JP2002291716A - Magnetic resonance imaging apparatus with high-order encoding gradient magnetic field coil - Google Patents
Magnetic resonance imaging apparatus with high-order encoding gradient magnetic field coilInfo
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Abstract
Description
【０００１】[0001]
【発明の属する技術分野】本発明は、高次のエンコード
が可能な磁気共鳴イメージング装置（以下、MRI装置と
いう）に係り、特に傾斜磁場コイルと電源との組合せを
変更することにより高次の磁場の生成を可能にしたMRI
装置に関する。BACKGROUND OF THE INVENTION 1. Field of the Invention The present invention relates to a magnetic resonance imaging apparatus (hereinafter, referred to as an MRI apparatus) capable of high-order encoding, and more particularly to a high-order magnetic field by changing the combination of a gradient coil and a power supply. MRI that enables generation of images
Related to the device.
【０００２】[0002]
【従来の技術】MRI装置の全体構成の一例を図14に示
す。図14において、MRI装置は撮影室となるシールドル
ーム8内に、静磁場発生磁石1、シムコイル2、傾斜磁場
コイル3、送信コイル4、受信コイル5、被検体6を寝載す
る寝台7などを備え、シールドルーム8の外には、シムコ
イル電源11、傾斜磁場電源10、送信コイル用高周波増幅
器12、受信コイル用プリアンプ20、受信コイル用高周波
増幅検出器13、A／D変換器14、シーケンサ15、シンセサ
イザ16、画像処理装置17、入力装置18、表示装置19など
を備える。静磁場発生磁石1がコイル方式の場合には、
このための電源も備えている。2. Description of the Related Art FIG. 14 shows an example of the overall configuration of an MRI apparatus. In FIG. 14, the MRI apparatus includes a static magnetic field generating magnet 1, a shim coil 2, a gradient magnetic field coil 3, a transmitting coil 4, a receiving coil 5, a bed 7 on which a subject 6 is placed, and the like, in a shield room 8 serving as an imaging room. A shield coil power supply 11, a gradient magnetic field power supply 10, a transmission coil high frequency amplifier 12, a reception coil preamplifier 20, a reception coil high frequency amplification detector 13, an A / D converter 14, a sequencer 15 , A synthesizer 16, an image processing device 17, an input device 18, a display device 19 and the like. When the static magnetic field generating magnet 1 is of the coil type,
A power supply for this is also provided.
【０００３】ここで、静磁場発生磁石1は撮影空間9内に
均一な静磁場を発生させ、撮影空間9内に挿入された被
検体6の体内のプロトンのスピンの向きを整列させる。
シムコイル2は静磁場の磁場均一度を改善するための磁
場を発生する。傾斜磁場コイル3は撮影空間9内にX、Y、
Zの3軸方向の勾配磁場を発生させ、3軸方向の位置エン
コーデイングを行う。送信コイル4はプロトンの共鳴周
波数の電磁波を被検体6に照射する。受信コイル5は被検
体6の体内のプロトンから放射される共鳴信号（以下、M
R信号という）を受信する。受信コイル5で受信されたMR
信号は高周波プリアンプ20と高周波増幅検出器13で増
幅、検出され、A／D変換器14でデジタル信号に変換され
た後、画像処理装置17に入力される。画像処理装置17は
MR信号から被検体6の断層画像（以下、MR画像という）
を再構成する。表示装置19はMR画像などを表示する。Here, the static magnetic field generating magnet 1 generates a uniform static magnetic field in the imaging space 9 and aligns the spin directions of protons in the body of the subject 6 inserted in the imaging space 9.
The shim coil 2 generates a magnetic field for improving the uniformity of the static magnetic field. The gradient magnetic field coil 3 is located in the imaging space 9 in X, Y,
A gradient magnetic field is generated in the three axial directions of Z, and position encoding in the three axial directions is performed. The transmission coil 4 irradiates the subject 6 with an electromagnetic wave having the resonance frequency of the proton. The receiving coil 5 is provided with a resonance signal (hereinafter referred to as M
R signal). MR received by receiving coil 5
The signal is amplified and detected by a high-frequency preamplifier 20 and a high-frequency amplification detector 13, converted into a digital signal by an A / D converter 14, and then input to an image processing device 17. Image processing device 17
From the MR signal, a tomographic image of the subject 6 (hereinafter referred to as MR image)
Reconfigure. The display device 19 displays an MR image and the like.
【０００４】入力装置18からは撮影のためのパラメータ
が入力される。このパラメータとしては、例えば、スラ
イス方向、スライス厚さ、エコー間隔TE、繰り返し時間
TRなどが設定される。これらのパラメータが入力される
と、画像処理装置17内では撮影シーケンスが組み立てら
れる。このときの撮影シーケンスは、各傾斜磁場の立上
りのタイミング、ON時間、繰り返し時間、強度、高周波
（RF）パルスの帯域などを定義するもので、それぞれの
時刻、長さなどを定義している。[0006] Parameters for photographing are input from an input device 18. The parameters include, for example, the slice direction, slice thickness, echo interval TE, and repetition time.
TR etc. are set. When these parameters are input, a shooting sequence is assembled in the image processing device 17. The imaging sequence at this time defines the rising timing of each gradient magnetic field, ON time, repetition time, intensity, band of high frequency (RF) pulse, and the like, and defines each time, length, and the like.
【０００５】撮影シーケンスが画像処理装置17からシー
ケンサー15に送られると、シーケンサー15はパラメータ
を基に、傾斜磁場電源10、シンセサイザ16、シムコイル
電源11などの時系列制御データを生成して、それぞれに
送り出す。When an imaging sequence is sent from the image processing apparatus 17 to the sequencer 15, the sequencer 15 generates time-series control data for the gradient magnetic field power supply 10, the synthesizer 16, the shim coil power supply 11 and the like based on the parameters. Send out.
【０００６】傾斜磁場電源10及びシムコイル電源11は、
シーケンサ15の時系列制御データに沿った向き及び大き
さの電流を発生し、傾斜磁場コイル3及びシムコイル2に
送る。各々の電源からの電流によって付勢されて、傾斜
磁場コイル3は、撮影空間9内に位置エンコードのための
勾配磁場を発生し、シムコイル2は静磁場のシミングを
行う。また、シンセサイザ16は、シーケンサ15のタイミ
ングに合わせて、シーケンサ15の指示に従ったRF励起パ
ルスを発生させる。RF励起パルスは、高周波増幅器12で
増幅された後、送信コイル4から被検体6に照射される。The gradient magnetic field power supply 10 and the shim coil power supply 11
A current having a direction and magnitude according to the time series control data of the sequencer 15 is generated and sent to the gradient coil 3 and the shim coil 2. Energized by currents from the respective power supplies, the gradient coil 3 generates a gradient magnetic field for position encoding in the imaging space 9, and the shim coil 2 performs shimming of the static magnetic field. Further, the synthesizer 16 generates an RF excitation pulse according to the instruction of the sequencer 15 in accordance with the timing of the sequencer 15. After being amplified by the high-frequency amplifier 12, the RF excitation pulse is applied to the subject 6 from the transmission coil 4.
【０００７】次に、上記構成要素のうち、傾斜磁場コイ
ル3及び傾斜磁場電源10については、本発明の要部とな
るので、以下、従来例について詳細に説明する。傾斜磁
場コイルの形状としては、組合せて使用される静磁場発
生磁石1の形状に対応して、円筒型のもの、平板型のも
の、その他の形状のものがある。円筒型のものは、円筒
型超電導磁石などの円筒型磁石と組合せて使用され、平
板型のものは永久磁石や対向型超電導磁石などの対向型
磁石と組合せて使用される。また、それぞれの傾斜磁場
コイルには渦電流低減のためのシールドコイルを備えた
アクティブシールド型のものなどもある。しかし、本発
明においては、それらの差は本質的なものではないの
で、以下の説明では平板型の傾斜磁場コイルを代表とし
て取り上げて説明する。Next, among the above-mentioned components, the gradient coil 3 and the gradient magnetic field power supply 10 are essential parts of the present invention, and a conventional example will be described in detail below. As the shape of the gradient magnetic field coil, there are a cylindrical shape, a flat shape, and other shapes corresponding to the shape of the static magnetic field generating magnet 1 used in combination. The cylindrical type is used in combination with a cylindrical magnet such as a cylindrical superconducting magnet, and the flat type is used in combination with an opposing magnet such as a permanent magnet or an opposing superconducting magnet. Each of the gradient magnetic field coils includes an active shield type including a shield coil for reducing eddy current. However, in the present invention, these differences are not essential, and the following description will be made by taking a flat plate type gradient magnetic field coil as a representative.
【０００８】図15には、X軸方向の勾配磁場を発生するX
軸方向傾斜磁場コイル（以下、X傾斜磁場コイルとい
う）を示す。図15において、撮影空間9を挟んで、上下
方向に上側X傾斜磁場コイル21aと下側X傾斜磁場コイル2
1bが対向して配設されている。撮影空間9における座標
系は上下方向がZ軸方向、左右方向がX軸方向、前後方向
（紙面に略垂直方向）がY軸方向である。上側X傾斜磁場
コイル21aも、下側X傾斜磁場コイル21bも、それぞれX軸
方向に並べられた2組の指紋状コイル22a，22bと22ｃ，2
2dとから構成されている。また、矢印で示す如く、右側
の指紋状コイル22a，22cには上から見て左巻きの電流
が、左側の指紋状コイル22b，22dには上から見て右巻き
の電流がそれぞれ流れている。平板型のX傾斜磁場コイ
ル21では、上記の如くコイルを配置し、電流を流すこと
により、図示のように撮影空間9内の右側に上向きの磁
場、左側に下向きの磁場が発生し、X座標に応じて強度
が直線的に変化する勾配磁場を生成することができる。
図示のような指紋状コイルのパターン作成方法について
は、例えば特公昭40−２６３６８号公報に開示されて公
知となっており、ゴーレイコイルとしてよく知られてい
る。FIG. 15 shows an X-axis generating a gradient magnetic field in the X-axis direction.
1 shows an axial gradient magnetic field coil (hereinafter, referred to as an X gradient magnetic field coil). In FIG. 15, the upper X gradient magnetic field coil 21a and the lower X gradient magnetic field coil 2 are vertically arranged with the imaging space 9 therebetween.
1b are disposed facing each other. In the coordinate system in the imaging space 9, the vertical direction is the Z-axis direction, the horizontal direction is the X-axis direction, and the front-rear direction (the direction substantially perpendicular to the paper surface) is the Y-axis direction. Both the upper X gradient magnetic field coil 21a and the lower X gradient magnetic field coil 21b are two sets of fingerprint-like coils 22a, 22b and 22c, 2 arranged in the X-axis direction, respectively.
2d. As indicated by the arrows, a left-handed current flows through the right fingerprint coils 22a and 22c when viewed from above, and a right-handed current flows through the left fingerprint coils 22b and 22d when viewed from above. In the flat plate type X gradient magnetic field coil 21, by arranging the coils as described above and passing an electric current, an upward magnetic field is generated on the right side in the imaging space 9 and a downward magnetic field is generated on the left side as shown in the drawing, and the X coordinate , A gradient magnetic field whose intensity varies linearly according to.
A method of creating a fingerprint coil pattern as shown in the figure is disclosed in, for example, Japanese Patent Publication No. 40-26368 and is well known as a Golay coil.
