JP2016131751A - Gradient magnetic field coil and magnetic resonance imaging apparatus - Google Patents
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Abstract
Description
本発明の実施形態は、傾斜磁場コイル及び磁気共鳴イメージング装置に関する。 Embodiments described herein relate generally to a gradient coil and a magnetic resonance imaging apparatus.
磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ：Ｍａｇｎｅｔｉｃ Ｒｅｓｏｎａｎｃｅ Ｉｍａｇｉｎｇ）装置は、医用画像診断の分野で広く普及している。ＭＲＩとは、磁気共鳴現象に基づく撮像法であって、静磁場が形成された空間に置かれた被検体が有する原子核（１Ｈ等）スピンを、ラーモア周波数のＲＦ（ＲＦ：ｒａｄｉｏ ｆｒｅｑｕｅｎｃｙ）信号で磁気的に励起し、当該励起に伴って発生する核磁気共鳴（ＮＭＲ：ｎｕｃｌｅａｒ ｍａｇｎｅｔｉｃ ｒｅｓｏｎａｎｃｅ）信号から、画像を再構成する撮像法である。 2. Description of the Related Art Magnetic resonance imaging (MRI) apparatuses are widely used in the field of medical image diagnosis. MRI is an imaging method based on a magnetic resonance phenomenon, in which an atomic (such as 1 H) spin of a subject placed in a space where a static magnetic field is formed is converted into a Larmor frequency RF (RF: radio frequency) signal. This is an imaging method in which an image is reconstructed from a nuclear magnetic resonance (NMR) signal that is magnetically excited by and excited with the excitation.
磁気共鳴イメージング装置は、傾斜磁場を発生する傾斜磁場コイルを有している。傾斜磁場コイルは、巻枠と呼ばれる円筒形状の枠体に、コイル（インダクタ）として作用する複数の導線や、冷却管等を配置し、これらを熱硬化性樹脂で固めることにより製造されている。 The magnetic resonance imaging apparatus has a gradient magnetic field coil that generates a gradient magnetic field. A gradient magnetic field coil is manufactured by arranging a plurality of conducting wires acting as coils (inductors), cooling pipes, and the like in a cylindrical frame called a winding frame, and hardening them with a thermosetting resin.
傾斜磁場コイルに使用するコイルについて、隣接する導線の間隔（パターン間距離）が略一定となるように実装した（一定型コイルパターン）場合、過渡応答時に時定数の小さい（短い）渦磁場が発生する。当該渦磁場は、ＭＲＩ画像に対してノイズ又はアーチファクトを生じる原因となる。
一方、傾斜磁場コイルに使用するコイルについて、パターン間距離が非一定となるように実装した（非一定型コイルパターン）場合、上記時定数の小さい渦磁場の発生を低減することができる。つまり、一定型コイルパターンに比して渦磁場の時定数を大きくすることができる。これに伴い、ＭＲＩ画像に対する悪影響（ノイズ又はアーチファクト）を低減することができる。しかしながらコイル全体のＤＣ抵抗値が、一定型の場合に比して大きくなり、その結果発熱量が増大する。そのため、撮影上の制限（撮影時間、フレームレート等の制限）が課されることがある。
すなわち、傾斜磁場コイルの設計に際して、上記二の問題がトレードオフとして存在しているといえる。
When the coil used for the gradient magnetic field coil is mounted so that the distance between adjacent conductors (distance between patterns) is substantially constant (constant type coil pattern), a small (short) eddy magnetic field is generated during transient response. To do. The eddy magnetic field causes noise or artifacts on the MRI image.
On the other hand, when the coil used for the gradient magnetic field coil is mounted such that the distance between patterns is non-constant (non-constant coil pattern), generation of an eddy magnetic field having a small time constant can be reduced. That is, the time constant of the eddy magnetic field can be increased as compared with the fixed coil pattern. Accordingly, adverse effects (noise or artifacts) on the MRI image can be reduced. However, the DC resistance value of the entire coil becomes larger than that of the fixed type, and as a result, the heat generation amount increases. For this reason, restrictions on photographing (restrictions on photographing time, frame rate, etc.) may be imposed.
That is, it can be said that the above two problems exist as trade-offs in designing the gradient coil.
目的は、時定数の小さい渦磁場と発熱量と関するトレードオフを解消可能な傾斜磁場コイル及び、ＭＲＩ画像に対する悪影響と撮影上の制限とに関するトレードオフを解消可能な磁気共鳴イメージング装置を提供することにある。 An object is to provide a gradient coil capable of eliminating a trade-off between a vortex magnetic field having a small time constant and a calorific value, and a magnetic resonance imaging apparatus capable of eliminating a trade-off between adverse effects on MRI images and imaging limitations. It is in.
実施形態に係る傾斜磁場コイルは、円筒型の第１の層と、前記第１の層の外径側において当該第１の層と同軸に設けられた円筒型の第２の層と、を具備する傾斜磁場コイルであって、前記第１の層は、隣接する導線の間隔を一定として指紋状に実装された少なくとも一つの第１のコイルを有し、前記第２の層は、隣接する導線の間隔を非一定として指紋状に実装された少なくとも一つの第２のコイルを有すること、を特徴とする。 The gradient magnetic field coil according to the embodiment includes a cylindrical first layer and a cylindrical second layer provided coaxially with the first layer on the outer diameter side of the first layer. The first layer includes at least one first coil mounted in a fingerprint shape with a constant interval between adjacent conductors, and the second layer includes adjacent conductors. And having at least one second coil mounted in a fingerprint shape with a non-constant interval.
以下、図面を参照しながら実施形態を説明する。なお、以下の説明において、略同一の構成を有する構成要素については、同一符号を付し、重複説明は必要な場合にのみ行う。 Hereinafter, embodiments will be described with reference to the drawings. In the following description, components having substantially the same configuration are denoted by the same reference numerals, and redundant description will be given only when necessary.
図１は、実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置１の一例を示すブロック図である。磁気共鳴イメージング装置１は、制御ユニット１０、シーケンスコントローラ２０、トランシーバ２１、増幅ユニット３０、電源ユニット３１、架台４０、寝台６０、及び入出力ユニット７０を有する。 FIG. 1 is a block diagram illustrating an example of a magnetic resonance imaging apparatus 1 according to the embodiment. The magnetic resonance imaging apparatus 1 includes a control unit 10, a sequence controller 20, a transceiver 21, an amplification unit 30, a power supply unit 31, a gantry 40, a bed 60, and an input / output unit 70.
