WO2012014914A1 - 傾斜磁場コイル装置、及び、磁気共鳴イメージング装置 - Google Patents

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WO2012014914A1
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coil
magnetic field
coils
shield
gradient magnetic
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PCT/JP2011/067036
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Inventor
幸信 今村
充志 阿部
武 八尾
Original Assignee
株式会社日立メディコ
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    • G—PHYSICS
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    • G01R33/4215—Screening of main or gradient magnetic field of the gradient magnetic field, e.g. using passive or active shielding of the gradient magnetic field

Definitions

  • the present invention relates to a gradient coil apparatus used in a magnetic resonance imaging (hereinafter referred to as MRI) apparatus.
  • MRI magnetic resonance imaging
  • An MRI apparatus is a device that obtains a cross-sectional image showing physical and chemical properties on a subject using a nuclear magnetic resonance phenomenon that occurs when a subject placed in a uniform static magnetic field is irradiated with a high frequency pulse. In particular, it is used for medical purposes.
  • the MRI apparatus generates a magnetic apparatus that generates a uniform static magnetic field in an imaging region into which a subject is inserted, and a gradient magnetic field that is spatially gradient in intensity to give position information to the imaging region. It is composed of a gradient magnetic field coil device, an RF coil that irradiates a subject with a high frequency pulse, a receiving coil that receives a magnetic resonance signal from the subject, and a computer system that processes the received signal and displays an image. Yes.
  • the MRI apparatus As a means for improving the performance of the MRI apparatus, first, there is an improvement in the strength of the static magnetic field generated by the magnet apparatus. Since the higher the static magnetic field strength, the clearer images and the various cross-sectional images can be obtained, the MRI apparatus has been continuously developed with a higher static magnetic field strength. As other means for improving the performance, there are an improvement in the strength of the gradient magnetic field and a high-speed drive for generating the gradient magnetic field in a pulsed manner at a high speed. These contribute to shortening of imaging time and improvement of image quality, and are frequently used in high-speed imaging methods that have been actively used in recent years. In particular, due to the improved performance of the drive power supply device for the gradient magnetic field coil device, high-speed switching and large current application are possible.
  • the pulsed magnetic field (leakage magnetic field) generates an eddy current in the metal container portion of the magnet device, and the magnetic field due to the eddy current affects the image.
  • the gradient coil device that switches a large current at high speed and energizes the main coil that generates a gradient magnetic field in the imaging region, and the pulsed magnetic field (gradient magnetic field and leakage magnetic field) are unnecessary portions other than the imaging region In many cases, it has a shield coil to prevent leakage.
  • one coil is composed of a plurality of parallel conductors, and the circuit configuration is such that the respective inductances are the same. Proposed.
  • an MRI apparatus that employs a superconducting coil in a magnet apparatus has been proposed in which a variable magnetic field due to vibration of the magnet apparatus is reduced by a low resistivity conductor plate. .
  • the MRI apparatus is required to obtain a clear image at high speed.
  • the gradient magnetic field coil apparatus is required to generate a gradient magnetic field having as high a magnetic flux density as possible as quickly as possible. Therefore, a high voltage or a large current is applied to the gradient magnetic field coil device, and the potential difference between the conductors increases by the application of the high voltage, and the heat generation of the gradient magnetic field coil device increases by the application of the large current. There is a tendency.
  • the leakage magnetic field also tends to increase. This leakage magnetic field generates eddy currents in the metal container of the magnet device, and the magnetic field generated by the eddy currents affects the image. It is done.
  • an object of the present invention is to provide a gradient coil apparatus that can increase the gradient magnetic field without increasing the leakage magnetic field, and further to provide an MRI apparatus equipped with the gradient coil apparatus. Is to provide.
  • the present invention provides: A spiral-shaped first coil that creates a magnetic field distribution whose intensity is linearly inclined in the imaging region of the magnetic resonance imaging apparatus; A spiral-shaped second coil that is disposed on the opposite side of the imaging region across the first coil and suppresses a leakage magnetic field created by the first coil on the opposite side; The current flowing through the second coil is less than the current flowing through the first coil, The number of turns of the second coil is greater than the number of turns of the first coil, The conductor width of the second coil is a gradient coil device that is narrower than the conductor width of the first coil.
  • the present invention is characterized in that it is an MRI apparatus including the gradient magnetic field coil apparatus according to the present invention and a magnet apparatus that creates a static magnetic field in the imaging region.
  • the gradient magnetic field coil apparatus which can enlarge a gradient magnetic field, without enlarging a leakage magnetic field can be provided, Furthermore, the MRI apparatus by which the gradient magnetic field coil apparatus is mounted is provided. be able to.
  • FIG. 1 is a perspective view of a magnetic resonance imaging apparatus according to a first embodiment of the present invention. It is sectional drawing which cut
  • FIG. 2 is a perspective view of the magnetic resonance imaging (MRI) apparatus 100 according to the first embodiment of the present invention.
  • the MRI apparatus 100 has a substantially triple cylindrical shape.
  • a cylindrical vacuum vessel 1 constituting the magnet device 30 is provided outside the triple.
  • a cylindrical gradient magnetic field coil device 5 is provided inside the vacuum vessel 1.
  • a cylindrical RF coil 11 is provided inside the gradient magnetic field coil device 5.
  • the subject (patient) 7 is inserted inside the RF coil 11 while being twisted on the bed 25, and a tomographic image is taken.
  • the central axes of the triple cylindrical shape of the vacuum vessel 1, the gradient magnetic field coil device 5, and the RF coil 11 are substantially coincident with each other.
  • the z-axis is set so as to coincide with the central axis.
  • the y axis is set upward in the vertical direction.
  • the x axis is set in the horizontal direction.
  • the coordinate origin is set at the approximate center of the triple cylindrical shape of the vacuum vessel 1, the gradient magnetic field coil device 5, and the RF coil 11.
  • the ⁇ direction is set as the circumferential direction of the triple cylindrical shape of the vacuum vessel 1, the gradient magnetic field coil device 5, and the RF coil 11.
  • the x-axis direction is zero (0) [rad]
  • the counterclockwise rotation direction in FIG. 2 is set to the positive direction of the ⁇ direction.
  • FIG. 3 shows a cross-sectional view of the MRI apparatus 100 according to the first embodiment of the present invention cut along a plane (yz plane) including the y-axis and the z-axis.
  • the peripheral area around the coordinate origin is the imaging area 9.
  • the MRI apparatus 100 is a horizontal magnetic field type MRI apparatus in which the direction of the static magnetic field 6 formed in the imaging region 9 is the horizontal direction (z-axis direction).
  • a subject (patient) 7 is moved to the imaging region 9 and a tomographic image is captured.
  • the magnet device 30 generates a uniform static magnetic field 6 in the imaging region 9.
  • the gradient magnetic field coil device 5 generates a gradient magnetic field 10 having a spatially gradient magnetic field intensity in a pulse shape in order to give position information to the imaging region 9.
  • the RF coil 11 irradiates the subject 7 with a high frequency pulse.
  • a receiving coil (not shown) receives a magnetic resonance signal from the subject 7.
  • a computer system (not shown) processes the received magnetic resonance signal and displays the tomographic image.
  • the physical and chemical properties of the subject 7 are determined using the nuclear magnetic resonance phenomenon that occurs when the subject 7 placed in a uniform static magnetic field is irradiated with a high-frequency pulse.
  • a tomographic image can be obtained, and the tomographic image is used particularly for medical purposes.
  • Each of the coils 3 and 4 has an annular shape with the z axis as a common central axis.
  • the inner diameter of the static magnetic field shield coil 4 is larger than the outer diameter of the static magnetic field main coil 3.
  • a superconducting coil is often used for the coils 3 and 4, and in that case, the coils 3 and 4 are housed in a container having a three-layer structure.
  • the coils 3 and 4 are accommodated in the liquid helium container 8 together with the liquid helium (He) as a refrigerant.
  • the liquid helium container 8 is contained in a radiation shield 2 that blocks heat radiation to the inside.
  • the vacuum container 1 that is a hollow cylindrical container holds the liquid helium container 8 and the radiation shield 2 while keeping the inside in a vacuum.
  • the vacuum container 1 Even if the vacuum container 1 is arranged in a room at a normal room temperature, the inside of the vacuum container 1 is in a vacuum, so that the heat in the room is not transmitted to the liquid helium container 8 by conduction or convection. Moreover, the radiation shield 2 suppresses that the heat in the room is transmitted from the vacuum vessel 1 to the liquid helium vessel 8 by radiation. For this reason, the coils 3 and 4 can be stably set to the cryogenic temperature which is the temperature of liquid helium, and can function as a superconducting electromagnet.
