JP2010508880A - Ｍｒｉ用の分割勾配コイル - Google Patents

Abstract

患者の快適さを妥協しない改良された勾配コイルを含むＭＲシステムが、本願明細書において開示される。ＭＲシステムは、ボア型又はギャップ型システムであり、主磁場を生成するように構成される主磁石１０２、５０２と、主磁場の方向に対して（ボア型ＭＲシステムでは）平行、又は（ギャップ型ＭＲシステムでは）垂直である、中心軸線１１４（ボア型システムの場合）、又は中心平面５１４（ギャップ型システムの場合）を含む検査領域１１８、５１８と、検査領域を横切る磁場勾配を生成する勾配コイルとを有し、勾配コイルは、（ボア型システムでは）中心軸線、又は（ギャップ型システムでは）中心平面からの異なる距離に位置される第１コイル部１０８ａ、５０８ａ及び第２コイル部１０８ｂ、５０８ｂを有する。

Description

本発明は、磁気共鳴（ＭＲ）システムに関し、特にＭＲシステムで使用される磁場勾配コイルに関する。

米国特許ＵＳ５６２３２０８Ａは、ＭＲシステムにおいて所望の磁場勾配を生成するためのｚ軸磁場勾配コイル構造について述べる。コイル構造は、エッチング技術によって絶縁基板の上に形成されるコイルパターンを備えた円筒状ボビン上に巻回される可撓性絶縁基板を有する。

勾配コイルの動作の効率を上昇させる一態様は、ボビンの直径を減らすことであるが、これは、患者の快適さも低下させるであろう。それゆえ患者がＭＲシステム内にいる間、患者の快適さを妥協しない、より効率的な勾配コイルを含むＭＲシステムを有することが望ましい。

したがって、より効率的な勾配コイルを含むが、患者の快適さを妥協しないＭＲシステムが、ここで開示される。

一実施例において、ＭＲシステムは、ボアを含み、ボアに沿って主磁場を生成する主磁石と、ボアに含まれ、主磁場の方向と平行な中心軸線を有する検査領域と、検査領域を横切る磁場勾配を生成する一次勾配コイルとを有するボア型ＭＲシステムであって、一次勾配コイルは、中心軸線から異なる距離に位置される第１のコイル部及び第２のコイル部を備える。

他の実施例において、ＭＲシステムは、ギャップによって分離される複数の極面を含み、ギャップにおいて主磁場を生成する主磁石と、ギャップに含まれ、主磁場の方向に対して垂直な中心平面を有する検査領域と、検査領域を横切る勾配磁場を生成する一次勾配コイルとを含むギャップ型ＭＲシステムであって、一次勾配コイルは、中心平面から異なる距離に位置される第１コイル部及び第２コイル部を備える。

通常のＭＲシステムにおいて、３本の勾配軸（通常、ｘ、ｙ及びｚと称す）は、勾配座標系の原点と呼ばれ得る１点で交差する。大抵のＭＲシステム設計において、勾配座標系の原点は、ＭＲシステムの原点と一致するように構成され、ＭＲシステムの中心軸線の原点も形成する。ボア型システムの中心軸線は勾配座標系の原点を通過し、主磁場の方向と平行である軸として規定され得、一方、ギャップ型ＭＲシステムでは、中心軸線は勾配座標系の原点を通過する線であるが、主磁場の方向に対して垂直である。ギャップ型ＭＲシステムの中心平面は、ギャップ型システムの中心軸線を含み、主磁場の方向に対して垂直である平面として規定される。

ＭＲシステムのいくつかの設計において、勾配コイルは、勾配座標系の原点に近い勾配コイルの部分に低電流密度を有し、中心軸線に沿って原点からより遠く離れた勾配コイルの部分に高電流密度を有する。より高い電流密度を有する領域は、より勾配コイルの格納された場エネルギーに寄与し、結果として勾配コイルの効率の低下となる。中心軸線からの勾配コイルの距離は、格納された場エネルギーに対して強い影響を有し、距離が短い場合、結果として格納された場エネルギーの低下となり、それゆえ動作の効率の向上となる。それゆえ、内部に（すなわち、ボア型システムの中心軸線に向かって、又はギャップ型システムの中心平面に向かって）勾配コイルの一部を移動させることによって、勾配コイルの一部の格納された場エネルギーを減少させ、これによりこの効率を向上させる上昇させることが可能である。