【０００９】実際のMRI装置では、X，Y，Zの3軸方向の
傾斜磁場が必要となる。このため、MRI装置にはX，Y，Z
の3チャンネルの傾斜磁場コイルが備えられている。図1
6には、X，Y，Zの3チャンネルの平板型傾斜磁場コイル
の例を示す。図16において、撮影空間9を挟んで、最も
外側にX傾斜磁場コイル21a，21bが、次にY傾斜磁場コイ
ル（Y軸方向傾斜磁場コイル）23a，23bが、最も内側にZ
傾斜磁場コイル（Z軸方向傾斜磁場コイル）24a、24bが
配列されている。ここで、X傾斜磁場コイル21a，21bは
図15のものと同じ配列であり、Y傾斜磁場コイル23a，23
bは、X傾斜磁場コイル21a，21bをZ軸のまわりに90度回
転させた配列であり、Z傾斜磁場コイル24a，24bはZ軸を
同心とする指紋状コイルが配列されている。In an actual MRI apparatus, gradient magnetic fields in three directions of X, Y and Z are required. For this reason, X, Y, Z
The three-channel gradient magnetic field coil is provided. Figure 1
Fig. 6 shows an example of a flat-panel gradient magnetic field coil of three channels of X, Y, and Z. In FIG. 16, the X gradient magnetic field coils 21a and 21b are outermost, the Y gradient magnetic field coils (Y-axis direction gradient magnetic field coils) 23a and 23b are outermost, and the Z
The gradient magnetic field coils (Z-axis gradient magnetic field coils) 24a and 24b are arranged. Here, the X gradient magnetic field coils 21a and 21b have the same arrangement as that of FIG.
b is an array in which the X gradient magnetic field coils 21a and 21b are rotated by 90 degrees around the Z axis, and the Z gradient magnetic field coils 24a and 24b are arrayed with fingerprint coils concentric with the Z axis.
【００１０】図17には、円筒型X傾斜磁場コイルの一例
を示す。図17において、X傾斜磁場コイルは4個の鞍型コ
イル26a，26b，26c，26dから成り、円筒型磁石（図示せ
ず）に内挿されて使用される。X傾斜磁場コイルのそれ
ぞれの鞍型コイル26a〜26dに細い矢印で示した方向に所
定の電流を流すことにより、撮影空間内にX軸方向の勾
配磁場が生成される。鞍型コイル26a〜26dによって作ら
れる磁場の方向については、太い矢印で示した如くな
る。FIG. 17 shows an example of a cylindrical X gradient magnetic field coil. In FIG. 17, the X gradient magnetic field coil includes four saddle coils 26a, 26b, 26c, and 26d, and is used by being inserted into a cylindrical magnet (not shown). By applying a predetermined current to each of the saddle coils 26a to 26d of the X gradient magnetic field coil in a direction indicated by a thin arrow, a gradient magnetic field in the X-axis direction is generated in the imaging space. The direction of the magnetic field generated by the saddle coils 26a to 26d is as indicated by the thick arrow.
【００１１】図18には、図15のX傾斜磁場コイルでの電
流の流し方の例を示す。この例では、図15に示した指紋
状のコイル22a〜22dに対し、渦巻状に一筆書きで書ける
ようにコイルパターンが変形され、全てのコイル導体が
直列に接続され、傾斜磁場電源10からの電流が通電され
る。このとき、右上側のコイル22aと右下側のコイル22c
には上向きの磁場が、左上側のコイル22bと左下側のコ
イル22dには下向きの磁場が、それぞれ生成されるよう
に、矢印の方向の電流が流れる。FIG. 18 shows an example of how a current flows in the X gradient magnetic field coil shown in FIG. In this example, for the fingerprint-like coils 22a to 22d shown in FIG. 15, the coil pattern is deformed so that it can be written with a single stroke in a spiral, all the coil conductors are connected in series, and the gradient magnetic field power supply 10 Current is applied. At this time, the upper right coil 22a and the lower right coil 22c
A current flows in the direction of the arrow so that an upward magnetic field is generated in the upper left coil 22b and a lower magnetic field is generated in the lower left coil 22d.
【００１２】また、傾斜磁場電源10の負荷を低減するた
めに、図19の如くコイルと電源を配列した例もある。こ
の例では、X傾斜磁場コイルを構成する4個のコイル22a
〜22dを上側のコイル22a，22bの組と、下側のコイル22
c，22ｄの組の2組に分けて、それぞれの組に1個ずつの
傾斜磁場電源10aと10bを接続したものである。この場合
も、2個の傾斜磁場電源10ａ，10ｂから出力されるコイ
ル電流の向きと大きさが、図18の場合と同じになるよう
に、4個のコイル22ａ〜22ｄと2個の傾斜磁場電源10ａ，
10ｂは接続されている。Further, in order to reduce the load on the gradient magnetic field power supply 10, there is an example in which coils and power supplies are arranged as shown in FIG. In this example, four coils 22a forming the X gradient magnetic field coil
2222d is the combination of the upper coil 22a and 22b and the lower coil 22
Each of the sets is divided into two sets, c and 22d, and each set is connected to one gradient magnetic field power supply 10a and 10b. Also in this case, the four coils 22a to 22d and the two gradient magnetic fields are set so that the directions and magnitudes of the coil currents output from the two gradient magnetic field power supplies 10a and 10b are the same as those in FIG. Power supply 10a,
10b is connected.
【００１３】[0013]
【発明が解決しようとする課題】従来のMRI装置では、
上記の傾斜磁場コイルに加えて、シムコイルが必要とな
る場合が多い。シムコイルは静磁場の磁場均一度を補正
するためのもので、静磁場の誤差成分を球面調和関数で
展開したときの高次の成分を発生させるためのコイルで
ある。シムコイルには励磁するためのシムコイル電源が
必要となる。このようなシムコイルとシムコイル電源を
装置に備えつけておくことはコストの面で不利となる。In a conventional MRI apparatus,
In many cases, a shim coil is required in addition to the above-mentioned gradient magnetic field coil. The shim coil is for correcting the magnetic field uniformity of the static magnetic field, and is a coil for generating a higher-order component when an error component of the static magnetic field is expanded by a spherical harmonic function. The shim coil requires a shim coil power supply for exciting. The provision of such a shim coil and a shim coil power supply in the apparatus is disadvantageous in terms of cost.
【００１４】また、傾斜磁場コイルに関しては、最近、
X，Y，Zの3軸方向の勾配磁場の生成のみでなく、より高
次のエンコードを行う傾斜磁場コイルについてもその応
用が考えられている。この高次エンコードに関しては、
例えば、文献C．H．Oh，et al：New Spatial Localizat
ion Method Using Pulsed High-Order Field Gradient
(SHOT：Selection with High-Order gradient T), Magn
etic Resonance in Medecine 18, 63-70(1991)(以下、
文献1という)やE．X．Wu，et al：Ａ New 3D Localizat
ion Technique Using Quadratic Field Gradients, Mag
netic Resonancein Medecine, 34,242-245(1994)(以
下、文献2という)に開示されている。しかし、文献1、2
に開示されている如く、高次エンコード傾斜磁場を生成
するために別途にコイル及び電源を用意することは、非
常にコストがかかり、実際の装置に適用するにはコスト
面での課題があった。Further, regarding the gradient magnetic field coil, recently,
Its application is considered not only for the generation of gradient magnetic fields in the three axes of X, Y, and Z, but also for a gradient magnetic field coil that performs higher-order encoding. For this higher order encoding,
For example, Reference C. H. Oh, et al: New Spatial Localizat
ion Method Using Pulsed High-Order Field Gradient
(SHOT: Selection with High-Order gradient T), Magn
etic Resonance in Medecine 18, 63-70 (1991) (hereinafter,
Reference 1) and E. X. Wu, et al: A New 3D Localizat
ion Technique Using Quadratic Field Gradients, Mag
Netic Resonancein Medecine, 34, 242-245 (1994) (hereinafter referred to as Reference 2). However, References 1 and 2
As described in Japanese Patent Application Laid-Open No. H11-129, preparing a coil and a power supply separately to generate a higher-order encoding gradient magnetic field is very costly, and there is a problem in terms of cost when applied to an actual device. .
【００１５】更に、従来のMRI装置における傾斜磁場コ
イルでは、X，Y，Zの3軸方向の傾斜磁場を生成するため
にX，Y，Zの3つの傾斜磁場コイルと、それぞれのコイル
に接続する傾斜磁場電源を備えている。特に、X，Y，Z
の3つの傾斜磁場コイルを3層に積層することは、スペー
スをとり、撮影空間内の被検体空間を圧迫する要因とな
っていた。Further, in the conventional gradient magnetic field coil in the MRI apparatus, three gradient magnetic fields of X, Y, and Z are connected to each of the coils to generate gradient magnetic fields of three axes of X, Y, and Z. A gradient magnetic field power supply. In particular, X, Y, Z
Stacking the three gradient magnetic field coils in three layers takes up space and is a factor that puts pressure on the subject space in the imaging space.
【００１６】上記に鑑み、本発明のMRI装置では、シム
コイルに要するコストの低減、低コストの高次エンコー
ド傾斜磁場コイルの実現、X，Y，Zの3軸方向傾斜磁場コ
イルの簡略化を目的とする。In view of the above, it is an object of the MRI apparatus of the present invention to reduce the cost required for shim coils, realize a low-cost high-order encoding gradient magnetic field coil, and simplify the X, Y, and Z axial gradient magnetic field coils. And
【００１７】[0017]
【課題を解決するための手段】上記目的を達成するた
め、本発明のMRI装置は、撮影空間に静磁場を生成する
静磁場発生源と、撮影空間に勾配磁場を生成する傾斜磁
場コイルと、傾斜磁場コイルに電流を供給する傾斜磁場
電源とを備えた磁気共鳴イメージング装置において、前
記傾斜磁場コイルの少なくとも１つのチャンネルに属す
る複数個のコイルに対して、複数個の傾斜磁場電源が接
続され、傾斜磁場電源から出力される電流の向きと大き
さを独立して制御することにより、前記勾配磁場に加え
て、これと異なる空間分布の磁場を生成することができ
るものである（請求項1）。In order to achieve the above object, an MRI apparatus according to the present invention comprises: a static magnetic field generating source for generating a static magnetic field in an imaging space; a gradient magnetic field coil for generating a gradient magnetic field in the imaging space; In a magnetic resonance imaging apparatus including a gradient magnetic field power supply that supplies a current to a gradient magnetic field coil, a plurality of gradient magnetic field power supplies are connected to a plurality of coils belonging to at least one channel of the gradient magnetic field coil, By independently controlling the direction and magnitude of the current output from the gradient magnetic field power supply, it is possible to generate a magnetic field having a spatial distribution different from the gradient magnetic field in addition to the gradient magnetic field (claim 1). .
【００１８】この構成では、傾斜磁場コイルの1つのチ
ャンネルに属する複数個のコイルに複数個の傾斜磁場電
源を接続し、傾斜磁場電源からコイルに流れる電流の向
きや大きさを制御できるように構成されているので、コ
イル電流の制御を行うことにより、撮影空間に種々の空
間分布の磁場を生成することができる。その結果、従来
の1チャンネルの勾配磁場を生成することができるばか
りでなく、他の高次の空間分布の磁場を生成することが
できる。生成できる他の高次の空間分布の磁場の数は傾
斜磁場電源の個数ととも増加し、これらの磁場は高次エ
ンコードや静磁場のシミングに利用することができる。
また、従来のシムコイルの一部又は全部を傾斜磁場コイ
ルにて肩代りすることが可能となるので、シムコイルに
要するコストの低減が可能となる。更に、高次エンコー
ド傾斜磁場コイルも低コストで提供することができる。In this configuration, a plurality of gradient power supplies are connected to a plurality of coils belonging to one channel of the gradient coil, so that the direction and magnitude of the current flowing from the gradient power supply to the coil can be controlled. Therefore, by controlling the coil current, it is possible to generate magnetic fields having various spatial distributions in the imaging space. As a result, not only a conventional one-channel gradient magnetic field can be generated, but also a magnetic field having another higher-order spatial distribution can be generated. The number of other higher-order spatially distributed magnetic fields that can be generated increases with the number of gradient magnetic field power supplies, and these magnetic fields can be used for higher-order encoding and shimming of static magnetic fields.
