JP2004136091A - 磁気共鳴イメージングのための勾配コイル装置 - Google Patents

Abstract

【課題】　電力蓄積の少ない勾配コイルを提供する。
【解決手段】　主勾配コイル（１８２）及び補正コイル（１８４）は、第１の撮影領域が与えられるように協動し、該主勾配コイル（１８２）は、第２の撮影領域が与えられるように作動する。有効勾配コイルについての第１の撮影領域に対応する第１電流密度を求め、これに関連する電流の符号を変えることなく、該第１の電流密度から電流を減少させることにより、第２の撮影領域に対応する第２の電流密度を計算し、主勾配コイル（１８２）についての幾何学的形状を求め、補正コイル（１８４）についての幾何学的形状を確定する。
【選択図】　　　図１

Description

　本発明の分野は、核磁気共鳴（ＮＭＲ）イメージング法及びシステムである。より具体的には、本発明は、電力蓄積の少ない勾配コイルを形成するための方法及び装置に関する。しかしながら、本発明は更に他の同様な用途に適用可能であることが理解されるであろう。

　人間の組織のような物質が均一な磁場（例えば、ｚ方向における分極磁場Ｂ₀）に置かれると、該組織におけるスピンの個々の磁気モーメントは、この分極磁場と一致するようになろうとするが、特有のラーモア周波数において不規則な順序でその周りを歳差運動する。物質すなわち組織がｘ−ｙ平面にあり、ラーモア周波数の近傍にある磁場（例えば、励起磁場Ｂ₁）に置かれた場合、一致した正味モーメント又は「縦方向の磁化」Ｍ_zは、該ｘ−ｙ平面の方向で回転し又は「傾いて」、正味横方向磁気モーメントＭ_tを生成することができる。励起信号Ｂ₁が終了した後、励起されたスピンにより信号が放出され、この信号を受信し処理して画像を形成することができる。

　これらの信号を利用して画像を生成するときには、磁場勾配（Ｇ_x、Ｇ_y、及びＧ_z）が用いられる。典型的には、画像形成されるべき領域は、用いられる特定の位置決め方法によってこれらの勾配が変化する測定サイクルのシーケンスにより走査される。結果として得られる受信されたＮＭＲ信号の組は、デジタル化され処理されて、多くの公知の再構成技法の１つを用いて画像を再構成する。

　イメージングのためにマグネットのボアの周りに勾配磁場を発生させるように勾配コイルを用いることは、核磁気共鳴イメージングの技術分野では知られている。一般に、患者は検査テーブルの上に位置付けられ、マグネットのボアに入れられる。マグネットはボア全体にわたり均一な磁場Ｂ₀を与える。勾配コイルがボアの周りに拡がり、エネルギを与えて時間的に変化する磁場を均一な磁場に重畳させる。

　従来の勾配コイルは固定の撮影領域（ＦＯＶ）を有する。一般に、ＦＯＶが大きい程、それぞれのコイルの有効定格が低下することがよく知られている。すなわち、大きなＦＯＶを有する勾配コイルは、所定の勾配強度と勾配スルーレートの積を生成するために、小さなＦＯＶを有する勾配コイルよりも、勾配磁場増幅器から高い電圧と電流の積を要求する。更に、所定の勾配磁場強度についてのピーク磁場は、所定のスルーレートについて大きなＦＯＶコイルの方が大きくなるため、大きなＦＯＶには高いｄＢ／ｄｔが伴い、このことは、末梢神経への刺激（ＰＮＳＴ）を増加させることになる。従って、高い勾配磁場出力と高いスルーレートとを必要とするイメージング・プロトコルは、一般に、小さなＦＯＶ勾配の組を備えたＭＲＩシステム上で実行される。

　上述の患者に対する生理的影響のために、勾配磁場の最大スイッチング速度（スルーレート）が制約される。時間的に変化する磁場は、導電性材料に電流を誘起させ、急激に変化する勾配磁場は、画像形成されている患者に電流を誘起させる可能性がある。幾つかの状況のもとでは、これらの誘起された電流は神経を刺激する可能性があり、これは末梢神経への刺激（ＰＮＳＴ）として知られている。従って、患者のために用いられるすべてのＭＲＩは、ＦＤＡ及び他の規制当局からの規制によって１つ又はそれ以上の磁場の変動率の制限に適合しなければならない。すなわち、現在のＭＲＩシステムでは、これに応じて勾配磁場のスルーレートを制限しなければならない。

　ヒト用に意図されたすべての勾配コイルの設計には、生理学的な制限がある。しかしながら、制限をもたらすスルーレートは、コイルの有効長に依存する。有効長Ｌは、必ずしもコイルの実際の長さではないことに留意されたい。有効コイル長は、勾配コイル内で見出される最大磁場強度（ｍＴ）を印加される勾配磁場強度（ｍＴ／ｍ）で割った割合である。有効コイル長は、長さの単位を有するが、コイル内のどのような物理的寸法にも関係しない。これは勾配コイルのアイソセンタから最大磁場変化の位置までの距離と混同するべきではない。最大磁場強度は、勾配コイル軸により生成された磁場の３つの成分全てのベクトル総和として定義される。