  • the liquid helium vessel 8, the radiation shield 2, and the vacuum vessel 1 are made of a nonmagnetic member so as not to generate an unnecessary magnetic field, and further, a nonmagnetic metal is used because it is easy to maintain a vacuum. . For this reason, the eddy current is likely to be generated in the liquid helium container 8, the radiation shield 2, and particularly in the vacuum container 1 arranged on the outermost periphery.
  • the gradient magnetic field coil device 5 generates a gradient magnetic field in the imaging region 9.
  • the gradient magnetic field is a magnetic field in which the magnetic flux density of the magnetic field in the same direction as the static magnetic field 6 is linearly inclined independently of each other in the three directions of the x axis, the y axis, and the z axis.
  • the time to be generated for each direction is shared, and the gradient magnetic fields in the three directions of the x-axis, the y-axis, and the z-axis are repeatedly generated in the form of pulses.
  • FIG. 3 shows a gradient magnetic field 10 whose intensity is linearly inclined in the y-axis direction.
  • shims Between the magnet device 30 and the gradient coil device 5, a plurality of small pieces of magnetic material called shims (not shown) are placed. According to the shim, the magnetic field strength of the static magnetic field 6 generated in the imaging region 9 can be partially adjusted, and the imaging region 9 in which the magnetic field strength of the static magnetic field 6 is uniform can be provided. .
  • FIG. 1 shows a circumferential direction ( ⁇ direction) of y main coils (first coils) 12a to 12d and y shield coils (second coils) 16a to 16d of the gradient magnetic field coil apparatus 5 according to the first embodiment of the present invention.
  • the gradient magnetic field coil device 5 has a layer structure in the radial direction, and spiral y main coils (first coils) 12a to 12d arranged on the imaging region 9 side, and a spiral shape arranged on the vacuum vessel 1 side.
  • Y shield coils (second coils) 16a to 16d are provided.
  • the y main coils (first coils) 12a to 12d generate a gradient magnetic field 10 whose intensity linearly inclines in the y-axis direction in the imaging region 9, but also in an external space such as the vacuum vessel 1 that is a hollow cylindrical vessel.
  • the so-called leakage magnetic field is generated.
  • the current I M flowing through the y main coil (first coil) 12a to 12d is applied to the y shield coil (second coil) 16a to 16d. so that the current I S in the opposite direction is made to flow to the.
  • the y shield coils (second coils) 16a to 16d are arranged on the opposite side of the imaging region 9 with the y main coils (first coils) 12a to 12d interposed therebetween.
  • the y main coil (first coil) 12a and the y shield coil (second coil) 16a are disposed in the positive region (z> 0) of the z-axis coordinate and are positive in the ⁇ coordinate (circumferential coordinate).
  • the y shield coil (second coil) 16a is disposed so as to overlap and cover the y main coil (first coil) 12a.
  • the y main coil (first coil) 12b and the y shield coil (second coil) 16b are arranged in a positive region (z> 0) of the z-axis coordinate and are negative in the ⁇ coordinate (circumferential coordinate).
  • the y shield coil (second coil) 16b is disposed so as to overlap and cover the y main coil (first coil) 12b on the inner side ( ⁇ ⁇ ⁇ 0).
  • the y main coil (first coil) 12c and the y shield coil (second coil) 16c are arranged in the negative region (z ⁇ 0) of the z-axis coordinate and are negative in the ⁇ coordinate (circumferential coordinate).
  • the y shield coil (second coil) 16c is disposed so as to overlap and cover the y main coil (first coil) 12c.
  • the y main coil (first coil) 12d and the y shield coil (second coil) 16d are arranged in the negative region (z ⁇ 0) of the z-axis coordinate, and are positive in the ⁇ coordinate (circumferential coordinate).
  • the y shield coil (second coil) 16d is disposed so as to overlap and cover the y main coil (first coil) 12d.
  • the gradient magnetic field coil device 5 is linearly inclined in the x-axis direction in the imaging region 9.
  • X main coil (first coil, not shown) for generating the gradient magnetic field 10 to be generated, and x shield coil (second coil, not shown) for suppressing the leakage magnetic field generated when the x main coil generates the gradient magnetic field 10 have.
  • the x main coil and the x shield coil are arranged in the same direction as the y main coil (first coil) 12a to 12d and the y shield coil (second coil) 16a to 16d, and the arrangement position is ⁇ / 2 [ rad].
  • the gradient coil device 5 includes a z main coil (first coil, not shown) that generates a gradient magnetic field 10 whose intensity is linearly inclined in the z-axis direction in the imaging region 9, and the z main coil generates the gradient magnetic field 10. It has a z shield coil (second coil, not shown) that suppresses the leakage magnetic field generated when it is generated.
  • the present invention is applied to y main coils (first coils) 12a to 12d and y shield coils (second coils) 16a to 16d will be described.
  • the present invention can be similarly applied to the x main coil and the x shield coil, and can be similarly applied to the z main coil and the z shield coil.
  • the y main coils (first coils) 12a to 12d that generate the gradient magnetic field generate a stronger magnetic field (gradient magnetic field) in the imaging region 9 than the y shield coils (second coils) 16a to 16d.
  • the current density i M of the coils (first coils) 12a to 12d is larger than the current density i S of the y shield coils (second coils) 16a to 16d (i M > i S ).
  • the current density is a value proportional to the strength of the magnetic field to be generated and proportional to the magnitude of the current and the length of the electric wire through which the current flows. Accordingly, conversely, the current density i S of the y shield coils (second coils) 16a to 16d is limited to be small.
  • y shield coil (second coil) 16a ⁇ 16d are arranged Reduce variations in current distribution in the region. Specifically, the number of turns T S of y shielding coils (second coils) 16a ⁇ 16d, to more than the number of turns T M of y main coil (first coil) 12a ⁇ 12d (T M ⁇ T S). Since the region where the y shield coil (second coil) 16a to 16d and the y main coil (first coil) 12a to 12d are arranged is limited, if the arrangement area is constant at the upper limit, the number of turns increases. The conductor width for each turn becomes narrow. Therefore, the conductor width W S of the y shield coils (second coils) 16a to 16d is made smaller than the conductor width W M of the y main coils (first coils) 12a to 12d (W M > W S ).
  • the current I M is generated by the drive power supply device 14 and flows as a pulsed current.
  • the y main coils (first coils) 12 a, 12 b, 12 c, and 12 d are connected in series, and those connected in series are connected to the drive power supply device 14. Therefore, the y main coil (first coil) 12a and 12b and 12c and 12d, the current I M in synchronism with the same magnitude flows.
  • the current IS is generated in the drive power supply device 15 and flows as a pulsed current.
  • the y shield coils (second coils) 16a, 16b, 16c, and 16d are connected in series, and the series connected in series is connected to the drive power supply device 15. Accordingly, y in the shield coil (second coil) 16a and 16b and 16c and 16d, synchronized with the current I S flows in the same size.
  • a pulse-shaped current I M that drives the power supply 14 generates a pulse-shaped current I S that drive power supply 15 to generate is controlled to be synchronized, the magnetic field is generated at the same time, whereas The so-called leakage magnetic field, which is the first magnetic field, is suppressed by the other magnetic field.
  • the leakage magnetic field can be reliably reduced even when the gradient magnetic field is increased.
  • FIG. 4 is an equivalent circuit diagram relating to the y main coils (first coils) 12a to 12d and the y shield coils (second coils) 16a to 16d of the gradient coil device 5 according to the first embodiment of the present invention.
  • the y main coils (first coils) 12a, 12b, 12c, and 12d are connected in series, and a current I M flows.
  • y shield coil (second coil) 16a and 16b and 16c and 16d are connected in series, the current flows I S.
  • y main coil (first coil) 12a ⁇ 12d are respectively equivalently, a resistor R M, can be expressed as a series connection of an inductance L M.
  • each of the y shield coils (second coils) 16a to 16d can be equivalently expressed as a series connection of a resistance R S and an inductance L S.
  • the number of turns T S of y shielding coils (second coils) 16a ⁇ 16d is greater than the number of turns T M of y main coil (first coil) 12a ⁇ 12d (T M ⁇ T S), y Since the conductor width W S of the shield coils (second coils) 16a to 16d is smaller than the conductor width W M of the y main coils (first coils) 12a to 12d (W M > W S ), the resistance R S is the resistance It is larger than R M (R M ⁇ R S ), and the inductance L S is larger than the inductance L M (L M ⁇ L S ).
