JP2009172072A

JP2009172072A - Magnetic resonance imaging system

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Publication number: JP2009172072A
Application number: JP2008012139A
Authority: JP
Inventors: Masanao Terada; 将直寺田; Mitsuji Abe; 充志阿部; Yukinobu Imamura; 幸信今村
Original assignee: Hitachi Medical Corp
Current assignee: Hitachi Healthcare Manufacturing Ltd
Priority date: 2008-01-23
Filing date: 2008-01-23
Publication date: 2009-08-06
Anticipated expiration: 2028-01-23
Also published as: JP4852053B2

Abstract

【課題】傾斜磁場コイルが振動することによる騒音と、傾斜磁場コイルからの漏れ磁場による騒音の両方の騒音を低減可能な磁気共鳴イメージング装置を提供する。
【解決手段】撮像空間４に均一な中心軸の方向ｚの静磁場を形成する静磁場コイル１と、撮像空間４に中心軸の方向ｚの磁場成分の大きさが半径方向ｙに傾斜している傾斜磁場を形成する傾斜磁場コイル２とを備える磁気共鳴イメージング装置において、傾斜磁場コイル２は、傾斜磁場を形成するメインコイル６と、漏れ磁場を抑制するシールドコイル７とを有し、シールドコイル７は、巻線密度を中心軸Ｃ０の方向ｚに不均一にして、静磁場から受ける電磁力を小さくしている主シールドコイル９と、コイルパターンが主シールドコイル９のコイルパターンに重なり、中心８ａの位置が、主シールドコイル９の中心９ａの位置から中心軸の方向ｚにシフトしているサブシールドコイル８とを有する。
【選択図】図４A magnetic resonance imaging apparatus capable of reducing both noise caused by vibration of a gradient coil and noise caused by a leakage magnetic field from the gradient coil is provided.
A static magnetic field coil that forms a uniform static magnetic field in the direction z of the central axis in the imaging space 4 and a magnitude of the magnetic field component in the direction z of the central axis in the imaging space 4 is inclined in the radial direction y. In the magnetic resonance imaging apparatus including the gradient magnetic field coil 2 that forms the gradient magnetic field, the gradient magnetic field coil 2 includes a main coil 6 that forms the gradient magnetic field and a shield coil 7 that suppresses the leakage magnetic field, and the shield coil. 7 is a main shield coil 9 in which the winding density is non-uniform in the direction z of the central axis C0 and the electromagnetic force received from the static magnetic field is reduced, and the coil pattern overlaps the coil pattern of the main shield coil 9, The sub shield coil 8 has a position 8a shifted from the position of the center 9a of the main shield coil 9 in the direction z of the central axis.
[Selection] Figure 4

Description

本発明は、磁気共鳴イメージング(以下、ＭＲＩと称す)装置に関する。 The present invention relates to a magnetic resonance imaging (hereinafter referred to as MRI) apparatus.

ＭＲＩ装置は、生体内の画像を低侵襲に取得でき、形態情報に加え機能情報を得られる。そして、放射線による被曝がないことから、患部の診断などの被検体の検査に広く利用されている。ＭＲＩ装置では、ＮＭＲ現象により、水素原子核スピンが放出する電磁波を計測するため、被検体が置かれる撮像空間に磁場を発生させている。 The MRI apparatus can acquire an in-vivo image with minimal invasiveness, and obtain functional information in addition to morphological information. And since there is no exposure by radiation, it is widely used for examination of subjects such as diagnosis of affected areas. In the MRI apparatus, a magnetic field is generated in an imaging space in which an object is placed in order to measure an electromagnetic wave emitted by a hydrogen nuclear spin due to an NMR phenomenon.

ＭＲＩ装置を構成する主な磁場発生源は、撮像空間に均一な静磁場を生成する静磁場コイル(超伝導コイル)と、撮像断面に位置情報を付加するためにパルス状の磁場(傾斜磁場)を生成する傾斜磁場コイルと、核スピンを励起させるＲＦパルスを生成するＲＦコイルである。ＭＲＩ装置では、撮像空間に静磁場を発生させ、その撮像空間に被検体(通常人体)を挿入して、ＲＦパルスを照射し、これによる被検体内から発生する磁気共鳴信号を受信する。そして、医療診断用の断層像を生成する。このとき、傾斜磁場コイルにより、被検体が置かれた撮像空間にｘ、ｙ、ｚ方向のそれぞれの方向に線形に変化する傾斜磁場をそれぞれパルス状に印加することで、磁気共鳴信号に生体内の位置情報を付与している。ｘ、ｙ、ｚ方向それぞれに傾斜磁場を発生するいわゆるｘ傾斜磁場コイル、ｙ傾斜磁場コイル、ｚ傾斜磁場コイルのそれぞれは、ｘ、ｙ、ｚ方向のそれぞれの方向に傾斜磁場を発生するメインコイルと、メインコイルの漏れ磁場を抑制するシールドコイルから構成されている。 The main magnetic field generation sources constituting the MRI apparatus are a static magnetic field coil (superconducting coil) that generates a uniform static magnetic field in the imaging space, and a pulsed magnetic field (gradient magnetic field) to add position information to the imaging section. And an RF coil that generates RF pulses that excite nuclear spins. In an MRI apparatus, a static magnetic field is generated in an imaging space, a subject (usually a human body) is inserted into the imaging space, an RF pulse is irradiated, and a magnetic resonance signal generated from within the subject is received. Then, a tomographic image for medical diagnosis is generated. At this time, the gradient magnetic field coil applies a gradient magnetic field that changes linearly in the x, y, and z directions to the imaging space in which the subject is placed, in a pulsed manner. Position information. A so-called x gradient coil, y gradient coil, and z gradient coil that generate gradient magnetic fields in the x, y, and z directions are main coils that generate gradient magnetic fields in the x, y, and z directions, respectively. And a shield coil that suppresses the leakage magnetic field of the main coil.

傾斜磁場コイルにはパルス状の磁場を生成するためにパルス状の電流が印加され、静磁場コイルが作る静磁場は傾斜磁場コイルの位置にも生成されているので、傾斜磁場コイルには電磁力が働く。電磁力は傾斜磁場コイルを流れるパルス状の電流のオン・オフに同期して傾斜磁場コイルに作用し、傾斜磁場コイルは大きく振動する。この振動は、傾斜磁場コイルの支持構造物を介して周囲の構造物にも伝わり、ＭＲＩ装置の騒音の原因になっている。 A pulsed current is applied to the gradient coil to generate a pulsed magnetic field, and the static magnetic field created by the static coil is also generated at the position of the gradient coil. Work. The electromagnetic force acts on the gradient coil in synchronization with the on / off of the pulsed current flowing through the gradient coil, and the gradient coil vibrates greatly. This vibration is also transmitted to surrounding structures via the support structure of the gradient coil and causes noise in the MRI apparatus.

また、傾斜磁場コイルからの漏れ磁場は、周囲の構造物に渦電流を発生させる。静磁場コイルが作る静磁場は、この周囲の構造物の位置にも生成されているので、周囲の構造物に電磁力が作用する。この電磁力も電流のオン・オフに同期しているので、周囲の構造物は振動し、騒音を発生させる。 Further, the leakage magnetic field from the gradient coil generates eddy currents in the surrounding structure. Since the static magnetic field generated by the static magnetic field coil is also generated at the position of the surrounding structure, an electromagnetic force acts on the surrounding structure. Since this electromagnetic force is also synchronized with the on / off of the current, the surrounding structure vibrates and generates noise.

このように、ＭＲＩ装置の騒音には、傾斜磁場コイルが振動することによる騒音と、傾斜磁場コイルからの漏れ磁場による騒音とがある。 As described above, the noise of the MRI apparatus includes noise due to vibration of the gradient magnetic field coil and noise due to leakage magnetic field from the gradient magnetic field coil.

ＭＲＩ装置の騒音を抑えるために、傾斜磁場コイルからの漏れ磁場による騒音の抑制対策として、漏れ磁場を抑制するシールドコイルが設けられている。傾斜磁場コイルが振動することによる騒音の抑制対策として、加振源である傾斜磁場コイルに働く電磁力を低減することが提案されている。一般に、静磁場コイル（超伝導コイル）が傾斜磁場コイルの位置に生成する磁場は一様ではなく、この一様でない磁場により傾斜磁場コイルに働く電磁力は、傾斜磁場コイルを構成する個々のコイル線に働く電磁力の合力であるので、この合力はゼロにならず、いわゆる電磁力の釣り合いがとれない。このため傾斜磁場コイルは振動する。例えば、ｙ方向の傾斜磁場を与えるｙ傾斜磁場コイルの場合、電磁力の釣り合いが取れていないと、ｙ方向に大きな並進力が働く。この並進力は、ｙ傾斜磁場コイルをｙ方向に変位する固有振動モードで励振させ振動振幅が大きくなるので、大きな騒音を生み出す。 In order to suppress the noise of the MRI apparatus, a shield coil for suppressing the leakage magnetic field is provided as a countermeasure for suppressing the noise due to the leakage magnetic field from the gradient magnetic field coil. As a countermeasure for suppressing noise caused by the vibration of the gradient magnetic field coil, it has been proposed to reduce the electromagnetic force acting on the gradient magnetic field coil as an excitation source. In general, the magnetic field generated by the static magnetic field coil (superconducting coil) at the position of the gradient magnetic field coil is not uniform, and the electromagnetic force acting on the gradient magnetic field coil by this non-uniform magnetic field is the individual coil constituting the gradient magnetic field coil. Since the resultant force is an electromagnetic force acting on the wire, the resultant force is not zero, and the so-called electromagnetic force cannot be balanced. For this reason, the gradient magnetic field coil vibrates. For example, in the case of a y gradient magnetic field coil that provides a gradient magnetic field in the y direction, a large translational force is exerted in the y direction if the electromagnetic force is not balanced. This translational force excites the y-gradient magnetic field coil in the natural vibration mode that is displaced in the y direction, and the vibration amplitude increases, so that a large noise is generated.