制御ユニット１０は、磁気共鳴イメージング装置１に係る動作全般の制御を担う。制御ユニット１０は、例えば、メモリやハードディスク等の記憶部と、ＣＰＵ（Ｃｅｎｔｒａｌ Ｐｒｏｃｅｓｓｉｎｇ Ｕｎｉｔ）等を有するホストコンピュータと、トランシーバ２１より送信されるデータ（ＮＭＲ信号に基づく電気信号）を収集するデータ収集部と、収集されたデータから、フーリエ変換を経てＭＲＩ画像を再構成する画像再構成部と、寝台６０を鉛直及び水平方向に調整可能に制御する寝台制御部とを有する。但し、この限りではない。
制御ユニット１０は、このような横断的な役割を有することから、実施形態においては、必要に応じて他の部分の説明と関連して補足説明を行う。
The control unit 10 is responsible for overall operation of the magnetic resonance imaging apparatus 1. The control unit 10 includes, for example, a storage unit such as a memory and a hard disk, a host computer having a CPU (Central Processing Unit), etc., and a data collection unit that collects data (electrical signals based on NMR signals) transmitted from the transceiver 21 And an image reconstruction unit that reconstructs an MRI image from the collected data through Fourier transform, and a bed control unit that controls the bed 60 so as to be adjustable in the vertical and horizontal directions. However, this is not the case.
Since the control unit 10 has such a transverse role, in the embodiment, supplementary explanation is given in association with explanation of other parts as necessary.
シーケンスコントローラ２０は、増幅ユニット３０における傾斜ドライバとトランシーバ２１とに接続されており、傾斜磁場を発生させるための電気信号の送信と、ＲＦパルスを発生させるための電気信号の送受信（トランシーバ２１を介する）とに係るシーケンスを制御する。すなわち、シーケンスコントローラ２０は決められたタイミングで、トリガを接続先に送信する。 The sequence controller 20 is connected to the gradient driver in the amplification unit 30 and the transceiver 21, and transmits an electrical signal for generating a gradient magnetic field and transmission / reception of an electrical signal for generating an RF pulse (via the transceiver 21). ) And the related sequence. That is, the sequence controller 20 transmits a trigger to the connection destination at a determined timing.
トランシーバ２１は、被検体が有する原子核を励起させるＲＦパルスを発生させるための電気信号を、増幅ユニット３０におけるトランスミッタを介して、送信する。また、トランシーバ２１は、ＲＦパルスによって励起された原子核が元に戻る際に発するＮＭＲ信号に基づく電気信号を、増幅ユニット３０におけるプリアンプを介して、受信する。更にトランシーバ２１は、当該ＮＭＲ信号に基づく電気信号を制御ユニット１０に送信する。 The transceiver 21 transmits an electrical signal for generating an RF pulse that excites an atomic nucleus of the subject via a transmitter in the amplification unit 30. Further, the transceiver 21 receives an electrical signal based on the NMR signal generated when the nucleus excited by the RF pulse returns to the original state via the preamplifier in the amplification unit 30. Further, the transceiver 21 transmits an electrical signal based on the NMR signal to the control unit 10.
増幅ユニット３０は、傾斜ドライバ（傾斜磁場を発生させるための電気信号を増幅、送信するアンプ）、トランスミッタ（ＲＦパルスを発生させるための電気信号を増幅、送信するアンプ）、プリアンプ（ＮＭＲ信号に基づく電気信号を増幅、送信するアンプ）の総称である。傾斜ドライバは、傾斜磁場コイル５０が傾斜磁場を発生するように、シーケンスコントローラ２０からのトリガに同期して、電気信号を傾斜磁場コイル５０に送信する。トランスミッタは、トランシーバ２１のトリガに同期して、電気信号をＲＦ送信コイル４２に送信する。プリアンプは、被検体よりＲＦ受信コイル４３を介して得られたＮＭＲ信号に基づく電気信号（微弱）を増幅して、当該電気信号をトランシーバ２１に送信する。 The amplification unit 30 includes a gradient driver (an amplifier that amplifies and transmits an electrical signal for generating a gradient magnetic field), a transmitter (an amplifier that amplifies and transmits an electrical signal for generating an RF pulse), and a preamplifier (based on an NMR signal). It is a general term for amplifiers that amplify and transmit electrical signals. The gradient driver transmits an electrical signal to the gradient coil 50 in synchronization with the trigger from the sequence controller 20 so that the gradient coil 50 generates a gradient magnetic field. The transmitter transmits an electrical signal to the RF transmission coil 42 in synchronization with the trigger of the transceiver 21. The preamplifier amplifies an electrical signal (weak) based on the NMR signal obtained from the subject via the RF receiving coil 43 and transmits the electrical signal to the transceiver 21.
電源ユニット３１は、増幅ユニットにおける各増幅器に、電圧を印加する。 The power supply unit 31 applies a voltage to each amplifier in the amplification unit.
架台４０は、静磁場磁石４１、ＲＦ送信コイル４２、ＲＦ受信コイル４３、及び傾斜磁場コイル５０を有する。 The gantry 40 includes a static magnetic field magnet 41, an RF transmission coil 42, an RF reception coil 43, and a gradient magnetic field coil 50.
静磁場磁石４１は、中空の略円筒形状を有し、略円筒内部に静磁場を発生する。発生された磁場において、特に均一度の良い空間領域が撮像に利用される。本実施形態では、静磁場磁石４１は、超伝導磁石であるとする。しかしながら超電導磁石に限らず、永久磁石や常伝導磁石を用いて実施することもできる。
ここで、静磁場磁石４１の中心軸をＺ軸に規定し、Ｚ軸に対して鉛直に直交する軸をＹ軸と呼び、Ｚ軸に水平に直交する軸をＸ軸と呼ぶことにする。すなわち、Ｘ軸、Ｙ軸、及びＺ軸は、直交３次元座標系を構成する。
The static magnetic field magnet 41 has a hollow, substantially cylindrical shape, and generates a static magnetic field inside the substantially cylindrical shape. In the generated magnetic field, a spatial region having particularly good uniformity is used for imaging. In the present embodiment, it is assumed that the static magnetic field magnet 41 is a superconducting magnet. However, not only the superconducting magnet but also a permanent magnet or a normal conducting magnet can be used.
