JP2002516477A - 磁石用コイル及びその製造方法 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】 湾曲した巻き型（５１）を準備し、その巻き型の周囲に電気導体（４２）を設置するステップを含み、上記の湾曲した巻き型を準備するステップが、溝（５４）付きの弾性材料でその巻き型を製造することを含む磁石用のコイルを製造する方法。

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】 （発明の分野） 本発明は、磁石用コイル及び磁石用コイルの製造方法に関する。更に詳しくは
、勾配コイル及び勾配コイルの製造方法に関し、特に磁気共鳴画像（ａ ｍａｇ
ｎｅｔｉｃｒｅｓｏｎａｎｃｅ ｉｍａｇｉｎｇ；ＭＲＩ）システムに使用する
ための勾配コイル（ｇｒａｄｉｅｎｔｃｏｉｌ）に関する。

【０００２】 （発明の背景） 現在、ＭＲＩシステムは種々の人体部分を調査するのに使用されている。この
システムは非ゼロ磁気モーメント（ｎｏｎ−ｚｅｒｏ ｍａｇｎｅｔｉｃ ｍｏ
ｍｅｎｔ）（即ち「スピン」）を有する原子核によって示される核現象に基づく
ものである。このような原子核が静的で均一な磁界中に置かれると、原子核のス
ピンが磁界によってその静止磁界に一致するか或いはこれと反対になるように整
列させられる。原子核のスピンは静止しておらず、磁界によって規定された軸を
中心に歳差運動を行う。スピンの歳差運動の周波数は「ラーモア回転数“Ｌａｒ
ｍｏｒ ｆｒｅｑｕｅｎｃｙ”」ω_ｏとして知られている。ラーモア回転数はω
_ｏ＝γＢｏで与えられ、ここでγは原子核の磁気回転比（ｇｙｒｏｍａｇｎｅｔ
ｉｃ ｒａｔｉｏ）であり、Ｂｏは印加された磁界である。水素原子核に対して
は、γ＝４２．５７ＭＨｚ／Ｔとなる。

【０００３】 原子核スピンが静止磁界Ｂｏ内で整列させられたときに、交番磁界Ｂ１を印加
することによってスピンを「動かす“ｆｌｉｐ”」ことができる。これを行うた
めには、交番磁界は静止磁界に対して９０度の角度をなし、実質的にラーモア回
転数で交番する必要がある。この交番磁界Ｂ１が印加されるときスピンは自らＢ
１に平行に整列しようとし、交番磁界が除去されるとスピンは静止磁界Ｂｏに一
致する元の状態に戻って落ちつく（ｒｅｌａｘ ｂａｃｋ）。スピンが交番磁界
に合わせて整列すると、縦方向（ｌｏｎｇｉｔｕｄｉｎａｌ ｄｉｒｅｃｔｉｏ
ｎ；Ｂｏに平行な方向）における磁化が減少し、横方向平面（ｔｒａｎｓｖｅｒ
ｓｅ ｐｌａｎｅ；即ちＢｏに垂直な平面）における磁化が増大し、交番磁界が
除去された場合に続いて起こるスピンの緩和（ｒｅｌａｘａｔｉｏｎ）によって
逆の効果が生じる。磁化におけるこれらの変化がＭＲＩのプロセスで検出され、
原子核の可視表示を与えるために処理される。

【０００４】 図１の符号１１は、ブロック図の形で表わした典型的なＭＲＩシステムを示す
。磁石１２は静止磁界Ｂｏを与える。原理的には、この磁石１２は超伝導磁石、
電磁石、或いは永久磁石のいずれであっもよい。しかし、大きな均質な静止磁界
を容易に提供するので、超伝導磁石が一般に使用されている。この磁石１２は、
静止磁界の中に患者を入れることを可能にする孔（ｂｏｒｅ）１２を備えている
。符号１４で示されている患者は、ベッド装置１６を用いて静止磁界内に位置す
るようにこの孔１３の中に入れられる。