代替として、勾配コイルの効率における妥協を最小にして、（ボア型システムでは）ボアのサイズ、又は（ギャップ型システムでは）極面の間のギャップのサイズを増加させることが可能である。これは、本願明細書において開示される（ボア型システムでは）中心軸線、又は（ギャップ型システムでは）中心平面に向かって勾配コイルの一部を動かしながら、（ボア型システムでは）ボアの直径を増加させる、又は（ギャップ型システムでは）極面を離れた遠くに移動することによって達成され得る。好ましくは、中心軸線又は中心平面のより近くに移動される勾配コイルの一部は、検査領域の外側に位置されるであろう。このように、より効率的な勾配コイルが、患者の快適さを妥協せずに実現され得る。

これらの及び他の態様は、添付の図面に関して、以下の実施例に基づく例により、以下詳細に述べられるであろう。

様々な図において使用される対応する参照符号は、図の対応する要素を表す。

図１ａは、遮蔽コイルを含む、本願明細書において開示される設計による勾配コイルの第１実施例を示す。 図１ｂは、遮蔽コイルなしの、本願明細書において開示される設計による勾配コイルの第２実施例を示す。 図２は、ボア型ＭＲシステムの開口部のフレアが大きくされた、本願明細書において開示される設計による勾配コイルの第３実施例を示す。 図３は、高周波（ＲＦ）コイルの一部が、内部に、すなわち中心軸線に向かって移動される勾配コイルの一部と重なる、本願明細書において開示される設計による勾配コイルの第４実施態様を示す。 図４は、勾配コイルの一部が、検査領域一方の側のみ内部に移動される、本願明細書において開示される設計による勾配コイルの第５実施例を示す。 図５は、ギャップ型ＭＲシステムで実施される、本願明細書において開示される設計による勾配コイルの第６実施例を示す。 図６は、本願明細書において開示される設計による勾配コイルを含む磁気共鳴システムを示す。

図１ａは、円筒状磁石のｘ軸、ｙ軸及びｚ軸それぞれに沿って磁場勾配を生成するための３つの勾配コイル、特にｘ軸勾配コイル１０４、ｙ軸勾配コイル１０６及びｚ軸勾配コイル１０８ａ、１０８ｂからなる勾配コイルシステムを収容する円筒状磁石１０２（ボア型磁石とも称される）を示す。勾配システムも、ｘ、ｙ及びｚ軸の勾配コイルに対してそれぞれ１つの３つの遮蔽コイルから成る。これらの遮蔽コイルは、ｘ軸遮蔽コイル１２０、ｙ軸遮蔽コイル１２２及びｚ軸遮蔽コイル１２４として図１ａに示される。円筒状磁石１０２は、検査のための被検体、例えば人間の患者（図６の６０５）を受けるように構成される検査領域１１８を含むトンネルのような空間又はボア１０３を含む。線１１４は、中心軸線と呼ばれる、円筒状磁石の主縦軸を示す。本実施例において、中心軸線は、磁石及び勾配システムのｚ軸と一致する。中心軸線１１４上の点１１６は、ボア１０３の幾何中心を示し、中心軸線の原点又はゼロ座標として指定される。点１１６は、検査領域１１８の幾何中心も表す。ｚ軸勾配コイルは、２つの異なる部分、すなわち中心軸線１１４から異なる距離で配置される第１部分１０８ａ及び第２部分１０８ｂから成るとして示される。中心軸線からの第１部分１０８ａ及び第２部分１０８ｂの距離の違いにより、凹部１２６が、勾配コイルに形成される。原点１１６周辺に配置されるＲＦコイル１１２は、ＲＦスクリーン１１０を使用して、勾配コイルから電気的に遮蔽される。ＲＦスクリーン１１０は、通常、勾配コイルシステムに取り付けられる。患者カバー１４０は、ＭＲシステムのボアの周辺の表面を形成して、ＭＲシステムの最も内側の表面を形成する。

図１ｂは、図１ａと類似した構成であるが、ｘ軸勾配コイル１０４、ｙ軸勾配コイル１０６及びｚ軸勾配コイル１０８ａ、１０８ｂが遮蔽されていない勾配コイルである、すなわちこれらが対応する遮蔽コイルをもたない。

