JPWO2008096628A1 - Magnetic resonance imaging apparatus and gradient coil - Google Patents

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Abstract

ヒートスポットを効率よく冷却する構造を備え、信頼性の高い傾斜磁場コイル（２）を備えたＭＲＩ装置を提供する。傾斜磁場コイル（２）のＸ、Ｙ、Ｚコイルのうちの少なくとも一つは、内部に冷却用媒体を流すための中空領域を備えた冷却管兼用コイル（１０３）である。冷却管兼用コイル（１０３）には、熱伝導部材（２０１、２０２）が固定されている。熱伝導部材（２０１）は、他のコイルパターンの密度が最も大きい領域に重なる位置に配置されている。熱伝導部材（２０２）は、貫通孔（３０１）の周囲の領域に少なくとも一部が重なる位置に配置されている。Provided is an MRI apparatus provided with a highly reliable gradient magnetic field coil (2) having a structure for efficiently cooling a heat spot. At least one of the X, Y, and Z coils of the gradient magnetic field coil (2) is a cooling pipe combined coil (103) having a hollow region for flowing a cooling medium therein. The heat conducting members (201, 202) are fixed to the cooling pipe combined coil (103). The heat conductive member (201) is disposed at a position overlapping the region where the density of other coil patterns is the highest. The heat conducting member (202) is disposed at a position at least partially overlapping the area around the through hole (301).

Description

本発明は、磁気共鳴イメージング装置（ＭＲＩ装置）及びこのＭＲＩ装置に用いる傾斜磁場コイルに関する。   The present invention relates to a magnetic resonance imaging apparatus (MRI apparatus) and a gradient magnetic field coil used in the MRI apparatus.

ＭＲＩ装置は、傾斜磁場コイル（Ｘ、Ｙ、Ｚコイル）を備え、撮像時に被検体に対して直交する３軸方向についての傾斜磁場を所定のタイミングで印加する。この傾斜磁場の印加により、被検体の撮像スライスを選択的に励起したり、被検体からの磁気共鳴信号への位置情報を付与することが可能になる。   The MRI apparatus includes gradient magnetic field coils (X, Y, Z coils), and applies gradient magnetic fields in three axial directions orthogonal to the subject at a predetermined timing during imaging. By applying this gradient magnetic field, it is possible to selectively excite the imaging slice of the subject and to add position information to the magnetic resonance signal from the subject.

近年の撮像方法では、大きな傾斜磁場を短い立ち上がり時間で印加することが望まれ、しかも、傾斜磁場コイルの外形は、小型で薄型にすることが望まれている。このため、傾斜磁場コイルは、コイル導体の間隔が密になる傾向にあり、かつ、大電流が流される傾向にある。このような傾斜磁場コイルに通電すると、導体のジュール熱により温度が上昇する。   In recent imaging methods, it is desired to apply a large gradient magnetic field with a short rise time, and the gradient coil is desired to be small and thin. For this reason, in the gradient magnetic field coil, the interval between the coil conductors tends to be close, and a large current tends to flow. When such a gradient magnetic field coil is energized, the temperature rises due to the Joule heat of the conductor.

特許文献１では、傾斜磁場コイルの導線内に中空領域を設け、中空領域に冷媒を流して導体に発生した熱を冷却する方法を開示している。特許文献２では、傾斜磁場コイルに、無誘導巻きの冷却配管を備えた構成が開示されている。また、ＸＹＺコイルのいずれか一つが中空導体で構成され、冷却配管を兼ねている構成も開示されている。   Patent Document 1 discloses a method of cooling a heat generated in a conductor by providing a hollow region in a conducting wire of a gradient coil and flowing a coolant in the hollow region. Patent Document 2 discloses a configuration in which a gradient coil is provided with a cooling pipe with non-inductive winding. In addition, a configuration in which any one of the XYZ coils is configured by a hollow conductor and also serves as a cooling pipe is disclosed.

特開２００５−２３０５４３号公報JP 2005-230543 A 特開２００５−２７９１６８号公報JP 2005-279168 A

垂直磁場方式のオープン型ＭＲＩ装置の場合、Ｚコイルは同心円状のコイルパターンをなし、水平磁場方式の円筒型ＭＲＩ装置の場合、Ｚコイルは螺旋状である。Ｘ及びＹコイルは、垂直磁場方式であっても水平磁場方式であっても複雑なコイルパターンとなる。   In the case of a vertical magnetic field type open type MRI apparatus, the Z coil has a concentric coil pattern, and in the case of a horizontal magnetic field type cylindrical MRI apparatus, the Z coil has a spiral shape. The X and Y coils have a complicated coil pattern regardless of the vertical magnetic field method or the horizontal magnetic field method.

このため、特許文献２に記載のようにＸＹＺコイルのうちの一つを中空導体で構成する際には、いずれの方式の場合も、Ｚコイルを中空導体で構成し、冷却配管を兼用させるのが比較的容易である。一方、Ｘ、Ｙ傾斜磁場コイルは、コイルパターンが複雑なので冷却配管を兼用させることが難しく、板状部材をスリット加工することにより形成すると考えられるが、Ｘ、Ｙ傾斜磁場コイルは導体幅が小さく、特に電流密度が高い部分があるため、その部分が高温なヒートエリアあるいはヒートスポットになりやすい。これにより、傾斜磁場コイルには温度分布が生じる。   For this reason, when one of the XYZ coils is configured with a hollow conductor as described in Patent Document 2, the Z coil is configured with a hollow conductor in any system, and the cooling pipe is also used. Is relatively easy. On the other hand, since the X and Y gradient magnetic field coils have a complicated coil pattern, it is difficult to use the cooling pipe as well, and it is considered that the X and Y gradient magnetic field coils have a small conductor width. In particular, since there is a part with a high current density, the part tends to become a high-temperature heat area or heat spot. Thereby, temperature distribution arises in a gradient magnetic field coil.

Ｚコイルを冷却配管と兼用させる場合、Ｚコイルのパターンは、形成すべきＺ方向傾斜磁場に応じて電磁気設計により定められているため、Ｘ及びＹコイルに温度分布が生じるとしても、その温度分布に合わせてＺコイルのパターンや位置を変更することはできない。   When the Z coil is also used as a cooling pipe, the Z coil pattern is determined by the electromagnetic design according to the Z-direction gradient magnetic field to be formed. Therefore, even if temperature distribution occurs in the X and Y coils, the temperature distribution The pattern and position of the Z coil cannot be changed according to the above.

また、傾斜磁場コイルの支持体には、ＭＲＩ装置の静磁場発生装置に固定するための穴が設けられるため、Ｚコイルのパターンはこの穴部を避けて配置する必要がある。このため、傾斜磁場コイルは、固定穴の部分が、他の部分よりも高温なヒートエリアあるいはヒートスポットとなる。   Moreover, since the hole for fixing to the static magnetic field generator of an MRI apparatus is provided in the support body of a gradient magnetic field coil, it is necessary to arrange | position the pattern of Z coil avoiding this hole part. For this reason, as for the gradient magnetic field coil, the part of a fixed hole turns into a heat area or heat spot where temperature is higher than other parts.

ヒートエリアあるいはヒートスポット部分には、熱応力が生じるため、支持体等の樹脂の割れ、クラックが発生しやすい。これにより、絶縁不良等が発生する。また、高温となるのを防ぐには、Ｘ及びＹコイルの通電電流値を制限することが考えられるが、電流値を制限すると電磁気設計で得られた性能を発揮することができない。   Since heat stress is generated in the heat area or the heat spot portion, the resin such as the support is easily cracked or cracked. As a result, insulation failure or the like occurs. In order to prevent the temperature from becoming high, it is conceivable to limit the current values of the X and Y coils. However, if the current value is limited, the performance obtained by the electromagnetic design cannot be exhibited.

本発明の目的は、ヒートエリアあるいはヒートスポットを効率よく冷却する構造を備え、信頼性の高い傾斜磁場コイルを備えたＭＲＩ装置及び傾斜磁場コイルを提供することができる。   An object of the present invention is to provide an MRI apparatus and a gradient magnetic field coil that have a structure that efficiently cools a heat area or a heat spot and includes a highly reliable gradient magnetic field coil.

上記目的を達成するために、本発明は、次のように構成される。   In order to achieve the above object, the present invention is configured as follows.

本発明の磁気共鳴イメージング装置は、静磁場発生源と、傾斜磁場発生源と、高周波送受信手段と、内部に冷却用媒体が流され、上記傾斜磁場発生源を冷却する冷却管と、上記冷却管に接続され、上記傾斜磁場発生源から発生された熱を上記冷却管に伝導する熱伝導部材とを備え、上記傾斜磁場発生源は、複数の傾斜磁場コイルを有し、これら複数の傾斜磁場コイルのうちの一つが、内部に冷却用媒体が流され、上記傾斜磁場発生源を冷却する冷却管を備える。上記熱伝導部材は、上記冷却管を備えた傾斜磁場コイルを除く傾斜磁場コイルにおける電流密度あるいは配置密度が、その傾斜磁場コイル全体に対して大きい領域のうちの少なくとも一つの領域に配置される。   A magnetic resonance imaging apparatus according to the present invention includes a static magnetic field generation source, a gradient magnetic field generation source, a high-frequency transmission / reception means, a cooling pipe that cools the gradient magnetic field generation source by flowing a cooling medium therein, and the cooling pipe And a heat conducting member that conducts heat generated from the gradient magnetic field generation source to the cooling pipe, and the gradient magnetic field generation source has a plurality of gradient magnetic field coils, and the plurality of gradient magnetic field coils One of them includes a cooling pipe in which a cooling medium is flowed to cool the gradient magnetic field generation source. The heat conducting member is disposed in at least one of the regions where the current density or the arrangement density in the gradient magnetic field coil excluding the gradient magnetic field coil provided with the cooling pipe is larger than the entire gradient magnetic field coil.