そこで、傾斜磁場コイルのコイル線のコイルパターンの位置を電磁力の釣り合いが取れる位置にくるようにするために、傾斜磁場コイルのメインコイルの端部領域で新たな電流ループを作ることが提案されている（特許文献１参照）。 Therefore, it has been proposed to create a new current loop in the end region of the main coil of the gradient coil in order to position the coil pattern of the coil wire of the gradient coil at a position where the electromagnetic force can be balanced. (See Patent Document 1).

また、傾斜磁場コイルのシールドコイル端部領域で数ターンを端部側に詰めて、電磁力の釣り合いを取ることが提案されている（特許文献２参照）。
米国特許５５４５９９６号公報（図３Ａ）米国特許５９４２８９８号公報（図４Ａ） Further, it has been proposed to balance the electromagnetic force by packing several turns on the end side in the shield coil end region of the gradient magnetic field coil (see Patent Document 2).
US Pat. No. 5,545,996 (FIG. 3A) US Pat. No. 5,942,898 (FIG. 4A)

特許文献１及び特許文献２の技術によれば、電磁力の釣り合いをとることは可能であるが、コイルパターンの形状が釣り合いを考慮しない元の形状から変更されたことにより、漏れ磁場が増加する。この漏れ磁場の増加により、傾斜磁場コイルからの漏れ磁場による騒音が増大する。 According to the techniques of Patent Literature 1 and Patent Literature 2, it is possible to balance the electromagnetic force, but the leakage magnetic field increases because the shape of the coil pattern is changed from the original shape not considering the balance. . Due to the increase in the leakage magnetic field, noise due to the leakage magnetic field from the gradient coil is increased.

そこで、本発明の目的は、傾斜磁場コイルが振動することによる騒音と、傾斜磁場コイルからの漏れ磁場による騒音の両方の騒音を低減可能なＭＲＩ装置を提供することにある。 Therefore, an object of the present invention is to provide an MRI apparatus capable of reducing both noise caused by vibration of a gradient magnetic field coil and noise caused by leakage magnetic field from the gradient magnetic field coil.

前記目的を達成するために、本発明は、円筒形状の容器内に収納され、前記容器の内筒壁より中心軸側の撮像空間に均一な前記中心軸の方向の静磁場を形成する静磁場コイルと、
前記内筒壁に沿って設けられ、前記撮像空間に、前記中心軸の方向の磁場成分の大きさが半径方向に傾斜している傾斜磁場を形成する傾斜磁場コイルと
を備え、
前記傾斜磁場コイルは、前記傾斜磁場を形成するメインコイルと、前記メインコイルの漏れ磁場を抑制するシールドコイルとを有する磁気共鳴イメージング装置において、
前記シールドコイルは、
巻線密度を前記中心軸の方向に不均一にして、前記静磁場から受ける電磁力を小さくしている主シールドコイルと、
コイルパターンが主シールドコイルのコイルパターンに重なり、中心の位置が、前記主シールドコイルの中心の位置から前記中心軸の方向にシフトしているサブシールドコイルとを有することを特徴とする。 In order to achieve the above object, the present invention provides a static magnetic field that is housed in a cylindrical container and forms a uniform static magnetic field in the direction of the central axis in an imaging space on the central axis side of the inner cylindrical wall of the container. Coils,
A gradient magnetic field coil that is provided along the inner cylindrical wall and forms a gradient magnetic field in which the magnitude of the magnetic field component in the direction of the central axis is inclined in the radial direction in the imaging space;
In the magnetic resonance imaging apparatus, the gradient magnetic field coil includes a main coil that forms the gradient magnetic field, and a shield coil that suppresses a leakage magnetic field of the main coil.
The shield coil is
A main shield coil that makes the winding density non-uniform in the direction of the central axis and reduces the electromagnetic force received from the static magnetic field;
The coil pattern overlaps with the coil pattern of the main shield coil, and the center shield position has a sub shield coil shifted from the center position of the main shield coil in the direction of the center axis.

本発明によれば、傾斜磁場コイルが振動することによる騒音と、傾斜磁場コイルからの漏れ磁場による騒音の両方の騒音を低減可能なＭＲＩ装置を提供することができる。 ADVANTAGE OF THE INVENTION According to this invention, the MRI apparatus which can reduce both the noise by the vibration of a gradient magnetic field coil and the noise by the leakage magnetic field from a gradient magnetic field coil can be provided.

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。 Next, embodiments of the present invention will be described in detail with reference to the drawings as appropriate. In each figure, common portions are denoted by the same reference numerals, and redundant description is omitted.

（第１の実施形態）
図１（ａ）は、本発明の第１の実施形態に係るＭＲＩ装置２１の断面図である。図１（ａ）に示すように、ＭＲＩ装置２１は、円筒形状の容器２２と、この容器２２内に収納された静磁場コイル１と、容器２２の外側で円筒形状の容器２２の内筒壁に沿って設けられた傾斜磁場コイル２と、容器２２の外側で傾斜磁場コイル２に沿って設けられたＲＦコイル３とを有している。 (First embodiment)
FIG. 1A is a cross-sectional view of an MRI apparatus 21 according to the first embodiment of the present invention. As shown in FIG. 1A, the MRI apparatus 21 includes a cylindrical container 22, a static magnetic field coil 1 accommodated in the container 22, and an inner cylindrical wall of the cylindrical container 22 outside the container 22. The gradient magnetic field coil 2 provided along the gradient magnetic field coil 2 and the RF coil 3 provided along the gradient magnetic field coil 2 outside the container 22.

そして、ＭＲＩ装置２１を後記に詳述するために、容器２２の円筒形状の中心軸Ｃ０上にｚ軸を設定している。中心軸Ｃ０の中央に原点Ｏを設定している。また、原点Ｏから容器２２の円筒形状の半径方向の垂直方向を、ｙ軸に設定している。同様に、半径方向の水平方向（紙面手前から奥への方向）を、ｘ軸に設定している。 In order to describe the MRI apparatus 21 in detail later, the z axis is set on the cylindrical central axis C0 of the container 22. An origin O is set at the center of the central axis C0. Further, the vertical direction in the radial direction of the cylindrical shape of the container 22 from the origin O is set to the y axis. Similarly, the horizontal direction in the radial direction (the direction from the front to the back of the page) is set as the x axis.

容器２２の内筒壁で囲まれた空間内の原点Ｏの周辺に撮像空間４が形成されている。被検体は、自身の被検査領域が撮像空間４の中に納まるように、容器２２の内筒壁で囲まれた空間に横たわることができる。 An imaging space 4 is formed around the origin O in a space surrounded by the inner cylinder wall of the container 22. The subject can lie in a space surrounded by the inner cylindrical wall of the container 22 so that his / her examination region is accommodated in the imaging space 4.

前記静磁場コイル１には、撮像空間４に均一な静磁場５を生成するために、超伝導コイルが用いられている。静磁場コイル１は、撮像空間４に強力で均一な静磁場５を生成する１対の円環状の静磁場メインコイル１ａと、静磁場５を生成したことに起因する漏れ磁場を抑制する１対の円環状の静磁場シールドコイル１ｂと、撮像空間４における静磁場５の均一性を向上させる１対の円環状の静磁場補助コイル１ｃとにより構成されている。 In order to generate a uniform static magnetic field 5 in the imaging space 4, a superconducting coil is used for the static magnetic field coil 1. The static magnetic field coil 1 includes a pair of annular static magnetic field main coils 1a that generate a strong and uniform static magnetic field 5 in the imaging space 4, and a pair that suppresses a leakage magnetic field caused by the generation of the static magnetic field 5. And a pair of annular static magnetic field auxiliary coils 1c for improving the uniformity of the static magnetic field 5 in the imaging space 4.

１対の静磁場メインコイル１ａは、原点Ｏを対称点として対向配置され、それぞれの中心軸がｚ軸に一致している。１対の静磁場シールドコイル１ｂは、原点Ｏを対称点として対向配置され、それぞれの中心軸がｚ軸に一致している。１対の静磁場補助コイル１ｃは、原点Ｏを対称点として対向配置され、それぞれの中心軸がｚ軸に一致している。 The pair of static magnetic field main coils 1a are opposed to each other with the origin O as a symmetric point, and the respective central axes coincide with the z-axis. The pair of static magnetic field shield coils 1b are arranged opposite to each other with the origin O as a symmetric point, and the respective central axes coincide with the z-axis. The pair of static magnetic field auxiliary coils 1c are arranged to face each other with the origin O as a symmetric point, and the respective central axes coincide with the z-axis.