図１ａ及び図１ｂの図示される実施例において、ｚ軸勾配コイルの第２部分１０８ｂは、中心軸線１１４から最も遠くに離れているとして示される。他の勾配コイル、すなわちｙ軸勾配コイル１０６及びｘ軸勾配コイル１０４は、中心軸線１１４のより近くに配置される。ｘ軸及びｙ軸勾配コイルの位置は、交換され得る。

引き続き図１ａ及び図１ｂを参照すると、ｚ軸勾配コイルの第１部分１０８ａは、第２部分１０８ｂと比較して放射方向の中心軸線１１４のより近くに配置される。示される特定の実施例において、勾配コイルの横断面の直径の変化が急に（すなわちステップ又は一連のステップの形で）起こるが、勾配コイルが円錐形成部において巻かれる場合、例えば断面直径のより漸進的な変化があり得る。実際には、中心軸線からの第１部分１０８ａ及び第２部分１０８ｂの距離の違いは、１ｃｍ、１．５ｃｍ又は２ｃｍの範囲内にあり得る。本発明は、距離の違いが他の値でも同様に機能するであろう。

ｚ軸勾配コイルの第１部分１０８ａが中心軸線１１４から第２部分１０８ｂと同じ半径方向距離に位置されるＭＲシステムと比較して、本願明細書において提案される設計は、ｚ軸勾配コイルの改良された性能を示す。この改良は、ｘ軸、ｙ軸及びｚ軸勾配コイルの厚さ及びｚ軸勾配コイルからＲＦスクリーン１１０までの距離に依存する。特定の場合において、本願明細書において開示される設計を採用することによって達成される勾配コイル効率の性能の改善は、２５乃至３５％のオーダーであり得る。代替として、ｚ軸勾配コイル１０８ａ、１０８ｂの性能を同じ水準に維持するため、これは、ｚ軸勾配コイルに対して低電力駆動回路（図示略）を使用することが十分であり得、この場合、システムコストの低下が可能である。代替として、ｚ軸勾配コイル１０８ａ、１０８ｂの性能を同じレベルに維持するため、この直径は、ｚ軸勾配コイルの全長に渡って一様に増加され得、この結果、約１．５ｃｍ又は２ｃｍのボア直径の対応する増大となり得、今度は、患者の快適さの向上という結果となる。

したがって、本願明細書において提案される設計は、中心軸線１１４からのコイルパターンの半径方向の距離を変えることによって、勾配コイルの質、特にこの効率を大幅に妥協することなく、勾配コイルの中心に更なる空間が形成されることを可能にする。このように形成される更なる空間は、ＭＲシステムにおいて付加的な特徴を取り入れるために使用され得る。例えば、陽電子放射断層撮影（ＰＥＴ）及びＭＲスキャナの組み合わせの場合、円形のＰＥＴ検出器アレイは、ボアの直径に悪影響を与えることなく勾配コイルの凹部１２６に配置され得る。代替として、リング型Ｘ線検出器は、コンピュータ断層撮影（ＣＴ）及びＭＲスキャナの組み合わせを与えるため、凹部１２６に配置され得る。他の形態の放射を検出する他の検出器装置も、凹部に配置され得る。他の実施例として、勾配コイルの場の質を補償する、例えばより均一な勾配場を得るために使用され得る、更なるシミングコイル又は場補償コイルが、第２部分１０８ｂ、すなわち中心軸線１１４のより近くに隣接した、内部の勾配コイルに配置され得る。

ｚ軸勾配コイル１０８ａ、１０８ｂのみが、中心軸線１１４から異なる距離に位置される２つの部分に分割されて示されるが、ｘ軸及び／又はｙ軸勾配コイル１０４、１０６も類似の態様で修正され得ることに留意されたい。更に他の実施例では、勾配コイルのうちの１より多くが、同時に同様に修正され得る。

更に本願明細書において開示される勾配コイルの２つの部分は、他の勾配コイルの１又はそれより多くの対向する側に配置され得る。例えば図１ａ及び図１ｂに図示された実施例において、ｘ軸及びｙ軸勾配コイル１０４、１０６の内側（すなわち、中心軸線１１４の半径方向のより近くに）配置されるｚ軸勾配コイルの第１部分１０８ａと、ｘ軸及びｙ軸勾配コイル１０４，１０６の外側（すなわち、中心軸線１１４から半径方向のより遠くに）位置されるｚ軸勾配コイルの第２部分１０８ｂとを有するｚ軸勾配コイルが示される。代替の実施例では、ｚ軸勾配コイル１０８ａ、１０８ｂの第１及び第２部分は、他の勾配コイル、例えばｘ軸勾配コイル１０４又はｙ軸勾配コイル１０６のうちの一方のみの両側に配置され得る。代替として、ｚ軸勾配コイル１０８ａ、１０８ｂの第１及び第２の部分の両方を、両方の他の勾配コイルの同じ側に置くこともあり得る。例えばｚ軸勾配コイル１０８ａ、１０８ｂの第１及び第２の部分の両方は、２つの部分１０８ａ、１０８ｂの間に断面直径の違いを依然として維持しながら、ｘ軸及びｙ軸の勾配コイル１０４、１０６と比較して中心軸線１１４の半径方向のより近くに配置され得る。

