JPH04332530A - Ｍｒｉ用傾斜磁場発生装置 - Google Patents
Ｍｒｉ用傾斜磁場発生装置Info
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- JPH04332530A JPH04332530A JP3104449A JP10444991A JPH04332530A JP H04332530 A JPH04332530 A JP H04332530A JP 3104449 A JP3104449 A JP 3104449A JP 10444991 A JP10444991 A JP 10444991A JP H04332530 A JPH04332530 A JP H04332530A
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-
- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- G01R—MEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
- G01R33/00—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables
- G01R33/20—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
- G01R33/28—Details of apparatus provided for in groups G01R33/44 - G01R33/64
- G01R33/38—Systems for generation, homogenisation or stabilisation of the main or gradient magnetic field
- G01R33/385—Systems for generation, homogenisation or stabilisation of the main or gradient magnetic field using gradient magnetic field coils
-
- H—ELECTRICITY
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- H01F6/00—Superconducting magnets; Superconducting coils
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-
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Abstract
(57)【要約】本公報は電子出願前の出願データであるた
め要約のデータは記録されません。
め要約のデータは記録されません。
Description
【０００１】〔発明の目的〕
【０００２】
【産業上の利用分野】本発明は、核磁気共鳴（ＮＭＲ）
現象を用いたＭＲＩ（磁気共鳴イメージング）システム
における傾斜磁場発生装置に係り、特に、傾斜磁場コイ
ルに作用するパルス状の電磁力に起因した騒音の改善に
関する。
現象を用いたＭＲＩ（磁気共鳴イメージング）システム
における傾斜磁場発生装置に係り、特に、傾斜磁場コイ
ルに作用するパルス状の電磁力に起因した騒音の改善に
関する。
【０００３】
【従来の技術】医療用のＭＲＩシステムは周知のように
、静磁場を得るための磁石寝台部と、人体に磁気共鳴用
の高周波を送信すると共に、人体からのＭＲ信号を受信
してその信号を検波増幅する送受信部と、ＭＲ信号の位
置を識別するための傾斜磁場部と、システムの制御及び
画像再構成を行う計算機部などを備えている。
、静磁場を得るための磁石寝台部と、人体に磁気共鳴用
の高周波を送信すると共に、人体からのＭＲ信号を受信
してその信号を検波増幅する送受信部と、ＭＲ信号の位
置を識別するための傾斜磁場部と、システムの制御及び
画像再構成を行う計算機部などを備えている。
【０００４】この内、傾斜磁場部は、磁石内に配置した
傾斜磁場発生コイル部と、この磁石のコイルにパルス電
流を供給する傾斜磁場電源とを有している。傾斜磁場発
生コイル部は通常、ｘ，ｙ，ｚコイルと呼ばれる３組の
傾斜磁場コイルを有して形成され、これにより静磁場方
向（ｚ軸方向）と同じ向きで、且つ、各々の座標方向で
強度が線形に異なる傾斜磁場が形成される。
傾斜磁場発生コイル部と、この磁石のコイルにパルス電
流を供給する傾斜磁場電源とを有している。傾斜磁場発