１対の静磁場メインコイル１ａと、１対の静磁場補助コイル１ｃは、互いに同じ方向に一定電流を流し、それぞれ磁気モーメントを形成することで、均一な静磁場５を撮像空間４に生成することができる。静磁場５の方向は、ｚ軸と平行で同方向を向いている。１対の静磁場シールドコイル１ｂは、１対の静磁場メインコイル１ａと反対の方向に一定電流を流し、反対の方向の磁場を生成し、ＭＲＩ装置２１から外部への磁場の漏れを低減させている。 The pair of static magnetic field main coils 1a and the pair of static magnetic field auxiliary coils 1c generate a uniform static magnetic field 5 in the imaging space 4 by flowing a constant current in the same direction and forming a magnetic moment. be able to. The direction of the static magnetic field 5 is parallel to the z axis and faces the same direction. The pair of static magnetic field shield coils 1b causes a constant current to flow in the opposite direction to the pair of static magnetic field main coils 1a, generates a magnetic field in the opposite direction, and reduces leakage of the magnetic field from the MRI apparatus 21 to the outside. ing.

１対の静磁場シールドコイル１ｂは、ｙ軸方向において、１対の静磁場メインコイル１ａと、１対の静磁場補助コイル１ｃより、原点Ｏから遠いところ、すなわち外側に配置され、容器２２の外筒壁の外側に生じる漏れ磁場を抑制している。このことにより、１対の静磁場メインコイル１ａと、１対の静磁場補助コイル１ｃとは、１対の静磁場シールドコイル１ｂより、傾斜磁場コイル２に近接して配置されている。傾斜磁場コイル２は、１対の静磁場シールドコイル１ｂよりも、１対の静磁場メインコイル１ａと、１対の静磁場補助コイル１ｃとから生じる磁場の影響を受けやすくなっている。 The pair of static magnetic field shield coils 1b are disposed farther from the origin O, that is, outside the pair of static magnetic field main coils 1a and the pair of static magnetic field auxiliary coils 1c in the y-axis direction. The leakage magnetic field generated outside the outer cylinder wall is suppressed. Accordingly, the pair of static magnetic field main coils 1a and the pair of static magnetic field auxiliary coils 1c are arranged closer to the gradient magnetic field coil 2 than the pair of static magnetic field shield coils 1b. The gradient magnetic field coil 2 is more susceptible to the magnetic field generated by the pair of static magnetic field main coils 1a and the pair of static magnetic field auxiliary coils 1c than the pair of static magnetic field shield coils 1b.

１対の静磁場メインコイル１ａは、ｚ軸方向において、１対の静磁場補助コイル１ｃより、原点Ｏから遠いところ、すなわち外側に配置されている。また、撮像空間４の静磁場５の均一性を向上させるために、１対の静磁場メインコイル１ａの磁気モーメントの大きさは、１対の静磁場補助コイル１ｃの磁気モーメントの大きさより大きく設定されている。 The pair of static magnetic field main coils 1a is disposed farther from the origin O, that is, outside the pair of static magnetic field auxiliary coils 1c in the z-axis direction. In order to improve the uniformity of the static magnetic field 5 in the imaging space 4, the magnitude of the magnetic moment of the pair of static magnetic field main coils 1a is set larger than the magnitude of the magnetic moment of the pair of static magnetic field auxiliary coils 1c. Has been.

以上のことから、図１（ｂ）に示すように、静磁場コイル１が傾斜磁場コイル２のｙ軸方向のｙ軸座標ｙ１（図１（ａ）参照）に作る磁場分布のｚ成分のｚ軸方向依存性は、厳密には、静磁場コイル1の位置や個数に応じて決まるが、一般に、ｚ軸方向で一様ではなく、ＭＲＩ装置２１の端部領域ｚｐに向かうにつれ非一様性が大きくなり、磁場のｚ成分ＢｚのピークＢｐは端部領域ｚｐに存在している。なお、ピークＢｐの両側にある等しい大きさの磁場Ｂｐｐの位置を、位置ｚｐ＋と位置ｚｐ−のように設定しておく。 From the above, as shown in FIG. 1B, z of the z component of the magnetic field distribution that the static magnetic field coil 1 creates on the y-axis coordinate y1 (see FIG. 1A) in the y-axis direction of the gradient magnetic field coil 2 Strictly speaking, the axial dependency depends on the position and the number of the static magnetic field coils 1, but is generally not uniform in the z-axis direction, and is not uniform toward the end region zp of the MRI apparatus 21. And the peak Bp of the z component Bz of the magnetic field exists in the end region zp. Note that the positions of the magnetic fields Bpp having the same magnitude on both sides of the peak Bp are set as positions zp + and zp−.

図１（ａ）に示すように、容器２２は、３層構造をしている。静磁場コイル１は、冷媒の液体ヘリウム（Ｈｅ）と共に冷媒容器２２ｃに内包されている。冷媒容器２２ｃは内部への熱輻射を遮断する熱輻射シールド２２ｂに内包されている。そして、真空容器２２ａは、冷媒容器２２ｃ及び熱輻射シールド２２ｂを内包しつつ、内部を真空に保持している。容器２２は、室温の室内に配置されても、真空容器２２ａ内が真空になっているので、室内の熱が伝導や対流で、冷媒容器２２ｃに伝わることはない。また、熱輻射シールド２２ｂによって、室内の熱が輻射によって真空容器２２ａから冷媒容器２２ｃに伝わることはない。そして、静磁場コイル１を、冷媒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。 As shown in FIG. 1A, the container 22 has a three-layer structure. The static magnetic field coil 1 is contained in the refrigerant container 22c together with the liquid helium (He). The refrigerant container 22c is included in a heat radiation shield 22b that blocks heat radiation to the inside. And the vacuum container 22a is holding the inside in a vacuum, enclosing the refrigerant | coolant container 22c and the thermal radiation shield 22b. Even if the container 22 is disposed in a room temperature room, the inside of the vacuum container 22a is in a vacuum, so that the heat in the room is not transmitted to the refrigerant container 22c by conduction or convection. Further, the heat radiation shield 22b prevents the indoor heat from being transmitted from the vacuum vessel 22a to the refrigerant vessel 22c by radiation. And the static magnetic field coil 1 can be stably set to the cryogenic temperature which is the temperature of a refrigerant | coolant, and can be functioned as a superconducting electromagnet.

傾斜磁場コイル２は、撮像断面に位置情報を付加するためにパルス状の磁場(傾斜磁場)を生成している。傾斜磁場は、撮像空間４の均一な静磁場５に重畳する形で、１秒間程度以下の時定数で空間的に変化（傾斜）している。傾斜磁場コイル２は、静磁場５に平行な磁場成分に対して、ｘ、ｙ、ｚ軸方向それぞれに対して線形に変化する傾斜磁場を作る。
ＲＦコイル３は、核スピンを励起させるＲＦパルスを生成している。具体的には、ＮＭＲ現象を引き起こすための共鳴周波数（数ＭＨｚ以上)の高周波の電磁波を、撮像空間４に印加している。 The gradient magnetic field coil 2 generates a pulsed magnetic field (gradient magnetic field) in order to add position information to the imaging section. The gradient magnetic field is spatially changed (tilted) with a time constant of about 1 second or less in a form superimposed on the uniform static magnetic field 5 in the imaging space 4. The gradient coil 2 creates a gradient magnetic field that changes linearly with respect to the x, y, and z axis directions with respect to a magnetic field component parallel to the static magnetic field 5.
The RF coil 3 generates an RF pulse that excites nuclear spins. Specifically, a high-frequency electromagnetic wave having a resonance frequency (several MHz or more) for causing the NMR phenomenon is applied to the imaging space 4.

ＭＲＩ装置２１は、ＮＭＲ現象により水素原子核スピンが放出する核磁気共鳴信号を計測し、その核磁気共鳴信号を演算処理することで、被検体内を水素原子核密度によって断層像化する。その際に、被検体が入る撮像空間４には、強度が０．１Ｔ以上の高強度であり、１０ｐｐｍ程度の高い均一度を有する静磁場を生成させる。撮像空間４の周囲にある傾斜磁場コイル２は、撮像空間４内の位置情報を得る目的で、磁場を空間的に変化させた傾斜磁場を撮像空間４に印加する。さらに、撮像空間４の周囲にあるＲＦコイル３は、ＮＭＲ現象を引起すための共鳴周波数の電磁波を撮像空間４に印加する。これらにより、撮像空間４内の微小領域ごとに水素原子核スピンが放出する核磁気共鳴信号を計測し、その核磁気共鳴信号を演算処理することで、被検体内を水素原子核密度により断層像化することができる。 The MRI apparatus 21 measures a nuclear magnetic resonance signal emitted from a hydrogen nuclear spin due to an NMR phenomenon, and computes the nuclear magnetic resonance signal to form a tomographic image of the inside of the subject based on the hydrogen nuclear density. At that time, a static magnetic field having a high intensity of 0.1 T or more and a high uniformity of about 10 ppm is generated in the imaging space 4 in which the subject enters. The gradient magnetic field coil 2 around the imaging space 4 applies a gradient magnetic field in which the magnetic field is spatially changed to the imaging space 4 for the purpose of obtaining positional information in the imaging space 4. Further, the RF coil 3 around the imaging space 4 applies an electromagnetic wave having a resonance frequency for causing an NMR phenomenon to the imaging space 4. As a result, the nuclear magnetic resonance signal emitted by the hydrogen nuclear spin is measured for each minute region in the imaging space 4, and the nuclear magnetic resonance signal is processed to form a tomographic image of the inside of the subject by the hydrogen nuclear density. be able to.