本発明によれば、ヒートエリアあるいはヒートスポットを効率よく冷却する構造を備え、信頼性の高い傾斜磁場コイルを備えたＭＲＩ装置及び傾斜磁場コイルを実現することができる。   ADVANTAGE OF THE INVENTION According to this invention, the MRI apparatus and gradient magnetic field coil which were provided with the structure which cools a heat area or a heat spot efficiently, and provided the gradient magnetic field coil with high reliability are realizable.

本発明が適用されるＭＲＩ装置の概略構成図である。1 is a schematic configuration diagram of an MRI apparatus to which the present invention is applied. 本発明の第１の実施形態のＭＲＩ装置の概略断面図である。It is a schematic sectional drawing of the MRI apparatus of the 1st Embodiment of this invention. 図２のＡ−Ａ‘線に沿った概略断面図である。It is a schematic sectional drawing in alignment with the AA 'line of FIG. 本発明の第１の実施形態における傾斜磁場コイルのＸ及びＹコイルのコイルパターン説明図である。It is coil pattern explanatory drawing of the X and Y coil of the gradient coil in the 1st Embodiment of this invention. 図４のＹコイルのコイルパターンを拡大して示す説明図である。It is explanatory drawing which expands and shows the coil pattern of the Y coil of FIG. 本発明の第１の実施形態における傾斜磁場コイルのＺコイルと熱伝導板の上面図である。It is a top view of Z coil of a gradient magnetic field coil and a heat conductive board in a 1st embodiment of the present invention. 第１の実施形態におけるＺコイルと熱伝導板の構造説明図である。It is structure explanatory drawing of the Z coil and heat conductive board in 1st Embodiment. 本発明の第２の実施形態における傾斜磁場コイルのＺコイルと熱伝導板の上面図である。It is a top view of Z coil and thermal conduction board of a gradient magnetic field coil in a 2nd embodiment of the present invention. 本発明の第３の実施形態における冷却配管と熱伝導板の上面図である。It is a top view of the cooling piping and heat conductive board in the 3rd Embodiment of this invention. 本発明の第４の実施形態における冷却配管と熱伝導板の上面図である。It is a top view of the cooling piping and heat conductive board in the 4th Embodiment of this invention. 本発明の第５の実施形態におけるＸ及びＹコイルの斜視図である。It is a perspective view of the X and Y coil in the 5th Embodiment of this invention. 本発明の第５の実施形態におけるＺコイルと熱伝導板の斜視図である。It is a perspective view of Z coil and a heat conductive board in a 5th embodiment of the present invention. 本発明の第６の実の形態のＺコイルと熱伝導板の斜視図である。It is a perspective view of the Z coil and heat conduction board of the 6th real form of the present invention. 本発明の第７の実施形態の冷却用配管と熱伝導板の斜視図である。It is a perspective view of piping for cooling and a heat conduction board of a 7th embodiment of the present invention. 本発明の第８の実施形態の冷却用配管と熱伝導板の斜視図である。It is a perspective view of piping for cooling and a heat conduction board of an 8th embodiment of the present invention. 本発明において、冷却配管を兼ねたＺコイルの他に、専用冷却管を形成する例の説明図である。In this invention, it is explanatory drawing of the example which forms a dedicated cooling pipe other than Z coil which serves as cooling piping. 本発明の実施形態において、冷却配管に冷却水を供給する冷却水循環器の説明図である。In embodiment of this invention, it is explanatory drawing of the cooling water circulator which supplies cooling water to cooling piping.

符号の説明Explanation of symbols

１・・・静磁場発生装置、２・・・傾斜磁場コイル、３ａ・・・高周波送信コイル、３ｂ・・・高周波受信コイル、４・・・ベッド、５・・・均一磁場領域、６・・・メインコイル、７・・・シールドコイル、１０１、１１１、１１０１・・・Ｘコイル、１０２、１１２、１１０２・・・Ｙコイル、１０３、１１３・・・Ｚコイル、１２０・・・樹脂層、１３０・・・冷却水循環器、２０１、２０２、７０１、８０２、８０３、９０１、１１０４、１２０４、１８０２、１９０１・・・熱伝導板、３０１・・・固定用穴、４０１、４０２、４０３、４０４、１４０１、１４０２、１４０３、１４０４・・・高密度領域（高発熱領域）、５０１、８０４、１１０５・・・スリット、８０１、１８０１・・・冷却用配管   DESCRIPTION OF SYMBOLS 1 ... Static magnetic field generator, 2 ... Gradient magnetic field coil, 3a ... High frequency transmission coil, 3b ... High frequency reception coil, 4 ... Bed, 5 ... Uniform magnetic field area, 6 ... Main coil, 7 ... shield coil, 101, 111, 1101 ... X coil, 102, 112, 1102 ... Y coil, 103, 113 ... Z coil, 120 ... resin layer, 130 ... Cooling water circulator, 201, 202, 701, 802, 803, 901, 1104, 1204, 1802, 1901 ... Heat conduction plate, 301 ... Fixing hole, 401, 402, 403, 404, 1401 1402, 1403, 1404 ... high density region (high heat generation region), 501, 804, 1105 ... slit, 801, 1801 ... cooling piping

以下、本発明の実施の形態について図面を用いて説明する。   Hereinafter, embodiments of the present invention will be described with reference to the drawings.

（第１の実施形態）
図１は、本発明が適用されるＭＲＩ装置の全体概略構成図である。(First embodiment)
FIG. 1 is an overall schematic configuration diagram of an MRI apparatus to which the present invention is applied.

図１において、ＭＲＩ装置は、静磁場発生系（静磁場発生源）１と、傾斜磁場発生系（傾斜磁場発生源）１０と、送信系１５と、受信系１６と、信号処理系２１と、シーケンサ２２と、中央処理装置（ＣＰＵ）２３と、操作部８とを備える。   In FIG. 1, an MRI apparatus includes a static magnetic field generation system (static magnetic field generation source) 1, a gradient magnetic field generation system (gradient magnetic field generation source) 10, a transmission system 15, a reception system 16, a signal processing system 21, A sequencer 22, a central processing unit (CPU) 23, and an operation unit 8 are provided.

傾斜磁場発生系１０は、Ｘ、Ｙ、Ｚの三軸方向に巻かれた傾斜磁場コイル２と、それぞれのコイルを駆動する傾斜磁場電源１１とを備える。また、傾斜磁場発生系１０は、シーケンサ２２から命令に従って、それぞれのコイルの傾斜磁場電源１１を駆動することにより、Ｘ、Ｙ、Ｚの三軸方向の傾斜磁場Ｇｓ、Ｇｐ、Ｇｆを被検体９に印加する。   The gradient magnetic field generation system 10 includes a gradient magnetic field coil 2 wound in three axial directions of X, Y, and Z, and a gradient magnetic field power source 11 that drives each coil. In addition, the gradient magnetic field generation system 10 drives the gradient magnetic field power supply 11 of each coil in accordance with a command from the sequencer 22, so that the gradient magnetic fields Gs, Gp, Gf in the three axis directions of X, Y, Z are obtained from the subject 9. Apply to.

送信系１５は、シーケンサ２２から送出される高周波磁場パルスにより被検体９の生体組織を構成する原子の原子核に核磁気共鳴を起こさせるために高周波信号を照射するもので、高周波発振器１２と、変調器１３と、高周波増幅器１４と、送信側の高周波コイル（高周波送信手段）３ａとを備える。   The transmission system 15 irradiates a high-frequency signal to cause nuclear magnetic resonance to occur in the atomic nucleus constituting the biological tissue of the subject 9 by a high-frequency magnetic field pulse sent from the sequencer 22. And a high frequency amplifier 14 and a high frequency coil (high frequency transmission means) 3a on the transmission side.

受信系１６は、被検体９の生体組織の原子核の核磁気共鳴により放出されるエコー信号（ＮＭＲ信号）を検出する。この受信系１６は、受信側の高周波コイル（高周波受信手段）３ｂと、増幅器１７と、直交位相検波器１８と、Ａ／Ｄ変換器１９とを備える。   The receiving system 16 detects an echo signal (NMR signal) emitted by nuclear magnetic resonance of the nucleus of the living tissue of the subject 9. The receiving system 16 includes a receiving-side high-frequency coil (high-frequency receiving means) 3 b, an amplifier 17, a quadrature phase detector 18, and an A / D converter 19.

信号処理系２１は、上記受信系１６で検出したエコー信号を用いて画像再構成演算を行うと共に画像表示をする。この信号処理系２１は、ＣＰＵ２３、ＲＯＭ（読み出し専用メモリ）３０と、ＲＡＭ（随時書き込み読み出しメモリ）３１と、光磁気ディスク３２及び磁気ディスク３４と、ディスプレイ３３とを備える。   The signal processing system 21 performs image reconstruction calculation using the echo signal detected by the receiving system 16 and displays an image. The signal processing system 21 includes a CPU 23, a ROM (read only memory) 30, a RAM (anytime read / write memory) 31, a magneto-optical disk 32 and a magnetic disk 34, and a display 33.

ＣＰＵ２３は、上記エコー信号についてフーリエ変換、補正係数計算、画像再構成等の処理及びシーケンサ２２の制御を行う。また、ＲＯＭ３０は、経時的な画像解析処理及び計測を行うプログラムやその実行において用いる不変のパラメータなどを記憶する。   The CPU 23 performs processing such as Fourier transform, correction coefficient calculation, image reconstruction, and control of the sequencer 22 for the echo signal. The ROM 30 stores a program for performing image analysis processing and measurement over time, invariant parameters used in the execution, and the like.