生コイル部は通常、ｘ，ｙ，ｚコイルと呼ばれる３組の
傾斜磁場コイルを有して形成され、これにより静磁場方
向（ｚ軸方向）と同じ向きで、且つ、各々の座標方向で
強度が線形に異なる傾斜磁場が形成される。
【０００５】この傾斜磁場発生コイル部の設置例を図１
１〜図１５を用いて説明する。図１１は磁石部の全体構
成を示すもので、筒状で非磁性体から成るドーム１００
の外周面側には超電導磁石（主磁石）１０１が配設され
ると共に、内周面側には傾斜磁場発生コイル部１０２が
配設されている。また、ドーム１００の内周面側には、
傾斜磁場発生コイル部１０２を囲むようにして、被検体
の磁気共鳴信号を検出するためのＷＢコイル１０３が配
設されている。
１〜図１５を用いて説明する。図１１は磁石部の全体構
成を示すもので、筒状で非磁性体から成るドーム１００
の外周面側には超電導磁石（主磁石）１０１が配設され
ると共に、内周面側には傾斜磁場発生コイル部１０２が
配設されている。また、ドーム１００の内周面側には、
傾斜磁場発生コイル部１０２を囲むようにして、被検体
の磁気共鳴信号を検出するためのＷＢコイル１０３が配
設されている。
【０００６】この内、傾斜磁場発生コイル部１０２の具
体的構造の例を図１２、１３及び図１４、１５に示す。 図１２、１３に示した傾斜磁場発生コイル部１０２は、
繊維強化複合材（以下、ＦＲＰという）を非磁性の樹脂
で含浸したボビン１０２ａの外周側に、各々複数のｘコ
イル１０２ｘ、ｙコイル１０２ｙ、及びｚコイル１０２
ｚを図示の如くｚ軸方向で対を成して機械的に固定させ
たものである。また、図１４、１５に示した傾斜磁場発
生コイル部１０２は、各コイル１０２ｘ〜１０２ｚをボ
ビン１０２ａ内部に埋込み状態で巻装させたものである
。つまり、内側のＦＲＰ製の筒１０２ａａの外周面側に
ｘ〜ｚコイル１０２ｘ〜１０２ｚを巻き付け、その外側
を更に別のＦＲＰ製の筒１０２ａｂで囲み、それらの筒
間を樹脂で含浸させて一体構造としたものである。
体的構造の例を図１２、１３及び図１４、１５に示す。 図１２、１３に示した傾斜磁場発生コイル部１０２は、
繊維強化複合材（以下、ＦＲＰという）を非磁性の樹脂
で含浸したボビン１０２ａの外周側に、各々複数のｘコ
イル１０２ｘ、ｙコイル１０２ｙ、及びｚコイル１０２
ｚを図示の如くｚ軸方向で対を成して機械的に固定させ
たものである。また、図１４、１５に示した傾斜磁場発
生コイル部１０２は、各コイル１０２ｘ〜１０２ｚをボ
ビン１０２ａ内部に埋込み状態で巻装させたものである
。つまり、内側のＦＲＰ製の筒１０２ａａの外周面側に
ｘ〜ｚコイル１０２ｘ〜１０２ｚを巻き付け、その外側
を更に別のＦＲＰ製の筒１０２ａｂで囲み、それらの筒
間を樹脂で含浸させて一体構造としたものである。
【０００７】また傾斜磁場電源は、それらのコイル１０
２ｘ〜１０２ｚに立上がり、立下がり共にミリ秒程度の
パルス電流を計算機の制御に応じて供給するパルス電流
源である。
２ｘ〜１０２ｚに立上がり、立下がり共にミリ秒程度の
パルス電流を計算機の制御に応じて供給するパルス電流
源である。
【０００８】このようなＭＲＩシステムにおいて、静磁
場内に置かれるｘコイル１０２ｘ，ｙコイル１０２ｙ，
ｚコイル１０２ｚに傾斜磁場電源からパルス電流が流れ
ると、そのコイル（導線）１０２ｘ〜１０２ｚは種々の
方向にパルス状の電磁力を受けるから、各コイル１０２
ｘ〜１０２ｚは機械的に歪み、その歪みエネルギーが音
となり、騒音が発生するという問題があった。
場内に置かれるｘコイル１０２ｘ，ｙコイル１０２ｙ，
ｚコイル１０２ｚに傾斜磁場電源からパルス電流が流れ
ると、そのコイル（導線）１０２ｘ〜１０２ｚは種々の
方向にパルス状の電磁力を受けるから、各コイル１０２
ｘ〜１０２ｚは機械的に歪み、その歪みエネルギーが音
となり、騒音が発生するという問題があった。
【０００９】この騒音対策として、従来では、図１２に
示すように傾斜磁場発生コイル部１０２の外周側に吸音
材１０４を巻き付けたり、図１１に示すように超電導磁
石１０１とカバー１０５との間に吸音材１０６を介在さ
せたりしていた。
示すように傾斜磁場発生コイル部１０２の外周側に吸音
材１０４を巻き付けたり、図１１に示すように超電導磁
石１０１とカバー１０５との間に吸音材１０６を介在さ
せたりしていた。
【００１０】
【発明が解決しようとする課題】しかしながら、上述し
た傾斜磁場発生コイル部１０２の取り付け構造において
、図１２、１３に示したものはコイルを強固に取り付け
ようとしても、その取付けに制約があって剛性の増大を
図り難いこと、及び、図１４、１５に示したものは一体
化したコイル部１０２自体の剛性が低いことから、騒音