そして、図１（ａ）に示すように、傾斜磁場コイル２は、傾斜磁場を発生するメインコイル６と、メインコイル６の漏れ磁場を抑制するシールドコイル７から構成されている。 As shown in FIG. 1A, the gradient magnetic field coil 2 includes a main coil 6 that generates a gradient magnetic field and a shield coil 7 that suppresses a leakage magnetic field of the main coil 6.

図２は、傾斜磁場コイル２をｚ軸の方向から見た側面図である。シールドコイル７は、メインコイル６の外側に配置されている。 FIG. 2 is a side view of the gradient coil 2 as viewed from the z-axis direction. The shield coil 7 is disposed outside the main coil 6.

メインコイル６は、ｘ軸方向に線形に変化する傾斜磁場を作るメインコイル６ｘと、ｙ軸方向に線形に変化する傾斜磁場を作るメインコイル６ｙと、ｚ軸方向に線形に変化する傾斜磁場を作るメインコイル６ｚとを有している。メインコイル６ｘ、６ｙ、６ｚは、それぞれが層をなし、この３層のメインコイル６ｘ、６ｙ、６ｚが、半径方向（ｙ軸、ｘ軸方向）に絶縁層を挟んで積層されている。 The main coil 6 includes a main coil 6x that creates a gradient magnetic field that varies linearly in the x-axis direction, a main coil 6y that produces a gradient magnetic field that varies linearly in the y-axis direction, and a gradient magnetic field that varies linearly in the z-axis direction. And a main coil 6z to be produced. The main coils 6x, 6y, and 6z each form a layer, and the three main coils 6x, 6y, and 6z are stacked with an insulating layer interposed therebetween in the radial direction (y-axis and x-axis directions).

シールドコイル７は、メインコイル６ｘの磁場が周囲に漏れるのを抑制するシールドコイル７ｘと、メインコイル６ｙの磁場を周囲に漏れるのを抑制するシールドコイル７ｙと、メインコイル６ｚの磁場が周囲に漏れるのを抑制するシールドコイル７ｚとを有している。シールドコイル７ｘ、７ｙ、７ｚは、それぞれが層をなし、この３層のシールドコイル７ｘ、７ｙ、７ｚが、半径方向（ｙ軸、ｘ軸方向）に絶縁層を挟んで積層されている。 The shield coil 7 includes a shield coil 7x that suppresses leakage of the magnetic field of the main coil 6x to the surroundings, a shield coil 7y that suppresses leakage of the magnetic field of the main coil 6y to the surroundings, and a magnetic field of the main coil 6z leaks to the surroundings. And a shield coil 7z for suppressing the above. The shield coils 7x, 7y, and 7z each have a layer, and the three layers of shield coils 7x, 7y, and 7z are stacked with an insulating layer interposed therebetween in the radial direction (y-axis and x-axis directions).

メインコイル６ｘとシールドコイル７ｘとでｘ傾斜磁場コイルを構成し、メインコイル６ｙとシールドコイル７ｙとでｙ傾斜磁場コイルを構成し、メインコイル６ｚとシールドコイル７ｚとでｚ傾斜磁場コイルを構成すると考えることができる。 When the main coil 6x and the shield coil 7x constitute an x gradient magnetic field coil, the main coil 6y and the shield coil 7y constitute a y gradient magnetic field coil, and the main coil 6z and the shield coil 7z constitute a z gradient magnetic field coil. Can think.

図３は、ｙ傾斜磁場コイルであるメインコイル６ｙとシールドコイル７ｙとの斜視図である。メインコイル６ｙは、ｚ軸を中心軸とする円筒形状の層に、計４つ配置されている。４つのメインコイル６ｙはそれぞれ、周方向に湾曲した渦巻状サドル型コイルである。４つのメインコイル６ｙは、２つずつが、ｘ軸−ｙ軸平面に対して面対称に配置され、また、ｚ軸−ｘ軸平面に対しても面対称に配置されている。 FIG. 3 is a perspective view of the main coil 6y and the shield coil 7y which are y gradient magnetic field coils. A total of four main coils 6y are arranged in a cylindrical layer with the z axis as the central axis. Each of the four main coils 6y is a spiral saddle type coil curved in the circumferential direction. Each of the four main coils 6y is arranged in plane symmetry with respect to the x axis-y axis plane, and is also arranged in plane symmetry with respect to the z axis-x axis plane.

シールドコイル７ｙも、ｚ軸を中心軸とする円筒形状の層に、計４つ配置されている。４つのシールドコイル７ｙは、周方向に湾曲した渦巻状サドル型コイルである。４つのシールドコイル７ｙは、２つずつが、ｘ軸−ｙ軸平面に対して面対称に配置され、また、ｚ軸−ｘ軸平面に対しても面対称に配置されている。 A total of four shield coils 7y are also arranged in a cylindrical layer with the z axis as the central axis. The four shield coils 7y are spiral saddle coils that are curved in the circumferential direction. Each of the four shield coils 7y is arranged in plane symmetry with respect to the x axis-y axis plane, and is also arranged in plane symmetry with respect to the z axis-x axis plane.

なお、ｘ傾斜磁場コイルのメインコイル６ｘとシールドコイル７ｘもそれぞれ、４つの周方向に湾曲した渦巻状サドル型コイルを有する。ｘ傾斜磁場コイルのメインコイル６ｘとシールドコイル７ｘそれぞれの４つの渦巻状サドル型コイルの配置は、ｙ傾斜磁場コイルのメインコイル６ｙとシールドコイル７ｙを、ｚ軸周りに−９０度回転し、図２に示すように半径方向の距離の異なる層（６ｘ、７ｘに相当する層）に配置したものとして理解することができる。 Each of the main coil 6x and the shield coil 7x of the x gradient magnetic field coil has four spiral saddle-type coils curved in the circumferential direction. The arrangement of the four spiral saddle coils of the main coil 6x and the shield coil 7x of the x gradient magnetic field coil is such that the main coil 6y and the shield coil 7y of the y gradient magnetic field coil are rotated by -90 degrees around the z axis. As shown in FIG. 2, it can be understood that the layers are arranged in layers having different radial distances (layers corresponding to 6x and 7x).

図４は、４個中１つのシールドコイル７ｙ（周方向に湾曲した渦巻状サドル型コイル）を周方向に展開した展開図である。シールドコイル７ｙは、主シールドコイル９とサブシールドコイル８とを有している。 FIG. 4 is a development view in which one of the four shield coils 7y (a spiral saddle coil curved in the circumferential direction) is developed in the circumferential direction. The shield coil 7 y has a main shield coil 9 and a sub shield coil 8.

図４に示すように、主シールドコイル９は、巻線密度をｚ軸方向に不均一にしている。具体的には、主シールドコイル９は９回巻きのコイル線で構成されており、外側から順にコイル線１０ａ、コイル線１０、コイル線１０ｂが巻かれている。主シールドコイル９の最外周のコイル線１０ａは、内側のコイル線１０との間隔を、ｚ軸座標ｚｐの付近において、他の場所より広げ、さらには、コイル線１０とコイル線１０ｂとの間隔より広げている。このことにより、コイル線１０ａは、ｚ軸座標ｚｐにある静磁場のピークＢｐ（図１（ｂ）参照）から離れることができ、静磁場から受ける電磁力を弱めることができる。主シールドコイル９に働く静磁場による電磁力は、主シールドコイル９を構成する個々のコイル線に働く電磁力の合力であるところ、コイル線１０ａなどの一部のコイル線に働く電磁力の大きさを変えることにより、この合力を小さくし、いわゆる電磁力の釣り合いを取り、ｙ傾斜磁場コイルの振動を抑制することができる主シールドコイル９だけの合力ではゼロにならず、メインコイルに働く電磁力と足し合わせることで合力がゼロになる。ｙ傾斜磁場コイル全体に働く電磁力の合力をゼロとすることで、ｙ傾斜磁場コイル全体のｙ方向並進力が抑えられ、ｙ方向に変形する固有振動モードで励振される振動を抑えることができる。ｙ傾斜磁場コイルを一体とみなすことができるのは、メインコイルとシールドコイルは電気的に接続され、それらを樹脂で固めるためである。）。すなわち、巻線密度をｚ軸方向で不均一にすることにより、ｙ傾斜磁場コイルの振動を抑制することができ、この振動に起因していた騒音を低減できることになる。 As shown in FIG. 4, the main shield coil 9 makes the winding density non-uniform in the z-axis direction. Specifically, the main shield coil 9 is configured by nine turns of coil wire, and the coil wire 10a, the coil wire 10, and the coil wire 10b are wound in order from the outside. The outermost coil wire 10a of the main shield coil 9 has an interval with the inner coil wire 10 that is wider than other places in the vicinity of the z-axis coordinate zp, and further, the interval between the coil wire 10 and the coil wire 10b. More spread out. Thus, the coil wire 10a can be separated from the static magnetic field peak Bp (see FIG. 1B) at the z-axis coordinate zp, and the electromagnetic force received from the static magnetic field can be weakened. The electromagnetic force generated by the static magnetic field acting on the main shield coil 9 is a resultant force of the electromagnetic forces acting on the individual coil wires constituting the main shield coil 9, and the magnitude of the electromagnetic force acting on some coil wires such as the coil wire 10a. By changing the thickness, the resultant force is reduced, the so-called electromagnetic force is balanced, and the resultant force of only the main shield coil 9 that can suppress the vibration of the y-gradient magnetic field coil is not zero, but the electromagnetic acting on the main coil. Combined with power, the total power becomes zero. By making the resultant force of the electromagnetic force acting on the entire y gradient magnetic field coil zero, the translational force in the y direction of the entire y gradient magnetic field coil can be suppressed, and the vibration excited in the natural vibration mode deforming in the y direction can be suppressed. . The reason why the y-gradient magnetic field coil can be regarded as an integral body is that the main coil and the shield coil are electrically connected and are solidified by resin. ). That is, by making the winding density non-uniform in the z-axis direction, the vibration of the y gradient magnetic field coil can be suppressed, and the noise caused by this vibration can be reduced.