シーケンサ２２は、ＣＰＵ２３の制御で動作し、被検体９の断層像のデータ収集に必要な種々の命令を送信系１５及び傾斜磁場発生系１０並びに受信系１６に送る。また、操作部８は、信号処理系２１で行う処理の制御情報を入力するものであり、トラックボール又はマウス３５と、キーボード３６とを備える。   The sequencer 22 operates under the control of the CPU 23 and sends various commands necessary for collecting tomographic data of the subject 9 to the transmission system 15, the gradient magnetic field generation system 10, and the reception system 16. The operation unit 8 inputs control information for processing performed by the signal processing system 21 and includes a trackball or mouse 35 and a keyboard 36.

図２は、図１に示したＭＲＩ装置の部分断面図であり、垂直磁場方式のＭＲＩ装置の場合である。図２において、被検体が配置される空間を挟んでそれぞれ配置された、一対の静磁場発生系１と、一対の傾斜磁場コイル２と、一対の高周波磁場コイル３と、被検体を搭載するベッド４とを備えている。一対の静磁場発生装置１は、被検体が配置される空間に均一磁場領域５を形成する。被検体は、ベッド４に搭載されて、均一磁場領域５に配置される。一対の傾斜磁場コイル２は、静磁場発生系１の均一磁場領域５側の面に固定され、均一磁場領域５を挟んで対向している。一対の高周波磁場コイル３は、均一磁場領域５を挟んで対向配置され、均一磁場領域５と前記傾斜磁場コイル２の間に固定される。   FIG. 2 is a partial cross-sectional view of the MRI apparatus shown in FIG. 1, and is a case of a vertical magnetic field type MRI apparatus. In FIG. 2, a pair of static magnetic field generation systems 1, a pair of gradient magnetic field coils 2, a pair of high frequency magnetic field coils 3, and a bed on which the subject is mounted, which are respectively disposed across a space in which the subject is disposed. 4 is provided. The pair of static magnetic field generators 1 forms a uniform magnetic field region 5 in a space where a subject is placed. The subject is mounted on the bed 4 and placed in the uniform magnetic field region 5. The pair of gradient magnetic field coils 2 are fixed to the surface of the static magnetic field generation system 1 on the side of the uniform magnetic field region 5 and face each other with the uniform magnetic field region 5 interposed therebetween. The pair of high-frequency magnetic field coils 3 are disposed to face each other with the uniform magnetic field region 5 interposed therebetween, and are fixed between the uniform magnetic field region 5 and the gradient magnetic field coil 2.

傾斜磁場コイル２の構造を図３〜図７を用いてさらに説明する。傾斜磁場コイル２は、円板状のコイルであり、近接した導電体に渦電流が発生するのを抑制するために、アクティブシールド方式を採用している。そのため、図２のＡ−Ａ‘線に沿った部分断面図である図３に示すように、傾斜磁場コイル２は、傾斜磁場を発生させるメインコイル６と、シールドコイル７とを備えている。   The structure of the gradient coil 2 will be further described with reference to FIGS. The gradient magnetic field coil 2 is a disk-shaped coil, and employs an active shield system in order to suppress the generation of eddy currents in adjacent conductors. Therefore, as shown in FIG. 3 which is a partial cross-sectional view taken along the line A-A ′ in FIG. 2, the gradient coil 2 includes a main coil 6 that generates a gradient magnetic field and a shield coil 7.

シールドコイル７は、メインコイル６の外側（静磁場発生系１側）に配置され、メインコイル６の外側に発生する磁場をキャンセルする。メインコイル６は、互いに直交した３つの方向（Ｘ、Ｙ、Ｚ）に傾斜した磁場を発生するために、３つのコイル（Ｘコイル１０１、Ｙコイル１０２、Ｚコイル１０３）を含む。また、シールドコイル７は、３つの方向（Ｘ、Ｙ、Ｚ）にキャンセル用の傾斜磁場を発生するために、Ｘコイル１１１、Ｙコイル１１２、Ｚコイル１１３を含む。これらの６つのコイル１０１〜１０３、１１１〜１１３の間には、樹脂層１２０が配置され、６つのコイルを一体に支持するとともに絶縁している。   The shield coil 7 is arranged outside the main coil 6 (on the static magnetic field generating system 1 side) and cancels the magnetic field generated outside the main coil 6. The main coil 6 includes three coils (X coil 101, Y coil 102, Z coil 103) in order to generate magnetic fields inclined in three directions (X, Y, Z) orthogonal to each other. The shield coil 7 includes an X coil 111, a Y coil 112, and a Z coil 113 in order to generate a gradient magnetic field for cancellation in three directions (X, Y, Z). Between these six coils 101-103, 111-113, the resin layer 120 is arrange | positioned, and supports and insulates six coils integrally.

傾斜磁場コイル２には、図３、図４および図６に示すように、厚さ方向に全体を貫通するように複数の固定用穴３０１が設けられている。複数の固定用穴３０１は、所定の半径の円周上に配置されている。傾斜磁場コイル２は、固定用穴３０１に挿入したネジ等により静磁場発生装置１に固定される。   As shown in FIGS. 3, 4, and 6, the gradient magnetic field coil 2 is provided with a plurality of fixing holes 301 so as to penetrate the whole in the thickness direction. The plurality of fixing holes 301 are arranged on a circumference with a predetermined radius. The gradient magnetic field coil 2 is fixed to the static magnetic field generator 1 by screws or the like inserted into the fixing holes 301.

図４に、Ｘコイル１０１およびＹコイル１０２のコイルパターンを、両コイルが重ねられた状態で示す。また、図５にＹコイルの一部を拡大して示す。Ｘコイル１０１およびＹコイル１０２は、それぞれＸおよびＹ方向の傾斜磁場を所定の精度で発生させることができるように電磁気設計により定められた図４及び図５のようなコイルパターンを有する。高傾斜磁場性能及びコンパクト化の要求に対応するため、パターン数が多く、導体幅が全体的に狭く設計されている。しかも、コイルの導体幅は一様ではなく、軸方向と外周とが交わる部分の近傍（図４及び図５の領域４０１、４０２、４０３、４０４）で導体幅が相対的に狭く、密に配置されている（コイル配置密度が大きい領域（高密度領域））。   FIG. 4 shows the coil patterns of the X coil 101 and the Y coil 102 in a state where both coils are overlapped. FIG. 5 shows an enlarged part of the Y coil. The X coil 101 and the Y coil 102 have coil patterns as shown in FIGS. 4 and 5 determined by electromagnetic design so that gradient magnetic fields in the X and Y directions can be generated with a predetermined accuracy, respectively. In order to meet the demand for high gradient magnetic field performance and compactness, the number of patterns is large and the conductor width is designed to be narrow overall. In addition, the conductor width of the coil is not uniform, and the conductor width is relatively narrow in the vicinity of the portion where the axial direction and the outer periphery intersect (regions 401, 402, 403, 404 in FIGS. 4 and 5), and the coils are densely arranged. (Region where coil arrangement density is large (high density region)).

第１の実施形態におけるＸコイル１０１及びＹコイル１０２は、このような複雑なコイルパターンを実現するために、いずれも導体の板をスリット加工することにより製作されたものである。   In order to realize such a complicated coil pattern, the X coil 101 and the Y coil 102 in the first embodiment are both manufactured by slitting a conductor plate.

一方、Ｚコイル１０３は、Ｚ方向の傾斜磁場を所定の精度で発生することができるように電磁気設計により定められたコイルパターンを有する。具体的には、図６に示すように、同心円状にコイルを巻回したコイルパターンである。Ｚコイル１０３は固定用穴３０１を避けて配置されている。このため、複数の固定用穴３０１が配置されている円周の外側領域および内側領域ではコイルパターンの密度が大きくなっている。   On the other hand, the Z coil 103 has a coil pattern determined by an electromagnetic design so that a gradient magnetic field in the Z direction can be generated with a predetermined accuracy. Specifically, as shown in FIG. 6, it is a coil pattern in which coils are wound concentrically. The Z coil 103 is arranged avoiding the fixing hole 301. For this reason, the density of the coil pattern is large in the outer region and inner region of the circumference where the plurality of fixing holes 301 are arranged.

また、Ｚコイル１０３は、図７に示すように、中空領域を有する管状の導体によって構成されている。導体の素材としては、熱伝導率の高い材料であることが望ましく、例えば銅を用いることができる。これにより、Ｚコイル１０３の中空領域に冷却用媒体１３３を流すことができるため、Ｚコイル１０３をＸおよびＹコイル１０１、１０２の発生するジュール熱を冷却する冷却管を兼用させることができる。   Further, as shown in FIG. 7, the Z coil 103 is constituted by a tubular conductor having a hollow region. The conductor material is preferably a material having high thermal conductivity, and for example, copper can be used. Thereby, since the cooling medium 133 can flow through the hollow region of the Z coil 103, the Z coil 103 can also be used as a cooling pipe for cooling Joule heat generated by the X and Y coils 101 and 102.

上述したようにＸおよびＹコイル１０１、１０２のコイルパターンは、傾斜磁場コイル２がＹ軸およびＹ軸と外周とが交わる部分の領域４０１、４０２、４０３、４０４で密に配置されているため、これらの領域は、それ以外の領域と比較してジュール熱による高発熱領域となる。ここで、高発熱領域とは、例えば、その部分に配置されたコイルの電流密度あるいは配置密度が、コイル全体の電流密度あるいは配置密度に対して１．５〜２．０倍となる領域であると定義する。   As described above, the coil patterns of the X and Y coils 101 and 102 are densely arranged in the regions 401, 402, 403, and 404 where the gradient magnetic field coil 2 intersects the Y axis and the Y axis and the outer periphery. These regions are higher heat generation regions due to Joule heat than other regions. Here, the high heat generation region is, for example, a region in which the current density or arrangement density of the coil arranged in that portion is 1.5 to 2.0 times the current density or arrangement density of the entire coil. It is defined as

一方、ＸおよびＹコイル１０１、１０２を冷却するための冷却管を兼用するＺコイル１０３のパターンは、上述のように電磁気的設計の観点から定められているため、Ｚコイルが高密度に配置される部分は、ＸおよびＹコイル１０１、１０２の高発熱領域４０１〜４０４に必ずしも一致しない。   On the other hand, since the pattern of the Z coil 103 that also serves as a cooling pipe for cooling the X and Y coils 101 and 102 is determined from the viewpoint of electromagnetic design as described above, the Z coils are arranged at high density. This portion does not necessarily coincide with the high heat generation regions 401 to 404 of the X and Y coils 101 and 102.