の発生エネルギーは高いまま放置され、吸音材１０４、
１０６によって吸音させたとしても、吸音しきれない音
成分や漏れる音成分が約７０〜８０ホンの非継続音とし
て、診断中の患者に伝わり、依然として不快感を与えて
いた。
た傾斜磁場発生コイル部１０２の取り付け構造において
、図１２、１３に示したものはコイルを強固に取り付け
ようとしても、その取付けに制約があって剛性の増大を
図り難いこと、及び、図１４、１５に示したものは一体
化したコイル部１０２自体の剛性が低いことから、騒音
の発生エネルギーは高いまま放置され、吸音材１０４、
１０６によって吸音させたとしても、吸音しきれない音
成分や漏れる音成分が約７０〜８０ホンの非継続音とし
て、診断中の患者に伝わり、依然として不快感を与えて
いた。
【００１１】本発明は、上述した診断中の騒音に因る問
題に鑑みてなされたもので、特に、磁石部の構造を格別
に複雑化させることなく、傾斜磁場コイルに作用する電
磁力に起因した騒音を減らし、ドーム内の患者の不快感
を和らげることができるＭＲＩ用傾斜磁場発生装置を提
供することを目的とする。〔発明の構成〕
題に鑑みてなされたもので、特に、磁石部の構造を格別
に複雑化させることなく、傾斜磁場コイルに作用する電
磁力に起因した騒音を減らし、ドーム内の患者の不快感
を和らげることができるＭＲＩ用傾斜磁場発生装置を提
供することを目的とする。〔発明の構成〕
【００１２】
【課題を解決するための手段】上記目的を達成させるた
め、本発明では、ＭＲＩ用の静磁場を発生させる主磁石
の内周側に配設された、非磁性体より成る円筒状のボビ
ンと、このボビンに装備され且つ電流を供給することに
より傾斜磁場を発生させる傾斜磁場コイルとを備えたＭ
ＲＩ用傾斜磁場発生装置において、前記ボビンの肉厚を
、ボビンの軸方向端部側よりも軸方向中央部側を厚く形
成した。
め、本発明では、ＭＲＩ用の静磁場を発生させる主磁石
の内周側に配設された、非磁性体より成る円筒状のボビ
ンと、このボビンに装備され且つ電流を供給することに
より傾斜磁場を発生させる傾斜磁場コイルとを備えたＭ
ＲＩ用傾斜磁場発生装置において、前記ボビンの肉厚を
、ボビンの軸方向端部側よりも軸方向中央部側を厚く形
成した。
【００１３】
【作用】傾斜磁場を形成させるため、ボビンには３組の
傾斜磁場コイル（ｘコイル、ｙコイル、及びｚコイル）
が装置されており、各組のコイルは更に、相互に逆相の
磁束を発生させる複数のコイルを有し、その複数のコイ
ルがボビン軸方向（即ち、体軸（ｚ軸）方向）の所定位
置に装備されている。そこで、主磁石により形成された
静磁場の中で、ｘ，ｙ，ｚコイルに電源からパルス状の
電流が供給されると、ｘ，ｙ，ｚコイルの各導線に電磁
力が作用する。このとき、電磁力の方向は各導線位置で
の電流方向に拠って異なり、電磁力に因るボビンの撓み
（歪み）は端部側よりも中央部側で大きくなろうとする
。しかし、ボビンの中央部側の肉厚が厚く、剛性が高い
ので、電磁力に因る曲げモーメントが小さくなる。この
ため、ボビン全体の電磁力に因る機械的撓みは的確に軽
減し、発生騒音も減少する。しかも、ボビンの軸方向の
厚さを変えるだけであるから、磁石部全体の構造をいた
ずらに複雑化させることなく、また、もともと撓みの少
ないボビン端部側の肉厚は中央部側よりも薄いから、必
要最小限の肉厚で済み、重量を無駄に増加させることも
ない。
傾斜磁場コイル（ｘコイル、ｙコイル、及びｚコイル）
が装置されており、各組のコイルは更に、相互に逆相の
磁束を発生させる複数のコイルを有し、その複数のコイ
ルがボビン軸方向（即ち、体軸（ｚ軸）方向）の所定位
置に装備されている。そこで、主磁石により形成された
静磁場の中で、ｘ，ｙ，ｚコイルに電源からパルス状の
電流が供給されると、ｘ，ｙ，ｚコイルの各導線に電磁
力が作用する。このとき、電磁力の方向は各導線位置で
の電流方向に拠って異なり、電磁力に因るボビンの撓み
（歪み）は端部側よりも中央部側で大きくなろうとする
。しかし、ボビンの中央部側の肉厚が厚く、剛性が高い
ので、電磁力に因る曲げモーメントが小さくなる。この
ため、ボビン全体の電磁力に因る機械的撓みは的確に軽
減し、発生騒音も減少する。しかも、ボビンの軸方向の
厚さを変えるだけであるから、磁石部全体の構造をいた
ずらに複雑化させることなく、また、もともと撓みの少
ないボビン端部側の肉厚は中央部側よりも薄いから、必
要最小限の肉厚で済み、重量を無駄に増加させることも
ない。
【００１４】
【実施例】以下、本発明の実施例を説明する。
【００１５】（第１実施例）第１実施例を図１〜図５を
参照して説明する。
参照して説明する。
【００１６】最初に、図３を用いてＭＲＩシステムの磁