Here, the central axis of the static magnetic field magnet 41 is defined as the Z axis, the axis perpendicular to the Z axis is called the Y axis, and the axis horizontally orthogonal to the Z axis is called the X axis. That is, the X axis, the Y axis, and the Z axis constitute an orthogonal three-dimensional coordinate system.
ＲＦ送信コイル４２は、トランスミッタからの電気信号の入力に応答して、ＲＦパルスを被検体に送信する。ＲＦパルスは、固有のラーモア周波数に対応する被検体の原子核を励起させる。 The RF transmission coil 42 transmits an RF pulse to the subject in response to an electric signal input from the transmitter. The RF pulse excites the subject's nuclei corresponding to the intrinsic Larmor frequency.
ＲＦ受信コイル４３は、被検体有する原子核が励起状態から元に戻る際に発生されるＮＭＲ信号を受信し、当該ＮＭＲ信号に基づく電子信号（微弱）をプリアンプに送信する。
なお、本実施形態では、ＲＦ送信コイル４２とＲＦ受信コイル４３とを別々のコイルとしているが、同一のコイル（ＲＦコイル）として実施してもよい。
The RF receiving coil 43 receives an NMR signal generated when the atomic nucleus of the subject returns from the excited state to the original state, and transmits an electronic signal (weak) based on the NMR signal to the preamplifier.
In the present embodiment, the RF transmission coil 42 and the RF reception coil 43 are separate coils, but may be implemented as the same coil (RF coil).
傾斜磁場コイル５０は、静磁場磁石４１の内側に取り付けられ、中空の略円筒形状に形成されたコイルユニットである。傾斜ドライバからの電気信号の入力に応答して、傾斜磁場を形成する。当該傾斜磁場により、被検体内の原子核は、各原子核の位置毎に、異なるラーモア周波数を有することになる。すなわち、当該ラーモア周波数の違いにより、ＮＭＲ信号から、断面の位置情報を区別することが可能となる。
なお、実施形態に係る傾斜磁場コイル５０については、図２及び図３を用いて後に詳述する。
The gradient coil 50 is a coil unit that is attached to the inside of the static magnetic field magnet 41 and is formed in a hollow, substantially cylindrical shape. A gradient magnetic field is formed in response to an electric signal input from the gradient driver. Due to the gradient magnetic field, the nucleus in the subject has a different Larmor frequency for each position of the nucleus. That is, the position information of the cross section can be distinguished from the NMR signal by the difference in the Larmor frequency.
The gradient magnetic field coil 50 according to the embodiment will be described in detail later with reference to FIGS.
寝台６０は、天板６１及び天板６１の高さを調整可能な不図示の調整機構を有する。制御ユニット１０における寝台制御部は、天板６１の高さを、当該調整機構を介して、調整可能に制御する。また、制御ユニット１０における寝台制御部は、当該調整機構を介して、天板６１を長手方向に移動させ、当該天板６１に載置された被検体を、架台４０の内側に位置する被検体配置空間に配置する。通常は、被検体の撮像部位が架台４０の開口部（ボア）に設定された撮像領域に含まれるように、天板６１が位置決めされる。 The bed 60 has a top plate 61 and an adjustment mechanism (not shown) that can adjust the height of the top plate 61. The bed control unit in the control unit 10 controls the height of the top plate 61 so as to be adjustable via the adjustment mechanism. Further, the bed control unit in the control unit 10 moves the top plate 61 in the longitudinal direction via the adjustment mechanism, and the subject placed on the top plate 61 is located inside the gantry 40. Place in the placement space. Usually, the top 61 is positioned so that the imaging region of the subject is included in the imaging region set in the opening (bore) of the gantry 40.
入出力ユニット７０は、入力部と出力部とを有する。
出力部としては、ＣＲＴディスプレイ、液晶ディスプレイ、有機ＥＬディスプレイ、プラズマディスプレイ等のディスプレイデバイスが適宜利用可能である。当該ディスプレイデバイスは、制御ユニット１０と接続され、例えば、撮影されたＭＲＩ画像を表示する。或いは、出力部として、上記ディスプレイデバイスにおける表示画面等を印刷可能な印刷機を利用してもよい。
入力部は、制御ユニット１０と接続され、例えば、スイッチボタン、マウス、キーボード等を介して、医師等の操作者の指示入力を受け付ける。当該指示入力は、制御ユニット１０におけるホストコンピュータに転送される。ホストコンピュータは当該指示入力に応じて、所定の制御や演算を実行する。例えば、操作者が出力部にて表示されているＭＲＩ画像における所定の関心領域（Ｒｅｇｉｏｎ ｏｆ Ｉｎｔｅｒｅｓｔ：ＲＯＩ）だけに注目し、当該箇所を拡大表示したい場合を想定する。入力部は、操作者によるＲＯＩの拡大に関する指示入力を受け付ける。当該指示入力は、ホストコンピュータに転送される。ホストコンピュータは、ＭＲＩ画像の拡大処理を実行する。出力部は、拡大処理の施されたＭＲＩ画像を表示する。
The input / output unit 70 has an input unit and an output unit.
As the output unit, a display device such as a CRT display, a liquid crystal display, an organic EL display, or a plasma display can be used as appropriate. The display device is connected to the control unit 10 and displays, for example, a captured MRI image. Alternatively, a printer capable of printing the display screen or the like on the display device may be used as the output unit.
The input unit is connected to the control unit 10 and receives an instruction input from an operator such as a doctor via, for example, a switch button, a mouse, a keyboard, and the like. The instruction input is transferred to the host computer in the control unit 10. The host computer executes predetermined control and calculation in response to the instruction input. For example, it is assumed that the operator pays attention only to a predetermined region of interest (ROI) in the MRI image displayed on the output unit and wants to enlarge and display the portion. The input unit receives an instruction input related to enlargement of the ROI by the operator. The instruction input is transferred to the host computer. The host computer executes MRI image enlargement processing. The output unit displays the enlarged MRI image.