　ＭＲＩシステムにおける勾配磁場に、１つより多いＦＯＶを設けるために多くの改良が開発されてきた。１つの手法は、２組の勾配コイルを１つのシステムに統合して、２つの区別可能なＦＯＶサイズをもたらすことである。この手法によりコイルを製造することは比較的容易であるが、しかしながら、コイル効率は大幅に低下する。いわゆるツインコイルの設計は、多数のコイルと、及び限定された空間内に積層されるそれぞれのシールドを必要とする。しかしながら、コイル効率はシールドコイルの一次コイルからの分離に依存する。従って、ツインコイルの設計は、より効率の悪い動作をもたらすことになる。英国特許出願ＧＢ２，２９５，０２０号は、１つのコイル本体において、迅速な測定シーケンスのための勾配コイルと、従来の測定シーケンスのための活性可能な勾配コイルとを結合させるモジュラー勾配コイルシステムを述べている。迅速な測定シーケンスのための勾配コイルは、小さな線形体積を有し、勾配磁場の迅速なスイッチングを可能にする。２つのコイルの結合動作において、勾配コイルシステムは、緩慢にスイッチングされる勾配磁場を有する従来の測定シーケンスのための大きな線形性体積を有する。

　別の手法は、ＦＯＶを調整するために、勾配コイルの巻線の特定の部分を有効又は無効にすることを必要とする。米国特許第５，３１１，１３５号は、各々が導線の始まりと終わりのそれぞれに第１及び第２端子点を有し、並びに該端子点の間に少なくとも１つのタップ点を有する４つのサドル形コイルを有する磁気共鳴装置のための勾配コイルを教示する。この配置は、更に、スイッチング機構を含み、２つのコイルの各々が、端子点の間又は第１端子点とタッピング点との間のいずれかで電流を供給することができるようにする。この方法により、勾配コイルの少なくとも２つの異なる線形性体積を、例えば、イメージ形成されている領域の大きさに対応して設定することができる。有利には、ここで、多数の撮影領域が、一次及びシールド巻線の各々の１つの表面の上だけに最大限の分離を有して得られる。しかしながら、それぞれの巻線は、各々が異なる回路に分割され、個々に電流を供給できるようにする。発生された磁場が互いに増強するようにこれらの回路が駆動される場合に、大きな撮影領域モードが達成される。小さな撮影領域（高いスルーレート）モードは、１つの回路だけが用いられる場合、又は磁場が対向している場合にだけ達成される。このタイプのコイルは、「ツイン」コイルよりも効率的であるという利点がある。しかしながら、磁場の線形性を最適化することに関しては自由度が低下するという難点、また、多数の接続部が巻線間に必要になるため、コイルの構造が困難になるという難点を含む。

　同様に、少なくとも２つの制御可能な部分を有し、多数の領域をイメージングするために勾配磁場を発生させるための多数の制御状態を有する勾配コイルが、Ｋｉｍｍｌｉｎｇｅｎ他による、「Ｇｒａｄｉｅｎｔ　Ｓｙｓｔｅｍ　Ｐｒｏｖｉｄｉｎｇ　Ｃｏｎｔｉｎｕｏｕｓｌｙ　Ｖａｒｉａｂｌｅ　Ｆｉｅｌｄ　Ｃｈａｒａｃｔｅｒｉｓｔｉｃｓ（連続的に可変の磁場特性をもたらす勾配システム）」、Ｍａｇｎｅｔｉｃ　Ｒｅｓｏｎａｎｃｅ　ｉｎ　Ｍｅｄｉｃｉｎｅ、４７：８００（２００２）という論文に述べられている。この文献において、２つの領域のどちらも他方の部分集合ではない、少なくとも２つのイメージング小領域に関する勾配磁場を制御することにより、シミュレーションをトリガすることなく、迅速な高解像度の測定シーケンスを用いて、２つのイメージング小領域の合計から少なくとも導き出されるより大きな集合的なイメージング面積についてのＭＲ画像を抽出することが可能になる。
英国特許出願ＧＢ２，２９５，０２０号 米国特許第５，３１１，１３５号 Ｋｉｍｍｌｉｎｇｅｎ他による、「Ｇｒａｄｉｅｎｔ　Ｓｙｓｔｅｍ　Ｐｒｏｖｉｄｉｎｇ　Ｃｏｎｔｉｎｕｏｕｓｌｙ　Ｖａｒｉａｂｌｅ　Ｆｉｅｌｄ　Ｃｈａｒａｃｔｅｒｉｓｔｉｃｓ」、Ｍａｇｎｅｔｉｃ　Ｒｅｓｏｎａｎｃｅ　ｉｎ　Ｍｅｄｉｃｉｎｅ、４７：８００（２００２）