図２は、遮蔽されていない勾配コイルシステムのために実施される、本願明細書において開示されるｚ軸勾配コイルの実施例を示し、ｚ軸勾配コイルの第１コイル部分１０８ｃは、ここでｚ軸勾配コイルの第２コイル部分１０８ｄと比較して、中心軸線１１４に向かって半径方向に内側に移動される。

ｚ軸勾配コイルの第１コイル部分１０８ｃは、ＲＦコイル１１２の端を越えて延在するｚ軸勾配コイルの一部のみが、中心軸線１１４のより近くに配置されるように選択される。更に、この特定の実施例において、第１部分１０８ｃは、ボア又はトンネルのような空間１０３の端まで必ずしも延在するわけではなく、第１部分１０８ｃは、ボア１０３の端には特定の量、例えば１０ｃｍ又は２０ｃｍだけ届かない。このような設計の利点は、ボア１０３の端の「フレア」が維持され得るか、又は更に増大して、更に患者の快適さを向上させる。ボア１０３のフレアは、ボア１０３の端において、原点１１６をボア１０３の周辺につなぐ線により規定され得る。これは、線２０２及び２０４の対によって、図２に示される。線２０２は、ｚ軸勾配コイルの第１部分１０８ｃがボア１０３の端までずっと延在される場合のボア１０３のフレアを示し、一方、線２０４は、上記のようにｚ軸勾配コイルの第１部分１０８ｃがある程度手前まででボア１０３の端に至らない場合のフレアを示す。

図３は、本願明細書において開示される勾配コイル設計のあり得る実施例を示し、中心軸線１１４に向かって半径方向に移動されるｚ軸勾配コイルの一部は、ＲＦコイル１１２の端を越えて延在する。具体的には、ｚ軸勾配コイルの第１部分１０８ｅは、内部へ半径方向に移動され、ＲＦコイル１１２の端を越えて延在するとして示され、一方ｚ軸勾配コイルの第２部分１０８ｆは、この元の位置に示される。

図１ａ、１ｂ及び２に示される特定の実施例において、ｚ軸勾配コイルは、ＲＦコイル１１２の端に入らないｚ軸勾配コイルのこれらの領域においてのみ、中心軸線１１４のより近くに移動され、すなわちｚ軸勾配コイルの第１部分１０８ａ、１０８ｃとＲＦコイル１１２との間に示される重なりがないことに注意され得る。しかしながら、図３に示されるように、ＲＦコイル（例えばバードケージ型ＲＦコイルのリング、又は平面ループコイルの端を有するリング）を有するｚ軸勾配コイルの第１部分１０８ｅのこのような重なりを有することは、実際にあり得る。言い換えると、ＲＦスクリーン１１０が勾配コイルに取り付けられると、ＲＦスクリーン１１０及びＲＦコイル１１２の重なりは、実際に許容され、ＲＦコイル１１２から特定の吸収率（ＳＡＲ）を低下させることさえ助け得る。しかしながら、このような重なりは、ＲＦコイル１１２の性能に負の影響を及ぼし、それゆえＲＦコイル１１２とｚ軸勾配コイルの第１部分１０８ｅとの間の重なりを多く持たないことが好ましくあり得る。

図１ａ、１ｂ及び２を参照すると、通常のＲＦコイル、例えばしばしば通常のＭＲシステムにおいてバードケージで設計される「ボディコイル」は、約５０ｃｍの長さを有し、原点１１６のこの幾何中心に配置され、それゆえｚ軸勾配コイルは、（図１ａ、１ｂ及び２における）原点１１６から両側に約２５ｃｍ離れた領域のみのより小さい範囲に置かれる。ｘ軸及びｙ軸勾配コイル１０４、１０６は、これらの実施例のそれらの元の直径のままである。