石部１を簡単に説明する。図３に示す磁石部１は、非磁
性体から成る円筒状のドーム１０を備え、このドーム１
０の外周面側に取付け金具１１を介して、静磁場を形成
する超電導磁石１２が配設されている。また、ドーム１
０の内周面には取付け金具１３を介して、全体が略円筒
状の傾斜磁場発生コイル部１４が装備されている。さら
に、ドーム１０の内周面には、傾斜磁場発生コイル部１
４を囲むようにして、被検体の磁気共鳴信号を検出する
ためのＷＢコイル１５が図示しない取付け具により固設
されている。なお、ここで、傾斜磁場発生コイル部１４
を直接、超電導磁石１２の内周側の架台に取り付け、Ｗ
Ｂコイル１５は傾斜磁場発生コイル部１４又は超電導磁
石１２の架台に取り付けるようにし、ドーム１０を不要
とする構成であってもよい。
石部１を簡単に説明する。図３に示す磁石部１は、非磁
性体から成る円筒状のドーム１０を備え、このドーム１
０の外周面側に取付け金具１１を介して、静磁場を形成
する超電導磁石１２が配設されている。また、ドーム１
０の内周面には取付け金具１３を介して、全体が略円筒
状の傾斜磁場発生コイル部１４が装備されている。さら
に、ドーム１０の内周面には、傾斜磁場発生コイル部１
４を囲むようにして、被検体の磁気共鳴信号を検出する
ためのＷＢコイル１５が図示しない取付け具により固設
されている。なお、ここで、傾斜磁場発生コイル部１４
を直接、超電導磁石１２の内周側の架台に取り付け、Ｗ
Ｂコイル１５は傾斜磁場発生コイル部１４又は超電導磁
石１２の架台に取り付けるようにし、ドーム１０を不要
とする構成であってもよい。
【００１７】上記傾斜磁場発生コイル部１４は、図１、
２に示すように、非磁性を示し、全体が略円筒状のボビ
ン２０と、このボビン２０内に埋め込んだ状態で巻装さ
れた傾斜磁場コイル、即ちｘコイル２１ｘ…２１ｘ、ｙ
コイル２１ｙ…２１ｙ、及びｚコイル２１ｚ，２１ｚと
を備えている。
２に示すように、非磁性を示し、全体が略円筒状のボビ
ン２０と、このボビン２０内に埋め込んだ状態で巻装さ
れた傾斜磁場コイル、即ちｘコイル２１ｘ…２１ｘ、ｙ
コイル２１ｙ…２１ｙ、及びｚコイル２１ｚ，２１ｚと
を備えている。
【００１８】この内、ボビン２０は、その軸（ｚ軸）方
向にストレートに延びる内周面を有すると共に、両端は
従来と同様の所定肉厚を有し、その肉厚から軸方向中央
部に進むにつれて徐々に厚くなる山形の外周面を成す肉
厚部分を有する。この肉厚部分は、予め用意した型内の
所定位置に各コイル２１ｘ…２１ｚを配置させた後、非
磁性体の含浸剤（例えばエポキシ系の樹脂）で含浸する
ことにより形成される。なお、上記ボビン２０の外周面
の角度は、各コイル２１ｘ…２１ｚにパルス電流を供給
して傾斜磁場を傾斜させたときの、ボビン２０内の各位
置の電磁力の大きさ及び方向を解析し、その解析結果に
応じて決定されている。
向にストレートに延びる内周面を有すると共に、両端は
従来と同様の所定肉厚を有し、その肉厚から軸方向中央
部に進むにつれて徐々に厚くなる山形の外周面を成す肉
厚部分を有する。この肉厚部分は、予め用意した型内の
所定位置に各コイル２１ｘ…２１ｚを配置させた後、非
磁性体の含浸剤（例えばエポキシ系の樹脂）で含浸する
ことにより形成される。なお、上記ボビン２０の外周面
の角度は、各コイル２１ｘ…２１ｚにパルス電流を供給
して傾斜磁場を傾斜させたときの、ボビン２０内の各位
置の電磁力の大きさ及び方向を解析し、その解析結果に
応じて決定されている。
【００１９】さらに、本実施例のボビン２０は、その内
周面及び外周面に非磁性体で成る強化シート（例えば、
ＣＦＲＰ：炭素繊維強化プラスチック）２２、２２が貼
り付けられている。
周面及び外周面に非磁性体で成る強化シート（例えば、
ＣＦＲＰ：炭素繊維強化プラスチック）２２、２２が貼
り付けられている。
【００２０】また、傾斜磁場コイル２１ｘ…２１ｘ、２
１ｙ…２１ｙ、及び２１ｚ，２１ｚは、ｘ，ｙ，ｚの各
方向で夫々複数のコイルが組を成す、３組のコイルであ
る。この各組のコイルの内、一方のコイル２１ｘ，２１
ｘ，２１ｙ，２１ｙ，２１ｚは図１、２に示すようにボ
ビン２１の片側の斜面領域に埋設され、他方のコイル２
１ｘ，２１ｘ，２１ｙ，２１ｙ，２１ｚは反対側の斜面
領域に同様に埋設されている。これらの傾斜磁場コイル
２１ｘ…２１ｚは、それらのコイルと共に傾斜磁場発生
装置を成す傾斜磁場電源に夫々接続され、中央制御部の
制御指令に応じてパルス電流が供給される。
１ｙ…２１ｙ、及び２１ｚ，２１ｚは、ｘ，ｙ，ｚの各
方向で夫々複数のコイルが組を成す、３組のコイルであ
る。この各組のコイルの内、一方のコイル２１ｘ，２１