次に、実施形態に係る傾斜磁場コイル５０の構造について説明する。
図２は、実施形態に係る傾斜磁場コイル５０の構造の一例を示す図である。ここでは、実施形態に係る傾斜磁場コイル５０は、シールド傾斜磁場コイル（ＡＳＧＣ：Ａｃｔｉｖｅｌｙ Ｓｈｉｅｌｄｅｄ Ｇｒａｄｉｅｎｔ Ｃｏｉｌ）であるものとする。
図２に示すように、傾斜磁場コイル５０は、円筒型の巻枠５１（円筒型ユニット）を有する。また傾斜磁場コイル５０は、巻枠５１の側面に沿って、巻枠５１の中心軸（Ｚ軸）から外径又は動径（半径ｒ）方向に、順に第１の層５２（インナー層）、中間層５３、及び第２の層５４（アウター層）を、それぞれ同軸に有する。
Next, the structure of the gradient magnetic field coil 50 according to the embodiment will be described.
FIG. 2 is a diagram illustrating an example of the structure of the gradient coil 50 according to the embodiment. Here, it is assumed that the gradient coil 50 according to the embodiment is a shielded gradient coil (ASGC).
As shown in FIG. 2, the gradient coil 50 has a cylindrical winding frame 51 (cylindrical unit). The gradient magnetic field coil 50 includes a first layer 52 (inner layer) in order from the central axis (Z axis) of the winding frame 51 in the outer diameter or radius (radius r) direction along the side surface of the winding frame 51. The intermediate layer 53 and the second layer 54 (outer layer) are coaxially provided.
第１の層５２は、開口部に設定された撮像領域に傾斜磁場を発生するインナーコイル５２ａ（第１のコイル）を有する。インナーコイル５２ａは、Ｘ軸に沿って傾斜磁場を発生するためのＸコイル、Ｙ軸に沿って傾斜磁場を発生するためのＹコイル、及びＺ軸に沿って傾斜磁場を発生するためのＺコイルを有する。インナーコイル５２ａ（Ｘコイル、Ｙコイル、及びＺコイル）は、例えば、銅やアルミニウム等の電気伝導性の良い金属により形成される。 The first layer 52 includes an inner coil 52a (first coil) that generates a gradient magnetic field in an imaging region set in the opening. The inner coil 52a includes an X coil for generating a gradient magnetic field along the X axis, a Y coil for generating a gradient magnetic field along the Y axis, and a Z coil for generating a gradient magnetic field along the Z axis. Have The inner coil 52a (X coil, Y coil, and Z coil) is formed of a metal having good electrical conductivity such as copper or aluminum.
中間層５３は、磁場発生時において発熱した傾斜磁場コイル５０を冷却するための冷媒が流れる冷却管や、磁場の空間分布を調整するための鉄シムが配置されるシムトレイを有する。 The intermediate layer 53 includes a cooling pipe through which a refrigerant for cooling the gradient magnetic field coil 50 that generates heat when a magnetic field is generated, and a shim tray in which an iron shim for adjusting the spatial distribution of the magnetic field is disposed.
第２の層５４は、インナーコイル５２ａから発生された傾斜磁場のうちの、外部に漏れ出した磁場（漏洩磁場）を打ち消すための磁場（遮蔽磁場）を発生するアウターコイル５４ａ（第２のコイル）を有する。つまり、アウターコイル５４ａにおいては、インナーコイル５２ａに流れる電流と逆向きの電流が流れている。アウターコイル５４ａは、Ｘ軸に沿って遮蔽磁場を発生するためのＸコイル、Ｙ軸に沿って遮蔽磁場を発生するためのＹコイル、及びＺ軸に沿って遮蔽磁場を発生するためのＺコイルを有する。アウターコイル５４ａ（Ｘコイル、Ｙコイル、及びＺコイル）は、例えば、銅やアルミニウム等の電気伝導性の良い金属により形成される。 The second layer 54 includes an outer coil 54a (second coil) that generates a magnetic field (shielding magnetic field) for canceling out a magnetic field leaked to the outside (leakage magnetic field) out of the gradient magnetic field generated from the inner coil 52a. ). That is, in the outer coil 54a, a current that is opposite to the current flowing in the inner coil 52a flows. The outer coil 54a includes an X coil for generating a shielding magnetic field along the X axis, a Y coil for generating a shielding magnetic field along the Y axis, and a Z coil for generating a shielding magnetic field along the Z axis. Have The outer coil 54a (X coil, Y coil, and Z coil) is made of, for example, a metal having good electrical conductivity such as copper or aluminum.
図３は、実施形態に係る傾斜磁場コイル５０における、インナーコイル５２ａとアウターコイル５４ａとが有するコイルパターンの一例を模式的に示す図である。 FIG. 3 is a diagram schematically illustrating an example of a coil pattern included in the inner coil 52a and the outer coil 54a in the gradient coil 50 according to the embodiment.
インナーコイル５２ａに関して、特にＸコイル及びＹコイルは、銅やアルミニウム等の電気伝導性の良い金属でできた第１の平板５２ｂから、例えば、エンドミル等の工具を用いて不要な箇所（第１の削取部５２ｃ）を削り取ることにより、指紋状（渦巻き状）に形成される。当該コイルパターンは、隣接する導線の間隔（パターン間距離）が非一定であるように形成される（非一定型コイルパターン）。この際、時定数の小さい渦磁場がイメージングに影響を及ばさない程度（例えば、被検体が載置される開口部中心付近の渦磁場量が規定値以下となる等）のパターン間距離を、事前の検証実験を通して確認し、当該検証結果に基づいて、非一定型コイルパターンを決定及び形成することが好適である。
なお、図３に示す一例では、パターン間距離が位置毎に連続的に異なるように、コイルパターンが形成されているが、当該パターンだけに限るものではない。例えば、一部のパターン間距離だけが位置毎に連続的に異なるようにしてもよいし、或いは連続的でなく、位置毎に離散的に異なるようにしてもよい。また、上記のパターン間距離が混在したものがあってもよい。
一方Ｚコイルについては、Ｘコイル及びＹコイルのパターンが形成された平板５２ａを円筒型に配置した側面上に、同金属製の導線を巻き付けるように実装される。しかしながら、上述のＸコイル及びＹコイルと同様の手法で形成してもよい。いずれの場合であれ、第１の層５２は、配置された金属製の各コイルを熱硬化樹脂等によって固定することで、構成される。
With respect to the inner coil 52a, the X coil and the Y coil, in particular, can be removed from the first flat plate 52b made of a metal having good electrical conductivity such as copper or aluminum by using a tool such as an end mill (first By scraping off the scraping part 52c), a fingerprint shape (spiral shape) is formed. The said coil pattern is formed so that the space | interval (distance between patterns) of an adjacent conducting wire may be non-constant (non-constant coil pattern). At this time, the inter-pattern distance is such that the eddy magnetic field with a small time constant does not affect the imaging (for example, the amount of the eddy magnetic field near the center of the opening where the subject is placed is less than a specified value) It is preferable to confirm and form a non-constant type coil pattern based on the verification result after confirmation through a prior verification experiment.