図３を再び参照すると、円筒状磁石１０２の長さが減少される場合、中心軸線１１４に沿うボア１０３の長さも、対応して減少するであろう。これは、結果として、ｚ軸勾配コイルの第１部分１０８ｅの２つの部分が（すなわち第２部分１０８ｆの２つの側において）ともに近づき、これによって、これらの間の凹部又はギャップ３０２を減らす。凹部３０２がＲＦコイル１１２の長さより短くなる場合、ｚ軸勾配コイルのより長い部分が、より小さい半径という結果になり得る。言い換えると、ｚ軸勾配コイルの第１部分１０８ｅは、中心軸線１１４に沿って、ｚ軸勾配コイルの第２部分１０８ｆより長くなり、これはｚ軸勾配コイルの性能を向上させるであろう。しかしながら、凹部３０２がより小さくなることにより、ｚ軸勾配コイルの第１部分１０８ｅの一部は、ＲＦ本体コイル１１２の端部、例えばバードケージＲＦコイルの端部リングにより近い部分と重なるであろう。凹部３０２のサイズを小さくすることが、検査領域１１８のＢ_１均一性のわずかに低下させる結果となり、これは、最終的な画像に折り返し又はエイリアシングアーチファクトを生じさせる可能性を高くし得る点に注意され得る。

図４は、本願明細書において開示される勾配コイルの実施例を示し、ここでｚ軸勾配コイルの第１部分１０８ｇは、中心軸線１１４に沿って原点１１６に対して非対称である。ｚ軸勾配コイルの第２部分１０８ｈは、中心軸線１１４と異なる半径方向距離であるが、ボア１０３の一端から勾配コイルの第１部分１０８ｇが開始する点まで延在する。

ＲＦコイル１１２（例えば頭部コイル）が画像化の前にボア１０３にスライドされる場合、勾配コイル設計のこの特定の実施例は、いくつかの他の実施例と比較してより大きなＲＦコイル１１２を受け入れることが可能であるという利点を有する。また、ボアの２つの端のフレアは異なることがあり得、これはいくつかの例において有利であり得る。例えば、被検体（例えば図６に示される人間の患者６０５）が勾配コイルの第２部分１０８ｈを含む端からボア１０３にスライドされる場合、ボア１０３のこの特定の端のより大きなフレアは、患者の不快感を和らげるのを助け得る。

図５は、ギャップ型又はオープン磁石システムで実施される、本願明細書において開示される勾配コイル設計の実施例を示す。オープン磁石の２つの極片５０２は、ギャップ５０３によって分離される。勾配コイルは、物理的に２つの半分に分割されるが、１つのコイルを形成するように電気的に接続されて極片に取り付けられ、各半分が異なる極片に取り付けられる。このパターンは、３つの勾配コイル全てに対して繰り返される。示される特定の実施例において、ｙ軸勾配コイル５０６は、一方の側のｘ軸勾配コイル５０４と、他方の側のｚ軸勾配コイルの第１部分５０８ａとの間に挟まれて示される。ｚ軸勾配コイルの第２部分５０８ｂは、前記ｙ軸勾配コイル５０６に対向するｘ軸勾配コイル５０４の側の極片５０２に取り付けられる。ｚ軸勾配コイル５０８ｓの円錐又は側面部分は、ｚ軸遮蔽コイルである。同様に、ｘ軸勾配コイル５０４ｓの側面部分及びｙ軸勾配５０６ｓの側面部分は、それぞれｘ軸及びｙ軸遮蔽コイルを形成する。線５２２は、磁気極片の主軸を示し、該軸に沿って主磁場が加えられる、一般にＭＲシステムのｚ軸と呼ばれる軸を表す。この特定の実施例の主磁場Ｂ_０の方向は、矢印５２４によって示される。線５１４は、主磁場Ｂ_０の方向に対して垂直である平面、すなわち磁気極片の主軸５２２が法線を形成する平面を示す。この平面は、中心平面５１４と称する。点５１６は、ギャップ５０３の幾何中心を示し、中心平面の原点又はゼロ座標と称される。点５１６は、ギャップ５０３に含まれる検査領域５１８の幾何中心も表す。検査領域５１８は、中心平面５１４と平行な平面の検査のための被検体（図６の６０５）を受けるように構成される。ｚ軸勾配コイルは、中心平面５１４から異なる距離に配置される第１部分５０８ａ及び第２部分５０８ｂから成るとして示される。ＲＦコイル５１２は、中心平面５１４の原点５１６周辺に配置され、ＲＦスクリーン５１０を使用して、勾配コイルから電気的に遮蔽される。患者カバー５２０は、ＲＦ及び勾配コイルと直接接触することから被検体を保護する。