そこで、本実施の第１の形態では、ＸおよびＹコイル１０１、１０２の高発熱領域４０１〜４０４に近いＺコイル１０３のコイル導体に環状の熱伝導板２０１を、ろう付け又ははんだ付けにより固定し、熱伝導板２０１と高発熱領域４０１〜４０４とが重なるように配置している。熱伝導板２０１は、熱伝導性の高い板状材料（例えば銅又はＳＵＳ）からなる。その厚さは、０．１ｍｍ〜１ｍｍ程度であることが好ましい。   Therefore, in the first embodiment, the annular heat conductive plate 201 is fixed to the coil conductor of the Z coil 103 near the high heat generation regions 401 to 404 of the X and Y coils 101 and 102 by brazing or soldering. The heat conductive plate 201 and the high heat generation regions 401 to 404 are arranged so as to overlap each other. The heat conductive plate 201 is made of a plate-like material (for example, copper or SUS) having high heat conductivity. The thickness is preferably about 0.1 mm to 1 mm.

熱伝導板２０１は、ＸおよびＹコイル１０１、１０２の高発熱領域４０１〜４０４の熱をＺコイル１０３のコイル導体まで伝導する。これにより、高発熱領域４０１〜４０４を、Ｚコイル１０３の内部を流れる冷却用媒体により効率よく冷却することができる。   The heat conduction plate 201 conducts the heat of the high heat generation regions 401 to 404 of the X and Y coils 101 and 102 to the coil conductor of the Z coil 103. Thereby, the high heat generation regions 401 to 404 can be efficiently cooled by the cooling medium flowing inside the Z coil 103.

環状の熱伝導板２０１には、図６に示したように、Ｚコイル１０３の径方向に沿って熱伝導板を切り欠くスリット５０１が、複数設けられている。スリット５０１は、電磁誘導による電流が環状の熱伝導板２０１内を周方向に流れ、渦電流となるのを防止している。   As shown in FIG. 6, the annular heat conducting plate 201 is provided with a plurality of slits 501 that cut out the heat conducting plate along the radial direction of the Z coil 103. The slit 501 prevents an electric current caused by electromagnetic induction from flowing in the circumferential direction in the annular heat conducting plate 201 and becoming an eddy current.

また、Ｚコイル１０３の固定用穴３０１に隣接するコイル導体には、図６に示すように、隣り合う固定用穴３０１の間の領域に張り出すように、複数の熱伝導板２０２が固定されている。これにより、固定用穴３０１の周囲の領域の一部と重なる位置に熱伝導板２０２を配置している。熱伝導板２０２の形状は、環状部材を分割した扇形状である。固定方法としては、ろう付けやはんだ付けが用いられている。複数の固定用穴３０１の周囲の領域は、冷却管を兼用するＺコイル１０３を配置することができないため高温になりやすいが、熱伝導板２０２を配置したことにより、固定用穴３０１の間の領域の熱を熱伝導板２０２によりＺコイル１０３の導体まで伝導し、冷却用媒体で冷却することができる。図６では、複数の熱伝導板２０２に渦電流防止のためのスリットを設けていないが、スリットを入れることも可能である。   Further, as shown in FIG. 6, a plurality of heat conductive plates 202 are fixed to the coil conductor adjacent to the fixing hole 301 of the Z coil 103 so as to protrude into the region between the adjacent fixing holes 301. ing. Thereby, the heat conductive plate 202 is arranged at a position overlapping with a part of the area around the fixing hole 301. The shape of the heat conductive plate 202 is a fan shape obtained by dividing an annular member. As a fixing method, brazing or soldering is used. The area around the plurality of fixing holes 301 is likely to become high temperature because the Z coil 103 that also serves as a cooling pipe cannot be arranged. However, by arranging the heat conduction plate 202, the area between the fixing holes 301 can be increased. The heat of the region can be conducted to the conductor of the Z coil 103 by the heat conduction plate 202 and can be cooled by the cooling medium. In FIG. 6, slits for preventing eddy currents are not provided in the plurality of heat conducting plates 202, but slits can also be inserted.

なお、熱伝導板２０１、２０２は、固定されているコイル導体とは別のコイル導体には接触しないように取り付けられている。Ｚコイル１０３の電磁気特性に影響を与えないためである。   The heat conductive plates 201 and 202 are attached so as not to contact a coil conductor different from the fixed coil conductor. This is because the electromagnetic characteristics of the Z coil 103 are not affected.

上述してきたように、本発明の第１の実施形態では、傾斜磁場コイル２の高温領域の熱を、熱伝導板２０１、２０２によってＺコイル１０３に伝導し、効率よく冷却することができるため、傾斜磁場コイル２に過大な熱応力が加わることがなく、樹脂層１２０の割れやクラックを防止でき、信頼性の高い傾斜磁場コイルを提供することができる。また、ＸＹＺコイル１０１、１０２、１０３の通電電流値を大きく設定することができるため、大きな傾斜磁場を精度良く発生させることができる。これにより、信頼性が高く、高画像解像度の撮像を行うことができるＭＲＩ装置を提供できる。   As described above, in the first embodiment of the present invention, the heat in the high temperature region of the gradient coil 2 can be conducted to the Z coil 103 by the heat conduction plates 201 and 202 and can be efficiently cooled. An excessive thermal stress is not applied to the gradient magnetic field coil 2, cracking or cracking of the resin layer 120 can be prevented, and a highly reliable gradient magnetic field coil can be provided. Further, since the energization current values of the XYZ coils 101, 102, 103 can be set large, a large gradient magnetic field can be generated with high accuracy. Thereby, it is possible to provide an MRI apparatus that is highly reliable and capable of imaging with high image resolution.

なお、第１の実施形態では、図３に示したようにメインコイル６のＺコイル１０３に熱伝導板２０１、２０２を配置した例を示したが、シールドコイル７のＺコイル１１３をＺコイル１０３と同様の構成にし、熱伝導板を配置することが可能である。これにより、シールドコイル７のＸ、Ｙコイル１１１、１１２を冷却することができるため、さらに冷却効率を向上させることができる。   In the first embodiment, as shown in FIG. 3, the heat conductive plates 201 and 202 are arranged on the Z coil 103 of the main coil 6. However, the Z coil 113 of the shield coil 7 is replaced with the Z coil 103. It is possible to arrange a heat conduction plate in the same configuration as in FIG. Thereby, since the X and Y coils 111 and 112 of the shield coil 7 can be cooled, the cooling efficiency can be further improved.

また、熱伝導板２０１は、高発熱領域４０１〜４０４を必ずしも完全に覆っていなくてもよく、熱伝導板２０１が高発熱領域４０１〜４０４の少なくとも一部を覆っていれば、一定の冷却効果が得られる。   Moreover, the heat conductive plate 201 does not necessarily have to completely cover the high heat generation regions 401 to 404. If the heat conductive plate 201 covers at least part of the high heat generation regions 401 to 404, a constant cooling effect is obtained. Is obtained.

また、熱伝導板２０１、２０２の形状は、図６の形状に限定されるものではなく、高発熱領域４０１〜４０４等の形状に合わせて他の形状にすることができる。また、熱伝導板２０２は、固定用穴３０１の周囲を取り囲むように配置することも可能である。   Moreover, the shape of the heat conductive plates 201 and 202 is not limited to the shape of FIG. 6, It can be made into another shape according to the shape of the high heat_generation | fever area | regions 401-404. In addition, the heat conductive plate 202 can be arranged so as to surround the periphery of the fixing hole 301.

本発明の第１の実施形態では、Ｚコイル１０３に冷却用配管を兼用させたが、ＸコイルまたはＹコイルを中空領域を有する導体で形成し、冷却用配管を兼用させることが可能である。この場合も、他のコイルの高発熱領域に対応させて、熱伝導部材を固定することにより、冷却効率を高めることができる。   In the first embodiment of the present invention, the Z coil 103 is also used as a cooling pipe. However, it is possible to form an X coil or a Y coil with a conductor having a hollow region so that the cooling pipe is also used. Also in this case, the cooling efficiency can be improved by fixing the heat conducting member in correspondence with the high heat generation region of the other coil.

また、Ｘコイル及びＺコイルが板状部材をスリット加工することによりコイルパターンが形成されるコイルであり、Ｙコイルが冷却管を兼ね、熱伝導板２０１、２０２を有する配管状コイルとすることができる。同様に、Ｙコイル及びＺコイルが板状部材をスリット加工することによりコイルパターンが形成されるコイルであり、Ｘコイルが冷却管を兼ね、熱伝導板２０１、２０２を有する配管状コイルとすることができる。   Further, the X coil and the Z coil are coils in which a coil pattern is formed by slitting a plate-like member, and the Y coil also serves as a cooling pipe and a pipe-like coil having the heat conduction plates 201 and 202. it can. Similarly, the Y coil and the Z coil are coils in which a coil pattern is formed by slitting a plate-like member, and the X coil is a pipe-like coil that also serves as a cooling pipe and has heat conductive plates 201 and 202. Can do.