【０００５】 送信機（トランスミッタ）２２によって発生し、マルチプレクサ２３と無線周
波数コイル装置２４を通じて印加される無線周波数（ｒａｄｉｏ ｆｒｅｑｕｅ
ｎｃｙ；Ｒ．Ｆ．）パルスは、整列したスピンを傾け（ｔｉｐ）て、例えばＸ，
Ｚ平面、Ｘ，Ｙ平面或いはＹ，Ｚ平面内で突起（ｐｒｏｊｅｃｔｉｏｎ）を生じ
るように作用する。これらのＸ，Ｙ及びＺは、ＭＲＩシステムを説明するのに使
用される符号２２１で示された仮想直交軸を参照して命名されており、ここでＺ
軸は前述の孔（ｂｏｒｅ ｈｏｌｅ）の軸と同心の軸であり、Ｙ軸は磁界の中心
から延びる垂直軸であり、Ｘ軸はこれらの軸に直交する水平軸である。

【０００６】 無線周波数パルスが除かれた後にスピンが再整列されると、スピンは自由誘導
減衰（ｆｒｅｅ ｉｎｄｕｃｔｉｏｎ ｄｅｃａｙ；Ｆ．Ｉ．Ｄ．）信号を発生
し、この信号は無線周波数コイル装置２４によって受信され、マルチプレクサを
経て受信回路２６に伝えられる。受信された信号は、この受信回路からコントロ
ーラ２５を経て画像処理装置（プロセッサ）２７に送られる。この画像処理装置
はディスプレーメモリ（メモリ）２８と連携して作動し、ディスプレー・モニタ
（ディスプレー）２９上に画像を表示する。無線周波数コイル装置２４は、Ｒ．
Ｆ．パルスの送信と受信のために別々のコイルを備えてもよいし、或いはその送
信と受信の両方のために同じコイル装置２４を使用するものであってもよいこと
に注意すべきである。

【０００７】 ＭＲＩ信号を空間的に分解するために、勾配コイル（ｇｒａｄｉｅｎｔ ｃｏ
ｉｌ）（図１には示されていない）によって静止磁界内にコード化信号が与えら
れる。典型的には、３組の勾配コイルがある。Ｘ勾配コイルはＸ軸に沿う静止磁
界の強度を変え、Ｙ勾配コイルはＸ軸に沿う静止磁界の強度を変え、Ｚ勾配コイ
ルはＺ軸に沿う静止磁界の強度を変える。例えばＸＺ軸のような他の軸に沿う静
止磁界の強度は、勾配コイルを２つ又は３つ組み合わせて使用して変えることが
できる。

【０００８】 これらのＸ，Ｙ，Ｚ勾配コイルは、それぞれ、Ｘグラディエント駆動装置１７
、Ｙグラディエント駆動装置１８、Ｚグラディエント駆動装置１９によって駆動
される。勾配コイルを用いて、患者の小さい体積要素内の原子核だけがＲ．Ｆ．
磁界Ｂ１の周波数に等しいラーモア回転数を持つように、静止磁界Ｂｏを修正す
ることが可能である。このことは、Ｆ．Ｉ．Ｄ．信号が患者の前述の体積要素内
の原子核だけから来ることを意味する。実際には、勾配コイルは電力増幅器等の
電源から時間的に変化する電流を供給され、原子核が印加されたｒ．ｆ．磁界の
周波数に等しいラーモア回転数を有する前述の体積要素が患者の全身にわたって
走査され（ｓｃａｎｎｅｄ）、患者の２次元又は３次元画像を作り上げる。