しかし、コイル線１０ａとコイル線１０との間隔を広げたことにより、この間隔からメインコイル６ｙで生成される磁場が漏れ出て、漏れ磁場が大きくなると考えられる。そこで、この間隔から、磁場が漏れないようにサブシールドコイル８を設けている。 However, it is considered that by increasing the interval between the coil wire 10a and the coil wire 10, the magnetic field generated by the main coil 6y leaks from this interval and the leakage magnetic field increases. Therefore, the sub shield coil 8 is provided from this interval so that the magnetic field does not leak.

また、図４に示すように、サブシールドコイル８は、コイルパターンが主シールドコイル９のコイルパターンに重なり、すなわち、ｙ軸方向の外側（表側）あるいは内側（裏側）に配置され、ｙ軸方向に見て、サブシールドコイル８のコイル線と、主シールドコイル９のコイル線が交わる交点１１を有している。サブシールドコイル８の中心８ａの位置は、主シールドコイル９の中心９ａの位置からｚ軸方向にシフトしている。そして、サブシールドコイル８の中心８ａのｚ軸座標は、ｚ軸座標ｚｐに一致させている。これは、ｚ軸座標ｚｐで静磁場が最大になるので、主シールドコイル９の巻線密度をｚ軸座標ｚｐで周辺より下げることで電磁力の合力を低下できるが、このためにｚ軸座標ｚｐで磁場の漏れも最大になるからである。この最大となった漏れ磁場を、サブシールドコイルで低減させるために、サブシールドコイル８の中心８ａのｚ軸座標をｚ軸座標ｚｐに一致させているのである。したがって、サブシールドコイル８が発生させる磁場の強度は、この最大となる漏れ磁場の強度と同じにすればよく、このことにより、最大となる漏れ磁場を打ち消すことができる。この程度の磁場を発生させるためには、サブシールドコイル８を一巻きのコイル線であるとして、この一巻きのコイル線に流す電流は、主シールドコイル９のコイル線１０等に流す電流より少なくても十分である。 Further, as shown in FIG. 4, the sub-shield coil 8 has a coil pattern overlapping the coil pattern of the main shield coil 9, that is, arranged on the outer side (front side) or the inner side (back side) in the y-axis direction, and in the y-axis direction. As shown in FIG. 3, the cross shield 11 has an intersection 11 where the coil wire of the sub shield coil 8 and the coil wire of the main shield coil 9 intersect. The position of the center 8 a of the sub shield coil 8 is shifted in the z-axis direction from the position of the center 9 a of the main shield coil 9. The z-axis coordinate of the center 8a of the sub shield coil 8 is made to coincide with the z-axis coordinate zp. This is because the static magnetic field is maximized at the z-axis coordinate zp, and the resultant force of the electromagnetic force can be reduced by lowering the winding density of the main shield coil 9 from the periphery by the z-axis coordinate zp. This is because the leakage of the magnetic field is maximized at zp. In order to reduce the maximum leakage magnetic field by the sub-shield coil, the z-axis coordinate of the center 8a of the sub-shield coil 8 is matched with the z-axis coordinate zp. Therefore, the strength of the magnetic field generated by the sub shield coil 8 may be the same as the maximum strength of the leakage magnetic field, and thus the maximum leakage magnetic field can be canceled out. In order to generate such a magnetic field, it is assumed that the sub-shield coil 8 is a one-turn coil wire, and the current that flows through this one-turn coil wire is less than the current that flows through the coil wire 10 of the main shield coil 9 and the like. It is enough.

サブシールドコイル８のコイル線は、ｚ軸座標ｚｐの両側にある静磁場の大きさが等しくなるｚ軸座標ｚｐ＋とｚ軸座標ｚｐ−（図１（ｂ）参照）とに配置されている。これは、サブシールドコイル８に静磁場から働く電磁力の合力をゼロにする（電磁力の釣り合いをとる）ためである。こうすれば、ｙ傾斜磁場コイル全体の合力がゼロになり、ｙ傾斜磁場コイル全体のｙ方向並進力が抑えられ、ｙ方向に変形する固有振動モードで励振される振動を抑えることができる。なお、ｚ軸座標ｚｐ＋とｚ軸座標ｚｐ−の間の距離、すなわちサブシールドコイル８の大きさは、漏れ磁場の大きさが最小となるように決定される。 The coil wires of the sub shield coil 8 are arranged at the z-axis coordinate zp + and the z-axis coordinate zp− (see FIG. 1B) where the magnitudes of the static magnetic fields on both sides of the z-axis coordinate zp are equal. This is to make the resultant force of the electromagnetic force acting on the subshield coil 8 from the static magnetic field zero (balance the electromagnetic force). By doing so, the resultant force of the entire y gradient magnetic field coil becomes zero, the translational force in the y direction of the entire y gradient magnetic field coil is suppressed, and the vibration excited in the natural vibration mode deformed in the y direction can be suppressed. Note that the distance between the z-axis coordinate zp + and the z-axis coordinate zp−, that is, the size of the sub-shield coil 8 is determined so that the magnitude of the leakage magnetic field is minimized.

図５は、サブシールドコイル８およびその周辺の主シールドコイル９を構成するコイル線の結線図である。サブシールドコイル８の両端は、主シールドコイル９のコイル線１０に接続されている。サブシールドコイル８は、主シールドコイル９のコイル線１０の一部に並列接続されている。サブシールドコイル８のコイルパターンは、コイル線１０やコイル線１０ｂに重なり、すなわち、コイル線１０やコイル線１０ｂのｙ軸方向の外側（表側）あるいは内側（裏側）に配置されている。 FIG. 5 is a connection diagram of coil wires constituting the sub shield coil 8 and the main shield coil 9 in the vicinity thereof. Both ends of the sub shield coil 8 are connected to the coil wire 10 of the main shield coil 9. The sub shield coil 8 is connected in parallel to a part of the coil wire 10 of the main shield coil 9. The coil pattern of the sub shield coil 8 overlaps with the coil wire 10 or the coil wire 10b, that is, is arranged on the outer side (front side) or the inner side (back side) of the coil wire 10 or the coil wire 10b in the y-axis direction.

前記交点１１で、サブシールドコイル８のコイル線の一端を、主シールドコイル９のコイル線１０に接続し、コイル線１０に流れる電流をサブシールドコイル８に分岐して流している。このため、サブシールドコイル８には、コイル線１０に流れる電流Ｉよりも小さい電流αＩ（α：分流比、０＜α＜１）を流すことができる。サブシールドコイル８は、電流αＩでも、電磁力の釣り合いをとらない傾斜磁場コイルの漏れ磁場と同等レベル或いはそれ以上の漏れ磁場抑制効果を発揮することができる。なお、コイル線１０は、コイル線１２によって滑らかに連結され、実質的にコイル線１０は連続して存在するとみなせる。そして、いわゆるコイル線１０におけるコイル線１２の箇所には、電流（１−α）Ｉが流れることになる。 At the intersection point 11, one end of the coil wire of the sub shield coil 8 is connected to the coil wire 10 of the main shield coil 9, and the current flowing through the coil wire 10 is branched to the sub shield coil 8. For this reason, a current αI (α: shunt ratio, 0 <α <1) smaller than the current I flowing through the coil wire 10 can flow through the subshield coil 8. The sub-shield coil 8 can exhibit a leakage magnetic field suppression effect equivalent to or higher than the leakage magnetic field of the gradient magnetic field coil that does not balance the electromagnetic force even with the current αI. In addition, the coil wire 10 is smoothly connected by the coil wire 12, and it can be considered that the coil wire 10 exists substantially continuously. Then, the current (1-α) I flows through the coil wire 12 in the so-called coil wire 10.

サブシールドコイル８のコイル線の他端は交点１１の近傍に配置されている。補完コイル線１３の一端は、サブシールドコイル８のコイル線の他端に、交点１１の近傍において接続している。補完コイル線１３は、コイル線１０（コイル線１２）の直近を沿うように平行配置されている。このため、遠方（メインコイル６ｙ（図３参照）あたり）から見ると、補完コイル線１３とコイル線１２とを、電流Ｉの流れるコイル線１０とみなすことができる。すなわち、コイル線１０は、電流Ｉを分流せずに流しているかのように機能し、漏れ磁場の抑制機能を低下させることなく維持することができる。 The other end of the coil wire of the sub shield coil 8 is disposed in the vicinity of the intersection 11. One end of the complementary coil wire 13 is connected to the other end of the coil wire of the sub shield coil 8 in the vicinity of the intersection 11. The complementary coil wires 13 are arranged in parallel so as to be close to the coil wire 10 (coil wire 12). For this reason, when viewed from a distance (around the main coil 6y (see FIG. 3)), the complementary coil wire 13 and the coil wire 12 can be regarded as the coil wire 10 through which the current I flows. That is, the coil wire 10 functions as if the current I is flowing without being shunted, and can be maintained without reducing the leakage magnetic field suppressing function.