  • the synchronization control unit 17 outputs the current I M output by the drive power supply device 14 and the drive power supply device 15 based on the magnitude relationship between the resistance R S and the resistance R M and the magnitude relationship of the inductance L M of the inductance L S. Current IS to be synchronized.
  • FIG. 5A shows an equivalent circuit diagram regarding the y main coils (first coils) 12a to 12d and the y shield coils (second coils) 16a to 16d of the gradient magnetic field coil apparatus 5 according to the second embodiment of the present invention.
  • the second embodiment differs from the first embodiment in that y main coils (first coils) 12a to 12d and y shield coils (second coils) 16a to 16d are connected in series.
  • the four y shield coils (second coils) 16a to 16d have two parallel circuits connected in parallel, and the two parallel circuits are connected in series. Due to these differences, in the second embodiment, the drive power supply device 14 can be integrated into one. For this reason, the synchronization control part 17 which synchronizes between drive power supply devices can be omitted.
  • the magnetic field intensity generated from the y shield coils (second coils) 16a to 16d is smaller than the magnetic field intensity generated from the y main coils (first coils) 12a to 12d.
  • FIG. 5B is an equivalent circuit diagram relating to the y main coils (first coils) 12a to 12d and the y shield coils (second coils) 16a to 16d of the gradient magnetic field coil apparatus 5 according to the modification of the second embodiment of the present invention. Indicates.
  • the modification of the second embodiment is different from the second embodiment in that the four y shield coils (second coils) 16a to 16d constitute a parallel circuit connected in parallel to each other. .
  • the magnetic field intensity generated from the y shield coils (second coils) 16a to 16d is smaller than the magnetic field intensity generated from the y main coils (first coils) 12a to 12d.
  • FIG. 6A shows an equivalent circuit diagram regarding the y main coils (first coils) 12a to 12d and the y shield coils (second coils) 16a to 16d of the gradient magnetic field coil apparatus 5 according to the third embodiment of the present invention.
  • the third embodiment differs from the first embodiment in that a y-coil (first coil) 12a to 12d and a y-shield coil (second coil) 16a to 16d are connected in parallel. It is the point which has. Due to this difference, in the third embodiment, the drive power supply devices 14 can be integrated into one, and the synchronization control unit 17 that synchronizes the drive power supply devices can be omitted.
  • the number of turns T S of y shielding coils (second coils) 16a ⁇ 16d is greater than the number of turns T M of y main coil (first coil) 12a ⁇ 12d (T M ⁇ T S ), the conductor width W S of the y shield coil (second coil) 16a to 16d is narrower than the conductor width W M of the y main coil (first coil) 12a to 12d (W M > W S ).
  • the resistance R S is larger than the resistance R M (R M ⁇ R S ), and the inductance L S is larger than the inductance L M (L M ⁇ L S ).
  • the current I output from the drive power supply device 14 flows more to the y main coil (first coil) 12a to 12d side than to the y shield coil (second coil) 16a to 16d side. Try to include.
  • the current I S flowing through the y shield coils (second coils) 16a to 16d is shunted so as to be smaller than the current I M flowing through the y main coils (first coils) 12a to 12d (I M > I S ).
  • an adjustment mechanism 22 that adjusts the variable resistor 18 and / or the inductance (reactor) 19 may be provided as shown in FIG. 6A.
  • the y shield coils (second coils) 16a to 16d it is possible to eliminate the gap where the leakage magnetic field leaks, and to reduce the leakage magnetic field leaking outside as much as possible.
  • FIG. 6B is an equivalent circuit diagram relating to the y main coils (first coils) 12a to 12d and the y shield coils (second coils) 16a to 16d of the gradient coil device 5 according to the modification of the third embodiment of the present invention.
  • the modification of the third embodiment is different from the third embodiment in that it includes a parallel circuit in which four y main coils (first coils) 12a to 12d are connected in parallel. Due to the parallel circuit of the four y main coils (first coils) 12a to 12d, the current I output from the drive power supply device 14 is further increased from that of the third embodiment by the y main coils (first coils) 12a to 12d. Try to flow a lot into the side.
  • the current I S flowing through the y shield coils (second coils) 16a to 16d is much smaller than the current I M flowing through the y main coils (first coils) 12a to 12d (I M > I S ).
  • the number of turns T S of y shielding coils (second coils) 16a ⁇ 16d is greater than the number of turns T M of y main coil (first coil) 12a ⁇ 12d (T M ⁇ T S )
  • the conductor width W S of the y shield coils (second coils) 16a to 16d is smaller than the conductor width W M of the y main coils (first coils) 12a to 12d (W M > W S Therefore, according to the modification of the third embodiment, in the y shield coils (second coils) 16a to 16d, the gap where the leakage magnetic field leaks can be eliminated, and the leakage magnetic field leaking outside can be minimized. .
  • FIG. 7A shows a developed view in the circumferential direction ( ⁇ direction) of the y main coil (first coil) 12a of the gradient magnetic field coil apparatus 5 according to the fourth embodiment of the present invention
  • FIG. 7B shows a y shield coil ( The development view of the peripheral direction (theta direction) of the 2nd coil) 16a is shown.
  • the fourth embodiment is different from the first embodiment in that the y shield coil (second coil) 16a is divided at the spiral inner part 20 and outer part 21. Thereby, the current I S2 flowing through the inner side portion 20 can be made smaller than the current I S1 flowing through the outer side portion 21 (I S1 > I S2 ).
  • the inner part 20 and the outer part 21 of the spiral shape of the y shield coil (second coil) 16a are divided, but the spiral inner part of the y main coil (first coil) 12a. And may be divided at the outer side.
  • the current flowing through the inner portion may be made smaller than the current flowing through the outer portion, and the current flowing through the inner portion may be equal to the current flowing through the y shield coil (second coil) 16a.
  • the MRI apparatus 100, the vacuum vessel 1 and the gradient magnetic field coil apparatus 5 are cylindrical.
  • the present invention is not limited to this, and may be cylindrical. It's fine.
  • FIG. 8 is a perspective view of a magnetic resonance imaging (MRI) apparatus (vertical magnetic field type) 100 according to the fifth embodiment of the present invention.
  • the fifth embodiment differs from the first embodiment in that the MRI apparatus 100 is changed from a horizontal magnetic field type to a vertical magnetic field type.
  • the upper and lower disk-shaped vacuum containers 1 are connected to each other by the connecting pillar 24, and a vertical static magnetic field 6 is generated in the imaging region 9 between the vacuum containers 1 (magnetic poles).
  • the gradient magnetic field coil apparatus 5 and the RF coil 11 are formed in disk shape.
  • the y main coil (first coil) 12 and the y shield coil (second coil) 16 formed in the gradient magnetic field coil device 5 are also formed in a disk shape.
  • FIG. 9A shows a half of a plan view of the z-axis negative side (z ⁇ 0) of the y main coil (first coil) 12 of the gradient magnetic field coil apparatus 5 according to the fifth embodiment of the present invention (first ⁇ 1>).
  • 9B is shown, and FIG. 9B shows a half (first-second quadrant) of the plan view of the z-axis negative side (z ⁇ 0) of the y shield coil 16 (second coil). Since both the y main coil (first coil) 12 and the y shield coil (second coil) 16 are shown in half, they are substantially semicircular.
  • the y main coil (first coil) 12 that creates a gradient magnetic field generates a stronger magnetic field (gradient magnetic field) in the imaging region 9 than the y shield coil (second coil) 16.
  • the current density i M of the y main coil (first coil) 12 is larger than the current density i S of the y shield coil (second coil) 16 (i M > i S ). Accordingly, in reverse, the current density i S of the y shield coil (second coil) 16 is limited to be small.
  • the current IS is flowed densely so as to eliminate the gap through which the leakage magnetic field leaks, and in the region where the y shield coil (second coil) 16 is disposed.
  • the variation of current distribution is reduced. Specifically, y the number of turns T S of the shield coil (second coil) 16, to more than the number of turns T M of y main coil (first coil) 12 (T M ⁇ T S). Since the area where the y shield coil (second coil) 16 and the y main coil (first coil) 12 are arranged is limited, if the arrangement area is constant at the upper limit, the number of turns increases as the number of turns increases. The conductor width becomes narrower.
  • the conductor width W S of the y shield coil (second coil) 16 is made smaller than the conductor width W M of the y main coil (first coil) 12 (W M > W S ).