Further, since part or all of the conventional shim coil can be replaced by the gradient magnetic field coil, the cost required for the shim coil can be reduced. Further, a higher-order encoding gradient magnetic field coil can be provided at low cost.
【００１９】本発明のMRI装置では更に、前記複数個の
傾斜磁場電源のうちの少なくとも1個の電源から出力さ
れる電流の向きを、前記勾配磁場を生成する場合の向き
とは逆向きにすることによって、前記勾配磁場とは異な
る空間分布の磁場を生成するものである。この構成で
は、傾斜磁場コイルのコイル数、傾斜磁場電源の数、そ
れぞれの配置、それぞれの間の接続のしかたなどを変え
ることなく、高次の磁場を生成することができるので、
高次の磁場を低コストで生成することができる。[0019] In the MRI apparatus of the present invention, the direction of the current output from at least one of the plurality of gradient magnetic field power supplies is opposite to the direction in which the gradient magnetic field is generated. Thereby, a magnetic field having a spatial distribution different from the gradient magnetic field is generated. In this configuration, a high-order magnetic field can be generated without changing the number of gradient magnetic field coils, the number of gradient magnetic field power supplies, their respective arrangements, and the manner of connection between them.
Higher-order magnetic fields can be generated at low cost.
【００２０】本発明のMRI装置は、撮影空間に静磁場を
生成する静磁場発生源と、撮影空間に勾配磁場を生成す
る傾斜磁場コイルと、傾斜磁場コイルにコイル電流を供
給する傾斜磁場電源とを備えた磁気共鳴イメージング装
置において、前記傾斜磁場コイルに属する複数個のコイ
ルに複数個の傾斜磁場電源が接続され、個々の傾斜磁場
電源から出力される電流の向きと大きさを独立して制御
することにより、X，Y，Zの３軸方向の勾配磁場に加え
て、これらと異なる空間分布の磁場を生成することがで
きる（請求項2）。An MRI apparatus according to the present invention includes a static magnetic field generating source for generating a static magnetic field in an imaging space, a gradient magnetic field coil for generating a gradient magnetic field in an imaging space, and a gradient magnetic field power supply for supplying a coil current to the gradient magnetic field coil. In the magnetic resonance imaging apparatus provided with a plurality of gradient magnetic field coils, a plurality of gradient magnetic field power supplies are connected to a plurality of coils belonging to the gradient magnetic field coil, and the directions and magnitudes of currents output from the individual gradient magnetic field power supplies are independently controlled. By doing so, it is possible to generate a magnetic field having a spatial distribution different from these in addition to the gradient magnetic fields in the X, Y, and Z axes (claim 2).
【００２１】この構成では、傾斜磁場コイルに属する複
数個のコイルに、複数個の傾斜磁場電源が接続され、傾
斜磁場電源からコイルに流れる電流の向きや大きさを制
御できるように構成されているので、コイルの電流を独
立して制御することにより、傾斜磁場電源の数に応じ
て、撮影空間に種々の空間分布の磁場を生成することが
できる。その結果、請求項1と同様な効果が得られる他
に、1層の傾斜磁場コイルにて、X，Y，Zの3軸方向の勾
配磁場を生成することができるので、傾斜磁場コイルの
構造の簡略化が図られる。また、傾斜磁場コイルの構造
の簡略化に伴い、傾斜磁場コイルの厚さを薄くすること
ができ、撮影空間内での傾斜磁場コイルの占める空間を
小さくすることができる。In this configuration, a plurality of gradient magnetic field power supplies are connected to a plurality of coils belonging to the gradient magnetic field coil, so that the direction and magnitude of a current flowing from the gradient magnetic field power supply to the coil can be controlled. Therefore, by independently controlling the current of the coil, it is possible to generate magnetic fields having various spatial distributions in the imaging space according to the number of gradient magnetic field power supplies. As a result, in addition to obtaining the same effect as in claim 1, a gradient magnetic field in three axes of X, Y, and Z can be generated by a single-layer gradient magnetic field coil. Is simplified. Further, with the simplification of the structure of the gradient coil, the thickness of the gradient coil can be reduced, and the space occupied by the gradient coil in the imaging space can be reduced.
【００２２】本発明のMRI装置では更に、前記傾斜磁場
コイルに属する複数個のコイルの個数と前記傾斜磁場電
源の個数が同数であって、前記コイルと前記傾斜磁場電
源とが1対1で接続されている。この構成では、コイルと
傾斜磁場電源とが1対1で接続されているので、コイル毎
に電流の向きと大きさを独立して制御することができ
る。In the MRI apparatus of the present invention, the number of the plurality of coils belonging to the gradient magnetic field coil and the number of the gradient magnetic field power supplies are the same, and the coils and the gradient magnetic field power supplies are connected in a one-to-one relationship. Have been. In this configuration, since the coil and the gradient magnetic field power supply are connected on a one-to-one basis, the direction and magnitude of the current can be independently controlled for each coil.
【００２３】本発明のMRI装置では更に、前記傾斜磁場
コイルに属するコイルのうちの同数ずつのコイルが撮影
空間を挟んで対向して配置されている。また、対向して
配置された同数のコイルは、撮影空間を通る1つの面に
対し面対称となる位置に配置されている。この構成で
は、対向したコイル同士を組にして電流の向きを制御す
ることができる。電流の向きを同じ向きの場合には同じ
向きの磁場が得られ、逆向きの場合には、高次の磁場が
得られる。In the MRI apparatus according to the present invention, the same number of coils among the coils belonging to the gradient magnetic field coil are arranged to face each other across the imaging space. Further, the same number of coils arranged opposite to each other are arranged at positions that are plane-symmetric with respect to one plane passing through the imaging space. In this configuration, the direction of the current can be controlled by forming a pair of opposed coils. When the direction of the current is the same, a magnetic field of the same direction is obtained, and when the direction of the current is reverse, a higher-order magnetic field is obtained.
【００２４】本発明のMRI装置では更に、前記傾斜磁場
コイルに属するコイルのうちの4個ずつのコイルが撮影
空間を挟んで対向して配置されている。また、対向する
4個ずつのコイルは、前記対称面に垂直で、かつ撮影空
間の中心を通る互いに垂直な2つの平面に対し対称な位
置にそれぞれ配置されている。この構成では、対向して
配置された4個ずつのコイルを適当に、例えばXZ面、YZ
面に対し対称となる位置に配列することによって、X，
Y，Zの3軸方向の勾配磁場を生成することができるの
で、1組のコイルによって3チャンネルの勾配磁場ととも
に高次の磁場を生成することができる。Further, in the MRI apparatus of the present invention, four coils among the coils belonging to the gradient magnetic field coil are arranged to face each other across the imaging space. Also oppose
The four coils are arranged at positions symmetrical with respect to two mutually perpendicular planes which are perpendicular to the symmetry plane and pass through the center of the imaging space. In this configuration, four coils arranged opposite to each other are appropriately placed in the XZ plane, YZ plane, for example.
By arranging them at positions symmetric with respect to the plane, X,
Since a gradient magnetic field in the three axial directions of Y and Z can be generated, a higher-order magnetic field can be generated together with a three-channel gradient magnetic field by one set of coils.
【００２５】本発明のMRI装置では更に、前記傾斜磁場
電源から前記傾斜磁場コイルを構成するコイルに出力さ
れるコイル電流の向きと大きさは撮影シーケンスを制御
するシーケンサーによって制御される。この構成では、
傾斜磁場コイルのコイル電流をシーケンサーによって制
御することができるので、コイル電流を制御するための
特別の電流制御手段を設ける必要がないので、コスト低
減を図ることができる。In the MRI apparatus of the present invention, the direction and the magnitude of the coil current output from the gradient magnetic field power supply to the coils constituting the gradient magnetic field coil are controlled by a sequencer for controlling an imaging sequence. In this configuration,
Since the coil current of the gradient magnetic field coil can be controlled by the sequencer, there is no need to provide a special current control means for controlling the coil current, so that the cost can be reduced.
【００２６】[0026]
【発明の実施の形態】以下、本発明の実施例を図面に沿
って具体的に説明する。図1には本発明に係る傾斜磁場
発生手段の第1の実施例を示す。この傾斜磁場発生手段
と組合せて使用されるMRI装置は図14に示した従来装置
とほぼ同じ構成であるので、以下図14を参照しながら第
1の実施例について説明する。DESCRIPTION OF THE PREFERRED EMBODIMENTS Embodiments of the present invention will be specifically described below with reference to the drawings. FIG. 1 shows a first embodiment of the gradient magnetic field generating means according to the present invention. Since the MRI apparatus used in combination with the gradient magnetic field generating means has substantially the same configuration as the conventional apparatus shown in FIG. 14, the MRI apparatus will be described below with reference to FIG.
A first embodiment will be described.
【００２７】図1において、本実施例の傾斜磁場発生手
段は傾斜磁場コイルと、傾斜磁場電源と、電流制御手段
とから成る。本実施例では、傾斜磁場コイルはX，Y，Z
の3軸方向（3チャンネル）の傾斜磁場コイルから構成さ
れるが、代表として、X軸方向の傾斜磁場コイル（以
下、X傾斜磁場コイルという）について説明する。X傾斜
磁場コイル50を構成する4個の渦巻状コイル50a，50b，5
0c，50dは、図19の従来例の場合と同様に、撮影空間9を
挟んで、上側（Z＞0）に2個のコイル50a、50b、下側（Z
＜0）に2個のコイル50c，50dがそれぞれ対向して配列さ
れている。また、撮影空間9の中心の右側（X＞0）に2個
のコイル50a，50c、左側（X＜0）に2個のコイル50b，50
dがそれぞれ配列されている。上側の2個のコイル50a，5
0bは上側傾斜磁場電源52aに、下側の2個のコイル50c，5
0dは下側傾斜磁場電源52bに、それぞれ接続されてい
る。また、2個の渦巻状コイル相互間の接続及び渦巻状
コイル傾斜磁場電源との間の接続は図19の従来例と同じ
である。本実施例の場合、電流制御手段54は上側の傾斜
磁場電源52aから上側の渦巻状コイル50a，50bに流れる
電流I u及び下側の傾斜磁場電源52bから下側の渦巻状コ
イル50c，50dに流れる電流I dの向きと大きさを制御す
る。この電流I uとI dの向きについては、電流制御手段
54によって同じ向きにしたり、逆向きにしたりすること
ができる。図1に示した場合は、電流I uとI dの向きを
逆にした場合であり、図19に示した場合は電流I uとI d
の向きを同じにした場合である。また、図示の場合、上
記の電流制御手段54は独立して設けてあるが、実際の装
置では傾斜磁場電源の電流の制御はシーケンサー15によ
って行われることになる。In FIG. 1, the gradient magnetic field generating means of this embodiment includes a gradient magnetic field coil, a gradient magnetic field power supply, and a current control means. In this embodiment, the gradient coils are X, Y, Z
A gradient magnetic field coil in the X-axis direction (hereinafter, referred to as an X gradient magnetic field coil) will be described as a representative. The four spiral coils 50a, 50b, 5 constituting the X gradient magnetic field coil 50
As in the case of the conventional example of FIG. 19, two coils 50a and 50b are located on the upper side (Z> 0) and the lower coil (Z
In <0), two coils 50c and 50d are arranged facing each other. Further, two coils 50a and 50c are located on the right side (X> 0) of the center of the shooting space 9, and two coils 50b and 50c are located on the left side (X <0).
d is arranged respectively. Upper two coils 50a, 5
0b is connected to the upper gradient magnetic field power supply 52a and the lower two coils 50c and 5c.