ｘ，２１ｙ，２１ｙ，２１ｚは図１、２に示すようにボ
ビン２１の片側の斜面領域に埋設され、他方のコイル２
１ｘ，２１ｘ，２１ｙ，２１ｙ，２１ｚは反対側の斜面
領域に同様に埋設されている。これらの傾斜磁場コイル
２１ｘ…２１ｚは、それらのコイルと共に傾斜磁場発生
装置を成す傾斜磁場電源に夫々接続され、中央制御部の
制御指令に応じてパルス電流が供給される。
【００２１】次に、本第１実施例の作用効果を説明する
。
。
【００２２】傾斜磁場コイル２１ｘ…２１ｚに電源から
所定のシーケンスでパルス電流が供給されると、各組コ
イルの内、軸方向のコイル間で相互に逆相の磁束を発生
して、所望軸方向に傾斜した傾斜磁場を形成する。この
傾斜磁場は、超電導磁石が形成した静磁場に重畳されて
総合磁場をつくる。
所定のシーケンスでパルス電流が供給されると、各組コ
イルの内、軸方向のコイル間で相互に逆相の磁束を発生
して、所望軸方向に傾斜した傾斜磁場を形成する。この
傾斜磁場は、超電導磁石が形成した静磁場に重畳されて
総合磁場をつくる。
【００２３】この傾斜磁場形成時に各コイル２１ｘ…２
１ｚに作用する電磁力を図４、５を用いて説明する。こ
れらの図において、Ｂは超電導磁石１２によって形成さ
れた静磁場を示す。この静磁場Ｂ中に在る各コイル２１
ｘ…２１ｚの導線にパルス電流Ｉが流れると、各導線は
、夫々の位置で静磁場Ｂの方向と電流Ｉの方向とで決ま
る電磁力Ｆを受ける。これをｚコイル２１ｚ，２１ｚに
ついてみると、図４に示す電磁力Ｆの発生方向となり、
一方のｚコイル２１ｚは外周方向に、他方のｚコイル２
１ｚは内周方向に撓む力を受ける。また、ｙコイル２１
ｙ…２１ｙについては図５に示す電磁力の発生方向とな
る。つまり、中央部の導線片同士が同一向き及び両端の
導線片同士が同一向きになる。さらに、ｘコイル２１ｘ
…２１ｘについては図示しないが、ｙコイル２１ｙ…２
１ｙをｚ軸に関して９０度回転させたのと同じ電磁力Ｆ
の向きとなる。
１ｚに作用する電磁力を図４、５を用いて説明する。こ
れらの図において、Ｂは超電導磁石１２によって形成さ
れた静磁場を示す。この静磁場Ｂ中に在る各コイル２１
ｘ…２１ｚの導線にパルス電流Ｉが流れると、各導線は
、夫々の位置で静磁場Ｂの方向と電流Ｉの方向とで決ま
る電磁力Ｆを受ける。これをｚコイル２１ｚ，２１ｚに
ついてみると、図４に示す電磁力Ｆの発生方向となり、
一方のｚコイル２１ｚは外周方向に、他方のｚコイル２
１ｚは内周方向に撓む力を受ける。また、ｙコイル２１
ｙ…２１ｙについては図５に示す電磁力の発生方向とな
る。つまり、中央部の導線片同士が同一向き及び両端の
導線片同士が同一向きになる。さらに、ｘコイル２１ｘ
…２１ｘについては図示しないが、ｙコイル２１ｙ…２
１ｙをｚ軸に関して９０度回転させたのと同じ電磁力Ｆ
の向きとなる。
【００２４】このため、上記各コイル２１ｘ…２１ｚに
作用する電磁力Ｆ…Ｆは、ボビン２０の各コイル位置か
ら中央部にわたる範囲で、ボビン２０に最も大きな撓み
を生じさせようとする。しかし、ボビン２０の肉厚は中
央部に至るほど厚く、また強化シート２２、２２で補強
され、これにより中央部の剛性が従来よりも高くなって
いるから、電磁力Ｆ…Ｆに因るボビン２０全体の撓みが
確実に抑制され、騒音自体の発生強度が確実に下げられ
る。このため、患者に伝わる騒音が減少し、不快感も著
しく軽減される。一方、本実施例はボビン２０の中央寄
り肉厚のみを電磁力の発生具合に応じて変えるものであ
るため、構造を格別に複雑化させるものではなく、磁石
部１全体の設計変更に及ぼす影響は少ない。また、ボビ
ン２０の両端部では撓みが少ないことに鑑み、従来構造
と同様の薄い肉厚を維持させており、剛性確保の面から
求められる部位のみを厚くするに止めたから、全体を均
一に厚くして重量増及びコスト増を招くという不都合を
排除している。さらに、本実施例のボビン２０の形状に
よれば、内周面側の患者挿入スペースを従来どおりに確
保することができる。
作用する電磁力Ｆ…Ｆは、ボビン２０の各コイル位置か
ら中央部にわたる範囲で、ボビン２０に最も大きな撓み
を生じさせようとする。しかし、ボビン２０の肉厚は中
央部に至るほど厚く、また強化シート２２、２２で補強
され、これにより中央部の剛性が従来よりも高くなって
いるから、電磁力Ｆ…Ｆに因るボビン２０全体の撓みが
確実に抑制され、騒音自体の発生強度が確実に下げられ
る。このため、患者に伝わる騒音が減少し、不快感も著
しく軽減される。一方、本実施例はボビン２０の中央寄
り肉厚のみを電磁力の発生具合に応じて変えるものであ
るため、構造を格別に複雑化させるものではなく、磁石
部１全体の設計変更に及ぼす影響は少ない。また、ボビ