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Abstract

　磁気共鳴イメージング装置の撮像領域に強度が線形に傾斜する磁場分布を作る渦巻き形状の第１コイル（１２ａ～１２ｄ）と、第１コイル（１２ａ～１２ｄ）を挟んで撮像領域の反対側に配置され、第１コイル（１２ａ～１２ｄ）がその反対側に作る漏れ磁場を抑制する渦巻き形状の第２コイル（１６ａ～１６ｄ）とを備え、第２コイル（１６ａ～１６ｄ）を流れる電流（ＩＳ）は、第１コイル（１２ａ～１２ｄ）を流れる電流（ＩＭ）より少なく（ＩＭ＞ＩＳ）、第２コイル（１６ａ～１６ｄ）のターン数（ＴＳ）は、第１コイル（１２ａ～１２ｄ）のターン数（ＴＭ）より大きく（ＴＭ＜ＴＳ）、第２コイル（１６ａ～１６ｄ）の導体幅（ＷＳ）は、第１コイル（１２ａ～１２ｄ）の導体幅（ＷＭ）より狭い（ＷＭ＞ＷＳ）。これにより、漏れ磁場を大きくすることなく、傾斜磁場を大きくすることが可能な傾斜磁場コイル装置を提供する。

Description

傾斜磁場コイル装置、及び、磁気共鳴イメージング装置
　本発明は、磁気共鳴イメージング(以下、ＭＲＩと称す)装置に用いられる傾斜磁場コイル装置に関する。
　ＭＲＩ装置は、均一な静磁場中に置かれた被検体に高周波パルスを照射したときに生じる核磁気共鳴現象を利用して、被検体に物理的、化学的性質を示す断面画像を得る装置であり、特に、医療用として用いられている。
　ＭＲＩ装置は、被検体が挿入される撮像領域に均一な静磁場を生成する磁石装置と、その撮像領域に位置情報を付与するために空間的に強度が勾配した傾斜磁場をパルス状に発生させる傾斜磁場コイル装置と、被検体に高周波パルスを照射するＲＦコイルと、被検体からの磁気共鳴信号を受信する受信コイルと、受信した信号を処理して画像を表示するコンピュータシステムとから構成されている。
　ＭＲＩ装置の性能向上の手段としては、まず、磁石装置が発生する静磁場強度の向上がある。静磁場強度が高い程、より鮮明な画像と多様な断面画像を得ることが出来るため、ＭＲＩ装置はより高い静磁場強度を指向して開発が続けられている。他の性能向上の手段としては、傾斜磁場の強度の向上と、傾斜磁場をパルス状に高速に発生させる高速駆動がある。これらは、撮像時間の短縮と画質の向上に寄与し、近年盛んに使用されるようになった高速撮像法で多用されている。特に、傾斜磁場コイル装置の駆動電源装置の性能向上により、高速なスイッチングと大電流の通電が可能になっている。
　強力な傾斜磁場を発生するためには、傾斜磁場コイル装置に流す電流を大きくする、又は、傾斜磁場コイル装置の巻き数を多くするなどの方法がある。しかしながら、傾斜磁場コイル装置の巻き数を増やすと、傾斜磁場コイル装置の端部に発生する誘導電圧が大きくなり、絶縁のためのスペースが必要となるため、傾斜磁場コイル装置の小型化が難しい。また、傾斜磁場コイル装置の巻き数を増やすと、線間スペースが増え、傾斜磁場コイル装置における導体の占積率が低下し、電流密度が高くなるために温度上昇が起こりやすくなる。一方、傾斜磁場コイル装置を流れる電流を大きくするためには、大電流の通電に対応した幅広の導体が必要となるが、幅広の導体の湾曲部においては、導体の幅方向の電流密度分布に偏りが生じ、設計で意図した傾斜磁場が発生しない場合がある。
　傾斜磁場コイル装置にはパルス状の電流が流れるため、パルス状の磁場（漏れ磁場）が磁石装置の金属容器部分に渦電流を生じ、渦電流による磁場が画像に影響を与える。このため、高速に大電流をスイッチングして通電する傾斜磁場コイル装置は、撮像領域に傾斜磁場を生成するメインコイルと、パルス状の磁場（傾斜磁場と漏れ磁場）が撮像領域以外の不要な部分に漏れないようにするシールドコイルとを有している場合が多い。
　大電流を高速なパルス波形で流すための手段としては、特許文献１にあるように、一つのコイルを複数の並列導体で構成し、それぞれのインダクタンスが同一になるような回路構成とするものが提案されている。この他に、渦電流の磁場を低減する手段として、超電導コイルを磁石装置に採用したＭＲＩ装置において、その磁石装置の振動による変動磁場を低抵抗率の導体板によって低減するものが提案されている。
英国特許ＧＢ２３３１８０８号公報
　ＭＲＩ装置には、鮮明な画像が高速に得られることが求められている。このため、傾斜磁場コイル装置には、出来るだけ大きな磁束密度の傾斜磁場を出来るだけ高速に発生させることが求められている。従って、傾斜磁場コイル装置には高電圧、又は、大電流が印加されることになり、高電圧の印加により導体間の電位差が増大し、大電流の印加により傾斜磁場コイル装置の発熱が増大する傾向にある。さらに、大きな傾斜磁場を発生させるため、漏れ磁場も大きくなる傾向にあり、この漏れ磁場により磁石装置の金属容器に渦電流が生成し、この渦電流により生じた磁場が画像に影響を与えると考えられる。
　そこで、本発明の目的は、漏れ磁場を大きくすることなく、傾斜磁場を大きくすることが可能な傾斜磁場コイル装置を提供することであり、さらに、その傾斜磁場コイル装置が搭載されたＭＲＩ装置を提供することである。
　前記目的を達成するために、本発明は、
　磁気共鳴イメージング装置の撮像領域に強度が線形に傾斜する磁場分布を作る渦巻き形状の第１コイルと、
　前記第１コイルを挟んで前記撮像領域の反対側に配置され、前記第１コイルが前記反対側に作る漏れ磁場を抑制する渦巻き形状の第２コイルとを備え、
　前記第２コイルを流れる電流は、前記第１コイルを流れる電流より少なく、
　前記第２コイルのターン数は、前記第１コイルのターン数より大きく、
　前記第２コイルの導体幅は、前記第１コイルの導体幅より狭い傾斜磁場コイル装置であることを特徴としている。
　また、本発明は、本発明に係る傾斜磁場コイル装置と、前記撮像領域に静磁場を作る磁石装置とを有するＭＲＩ装置であることを特徴としている。
　本発明によれば、漏れ磁場を大きくすることなく、傾斜磁場を大きくすることが可能な傾斜磁場コイル装置を提供することができ、さらに、その傾斜磁場コイル装置が搭載されたＭＲＩ装置を提供することができる。
本発明の第１の実施形態に係る傾斜磁場コイル装置のｙメインコイル（第１コイル）とｙシールドコイル（第２コイル）の周方向の展開図である。 本発明の第１の実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置の斜視図である。 本発明の第１の実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置をｙ軸とｚ軸を含む平面で切断した断面図である。 本発明の第１の実施形態に係る傾斜磁場コイル装置のｙメインコイル（第１コイル）とｙシールドコイル（第２コイル）の等価回路図である。 本発明の第２の実施形態に係る傾斜磁場コイル装置のｙメインコイル（第１コイル）とｙシールドコイル（第２コイル）の等価回路図である。 本発明の第２の実施形態の変形例に係る傾斜磁場コイル装置のｙメインコイル（第１コイル）とｙシールドコイル（第２コイル）の等価回路図である。 本発明の第３の実施形態に係る傾斜磁場コイル装置のｙメインコイル（第１コイル）とｙシールドコイル（第２コイル）の等価回路図である。 本発明の第３の実施形態の変形例に係る傾斜磁場コイル装置のｙメインコイル（第１コイル）とｙシールドコイル（第２コイル）の等価回路図である。 本発明の第４の実施形態に係る傾斜磁場コイル装置のｙメインコイル（第１コイル）の周方向の展開図の４分の１（第１象限）である。 本発明の第４の実施形態に係る傾斜磁場コイル装置のｙシールドコイル（第２コイル）の周方向の展開図の４分の１（第１象限）である。 本発明の第５の実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置（垂直磁場型）の斜視図である。 本発明の第５の実施形態に係る傾斜磁場コイル装置のｙメインコイル（第１コイル）のｚ軸負側（ｚ＜０）の平面図の２分の１（第１－２象限）である。 本発明の第５の実施形態に係る傾斜磁場コイル装置のｙシールドコイル（第２コイル）のｚ軸負側（ｚ＜０）の平面図の２分の１（第１－２象限）である。