図５に示されるように、オープン又はギャップ型ＭＲシステムは、一般に所望の磁場勾配を生成するため、２つの対向する極片に取り付けられる２つの半分の勾配コイルを有する。極片の間の距離は、被検体、例えば人間又は動物の患者を収容するために利用可能な空間を決定する。従って、患者の快適さを最大にするため、勾配コイルの２つの半分の間の大きな分離をもたらす、極片間の大きなギャップが所望される。半分の勾配コイルの間の大きな距離は、格納された場エネルギーを増加させ、一方勾配コイルの効率を低下させる。勾配コイルの効率の低さは、勾配アンプからより多くの電力を必要とし、より高い運用コストとなる。それゆえ、勾配コイルの２つの半分の間の距離を最小化することが望ましい。

更に、図５に示されるように、ｚ軸勾配コイルの第１部分５０８ａは、第２部分５０８ｂと比較してより大きな直径を有し、それゆえ、格納された場エネルギーに対して更に寄与する。上で説明されたように、格納された場エネルギーを減らす１つの態様は、勾配コイルの上半分と下半分との間の距離を短くすることである。したがって、より大きな直径を有するｚ軸勾配コイル部（この場合、第１部分５０８ａ）は、より小さいｚ位置（すなわち中心平面５１４の近く）に配置され得る。通常、この空間は、オープンＭＲシステムで使用されず、それゆえ、ｚ軸勾配コイルの第１部分５０８ａを収容するため、非常に効率的に使用され得る。中心平面５１４までの第１コイル部分５０８ａの距離が短くされると、画像化をするために必要とされる勾配場は、検査領域においてより効率的に生成され得る。更に、第１コイル部５０８ａとｚ軸遮蔽コイル５０８ｓとの間の距離が増加すると、遮蔽コイル５０８ｓにおいて、より少ない巻線が必要とされ、これは動作中にｚ軸勾配コイルを更に効率的にする。

ｚ軸勾配コイルの構成の中空導体を使用し、これを通して冷却流体を循環させることによって、直接冷却されたｚ軸勾配コイルが得られる。冷却流体は、水又は液体窒素又は他の液冷剤であり得る。代替として、冷却流体は、気体の形態の空気又は他の冷却剤であり得る。代替として、冷却流体は、複数の流体又は複数の気体又は両方の組合せであり得る。「直接冷却された」ｚ軸勾配コイルとは、ｚ軸勾配コイルによって生成される熱が中空コイル自体を循環する冷却流体によって取り除かれることを意味する。対照的に、循環冷却流体を有しない他の勾配コイル（例えばｘ軸及びｙ軸勾配コイル）によって生成される熱は、最初にこれを直接冷却されるｚ軸勾配コイルに伝えることにより取り除かれなければならない。様々な図に示されるようなｚ軸勾配コイルの場合、他の勾配コイルが２枚の層のｚ軸勾配コイル５０８ａ、５０８ｂの間に挟まれていると、他の勾配コイルの効率的な冷却も同様に達成され得る。更に、ｚ軸勾配コイルの第２部分５０８ｂに対して患者カバー５２０が近くにあるため、患者カバーは、同様に冷たいままであり、これによって、患者の快適さを更に向上させる。

２つの等しい半分に分割される勾配コイルが示されるが、同様に非対称の設計を有することもあり得る点に注意され得る。例えば一方の側の勾配コイル巻線と比較して、勾配コイル巻線の大部分が、検査領域の他方の側に取り付けられることが考えられる。検査領域の一方の側のみに取り付けられる勾配コイルの、開示された勾配コイルの設計を実施することもあり得る。ｚ軸勾配コイル１０８ａ、１０８ｂ又は５０８ａ、５０８ｂに対して、２つの部分の代わりに、勾配コイルが更なる部分に分割され得るとも考えられる。遮蔽勾配又は非遮蔽勾配コイル、ディスク型勾配コイル等の設計を実施することがあり得る。勾配コイルの提案された設計は、勾配コイル、すなわちｘ、ｙ又はｚ軸勾配コイルのいずれか、又はこれらのいずれかの組み合わせに適用され得る。