　付加的な「ツイン」コイル又は過剰のコイルを用いる勾配コイル構成は、費用がかかりかつ複雑である。更に、「ツイン」又は二重の撮影領域勾配コイルは、単一の撮影領域システムよりも効率が悪い。一般に、１つのコイルだけは効率的に設計することができるが、典型的には両方を損なうこととなる。更に、分離した回路を用いる勾配コイル構成は、一般に、１つの撮影領域について効率的であり、別の撮影領域については効率的ではない。効率的でない勾配コイルの構成は、付加的な空間を必要とし、過度の発熱をもたらす。従って、当該技術分野において、過度の複雑性や費用が無く、効率を改善し、多数の撮影領域の必要性及びスルーレートについての電流規制要件を満たす勾配コイルの設計の必要性がある。

　上述の及び他の欠点及び欠陥は、本明細書に開示される実施形態により克服又は軽減される。

　ＭＲイメージングシステムと共に用いるための可変撮影領域勾配コイル組立体における勾配コイルを構成する方法は、有効勾配コイルの第１の撮影領域に対応する第１の電流密度を求め、関連する電流の符号を変えることなく該第１の電流密度から電流を減少させることにより、第２の撮影領域に対応する第２の電流密度を計算し、主勾配コイルの幾何学的形状を求めて第２の撮影領域を与え、補正コイルの幾何学的形状を確定する、ことを含む。

　更に、第１の撮影領域に対応する有効勾配コイルの構成を求め、第２の撮影領域の主勾配コイルの幾何学的形状を求め、補正コイルの幾何学的形状を確定し、該主勾配コイルの戻り導線と補正コイルとが確実に実質的に重なるようにする、ことを含むＭＲイメージングシステムと共に用いるための可変撮影領域の勾配コイル組立体における電力蓄積を低減させる方法が開示される。

　ここでなされる別の開示は、ＭＲイメージングシステムと共に用いるための可変ＦＯＶを有する勾配コイル組立体であって、該勾配コイル組立体は、イメージング軸の周りに配設されて勾配磁場を生成する主勾配コイルと、イメージング軸の周りに配設され、戻り部分が該主勾配コイルの戻り部分と実質的に重なる状態で位置させられた補正コイルとを備える。主勾配コイル及び前述の補正コイルは、第１の撮影領域を与えるように協働し、主勾配コイルは、第２の撮影領域を与えるように作動する。

　ここでなされる更に別の開示は、可変撮影領域のイメージングのための勾配コイル組立体を有する磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ）システムを備えたＭＲＩシステムについてである。勾配コイル組立体は、イメージング軸の周りに配設されて勾配磁場を生成する主勾配コイルと、イメージング軸の周りに配設され、戻り部分が該主勾配コイルの戻り部分と実質的に重なる状態で位置させられた補正コイルとを備える。主勾配コイル及び前述の補正コイルは、第１の撮影領域が与えられるように協働し、主勾配コイルは、第２の撮影領域が与えられるように作動する。

　上述及び他の特徴と利点は、当業者には以下の詳細な説明及び図面から認識され理解されるであろう。

　幾つかの図において、同じ要素に同じ番号が付された例示的な図面を参照する。

　最近、補正コイルの概念が発表された。これは、１つの構成、例えば撮影領域について有効な主コイルを有し、更に第２の構成では補正コイルにより主コイルを補完するようになった勾配システムを含むものである。２００２年４月２２日に出願され本発明の譲受人に譲渡された米国特許出願番号１０／０６３，４２１を参照されたい。ここに開示されるのは、抹消神経への刺激（ＰＮＳＴ）を回避しながら、多数の撮影領域（ＦＯＶ）について効率的なＭＲイメージングを可能にする勾配コイルを含むＭＲＩ方法及びシステムである。より具体的には、ここに開示されるのは、主コイル及び補正コイルからなる勾配コイルにおける電力蓄積を最小にして、両方の構成が性能及び熱損失に関して効率的に動作するようにさせる設計方法である。