　次に、本発明の実施形態について、適宜図面を参照しながら詳細に説明する。なお、各図において、共通する部分には同一の符号を付し重複した説明を省略する。
（第１の実施形態）
　図２に、本発明の第１の実施形態に係る磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ）装置１００の斜視図を示す。ＭＲＩ装置１００は、概ね３重の円筒形状をしている。その３重の外側に磁石装置３０を構成する円筒形状の真空容器１が設けられている。真空容器１の内側には、円筒形状の傾斜磁場コイル装置５が設けられている。傾斜磁場コイル装置５の内側には、円筒形状のＲＦコイル１１が設けられている。被検体(患者)７は、ベッド２５にねたままの状態でＲＦコイル１１の内側に挿入され、断層画像が撮像される。真空容器１と傾斜磁場コイル装置５とＲＦコイル１１の３重の円筒形状の中心軸は互いに概ね一致している。後記の説明を容易にするために、その中心軸に一致するようにｚ軸を設定している。ｙ軸は垂直方向上向きに設定している。ｘ軸は、水平方向に設定している。座標原点は、真空容器１と傾斜磁場コイル装置５とＲＦコイル１１の３重の円筒形状の略中心に設定している。また、真空容器１と傾斜磁場コイル装置５とＲＦコイル１１の３重の円筒形状の周方向として、θ方向を設定している。θ方向は、ｘ軸方向をゼロ（０）［ｒａｄ］とし、図２において反時計周りの回転方向を、θ方向の正方向に設定している。
　図３に、本発明の第１の実施形態に係るＭＲＩ装置１００をｙ軸とｚ軸を含む平面（ｙｚ平面）で切断した断面図を示す。座標原点の周辺領域が撮像領域９となる。ＭＲＩ装置１００は、撮像領域９に形成される静磁場６の向きが水平方向（ｚ軸方向）である水平磁場型ＭＲＩ装置である。この撮像領域９に、被検体(患者)７を移動し、断層画像が撮像されることになる。磁石装置３０は、この撮像領域９に均一な静磁場６を生成する。傾斜磁場コイル装置５は、この撮像領域９に位置情報を付与するために空間的に磁場強度が傾斜勾配した傾斜磁場１０をパルス状に発生させる。ＲＦコイル１１は、被検体７に高周波パルスを照射する。図示を省略した受信コイルは、被検体７からの磁気共鳴信号を受信する。図示を省略したコンピュータシステムは、受信した磁気共鳴信号を処理して前記断層画像を表示する。そして、ＭＲＩ装置１００によれば、均一な静磁場中に置かれた被検体７に高周波パルスを照射したときに生じる核磁気共鳴現象を利用して、被検体７の物理的、化学的性質を表す断層画像を得ることができ、その断層画像は、特に、医療用に用いられている。
　磁石装置３０には、ｚ＝０面（ｙ軸とｘ軸を含む平面）に対して左右（ｚ＜０とｚ＞０の部分）で対を成すように、静磁場主コイル（超伝導コイル）３と、静磁場６の周囲への漏れ（漏れ磁場）を抑制する静磁場シールドコイル（超伝導コイル）４と、図示を省略した磁性体が設けられている。これらのコイル３、４はそれぞれ、ｚ軸を共通の中心軸とする円環形状をしている。静磁場主コイル３の外径より、静磁場シールドコイル４の内径の方が大きくなっている。また、これらのコイル３、４には、超伝導コイルを利用することが多く、その場合、コイル３、４は、３層構造の容器内に収納される。コイル３、４は、冷媒の液体ヘリウム（Ｈｅ）と共に液体ヘリウム容器８内に収容されている。液体ヘリウム容器８は、内部への熱輻射を遮断する輻射シールド２に内包されている。そして、中空円筒型容器である真空容器１は、液体ヘリウム容器８及び輻射シールド２を収容しつつ、内部を真空に保持している。真空容器１は、普通の室温の室内に配置されても、真空容器１内が真空になっているので、室内の熱が伝導や対流で、液体ヘリウム容器８に伝わることはない。また、輻射シールド２は、室内の熱が輻射によって真空容器１から液体ヘリウム容器８に伝わることを抑制している。このため、コイル３、４は、液体ヘリウムの温度である極低温に安定して設定することができ、超伝導電磁石として機能させることができる。液体ヘリウム容器８と、輻射シールド２と、真空容器１には、不必要な磁場が発生しないように非磁性の部材が用いられ、さらに、真空を保持しやすいことから非磁性の金属が用いられる。このため、液体ヘリウム容器８と、輻射シールド２と、特に、最外周に配置される真空容器１には、前記渦電流が発生し易い状況にある。
　傾斜磁場コイル装置５は、撮像領域９に、傾斜磁場を発生させる。傾斜磁場は、静磁場６と同じ方向の磁場の磁束密度が、ｘ軸、ｙ軸、ｚ軸の３方向に互いに独立に、線形に傾斜した磁場であり、ｘ軸、ｙ軸、ｚ軸の方向毎に発生させる時間を分け合って、ｘ軸、ｙ軸、ｚ軸の３方向の傾斜磁場を順番に繰り返しパルス状に発生させる。具体的に、図３では、ｙ軸方向に強度が線形に傾斜する傾斜磁場１０を示している。
　磁石装置３０と傾斜磁場コイル装置５の間には、図示を省略したシムと呼ばれる磁性体の小片が複数個置かれている。シムによれば、撮像領域９内に生成される静磁場６の磁場強度を部分的に調整することができ、静磁場６の磁場強度が均一になっている撮像領域９を提供することができる。
　図１に、本発明の第１の実施形態に係る傾斜磁場コイル装置５のｙメインコイル（第１コイル）１２ａ～１２ｄと、ｙシールドコイル（第２コイル）１６ａ～１６ｄの周方向（θ方向）の展開図を示す。傾斜磁場コイル装置５は、径方向に層構造をなし、撮像領域９側に配置される渦巻き状のｙメインコイル（第１コイル）１２ａ～１２ｄと、真空容器１側に配置される渦巻き状のｙシールドコイル（第２コイル）１６ａ～１６ｄを有している。ｙメインコイル（第１コイル）１２ａ～１２ｄは、撮像領域９にｙ軸方向に強度が線形に傾斜する傾斜磁場１０を発生させるが、中空円筒型容器である真空容器１等の外部空間にも、いわゆる漏れ磁場を発生させる。この中空円筒型容器である真空容器１への漏れ磁場を抑制するために、ｙシールドコイル（第２コイル）１６ａ～１６ｄには、ｙメインコイル（第１コイル）１２ａ～１２ｄを流れる電流ＩＭとは反対方向の電流ＩＳが流されるようになっている。ｙシールドコイル（第２コイル）１６ａ～１６ｄは、ｙメインコイル（第１コイル）１２ａ～１２ｄを挟んで撮像領域９の反対側に配置されている。
　ｙメインコイル（第１コイル）１２ａと、ｙシールドコイル（第２コイル）１６ａとは、ｚ軸座標の正の領域（ｚ＞０）に配置され、かつ、θ座標（周方向座標）の正の領域（０＜θ＜π）に配置され、ｙシールドコイル（第２コイル）１６ａは、ｙメインコイル（第１コイル）１２ａを内側にして重なり覆うように配置されている。
　ｙメインコイル（第１コイル）１２ｂと、ｙシールドコイル（第２コイル）１６ｂとは、ｚ軸座標の正の領域（ｚ＞０）に配置され、かつ、θ座標（周方向座標）の負の領域（－π＜θ＜０）に配置され、ｙシールドコイル（第２コイル）１６ｂは、ｙメインコイル（第１コイル）１２ｂを内側にして重なり覆うように配置されている。