以上、第１の実施形態によれば、傾斜磁場コイルが振動することによる騒音と、傾斜磁場コイルからの漏れ磁場による騒音の両方の騒音を低減可能なＭＲＩ装置を提供することができる。 As described above, according to the first embodiment, it is possible to provide an MRI apparatus capable of reducing both noise due to vibration of the gradient magnetic field coil and noise due to leakage magnetic field from the gradient magnetic field coil.

なお、補完コイル線１３の他端は、コイル線１０の交点１１から離れた合流点１４において、コイル線１０に接続している。また、ｙ軸方向（紙面に垂直な方向）に見て、補完コイル線１３の他端は、コイル線１０に、サブシールドコイル８の外側において接続している。図５に示すように、補完コイル線１３とコイル線１２の長さはほぼ等しくなっている。したがって、これらの長さを変えることにより、交点１１と合流点１４間のコイル線１２経由の抵抗に対する、交点１１と合流点１４間のサブシールドコイル８と補完コイル線１３経由の抵抗の比を変えることができる。そして、電流Ｉの分流比αを変えることができる。 Note that the other end of the complementary coil wire 13 is connected to the coil wire 10 at a junction 14 that is away from the intersection 11 of the coil wires 10. Further, the other end of the complementary coil wire 13 is connected to the coil wire 10 outside the sub-shield coil 8 when viewed in the y-axis direction (direction perpendicular to the paper surface). As shown in FIG. 5, the lengths of the complementary coil wire 13 and the coil wire 12 are substantially equal. Therefore, by changing these lengths, the ratio of the resistance via the sub shield coil 8 and the complementary coil wire 13 between the intersection 11 and the junction 14 to the resistance via the coil wire 12 between the intersection 11 and the junction 14 can be changed. Can be changed. Then, the shunt ratio α of the current I can be changed.

図６（ａ）は、図５のＡ−Ａ矢視断面図であり、図６（ｂ）は、図５のＢ−Ｂ矢視断面図である。図６（ａ）と図６（ｂ）に示す主シールドコイルのコイル線１０、１０ｂの高さａが、図２に示したシールドコイル７ｘ、７ｚと共に積層されたシールドコイル７ｙの一層分の厚さに相当している。 6A is a cross-sectional view taken along the line AA in FIG. 5, and FIG. 6B is a cross-sectional view taken along the line BB in FIG. The height a of the coil wires 10 and 10b of the main shield coil shown in FIGS. 6A and 6B is equal to the thickness of one layer of the shield coil 7y laminated together with the shield coils 7x and 7z shown in FIG. It corresponds to.

サブシールドコイル８のコイル線の高さｂは、主シールドコイルのコイル線１０、１０ｂの高さａより低くなっている。前記補完コイル線１３の高さｃと、前記コイル線１２の高さｃとは、互いに高さは等しく、高さａより低くなっている。なお、サブシールドコイル８のコイル線の下、および、サブシールドコイル８のコイル線で囲まれた領域にある主シールドコイルのコイル線１０ｂ等の高さも、高さｃになり、高さａより低くなっている。すなわち、サブシールドコイル８のコイル線で囲まれた領域にある全てのコイル線１０ｂ、１２、１３等の高さは高さｃで一定で、サブシールドコイル８のコイル線の外側の主シールドコイルのコイル線１０、１０ｂの高さａより一段低くなっている。図６（ｂ）に示すように、コイル線１０は、サブシールドコイル８に接続した先で、コイル線１２として一段低くなっている。この下がった段に、サブシールドコイル８がはめ込まれている。高さｃとサブシールドコイル８の高さｂの和は、高さａに等しくなっているので、サブシールドコイル８の上面の高さと主シールドコイルのコイル線１０、１０ｂの上面の高さは一致し、層厚を変えることなく、シールドコイル７ｙの一層の中に主シールドコイルとサブシールドコイル８とを組み込むことができる。また、高さｂと高さｃの比を変えることによっても、電流Ｉ（図５参照）の分流比αを変えることができる。 The height b of the coil wire of the sub shield coil 8 is lower than the height a of the coil wires 10 and 10b of the main shield coil. The height c of the complementary coil wire 13 and the height c of the coil wire 12 are equal to each other and lower than the height a. The height of the coil wire 10b and the like of the main shield coil located below the coil wire of the sub shield coil 8 and in the region surrounded by the coil wire of the sub shield coil 8 is also a height c, which is higher than the height a. It is low. That is, the height of all the coil wires 10b, 12, 13 etc. in the region surrounded by the coil wire of the sub shield coil 8 is constant at the height c, and the main shield coil outside the coil wire of the sub shield coil 8 The coil wires 10 and 10b are one step lower than the height a. As shown in FIG. 6 (b), the coil wire 10 is lower than the coil wire 12 at the point where it is connected to the sub-shield coil 8. The sub shield coil 8 is fitted in the lowered stage. Since the sum of the height c and the height b of the sub shield coil 8 is equal to the height a, the height of the upper surface of the sub shield coil 8 and the height of the upper surfaces of the coil wires 10 and 10b of the main shield coil are as follows. Accordingly, the main shield coil and the sub shield coil 8 can be incorporated in one layer of the shield coil 7y without changing the layer thickness. Further, the diversion ratio α of the current I (see FIG. 5) can also be changed by changing the ratio between the height b and the height c.

図７は、図６（ｂ）の詳細な断面図であり、交点１１（図５参照）におけるサブシールドコイル８の主シールドコイルのコイル線１０（１２）への接続方法を示している。コイル線１２の端部と、サブシールドコイル８の一端とが、はんだ１８によりはんだ付けされ、さらに、導電性のねじ１７で締結されている。それ以外の露出表面、特に、シールドコイル７ｘ、７ｚと接する露出表面は絶縁材１９で覆われている。 FIG. 7 is a detailed cross-sectional view of FIG. 6B and shows a method of connecting the main shield coil of the sub shield coil 8 to the coil wire 10 (12) at the intersection 11 (see FIG. 5). The end portion of the coil wire 12 and one end of the sub shield coil 8 are soldered by a solder 18 and further fastened by a conductive screw 17. Other exposed surfaces, in particular, exposed surfaces in contact with the shield coils 7x and 7z are covered with an insulating material 19.

（第２の実施形態）
図８（ａ）は、本発明の第２の実施形態に係るＭＲＩ装置のｙ傾斜磁場コイルを構成するシールドコイルのコイル線１０を図５のＡ−Ａ矢視に相当する位置から見た断面図であり、図８（ｂ）は、コイル線１０を図５のＢ−Ｂ矢視に相当する位置から見た断面図である。 (Second Embodiment)
FIG. 8A is a cross-sectional view of the coil wire 10 of the shield coil constituting the y gradient magnetic field coil of the MRI apparatus according to the second embodiment of the present invention, as viewed from the position corresponding to the arrow AA in FIG. FIG. 8B is a cross-sectional view of the coil wire 10 as viewed from the position corresponding to the arrow BB in FIG.

第２の実施形態は、第１の実施形態と比較して、サブシールドコイル８の高さｂと、補完コイル線１３、コイル線１２、サブシールドコイル８で囲まれた範囲のコイル線１０ｂの高さｃとの和が、サブシールドコイル８の外側のコイル線１０、１０ｂの高さａより高い点が異なっている。このことによれば、高さｂおよび高さｃを第１の実施形態より大きくすることができ、補完コイル線１３、コイル線１２、サブシールドコイル８で囲まれた範囲のコイル線１０ｂの断面積を大きくできるので、コイル線に電流を流した際の発熱を低減することができる。厚さｃと厚さｂは、発熱ができるだけ小さくなり、かつ、厚さｃと厚さｂの和ができるだけ小さくなるように設定される。また、図８（ｂ）に示すように、コイル線１０は、サブシールドコイル８に接続した先で、コイル線１２として一段低くなっている。この下がった段にサブシールドコイル８がはめ込まれている。 Compared with the first embodiment, the second embodiment includes the height b of the subshield coil 8 and the coil wire 10b in a range surrounded by the complementary coil wire 13, the coil wire 12, and the subshield coil 8. The difference is that the sum with the height c is higher than the height a of the coil wires 10, 10 b outside the sub shield coil 8. According to this, the height b and the height c can be made larger than those in the first embodiment, and the coil wire 10b in the range surrounded by the complementary coil wire 13, the coil wire 12, and the sub shield coil 8 is disconnected. Since the area can be increased, heat generation when a current is passed through the coil wire can be reduced. The thickness c and the thickness b are set so that heat generation is as small as possible and the sum of the thickness c and the thickness b is as small as possible. Further, as shown in FIG. 8B, the coil wire 10 is one step lower as the coil wire 12 at the point where it is connected to the sub shield coil 8. The sub shield coil 8 is fitted in the lowered stage.