　ＭＲ方法及び走査を改善するためには、勾配パルスシーケンスの持続時間を最小にすることが望ましい。スルーレートを増加させることは、パルスの持続時間を減少させる効果があり、従ってシーケンスも減少されるようになる。しかしながら前述のように、重要な生理的制限も考慮しなければならない。選択された閾値レベルを上回るｄＢ／ｄｔを生じるスルーレートは、患者に神経刺激を誘起させることがある。どのような勾配コイルにおいても、ｄＢ／ｄｔはスルーレートに正比例し、該勾配コイル内及びその周辺における位置の関数として変化する。また、コイルの幾何学的形状も実質的な影響を有することになる。例えば、ＦＯＶにわたる線形性のような他のすべての要因が同じである場合には、小さなＦＯＶの円筒形コイルにおける最大ｄＢ／ｄｔは、より大きなＦＯＶコイルにおける最大ｄＢ／ｄｔより小さくなる。従って、より大きな線形性及びＦＯＶへの要求は、ＰＳＮＴを最小にする要求と対立する。どちらを支持するかは心臓イメージング又は腹部イメージングのような特定の適用例によって決まる。両方の適用を１つのスキャナで行うのが普通であるため、１つの解決法は、同じスキャナ内に２組の勾配コイルを設けることであった。

　図１を参照すると、例示的な実施形態を実施することができる例示的なＭＲＩシステム１０の主な構成要素が示されている。システムの作動は、キーボード及びコントロールパネル１０２並びに表示装置１０４を含むオペレータ・コンソール１００によって制御される。コンソール１００は、オペレータが画面１０４上で画像の形成及び表示を制御できるようにする別個のコンピュータ・システム１０７とリンク１１６を介して通信する。コンピュータ・システム１０７は、バックプレーンを介して互いに通信する幾つかのモジュールを含む。これらのモジュールには、画像プロセッサ・モジュール１０６と、ＣＰＵモジュール１０８と、画像データ配列を格納するフレーム・バッファとして当該技術分野において周知のメモリ・モジュール１１３とが含まれる。コンピュータ・システム１０７は、画像データ及びプログラムの格納のためのディスク記憶装置及びテープ駆動装置としてそれぞれ示される記憶媒体１１１及び１１２にリンクされ、更に高速シリアル・リンク１１５を介して別個のシステム制御装置１２２と通信する。

　システム制御装置１２２は、バックプレーン１１８により互いに接続された１組のモジュールを含む。これらのモジュールは、ＣＰＵモジュール１１９と、シリアル・リンク１２５を介してオペレータ・コンソール１００に接続するパルス発生器モジュール１２１とを含む。このリンク１２５を介して、システム制御装置１２２は、実行されることになる走査シーケンスを指示する命令をオペレータから受け取る。以下により詳細に説明するように、オペレータは所定の走査を示すパラメータを入力する。これらのパラメータから、パルスシーケンスが計算され、パルス発生器モジュール１２１にダウンロードされる。

　パルス発生器モジュール１２１は、システムの構成要素を作動させて、所望の走査シーケンスを実行する。パルス発生器モジュール１２１は、生成されることになるＲＦパルスのタイミング、強度、及び形状、並びにデータ収集ウィンドウのタイミング及び長さを指示するデータを生成する。パルス発生器モジュール１２１は、１組の勾配増幅器１２７に接続され、走査中に生成されることになる勾配パルスのタイミング及び形状を指示する。パルス発生器モジュール１２１はまた、電極からのＥＣＧ信号又はベローズからの呼吸信号などのような、患者に接続された幾つかの様々なセンサからの信号を受信する生理的収集コントローラ１２９から患者のデータを受信する。最後に、パルス発生器モジュール１２１は、患者及びマグネット・システムの状態と関連した種々のセンサからの信号を受信する走査室インタフェース回路１３３に接続されている。また、走査室インタフェース回路１３３を介して、患者位置決めシステム１３４は、患者を走査に望ましい位置に移動させる命令を受信する。

　パルス発生器モジュール１２１によって生成された勾配波形は、Ｇｘ増幅器と、Ｇｙ増幅器と、及びＧｚ増幅器とから成る勾配増幅器１２７に印加される。各勾配増幅器１２７は、全体を１８０で示す組立体内の対応する勾配コイル（図示せず）を励起して、収集される信号を位置エンコードするために用いられる磁場勾配を生成する。勾配組立体１８０は、この場合、３つの勾配コイルの組、すなわちＧｘ及びＧｙを生成する２つの横方向の組と、Ｇｚを生成する縦方向の組からなる。各組のコイルは、典型的には、一次巻線及びシールド巻線からなる。シールド巻線は、渦電流が分極マグネット１４０内で誘起されるのを防ぐ。上述の補正コイルシステムにおいては、各々の組は４つの巻線からなる。これらは主一次巻線、主シールド巻線、補正一次巻線及び補正シールド巻線である。勾配コイル組立体１８０は、分極マグネット１４０と全身ＲＦコイル１５２とを含むマグネット組立体１４１の一部を形成する。システム制御装置１２２内のトランシーバ・モジュール１５０はパルスを生成し、このパルスは、ＲＦ増幅器１５１によって増幅され、送信／受信スイッチ１５４によってＲＦコイル１５２に結合される。患者内の励起された原子核が放出して結果として得られた信号は、同じＲＦコイル１５２によって感知され、送信／受信スイッチ１５４を介して前置増幅器１５３に結合することができる。増幅されたＭＲ信号は、トランシーバ１５０の受信部において復調され、フィルタ処理され、更にデジタル化される。送信／受信スイッチ１５４はパルス発生器モジュール１２１からの信号によって制御され、送信モード時にはＲＦ増幅器１５１をコイル１５２に電気的に接続し、受信モード時には前置増幅器１５３を接続する。送信／受信スイッチ１５４はまた、送信モード又は受信モードのいずれにおいても別個のＲＦコイル（例えば、頭部コイル又は表面コイル）を用いることを可能にする。