0d is connected to the lower gradient magnetic field power supply 52b. The connection between the two spiral coils and the connection to the spiral coil gradient magnetic field power supply are the same as in the conventional example of FIG. In the case of the present embodiment, the current control means 54 supplies the current I u flowing from the upper gradient magnetic field power supply 52a to the upper spiral coils 50a, 50b and the lower gradient magnetic field power supply 52b to the lower spiral coils 50c, 50d. controlling the direction and magnitude of the current I d flowing. Regarding the directions of the currents I u and I d ,
54 can be the same or the other way around. In the case shown in FIG. 1, the directions of the currents I u and I d are reversed, and in the case shown in FIG. 19, the currents I u and I d
In the same direction. In the case shown in the figure, the current control means 54 is provided independently, but in an actual apparatus, the control of the current of the gradient magnetic field power supply is performed by the sequencer 15.
【００２８】図1において、電流制御手段54の制御によ
って、上側の傾斜磁場電源52aの電流I uの向きと下側の
傾斜磁場電源52bの電流I dの向きを逆向きにすることに
より、撮影空間9内には図19の従来例の場合とは異なる
空間分布の磁場が生成される。すなわち、図19の従来例
の場合には、線形の勾配磁場のみが生成されるが、本実
施例の場合には、勾配磁場とは異なる高次の磁場が生成
される。（この磁場については後に詳しく説明する。）[0028] In FIG 1, the control of the current control means 54, by the direction of the current I d of the direction and the lower side of the gradient magnetic field power supply 52b of the current I u of the upper gradient magnetic field power supply 52a in the opposite direction, photographing In the space 9, a magnetic field having a spatial distribution different from that of the conventional example of FIG. 19 is generated. That is, in the case of the conventional example of FIG. 19, only a linear gradient magnetic field is generated, but in the case of the present embodiment, a higher-order magnetic field different from the gradient magnetic field is generated. (This magnetic field will be described later in detail.)
【００２９】また、本実施例の傾斜磁場発生手段では、
電流制御手段54の制御によって、下側の傾斜磁場電源52
bの電流I dの向きを上側の傾斜磁場電源52aの電流I uの
向きと同じになるようにすれば、傾斜磁場発生手段のコ
イルの状態が図19の従来例と同じ状態となり、撮影空間
9内には線形の勾配磁場が生成される。Further, in the gradient magnetic field generating means of this embodiment,
Under the control of the current control means 54, the lower gradient magnetic field power supply 52
If b the direction of the current I d of to be the same as the direction of the current I u of the upper gradient magnetic field power supply 52a, the state of the coil of the gradient magnetic field generating means is the same state as the conventional example of FIG. 19, the imaging space
In 9 a linear gradient magnetic field is generated.
【００３０】以上説明した如く、本実施例の傾斜磁場発
生手段では、撮影空間9の上下に対向して配設された上
下の傾斜磁場コイルにそれぞれ別個の傾斜磁場電源を接
続し、各々の傾斜磁場電源の電流Ｉu及びI dの向きを電
流制御手段54によって同方向又は逆方向に制御すること
により、撮影空間9内に従来の勾配磁場と、これとは異
なる空間分布の磁場を生成することができる。As described above, in the gradient magnetic field generating means of the present embodiment, separate gradient magnetic field power supplies are connected to the upper and lower gradient magnetic field coils disposed above and below the imaging space 9, respectively. By controlling the directions of the currents I u and I d of the magnetic field power supply in the same or opposite directions by the current control means 54, a conventional gradient magnetic field and a magnetic field having a different spatial distribution from the conventional gradient magnetic field are generated in the imaging space 9. be able to.
【００３１】次に、本実施例の傾斜磁場発生手段によっ
て新しく生成される磁場について、図19の従来例の場合
と比較して説明する。この説明ではX軸方向の傾斜磁場
コイルについて取り扱うので、磁場分布も（x，z）座標
に関するものである。先ず図19の従来例の場合は、磁場
の対称性について数式（1）が成り立つ。 Ｂz（x，z）＝Ｂz（x，−z）＝−Ｂz（−x，z）・・・(1) これに対し、本実施例の新しい磁場の場合は、磁場の対
称性について数式（2）が成り立つ。 Ｂz（x，z）＝−Ｂz（x，−z）＝−Ｂz（−x，z）・・・(2) 数式（1）及び数式（2）から分かるように、図19の従来
例の場合には、z座標に対して磁場強度Ｂzは偶関数で表
現され、本実施例の新しい磁場の場合には、奇関数で表
現される。上記のことから、本実施例の新しい磁場の場
合、図19の従来例の勾配磁場とは異なる、より高次の空
間分布を持つ磁場が生成されている。Next, the magnetic field newly generated by the gradient magnetic field generating means of this embodiment will be described in comparison with the case of the conventional example shown in FIG. Since the description deals with the gradient coil in the X-axis direction, the magnetic field distribution also relates to the (x, z) coordinates. First, in the case of the conventional example shown in FIG. 19, Expression (1) holds for the symmetry of the magnetic field. B z (x, z) = B z (x, -z) = - B z (-x, z) ··· (1) In contrast, if a new field of the present embodiment, the symmetry of the magnetic field Equation (2) holds. B z (x, z) = − B z (x, −z) = − B z (−x, z) (2) As can be seen from equations (1) and (2), in the case of the conventional example, the magnetic field strength B z with respect to z-coordinate is represented by an even function, in the case of the new field of the present embodiment is expressed by an odd function. From the above, in the case of the new magnetic field of the present embodiment, a magnetic field having a higher-order spatial distribution different from the gradient magnetic field of the conventional example of FIG. 19 is generated.
【００３２】図2、図3にこれらの磁場分布を示す。図2
は、図19の従来例の場合に生成されるX軸方向の勾配磁
場の例、図3は本実施例の傾斜磁場発生手段によって生
成される新しい高次の磁場の例である。いずれの図もy
＝0面における磁場強度の等高線を示したものである。
図2の場合、磁場強度の等高線はX軸に垂直に、ほぼ等間
隔に並んでおり、勾配磁場が発生していることが判る。
これに対し、図3の場合、磁場強度の等高線の分布は図2
の勾配磁場と異なるものであり、高次の新しい磁場が発
生していることが判る。また、図2，図3の右側の部分に
は4個のコイルが作る磁場の向きを矢印で示してある。FIG. 2 and FIG. 3 show these magnetic field distributions. Figure 2
Is an example of a gradient magnetic field in the X-axis direction generated in the case of the conventional example of FIG. 19, and FIG. 3 is an example of a new higher-order magnetic field generated by the gradient magnetic field generating means of the present embodiment. Both figures are y
3 shows contour lines of the magnetic field intensity on the 0 plane.
In the case of FIG. 2, the contour lines of the magnetic field strength are arranged at substantially regular intervals perpendicular to the X-axis, and it can be seen that a gradient magnetic field is generated.
In contrast, in the case of FIG. 3, the distribution of the contour lines of the magnetic field strength is shown in FIG.
This is different from the gradient magnetic field of FIG. In the right part of FIGS. 2 and 3, the directions of the magnetic fields generated by the four coils are indicated by arrows.
【００３３】本実施例では、4個の渦巻状コイルを撮影
空間9を挟んで上下方向に対向して配列することで説明
したが、この配列方向はこれに限定されず、左右方向又
はその他の方向でもよいことは言うまでもない。以下の
実施例においても、特に明示しないかぎり同様である。In the present embodiment, the description has been made by arranging the four spiral coils vertically opposite each other with the imaging space 9 interposed therebetween. However, the arrangement direction is not limited to this, and the arrangement direction is not limited to the horizontal direction or other directions. It goes without saying that the direction may be used. The same applies to the following examples unless otherwise specified.
【００３４】図4には、本発明に係る傾斜磁場発生手段
の第2の実施例を示す。この実施例では、X傾斜磁場コイ
ルを構成する4個の渦巻状コイル56aから56dは、撮影空
間9を挟んで上側（Z＞0）に2個のコイル56a、56b、下側
（Z＜0）に2個のコイル56c、56dが第1の実施例と同様に
配列されているが、傾斜磁場電源58との接続において左
右に分割されて、右側（X＞0）の2個のコイル56a、56c
が右側の傾斜磁場電源58aに、左側（X＜0）の2個のコイ
ル56b、56dが左側の傾斜磁場電源58bに接続されてい
る。また、2つの傾斜磁場電源58a、58bの電流の向き及
び電流の大きさは電流制御手段60によって、第1の実施
例と同様に制御される。FIG. 4 shows a second embodiment of the gradient magnetic field generating means according to the present invention. In this embodiment, the four spiral coils 56a to 56d constituting the X gradient magnetic field coil are composed of two coils 56a, 56b and a lower side (Z <0) with the imaging space 9 interposed therebetween (Z> 0). ), Two coils 56c and 56d are arranged in the same manner as in the first embodiment, but are divided into right and left (X> 0) two coils 56a in connection with the gradient magnetic field power supply 58. , 56c
Are connected to the right gradient magnetic field power supply 58a, and the two left coils (X <0) are connected to the left gradient magnetic field power supply 58b. The directions and magnitudes of the currents of the two gradient power supplies 58a and 58b are controlled by the current control means 60 in the same manner as in the first embodiment.
【００３５】本実施例において、上下のコイル相互間の
接続は、傾斜磁場電源より電流を流したときに、それぞ
れのコイルが同じ向きの磁場を発生するように接続され
ている。このようにX傾斜磁場コイル56と傾斜磁場電源5
8a，58bを接続して、右側の傾斜磁場電源58aからの電流
Ｉrの向きと、左側の傾斜磁場電源58bからの電流Ｉlの
向きとが逆向きにならないように電流制御手段60にて制
御すると、右側のコイル56a，56cは上（又は下）向きの
磁場を生成し、左側のコイル56b，56dは下（又は上）向
きの磁場を生成するため、撮影空間9内には左右方向の
線形の勾配が生成される。これに対し、両方の傾斜磁場
電源58a，58bの電流Ｉr、Ｉlの向きを同じ向きになるよ
うに電流制御手段60にて制御すると、右側のコイル56
a、56cと左側のコイル56b，56dは同じ向き（上又は下）
の磁場を生成するため、撮影空間9内には勾配磁場とは
異なる高次の磁場が生成される。In this embodiment, the connection between the upper and lower coils is such that each coil generates a magnetic field in the same direction when a current flows from the gradient magnetic field power supply. Thus, the X gradient magnetic field coil 56 and the gradient magnetic field power supply 5
8a, by connecting the 58b, the direction of the current I r from the right side of the gradient magnetic field power supply 58a, by the current control means 60 so that the direction of the current I l from the left side of the gradient magnetic field power supply 58b is not reversed When controlled, the right coils 56a and 56c generate an upward (or downward) magnetic field, and the left coils 56b and 56d generate a downward (or upward) magnetic field. Is generated. In contrast, both of the gradient magnetic field power supply 58a, 58b of the current I r, when controlled by the current control means 60 so that the orientation of the I l in the same direction, the right coil 56
a, 56c and left coil 56b, 56d have the same direction (up or down)
Therefore, a higher-order magnetic field different from the gradient magnetic field is generated in the imaging space 9.
【００３６】本実施例の傾斜磁場発生手段によって新し
く生成される高次の磁場について、第1の実施例と比較
すると、磁場の対称性については数式（3）が成り立
つ。 Ｂz（x、z）＝Ｂz（x、−z）＝Ｂz（−x、z）・・・(3) 数式（3）から判るように、本実施例の新しい磁場の場
合には、X座標及びZ座標に対して磁場強度Ｂzは偶関数
で表現される。本実施例で生成される新しい磁場の場
合、勾配磁場とも、第1の実施例で生成された磁場とも
異なる高次の空間分布を持つ磁場が生成されている。When a higher-order magnetic field newly generated by the gradient magnetic field generating means of this embodiment is compared with that of the first embodiment, Expression (3) holds for the symmetry of the magnetic field. B z (x, z) = B z (x, −z) = B z (−x, z) (3) As can be seen from equation (3), in the case of the new magnetic field of the present embodiment, , X coordinate and Z coordinate, the magnetic field strength B z is represented by an even function. In the case of the new magnetic field generated in the present embodiment, a magnetic field having a higher-order spatial distribution different from the gradient magnetic field and the magnetic field generated in the first embodiment is generated.