【０００９】 例えば、従来技術による典型的な勾配コイルのセットがＺ．Ｈ．Ｃｈｏ他によ
る「医学画像化の基礎“Ｆｏｕｎｄａｔｉｏｎｓ ｏｆ Ｍｅｄｉｃａｌ Ｉｍ
ａｇｉｎｇ”」（Ｗｉｌｅｙ Ｉｎｔｅｒｎａｔｉｏｎａｌ発行）に開示されて
おり、その概略が図２に示されている。Ｘ勾配コイルは図２（ａ）に示されてい
る。図２（ｂ）と図２（ｃ）は、それぞれ、Ｙ勾配コイルとＺ勾配コイルを示す
。

【００１０】 図２（ａ）と図２（ｂ）に示されているＸ勾配コイルとＹ勾配コイルは、サド
ルコイル（ｓａｄｄｌｅ ｃｏｉｌ）の形をなしていることが判るであろう。各
場合において、２つのサドルコイルはＺ＝０平面のそれぞれの側に設置されてい
る。 この従来技術においては、勾配コイルはチューブ状ベース（ｔｕｂｕｌａｒ
ｂａｓｅ）上に組立てられ、Ｚ勾配コイルはＸ勾配コイルの上に設けられ、最後
にＹ勾配コイルはＺ勾配コイルの上に設けられている（これらの勾配コイルの巻
き型（ｆｏｒｍｅｒ）上への設置順序はこの特定の順序に限定はされない）。

【００１１】 図２（ｃ）に示されているように、Ｚ勾配コイルはソレノイドの形をした軸方
向コイルである。これらの軸方向コイルは絶縁した巻き型内に予め形成されたス
ロット（ｓｌｏｔ）内に巻かれる。この巻き型はガラス繊維のチューブ内に溝（
ｇｒｏｏｖｅ）を機械加工して準備される。次にこのチューブは４つのセクショ
ンに分割され、これらはＸ勾配コイルのトープ（ｔｏｐｅ）部に接着される。次
にＺ勾配コイルが、銅線又は銅バー４２を用いて好ましくはガラス繊維製の巻き
型の溝４１に巻かれる。図３（ａ）は溝４１を示すこのような従来技術の巻き型
４０の側面図であり、図３（ｂ）は図３（ａ）の巻き型の端面図である。

【００１２】 Ｚ勾配コイルが励磁された場合にこれによって生じるノイズを減らすために、
巻き型４０の溝４１には、図３（ａ）の巻き型の拡大部分断面図である図４に示
されているようにゴムシート４３が詰め込まれている（ｌｉｎｅｄ）。このゴム
シート４３はショックアブソーバとして作用し、Ｚ勾配コイルの振動を減衰させ
、それによってコイルの最大加速度と使用時にコイルによって生じるノイズを減
少させる（この振動はコイルに作用する磁力によって動くコイルによって引き起
されるものである）。

【００１３】 したがって、Ｚ勾配コイルを組立てる従来の方法は高価なものとなることが判
る。特に、精密に機械加工された壁の薄いガラス繊維のチューブを更に四つのセ
クションに切断する構成は非常に高価なものとなる。更に、巻き型が所定位置に
接着された後に２回の巻線ステップが必要である。先ずはじめに、溝にゴムシー
トが詰め込まれ、次に銅線又は銅バーをゴムが詰められた溝内に巻付ける。

【００１４】 （発明の概要） 本発明の幾つかの好適実施例の第１の態様は、湾曲した巻き型、及びその巻き
型の周囲に電気導体を設置することを含み、前記湾曲した巻き型を備えるステッ
プが、 （ａ）偏平な或いは実質的に偏平な形状に巻き型を製造し、そして、 （ｂ）その巻き型を湾曲形状に曲げることを含む、磁石用のコイルを製造する
方法を提供する。

【００１５】 本発明のこの方法によれば、巻き型が一体物として作られ、次に下地部材（ｕ
ｎｄｅｒｌｙｉｎｇ ｃｏｍｐｏｎｅｎｔ）の周囲の所定位置に曲げられる。こ
のように、巻き型は偏平な成型エレメント（ｍｏｌｄｅｄ ｅｌｅｍｅｎｔ）で
作られ、これらは機械加工されたものよりもはるかに安価である。