　ＲＦコイル１５２によって受信されたＭＲ信号は、トランシーバ・モジュール１５０によってデジタル化され、システム制御装置１２２のメモリ・モジュール１６０に転送される。走査が完了し、全データ配列がメモリ・モジュール１６０内に収集されると、アレイ・プロセッサ１６１が作動して、該データを画像データ配列にフーリエ変換する。この画像データは、シリアル・リンク１１５を介してコンピュータ・システム１０７に伝送され、そこでディスクメモリ又はテープ駆動装置のような記憶媒体１１１又は１１２内に格納される。記憶媒体１１１及び１１２は、ディスク、静的メモリ、固定媒体、取り外し可能媒体など、並びにこれらの少なくとも１つを含む組み合わせのような様々な記憶方法とすることができる。オペレータ・コンソール１００から受信した命令に応答して、これらの画像データを、テープ駆動装置に保存することができ、或いは画像処理プロセッサ１０６によって更に別の処理を行い、オペレータ・コンソール１００に伝送して、表示装置１０４上に表示してもよい。

　更に図１を参照すると、被検体により生成されたＮＭＲ信号は、受信機コイル１５２により受信され、前置増幅器１５３を介してトランシーバ１５０の入力に供給される。受信された信号は、ラーモア周波数又はその近傍にあり、この高周波数信号は、最初にＮＭＲ信号をキャリア信号と混合し、次に、結果として得られる差信号を基準信号と混合する、２段階のプロセスでダウンコンバートされる。ダウンコンバートされたＮＭＲ信号は、アナログ・デジタル（Ａ／Ｄ）変換器に入力され、ここでアナログ信号をサンプリング化及びデジタル化し、これをデジタル検出器及び信号プロセッサに加えて、受信したＮＭＲ信号に対応する同位相（Ｉ）値と直交位相（Ｑ）値を生成する。結果として得られた受信信号のデジタル化されたＩ値及びＱ値のストリームは、バックプレーン１１８を介してメモリ・モジュール１６０及びアレイ・プロセッサ１６１に出力されて、ここで、これらを用いて画像が再構成される。

　ここで図２を参照すると、幾つかの軸についての複数の勾配コイルを含む勾配コイル組立体１８０が示されている。このような構成により、磁場勾配の線形領域が関心領域の選択された大きさと一致するよう所望通りに縮小又は拡大するように維持することが可能になる。更に、このような構成は、より小さな領域をイメージングするとき、また逆に、より小さな関心領域内でより大きな磁場をイメージングするときに利用される磁場を小さくすることが可能になり、これによりイメージングの持続時間が減少されるようになる。図においては、図１を参照して開示されたようなＭＲＩシステムと共に用いるための勾配コイル組立体１８０が示されている。勾配コイル組立体１８０は、想像線で示す一次主勾配コイル１８２を含む。勾配コイル組立体１８０は、更に、第１半部分（図示せず）と第２半部分（図示せず）とを含む一次補正コイル１８４を含む。補正シールドコイル１８６として示される二次勾配コイルが、補正コイル１８４の周りに周方向で位置付けられる。補正シールドコイル１８６は、一次補正コイル１８４に電磁遮蔽を与えるように作動する。補正シールドコイル１８６は、渦電流が図１のマグネット１４０内で誘起されないようにすることを助ける。同様に、コイル組立体１８０は、更に、主シールドコイル１８８として示され、シールドコイル１８６の周りに周方向に配設された二次勾配コイルを含む。主シールドコイル１８８は、一次主勾配コイル１８２のためのシールドコイルとして機能し、同様に、渦電流がマグネット１４０内に誘起されないように作動する。主コイル及び補正一次コイル、及びシールドコイルの半径方向の順番は変えることができるが、しかしながら、該シールドコイルは必ず主コイルを囲むようにする。

　例示的な実施形態において、ＰＮＳＴを回避しながら効率的なＭＲイメージングを可能にする勾配コイル組立体１８０を含むＭＲＩ方法及びシステムが本明細書で開示される。開示された実施形態は、１つの構成について有効な主勾配コイル１８２を有し、更に補正コイル１８４で補完された該主勾配コイル１８２からなる第２の構成を有することを含む。横方向の勾配コイルにおける電力蓄積を最小にして、両方の構成が性能及び熱損失に関して効率的に動作するようにさせる設計方法が開示される。従って、勾配コイル組立体１８０における電力損失を正しく認識することは有利である。