ン２０の両端部では撓みが少ないことに鑑み、従来構造
と同様の薄い肉厚を維持させており、剛性確保の面から
求められる部位のみを厚くするに止めたから、全体を均
一に厚くして重量増及びコスト増を招くという不都合を
排除している。さらに、本実施例のボビン２０の形状に
よれば、内周面側の患者挿入スペースを従来どおりに確
保することができる。
【００２５】ところで、本実施例は騒音対策がメインで
あるが、視点を変えると、ボビン２０の剛性を高めるこ
とは傾斜磁場コイル２１ｘ…２１ｚの位置変動をも抑制
していることになる。したがって、ＭＲＩ診断画像の解
像度も向上するという二次的な効果がある。
あるが、視点を変えると、ボビン２０の剛性を高めるこ
とは傾斜磁場コイル２１ｘ…２１ｚの位置変動をも抑制
していることになる。したがって、ＭＲＩ診断画像の解
像度も向上するという二次的な効果がある。
【００２６】（第２実施例）第２実施例を図６及び図７
に基づき説明する。ここで、第１実施例と同一の構成要
素には同一符号を用い、その説明を簡単化又は省略する
。
に基づき説明する。ここで、第１実施例と同一の構成要
素には同一符号を用い、その説明を簡単化又は省略する
。
【００２７】図６、７に示した傾斜磁場発生コイル部３
０は、ほぼ円筒状のボビン３１と、このボビン３１の内
部に埋め込んだ状態で巻装した傾斜磁場コイル２１ｘ…
２１ｚとを有している。ボビン３１は、第１実施例と同
様に軸方向中央に頂点を持つ山形の外周面を有すると共
に、内周面も外周面と対称な山形の傾斜面を有している
。この内周面及び外周面には補強用の強化シート３２が
夫々貼り付けてある。その他の構成は第１実施例のもの
と同一である。
０は、ほぼ円筒状のボビン３１と、このボビン３１の内
部に埋め込んだ状態で巻装した傾斜磁場コイル２１ｘ…
２１ｚとを有している。ボビン３１は、第１実施例と同
様に軸方向中央に頂点を持つ山形の外周面を有すると共
に、内周面も外周面と対称な山形の傾斜面を有している
。この内周面及び外周面には補強用の強化シート３２が
夫々貼り付けてある。その他の構成は第１実施例のもの
と同一である。
【００２８】このため、本第２実施例によれば、第１実
施例と同等の作用効果が得られると共に、ボビン３１の
中央部寄りの剛性を一段と高めることができ、電磁力に
起因した音の発生強度そのものを一層確実に減少させて
、騒音低減効果を高めることができる。
施例と同等の作用効果が得られると共に、ボビン３１の
中央部寄りの剛性を一段と高めることができ、電磁力に
起因した音の発生強度そのものを一層確実に減少させて
、騒音低減効果を高めることができる。
【００２９】なお、本発明に係るボビンの軸方向断面形
状は、上述した実施例記載のものに限定されることなく
、機械構造及び力学的解析の結果や製作コストの関係に
応じて、例えば図８に示したボビン３５、図９に示した
ボビン３６、及び図１０に示したボビン３７の形状とし
てもよい。
状は、上述した実施例記載のものに限定されることなく
、機械構造及び力学的解析の結果や製作コストの関係に
応じて、例えば図８に示したボビン３５、図９に示した
ボビン３６、及び図１０に示したボビン３７の形状とし
てもよい。
【００３０】
【発明の効果】以上説明したように、本発明に係るＭＲ
Ｉ用傾斜磁場発生装置では、ボビンの肉厚を、ボビンの
軸方向端部側よりも軸方向中央部側を厚く形成したため
、その中央部側の部位の剛性が従来よりも増加している
ことから、静磁場内の傾斜磁場コイルにパルス電流が供
給されて傾斜磁場コイルに電磁力が働き、ボビンの中央
部側の撓みが大きくなった場合でも、傾斜磁場コイル及
びボビンの撓み量を確実に抑制し、発生音強度そのもの
の減少に拠る低騒音化を図り、患者の不快感を軽減させ
ることができるという効果がある。また、この低騒音化
を図るに際して、ボビン形状の簡単なアレンジで済むか
ら、低コストであると共に、画質の向上も同時に期する
ことができるという二次的な効果が得られる。
Ｉ用傾斜磁場発生装置では、ボビンの肉厚を、ボビンの
軸方向端部側よりも軸方向中央部側を厚く形成したため
、その中央部側の部位の剛性が従来よりも増加している
ことから、静磁場内の傾斜磁場コイルにパルス電流が供
給されて傾斜磁場コイルに電磁力が働き、ボビンの中央
部側の撓みが大きくなった場合でも、傾斜磁場コイル及
びボビンの撓み量を確実に抑制し、発生音強度そのもの
の減少に拠る低騒音化を図り、患者の不快感を軽減させ
ることができるという効果がある。また、この低騒音化
を図るに際して、ボビン形状の簡単なアレンジで済むか
ら、低コストであると共に、画質の向上も同時に期する