　ｙメインコイル（第１コイル）１２ｃと、ｙシールドコイル（第２コイル）１６ｃとは、ｚ軸座標の負の領域（ｚ＜０）に配置され、かつ、θ座標（周方向座標）の負の領域（－π＜θ＜０）に配置され、ｙシールドコイル（第２コイル）１６ｃは、ｙメインコイル（第１コイル）１２ｃを内側にして重なり覆うように配置されている。
　ｙメインコイル（第１コイル）１２ｄと、ｙシールドコイル（第２コイル）１６ｄとは、ｚ軸座標の負の領域（ｚ＜０）に配置され、かつ、θ座標（周方向座標）の正の領域（０＜θ＜π）に配置され、ｙシールドコイル（第２コイル）１６ｄは、ｙメインコイル（第１コイル）１２ｄを内側にして重なり覆うように配置されている。
　なお、傾斜磁場コイル装置５は、ｙメインコイル（第１コイル）１２ａ～１２ｄとｙシールドコイル（第２コイル）１６ａ～１６ｄの他にも、撮像領域９にｘ軸方向に強度が線形に傾斜する傾斜磁場１０を発生させるｘメインコイル（第１コイル、図示省略）と、ｘメインコイルが傾斜磁場１０を発生させる際に発生させる漏れ磁場を抑制するｘシールドコイル（第２コイル、図示省略）を有している。ｘメインコイルと、ｘシールドコイルは、ｙメインコイル（第１コイル）１２ａ～１２ｄとｙシールドコイル（第２コイル）１６ａ～１６ｄの形状はそのままに、配置位置を、θ方向にπ／２［ｒａｄ］だけ移動させた構造をしている。
　また、傾斜磁場コイル装置５は、撮像領域９にｚ軸方向に強度が線形に傾斜する傾斜磁場１０を発生させるｚメインコイル（第１コイル、図示省略）と、ｚメインコイルが傾斜磁場１０を発生させる際に発生させる漏れ磁場を抑制するｚシールドコイル（第２コイル、図示省略）を有している。
　第１の実施形態や後記で説明する実施形態では、本発明を、ｙメインコイル（第１コイル）１２ａ～１２ｄとｙシールドコイル（第２コイル）１６ａ～１６ｄに適用した場合を例に説明するが、本発明は、ｘメインコイルとｘシールドコイルにも同様に適用でき、ｚメインコイルとｚシールドコイルにも同様に適用できるのである。
　傾斜磁場を作るｙメインコイル（第１コイル）１２ａ～１２ｄは、ｙシールドコイル（第２コイル）１６ａ～１６ｄに比べて、撮像領域９に強い磁場（傾斜磁場）を発生させるために、ｙメインコイル（第１コイル）１２ａ～１２ｄの電流密度ｉＭは、ｙシールドコイル（第２コイル）１６ａ～１６ｄの電流密度ｉＳより大きくなっている（ｉＭ＞ｉＳ）。なお、電流密度とは、発生させる磁場の強度に比例し、電流の大きさと電流が流れる電線の長さ等に比例する値である。これにより、逆に解すと、ｙシールドコイル（第２コイル）１６ａ～１６ｄの電流密度ｉＳは、小さく制限されていることになる。この制限下で、外側に漏れる漏れ磁場を極力小さくするには、漏れ磁場が漏れる隙間をなくすように、密に電流ＩＳを流し、ｙシールドコイル（第２コイル）１６ａ～１６ｄが配置された領域内の電流分布のバラツキを小さくする。具体的には、ｙシールドコイル（第２コイル）１６ａ～１６ｄのターン数ＴＳを、ｙメインコイル（第１コイル）１２ａ～１２ｄのターン数ＴＭより多くする（ＴＭ＜ＴＳ）。ｙシールドコイル（第２コイル）１６ａ～１６ｄと、ｙメインコイル（第１コイル）１２ａ～１２ｄを配置する領域は限られるので、配置面積が上限で一定となれば、ターン数が多くなる程、１ターン毎の導体幅は狭くなる。このことから、ｙシールドコイル（第２コイル）１６ａ～１６ｄの導体幅ＷＳを、ｙメインコイル（第１コイル）１２ａ～１２ｄの導体幅ＷＭより小さくする（ＷＭ＞ＷＳ）。
　ｙメインコイル（第１コイル）１２ａ～１２ｄを流れる電流ＩＭと、ターン数ＴＭの積が、電流密度ｉＭに比例する（ｉＭ∝ＩＭ×ＴＭ）。ｙシールドコイル（第２コイル）１６ａ～１６ｄを流れる電流ＩＳと、ターン数ＴＳの積が、電流密度ｉＳに比例する（ｉＳ∝ＩＳ×ＴＳ）。そして、前記（ｉＭ＞ｉＳ）と（ＴＭ＜ＴＳ）の関係式より、ｙシールドコイル（第２コイル）１６ａ～１６ｄを流れる電流ＩＳは、ｙメインコイル（第１コイル）１２ａ～１２ｄを流れる電流ＩＭより小さくなり（ＩＭ＞ＩＳ）、一致しない（ＩＭ≠ＩＳ）。比ＩＭ／ＩＳは、比ｉＭ／ｉＳよりも、比ＴＭ／ＴＳの分だけ大きくなっている（ＩＭ／ＩＳ＝（ｉＭ／ｉＳ）／（ＴＭ／ＴＳ））。したがって、実際には、電流密度ｉＭ、ｉＳが決定され、ターン数ＴＭ、ＴＳが決定され、電流ＩＭが決定されると、電流ＩＳは自ずと決定される。
　電流ＩＭは、駆動電源装置１４で発生し、パルス状の電流として流れる。ｙメインコイル（第１コイル）１２ａと１２ｂと１２ｃと１２ｄは、直列に接続され、その直列に接続されたものが、駆動電源装置１４に接続されている。このため、ｙメインコイル（第１コイル）１２ａと１２ｂと１２ｃと１２ｄには、同じ大きさで同期した電流ＩＭが流れる。
　電流ＩＳは、駆動電源装置１５で発生し、パルス状の電流として流れる。ｙシールドコイル（第２コイル）１６ａと１６ｂと１６ｃと１６ｄは、直列に接続され、その直列に接続されたものが、駆動電源装置１５に接続されている。このため、ｙシールドコイル（第２コイル）１６ａと１６ｂと１６ｃと１６ｄには、同じ大きさで同期した電流ＩＳが流れる。
　同期制御部１７によって、駆動電源装置１４が発生させるパルス状の電流ＩＭと、駆動電源装置１５が発生させるパルス状の電流ＩＳが、同期するように制御され、磁場が同時に発生し、一方の磁場であるいわゆる漏れ磁場が、他方の磁場によって抑制される。このように、第１の実施形態によれば、傾斜磁場が大きくなった場合であっても、漏れ磁場を確実に小さくすることができる。
　図４に、本発明の第１の実施形態に係る傾斜磁場コイル装置５のｙメインコイル（第１コイル）１２ａ～１２ｄとｙシールドコイル（第２コイル）１６ａ～１６ｄに関する等価回路図を示す。ｙメインコイル（第１コイル）１２ａと１２ｂと１２ｃと１２ｄは、直列に接続され、電流ＩＭが流れる。ｙシールドコイル（第２コイル）１６ａと１６ｂと１６ｃと１６ｄは、直列に接続され、電流ＩＳが流れる。
　ｙメインコイル（第１コイル）１２ａ～１２ｄは、それぞれ、等価的に、抵抗ＲＭと、インダクタンスＬＭの直列接続として表すことができる。同様に、ｙシールドコイル（第２コイル）１６ａ～１６ｄは、それぞれ、等価的に、抵抗ＲＳと、インダクタンスＬＳの直列接続として表すことができる。前記したように、ｙシールドコイル（第２コイル）１６ａ～１６ｄのターン数ＴＳは、ｙメインコイル（第１コイル）１２ａ～１２ｄのターン数ＴＭより多く（ＴＭ＜ＴＳ）、ｙシールドコイル（第２コイル）１６ａ～１６ｄの導体幅ＷＳは、ｙメインコイル（第１コイル）１２ａ～１２ｄの導体幅ＷＭより小さいので（ＷＭ＞ＷＳ）、抵抗ＲＳは、抵抗ＲＭより大きく（ＲＭ＜ＲＳ）、インダクタンスＬＳは、インダクタンスＬＭより大きい（ＬＭ＜ＬＳ）。同期制御部１７は、抵抗ＲＳと抵抗ＲＭの大小関係と、インダクタンスＬＳのインダクタンスＬＭの大小関係に基づいて、駆動電源装置１４で出力する電流ＩＭと、駆動電源装置１５で出力する電流ＩＳを同期させる。
（第２の実施形態）
　図５Ａに、本発明の第２の実施形態に係る傾斜磁場コイル装置５のｙメインコイル（第１コイル）１２ａ～１２ｄとｙシールドコイル（第２コイル）１６ａ～１６ｄに関する等価回路図を示す。第２の実施形態が、第１の実施形態と異なる点は、ｙメインコイル（第１コイル）１２ａ～１２ｄとｙシールドコイル（第２コイル）１６ａ～１６ｄとが、直列に接続されている点と、４つのｙシールドコイル（第２コイル）１６ａ～１６ｄが、２つずつ並列接続された２つの並列回路を有し、その２つの並列回路が直列に接続されている点である。これらの相違により、第２の実施形態では、駆動電源装置１４を１つに集約することができる。このため、駆動電源装置間の同期をとる同期制御部１７を省くことができる。