　補正コイルの概念は、両方の撮影領域モードにおいて、遮蔽距離に最も効果的な一次コイルを利用することにより効率を改善（ツインコイルと比較して）しようと試みる点において、前述のタップ付きコイルの概念と僅かに似ている。しかしながら、ここでは、補正コイル１８４のために付加的な表面が用いられる（ツインコイルのように）。図２は、主勾配コイル１８２及び補正コイル１８４を含む勾配コイル組立体１８０を概略的に示す。所定の撮影領域を有する高性能な主勾配コイル１８２が設計され、更に補正コイル１８４は、コイルからの組み合わされた磁場が第２の撮影領域を生成するように設計される。更に、上述の概念に基づいて、種々の組み合わせが無限に想定され、従って無数の撮影領域が想定されることが理解されるであろう。

　勾配コイル組立体１８０の実施において、補正コイルの概念を有する設計には２つの主な選択肢がある。第１のものは、大きな撮影領域の主勾配コイル１８２を用い、一方、第２のものは小さな撮影領域をもたらす主勾配コイル１８２を用いる。第２の手法はより電力効率の良い結果をもたらすことを理解できるであろう。第１の手法では、補正コイル１８４を用いて磁場を生成し、主コイル１８２から発生した磁場の一部を相殺する。換言すると、補正コイル１８４における電流が、主勾配コイル１８２における電流が逆に流れている（例えば、反対方向に）種々の領域がある。従って、熱は発生されているが、磁場強度の純増加は達成されない。

　上述の観察を考慮すると、電力効率の良い勾配コイル装置１８０を生成するためには、主勾配コイル１８２は単独で作動するときにより小さな撮影領域を示すように設計され構成されるべきであることが理解されるであろう。同様に、これは、主勾配コイル１８２及び補正コイル１８４が共に作動しているときには、大きな撮影領域が提供されるように構成されるべきであることを意味する。しかしながら、更に、主勾配コイル１８２が小さな撮影領域を与えるように改善することができ、小さな撮影領域をもたらす主勾配コイル上の戻り巻線が補正コイル上の順巻線と重なる場合に、第２の損失機構を生じることが更に理解されるであろう。順巻線（例えば、アイソセンタに近いもの）は主に勾配磁場強度を決定付け、戻り巻線は主に戻り電流の回路経路を提供する。従って、効率を高めるための第２の検討事項は、主勾配コイル１８２の戻り巻線と補正コイル１８４の順巻線とを確実に分離することである。このような分離を確実にするための１つの方法は、主勾配コイル１８２の戻り巻線と補正コイル１８４とが重なるような方法でこれらを配置することである。より一般的には、この場合、これらの概念を併せて考慮することができる。すなわち、主勾配コイル１８２の巻線についての戻り経路と補正コイルとができるだけ重なり、しかも戻り巻線における電流が同じ方向に流れるようにすることを確実にする。この概念は、主勾配コイル１８２及び補正コイル１８４における損失電力を理解することによってより明らかになるであろう。

　勾配コイルにおける電力損失は、

であり、ここでρは導電率、ａはコイル半径、ｔは導線の厚さである。

　横方向勾配コイルにおいては、円柱調和関数展開の一次項（ｍ＝１）のみを用いる。従って、方位及び縦方向の電流密度は、それぞれ

及び

である。

　どのような勾配設計手順においても、ｊψ（ｚ）は方位電流密度として知られる。この電流密度関数は、ｊ_z（ｚ）項が勾配磁場に対してどのようなｚ成分も生成しないため、主にＭＲＩの線形領域を定める。

　ｊψ（ｚ）及びｊ_z（ｚ）は電流についての発散定理によって関連付けられることが理解されるであろう。ｊψ（ｚ）が選択されると、ｊ_z（ｚ）も自動的に特定される。従って、電力蓄積を最小にすることは、実質的に

を最小にすることに等しく、ここで積分値は勾配コイルの長さを上回る。

　主コイル及び補正コイルの勾配設計手順において、主勾配コイル１８２は、１つの勾配構成をもたらし、該主勾配コイル１８２と該補正コイル１８４とが別の勾配構成を定める。この組み合わせは、本明細書では有効コイルを示す。主勾配コイル１８２についての電力損失は、

に比例し、組み合わされた構成の有効コイルについての電力損失は、

に比例する。

　一方、組み合わされた構成の有効コイルについての線形領域は、

によって決まる。

　次に、有効コイル（補正コイル１８４と組み合わされた主勾配コイル１８２）の構成を単一コイルで実施することを考える。ここでの電力損失は、

である。

　ここで、主勾配コイル１８２及び補正コイル１８４における方位電流密度が常に同じ符号（位置ｚの関数として）を有する場合、すなわち、

の場合、単一コイル実施での電力（Ｐ^s）は、常に、有効コイル実施の電力（Ｐ^m+c）よりも大きくなる。従って、「ツイン」のコイルを用いる勾配コイル装置１８０に対する補正コイルの手法は、式［９］が満たされる場合、２つの別々のコイルを個々に利用することよりも電力損失において有利である。