また、図１６に示すように、Ｚコイル１０３とは別個にコイルではなく、専用の冷却配管１３１を設けることも可能である。このように構成すれば、Ｚコイル１０３では冷却できない部分がある場合には、その部分を専用冷却配管１３１により冷却することができる。   In addition, as shown in FIG. 16, it is possible to provide a dedicated cooling pipe 131 instead of the coil separately from the Z coil 103. With this configuration, when there is a portion that cannot be cooled by the Z coil 103, the portion can be cooled by the dedicated cooling pipe 131.

ここで、傾斜磁場コイルに配置される冷却配管内を流れる冷却水は、図１７に示すように、傾斜磁場コイルの外部に配置される冷却水循環機（チラー）１３０により冷却水配管１３２を介して循環される。   Here, the cooling water flowing in the cooling pipe arranged in the gradient magnetic field coil passes through the cooling water pipe 132 by a cooling water circulator (chiller) 130 arranged outside the gradient magnetic field coil as shown in FIG. Circulated.

（第２の実施形態）
次に、本発明の第２の実施形態について説明する。第２の実施の形態は、熱伝導板の配置が第１の実施形態と異なっている。(Second Embodiment)
Next, a second embodiment of the present invention will be described. The second embodiment is different from the first embodiment in the arrangement of the heat conductive plates.

図８に示すように、第２の実施形態では、第１の実施形態の環状の熱伝導板２０１に代えて、４枚の熱伝導板７０１を配置している。４枚の熱伝導板７０１は、環状部材を分割した扇形状であり、Ｚコイル１０３の外周部と、Ｘ軸およびＹ軸とが交差する部分にそれぞれ配置されている。熱伝導板７０１は、Ｚコイル１０３の導体と、ろう付けやはんだ付けにより固定されている。   As shown in FIG. 8, in the second embodiment, four heat conduction plates 701 are arranged instead of the annular heat conduction plate 201 of the first embodiment. The four heat conductive plates 701 have a fan shape obtained by dividing an annular member, and are respectively disposed at portions where the outer peripheral portion of the Z coil 103 intersects with the X axis and the Y axis. The heat conductive plate 701 is fixed to the conductor of the Z coil 103 by brazing or soldering.

よって、熱伝導板７０１は、図４に示したＸおよびＹコイル１０１、１０２の高発熱領域４０１〜４０４を覆うように配置されている。このため、第２の実施形態においても、第１の実施形態と同様に、高発熱領域４０１〜４０４の熱をＺコイル１０３の冷却用媒体で効率よく冷却することができる。   Therefore, the heat conductive plate 701 is disposed so as to cover the high heat generation regions 401 to 404 of the X and Y coils 101 and 102 shown in FIG. For this reason, also in the second embodiment, similarly to the first embodiment, the heat of the high heat generation regions 401 to 404 can be efficiently cooled by the cooling medium of the Z coil 103.

なお、熱伝導板７０１は、第１の実施形態と同様に配置されている。また、ＭＲＩ装置の他の構成は、第１の実施形態と同様であるので説明を省略する。また、熱伝導板７０１は４枚でなくても良く、少なくとも１枚以上であれば良い。   The heat conduction plate 701 is arranged in the same manner as in the first embodiment. Further, since the other configuration of the MRI apparatus is the same as that of the first embodiment, description thereof is omitted. Further, the number of the heat conductive plates 701 is not limited to four, and may be at least one.

（第３の実施形態）
次に、本発明の第３の実施形態を説明する。この第３の実施形態は、Ｚコイル１０３とは別に冷却用配管を傾斜磁場コイル２に備えている。(Third embodiment)
Next, a third embodiment of the present invention will be described. In the third embodiment, a cooling pipe is provided in the gradient coil 2 separately from the Z coil 103.

本発明の第３の実施形態における冷却用配管８０１は、図９に示すように渦巻き状の往路８０１ａが中央近傍で折り返され、往路に平行した渦巻き状の復路８０１ｂとなっている。このような冷却用配管８０１は、無誘導巻きと呼ばれ、同一平面内に往路と復路があるため、薄型の冷却用配管８０１が得られる。また、往路の巻き方向と復路の巻き方向とが逆方向になるので、銅管やアルミ管のような導電性の導体で形成した場合であっても電磁誘導による磁場の発生がなく実質的に電磁気な作用を有しない。よって、第３の実施形態では、メインコイル６の均一磁場領域５側の面に冷却用配管を配置するが、均一磁場領域５に電磁気的な作用を与えることなく、メインコイル６を冷却することができる。なお、冷却用配管は、シールドコイル７の静磁場発生装置１側に配置されても良いし、ＸＹＺコイル１０１、１０２、１０３の間に配置されても良い。   In the cooling pipe 801 according to the third embodiment of the present invention, as shown in FIG. 9, a spiral outward path 801a is folded back near the center to form a spiral return path 801b parallel to the outward path. Such a cooling pipe 801 is called non-inductive winding, and since there are a forward path and a return path in the same plane, a thin cooling pipe 801 is obtained. In addition, since the winding direction of the forward path and the winding direction of the return path are opposite to each other, there is substantially no generation of a magnetic field due to electromagnetic induction even when formed with a conductive conductor such as a copper pipe or an aluminum pipe. It has no electromagnetic effect. Therefore, in the third embodiment, the cooling pipe is arranged on the surface of the main coil 6 on the side of the uniform magnetic field 5, but the main coil 6 is cooled without giving an electromagnetic action to the uniform magnetic field region 5. Can do. The cooling pipe may be disposed on the static magnetic field generator 1 side of the shield coil 7, or may be disposed between the XYZ coils 101, 102, and 103.

冷却用配管８０１は、傾斜磁場用コイル２の固定用穴３０１を避けて配置される。また、往路８０１ａと復路８０１ｂとの間で熱交換が生じるのを防止するため、往路８０１ａと復路８０１ｂとは所定の間隔をもって形成されている。   The cooling pipe 801 is arranged avoiding the fixing hole 301 of the gradient magnetic field coil 2. Further, in order to prevent heat exchange between the forward path 801a and the return path 801b, the forward path 801a and the return path 801b are formed with a predetermined interval.

冷却用配管８０１の外周部の配管には、Ｘ及びＹコイル１０１、１０２の高発熱領域４０１〜４０４と重なる位置に、環状の熱伝導板８０２が固定されている。環状の熱伝導板８０２には、渦電流防止のために複数のスリット８０４が設けられている。また、固定穴３０１近傍の配管には、複数の固定用穴３０１の間の領域にそれぞれ位置するように複数の熱伝導板８０３が固定されている。熱伝導板８０２、８０３の材質及び固定方法は、第１の実施形態の熱伝導板２０１、２０２と同様である。また、冷却用配管８０１以外の構成については、第１の実施形態と同様であるので説明を省略する。   An annular heat conducting plate 802 is fixed to the outer peripheral pipe of the cooling pipe 801 at a position overlapping the high heat generation regions 401 to 404 of the X and Y coils 101 and 102. The annular heat conducting plate 802 is provided with a plurality of slits 804 to prevent eddy currents. In addition, a plurality of heat conducting plates 803 are fixed to the piping in the vicinity of the fixing holes 301 so as to be located in regions between the plurality of fixing holes 301, respectively. The material and fixing method of the heat conductive plates 802 and 803 are the same as those of the heat conductive plates 201 and 202 of the first embodiment. Further, the configuration other than the cooling pipe 801 is the same as that of the first embodiment, and thus the description thereof is omitted.

このように、第３の実施形態では、冷却用配管８０１に熱伝導板８０２、８０３を固定したことにより、高発熱領域４０１〜４０４と固定穴３０１の近傍の発熱を熱伝導板８０２、８０３により伝導して冷却用配管８０１を流れる冷却用媒体で効率よく冷却することができ、冷却効率を高めることができる。   As described above, in the third embodiment, the heat conduction plates 802 and 803 are fixed to the cooling pipe 801, so that the heat generation in the vicinity of the high heat generation regions 401 to 404 and the fixing hole 301 is caused by the heat conduction plates 802 and 803. The cooling medium that conducts and flows through the cooling pipe 801 can be efficiently cooled, and the cooling efficiency can be increased.

Ｚコイル１０３は、第１又は第２の実施の形態と同様の構成にし、熱伝導板２０１、２０２または熱伝導板７０１、２０２を固定することが可能である。また、Ｚコイル１０３には熱伝導板を固定しない構成にすることも可能である。また、Ｚコイル１０３は冷却用配管を兼用せず、冷却用配管８０１のみで冷却する構成にすることも可能である。Ｚコイル１０３が冷却用配管を兼用しない構成にする場合には、Ｚコイル１０３として管状導体を用いず、通常のコイルにすることができる。   The Z coil 103 has the same configuration as that of the first or second embodiment, and the heat conductive plates 201 and 202 or the heat conductive plates 701 and 202 can be fixed. Further, the Z coil 103 can be configured not to fix the heat conducting plate. Further, the Z coil 103 may be configured to be cooled only by the cooling pipe 801 without using the cooling pipe. In the case where the Z coil 103 does not serve as a cooling pipe, a normal coil can be used without using a tubular conductor as the Z coil 103.

以上のように、第３の実施形態では、無誘導巻きの冷却用配管８０１に熱伝導板８０２、８０３を固定した構成することにより、冷却効率を高めることができ、傾斜磁場コイル２の信頼性及び傾斜磁場特性を向上させることができる。また、熱伝導板８０２は、高発熱領域４０１〜４０４を必ずしも完全に覆っていなくてもよく、熱伝導板８０２が高発熱領域４０１〜４０４の少なくとも一部を覆っていれば、一定の冷却効果が得られる。熱伝導板８０３は、図９において７枚記されているが、少なくとも１枚以上であれば良いことは言うまでもない。   As described above, in the third embodiment, the heat conduction plates 802 and 803 are fixed to the cooling pipe 801 with non-inductive winding, whereby the cooling efficiency can be improved and the reliability of the gradient coil 2 is improved. In addition, the gradient magnetic field characteristics can be improved. In addition, the heat conductive plate 802 does not necessarily have to completely cover the high heat generation regions 401 to 404. If the heat conductive plate 802 covers at least a part of the high heat generation regions 401 to 404, a certain cooling effect is obtained. Is obtained. Although seven heat conductive plates 803 are shown in FIG. 9, it goes without saying that at least one heat conductive plate may be used.