（第３の実施形態）
図９は、本発明の第３の実施形態に係るＭＲＩ装置のｙ傾斜磁場コイルを構成するシールドコイル７ｙのサブシールドコイル８、８ｂ、８ｃの周辺を流れる電流の電流流路を示す結線図である。第３の実施形態は、第１の実施形態と比較して、サブシールドコイル８、８ｂ、８ｃがコイル線を複数回巻いている点が異なっている。図５で説明した分流比αが大きくできずに、期待する漏れ磁場抑制効果が得られない場合は、図９に示すように、３巻きのサブシールドコイル８、８ｂ、８ｃにより、トータルでサブシールドコイル８、８ｂ、８ｃを流れる電流を増やし、漏れ磁場抑制効果を向上させることができる。 (Third embodiment)
FIG. 9 is a connection diagram showing a current flow path of current flowing around the sub shield coils 8, 8b, 8c of the shield coil 7y constituting the y gradient magnetic field coil of the MRI apparatus according to the third embodiment of the present invention. is there. The third embodiment is different from the first embodiment in that the sub-shield coils 8, 8b, 8c wind the coil wire a plurality of times. When the shunt ratio α described in FIG. 5 cannot be increased and the expected leakage magnetic field suppression effect cannot be obtained, as shown in FIG. The current flowing through the shield coils 8, 8b, 8c can be increased, and the leakage magnetic field suppression effect can be improved.

サブシールドコイル８、８ｂ、８ｃそれぞれの両端は、主シールドコイル９の対応するコイル線１０、１０ｂ、１０ｃに接続されている。サブシールドコイル８、８ｂ、８ｃそれぞれは、主シールドコイル９の対応するコイル線１０、１０ｂ、１０ｃの一部に並列接続されている。サブシールドコイル８、８ｂ、８ｃそれぞれのコイルパターンは、コイル線１０、１０ｂ、１０ｃに重なり、すなわち、コイル線１０、１０ｂ、１０ｃのｙ軸方向の外側（表側）あるいは内側（裏側）に配置されている。また、サブシールドコイル８、８ｂ、８ｃの中心は、中心８ａで一致している。 Both ends of the sub shield coils 8, 8 b and 8 c are connected to corresponding coil wires 10, 10 b and 10 c of the main shield coil 9. Each of the sub shield coils 8, 8 b, 8 c is connected in parallel to a part of the corresponding coil wire 10, 10 b, 10 c of the main shield coil 9. The coil patterns of the sub-shield coils 8, 8b, 8c overlap the coil wires 10, 10b, 10c, that is, are arranged on the outer side (front side) or the inner side (back side) of the coil wires 10, 10b, 10c in the y-axis direction. ing. Further, the centers of the sub shield coils 8, 8b, 8c coincide with each other at the center 8a.

交点１１、１１ｂ、１１ｃで、対応するサブシールドコイル８、８ｂ、８ｃのコイル線の一端を、主シールドコイル９の対応するコイル線１０、１０ｂ、１０ｃに接続し、コイル線１０、１０ｂ、１０ｃに流れる電流を、対応するサブシールドコイル８、８ｂ、８ｃに分岐して流している。このため、サブシールドコイル８、８ｂ、８ｃには、対応するコイル線１０、１０ｂ、１０ｃに流れる電流よりも小さい電流が流れる。しかし、サブシールドコイル８、８ｂ、８ｃを流れるトータルの電流としては、大きな電流を得ることができる。そして、大きな漏れ磁場抑制効果を得ることができる。 At the intersections 11, 11b, 11c, one end of the coil wire of the corresponding sub shield coil 8, 8b, 8c is connected to the corresponding coil wire 10, 10b, 10c of the main shield coil 9, and the coil wire 10, 10b, 10c is connected. The current flowing through the sub-shield coils 8, 8 b and 8 c is branched and passed. For this reason, a current smaller than the current flowing through the corresponding coil wires 10, 10b, 10c flows through the sub-shield coils 8, 8b, 8c. However, a large current can be obtained as the total current flowing through the sub-shield coils 8, 8b, 8c. And the big leakage magnetic field suppression effect can be acquired.

また、サブシールドコイル８、８ｂ、８ｃのコイル線の他端は対応する交点１１、１１ｂ、１１ｃの近傍に配置されている。補完コイル線１３、１３ｂ、１３ｃの一端は、対応するサブシールドコイル８、８ｂ、８ｃのコイル線の他端に、対応する交点１１、１１ｂ、１１ｃの近傍において接続している。補完コイル線１３、１３ｂ、１３ｃは、対応するコイル線１２、１２ｂ、１２ｃの直近を沿うように平行配置されている。補完コイル線１３、１３ｂ、１３ｃと対応するコイル線１２、１２ｂ、１２ｃとを流れる電流の和は、対応するコイル線１０、１０ｂ、１０ｃを流れる電流の大きさと同じなので、コイル線１０、１０ｂ、１０ｃは、電流を分流せずに流しているかのように機能し、漏れ磁場の抑制機能を維持することができる。補完コイル線１３、１３ｂ、１３ｃの他端は、対応するコイル線１０、１０ｂ、１０ｃの交点１１、１１ｂ、１１ｃから離れた合流点１４、１４ｂ、１４ｃにおいて、対応するコイル線１０、１０ｂ、１０ｃに接続している。 Further, the other ends of the coil wires of the sub shield coils 8, 8b, 8c are arranged in the vicinity of the corresponding intersections 11, 11b, 11c. One end of the complementary coil wires 13, 13b, 13c is connected to the other end of the coil wire of the corresponding sub shield coil 8, 8b, 8c in the vicinity of the corresponding intersection point 11, 11b, 11c. The complementary coil wires 13, 13b, 13c are arranged in parallel so as to be close to the corresponding coil wires 12, 12b, 12c. Since the sum of the currents flowing through the complementary coil wires 13, 13b, 13c and the corresponding coil wires 12, 12b, 12c is the same as the current flowing through the corresponding coil wires 10, 10b, 10c, the coil wires 10, 10b, 10c functions as if the current is flowing without being divided, and can maintain the function of suppressing the leakage magnetic field. The other ends of the complementary coil wires 13, 13 b, 13 c are the corresponding coil wires 10, 10 b, 10 c at the junctions 14, 14 b, 14 c that are separated from the intersection points 11, 11 b, 11 c of the corresponding coil wires 10, 10 b, 10 c. Connected to.

（第４の実施形態）
図１０は、本発明の第４の実施形態に係るＭＲＩ装置のｙ傾斜磁場コイルを構成するシールドコイル７ｙのサブシールドコイル８の周辺を流れる電流の電流流路を示す結線図である。第４の実施形態は、第１の実施形態と比較して、サブシールドコイル８が、主シールドコイル９のコイル線１０ｄから分岐せず、直列に接続している点が異なっている。図５で説明した分流比αが大きくできずに、期待する漏れ磁場抑制効果が得られない場合は、図１０に示すように、コイル線１０ｄを流れる電流Ｉをそのままサブシールドコイル８に流すことで、サブシールドコイル８を流れる電流を電流Ｉまで増やし、漏れ磁場抑制効果を向上させることができる。 (Fourth embodiment)
FIG. 10 is a connection diagram showing a current flow path of a current flowing around the sub shield coil 8 of the shield coil 7y constituting the y gradient magnetic field coil of the MRI apparatus according to the fourth embodiment of the present invention. The fourth embodiment is different from the first embodiment in that the sub shield coil 8 is not branched from the coil wire 10d of the main shield coil 9 but is connected in series. When the shunt ratio α described with reference to FIG. 5 cannot be increased and the expected leakage magnetic field suppression effect cannot be obtained, the current I flowing through the coil wire 10d is directly supplied to the subshield coil 8 as shown in FIG. Thus, the current flowing through the subshield coil 8 can be increased to the current I, and the leakage magnetic field suppression effect can be improved.

サブシールドコイル８の両端は、主シールドコイル９のコイル線１０ｄに接続されている。サブシールドコイル８は、コイル線１０ｄに直列接続されている。サブシールドコイル８のコイルパターンは、主シールドコイル９のコイル線１０、１０ｂ、１０ｃ、１０ｄに重なり、すなわち、コイル線１０、１０ｂ、１０ｃ、１０ｄのｙ軸方向の外側（表側）あるいは内側（裏側）に配置されている。 Both ends of the sub shield coil 8 are connected to the coil wire 10 d of the main shield coil 9. The sub shield coil 8 is connected in series to the coil wire 10d. The coil pattern of the sub shield coil 8 overlaps with the coil wires 10, 10b, 10c, and 10d of the main shield coil 9, that is, the outside (front side) or the inside (back side) of the coil wires 10, 10b, 10c, and 10d in the y-axis direction. ).

交点１１で、サブシールドコイル８のコイル線の一端を、コイル線１０ｄの一端に接続し、コイル線１０、１０ｂ、１０ｃに流れる電流Ｉを、サブシールドコイル８に流している。このため、サブシールドコイル８にも電流Ｉが流れる。そして、大きな漏れ磁場抑制効果を得ることができる。 At the intersection point 11, one end of the coil wire of the sub shield coil 8 is connected to one end of the coil wire 10 d, and a current I flowing through the coil wires 10, 10 b, 10 c is passed through the sub shield coil 8. For this reason, the current I also flows through the sub shield coil 8. And the big leakage magnetic field suppression effect can be acquired.