　また、前記２つの並列回路により、ｙシールドコイル（第２コイル）１６ａ～１６ｄを流れる電流ＩＳを、駆動電源装置１４から出力される電流Ｉの分流によって電流Ｉの半分にすることができる（２ＩＳ＝Ｉ）。ｙメインコイル（第１コイル）１２ａ～１２ｄを流れる電流ＩＭは、駆動電源装置１４から出力される電流Ｉに等しい（ＩＭ＝Ｉ）ので、ｙシールドコイル（第２コイル）１６ａ～１６ｄを流れる電流ＩＳは、ｙメインコイル（第１コイル）１２ａ～１２ｄを流れる電流ＩＭの半分にすることができ（ＩＭ＝２ＩＳ）、電流ＩＭより小さくでき（ＩＭ＞ＩＳ）、一致しない（ＩＭ≠ＩＳ）。これによって、ｙシールドコイル（第２コイル）１６ａ～１６ｄから発生する磁場強度がｙメインコイル（第１コイル）１２ａ～１２ｄから発生する磁場強度より減少するので、漏れ磁場を抑えるべく、ｙシールドコイル（第２コイル）１６ａ～１６ｄから発生する磁場強度を増加させる必要がある。ｙシールドコイル（第２コイル）１６ａ～１６ｄから発生する磁場強度の増加に当って、ｙシールドコイル（第２コイル）１６ａ～１６ｄのターン数ＴＳを、ｙメインコイル（第１コイル）１２ａ～１２ｄのターン数ＴＭより多くし（ＴＭ＜ＴＳ）、好ましくは２倍にする（２ＴＭ＝ＴＳ）。ｙシールドコイル（第２コイル）１６ａ～１６ｄの導体幅ＷＳを、ｙメインコイル（第１コイル）１２ａ～１２ｄの導体幅ＷＭより狭くし（ＷＭ＞ＷＳ）、好ましくは半分にする（ＷＭ＝２ＷＳ）。第２の実施形態によっても、ｙシールドコイル（第２コイル）１６ａ～１６ｄにおいて、漏れ磁場が漏れる隙間をなくすことができ、外側に漏れる漏れ磁場を極力小さくすることができる。
（第２の実施形態の変形例）
　図５Ｂに、本発明の第２の実施形態の変形例に係る傾斜磁場コイル装置５のｙメインコイル（第１コイル）１２ａ～１２ｄとｙシールドコイル（第２コイル）１６ａ～１６ｄに関する等価回路図を示す。第２の実施形態の変形例が、第２の実施形態と異なる点は、４つのｙシールドコイル（第２コイル）１６ａ～１６ｄが、互いに並列接続された並列回路を構成している点である。
　この並列回路により、ｙシールドコイル（第２コイル）１６ａ～１６ｄを流れる電流ＩＳを、駆動電源装置１４から出力される電流Ｉの分流によって電流Ｉの４分の１にすることができる（４ＩＳ＝Ｉ）。ｙメインコイル（第１コイル）１２ａ～１２ｄを流れる電流ＩＭは、駆動電源装置１４から出力される電流Ｉに等しい（ＩＭ＝Ｉ）ので、ｙシールドコイル（第２コイル）１６ａ～１６ｄを流れる電流ＩＳは、ｙメインコイル（第１コイル）１２ａ～１２ｄを流れる電流ＩＭの４分の１にすることができ（ＩＭ＝４ＩＳ）、電流ＩＭより小さくでき（ＩＭ＞ＩＳ）、一致しない（ＩＭ≠ＩＳ）。これによって、ｙシールドコイル（第２コイル）１６ａ～１６ｄから発生する磁場強度がｙメインコイル（第１コイル）１２ａ～１２ｄから発生する磁場強度より減少するので、漏れ磁場を抑えるべく、ｙシールドコイル（第２コイル）１６ａ～１６ｄから発生する磁場強度を増加させる必要がある。ｙシールドコイル（第２コイル）１６ａ～１６ｄから発生する磁場強度の増加に当って、ｙシールドコイル（第２コイル）１６ａ～１６ｄのターン数ＴＳを、ｙメインコイル（第１コイル）１２ａ～１２ｄのターン数ＴＭより多くし（ＴＭ＜ＴＳ）、好ましくは４倍にする（４ＴＭ＝ＴＳ）。ｙシールドコイル（第２コイル）１６ａ～１６ｄの導体幅ＷＳを、ｙメインコイル（第１コイル）１２ａ～１２ｄの導体幅ＷＭより狭くし（ＷＭ＞ＷＳ）、好ましくは４分の１にする（ＷＭ＝４ＷＳ）。第２の実施形態の変形例によっても、ｙシールドコイル（第２コイル）１６ａ～１６ｄにおいて、漏れ磁場が漏れる隙間をなくすことができ、外側に漏れる漏れ磁場を極力小さくすることができる。
（第３の実施形態）
　図６Ａに、本発明の第３の実施形態に係る傾斜磁場コイル装置５のｙメインコイル（第１コイル）１２ａ～１２ｄとｙシールドコイル（第２コイル）１６ａ～１６ｄに関する等価回路図を示す。第３の実施形態が、第１の実施形態と異なる点は、ｙメインコイル（第１コイル）１２ａ～１２ｄとｙシールドコイル（第２コイル）１６ａ～１６ｄとが、並列に接続された並列回路を有している点である。この相違により、第３の実施形態では、駆動電源装置１４を１つに集約することができ、駆動電源装置間の同期をとる同期制御部１７を省くことができる。
　なお、第１の実施形態と同様に、ｙシールドコイル（第２コイル）１６ａ～１６ｄのターン数ＴＳは、ｙメインコイル（第１コイル）１２ａ～１２ｄのターン数ＴＭより多く（ＴＭ＜ＴＳ）、ｙシールドコイル（第２コイル）１６ａ～１６ｄの導体幅ＷＳは、ｙメインコイル（第１コイル）１２ａ～１２ｄの導体幅ＷＭより狭くなっている（ＷＭ＞ＷＳ）。抵抗ＲＳは、抵抗ＲＭより大きく（ＲＭ＜ＲＳ）、インダクタンスＬＳは、インダクタンスＬＭより大きくなっている（ＬＭ＜ＬＳ）。このため、並列回路では、駆動電源装置１４から出力された電流Ｉは、ｙシールドコイル（第２コイル）１６ａ～１６ｄ側よりも、ｙメインコイル（第１コイル）１２ａ～１２ｄ側に、多く流れ込もうとする。ｙシールドコイル（第２コイル）１６ａ～１６ｄを流れる電流ＩＳが、ｙメインコイル（第１コイル）１２ａ～１２ｄを流れる電流ＩＭより小さくなるように分流する（ＩＭ＞ＩＳ）。そして、所望の電流比（ＩＭ／ＩＳ）を得るために、図６Ａに示すように、可変抵抗１８及び／又はインダクタンス（リアクトル）１９を調整する調整機構２２を設けてもよい。第３の実施形態によっても、ｙシールドコイル（第２コイル）１６ａ～１６ｄにおいて、漏れ磁場が漏れる隙間をなくすことができ、外側に漏れる漏れ磁場を極力小さくすることができる。
（第３の実施形態の変形例）
　図６Ｂに、本発明の第３の実施形態の変形例に係る傾斜磁場コイル装置５のｙメインコイル（第１コイル）１２ａ～１２ｄとｙシールドコイル（第２コイル）１６ａ～１６ｄに関する等価回路図を示す。第３の実施形態の変形例が、第３の実施形態と異なる点は、４つのｙメインコイル（第１コイル）１２ａ～１２ｄが並列接続された並列回路を有している点である。４つのｙメインコイル（第１コイル）１２ａ～１２ｄの並列回路により、駆動電源装置１４から出力された電流Ｉは、第３の実施形態より、一層、ｙメインコイル（第１コイル）１２ａ～１２ｄ側に、多く流れ込もうとする。ｙシールドコイル（第２コイル）１６ａ～１６ｄを流れる電流ＩＳが、ｙメインコイル（第１コイル）１２ａ～１２ｄを流れる電流ＩＭより一層小さくなる（ＩＭ＞ＩＳ）。一方、第１の実施形態と同様に、ｙシールドコイル（第２コイル）１６ａ～１６ｄのターン数ＴＳは、ｙメインコイル（第１コイル）１２ａ～１２ｄのターン数ＴＭより多く（ＴＭ＜ＴＳ）、ｙシールドコイル（第２コイル）１６ａ～１６ｄの導体幅ＷＳは、ｙメインコイル（第１コイル）１２ａ～１２ｄの導体幅ＷＭより小さくなっている（ＷＭ＞ＷＳ）ので、第３の実施形態の変形例によっても、ｙシールドコイル（第２コイル）１６ａ～１６ｄにおいて、漏れ磁場が漏れる隙間をなくすことができ、外側に漏れる漏れ磁場を極力小さくすることができる。
（第４の実施形態）