　主コイル及び補正コイルの手法が２つの異なる撮影領域を得るように用いられることを想起されたい。従って、式［９］は、主勾配コイル１８２はより短い撮影領域をもつコイルであるべきだということを意味するのは明らかである。主勾配コイル１８２がより大きな撮影領域を与えるように構成される場合には、より小さな撮影領域が達成されるように電流を相殺することが必要となり、従って、式［９］が侵されることになる。

　従って、引き続き図２並びに図３を参照すると、主勾配コイル１８２及び補正コイル１８４を作るための一般化された方法２００が示されている。図を参照すると、プロセスブロック２１０において、大きな撮影領域のための有効コイル（補正コイル１８４と組み合わされた主勾配コイル１８２）の電流密度関数を設計して求める。所定の電流密度、従って所定のワイヤ密度を備えた特定のコイルの幾何学的形状を決定付ける有効コイル構成をもたらす。大きな撮影領域のための有効コイルの電流密度が求められると、方法２００はプロセスブロック２２０に移動する。プロセスブロック２２０において、決定ブロック２３０に示されるように所望の小さい撮影領域の電流密度関数が達成されるまで、結果としてもたらされた関数内の電流の符号を変えることなく（従って、式［９］を満たして）、大きな撮影領域の電流密度関数から電流が「取り除か」れる。これは、小さい撮影領域のための勾配コイルの構成をもたらし、従って、主勾配コイル１８２の幾何学的形状が得られ、これにより所定のワイヤ密度が得られるようになる。最後に、プロセスブロック２４０において、補正コイル１８４についての幾何学的形状が、有効コイルと主勾配コイル１８２との間の差として容易に求めることができる。本明細書でのこのプロセスの結果は、タップ付き巻線を用いる提案と幾分類似していることが理解されるであろう。しかしながら、この場合は、より小さな撮影領域を得るために物理的な巻線を取り除く代わりに、電流密度の一部を取り除いて撮影領域を調整する。

　ここで図４を参照すると、開示された実施形態の特徴及び利点が容易に明らかにすることができる。図４は、主勾配コイル１８２、補正コイル１８４、及び同等の有効コイルの１象限についての例示的なワイヤパターンを示す。これらの図を観察することにより、主勾配コイル１８２の形成の方法、及びそこから、補正コイル１８４の形成の方法が明らかとなるであろう。図４において、最も右のパターンは、大きな撮影領域を与えるように構成された例示的なワイヤのパターンを示す。この有効コイル設計により、主勾配コイル１８２は、プロセス２２０で確実に所望の小さい撮影領域が与えられるコイル構成となるようにすることができる。最後に、必要な補正コイル１８４の幾何学的形状を、プロセス２３０において識別されたように定めることができる。

　図４において示されるワイヤパターンは、コイルの右半分に対応する（この例におけるアイソセンタは左の方にある）。主勾配コイル１８２の巻線は、右の方に押し出された戻り経路を有して、補正コイルの戻り経路と重なるようになる。従って、２つの巻線により発生された磁場の合計は、右に示される「同等コイル」と同一の磁場を生成する。

　代替的な実施形態において、プロセスブロック２１０で述べられたように、電流密度から電流を取り除く代わりに、電流を付加することができることが理解されるであろう。本実施形態においては、補正コイル１８４が確定されると、該コイルにおいて電流が反転した場合、主勾配コイル１８２及び補正コイル１８４の組み合わせにより異なる撮影領域が得られることが理解されるであろう。例示的な実施形態においては、この構成で得られた撮影領域は主勾配コイル１８２について得られた撮影領域よりも小さい。

　上述の多くの実施形態におけるシステム及び方法は、ＭＲイメージングを可能する横方向勾配コイルにおける電力蓄積を低減し、末梢神経への刺激（ＰＮＳＴ）を避け、更に勾配スルーレートを潜在的に増加させて全イメージング持続時間を低減するシステム及び方法を提供するものである。加えて、開示された本発明は、これらのプロセスを実行するためにコンピュータに実装するプロセス及び装置の形態で具現化することができる。また、本発明は、フレキシブルディスク、ＣＤ−ＲＯＭ、ハードドライブ、又は１１１及び１１２のような他の何らかのコンピュータ読み取り可能な記憶媒体のような有形の媒体において具現化される命令を含むコンピュータ・プログラムコードの形態で具現化することができ、ここで、該コンピュータ・プログラムコードがコンピュータ内にロードされ実行される場合には、該コンピュータが本発明を実施する装置となる。本発明は、更に、例えば、記憶媒体１１１、１１２に格納され、コンピュータにロードされ及び／又は実行されるコンピュータ・プログラムコードの形態か、或いは変調搬送波か否かにかかわらず、電気的ワイヤ又はケーブル、光ファイバ、又は電磁放射線のような或る伝送媒体を介して送信されるデータ信号１１０としてのコンピュータ・プログラムコードの形態で具現化することができ、該コンピュータ・プログラムコードがコンピュータにロードされ、コンピュータにより実行される場合には、該コンピュータが本発明を実行する装置となる。汎用マイクロプロセッサに実装された場合には、コンピュータ・プログラムコードのセグメントが該マイクロプロセッサを構成し、特定の論理回路を形成する。