（第４の実施形態）
次に、本発明の第４の実施形態について図１０を参照して説明する。(Fourth embodiment)
Next, a fourth embodiment of the present invention will be described with reference to FIG.

第４の実施形態は、第３の実施形態と同様に冷却用配管８０１を配置する構成であるが、第３の実施形態における熱伝導板８０２に代えて、４枚の熱伝導板９０１を備えている。４枚の熱伝導板９０１は、Ｘ軸及びＹ軸と交差するように固定されている。これにより、ＸおよびＹコイル１０１、１０２の高発熱領域４０１〜４０４を４枚の熱伝導板９０１により効率よく冷却することができる。   The fourth embodiment has a configuration in which the cooling pipe 801 is arranged as in the third embodiment, but includes four heat conduction plates 901 instead of the heat conduction plate 802 in the third embodiment. ing. The four heat conductive plates 901 are fixed so as to intersect the X axis and the Y axis. As a result, the high heat generation regions 401 to 404 of the X and Y coils 101 and 102 can be efficiently cooled by the four heat conductive plates 901.

４枚の熱伝導板９０１には、熱伝導板８０２と同様にスリット８０４を設けることができる。また、他の構成は、第３の実施形態であるので説明を省略する。また、熱伝導板９０１は４枚記されているが、１枚以上であれば良いことは言うまでもない。   The four heat conductive plates 901 can be provided with slits 804 similarly to the heat conductive plate 802. Further, since the other configuration is the third embodiment, the description thereof is omitted. Further, although four heat conductive plates 901 are shown, it goes without saying that one or more heat conductive plates 901 may be used.

（第５の実施形態）
次に、本発明の第５の実施形態について説明する。この第５の実施形態は、本発明を水平磁場方式のＭＲＩ装置に適用した場合の例である。第５の実施形態における水平磁場方式のＭＲＩ装置は、円筒型の静磁場発生装置と、その内側に配置された円筒型の傾斜磁場コイルと、高周波磁場コイルとを有している。円筒型の静磁場発生装置及び傾斜磁場コイルの内側には、静磁場発生装置により均一磁場領域（撮像領域）が形成され、この領域に被検体が配置される。傾斜磁場コイルは、被検体にＸＹＺ方向の傾斜磁場を印加するＸＹＺの３つのコイルを含む。(Fifth embodiment)
Next, a fifth embodiment of the present invention will be described. The fifth embodiment is an example when the present invention is applied to a horizontal magnetic field type MRI apparatus. The horizontal magnetic field type MRI apparatus according to the fifth embodiment includes a cylindrical static magnetic field generator, a cylindrical gradient magnetic field coil disposed inside, and a high-frequency magnetic field coil. A uniform magnetic field region (imaging region) is formed inside the cylindrical static magnetic field generation device and the gradient magnetic field coil by the static magnetic field generation device, and the subject is placed in this region. The gradient magnetic field coils include three coils of XYZ that apply gradient magnetic fields in the XYZ directions to the subject.

円筒型の傾斜磁場コイルは、図１１に示すような形状のＸコイル１１０１及びＹコイル１１０２と、図１２に示す形状のＺコイル１１０３とを有している。これらのコイルは、樹脂層等により固定されている。Ｘコイル１１０１及びＹコイル１１０２は、複雑なコイルパターンであるため、導体板をスリット加工することにより製作されている。   The cylindrical gradient magnetic field coil has an X coil 1101 and a Y coil 1102 shaped as shown in FIG. 11, and a Z coil 1103 shaped as shown in FIG. These coils are fixed by a resin layer or the like. Since the X coil 1101 and the Y coil 1102 have complicated coil patterns, they are manufactured by slitting a conductor plate.

Ｚコイル１１０３は、管状の導体を巻回することにより製作されている。Ｚコイル１１０３は、内部の中空領域に冷却用媒体が流され、冷却用配管を兼用している。   The Z coil 1103 is manufactured by winding a tubular conductor. In the Z coil 1103, a cooling medium is passed through an internal hollow region, and the Z coil 1103 also serves as a cooling pipe.

図１１に示すＸ及びＹコイル１１０１、１１０２は、円筒の両端部のＸ軸及びＹ軸と交差する領域１４０１〜１４０４が高発熱領域となる。よって、第５の実施形態では、図１２に示すように、Ｚコイル１１０３の両端部の導体にそれぞれ環状の熱伝導板１１０４を固定している。熱伝導板１１０４の材質及び固定方法は、第１の実施形態の熱伝導板２０１と同様である。また、他の構成は、垂直磁場方式の第１の実施形態と同様であるので説明を省略する。   In the X and Y coils 1101 and 1102 shown in FIG. 11, regions 1401 to 1404 intersecting the X axis and the Y axis at both ends of the cylinder are high heat generation regions. Therefore, in the fifth embodiment, as shown in FIG. 12, the annular heat conducting plates 1104 are respectively fixed to the conductors at both ends of the Z coil 1103. The material and fixing method of the heat conductive plate 1104 are the same as those of the heat conductive plate 201 of the first embodiment. The other configuration is the same as that of the first embodiment of the vertical magnetic field method, and the description thereof is omitted.

このように、本発明の第５の実施形態では、環状の熱伝導板１１０４を配置することにより、Ｘ及びＹコイル１１０１、１１０２の高発熱領域（高密度領域）１４０１〜１４０２の熱を熱伝導板１１０４でＺコイル１１０３まで伝導させ、Ｚコイル１１０３の内部を流れる冷却用媒体で冷却することができる。よって、Ｚコイル１１０３による冷却効率を高めることができる。   As described above, in the fifth embodiment of the present invention, by disposing the annular heat conduction plate 1104, heat of the high heat generation regions (high density regions) 1401 to 1402 of the X and Y coils 1101 and 1102 is conducted. The plate 1104 can be conducted to the Z coil 1103 and can be cooled by a cooling medium flowing inside the Z coil 1103. Therefore, the cooling efficiency by the Z coil 1103 can be increased.

なお、環状の熱伝導板１１０４には、Ｚ軸方向に沿って切り欠いたスリット１１０５が所定の間隔で設けられている。これにより、熱伝導板１１０４に電磁誘導による渦電流が流れるのを防止することができる。   The annular heat conducting plate 1104 is provided with slits 1105 cut out along the Z-axis direction at predetermined intervals. Thereby, it is possible to prevent an eddy current due to electromagnetic induction from flowing through the heat conducting plate 1104.

このように、第５の実施形態によれば、水平磁場方式のＭＲＩ装置においても、熱伝導板１１０４をＺコイル１１０３に固定することにより、Ｘ及びＹコイル１１０１、１１０２を効率よく冷却できるため、傾斜磁場コイルの樹脂層の割れやクラックを防止でき、信頼性の高い傾斜磁場コイルを提供することができる。また、ＸＹＺコイル１１０１、１１０２、１１０３の通電電流値を大きく設定することができるため、大きな傾斜磁場を精度良く発生させることができる。これにより、信頼性が高く、高画像解像度の撮像を行うことができる水平磁場方式のＭＲＩ装置を提供できる。   Thus, according to the fifth embodiment, even in the horizontal magnetic field type MRI apparatus, the X and Y coils 1101 and 1102 can be efficiently cooled by fixing the heat conducting plate 1104 to the Z coil 1103. The resin layer of the gradient magnetic field coil can be prevented from cracking and cracking, and a highly reliable gradient magnetic field coil can be provided. In addition, since the energization current values of the XYZ coils 1101, 1102, and 1103 can be set large, a large gradient magnetic field can be generated with high accuracy. Accordingly, it is possible to provide a horizontal magnetic field type MRI apparatus that is highly reliable and capable of imaging with high image resolution.

なお、傾斜磁場コイルは、シールドコイルをさらに備えるアクティブシールドコイルにすることが可能である。また、環状の熱伝導板１１０４は、高発熱領域１４０１〜１４０４を必ずしも完全に覆っていなくてもよく、熱伝導板１１０４が、高発熱領域１４０１〜１４０４の少なくとも一部を覆っていれば、一定の冷却効果が得られる。   The gradient magnetic field coil can be an active shield coil that further includes a shield coil. Further, the annular heat conductive plate 1104 may not necessarily completely cover the high heat generation regions 1401 to 1404. If the heat conductive plate 1104 covers at least a part of the high heat generation regions 1401 to 1404, it is constant. The cooling effect can be obtained.

（第６の実施形態）
次に、本発明の第６の実施形態について説明する。この第６の実施形態は、本発明を水平磁場方式のＭＲＩ装置に適用した例であり、第５の実施形態とは熱伝導板の配置が異なっている。(Sixth embodiment)
Next, a sixth embodiment of the present invention will be described. The sixth embodiment is an example in which the present invention is applied to a horizontal magnetic field type MRI apparatus, and the arrangement of the heat conduction plate is different from that of the fifth embodiment.