　図７Ａに、本発明の第４の実施形態に係る傾斜磁場コイル装置５のｙメインコイル（第１コイル）１２ａの周方向（θ方向）の展開図を示し、図７Ｂに、ｙシールドコイル（第２コイル）１６ａの周方向（θ方向）の展開図を示す。第４の実施形態が、第１の実施形態と異なる点は、ｙシールドコイル（第２コイル）１６ａの渦巻き形状の内側部２０と外側部２１で、分断されている点である。これにより、内側部２０に流す電流ＩＳ２を、外側部２１に流す電流ＩＳ１より小さくすることができる（ＩＳ１＞ＩＳ２）。外側部２１に流す電流ＩＳ１は、ｙメインコイル（第１コイル）１２ａに流す電流ＩＭに等しくする（ＩＭ＝ＩＳ１）。これにより、第１の実施形態と同様に、駆動電源装置が、駆動電源装置１４と１５の２つで済むことになる。
　内側部２０では、少ない電流ＩＳ２（ＩＳ１＞ＩＳ２）でも、磁場を外側部２１と同程度まで大きくするために、ターン数ＴＳ２を増やし（１ターンあたりのピッチを減らし）、導体幅ＷＳ２を導体幅ＷＳ１より狭くする（ＷＳ１＞ＷＳ２）必要がある。また、第１の実施形態と同様に、導体幅ＷＳ２を導体幅ＷＭより狭くする（ＷＭ＞ＷＳ２）必要がある。
　なお、第４の実施形態では、ｙシールドコイル（第２コイル）１６ａの渦巻き形状の内側部２０と外側部２１で、分断したが、ｙメインコイル（第１コイル）１２ａの渦巻き形状の内側部と外側部で分断してもよい。この場合、内側部に流す電流を、外側部に流す電流より小さくし、内側部に流す電流をｙシールドコイル（第２コイル）１６ａに流す電流に等しくすればよい。
　また、第１の実施形態から第４の実施形態では、ＭＲＩ装置１００、真空容器１や傾斜磁場コイル装置５が、円筒形状であるとしたが、これに限らないのであって、筒形状であればよいのである。
（第５の実施形態）
　図８に、本発明の第５の実施形態に係る磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ）装置（垂直磁場型）１００の斜視図を示す。第５の実施形態が、第１の実施形態と異なる点は、ＭＲＩ装置１００が、水平磁場型から垂直磁場型になった点である。第５の実施形態では、上下の円盤状の真空容器１（磁極）間が連結柱２４によって連結され、真空容器１（磁極）間にある撮像領域９に鉛直方向の静磁場６が発生する。また、第５の実施形態では、傾斜磁場コイル装置５と、ＲＦコイル１１は、円板形状に形成される。傾斜磁場コイル装置５内に形成されるｙメインコイル（第１コイル）１２と、ｙシールドコイル（第２コイル）１６も、円板形状に形成される。
　図９Ａに、本発明の第５の実施形態に係る傾斜磁場コイル装置５のｙメインコイル（第１コイル）１２のｚ軸負側（ｚ＜０）の平面図の２分の１（第１－２象限）を示し、図９Ｂに、ｙシールドコイル（第２コイル）１６のｚ軸負側（ｚ＜０）の平面図の２分の１（第１－２象限）を示す。ｙメインコイル（第１コイル）１２も、ｙシールドコイル（第２コイル）１６も、２分の１だけ示しているので、略半円形上をしている。
　第１の実施形態と同様に、傾斜磁場を作るｙメインコイル（第１コイル）１２は、ｙシールドコイル（第２コイル）１６に比べて、撮像領域９に強い磁場（傾斜磁場）を発生させるために、ｙメインコイル（第１コイル）１２の電流密度ｉＭは、ｙシールドコイル（第２コイル）１６の電流密度ｉＳより大きくなっている（ｉＭ＞ｉＳ）。これにより、逆に解すと、ｙシールドコイル（第２コイル）１６の電流密度ｉＳは、小さく制限されていることになる。この制限下で、外側に漏れる漏れ磁場を極力小さくするには、漏れ磁場が漏れる隙間をなくすように、密に電流ＩＳを流し、ｙシールドコイル（第２コイル）１６が配置された領域内の電流分布のバラツキを小さくする。具体的には、ｙシールドコイル（第２コイル）１６のターン数ＴＳを、ｙメインコイル（第１コイル）１２のターン数ＴＭより多くする（ＴＭ＜ＴＳ）。ｙシールドコイル（第２コイル）１６と、ｙメインコイル（第１コイル）１２を配置する領域は限られるので、配置面積が上限で一定となれば、ターン数が多くなる程、１ターン毎の導体幅は狭くなる。このことから、ｙシールドコイル（第２コイル）１６の導体幅ＷＳを、ｙメインコイル（第１コイル）１２の導体幅ＷＭより小さくする（ＷＭ＞ＷＳ）。このように、第５の実施形態によっても、ｙシールドコイル（第２コイル）１６において、漏れ磁場が漏れる隙間をなくすことができ、外側に漏れる漏れ磁場を極力小さくすることができる。
　１　　　真空容器
　５　　　傾斜磁場コイル装置
　６　　　静磁場の向き
　７　　　被検体(患者)
　９　　　撮像領域
　１０　　ｙ軸方向に強度が線形に傾斜する傾斜磁場
　１２、１２ａ～１２ｄ　傾斜磁場コイル装置のｙメインコイル（第１コイル）
　１６、１６ａ～１６ｄ　傾斜磁場コイル装置のｙシールドコイル（第２コイル）
　１７　　同期制御部
　１８　　可変抵抗
　１９　　リアクトル
　２０　　ｙメインコイル（第１コイル）より細いｙシールドコイル（第２コイル）の内側部
　２１　　ｙメインコイル（第１コイル）より太いｙシールドコイル（第２コイル）の外側部
　３０　　磁石装置
　１００　磁気共鳴イメージング装置

Claims (7)

  1. 　磁気共鳴イメージング装置の撮像領域に強度が線形に傾斜する磁場分布を作る渦巻き形状の第１コイルと、
    　前記第１コイルを挟んで前記撮像領域の反対側に配置され、前記第１コイルが前記反対側に作る漏れ磁場を抑制する渦巻き形状の第２コイルとを備え、
    　前記第２コイルを流れる電流は、前記第１コイルを流れる電流より少なく、
    　前記第２コイルのターン数は、前記第１コイルのターン数より大きく、
    　前記第２コイルの導体幅は、前記第１コイルの導体幅より狭いことを特徴とする傾斜磁場コイル装置。
  2. 　前記第１コイルに給電する第１電源と、
    　前記第２コイルに給電する第２電源とを有し、
    　前記第１電源と前記第２電源とは、互いに同期したパルス状の電流を出力することを特徴とする請求の範囲第１項に記載の傾斜磁場コイル装置。
  3. 　前記第１コイルと前記第２コイルとが並列に接続された並列回路を有し、
    　前記並列回路では、前記第２コイルを流れる電流が、前記第１コイルを流れる電流より小さくなるように分流することを特徴とする請求の範囲第１項に記載の傾斜磁場コイル装置。
  4. 　前記並列回路は、前記第１コイルと前記第２コイルを流れる電流を変えるために抵抗及び／又はインダクタンスを調整する調整機構を備えること特徴とする請求の範囲第３項に記載の傾斜磁場コイル装置。
  5. 　複数の前記第２コイルが並列に接続された並列回路を有し、
    　前記並列回路に前記第１コイルが直列に接続され、
    　前記並列回路では、前記第２コイルを流れる電流が、前記第１コイルを流れる電流より小さくなるように分流することを特徴とする請求の範囲第１項に記載の傾斜磁場コイル装置。
  6. 　前記第１コイル又は前記第２コイルの渦巻き形状の内側部を流れる電流は、前記内側部の外側に位置する前記渦巻き形状の外側部を流れる電流より小さく、
    　前記内側部の導体幅は、前記外側部の導体幅より小さいことを特徴とする請求の範囲第１項に記載の傾斜磁場コイル装置。
  7. 　請求の範囲第１項乃至第６項のいずれか１項に記載の傾斜磁場コイル装置と、前記撮像領域に静磁場を作る磁石装置とを有することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
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