　本発明を好ましい例示的な実施形態に関して述べてきたが、当業者であれば、本発明の技術的範囲から逸脱すること無く種々の変更を行うことができ、均等物技術をその要素に代替することができることを理解するであろう。更に、本発明の本質的な範囲から逸脱することなく、特定の状況又は材料を本発明の教示に適合するように多くの変更を行うことができる。従って、本発明は、発明を実施するための最良の形態として開示された特定の実施形態に制限されるものでは無く、添付の特許請求の範囲の範囲内にあるすべての実施形態を含むことが意図される。更に、第１、第２などの用語の使用は、どのような順序又は重要性を示すものではなく、むしろ第１、第２などの用語は、ある要素を別の要素と区別するために用いられるものである。

例示的なＭＲＩシステムの図。 主コイル及び補正コイルを利用する既存の勾配コイル設計の図。 例示的な実施形態による勾配コイルを生成するための方法を示す単純化されたフローチャート。 例示的な実施形態についての主勾配コイル、補正コイル、同等の「有効」コイルの１象限のワイヤパターンを示す図。

符号の説明

　１０　ＭＲイメージングシステム
　１８２　主勾配コイル
　１８４　補正コイル
　１８０　勾配コイル組立体
　１４０　分極マグネット
　１５２　全身ＲＦコイル
　１４１　マグネット組立体

Claims (10)

1. 　ＭＲイメージングシステム（１０）と共に用いるための可変撮影領域勾配コイル組立体（１８０）における勾配コイルを構成する方法（２００）であって、
   　有効勾配コイルの第１の撮影領域に対応する第１の電流密度を求め、
   　関連する電流の符号を変えることなく、前記第１の電流密度から電流を減少させることにより、第２の撮影領域に対応する第２の電流密度を計算し、
   　主勾配コイル（１８２）の幾何学的形状を求めて前記第２の撮影領域を与え、
   　補正コイル（１８４）の幾何学的形状を確定する、
   ことを含む方法。
2. 　前記主勾配コイル（１８２）の戻り導線と前記補正コイル（１８４）とが、確実に実質的に重なるようにすることを更に含む請求項１に記載の方法。
3. 　前記第１の撮影領域が前記第２の撮影領域より大きい請求項１に記載の方法。
4. 　前記確定することが、前記有効勾配コイルと前記主勾配コイル（１８２）との間の差を含む請求項１に記載の方法。
5. 　前記有効勾配コイルが前記主勾配コイル（１８２）と前記補正コイル（１８４）との組み合わせを含む請求項１に記載の方法。
6. 　ＭＲイメージングシステム（１０）と共に用いるための可変ＦＯＶ（撮影領域）を有する勾配コイル組立体（１８０）であって、
   　イメージング軸の周りに配設されて勾配磁場を生成する主勾配コイル（１８２）と、
   　イメージング軸の周りに配設され、戻り部分が前記主勾配コイル（１８２）の戻り部分と実質的に重なる状態で位置させられた補正コイル（１８４）と、
   を備え、
   前記主勾配コイル（１８２）及び前記補正コイル（１８４）が第１の撮影領域を与えるように協働し、
   　前記主勾配コイル（１８２）が第２の撮影領域を与えるように作動することを特徴とする勾配コイル組立体。
7. 　前記第１の撮影領域が、前記第２の撮影領域より大きい請求項６に記載の勾配コイル組立体（１８０）。
8. 　前記主勾配コイル（１８２）及び前記補正コイル（１８４）が協働して第３の撮影領域を与えるようになった請求項６に記載の勾配コイル組立体（１８０）。
9. 　前記第３の撮影領域が前記第１の撮影領域より大きい請求項６に記載の勾配コイル組立体（１８０）。
10. 　前記第１の撮影領域に対応し、前記主勾配コイル（１８２）及び前記補正コイル（１８４）に関連した第１電流密度と、前記第２の撮影領域に対応し、前記主勾配コイル（１８２）に関連した第２の電流密度とを更に含む請求項６に記載の勾配コイル組立体（１８０）。

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