【００３７】図5に第2の実施例の傾斜磁場発生手段によ
って生成される新しい磁場の例を示す。この図も、図
2，図3と同様、y＝0面における磁場強度の等高線を示し
たものである。また、図5の右側の部分には、4個のコイ
ルが作る磁場の向きを矢印で示してある。図5の磁場分
布は、高次の磁場分布であり、図3の磁場とは異なるも
のであることが判る。FIG. 5 shows an example of a new magnetic field generated by the gradient magnetic field generating means of the second embodiment. This figure is also
2 and FIG. 3 show contour lines of the magnetic field strength on the y = 0 plane. In the right part of FIG. 5, the directions of the magnetic fields generated by the four coils are indicated by arrows. The magnetic field distribution in FIG. 5 is a higher-order magnetic field distribution, which is different from the magnetic field in FIG.
【００３８】傾斜磁場発生手段の第1、第2の実施例で示
した如く、第1、第2の実施例で新しく生成された対称性
の異なる磁場分布を球面調和関数で展開すると、勾配磁
場と異なる高次の対称性を持つ磁場が生成されているこ
とが判る。このように、図19の従来例の4個の渦巻状コ
イルと2個の傾斜磁場電源との組合せから成る傾斜磁場
発生手段に対し、追加の渦巻状コイル、傾斜磁場電源を
付加することなく、電流制御手段によって一方の傾斜磁
場電源からコイルに流れる電流の向きを逆向きにするこ
とによって、また場合によってはコイルと傾斜磁場電源
との接続の組合せの変更を追加することによって、高次
の磁場を生成することができる。As shown in the first and second embodiments of the gradient magnetic field generating means, when the magnetic field distribution newly generated in the first and second embodiments and having different symmetry is expanded by a spherical harmonic function, the gradient magnetic field is obtained. It can be seen that a magnetic field having a higher order symmetry different from that of FIG. As described above, the conventional spiral magnetic field generating means including the combination of the four spiral coils and the two gradient magnetic field power supplies of FIG. 19 does not require an additional spiral coil and a gradient magnetic field power supply. By reversing the direction of the current flowing from one gradient magnetic field power supply to the coil by the current control means, and in some cases by adding a change in the combination of the connection between the coil and the gradient magnetic field power supply, a higher-order magnetic field can be obtained. Can be generated.
【００３９】更に、4個の渦巻状コイルから成る傾斜磁
場コイルに対しては、傾斜磁場電源の個数を2個よりも
多くすることにより、多様な磁場を生成することが可能
である。図6には、本発明に係る傾斜磁場発生手段の第3
の実施例を示す。本実施例では、X傾斜磁場コイル62を
構成する4個の渦巻状コイル62a〜62dに対し、4個の傾斜
磁場電源64a〜64dが接続されている。4個の傾斜磁場電
源64a〜64dの電流Ｉur，Ｉul，Ｉdr，Ｉdlの向き及び大
きさは電流制御手段66によって制御されている。撮影空
間9の上側（Z＞0）にはコイル62a、62bが、下側（Z＜
0）にはコイル62c，62dが配置され、また、右側（X＞
0）にはコイル62a，62cが、左側（X＜0）にはコイル62
b，62dが配置されている。コイルと傾斜磁場電源とは同
じサフイックスのもの同士がそれぞれ接続されている。Further, for a gradient coil composed of four spiral coils, various magnetic fields can be generated by increasing the number of gradient magnetic field power supplies to more than two. FIG. 6 shows a third embodiment of the gradient magnetic field generating means according to the present invention.
The following shows an example. In this embodiment, four gradient magnetic field power supplies 64a to 64d are connected to the four spiral coils 62a to 62d constituting the X gradient magnetic field coil 62. The directions and magnitudes of the currents I ur , I ul , I dr , and I dl of the four gradient magnetic field power supplies 64a to 64d are controlled by current control means 66. On the upper side (Z> 0) of the shooting space 9, the coils 62a and 62b are provided, and on the lower side (Z <0).
0) are provided with coils 62c and 62d, and on the right side (X>
0) are the coils 62a and 62c, and the left side (X <0) is the coils 62a and 62c.
b and 62d are arranged. The coils and the gradient magnetic field power supplies are connected to each other with the same suffix.
【００４０】本実施例の場合、4個の傾斜磁場電源64a〜
64dから出力される電流Ｉur，Ｉul，Ｉdr，Ｉdlの向き
をそれぞれ変更することにより、8通りの異なる磁場の
中には、図2の勾配磁場、図3の磁場及び図5の磁場も含
まれている。新しく生成される他の磁場分布の一例とし
ては、図7に示す高次の磁場分布例がある。また、図7の
右側の部分には、4個のコイルが作る磁場の向きを矢印
で示してある。この場合の磁場の対称性については数式
(4)が成り立つ。 Ｂz（ｘ、ｚ）＝−Ｂz（ｘ、−ｚ）＝Ｂz（−ｘ、ｚ）・・・（4） すなわち、この場合の磁場の磁場強度はX座標に対して
偶関数で表現され、Z座標に対して奇関数で表現され
る。In the case of this embodiment, four gradient magnetic field power supplies 64a to 64a
By changing the directions of the currents I ur , I ul , I dr , and I dl output from 64d, respectively, the eight different magnetic fields include the gradient magnetic field of FIG. 2, the magnetic field of FIG. 3, and the magnetic field of FIG. A magnetic field is also included. As an example of another newly generated magnetic field distribution, there is a higher-order magnetic field distribution example shown in FIG. In the right part of FIG. 7, the directions of the magnetic fields generated by the four coils are indicated by arrows. The equation for the symmetry of the magnetic field in this case is
(4) holds. B z (x, z) = - B z (x, -z) = B z (-x, z) ··· (4) that is, in even function with respect to the magnetic field strength X-coordinate of the magnetic field in this case It is expressed as an odd function with respect to the Z coordinate.
【００４１】また、複数の磁場分布を重ね合わせた磁場
分布が必要な場合には、それぞれの磁場分布に必要な電
流を各傾斜磁場電源64a〜64dごとに加減算（電流の向き
が逆の場合には減算）して、各傾斜磁場電源64aから出
力される電流Ｉur，Ｉul，Ｉd r，Ｉdlの向き及び大きさ
を決定し、そのような電流の向き及び大きさになるよう
に電流制御手段66が各傾斜磁場電源64a〜64dを制御すれ
ばよい。When a magnetic field distribution in which a plurality of magnetic field distributions are superimposed is required, the current required for each magnetic field distribution is added / subtracted for each of the gradient magnetic field power supplies 64a to 64d (when the direction of the current is reversed). subtraction), the current I ur output from the gradient magnetic field power supply 64a, I ul, I d r , so as to determine the orientation and magnitude of the I dl, becomes the direction and magnitude of such a current The current control means 66 may control each of the gradient magnetic field power supplies 64a to 64d.
【００４２】図8には、本発明に係る傾斜磁場発生手段
の第4の実施例を示す。本実施例は平板型傾斜磁場コイ
ルの例である。図8に示したものは、本実施例の全体構
成のうちの、撮影空間の上側（Z＞0）に配置されるもの
であり、同じ構成のものが、撮影空間の下側（Z＜0）に
対向して配置される。図8において、上側の傾斜磁場コ
イル68Aは4個のコイル（略円形のもの）68a〜68dから構
成され、それぞれのコイルには4個の傾斜磁場電源70a〜
70dが1個ずつ接続されている。各傾斜磁場電源70a〜70d
から出力される電流Ｉ1，Ｉ2，Ｉ3，Ｉ4の向き及び大き
さは電流制御手段72によって制御される。図8には示し
ていないが、上側の傾斜磁場コイル68Aの下には撮影空
間9があり、撮影空間9を挟んでその下側に4個のコイル
（68ｅ〜68h）から構成される下側の傾斜磁場コイル（6
8B）が配置されており、4個のコイル（68e〜68h）は4個
の傾斜磁場電源（70e〜70h）に接続されており、4個の
傾斜磁場電源（70e〜70h）から出力される電流Ｉ5，
Ｉ6，Ｉ7，Ｉ8の向き及び大きさは電流制御手段72によ
って制御されている。上側の傾斜磁場コイル68Aと下側
の傾斜磁場コイル68Bはほぼ同じ動作をするので本実施
例の要部を説明するにあたっては、以下上側の傾斜磁場
コイル68Aに関係する部分についてのみ説明する。FIG. 8 shows a fourth embodiment of the gradient magnetic field generating means according to the present invention. This embodiment is an example of a flat plate type gradient magnetic field coil. The one shown in FIG. 8 is arranged above the shooting space (Z> 0) in the overall configuration of the present embodiment, and the same configuration is located below the shooting space (Z <0). ). In FIG. 8, the upper gradient magnetic field coil 68A includes four coils (substantially circular ones) 68a to 68d, each of which has four gradient magnetic field power supplies 70a to 70d.
70d are connected one by one. Each gradient power supply 70a to 70d
The directions and magnitudes of the currents I 1 , I 2 , I 3 , I 4 output from are controlled by current control means 72. Although not shown in FIG. 8, there is an imaging space 9 below the upper gradient magnetic field coil 68A, and a lower side composed of four coils (68e to 68h) below the imaging space 9 with the imaging space 9 interposed therebetween. Gradient field coil (6
8B) are arranged, and the four coils (68e-68h) are connected to four gradient power supplies (70e-70h) and output from the four gradient power supplies (70e-70h) The current I 5 ,
The directions and magnitudes of I 6 , I 7 and I 8 are controlled by current control means 72. Since the upper gradient magnetic field coil 68A and the lower gradient magnetic field coil 68B perform almost the same operation, only the portions related to the upper gradient magnetic field coil 68A will be described below in describing the main part of the present embodiment.
【００４３】図8に示した本実施例の傾斜磁場発生手段
では、傾斜磁場電源70a〜70dから出力される電流Ｉ1〜
Ｉ4の向きを適当に制御することにより、同じ傾斜磁場
コイルにてX，Y，Zの3軸方向の勾配磁場を生成すること
ができる。詳細の説明をする前に、図9を用いて従来のX
軸及びY軸方向の傾斜磁場コイルの構成及び動作につい
て説明する。図9は、従来の平板型のX軸方向傾斜磁場コ
イル（X傾斜磁場コイル）及びY軸方向傾斜磁場コイル
（以下、Y傾斜磁場コイルという）の一例を示してい
る。図9（a）はX傾斜磁場コイルを、図9（b）はY傾斜磁
場コイルを示し、それぞれ上側の部分のみ示している。
図9（a）において、X傾斜磁場コイル74は2個の略半円形
のコイル76a，76bとX傾斜磁場電源78とからなり、コイ
ル76a，76b間は図示の如く接続されている。X傾斜磁場
電源78から矢印で示す向きに電流を流すと、右側（X＞
0）のコイル76aでは紙面上向きの磁場が発生し、左側
（X＜0）のコイル76bでは紙面下向きの磁場が発生する
ので、X傾斜磁場コイル74全体としてはX軸方向の勾配磁
場が生成される。図9（b）において、Y傾斜磁場コイル8
0は2個の略半円形のコイル82a，82bとY傾斜磁場電源84
とから成り、コイル82a，82b間は図示の如く接続されて
いる。Y傾斜磁場電源84から矢印で示す向きに電流を流
すと上側（Y＞0）のコイル82ａでは紙面上向きの磁場が
発生し、下側（Y＜0）のコイル82bでは紙面下向きの磁
場が発生するので、Y傾斜磁場コイル80全体としては、Y
軸方向の勾配磁場が生成される。X傾斜磁場コイル74とY
傾斜磁場コイル80とは通常前者が外側に位置するよう
に、積層して、撮影空間9の上側に配置される。In the gradient magnetic field generating means of this embodiment shown in FIG. 8, the currents I 1 to I 1 output from the gradient magnetic field power supplies 70a to 70d are used.