図６は、本願明細書において開示される勾配コイル設計を利用するＭＲシステムのあり得る実施例を示す。ＭＲシステムは、セットのメインコイル６０１、勾配励振器６０６に接続される複数の勾配コイル６０２、及びＲＦコイル励振器６０７に接続されるＲＦコイル６０３を備える。ボディコイルの形態で磁石に組み込まれ得る、及び／又は別個のコイルであり得るＲＦコイル６０３の機能は、１又はそれより多くの送信／受信（Ｔ／Ｒ）スイッチ６１３により、更に制御され得る。複数の勾配コイル６０２及びＲＦコイル６０３は、電源ユニット６１２によって給電される。移送システム６０４、例えば患者テーブルは、ＭＲ画像化システム内に被検体６０５、例えば患者を配置するために使用される。制御ユニット６０８は、ＲＦコイル６０３及び勾配コイル６０２を制御する。制御ユニット６０８は、更に再構成ユニット６０９の動作を制御する。制御ユニット６０８は、ディスプレイユニット６１０、例えばモニタ画面又はプロジェクタと、データ記憶装置６１５と、ユーザ入力インタフェースユニット６１１、例えばキーボード、マウス、トラックボール等とを制御する。

メインコイル６０１は、例えば磁場の強さ１．０Ｔ、１．５Ｔ又は３Ｔの中で安定した且つ一様な静磁場を生成する。開示された方法は、同様に他の磁場の強さに適用可能である。メインコイル６０１は、これらが、被検体６０５が導入され得る通常トンネル形の検査空間（システムのボアとも呼ばれる）を囲むように配置される。他の共通の構成は、被検体６０５が移送システム６０４を使用することにより導入され得る、これらの間の空隙と面して対向する極面を有する。ＭＲ画像化を可能にするため、静磁場に重畳される時間的可変磁場勾配が、勾配励振器６０６によって供給される電流に応答して、複数の勾配コイル６０２によって生成される。複数の勾配コイル６０２は、それぞれ、ＭＲシステムのｘ、ｙ及びｚ軸の磁場勾配を生成することができるｘ、ｙ及びｚ軸勾配コイルから成る。ｘ、ｙ及びｚ軸勾配コイルの１又はそれより多くは、本願明細書において開示される勾配コイル設計を採用し得る。電子勾配増幅回路に適合される電源ユニット６１２は、複数の勾配コイル６０２に電流を供給し、結果として、勾配パルス（勾配パルス波形とも呼ばれる）が生成される。制御ユニット６０８は、適切な勾配波形を生成するため、勾配コイルを通じて流れる電流の特性、特にこれらの強さ、持続期間及び方向を制御する。ＲＦコイル６０３は、被検体６０５のＲＦ励振パルスを生成し、ＲＦ励振パルスに応答して被検体６０５により生成されるＭＲ信号を受信する。ＲＦコイル励振器６０７は、ＲＦ励振パルスを送信するためにＲＦコイル６０３に電流を供給し、ＲＦコイル６０３によって受信されるＭＲ信号を増幅する。ＲＦコイル６０３又はＲＦコイルのセットの送受信機能は、Ｔ／Ｒスイッチ６１３を介して、制御ユニット６０８によって制御される。Ｔ／Ｒスイッチ６１３は、送信モードと受信モードとの間でＲＦコイル６０３を切り替える電子回路を備え、ＲＦコイル６０３及び他の関連した電子回路をブレイクスルー又は他の過負荷等から保護する。送信されたＲＦ励振パルスの特性、特にこれらの強さ及び持続期間は、制御ユニット６０８によって制御される。

送受信コイルが本実施例において１つのユニットとして示されるが、それぞれ送信及び受信のための分離したコイルを有することもあり得る点に留意するべきである。更に、送信若しくは受信、又はこれらの両方のため、複数のＲＦコイル６０３を有することがあり得る。ＲＦコイル６０３は、ボディコイルの形態で磁石に組み込まれ得るか、又は分離した表面コイルであり得る。これらは、異なる形状、例えばバードケージ構成又は簡素なループ構成等を有し得る。制御ユニット６０８は、好ましくは、プロセッサ、例えばマイクロプロセッサを含むコンピュータの形態である。