【００１６】 一好適実施例においては、巻き型は弾性のある材料（ｒｅｓｉｌｉｅｎｔ ｍ
ａｔｅｒｉａｌ）で作られる。これによって、導体を巻く前に巻き型にゴム層を
設置する必要がなくなる。

【００１７】 本発明の幾つかの好適実施例の第２の態様は、コイルが弾性を有する巻き型と
その巻き型の周囲に設置された電気導体とを含む磁石用コイルを提供する。弾性
巻き型を使用することによって、巻き型と導体との間にゴムの層を設ける必要が
なくなる。

【００１８】 一好適実施例においては、巻き型はエラストマ材料（ｅｌａｓｔｏｍｅｒｉｃ ｍａｔｅｒｉａｌ）で作られている。

【００１９】 本発明はまた、その一好適実施例において、前述のように規定されたコイルを
含むＭＲＩシステムも提供する。本発明の一好適実施例においては、磁石がＭＲ
Ｉシステムの一つの勾配コイルを構成する。

【００２０】 本発明はまた、その一好適実施例において、弾性を有する巻き型の周囲に導体
を設置するステップを含む磁石用コイルの製造方法も提供する。 従って、本発明の一好適実施例によれば、 湾曲した巻き型を準備することと、 その巻き型の周囲に電気導体を設置することを含み、 上述の湾曲巻き型（ｃｕｒｖｅｄ ｆｏｒｍｅｒ）を準備するステップが、溝
付きの弾性のある材料（ｇｒｏｏｖｅｄ ｒｅｓｉｌｉｅｎｔ ｍａｔｅｒｉａ
ｌ）の巻き型を製造することを含む磁石用のコイルを製造する方法が提供される
。

【００２１】 好ましくは、上述の湾曲巻き型を準備することは、偏平な或いは実質的に偏平
な形状の巻き型を準備し、その巻き型を湾曲形状に曲げることを含む。

【００２２】 更に、本発明の一好適実施例によれば、 湾曲した巻き型を準備し、 この巻き型の周囲に電気導体を設置することを含み、 上述の湾曲巻き型を準備することが、 偏平な或いは実質的に偏平な形状に巻き型を作り、 その巻き型を湾曲形状に曲げることを含む磁石用のコイルを製造する方法が提
供される。

【００２３】 上記巻き型は溝を備え、その溝内に導体が設置されることが好ましい。 偏平或いは実質的に偏平な上記巻き型が成型（ｍｏｌｄｉｎｇ）によって形成
されることが好ましい。 この方法は、巻き型を曲げるステップの後に、その巻き型を固定する（ｓｅｃ
ｕｒｉｎｇ）ことを含むことが好ましい。 巻き型は可撓性を有する材料で作られることが望ましい。巻き型は弾性のある
材料で作られることが好ましい。 本発明の一好適実施例によれば、弾性のある巻き型とその巻き型の周囲に設置
された電気導体とを備える磁石用コイルが更に提供される。 巻き型はエラストマ材料で作られることが好ましい。 巻き型に溝が規定され、この溝内に電気的導体が設置されていることが好まし
い。 巻き型はチューブ状をなしていることが好ましい。

【００２４】 本発明の一好適実施例によれば、ＭＲＩシステムの勾配コイルを構成する本発
明によるコイルを備えたＭＲＩシステムが更に提供される。 本発明の一好適実施例によれば、更に、弾性を有する巻き型の周囲に電気導体
を設置するステップを含む磁石用コイルを製造する方法が提供される。

【００２５】 （発明の詳細な説明） 図５Ａ、図５Ｂ及び図６を参照する。本発明の好適実施例によれば、Ｚ勾配コ
イルが巻かれる巻き型は一体物として組立てられる。これは可撓性を有し、弾性
のある材料から偏平な巻き型５１として成型される。この成型プロセスの際に、
適宜な形状の型（ｍｏｌｄ）を使用してこの巻き型に溝が形成される。