By appropriately controlling the direction of the I 4, X at the same gradient coil, Y, it is possible to generate a three-axis direction of the gradient magnetic field Z. Before explaining the details, the conventional X
The configuration and operation of the gradient coil in the axial and Y-axis directions will be described. FIG. 9 shows an example of a conventional flat plate type X-axis direction gradient magnetic field coil (X gradient magnetic field coil) and Y-axis direction gradient magnetic field coil (hereinafter, referred to as Y gradient magnetic field coil). FIG. 9 (a) shows the X gradient magnetic field coil, and FIG. 9 (b) shows the Y gradient magnetic field coil. Only the upper part is shown.
In FIG. 9A, the X gradient magnetic field coil 74 includes two substantially semicircular coils 76a and 76b and an X gradient magnetic field power supply 78, and the coils 76a and 76b are connected as shown. When a current flows from the X gradient magnetic field power supply 78 in the direction indicated by the arrow, the right side (X>
The 0) coil 76a generates an upward magnetic field on the paper surface, and the left (X <0) coil 76b generates a downward magnetic field on the paper surface, so that the X gradient magnetic field coil 74 as a whole generates a gradient magnetic field in the X-axis direction. You. In FIG. 9B, the Y gradient coil 8
0 is two approximately semicircular coils 82a and 82b and a Y gradient magnetic field power supply 84
The coils 82a and 82b are connected as shown. When a current flows from the Y gradient magnetic field power supply 84 in the direction indicated by the arrow, an upper magnetic field is generated in the upper coil (Y> 0) 82a, and a lower magnetic field is generated in the lower (Y <0) coil 82b. Therefore, the Y gradient magnetic field coil 80 as a whole
An axial gradient magnetic field is generated. X gradient coil 74 and Y
Usually, the gradient magnetic field coil 80 is laminated and arranged above the imaging space 9 such that the former is located outside.
【００４４】次に本実施例の傾斜磁場発生手段について
説明する。図8において、左右方向をX軸方向、上下方向
をY軸方向とする。4個のコイル68a〜68dは、それぞれ2
個ずつ左右方向及び上下方向にきちんと並置されるよう
に配置されている。すなわち、コイル68aは右上側（X＞
0，Y＞0）、コイル68bは左上側（X＜0，Y＞0）、コイル
68cは右下側（X＞0，Y＜0）、コイル68dは左下側（X＜
0，Y＜0）にそれぞれ配置されている。4個のコイル68a
〜68dの発生する磁場はそれぞれに接続された傾斜磁場
電源70a〜70dから出力される電流Ｉ1〜Ｉ4の向きによっ
て、紙面の上向き又は下向き（以下、単に上向き又は下
向きという）に変化する。ここで、傾斜磁場電源70a〜7
0ｄの電流Ｉ1〜Ｉ4の向き及び大きさは電流制御手段72
によって制御されるが、以下の動作例説明では簡単のた
め電流Ｉ1〜Ｉ4の大きさは4個のコイル68ａ〜68ｄで同
じになるように制御されているものとする。Next, the gradient magnetic field generating means of this embodiment will be described. In FIG. 8, the left-right direction is the X-axis direction, and the up-down direction is the Y-axis direction. The four coils 68a to 68d are each 2
They are arranged so as to be properly juxtaposed one by one in the horizontal direction and the vertical direction. That is, the coil 68a is located on the upper right side (X>
0, Y> 0), coil 68b is upper left (X <0, Y> 0), coil
68c is the lower right side (X> 0, Y <0), and the coil 68d is the lower left side (X <0
0, Y <0). 4 coils 68a
By the direction of the current I 1 ~I 4 output from the gradient power supply 70a~70d magnetic field generated by the ~68d are connected to each paper upward or downward (hereinafter, simply referred to as up or down) changes. Here, the gradient magnetic field power supplies 70a to 7
The direction and magnitude of the currents I 1 to I 4 of 0 d are determined by the current control means 72.
In the following description of the operation example, for simplicity, it is assumed that the magnitudes of the currents I 1 to I 4 are controlled to be the same for the four coils 68a to 68d.
【００４５】先ず、図8と図10（ａ）を用いてX軸方向の
勾配磁場を生成する場合の動作について説明する。図8
において、右側（X＞0）の2個のコイル68a，68cに、そ
れらのコイルが上向きの磁場を発生するように、傾斜磁
場電源70a，70cから矢印の向きの電流Ｉ1，Ｉ3を出力す
る。左側（X＜0）の2個のコイル68b，68dに、それらの
コイルが下向きの磁場を発生するように、傾斜磁場電源
70b、70dから矢印とは逆向きの電流Ｉ2，Ｉ4を出力す
る。このように電流Ｉ1〜Ｉ4を制御することによって、
図10（a）に示す如く、右側（X＞0）の2個のコイル68
a、68cによって上向きの磁場が生成され、左側（X＜0）
の2個のコイル68b，68dによって下向きの磁場が生成さ
れるので、傾斜磁場コイル68全体としてはX軸方向の勾
配磁場（X＞0の領域で上向き）が生成される。この勾配
磁場は、図9（a）のX傾斜磁場コイル74によって生成さ
れたX軸方向の勾配磁場とほぼ同じものである。First, the operation for generating a gradient magnetic field in the X-axis direction will be described with reference to FIGS. 8 and 10A. Fig. 8
In the two coils 68a of the right (X> 0), the 68c, so that their coil generates an upward magnetic field, gradient magnetic field power supply 70a, a current I 1, I 3 the direction of the arrow from 70c output I do. A gradient magnetic field power supply is applied to the two coils 68b and 68d on the left (X <0) so that the coils generate a downward magnetic field.
Currents I 2 and I 4 in the directions opposite to the arrows are output from 70b and 70d. By controlling the currents I 1 to I 4 in this manner,
As shown in FIG. 10 (a), two coils 68 on the right side (X> 0)
a, 68c generates an upward magnetic field, left side (X <0)
A downward magnetic field is generated by the two coils 68b and 68d, so that the gradient magnetic field coil 68 as a whole generates a gradient magnetic field in the X-axis direction (upward in a region where X> 0). This gradient magnetic field is almost the same as the gradient magnetic field in the X-axis direction generated by the X gradient magnetic field coil 74 of FIG.
【００４６】次に、図8と図10（b）を用いてY軸方向の
勾配磁場を生成する場合の動作について説明する。図8
において、上側（Y＞0）の2個のコイル68a，68bに、そ
れらのコイルが上向きの磁場を発生するように、傾斜磁
場電源70a，70bから矢印の向きの電流Ｉ1、Ｉ2を出力す
る。下側（Y＜0）の2個のコイル68c，68dに、それらの
コイルが下向きの磁場を発生するように、傾斜磁場電源
70c，70dから矢印とは逆向きの電流Ｉ3，Ｉ4を出力す
る。このように電流Ｉ1〜Ｉ4を制御することによって、
図10（b）に示す如く、上側（Y＞0）の2個のコイル68
a，68bによって上向きの磁場が生成され、下側（Y＜0）
の2個のコイル68c，68dによって下向きの磁場が生成さ
れるので、傾斜磁場コイル68全体としてはY軸方向の勾
配磁場（Y＞0の領域で上向き）が生成される。この勾配
磁場は図9（b）のY傾斜磁場コイル80によって生成され
たY軸方向の勾配磁場とほぼ同じものである。Next, an operation for generating a gradient magnetic field in the Y-axis direction will be described with reference to FIGS. 8 and 10B. Fig. 8
, Currents I 1 and I 2 in the directions of arrows are output from the gradient magnetic field power supplies 70a and 70b so that the two coils 68a and 68b on the upper side (Y> 0) generate an upward magnetic field. I do. A gradient magnetic field power supply is applied to the lower two coils (Y <0) so that the two coils 68c and 68d generate a downward magnetic field.
Currents I 3 and I 4 opposite to the arrows are output from 70c and 70d. By controlling the currents I 1 to I 4 in this manner,
As shown in FIG. 10B, the upper two coils 68 (Y> 0)
a, 68b generates an upward magnetic field, lower side (Y <0)
Since the two coils 68c and 68d generate a downward magnetic field, the gradient coil 68 as a whole generates a gradient magnetic field in the Y-axis direction (upward in a region where Y> 0). This gradient magnetic field is substantially the same as the gradient magnetic field in the Y-axis direction generated by the Y gradient magnetic field coil 80 in FIG. 9B.
【００４７】以上説明した如く、図8のように4個のコイ
ル68a〜68ｄのそれぞれに4個の傾斜磁場電源70a〜70dを
接続し、その上でそれぞれの傾斜磁場電源70ａ〜70ｄの
電流Ｉ1〜Ｉ4の向き及び大きさを制御することにより、
1つの傾斜磁場コイル68にて、図9（ａ）のX傾斜磁場コ
イル74が生成する磁場と類似する図10（ａ）の磁場と、
図9（b）のY傾斜磁場コイル80が生成する磁場と類似す
る図10（b）の磁場の両方を生成することができる。As described above, as shown in FIG. 8, four gradient magnetic field power supplies 70a to 70d are connected to the four coils 68a to 68d, respectively, and the currents I of the respective gradient magnetic field power supplies 70a to 70d are further connected. By controlling the direction and size of 1 to I 4 ,
With one gradient magnetic field coil 68, a magnetic field of FIG. 10A similar to the magnetic field generated by the X gradient magnetic field coil 74 of FIG.
Both the magnetic field of FIG. 10B similar to the magnetic field generated by the Y gradient magnetic field coil 80 of FIG. 9B can be generated.
【００４８】また、本実施例では、Z軸方向の勾配磁場
も生成することができる。図8において、Z軸方向の勾配
磁場を生成するためには、上側（Z＞0）の傾斜磁場コイ
ル68Aを構成する4個のコイル68a〜68dに、それらのコイ
ルが上向きの磁場を発生するように、傾斜磁場電源70a
〜70dから矢印の向きの電流Ｉ1〜Ｉ4を出力し、下側の
傾斜磁場コイル（68B）（図示せず）を構成する4個のコ
イル（68e〜68h）にそれらのコイルが下向きの磁場を発
生するように、傾斜磁場電源（70e〜70h、図示せず）か
ら電流Ｉ1〜Ｉ4とは逆向きの電流（Ｉ5〜Ｉ8）を出力す
る。このように電流を制御することによって、Z軸方向
の勾配磁場が生成される。In this embodiment, a gradient magnetic field in the Z-axis direction can also be generated. In FIG. 8, in order to generate a gradient magnetic field in the Z-axis direction, these coils generate an upward magnetic field in four coils 68a to 68d constituting an upper (Z> 0) gradient magnetic field coil 68A. As the gradient power supply 70a
Outputs a current I 1 ~I 4 arrow direction from ～70D, lower four coils (68E～68h) in the coils that constitute the gradient coils (68B) (not shown) of a downward to generate a magnetic field, a gradient power supply (70E～70h, not shown) to the current I 1 ~I 4 from outputs the reverse current (I 5 ~I 8). By controlling the current in this way, a gradient magnetic field in the Z-axis direction is generated.