In the example shown in FIG. 3, the coil pattern is formed so that the distance between the patterns is continuously different for each position. However, the coil pattern is not limited to the pattern. For example, only a part of the inter-pattern distances may be continuously different for each position, or may not be continuous but may be discretely different for each position. Further, there may be a mixture of the above-mentioned distances between patterns.
On the other hand, the Z coil is mounted so that a conductive wire made of the same metal is wound on the side surface in which the flat plate 52a on which the patterns of the X coil and the Y coil are formed is arranged in a cylindrical shape. However, it may be formed by the same method as the above-described X coil and Y coil. In any case, the first layer 52 is configured by fixing the arranged metal coils with a thermosetting resin or the like.
アウターコイル５４ａに関して、特にＸコイル及びＹコイルは、銅やアルミニウム等の電気伝導性の良い金属でできた第２の平板５４ｂから、例えば、エンドミル等の工具を用いて不要な箇所（第２の削取部５４ｃ）を削り取ることにより、指紋状（渦巻き状）に形成される。当該コイルパターンは、隣接する導線の間隔（パターン間距離）が略一定であるように形成される（一定型コイルパターン）。このようにパターン間距離が略一定である場合は、工具による削取作業が１度で済む（いわゆる一筆書き）。特に、発熱量（すなわちＤＣ抵抗値）を低減させるために、製造環境下で実現しうる最小限のパターン間距離（例えば、エンドミルにとりつけるブレードを最小のものにする）を実施することが好適である。
一方Ｚコイルについては、Ｘコイル及びＹコイルのパターンが形成された平板５４ａを円筒型に配置した側面上に、同金属製の導線を巻き付けるように実装される。しかしながら、上述のＸコイル及びＹコイルと同様の手法で形成してもよい。いずれの場合であれ、第２の層５４は、配置された金属製の各コイルを熱硬化樹脂等によって固定することで、構成される。
With respect to the outer coil 54a, the X coil and the Y coil, in particular, can be removed from the second flat plate 54b made of a metal having good electrical conductivity such as copper or aluminum by using a tool such as an end mill (second By scraping off the scraping part 54c), a fingerprint shape (spiral shape) is formed. The said coil pattern is formed so that the space | interval (distance between patterns) of an adjacent conducting wire may be substantially constant (constant type coil pattern). Thus, when the distance between patterns is substantially constant, the cutting work with a tool is only required once (so-called one-stroke writing). In particular, in order to reduce the amount of heat generation (that is, DC resistance value), it is preferable to implement the minimum distance between patterns that can be realized in the manufacturing environment (for example, to minimize the blade attached to the end mill). is there.
On the other hand, the Z coil is mounted so that a conductive wire made of the same metal is wound on the side surface in which the flat plate 54a on which the pattern of the X coil and the Y coil is formed is arranged in a cylindrical shape. However, it may be formed by the same method as the above-described X coil and Y coil. In any case, the second layer 54 is configured by fixing the arranged metal coils with a thermosetting resin or the like.
次に、実施形態に係る傾斜磁場コイル５０の作用について説明する。
傾斜磁場コイル５０におけるインナーコイル５２ａは、Ｘ軸方向、Ｙ軸方向及びＺ軸方向それぞれに、傾斜磁場を発生する。
Next, the operation of the gradient magnetic field coil 50 according to the embodiment will be described.
The inner coil 52a in the gradient magnetic field coil 50 generates a gradient magnetic field in each of the X-axis direction, the Y-axis direction, and the Z-axis direction.
図４は、過渡応答時の時定数の小さい渦磁場の強度分布の測定結果一例を示すグラフである。当該グラフでは、横軸をＺ方向の変位とし、縦軸を開口部の中心から外へ向かう動径（半径ｒ）方向の変位とする。傾斜磁場コイル５０は、変位に対する線形な傾斜磁場を発生することが理想的である。当該グラフにおける渦磁場強度は、上記理想的な傾斜磁場の強度と、測定実験において傾斜磁場コイル５０が実際に発生した磁場強度との差として測定されている。
図中のＢ０、Ｂ１及びＢ２は、それぞれ所定の磁場強度の範囲を表す値である。それぞれの最小値を、ｍ（Ｂ０）、ｍ（Ｂ１）及びｍ（Ｂ２）とし、それぞれの最大値をＭ（Ｂ０）、Ｍ（Ｂ１）及びＭ（Ｂ２）と表すとすると、０≒ｍ（Ｂ０）≦Ｂ０≦Ｍ（Ｂ０）＝ｍ（Ｂ１）≦Ｂ１≦Ｍ（Ｂ１）＝ｍ（Ｂ２）≦Ｂ２≦Ｍ（Ｂ２）を満たす。当該グラフによれば、中心から遠い位置においては、渦磁場が発生しているが、被検体が載置されるべき開口部の中心付近には、渦磁場は発生していないことが分かる。当該結果は、インナーコイル５２ａが、非一定型コイルパターンを有することに起因する。
一方で、アウターコイル５４ａは、一定型コイルパターンを有する。従って、アウターコイル５４ａを、非一定型コイルパターンとした場合に比して、発熱量は小さくなる（低減される）。
FIG. 4 is a graph showing an example of the measurement result of the intensity distribution of the eddy magnetic field having a small time constant during the transient response. In the graph, the horizontal axis is the displacement in the Z direction, and the vertical axis is the displacement in the radial (radius r) direction from the center of the opening to the outside. Ideally, the gradient coil 50 generates a linear gradient magnetic field with respect to displacement. The eddy magnetic field strength in the graph is measured as a difference between the ideal gradient magnetic field strength and the magnetic field strength actually generated by the gradient coil 50 in the measurement experiment.