【００２６】 巻き型５１は可撓性を有する材料で成型されるので、Ｘ勾配コイル或いは例え
ばガラス繊維製の他の下地部材５３の周囲に容易にチューブ形状に曲げることが
できる。成型された巻き型は、例えば接着等の適宜な手段によって下地部材の上
に固定される。巻き型が所定の位置に固定されると、従来からの適宜な巻付けプ
ロセスによって、この巻き型の溝の中にＺ勾配コイルを巻くことができる。 更に、巻き型は可撓性を有する弾性のある材料で成型されており、巻き型自体
が巻線の振動を減衰させるので、巻き型の溝に弾性シートを詰める必要はない。
このように、可撓性と弾性のある巻き型を使用することによって、コイルの製造
を更に簡単にすることができる。

【００２７】 図５Ａと図５Ｂは本発明の好適実施例による巻き型の側面図と端面図であり、
少なくとも一枚の偏平な巻き型シート５１がマンドレル（ｍａｎｄｒｉｌ）５３
の周囲に巻かれて接着される。この巻き型シートは溝５４を備えて形成される。
このシートは、図示のようにマンドレル内に形成されたスロットの中に入れ込む
（ｆｉｔ）か、或いは単純なシリンダ形部材の上に接着してもよい。図５Ａの点
線は巻き型シートの下にあるマンドレル表面を表わす。図６はシリンダに接着さ
れた巻き形シートの詳細を示す。巻き型シートと銅バーとの間に間隙が示されて
いるが、この巻き型は弾性を有しているので、銅バーに対して密着することがで
きることが理解されるべきである。

【００２８】 この巻き型シートは、Ｘ勾配コイルその他の下地部材（これらは典型的には６
００〜８００ｍｍの半径を有する）の周囲にチューブに曲げるのに充分にフレキ
シブルな弾性と電気絶縁性を有する任意の材料で作られる。好適な材料の一例と
して、例えばゴムや可撓性エポキシ樹脂材料等のようなエラストマ材料が挙げら
れる。

【００２９】 本発明の好適実施例においては、巻き型は偏平な可撓性を有し弾性のある材料
で作られているが、本発明はこれに限定されるものではない。例えば、従来の方
法におけるように二つ以上の湾曲した部品で作られるが、しかし弾性のある材料
で製造された巻き型を使用することもできる。このような巻き型を使用すること
によって、溝に弾性材料を詰めるステップを省略して、磁石の製造を或る程度簡
略化することができる。

【００３０】 逆に、電気導体の振動をすべて吸収するには充分でない弾性を有する材料を用
いて、偏平な巻き型としてこの巻き型を成型することもできる。 この巻き型がＸ勾配コイルその他の下地部材の周囲に一旦曲げられ、所定の位
置を占めると、電気導体を巻く前にこの巻き型にゴムを詰める必要がある。この
やり方では、可撓性を有する弾性巻き型を使用する利点が完全には得られないが
、それでも、巻き型を四つの部分に分割し、これらを個々にＸ勾配コイルその他
の下地部材の上に位置決めするステップを省略できるので、従来の方法よりも有
利である。

【００３１】 ＭＲＩシステム用の磁石のＺ勾配コイルに関して本発明を述べたが、本発明は
これに限定されるものてはない。本発明は、主（Ｂｏ）磁界を生成するためのＭ
ＲＩ用磁石の超伝導コイル或いは抵抗性コイル等の巻き型の周囲に巻かれる電気
導体を備えた任意の磁気装置に適用することができる。

【００３２】 本明細書で使用されている「備える（ｃｏｍｐｒｉｓｅ）」、「含む（ｉｎｃ
ｌｕｄｅ）」、「有する（ｈａｖｅ）」、又はこれらに関連する用語は「含んで
はいるが、必ずしもそれに限定はされない」ことを意味する。