ことができるという二次的な効果が得られる。
【図１】本発明の第１実施例に係る傾斜磁場発生装置の
コイル部軸方向断面図。
コイル部軸方向断面図。
【図２】図１中のＩＩ−ＩＩ線に沿った断面図。
【図３】第１実施例における磁石部の全体構成を示す概
略断面図。
略断面図。
【図４】第１実施例のｚコイルに作用する電磁力の方向
を説明する説明図。
を説明する説明図。
【図５】第１実施例のｙコイルに作用する電磁力の方向
を説明する説明図。
を説明する説明図。
【図６】本発明の第２実施例に係る傾斜磁場発生装置の
コイル部軸方向断面図。
コイル部軸方向断面図。
【図７】図６中のＶＩＩ −ＶＩＩ 線に沿った断面図
。
。
【図８】ボビンのその他の形状を示す軸方向断面図。
【図９】ボビンのその他の形状を示す軸方向断面図。
【図１０】ボビンのその他の形状を示す軸方向断面図。
【図１１】従来の磁石部の構成例を示す概略断面図。
【図１２】従来の傾斜磁場発生コイル部の一例を示す軸
方向断面図。
方向断面図。
【図１３】図１２中のＸＩＩＩ−ＸＩＩＩ線に沿った断
面図。
面図。
【図１４】従来の傾斜磁場発生コイル部の別の一例を示
す軸方向断面図。
す軸方向断面図。
【図１５】図１４中のＸＶ−ＸＶ線に沿った断面図。
１２ 超電導磁石
１４、３０ 傾斜磁場発生コイル部
Claims (1)
- 【請求項１】 ＭＲＩ用の静磁場を発生させる主磁石
の内周側に配設された、非磁性体より成る円筒状のボビ
ンと、このボビンに装備され且つ電流を供給することに
より傾斜磁場を発生させる傾斜磁場コイルとを備えたＭ
ＲＩ用傾斜磁場発生装置において、前記ボビンの肉厚を
、ボビンの軸方向端部側よりも軸方向中央部側を厚く形
成したことを特徴とするＭＲＩ用傾斜磁場発生装置。
Priority Applications (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP3104449A JPH04332530A (ja) | 1991-05-09 | 1991-05-09 | Ｍｒｉ用傾斜磁場発生装置 |
| US07/878,824 US5332972A (en) | 1991-05-09 | 1992-05-05 | Gradient magnetic field generator for MRI system |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP3104449A JPH04332530A (ja) | 1991-05-09 | 1991-05-09 | Ｍｒｉ用傾斜磁場発生装置 |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH04332530A true JPH04332530A (ja) | 1992-11-19 |
Family
ID=14380943
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP3104449A Pending JPH04332530A (ja) | 1991-05-09 | 1991-05-09 | Ｍｒｉ用傾斜磁場発生装置 |
Country Status (2)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US5332972A (ja) |
| JP (1) | JPH04332530A (ja) |
Cited By (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2015130918A (ja) * | 2014-01-09 | 2015-07-23 | 株式会社東芝 | 磁気共鳴イメージング装置 |
Families Citing this family (12)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US5630415A (en) * | 1995-01-19 | 1997-05-20 | The Regents Of The University Of California | Rigidized gradient coil |
| DE19511834A1 (de) * | 1995-03-30 | 1996-10-02 | Siemens Ag | Diagnostisches Magnetresonanzgerät |
| GB2301674A (en) * | 1995-06-01 | 1996-12-11 | Hewlett Packard Co | MRI magnet with superconducting gradient coils |