制御ユニット６０８は、ＲＦパルス励振、及びエコー、自由誘導減衰等から成るＭＲ信号の受信のアプリケーションをＴ／Ｒスイッチ６１３を介して制御する。キーボード、マウス、タッチスクリーン、トラックボール等のユーザ入力インタフェース装置６１１は、オペレータがＭＲシステムと相互に作用することを可能にする。ＲＦコイル６０３で受信されるＭＲ信号は、撮像される被検体６０５の関心領域の局所スピン密度に関する実際の情報を含む。受信信号は、再構成ユニット６０９によって再構成され、ＭＲ画像又はＭＲスペクトルとしてディスプレイユニット６１０に表示される。代替として、更なる処理のために待つ間、再構成ユニット６０９からの信号を記憶装置６１５に記憶することがあり得る。再構成ユニット６０９は、ＲＦコイル６０３から受信されるＭＲ信号を引き出すようにプログラムされるデジタル画像処理ユニットとして、有利に構成される。

上述の実施例が本発明を制限するのではなく、説明することに留意されること、及び当業者が請求の範囲から逸脱することなく、多くの他の実施例を設計可能であろうことに留意されるべきである。請求項において、括弧の間に配置されるいかなる参照符号も、請求項を制限するものとして解釈されるべきではない。「含む」という語は、請求項にリストされる以外の要素又はステップの存在を除外しない。要素に対する単数形の表記は、このような要素の複数の存在を除外しない。いくつかの手段を列挙するシステムの請求項において、これらの手段のいくつかは、コンピュータ可読ソフトウェア又はハードウェアの同一のアイテムによって実施され得る。ある手段が相互に異なる従属請求項において繰り返されるという単なる事実は、これらの手段の組合せが有効に使用され得ないことを示さない。

Claims (10)

1. ボアを含み、該ボアに沿って主磁場を生成するように配置される主磁石と、
   前記ボアに含まれ、前記主磁場の方向と平行な中心軸線を有する検査領域と、
   前記検査領域に渡る磁場勾配を生成する一次勾配コイルと
   を有する磁気共鳴装置であって、前記一次勾配コイルが、前記中心軸線から異なる距離に位置される第１コイル部及び第２のコイル部を有する、磁気共鳴装置。
2. ギャップによって分離され、該ギャップ内に主磁場を生成するように配置される複数の極片を含む主磁石と、
   前記ギャップに含まれ、前記主磁場の方向に対して垂直な中心平面を有する検査領域と、
   前記検査領域に渡る勾配磁場を生成する一次勾配コイルと
   を有する磁気共鳴装置であって、前記一次勾配コイルが、前記中心平面から異なる距離に位置される第１コイル部及び第２コイル部を含む、磁気共鳴装置。
3. 前記中心軸線からの前記第１コイル部及び前記第２コイル部の距離の違いが、凹部を形成し、高周波コイルが該凹部に位置される、請求項１に記載の磁気共鳴装置。
4. 前記中心平面からの前記第１コイル部及び前記第２コイル部の距離の違いが、凹部を形成し、高周波コイルが該凹部に位置される、請求項２に記載の磁気共鳴装置。
5. 前記中心軸線からの前記第１コイル部及び前記第２コイル部の距離の違いが、凹部を形成し、電磁放射を検出する検出器装置が、該凹部に位置される、請求項１に記載の磁気共鳴装置。
6. 前記中心平面からの前記第１コイル部及び前記第２コイル部の距離の違いが、凹部を形成し、電磁放射を検出する検出器装置が、該凹部に位置される、請求項２に記載の磁気共鳴装置。
7. １又はそれより多くの追加の勾配コイルを含み、前記一次勾配コイルの前記第１コイル部及び前記第２コイル部が、前記追加の勾配コイルのうちの少なくとも１つの両側に配置される、請求項１又は請求項２に記載の磁気共鳴装置。
8. 第１コイル部及び／又は第２コイル部が、冷却流体を担持する中空伝導材料からなる、請求項１又は請求項２に記載の磁気共鳴装置。
9. 前記検査領域に隣接するカバーを含み、前記第１コイル部又は前記第２コイル部が、少なくとも前記検査領域の近くの前記カバーを冷却するように更に配置される、請求項８に記載の磁気共鳴装置。
10. 前記一次勾配コイルの前記第１コイル部及び前記第２コイル部が、前記磁気共鳴装置の前記ボアのフレアを最大化するように構成される、請求項１の磁気共鳴装置。

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