【図面の簡単な説明】

【図１】 従来技術のＭＲＩシステムの概略構成図である。

【図２Ａ】 従来技術のＸ勾配コイルの概略構成図である。

【図２Ｂ】 従来技術のＹ勾配コイルの概略構成図である。

【図２Ｃ】 従来技術のＺ勾配コイルの概略構成図である。

【図３Ａ】 Ｚ勾配コイルが巻かれる従来技術の巻き型の側面図である。

【図３Ｂ】 図３Ａの巻き型の部分断面図である。

【図４】 図３Ａの拡大部分図である。

【図５Ａ】 本発明の好適実施例に係るＺ勾配コイルが形成される巻き型の側面図である。

【図５Ｂ】 図５Ａの巻き型の部分断面図である。

【図６】 図５Ａの拡大部分図である。

───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (72)発明者 アームストロング，アラン ジョージ ア ンドリューマーセル イギリス国，オックスフォード オーエッ クス201エルイー，ブラドン，フォリー ブリッジ Ｆターム(参考） 4C096 AA20 AB42 AD09 CB01 CB20 5E062 EE02 EE05

Claims (14)

【特許請求の範囲】
1. 【請求項１】 磁石用コイルを製造する方法であって、 湾曲した巻き型を準備することと、 該巻き型の周囲に電気導体を設置することとを含み、 前記湾曲した巻き型を準備することが、溝付きの弾性のある材料で前記巻き型
   を製造することを含む磁石用コイルを製造する方法。
2. 【請求項２】 前記湾曲した巻き型を準備することが、偏平な或いは実質的
   に偏平な形状の巻き型を準備し、該巻き型を湾曲形状に曲げることを含む請求項
   １に記載の磁石用コイルを製造する方法。
3. 【請求項３】 磁石用コイルを製造する方法であって、 湾曲した巻き型を準備することと、 該巻き型の周囲に電気導体を設置することを含み、 前記湾曲した巻き型を準備することが、 偏平な或いは実質的に偏平な形状に前記巻き型を製造することと、 該巻き型を湾曲形状に曲げることとを含む磁石用コイルを製造する方法。
4. 【請求項４】 前記巻き型が溝を含み、前記電気導体が該溝内に設置される
   請求項３に記載の磁石用コイルを製造する方法。
5. 【請求項５】 前記の偏平或いは実質的に偏平な巻き型が成型によって形成
   される請求項２から４までのいずれか１項に記載の磁石用コイルを製造する方法
   。
6. 【請求項６】 前記巻き型を曲げた後に、前記巻き型を固定することを更に
   含む請求項２から４までのいずれか１項に記載の磁石用コイルを製造する方法。
7. 【請求項７】 前記巻き型が可撓性を有する材料で作られる請求項１から６
   までのいずれか１項に記載の磁石用コイルを製造する方法。
8. 【請求項８】 前記巻き型が弾性のある材料で作られる請求項１から７まで
   のいずれか１項に記載の磁石用コイルを製造する方法。
9. 【請求項９】 コイルが弾性を有する巻き型と該巻き型の周囲に設置された
   電気導体とを含む磁石用コイル。
10. 【請求項１０】 前記巻き型がエラストマ材料で作られる請求項９に記載の
    磁石用コイル。
11. 【請求項１１】 前記巻き型内に溝が規定され、前記電気導体が該溝内に設
    置される請求項９又は１０に記載の磁石用コイル。
12. 【請求項１２】 前記巻き型がチューブ状である請求項９から１１までのい
    ずれか１項に記載の磁石用コイル。
13. 【請求項１３】 請求項９から１２までのいずれか１項に記載のコイルを含
    み、該コイルがＭＲＩシステムの勾配コイルを構成するＭＲＩシステム。
14. 【請求項１４】 弾性のある巻き型の周囲に電気導体を設置することを含む
    、磁石用コイルの製造方法。