B 0 , B 1 and B 2 in the figure are values each representing a predetermined magnetic field strength range. Respective minimum values are represented as m (B 0 ), m (B 1 ), and m (B 2 ), and respective maximum values are represented as M (B 0 ), M (B 1 ), and M (B 2 ). Then, 0≈m (B 0 ) ≦ B 0 ≦ M (B 0 ) = m (B 1 ) ≦ B 1 ≦ M (B 1 ) = m (B 2 ) ≦ B 2 ≦ M (B 2 ) . According to the graph, it can be seen that an eddy magnetic field is generated at a position far from the center, but no eddy magnetic field is generated near the center of the opening where the subject is to be placed. This result is due to the inner coil 52a having a non-constant coil pattern.
On the other hand, the outer coil 54a has a fixed coil pattern. Accordingly, the amount of heat generation is reduced (reduced) compared to the case where the outer coil 54a is a non-constant coil pattern.
（効果）
以上に述べた実施形態に係る傾斜磁場コイル５０及び磁気共鳴イメージング装置１によれば、次の効果を得ることができる。
(effect)
According to the gradient magnetic field coil 50 and the magnetic resonance imaging apparatus 1 according to the embodiment described above, the following effects can be obtained.
実施形態に係る傾斜磁場コイル５０は、非一定型コイルパターンを有するインナーコイル５２と、一定型コイルパターンを有するアウターコイル５４とを有する。従って、一定型コイルパターンのみから形成される従来の傾斜磁場コイルに比して、過渡応答時における渦磁場の時定数を大きくすることができる。つまり、時定数の小さい渦磁場の発生を低減することができる。また、非一定型コイルパターンのみから形成される従来の傾斜磁場コイルに比して、ＤＣ抵抗値及び当該値に起因する発熱量を低減させることができる。
すなわち、実施形態に係る傾斜磁場コイル５０は、従来の傾斜磁場コイルが有する時定数の小さい渦磁場と発熱量とに関するトレードオフを解消することができる。
The gradient magnetic field coil 50 according to the embodiment includes an inner coil 52 having a non-constant coil pattern and an outer coil 54 having a constant coil pattern. Therefore, the time constant of the eddy magnetic field at the time of transient response can be increased as compared with the conventional gradient magnetic field coil formed only from the fixed coil pattern. That is, generation of an eddy magnetic field having a small time constant can be reduced. Further, as compared with the conventional gradient magnetic field coil formed only from the non-constant coil pattern, the DC resistance value and the amount of heat generated due to the value can be reduced.
That is, the gradient coil 50 according to the embodiment can eliminate the trade-off between the eddy magnetic field having a small time constant and the calorific value of the conventional gradient coil.
同様に、実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置１は、非一定型コイルパターンを有するインナーコイル５２ａと、一定型コイルパターンを有するアウターコイル５４ａとを備えた傾斜磁場コイル５０を有する。従って、一定型コイルパターンのみから形成される傾斜磁場コイルを備えた従来の磁気共鳴イメージング装置に比して、過渡応答時における時定数の小さい（短い）渦磁場の発生に起因するＭＲＩ画像に対する悪影響（ノイズ又はアーチファクト）を低減させることができる。また、非一定型コイルパターンのみから形成される傾斜磁場コイルを備えた従来の磁気共鳴イメージング装置に比して、発熱量に起因する撮影条件の制限を緩和することができる。
すなわち、実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置１は、従来の磁気共鳴イメージング装置が有するＭＲＩ画像に対する悪影響と撮影条件の制限とに関するトレードオフを解消することができる。
Similarly, the magnetic resonance imaging apparatus 1 according to the embodiment includes a gradient magnetic field coil 50 including an inner coil 52a having a non-constant coil pattern and an outer coil 54a having a constant coil pattern. Therefore, as compared with a conventional magnetic resonance imaging apparatus having a gradient magnetic field coil formed only from a fixed coil pattern, an adverse effect on an MRI image due to generation of a eddy magnetic field having a small time constant at the time of transient response. (Noise or artifacts) can be reduced. In addition, as compared with a conventional magnetic resonance imaging apparatus including a gradient magnetic field coil formed only from a non-constant coil pattern, it is possible to relax restrictions on imaging conditions due to the amount of heat generation.
That is, the magnetic resonance imaging apparatus 1 according to the embodiment can eliminate the trade-off related to the adverse effect on the MRI image and the limitation of the imaging conditions that the conventional magnetic resonance imaging apparatus has.
（従来技術との比較参照）
上に述べた実施形態に係る傾斜磁場コイル５０の作用及び、実施形態に係る傾斜磁場コイル５０及び磁気共鳴イメージング装置１の効果に関連して、従来の傾斜磁場コイルにおける渦磁場分布を比較参照する。
(See comparison with conventional technology)
In relation to the action of the gradient magnetic field coil 50 according to the embodiment described above and the effects of the gradient magnetic field coil 50 according to the embodiment and the magnetic resonance imaging apparatus 1, the eddy magnetic field distribution in the conventional gradient magnetic field coil is referred to for comparison. .