【００４９】上記の説明では、3つの勾配磁場を生成す
る場合について示したが、本実施例では、4個のコイル
に4個の傾斜磁場電源が接続されているので、傾斜磁場
電源からコイルに出力される電流の向きの組合せとして
は8通りとなり、上記した従来のX傾斜磁場、Y傾斜磁
場、Z傾斜磁場以外に、5通りの空間分布を持つ磁場を生
成することが可能である。実際には、下側の傾斜磁場コ
イルを構成する4個のコイルについてもコイル電流の向
きの組合せが8通りあるので、更に多数の空間分布を持
つ磁場を生成することができる。また、従来の傾斜磁場
コイルではX傾斜磁場とY傾斜磁場とZ傾斜磁場を生成す
るのに、X傾斜磁場コイルとY傾斜磁場コイルとZ傾斜磁
場コイルの３層のコイルを積層しなければならなかった
のに対し、本実施例では1層のコイルで３つの傾斜磁場
を生成することができるので、傾斜磁場コイルを薄くす
ることができ、撮影空間内での傾斜磁場コイルの占める
空間を小さくすることができる。その結果、撮影空間内
での被検体の占める空間を広くすることも可能となる。In the above description, the case where three gradient magnetic fields are generated has been described. In the present embodiment, since four gradient magnetic field power supplies are connected to four coils, the gradient magnetic field power supply is connected to the coils. There are eight combinations of the directions of the output currents, and it is possible to generate a magnetic field having five types of spatial distribution in addition to the above-described conventional X gradient magnetic field, Y gradient magnetic field, and Z gradient magnetic field. Actually, the four coils forming the lower gradient magnetic field coil also have eight combinations of coil current directions, so that a magnetic field having a larger number of spatial distributions can be generated. In addition, in order to generate an X gradient magnetic field, a Y gradient magnetic field, and a Z gradient magnetic field with the conventional gradient magnetic field coil, it is necessary to laminate three coils of the X gradient magnetic field coil, the Y gradient magnetic field coil, and the Z gradient magnetic field coil. In contrast to this, in the present embodiment, three gradient magnetic fields can be generated with a single-layer coil, so that the gradient magnetic field coils can be made thinner and the space occupied by the gradient magnetic field coils in the imaging space can be reduced. can do. As a result, the space occupied by the subject in the imaging space can be increased.
【００５０】本発明に係る傾斜磁場発生手段は、勾配磁
場を発生するためのコイルとしてだけでなく、同時に高
次エンコードの磁場を発生するためのコイルとしても、
シムコイルとしても、用いることができる。このため、
以下の実施例では、高次エンコードの磁場を発生するた
めに用いられる場合の例と、シムコイルとして用いられ
る場合の例について説明する。The gradient magnetic field generating means according to the present invention can be used not only as a coil for generating a gradient magnetic field but also as a coil for simultaneously generating a magnetic field for higher-order encoding.
It can also be used as a shim coil. For this reason,
In the following embodiments, an example in which the magnetic field is used to generate a high-order encoded magnetic field and an example in which the magnetic field is used as a shim coil will be described.
【００５１】最初に、高次エンコードの磁場を発生する
ためのコイルとして用いられる場合の実施例を、本発明
に係る傾斜磁場発生手段の第5の実施例として説明す
る。ここでは、第1の実施例で生成した高次の磁場を用
いた高次エンコードの例について取り上げる。前述の如
く、第1の実施例の傾斜磁場発生手段を使用した場合、
図2の勾配磁場（従来のX軸方向の勾配磁場と同じ）と図
3の高次の磁場を生成することができる。先ず、従来の
傾斜磁場コイルを用いて、通常の勾配磁場を発生させて
円筒ファントムを撮影すると、図11に示したようなMR画
像が得られる。次に、上記の円筒ファントムの撮影にお
いて、図3に示した高次エンコードの磁場を印加し、帯
域を挟めたRFパルスによって励起すると、図12の斜線を
施した領域のみ励起されるので、撮影されるMR画像は図
13のようになる。First, a fifth embodiment of the gradient magnetic field generating means according to the present invention will be described as an embodiment in the case where it is used as a coil for generating a high-order encoded magnetic field. Here, an example of higher-order encoding using a higher-order magnetic field generated in the first embodiment will be described. As described above, when the gradient magnetic field generating means of the first embodiment is used,
Fig. 2 Gradient magnetic field (same as conventional X-axis gradient magnetic field)
3 higher order magnetic fields can be generated. First, when a conventional gradient magnetic field coil is used to generate a normal gradient magnetic field and photograph a cylindrical phantom, an MR image as shown in FIG. 11 is obtained. Next, in the above-described imaging of the cylindrical phantom, when the magnetic field of the high-order encoding shown in FIG. 3 is applied and excited by the RF pulse sandwiching the band, only the hatched region in FIG. 12 is excited. MR image shown
It looks like 13.
【００５２】また、上記の例で、RFパルスの帯域幅を狭
めるか、高次エンコードの磁場の磁場強度を強くする
と、図12における励起領域は小さくなり、より選択的に
励起することができる。また、高次エンコードの磁場に
加えて、通常のX，Y，Zの3軸方向の勾配磁場を印加する
と、その磁場強度に応じて、選択領域はX，Y，Zの各軸
方向にシフトさせることが可能となる。Further, in the above example, when the bandwidth of the RF pulse is narrowed or the magnetic field strength of the high-order encoding magnetic field is increased, the excitation region in FIG. 12 is reduced, and the excitation can be performed more selectively. When a gradient magnetic field in the normal X, Y, and Z directions is applied in addition to the magnetic field of the higher-order encoding, the selected area is shifted in the X, Y, and Z directions according to the strength of the magnetic field. It is possible to do.
【００５３】本実施例の傾斜磁場発生手段を用いた高次
エンコードは、主として3次元空間内の選択的励起など
に適用することができる。これまでの線形の勾配磁場を
単純に用いた場合には、撮影空間内のスライスを限定し
て選択することができたが、本発明の高次エンコードの
ための傾斜磁場コイルを併用した場合には、特定の領域
を限定して励起することが可能となる。すなわち、選択
していない領域からのノイズを受けることがなくなり、
MRspectroscopy（MRS）等のノイズに敏感な撮影におい
ては、特定の領域の信号を高S／Nで検出することが可能
となる。The high-order encoding using the gradient magnetic field generating means of this embodiment can be applied mainly to selective excitation in a three-dimensional space. In the case where the conventional linear gradient magnetic field was simply used, the slice in the imaging space could be limited and selected, but when the gradient magnetic field coil for higher-order encoding of the present invention was used together, Can be excited by limiting a specific region. In other words, noise from the non-selected area is not received,
In imaging that is sensitive to noise such as MR spectroscopy (MRS), a signal in a specific area can be detected with a high S / N.
【００５４】次に、シムコイルとして用いられる場合の
実施例を、本発明に係る傾斜磁場発生手段の第6の実施
例として説明する。本実施例では、従来のシムコイルが
担っていた静磁場のシミング機能を傾斜磁場発生手段に
て肩代わりするものである。このため、前もって従来の
シムコイルの構成と動作について、MRI装置の全体構成
を示した図14を参照しながら説明する。図14において、
シムコイル2とシムコイル電源11は、傾斜磁場コイル3及
び傾斜磁場電源10とは別個に配設されている。シムコイ
ル2が補正する静磁場の誤差は3次元空間内で複雑な分布
をしているため、一般的にはシムコイル２は複数チャン
ネルの高次の磁場を発生する複数個のコイルを備え、シ
ムコイル電源11はそれぞれのコイルに接続される複数個
の独立の電源を備えている。Next, an embodiment in which the gradient coil is used as a shim coil will be described as a sixth embodiment of the gradient magnetic field generating means according to the present invention. In this embodiment, the gradient magnetic field generating means replaces the static magnetic field shimming function that the conventional shim coil has. For this reason, the configuration and operation of the conventional shim coil will be described in advance with reference to FIG. 14 showing the overall configuration of the MRI apparatus. In FIG.
The shim coil 2 and the shim coil power supply 11 are provided separately from the gradient magnetic field coil 3 and the gradient magnetic field power supply 10. Since the static magnetic field error corrected by the shim coil 2 has a complicated distribution in a three-dimensional space, the shim coil 2 generally includes a plurality of coils for generating a high-order magnetic field of a plurality of channels, and a shim coil power supply. 11 has a plurality of independent power supplies connected to each coil.
【００５５】このようなシムコイル2の構成、配置に
て、磁場均一度の補正は以下の手順で行われる。先ず、
方法は問わないが、静磁場の誤差の大きさを測定する。
次に、静磁場の誤差成分を球面調和関数にて展開する。
例えば、1次成分（x，y，z）、2次成分（xy，yz，zx，z
2−r 2/２，x 2−y 2） 等に分解する。With such a configuration and arrangement of the shim coil 2, the correction of the magnetic field uniformity is performed in the following procedure. First,
Although the method is not limited, the magnitude of the error of the static magnetic field is measured.
Next, the error component of the static magnetic field is developed by a spherical harmonic function.
For example, a primary component (x, y, z), a secondary component (xy, yz, zx, z)
2 -r 2/2, x 2 -y 2) Decompose into etc.
【００５６】次に、それぞれの項を発生するシムコイル
にそれぞれの項に応じた電流を通電する。このとき、
x，ｙ，z成分については、傾斜磁場コイルに普通に電流
を流すことにより発生することができるので、従来は２
次成分以上の項について、それぞれシムコイル２とシム
コイル電源11を用意して、それぞれ独立に流す電流量を
決定していた。Next, a current corresponding to each term is supplied to the shim coil generating each term. At this time,
Since the x, y, and z components can be generated by passing a normal current through a gradient magnetic field coil, the conventional two components are used.
For the terms above the next component, the shim coil 2 and the shim coil power supply 11 were prepared, and the amount of current flowing independently was determined.
【００５７】これに対し、本実施例の傾斜磁場発生手段
では、高次エンコードのためのコイルによって生成され
る磁場が、例えば上記の2次成分のうちの1つの項の磁場
に対応すれば、シムコイルの代りに、高次エンコードの
ためのコイルに通電することにより、シムコイルとして
の機能を発揮することができる。その結果、その1つの
項を分担するシムコイル及びシムコイル電源を省くこと
が可能となる。上記の2次成分のうちの他の項について
も、また3次以上の成分についても、同様に高次エンコ
ードのためのコイルにて、シムコイルの肩代りが可能と
なる。On the other hand, in the gradient magnetic field generating means of the present embodiment, if the magnetic field generated by the coil for higher-order encoding corresponds to, for example, the magnetic field of one of the above-described secondary components, By energizing the coil for higher-order encoding instead of the shim coil, the function as the shim coil can be exhibited. As a result, it is possible to omit the shim coil and the shim coil power supply that share the one term. Regarding the other terms of the above-mentioned second-order components, and the third-order and higher-order components, a shim coil can be replaced by a coil for higher-order encoding.
【００５８】本実施例の傾斜磁場発生手段では、1チャ
ンネルの傾斜磁場コイルに対して、2個以上の傾斜磁場
電源が接続されているので、これらの電源から出力され
る電流を独立して制御することにより、1次項の磁場、2
次以上の高次項の磁場について、それぞれの大きさを独
立に生成することが可能となる。この結果、従来のシム
コイル及びシムコイル電源の個数を低減し、もしくは無
くすことができるので、装置のコスト低減に寄与する。In the gradient magnetic field generating means of the present embodiment, two or more gradient magnetic field power supplies are connected to the one-channel gradient magnetic field coil, so that the currents output from these power supplies are controlled independently. By doing, the magnetic field of the first order, 2
It is possible to independently generate the magnitude of each of the magnetic fields of higher-order terms than the next. As a result, the number of conventional shim coils and the number of shim coil power supplies can be reduced or eliminated, which contributes to cost reduction of the apparatus.