また、サブシールドコイル８のコイル線の他端は、交点１１から離れ、近傍に配置された合流点１４において、コイル線１０ｄの他端に接続している。交点１１と合流点１４とは、近距離に配置されているので、コイル線１０ｄは、電流Ｉをサブシールドコイル８に迂回させずに流しているかのように機能し、漏れ磁場の抑制機能を維持することができる。 Further, the other end of the coil wire of the sub-shield coil 8 is connected to the other end of the coil wire 10d at a junction 14 which is separated from the intersection 11 and is arranged in the vicinity. Since the intersection point 11 and the junction point 14 are arranged at a short distance, the coil wire 10d functions as if the current I is flowing without bypassing the sub-shield coil 8, and has a function of suppressing a leakage magnetic field. Can be maintained.

（ａ）は、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断面図であり、（ｂ）は、静磁場コイルがｙ傾斜磁場コイルの位置に作る磁場分布のｚ成分のｚ軸方向依存性を示すグラフである。(A) is sectional drawing of the magnetic resonance imaging apparatus which concerns on the 1st Embodiment of this invention, (b) is z-axis of z component of the magnetic field distribution which a static magnetic field coil makes in the position of a y gradient magnetic field coil It is a graph which shows direction dependence. 傾斜磁場コイルをｚ軸の方向から見た側面図である。It is the side view which looked at the gradient magnetic field coil from the direction of the z-axis. ｙ傾斜磁場コイルの斜視図である。It is a perspective view of a y gradient magnetic field coil. シールドコイルを周方向に展開した展開図である。It is the expanded view which expand | deployed the shield coil to the circumferential direction. サブシールドコイルおよびその周辺の主シールドコイルを流れる電流の電流流路を示す結線図である。It is a connection diagram which shows the current flow path of the electric current which flows through a sub shield coil and the main shield coil of the periphery. （ａ）は、図５のＡ−Ａ矢視断面図であり、（ｂ）は、図５のＢ−Ｂ矢視断面図である。(A) is AA arrow sectional drawing of FIG. 5, (b) is BB arrow sectional drawing of FIG. 図６（ｂ）の詳細な断面図である。FIG. 7 is a detailed cross-sectional view of FIG. （ａ）は、本発明の第２の実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置のｙ傾斜磁場コイルを構成するシールドコイルの図５のＡ−Ａ矢視に相当する位置から見た断面図であり、（ｂ）は、図５のＢ−Ｂ矢視に相当する位置から見た断面図である。(A) is sectional drawing seen from the position equivalent to the AA arrow of FIG. 5 of the shield coil which comprises the y gradient magnetic field coil of the magnetic resonance imaging apparatus which concerns on the 2nd Embodiment of this invention, (B) is sectional drawing seen from the position corresponded to the BB arrow of FIG. 本発明の第３の実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置のｙ傾斜磁場コイルを構成するシールドコイルのサブシールドコイルの周辺を流れる電流の電流流路を示す結線図である。It is a connection diagram which shows the current flow path of the electric current which flows through the circumference | surroundings of the subshield coil of the shield coil which comprises the y gradient magnetic field coil of the magnetic resonance imaging apparatus which concerns on the 3rd Embodiment of this invention. 本発明の第４の実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置のｙ傾斜磁場コイルを構成するシールドコイルのサブシールドコイルの周辺を流れる電流の電流流路を示す結線図である。It is a connection diagram which shows the electric current flow path of the electric current which flows through the periphery of the subshield coil of the shield coil which comprises the y gradient magnetic field coil of the magnetic resonance imaging apparatus which concerns on the 4th Embodiment of this invention.

Explanation of symbols

１、１ａ、１ｂ、１ｃ静磁場コイル
２傾斜磁場コイル
３ＲＦコイル
４撮像空間
５静磁場
６メインコイル
７シールドコイル
８サブシールドコイル
８ｃサブシールドコイルの中心
９主シールドコイル
９ｃ主シールドコイルの中心
１０、１０ａ、１０ｂ、１０ｃ、１０ｄ主シールドコイルのコイル線
１１、１１ｂ、１１ｃサブシールドコイルのコイル線と主シールドコイルのコイル線の交点（分岐点）
１２、１２ｂ、１２ｃ先端が分岐点である主シールドコイルのコイル線
１３、１３ｂ、１３ｃ補完コイル線
１４、１４ｂ、１４ｃ補完コイル線と、先端が分岐点である主シールドコイルのコイル線との合流点
１７導電性のねじ
１８はんだ
１９絶縁材
２１磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ）装置
２２容器
２２ａ真空容器
２２ｂ熱輻射シールド
２２ｃ冷媒容器 DESCRIPTION OF SYMBOLS 1, 1a, 1b, 1c Static magnetic field coil 2 Gradient magnetic field coil 3 RF coil 4 Imaging space 5 Static magnetic field 6 Main coil 7 Shield coil 8 Sub shield coil 8c Center of sub shield coil 9 Main shield coil 9c Center of main shield coil 10 10a, 10b, 10c, 10d Coil wire of main shield coil 11, 11b, 11c Intersection (branch point) of coil wire of sub shield coil and coil wire of main shield coil
12, 12b, 12c Coil wire of the main shield coil whose tip is a branch point 13, 13b, 13c Complement coil wire 14, 14b, 14c Merge of the complement coil wire with the coil wire of the main shield coil whose tip is a branch point Point 17 Conductive screw 18 Solder 19 Insulating material 21 Magnetic resonance imaging (MRI) apparatus 22 Container 22a Vacuum container 22b Thermal radiation shield 22c Refrigerant container

Claims

A static magnetic field coil that is housed in a cylindrical container and forms a uniform static magnetic field in the direction of the central axis in an imaging space closer to the central axis than the inner cylindrical wall of the container;
A gradient magnetic field coil provided along the inner cylinder wall and forming a gradient magnetic field in which the magnitude of the magnetic field component in the direction of the central axis is inclined in the radial direction in the imaging space;
In the magnetic resonance imaging apparatus, the gradient magnetic field coil includes a main coil that forms the gradient magnetic field, and a shield coil that suppresses a leakage magnetic field of the main coil.
The shield coil is
A main shield coil that makes the winding density non-uniform in the direction of the central axis and reduces the electromagnetic force received from the static magnetic field;
A magnetic resonance imaging comprising: a sub-shield coil having a coil pattern overlapping a coil pattern of a main shield coil and having a center position shifted from the center position of the main shield coil toward the center axis. apparatus.

At the position where the shield coil is arranged in the radial direction of the container from the central axis, the magnetic field generated by the static magnetic field coil is maximized at the center position of the sub-shield coil in the position in the central axis direction. The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 1, wherein the magnetic resonance imaging apparatus matches the position.

The coil wire of the sub-shield coil is disposed at a position where the magnitude of the magnetic field generated by the static magnetic field coil on both sides of the position where the magnetic field generated by the static magnetic field coil is maximized is equal. The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 1 or 2.

4. The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 1, wherein both ends of the sub shield coil are connected to the main shield coil. 5.

5. The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 1, wherein the sub shield coil is connected in parallel to a part of the main shield coil. 6.

When viewed from the central axis in the radial direction of the container, one end of the coil wire of the sub shield coil is connected to the coil wire of the sub shield coil at the intersection of the coil wire of the sub shield coil and the coil wire of the main shield coil. 6. The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 1, wherein the magnetic resonance imaging apparatus is connected to a coil wire, and a current flowing through the coil wire of the main shield coil is branched to the sub shield coil. .

It further has a complementary coil wire,
The other end of the coil wire of the sub shield coil is disposed in the vicinity of the intersection,
One end of the complementary coil wire is connected to the other end of the coil wire of the sub shield coil,
The complementary coil wire is arranged along the coil wire of the main shield coil,
The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 6, wherein the other end of the complementary coil wire is connected to a place away from the intersection of the coil wires of the main shield coil.

The other end of the complementary coil wire is connected to the coil wire of the main shield coil on the outside of the sub shield coil when viewed in the radial direction of the container from the central axis. The magnetic resonance imaging apparatus described in 1.

The height of the coil wire of the sub shield coil and the height of the complementary coil wire are respectively lower than the height of the coil wire of the main shield coil,
The sum of the height of the coil wire of the sub shield coil and the height of the complementary coil wire is not less than the height of the coil wire of the main shield coil,
The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 7 or 8, wherein the coil wire of the sub shield coil and the complementary coil wire are incorporated in a conductor layer of the shield coil.

Used in a magnetic resonance imaging apparatus having at least a static magnetic field coil that is housed in a cylindrical container and forms a uniform static magnetic field in the direction of the central axis in an imaging space closer to the central axis than the inner cylindrical wall of the container And
A main coil that is provided along the inner cylinder wall, forms a gradient magnetic field in which the magnitude of the magnetic field component in the direction of the central axis is inclined in the radial direction in the imaging space, and forms the gradient magnetic field; In the gradient magnetic field coil having a shield coil for suppressing the leakage magnetic field of the main coil,
The shield coil is
A main shield coil that makes the winding density non-uniform in the direction of the central axis and reduces the electromagnetic force received from the static magnetic field;
A gradient magnetic field coil comprising: a coil pattern overlapping a coil pattern of a main shield coil; and a sub shield coil whose center position is shifted from the center position of the main shield coil toward the center axis. .