図５は、一定型コイルパターンのみから成る従来の傾斜磁場コイルの、過渡応答時の渦磁場分布の測定結果一例を示すグラフである。当該グラフでは、横軸をＺ方向の変位とし、縦軸を開口部の中心から外へ向かう動径（半径ｒ）方向の変位とする。傾斜磁場コイルは、変位に対する線形な傾斜磁場を発生することが理想的である。当該グラフにおける渦磁場強度は、上記理想的な傾斜磁場の強度と、測定実験において傾斜磁場コイルが実際に発生した磁場強度との差として測定されている。
図中のＢ０、Ｂ１、Ｂ２、Ｂ３、Ｂ４及びＢ５は、それぞれ所定の磁場の強度範囲を表す値である。それぞれの最小値を、ｍ（Ｂ０）、ｍ（Ｂ１）、ｍ（Ｂ２）、ｍ（Ｂ３）、ｍ（Ｂ４）及びｍ（Ｂ５）とし、それぞれの最大値をＭ（Ｂ０）、Ｍ（Ｂ１）、Ｍ（Ｂ２）、Ｍ（Ｂ３）、Ｍ（Ｂ４）及びＭ（Ｂ５）と表すとすると、０≒ｍ（Ｂ０）≦Ｂ０≦Ｍ（Ｂ０）＝ｍ（Ｂ１）≦Ｂ１≦Ｍ（Ｂ１）＝ｍ（Ｂ２）≦Ｂ２≦Ｍ（Ｂ２）＝ｍ（Ｂ３）≦Ｂ３≦Ｍ（Ｂ３）＝ｍ（Ｂ４）≦Ｂ４≦Ｍ（Ｂ４）＝ｍ（Ｂ５）≦Ｂ５≦Ｍ（Ｂ５）を満たす。当該グラフによれば、一定型コイルパターンのみから成る従来の傾斜磁場コイルは、実施形態に係る傾斜磁場コイル５０に比して、時定数の小さい渦磁場分布の強度が全体的に高いことが分かる。更に、実施形態に係る傾斜磁場コイル５０に比して、被検体が載置されるべき開口部の中心付近により近い位置に、時定数の小さい渦磁場が発生している。従って、一定型コイルパターンのみから成る傾斜磁場コイルを備えた従来の磁気共鳴イメージング装置を実施した場合、生成されるＭＲＩ画像には、過渡応答時にノイズ又はアーチファクトが発生する。
FIG. 5 is a graph showing an example of a measurement result of the eddy magnetic field distribution at the time of transient response of a conventional gradient magnetic field coil composed only of a fixed coil pattern. In the graph, the horizontal axis is the displacement in the Z direction, and the vertical axis is the displacement in the radial (radius r) direction from the center of the opening to the outside. Ideally, the gradient coil generates a linear gradient field with respect to displacement. The eddy magnetic field strength in the graph is measured as a difference between the ideal gradient magnetic field strength and the magnetic field strength actually generated by the gradient coil in the measurement experiment.
B 0 , B 1 , B 2 , B 3 , B 4, and B 5 in the figure are values each representing a predetermined magnetic field strength range. Each minimum value is m (B 0 ), m (B 1 ), m (B 2 ), m (B 3 ), m (B 4 ), and m (B 5 ), and each maximum value is M (B B 0 ), M (B 1 ), M (B 2 ), M (B 3 ), M (B 4 ), and M (B 5 ), 0≈m (B 0 ) ≦ B 0 ≦ M (B 0 ) = m (B 1 ) ≦ B 1 ≦ M (B 1 ) = m (B 2 ) ≦ B 2 ≦ M (B 2 ) = m (B 3 ) ≦ B 3 ≦ M (B 3 ) = m (B 4 ) ≦ B 4 ≦ M (B 4 ) = m (B 5 ) ≦ B 5 ≦ M (B 5 ) is satisfied. According to the graph, it can be seen that the conventional gradient magnetic field coil composed of only the constant coil pattern has an overall high strength of the eddy magnetic field distribution with a small time constant as compared with the gradient coil 50 according to the embodiment. . Further, as compared with the gradient magnetic field coil 50 according to the embodiment, an eddy magnetic field having a small time constant is generated at a position closer to the vicinity of the center of the opening where the subject is to be placed. Therefore, when a conventional magnetic resonance imaging apparatus including a gradient magnetic field coil composed only of a fixed coil pattern is implemented, noise or artifacts are generated in a generated MRI image during a transient response.
図６は、非一定型コイルパターンのみから成る従来の傾斜磁場コイルの、過渡応答時の渦磁場分布の測定結果一例を示すグラフである。当該グラフでは、横軸をＺ方向の変位とし、縦軸を開口部の中心から外へ向かう動径（半径ｒ）方向の変位とする。傾斜磁場コイルは、変位に対する線形な傾斜磁場を発生することが理想的である。当該グラフにおける渦磁場強度は、上記理想的な傾斜磁場の強度と、測定実験において傾斜磁場コイルが実際に発生した磁場強度との差として測定されている。
図中のＢ０、Ｂ１及びＢ２は、それぞれ所定の磁場の強度範囲を表す値である。それぞれの最小値を、ｍ（Ｂ０）、ｍ（Ｂ１）及びｍ（Ｂ２）とし、それぞれの最大値をＭ（Ｂ０）、Ｍ（Ｂ１）及びＭ（Ｂ２）と表すとすると、０≒ｍ（Ｂ０）≦Ｂ０≦Ｍ（Ｂ０）＝ｍ（Ｂ１）≦Ｂ１≦Ｍ（Ｂ１）＝ｍ（Ｂ２）≦Ｂ２≦Ｍ（Ｂ２）を満たす。
非一定型コイルパターンのみから成る従来の傾斜磁場コイルは、時定数の小さい渦磁場の発生を抑える効果を有すると考えられているが、図４と図６とを比較する限り、非一定型コイルパターンのみから成る従来の傾斜磁場コイルによる渦磁場分布と、実施形態に係る傾斜磁場コイル５０による渦磁場分布とには、ほとんど差異がないと分かる。
一方で、非一定型コイルパターンのみから成る従来の傾斜磁場コイルは、上述の通り実施形態に係る傾斜磁場コイル５０に比して発熱量が大きい。従って、非一定型コイルパターンのみから成る傾斜磁場コイルを備えた従来の磁気共鳴イメージング装置を実施した場合、発熱量に起因する撮影上の制限（撮影時間の制限、フレームレートの制限等）を往々にして課さなければならない。
FIG. 6 is a graph showing an example of the measurement result of the eddy magnetic field distribution during the transient response of the conventional gradient magnetic field coil composed only of the non-constant coil pattern. In the graph, the horizontal axis is the displacement in the Z direction, and the vertical axis is the displacement in the radial (radius r) direction from the center of the opening to the outside. Ideally, the gradient coil generates a linear gradient field with respect to displacement. The eddy magnetic field strength in the graph is measured as a difference between the ideal gradient magnetic field strength and the magnetic field strength actually generated by the gradient coil in the measurement experiment.