図１３に示すように、第６の実施形態では、第５の実施形態の環状の熱伝導板１１０４に代えて、Ｘ及びＹコイル１１０１、１１０２の両端にそれぞれ４枚ずつの熱伝導板１２０４を配置している。４枚ずつの熱伝導板１２０４は、環状部材を分割した扇形状であり、Ｚコイル１０３と、Ｘ軸及びＹ軸とが交差する部分にそれぞれ固定されている。   As shown in FIG. 13, in the sixth embodiment, instead of the annular heat conduction plate 1104 of the fifth embodiment, four heat conduction plates 1204 are provided at both ends of the X and Y coils 1101 and 1102, respectively. It is arranged. Each of the four heat conduction plates 1204 has a fan shape obtained by dividing an annular member, and is fixed to each of the portions where the Z coil 103 intersects the X axis and the Y axis.

よって、熱伝導板１２０４は、図１１に示したＸ及びＹコイル１１０１、１１０２の高発熱領域１４０１〜１４０４の位置と一致するように配置されている。これにより、高発熱領域１４０１〜１４０４の熱をＺコイル１１０３に流れる冷却用媒体によって効率よく冷却することができる。   Therefore, the heat conductive plate 1204 is disposed so as to coincide with the positions of the high heat generation regions 1401 to 1404 of the X and Y coils 1101 and 1102 shown in FIG. Thereby, the heat of the high heat generation regions 1401 to 1404 can be efficiently cooled by the cooling medium flowing in the Z coil 1103.

また、熱伝導板１２０４には、図１２の熱伝導板１１０４と同様にスリット１１０５を設けることも可能である。ＭＲＩ装置の他の構成は、第１の実施形態と同様であるので説明を省略する。また、熱伝導板１２０４は４枚ずつでなくとも良く、少なくとも１枚であれば良いことは言うまでもない。   Further, the heat conduction plate 1204 can be provided with slits 1105 in the same manner as the heat conduction plate 1104 in FIG. Since the other configuration of the MRI apparatus is the same as that of the first embodiment, description thereof is omitted. Needless to say, the number of the heat conductive plates 1204 is not limited to four, and at least one is necessary.

（第７の実施形態）
次に、本発明の第７の実施形態について説明する。この第７の実施形態は、本発明を水平磁場方式のＭＲＩ装置に適用した例であり、Ｚコイル１１０３とは別に冷却用配管を傾斜磁場コイル２に備える例である。(Seventh embodiment)
Next, a seventh embodiment of the present invention will be described. The seventh embodiment is an example in which the present invention is applied to a horizontal magnetic field type MRI apparatus, and is an example in which a cooling pipe is provided in the gradient magnetic field coil 2 separately from the Z coil 1103.

第７の実施形態における冷却用配管１８０１は、図１４に示すような螺旋状である。冷却用配管１８０１は、ＸＹＺコイル１１０１〜１１０３よりも内側（均一磁場空間側）又は外側（静磁場発生装置側）、若しくはＸＹＺコイル１０１、１０２、１０３の間に配置されている。冷却用配管１８０１を２つ用意し、ＸＹＺコイル１１０１〜１１０３の内側（均一磁場空間側）および外側（静磁場発生装置側）の両方に配置することも可能である。   The cooling pipe 1801 in the seventh embodiment has a spiral shape as shown in FIG. The cooling pipe 1801 is arranged on the inner side (uniform magnetic field space side) or the outer side (static magnetic field generator side) than the XYZ coils 1101 to 1103, or between the XYZ coils 101, 102, and 103. Two cooling pipes 1801 may be prepared and arranged on both the inside (uniform magnetic field space side) and the outside (static magnetic field generator side) of the XYZ coils 1101 to 1103.

冷却用配管１８０１には、両端部のＸおよびＹコイル１０１、１０２の高発熱領域１４０１〜１４０４（図１１）と重なる位置に、環状の熱伝導板１８０２が固定されている。   An annular heat conduction plate 1802 is fixed to the cooling pipe 1801 at positions overlapping the high heat generation regions 1401 to 1404 (FIG. 11) of the X and Y coils 101 and 102 at both ends.

環状の熱伝導板１８０２には、渦電流防止のために複数のスリット１８０５が設けられている。熱伝導板１８０２、１８０３の材質及び固定方法は、第１の実施形態の熱伝導板２０１、２０２と同様である。ＭＲＩ装置の他の構成については、第５の実施の形態と同様であるので説明を省略する。   The annular heat conduction plate 1802 is provided with a plurality of slits 1805 to prevent eddy currents. The material and fixing method of the heat conductive plates 1802 and 1803 are the same as those of the heat conductive plates 201 and 202 of the first embodiment. Since the other configuration of the MRI apparatus is the same as that of the fifth embodiment, the description thereof is omitted.

このように、第７の実施形態では、冷却用配管１８０１の両端に熱伝導板１８０２を固定したことにより、高発熱領域１４０１〜１４０４の熱を冷却用配管１８０１まで伝導して冷却用配管１８０１を流れる冷却用媒体で効率よく冷却することができ、冷却効率を高めることができる。   Thus, in the seventh embodiment, by fixing the heat conduction plates 1802 to both ends of the cooling pipe 1801, the heat of the high heat generation regions 1401 to 1404 is conducted to the cooling pipe 1801 so that the cooling pipe 1801 is It can cool efficiently with the flowing cooling medium, and the cooling efficiency can be increased.

なお、Ｚコイル１１０３を第５又は第６の実施形態と同様の構成にし、熱伝導板１１０４又は１２０４を固定することも可能である。また、Ｚコイル１１０３には熱伝導板を固定しない構成にすることも可能である。また、Ｚコイル１１０３が冷却用配管を兼用せず、冷却用配管８０１のみで冷却する構成にすることも可能である。Ｚコイル１１０３が冷却用配管を兼用しない構成にする場合には、Ｚコイル１０３として管状導体を用いず、通常のコイルにすることができる。   Note that the Z coil 1103 may have the same configuration as that of the fifth or sixth embodiment, and the heat conductive plate 1104 or 1204 may be fixed. Further, the Z coil 1103 can be configured not to fix the heat conducting plate. Further, the Z coil 1103 may be cooled only by the cooling pipe 801 without using the cooling pipe. In the case where the Z coil 1103 does not serve as a cooling pipe, a normal coil can be used without using a tubular conductor as the Z coil 103.

このように、第７の実施形態では、冷却用配管１８０１に熱伝導板１８０２を固定したことになり、冷却効率を高めることができ、傾斜磁場コイルの信頼性および傾斜磁場特性を向上させることができる。また、環状の熱伝導板１８０２は、高発熱領域１４０１〜１４０４を必ずしも完全に覆っていなくてもよく、熱伝導板１８０２が、高発熱領域１４０１〜１４０４の少なくとも一部を覆っていれば、一定の冷却効果が得られる。   As described above, in the seventh embodiment, the heat conducting plate 1802 is fixed to the cooling pipe 1801, so that the cooling efficiency can be increased, and the reliability of the gradient magnetic field coil and the gradient magnetic field characteristics can be improved. it can. Further, the annular heat conductive plate 1802 may not necessarily completely cover the high heat generation regions 1401 to 1404. If the heat conductive plate 1802 covers at least a part of the high heat generation regions 1401 to 1404, it is constant. The cooling effect can be obtained.

（第８の実施形態〉
次に、本発明の第８の実施形態について説明する。この第８の実施形態は、本発明を水平磁場方式のＭＲＩ装置に適用した例である。第８の実施形態においては、冷却用配管１８０１は第７の実施形態と同様の構成であるが、図１５に示すように、熱伝導板１８０２に代えて、冷却用配管１８０１の両端にそれぞれ４枚ずつの熱伝導板１９０１を備えている。４枚の熱伝導板１９０１は、Ｘ軸及びＹ軸と交差するように固定されている。これにより、Ｘ及びＹコイル１１０１、１１０２の高発熱領域１４０１〜１４０４を４枚の熱伝導板１９０１により効率よく冷却することができる。(Eighth embodiment)
Next, an eighth embodiment of the present invention will be described. The eighth embodiment is an example in which the present invention is applied to a horizontal magnetic field type MRI apparatus. In the eighth embodiment, the cooling pipe 1801 has the same configuration as that of the seventh embodiment. However, as shown in FIG. 15, instead of the heat conduction plate 1802, four cooling pipes 1801 are provided at both ends of the cooling pipe 1801, respectively. One heat conduction plate 1901 is provided. The four heat conductive plates 1901 are fixed so as to intersect the X axis and the Y axis. Thus, the high heat generation regions 1401 to 1404 of the X and Y coils 1101 and 1102 can be efficiently cooled by the four heat conduction plates 1901.

４枚の熱伝導板１９０１には、図１４に示した熱伝導板と同様にスリット１８０４を設けることができる。他の構成は、第７の実施形態と同様であるので説明を省略する。図１４では、熱伝導板１９０１が４枚の場合を示したが少なくとも１枚以上であれば良いことは言うまでもない。   The four heat conductive plates 1901 can be provided with slits 1804 as in the heat conductive plate shown in FIG. Since other configurations are the same as those of the seventh embodiment, description thereof is omitted. Although FIG. 14 shows the case where the number of the heat conductive plates 1901 is four, it goes without saying that at least one is sufficient.

本発明によれば、垂直磁場方式及び水平磁場方式のＭＲＩ装置において、傾斜磁場コイルを効率よく冷却することができるため、高傾斜磁場強度で、かつ信頼性の高い傾斜磁場コイルを備え、高画質のＭＲＩ装置を提供できる。   According to the present invention, since the gradient magnetic field coil can be efficiently cooled in the MRI apparatus of the vertical magnetic field type and the horizontal magnetic field type, the gradient magnetic field coil having a high gradient magnetic field strength and high reliability is provided. MRI apparatus can be provided.