| GB9804829D0 (en) * | 1998-03-07 | 1998-04-29 | Mansfield Peter | Improvements in active acoustic control |
| US6252404B1 (en) * | 1999-08-18 | 2001-06-26 | General Electric Company | Reduced noise RF coil apparatus for MR imaging system |
| US20040225213A1 (en) * | 2002-01-22 | 2004-11-11 | Xingwu Wang | Magnetic resonance imaging coated assembly |
| DE10246308B4 (de) * | 2002-10-04 | 2006-07-06 | Siemens Ag | Magnetresonanzgerät mit einem Gradientenspulensystem |
| DE10246310A1 (de) * | 2002-10-04 | 2004-04-22 | Siemens Ag | Gradientenspulensystem und Magnetresonanzgerät mit dem Gradientenspulensystem |
| JP4639763B2 (ja) * | 2004-11-12 | 2011-02-23 | 三菱電機株式会社 | 磁気共鳴イメージング装置 |
| GB2426630B (en) * | 2005-05-26 | 2007-11-21 | Siemens Magnet Technology Ltd | Electromagnet |
| GB2437114B (en) * | 2006-04-13 | 2008-12-17 | Siemens Magnet Technology Ltd | Method Of Manufacturing A Solenoidal Magnet |
| WO2023225735A1 (en) * | 2022-05-25 | 2023-11-30 | Mattheus Tech Inc. | Devices for magnetic field generation and methods and uses thereof |
Family Cites Families (3)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US4411270A (en) * | 1978-11-20 | 1983-10-25 | Damadian Raymond V | Apparatus and method for nuclear magnetic resonance scanning and mapping |
| US4617516A (en) * | 1983-09-06 | 1986-10-14 | General Electric Company | Axial magnetic field gradient coil suitable for use with NMR apparatus |
| DE3406052A1 (de) * | 1984-02-20 | 1985-08-22 | Siemens AG, 1000 Berlin und 8000 München | Gradientenspulen-system fuer eine anlage zur kernspintomographie |
-
1991
- 1991-05-09 JP JP3104449A patent/JPH04332530A/ja active Pending
-
1992
- 1992-05-05 US US07/878,824 patent/US5332972A/en not_active Expired - Fee Related
Cited By (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2015130918A (ja) * | 2014-01-09 | 2015-07-23 | 株式会社東芝 | 磁気共鳴イメージング装置 |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| US5332972A (en) | 1994-07-26 |
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