【００５９】[0059]
【発明の効果】以上説明した如く、本発明によれば、傾
斜磁場コイルの少なくとも1つのチャンネルに属する複
数個のコイルに対して、複数個の傾斜磁場電源を接続し
て、傾斜磁場電源から出力される電流の向きと大きさを
独立して制御することにより、勾配磁場に加えて、高次
の空間分布の磁場を生成することができるので、これら
の磁場を高次エンコードや静磁場のシミングに利用する
ことができる。その結果、シムコイルに要するコストの
低減、高次エンコード傾斜磁場コイルの低コストでの提
供が可能となる（請求項1）。As described above, according to the present invention, a plurality of gradient magnetic field power supplies are connected to a plurality of coils belonging to at least one channel of a gradient magnetic field coil, and an output from the gradient magnetic field power supply is provided. Independently controlling the direction and magnitude of the generated current, in addition to the gradient magnetic field, it is possible to generate a magnetic field with a higher spatial distribution, so that these magnetic fields can be encoded by higher-order encoding or shimming of static magnetic fields. Can be used for As a result, the cost required for the shim coil can be reduced, and the high-order encoding gradient magnetic field coil can be provided at low cost (claim 1).
【００６０】また、本発明によれば、傾斜磁場コイルに
属する複数個のコイルに、複数個の傾斜磁場電源が接続
され、傾斜磁場電源からコイルに出力される電流の向き
や大きさを制御できるように構成されているので、コイ
ルの電流を独立して制御することにより、傾斜磁場電源
の数に応じて、撮影空間に3軸方向の勾配磁場や高次の
磁場など、種々の空間分布の磁場を生成することができ
る。更に、1層の傾斜磁場コイルにて、3軸方向の勾配磁
場を生成することができるので、傾斜磁場コイルの構造
の簡略化が図れるとともに、傾斜磁場コイルの厚さを薄
くすることができ、撮影空間内での傾斜磁場コイルの占
める空間を小さくすることができる（請求項2）。Further, according to the present invention, a plurality of gradient magnetic field power supplies are connected to a plurality of coils belonging to the gradient magnetic field coil, and the direction and magnitude of the current output from the gradient magnetic field power supply to the coil can be controlled. By controlling the coil current independently, various spatial distributions such as three-axis gradient magnetic fields and higher-order magnetic fields can be created in the imaging space according to the number of gradient magnetic field power supplies. A magnetic field can be generated. Furthermore, since a gradient magnetic field in three axial directions can be generated by a single-layer gradient magnetic field coil, the structure of the gradient magnetic field coil can be simplified, and the thickness of the gradient magnetic field coil can be reduced. The space occupied by the gradient magnetic field coil in the imaging space can be reduced (claim 2).
【図１】本発明に係る傾斜磁場発生手段の第1の実施
例。FIG. 1 shows a first embodiment of a gradient magnetic field generating means according to the present invention.
【図2】図19の従来例の場合に生成されるX軸方向の勾配
磁場の例。2 is an example of a gradient magnetic field in the X-axis direction generated in the case of the conventional example in FIG.
【図3】第1の実施例の傾斜磁場発生手段によって生成さ
れる新しい高次の磁場の例。FIG. 3 is an example of a new higher-order magnetic field generated by the gradient magnetic field generation unit of the first embodiment.
【図4】本発明に係る傾斜磁場発生手段の第２の実施
例。FIG. 4 is a second embodiment of the gradient magnetic field generation unit according to the present invention.
【図5】第２の実施例の傾斜磁場発生手段によって生成
される新しい高次の磁場の例。FIG. 5 is an example of a new higher-order magnetic field generated by the gradient magnetic field generator of the second embodiment.
【図6】本発明に係る傾斜磁場発生手段の第３の実施
例。FIG. 6 is a third embodiment of the gradient magnetic field generation unit according to the present invention.
【図7】第３の実施例の傾斜磁場発生手段によって生成
される新しい高次の磁場の例。FIG. 7 is an example of a new higher-order magnetic field generated by the gradient magnetic field generator of the third embodiment.
【図8】本発明に係る傾斜磁場発生手段の第４の実施
例。FIG. 8 shows a fourth embodiment of the gradient magnetic field generating means according to the present invention.
【図9】従来のX軸方向傾斜磁場コイル及びY軸方向傾斜
磁場コイルの一例。FIG. 9 is an example of a conventional X-axis direction gradient magnetic field coil and Y-axis direction gradient magnetic field coil.
【図10】第4の実施例の勾配磁場発生時の動作を説明す
るための図。FIG. 10 is a diagram for explaining the operation of the fourth embodiment when a gradient magnetic field is generated.
【図11】従来の傾斜磁場コイルを用いて通常の勾配磁場
を発生させて円筒ファントムを撮影した場合のMR画像。FIG. 11 is an MR image obtained by imaging a cylindrical phantom by generating a normal gradient magnetic field using a conventional gradient magnetic field coil.
【図12】図3の磁場を用いた高次エンコードによって励
起される領域。FIG. 12 is a region excited by higher-order encoding using the magnetic field of FIG. 3;
【図13】図3の磁場を用いた高次エンコード励起によっ
て撮影された円筒ファントムのMR画像。13 is an MR image of a cylindrical phantom taken by higher-order encoding excitation using the magnetic field of FIG.
【図14】MRI装置の全体構成の一例。FIG. 14 is an example of the overall configuration of an MRI apparatus.
【図15】X軸方向の勾配磁場を発生する平板型のX傾斜磁
場コイル。FIG. 15 is a flat X-gradient coil generating a gradient magnetic field in the X-axis direction.
【図16】X，Y，Zの3チャンネルの平板型傾斜磁場コイル
の例。FIG. 16 shows an example of a flat channel gradient magnetic field coil having three channels of X, Y, and Z.
【図17】円筒型X傾斜磁場コイルの一例。FIG. 17 shows an example of a cylindrical X gradient magnetic field coil.
【図18】図15のX傾斜磁場コイルでの電流の流し方の
例。18 is an example of a current flowing method in the X gradient magnetic field coil of FIG.
【図19】X傾斜磁場コイルと傾斜磁場電源との接続の他
の例。FIG. 19 shows another example of connection between an X gradient magnetic field coil and a gradient magnetic field power supply.
１…静磁場発生磁石 ２…シムコイル ３…傾斜磁場コイル ４…送信コイル ５…受信コイル ６…被検体 ７…寝台 ８…シールドルーム ９…撮影空間 10…傾斜磁場電源 11…シムコイル電源 12…高周波増幅器 13…高周波増幅検出器 14…A／D変換器 15…シーケンサ 16…シンセサイザ 17…画像処理装置（ワークステーション） 18…入力装置 19…モニタ（表示装置） 20…高周波プリアンプ 21a…上側X傾斜磁場コイル 21b…下側X傾斜磁場コイル 22a，22b，22c，22d，26a，26b，26c，26d，50a，50b，
50c，50d，56a，56b，56c，56d，62a，62b，62c，62d，
68a，68b，68c，68d，76a，76b，82a，82b…コイル 23a…上側Y傾斜磁場コイル 23b…下側Y傾斜磁場コイル 24a…上側Z傾斜磁場コイル 24b…下側Z傾斜磁場コイル 50，56，62，74…X傾斜磁場コイル 52a，52ｂ，58ａ，58ｂ，64ａ，64ｂ，64ｃ，64ｄ，70
ａ，70ｂ，70ｃ，70ｄ，78，84…傾斜磁場電源 54，60，66，72…電流制御手段 68A…上側傾斜磁場コイル 80…Y傾斜磁場コイルDESCRIPTION OF SYMBOLS 1 ... Static magnetic field generating magnet 2 ... Shim coil 3 ... Gradient magnetic field coil 4 ... Transmitting coil 5 ... Receiving coil 6 ... Subject 7 ... Bed 8 ... Shield room 9 ... Imaging space 10 ... Gradient magnetic field power supply 11 ... Shim coil power supply 12 ... High frequency amplifier 13 ... High frequency amplification detector 14 ... A / D converter 15 ... Sequencer 16 ... Synthesizer 17 ... Image processing device (work station) 18 ... Input device 19 ... Monitor (display device) 20 ... High frequency preamplifier 21a ... Upper X gradient magnetic field coil 21b: Lower X gradient magnetic field coil 22a, 22b, 22c, 22d, 26a, 26b, 26c, 26d, 50a, 50b,
50c, 50d, 56a, 56b, 56c, 56d, 62a, 62b, 62c, 62d,
68a, 68b, 68c, 68d, 76a, 76b, 82a, 82b ... coil 23a ... upper Y gradient magnetic field coil 23b ... lower Y gradient magnetic field coil 24a ... upper Z gradient magnetic field coil 24b ... lower Z gradient magnetic field coil 50, 56 , 62, 74 ... X gradient magnetic field coils 52a, 52b, 58a, 58b, 64a, 64b, 64c, 64d, 70
a, 70b, 70c, 70d, 78, 84 ... gradient power supply 54, 60, 66, 72 ... current control means 68A ... upper gradient magnetic field coil 80 ... Y gradient magnetic field coil
Claims (2)
源と、撮影空間に勾配磁場を生成する傾斜磁場コイル
と、傾斜磁場コイルに電流を供給する傾斜磁場電源とを
備えた磁気共鳴イメージング装置において、前記傾斜磁
場コイルの少なくとも１つのチャンネルに属する複数個
のコイルに対して、複数個の傾斜磁場電源が接続され、
傾斜磁場電源から出力される電流の向きと大きさを独立
して制御することにより、前記勾配磁場に加えて、これ
と異なる空間分布の磁場を生成することができることを
特徴とする磁気共鳴イメージング装置。1. A magnetic resonance imaging system comprising: a static magnetic field generating source for generating a static magnetic field in an imaging space; a gradient coil for generating a gradient magnetic field in the imaging space; and a gradient power supply for supplying a current to the gradient magnetic field coil. In the apparatus, a plurality of gradient power supplies are connected to a plurality of coils belonging to at least one channel of the gradient coil,
By independently controlling the direction and magnitude of the current output from the gradient magnetic field power supply, it is possible to generate a magnetic field having a spatial distribution different from the gradient magnetic field in addition to the gradient magnetic field. .
源と、撮影空間に勾配磁場を生成する傾斜磁場コイル
と、傾斜磁場コイルにコイル電流を供給する傾斜磁場電
源とを備えた磁気共鳴イメージング装置において、前記
傾斜磁場コイルに属する複数個のコイルに複数個の傾斜
磁場電源が接続され、個々の傾斜磁場電源から出力され
る電流の向きと大きさを独立して制御することにより、
Ｘ、Ｙ、Ｚの３軸方向の勾配磁場に加えて、これらと異
なる空間分布の磁場を生成することができることを特徴
とする磁気共鳴イメージング装置。2. A magnetic resonance system comprising: a static magnetic field generating source for generating a static magnetic field in an imaging space; a gradient magnetic field coil for generating a gradient magnetic field in the imaging space; and a gradient magnetic field power supply for supplying a coil current to the gradient magnetic field coil. In the imaging device, a plurality of gradient magnetic field power supplies are connected to a plurality of coils belonging to the gradient magnetic field coil, and by independently controlling the direction and magnitude of current output from each gradient magnetic field power supply,
A magnetic resonance imaging apparatus capable of generating a magnetic field having a spatial distribution different from these in addition to gradient magnetic fields in the X-, Y-, and Z-axis directions.
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP2001100450A JP2002291716A (en) | 2001-03-30 | 2001-03-30 | Magnetic resonance imaging apparatus with high-order encoding gradient magnetic field coil |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP2001100450A JP2002291716A (en) | 2001-03-30 | 2001-03-30 | Magnetic resonance imaging apparatus with high-order encoding gradient magnetic field coil |
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|---|---|
| JP2002291716A true JP2002291716A (en) | 2002-10-08 |
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ID=18953892
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Country Status (1)
| Country | Link |
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| JP (1) | JP2002291716A (en) |
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- 2001-03-30 JP JP2001100450A patent/JP2002291716A/en active Pending
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