Claims (17)

静磁場発生源（１）と、傾斜磁場発生源（１０）と、高周波送受信手段（３ａ、３ｂ）と、内部に冷却用媒体（１３３）が流され、上記傾斜磁場発生源を冷却する冷却管（１０３、８０１、１８０１）と、上記冷却管に接続され、上記傾斜磁場発生源から発生された熱を上記冷却管に伝導する熱伝導部材（２０１、２０２、７０１、８０２、８０３）と、を備え、
上記傾斜磁場発生源は、複数の傾斜磁場コイルを有し、これら複数の傾斜磁場コイルのうちの一つが、内部に冷却用媒体が流され、上記傾斜磁場発生源を冷却する冷却管を備えた磁気共鳴イメージング装置において、
上記熱伝導部材は、上記冷却管を備えた傾斜磁場コイルを除く傾斜磁場コイルにおける電流密度あるいは配置密度が、その傾斜磁場コイル全体の中で大きい領域（４０１、４０２、４０３、４０４）のうちの少なくとも一つの領域に配置されることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。A static magnetic field generation source (1), a gradient magnetic field generation source (10), high-frequency transmission / reception means (3a, 3b), and a cooling pipe for cooling the gradient magnetic field generation source through which a cooling medium (133) flows. (103, 801, 1801) and a heat conduction member (201, 202, 701, 802, 803) connected to the cooling pipe and conducting heat generated from the gradient magnetic field generation source to the cooling pipe, Prepared,
The gradient magnetic field generation source has a plurality of gradient magnetic field coils, and one of the plurality of gradient magnetic field coils is provided with a cooling pipe that cools the gradient magnetic field generation source through which a cooling medium flows. In a magnetic resonance imaging apparatus,
The heat conducting member has a current density or arrangement density in a gradient coil excluding the gradient coil provided with the cooling pipe in a large region (401, 402, 403, 404) in the entire gradient coil. A magnetic resonance imaging apparatus arranged in at least one region. 請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置において、上記傾斜磁場発生源には、この傾斜磁場発生源を上記静磁場発生源に固定するための貫通孔（３０１）が形成され、上記熱伝導部材は互いに分離した複数の部材であり、これら複数の熱伝導部材のうちの一部は、上記貫通孔に近接して配置されることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。   2. The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 1, wherein the gradient magnetic field generation source is formed with a through hole (301) for fixing the gradient magnetic field generation source to the static magnetic field generation source, and the heat conducting members are mutually connected. A magnetic resonance imaging apparatus, comprising: a plurality of separated members, wherein a part of the plurality of heat conducting members is disposed close to the through hole. 請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置において、上記冷却管は、管状導体を巻回した形状であり、上記熱伝導部材の形状は、上記冷却管の巻回形状に沿った環状もしくは扇形であることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。   2. The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 1, wherein the cooling tube has a shape in which a tubular conductor is wound, and the shape of the heat conducting member is an annular shape or a sector shape along the winding shape of the cooling tube. A magnetic resonance imaging apparatus. 請求項３記載の磁気共鳴イメージング装置において、上記熱伝導部材には、周方向に、複数のスリット（５０１、８０４）が形成されていることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。   4. The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 3, wherein a plurality of slits (501, 804) are formed in the circumferential direction in the heat conducting member. 請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置において、上記複数の傾斜磁場コイルのうち、上記冷却管であるコイルを除き、板状部材にスリットが形成されて、コイルパターンが形成されたコイルであることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。   2. The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 1, wherein, among the plurality of gradient magnetic field coils, a coil having a coil pattern in which a slit is formed in a plate-like member excluding the coil that is the cooling pipe. A magnetic resonance imaging apparatus. 請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置において、上記傾斜磁場発生源は、複数の傾斜磁場コイルを有し、これら複数の傾斜磁場コイルのうちの一つが、内部に冷却用媒体が流され、上記傾斜磁場発生源を冷却するコイル兼用冷却管であり、このコイル兼用冷却管とは別個に、内部に冷却用媒体が流され、上記傾斜磁場発生源を冷却する冷却専用冷却管（１３１）を備えることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。   2. The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 1, wherein the gradient magnetic field generation source has a plurality of gradient magnetic field coils, and one of the plurality of gradient magnetic field coils has a cooling medium flowing therein, and the gradient gradient A coil combined cooling pipe for cooling the magnetic field generation source, and a cooling dedicated cooling pipe (131) for cooling the gradient magnetic field generation source is provided separately from the coil combined cooling pipe. A magnetic resonance imaging apparatus. 請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置において、上記冷却管に冷却媒体を供給する冷却水循環手段（１３０）を備えることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。   2. The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 1, further comprising a cooling water circulation means (130) for supplying a cooling medium to the cooling pipe. 請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置において、上記高密度領域は、傾斜磁場コイルがＸ軸およびＹ軸と外周とが交わる部分の領域であることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。   The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 1, wherein the high-density region is a region where a gradient magnetic field coil intersects an X axis, a Y axis, and an outer periphery. 請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置において、上記高密度領域は、その部分に配置されたコイルの電流密度あるいは配置密度が、コイル全体の電流密度あるいは配置密度に対して１．５〜２．０倍以上となる領域であることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。   2. The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 1, wherein the high-density region has a current density or arrangement density of a coil arranged in that portion of 1.5 to 2.0 with respect to a current density or arrangement density of the entire coil. A magnetic resonance imaging apparatus characterized by being a region that is at least doubled. 磁気共鳴イメージング装置に用いられる傾斜磁場コイルにおいて、
内部に冷却用媒体が流され、上記傾斜磁場コイルを冷却する冷却管と、
上記冷却管に接続され、上記傾斜磁場コイルから発生された熱を上記冷却管に伝導する熱伝導部材と、
を備えることを特徴とする傾斜磁場コイル。In the gradient magnetic field coil used in the magnetic resonance imaging apparatus,
A cooling pipe in which a cooling medium is flowed to cool the gradient magnetic field coil;
A heat conduction member connected to the cooling pipe and conducting heat generated from the gradient magnetic field coil to the cooling pipe;
A gradient magnetic field coil comprising: 請求項１０記載の傾斜磁場コイルにおいて、上記傾斜磁場コイルは、複数の傾斜磁場コイルからなり、これら複数の傾斜磁場コイルのうちの一つが、内部に冷却用媒体が流され、上記傾斜磁場コイルを冷却する冷却管であることを特徴とする傾斜磁場コイル。   11. The gradient coil according to claim 10, wherein the gradient coil includes a plurality of gradient coils, and one of the plurality of gradient coils has a cooling medium flowing therein, A gradient coil, which is a cooling pipe for cooling. 請求項１１記載の傾斜磁場コイルにおいて、上記熱伝導部材は、上記冷却管を備えた傾斜磁場コイルを除く傾斜磁場コイルにおける電流密度あるいは配置密度が、その傾斜磁場コイル全体の中で大きい領域（４０１、４０２、４０３、４０４）のうちの少なくとも一つの領域に配置されることを特徴とする傾斜磁場コイル。   12. The gradient coil according to claim 11, wherein the heat conducting member has a region (401) in which a current density or an arrangement density in the gradient coil excluding the gradient coil including the cooling pipe is large in the entire gradient coil. , 402, 403, 404), which is arranged in at least one region. 請求項１１記載の傾斜磁場コイルにおいて、上記傾斜磁場コイルには、この傾斜磁場コイルを磁気共鳴イメージング装置の静磁場発生源に固定するための貫通孔が形成され、上記熱伝導部材は互いに分離した複数の部材であり、これら複数の熱伝導部材のうちの一部は、上記貫通孔に近接して配置されることを特徴とする傾斜磁場コイル。   12. The gradient magnetic field coil according to claim 11, wherein the gradient magnetic field coil has a through hole for fixing the gradient magnetic field coil to a static magnetic field generation source of a magnetic resonance imaging apparatus, and the heat conducting members are separated from each other. A gradient magnetic field coil comprising a plurality of members, wherein a part of the plurality of heat conducting members is disposed close to the through hole. 請求項１１記載の傾斜磁場コイルにおいて、上記冷却管は、管状導体を巻回した形状であり、上記熱伝導部材の形状は、上記冷却管の巻回形状に沿った環状もしくは扇形であることを特徴とする傾斜磁場コイル。   12. The gradient coil according to claim 11, wherein the cooling pipe has a shape in which a tubular conductor is wound, and the shape of the heat conducting member is an annular shape or a sector shape along the winding shape of the cooling pipe. Characteristic gradient coil. 請求項１４記載の傾斜磁場コイルにおいて、上記熱伝導部材には、周方向に、複数のスリットが形成されていることを特徴とする傾斜磁場コイル。   The gradient magnetic field coil according to claim 14, wherein a plurality of slits are formed in the heat conducting member in a circumferential direction. 請求項１１記載の傾斜磁場コイルにおいて、上記複数の傾斜磁場コイルのうち、上記冷却管であるコイルを除き、板状部材にスリットが形成されて、コイルパターンが形成されたコイルであることを特徴とする傾斜磁場コイル。   12. The gradient magnetic field coil according to claim 11, wherein, among the plurality of gradient magnetic field coils, except for the coil that is the cooling pipe, a slit is formed in the plate member and a coil pattern is formed. Gradient magnetic field coil. 請求項１０記載の傾斜磁場コイルにおいて、複数の傾斜磁場コイルを有し、これら複数の傾斜磁場コイルのうちの一つが、内部に冷却用媒体が流され、上記傾斜磁場コイルを冷却するコイル兼用冷却管であり、このコイル兼用冷却管とは別個に、内部に冷却用媒体が流され、上記傾斜磁場コイルを冷却する冷却専用冷却管を備えることを特徴とする傾斜磁場コイル。   11. The gradient magnetic field coil according to claim 10, further comprising a plurality of gradient magnetic field coils, wherein one of the plurality of gradient magnetic field coils has a cooling medium flowing therein to cool the gradient magnetic field coil. A gradient magnetic field coil comprising a cooling-dedicated cooling pipe for cooling the gradient magnetic field coil separately from the coil combined cooling pipe.
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