磁気シ−ルドを備え、該磁気シ−ルドは超電導
多層複合体から作られていることを特徴とする請求項１
又は２に記載された超電導磁石装置。3. A dynamic magnetic field power source for supplying a pulsed current to the dynamic magnetic field generation source through a conductor, further comprising a magnetic shield arranged in the superconducting refrigerant so as to cover the conductor. The magnetic shield is made from a superconducting multilayer composite.
Alternatively, the superconducting magnet device described in 2.
の部分は電気絶縁体で構成されていることを特徴とする
請求項１、２又は３に記載された超電導磁石装置。4. The superconducting magnet device according to claim 1, 2 or 3, wherein a portion of the refrigerant container on the side of the predetermined space is made of an electric insulator.
と、前記超電導用冷媒中に配置され、被検体が配置され
るべき予め定められた空間に静磁場を発生させるための
静磁場発生源と、前記超電導用冷媒中に配置され、前記
予め定められた空間中の静磁場に重畳させるようにダイ
ナミック磁場を発生させるためのダイナミック磁場発生
源と、該ダイナミック磁場発生源に導線を介してパルス
状電流を供給するダイナミック磁場電源と、前記超電導
用冷媒中に配置され、前記静磁場発生源から前記ダイナ
ミック磁場発生源に向かって発生される磁束を遮蔽する
ための、超電導多層複合体から作られた磁気シ−ルド
と、前記被検体に高周波パルスを印加する手段と、前記
被検体から核磁気共鳴信号を発生させるように予め定め
られたパルスシ−ケンスにしたがった前記ダイナミック
磁場及び前記高周波パルスを制御する手段と、前記核磁
気共鳴信号にもとづいて前記被検体の像を生成する手段
とを備えていることを特徴とする磁気共鳴イメ−ジング
装置。5. A refrigerant container accommodating a superconducting refrigerant, and a static magnetic field generator for generating a static magnetic field in a predetermined space in which the subject is placed, the static magnetic field generating source being placed in the superconducting refrigerant. A dynamic magnetic field generation source for generating a dynamic magnetic field so as to be superimposed on a static magnetic field in the predetermined space, and a pulse to the dynamic magnetic field generation source via a conductor. Magnetic field power supply for supplying a constant current and a superconducting multilayer composite which is disposed in the superconducting coolant and shields a magnetic flux generated from the static magnetic field generating source toward the dynamic magnetic field generating source. Magnetic shield, a means for applying a high frequency pulse to the subject, and a pulse sequence predetermined to generate a nuclear magnetic resonance signal from the subject. Managing device - Magnetic resonance Ime, characterized means for controlling said dynamic magnetic field and the high frequency pulses according, further comprising: a means for generating an image of the subject based on the nuclear magnetic resonance signals.
複合体から作られたものであることを特徴とする請求項
５に記載された磁気共鳴イメ−ジング装置。6. The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 5, wherein the dynamic magnetic field source is made of a superconducting multilayer composite.
に配置された磁気シ−ルドを備え、該磁気シ−ルドは超
電導多層複合体から作られていることを特徴とする請求
項５又は６に記載された磁気共鳴イメ−ジング装置。7. A magnetic shield disposed in the superconducting coolant so as to cover the conductor, the magnetic shield being made of a superconducting multilayer composite. Alternatively, the magnetic resonance imaging apparatus described in 6 above.
の部分は電気絶縁体で構成されていることを特徴とする
請求項５、６、７又は８に記載された磁気共鳴イメ−ジ
ング装置。8. The magnetic resonance imaging according to claim 5, 6, 7 or 8, wherein the portion of the refrigerant container on the side of the predetermined space is made of an electric insulator. apparatus.
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP6222194A JPH0884712A (en) | 1994-09-16 | 1994-09-16 | Superconducting magnet apparatus and magnetic resonance imaging apparatus using the same |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP6222194A JPH0884712A (en) | 1994-09-16 | 1994-09-16 | Superconducting magnet apparatus and magnetic resonance imaging apparatus using the same |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH0884712A true JPH0884712A (en) | 1996-04-02 |
Family
ID=16778627
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP6222194A Pending JPH0884712A (en) | 1994-09-16 | 1994-09-16 | Superconducting magnet apparatus and magnetic resonance imaging apparatus using the same |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPH0884712A (en) |
Cited By (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| EP1978373A1 (en) | 2007-04-06 | 2008-10-08 | Kabushiki Kaisha Toshiba | Gradient shield coil for a magnetic resonance imaging apparatus |
| JP2015020027A (en) * | 2013-07-23 | 2015-02-02 | 三菱電機株式会社 | Superconducting coil drive system and imaging device |
-
1994
- 1994-09-16 JP JP6222194A patent/JPH0884712A/en active Pending
Cited By (3)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| EP1978373A1 (en) | 2007-04-06 | 2008-10-08 | Kabushiki Kaisha Toshiba | Gradient shield coil for a magnetic resonance imaging apparatus |
| US7777489B2 (en) | 2007-04-06 | 2010-08-17 | Kabushiki Kaisha Toshiba | Magnetic resonance imaging apparatus, shield coil, manufacturing method of shield coil, and driving method of magnetic resonance imaging apparatus |
| JP2015020027A (en) * | 2013-07-23 | 2015-02-02 | 三菱電機株式会社 | Superconducting coil drive system and imaging device |
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