B 0 , B 1 and B 2 in the figure are values representing the intensity range of a predetermined magnetic field, respectively. Respective minimum values are represented as m (B 0 ), m (B 1 ), and m (B 2 ), and respective maximum values are represented as M (B 0 ), M (B 1 ), and M (B 2 ). Then, 0≈m (B 0 ) ≦ B 0 ≦ M (B 0 ) = m (B 1 ) ≦ B 1 ≦ M (B 1 ) = m (B 2 ) ≦ B 2 ≦ M (B 2 ) .
The conventional gradient magnetic field coil composed only of the non-constant coil pattern is considered to have an effect of suppressing the generation of the eddy magnetic field having a small time constant. However, as long as FIG. 4 and FIG. 6 are compared, the non-constant coil It can be seen that there is almost no difference between the eddy magnetic field distribution by the conventional gradient magnetic field coil consisting only of the pattern and the eddy magnetic field distribution by the gradient magnetic field coil 50 according to the embodiment.
On the other hand, the conventional gradient magnetic field coil composed only of the non-constant coil pattern generates a larger amount of heat than the gradient magnetic field coil 50 according to the embodiment as described above. Therefore, when a conventional magnetic resonance imaging apparatus including a gradient magnetic field coil made up of only a non-constant coil pattern is implemented, there are often limitations on imaging due to the amount of heat generation (imaging time limitation, frame rate limitation, etc.). Must be imposed.
以上を鑑みると、上述した従来の傾斜磁場コイルは、実施形態に係る傾斜磁場コイル５０とは異なり、時定数の小さい渦磁場と発熱量とに関するトレードオフを依然として有しているといえる。
同様に、上述した従来の磁気共鳴イメージング装置は、当該渦磁場に起因するＭＲＩ画像への悪影響と当該発熱量に起因する撮影上の制限とに関するトレードオフを依然として有しているといえる。
In view of the above, unlike the gradient magnetic field coil 50 according to the embodiment, it can be said that the conventional gradient magnetic field coil described above still has a trade-off regarding the eddy magnetic field having a small time constant and the heat generation amount.
Similarly, it can be said that the above-described conventional magnetic resonance imaging apparatus still has a trade-off regarding the adverse effect on the MRI image caused by the eddy magnetic field and the limitation on imaging caused by the calorific value.
本発明のいくつかの実施形態を説明したが、これらの実施形態は、例として提示したものであり、発明の範囲を限定することは意図していない。これら新規な実施形態は、その他の様々な形態で実施されることが可能であり、発明の要旨を逸脱しない範囲で、種々の省略、置き換え、変更を行うことができる。これら実施形態やその変形は、発明の範囲や要旨に含まれるとともに、特許請求の範囲に記載された発明とその均等の範囲に含まれるものである。 Although several embodiments of the present invention have been described, these embodiments are presented by way of example and are not intended to limit the scope of the invention. These novel embodiments can be implemented in various other forms, and various omissions, replacements, and changes can be made without departing from the scope of the invention. These embodiments and modifications thereof are included in the scope and gist of the invention, and are included in the invention described in the claims and the equivalents thereof.
１…磁気共鳴イメージング装置、１０…制御ユニット、２０…シーケンスコントローラ、２１…トランシーバ、３０…増幅ユニット、３１…電源ユニット、４０…架台、４１…静磁場磁石、４２…ＲＦ送信コイル、４３…ＲＦ受信コイル、５０…傾斜磁場コイル、５１…巻枠、５２…第１の層、５２ａ…インナーコイル、５２ｂ…第１の平板、５２ｃ…第１の削取部、５３…中間層、５４…第２の層、５４ａ…アウターコイル、５４ｂ…第２の平板、５４ｃ…第２の削取部、６０…寝台、６１…天板、７０…入出力ユニット DESCRIPTION OF SYMBOLS 1 ... Magnetic resonance imaging apparatus, 10 ... Control unit, 20 ... Sequence controller, 21 ... Transceiver, 30 ... Amplification unit, 31 ... Power supply unit, 40 ... Mount, 41 ... Static magnetic field magnet, 42 ... RF transmission coil, 43 ... RF Receiving coil, 50: Gradient magnetic field coil, 51: Winding frame, 52: First layer, 52a: Inner coil, 52b: First flat plate, 52c: First cutting part, 53: Intermediate layer, 54: First 2 layers, 54a ... outer coil, 54b ... second flat plate, 54c ... second scraper, 60 ... bed, 61 ... top plate, 70 ... input / output unit
Claims (6)
前記第１の層は、隣接する導線の間隔を一定として指紋状に実装された少なくとも一つの第１のコイルを有し、
前記第２の層は、隣接する導線の間隔を非一定として指紋状に実装された少なくとも一つの第２のコイルを有すること、
を特徴とする傾斜磁場コイル。 A gradient magnetic field coil comprising a cylindrical first layer and a cylindrical second layer provided coaxially with the first layer on the outer diameter side of the first layer,
The first layer has at least one first coil mounted in a fingerprint shape with a constant interval between adjacent conductors,
The second layer has at least one second coil mounted in a fingerprint shape with non-constant spacing between adjacent conductors;
A gradient magnetic field coil characterized by.
前記第１の層は、隣接する導線の間隔を一定として指紋状に実装された少なくとも一つの第１のコイルを有し、
前記第２の層は、隣接する導線の間隔を非一定として指紋状に実装された少なくとも一つの第２のコイルを有する、
磁気共鳴イメージング装置。 A magnetic resonance imaging apparatus comprising a gradient magnetic field coil having a cylindrical first layer and a cylindrical second layer provided coaxially with the first layer on the outer diameter side of the first layer Because
The first layer has at least one first coil mounted in a fingerprint shape with a constant interval between adjacent conductors,
The second layer has at least one second coil mounted in a fingerprint shape with a non-constant interval between adjacent conductors,
Magnetic resonance imaging device.
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| JP2009183386A (en) * | 2008-02-05 | 2009-08-20 | Hitachi Medical Corp | Gradient coil device and magnetic resonance imaging system |
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