JPH07502925A - 局部横勾配コイル - Google Patents

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。

Description

【発明の詳細な説明】 局部横勾配コイル 発明の背景 本発明の分野は磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ）である。

更に詳しくは、ＭＲＩシステムで使用するための勾配コイルである。

ＭＲＩでは、原点がイメージング対象物の中のほぼ中心にあるようなデカルト座 標系の２軸に沿って、一様な分極磁界Ｂｏがイメージング対象物に印加される。

磁界Ｂｏの効果は、イメージング対象物の核スピンをＺ軸に沿ってそろえること である。

ｘ−ｙ平面内に向けられた適当な周波数の無線周波（ＲＦ）励起信号に応動して 、核は次式によるラーモア周波数でＺ軸を中心として歳差運動をする。

Ｆ−γＢＱ ここで、Ｆはラーモア周波数であり、γは定数で、特定の咳の特性を表す磁気回 転比である。ＢＯは分極磁界の強さである。

水は、生物組織の中に比較的豊富にあることとその核の特性により、このような イメージングては主な関心事である。水に対する磁気回転比γの値は４．２６ｋ Ｈｚ／ガウスである。したかって、１．５テスラの分極磁界Ｂｏては、水の共鳴 周波数すなわちラーモア周波数は約６３．９ＭＨ２である。

通常のイメージングンーケンスでは、ＲＦ励起信号は中心周波数かラーモア周波 数Ｆであり、磁界勾配Ｇｚの印加と同時にイメージング対象物に印加される。磁 界勾配ＧｚによりＺ軸に沿った磁界Ｂｏの強さが変わるので、ｘ−ｙ平面に沿っ てイメージング対象物を通る単一スライスの中の咳だけが共鳴周波数Ｆを待ち、 励起されて共鳴状態となる。

このスライス内での核の励起後、Ｘ軸およびｙ軸に沿って同様の磁界勾配が印加 される。Ｘ軸に沿った磁界勾配ＧＸにより、咳はＸ軸に沿ったその位置によって 決まる異なる周波数で歳差運動を行う。すなわち、Ｇｘは歳差運動を行う咳を周 波数によって空間符号化する。ｙ軸に沿った磁界勾配Ｇｙは一連の値に増分され 、勾配振幅の関数としてｙ位置を歳差運動を行う核の位相の変化速度に符号化す る。

この過程は通常、位相符号化（ｐｈａｓｅ　ｅｎｃｏｄ　ｉｎｇ）と呼ばれる。

歳差運動を行う咳が発生する弱い咳磁気共鳴は、ＲＦアンテナ「コイル」で検知 し、ＮＭＲ信号として記録することかできる。通常、ＮＭＲ信号は二つの直交す る軸に沿って検出され、これにより実部と「虚」部を持つ直角信号が作成される 。この直角ＮＭＲ信号から、周知の画像再構成法によりスライス画像を得ること ができる。ＮＭＲ画像再構成の基本的な概説は、ディー・エヌ・キーン（Ｄ、Ｎ 。

Ｋｅａｎ）およびエム−ニー−スミス（Ｍ、　Ａ、Ｓｍ　ｉ　ｔｈ）著、［磁気 共鳴イメージング、原理と応用（Ｍａｇｎｅｔｉｃ　Ｒｅ５ｏｎａｎｃｅ　Ｉｍ ａｇｉｎｇ、Ｐｒ１ｎｃｉｐｌｅｓ　ａｎｄ　Ａｐｐｌｉｃａｔｉｏｎｓ）Ｊに 記載されている。

磁界の強さが約０．　２テスラを超える場合、分極磁界ＢＯは通常、Ｚ軸に沿っ て内腔（ｂｏｒｅ）管のまわりに配置された超伝導コイルによって作成される。

磁界は、内腔管の中心に配置された球形の容積の中で非常に均一となるように調 整される。

一様な磁界ＢＯに磁界勾配ＧｘＳＧｙおよびＧｚを印加するための勾配コイルは 通常、内腔管に固着される。勾配コイル相互の間に強い斥力が生じるので、勾配 コイルは通常、内腔管に堅固に固定され、エポキシとガラスファイバの積層によ って拘束される。勾配コイルの拘束力はこのような力に抗し、勾配巻線の曲がり によって生じる騒音を低減する。

ＲＦコイルも内腔管に固着される。ＲＦコイルは、２つの端ループと、端ループ に沿って円周方向に間隔を置いて配置されて端ループを相互接続する一連の直線 状セグメントとを有する鳥かご形アンテナとすることができる。このようなコイ ルについては、たとえば米国特許第４．　６９４゜２５５号、第４．６９２．７ ０５号、および第４．６８０゜５４８号に述へられており、ここに引用する。

分極コイル、勾配コイルおよびＲＦコイルは、走査のため内腔管の中に患者を入 れるのを妨げないように、内腔管の外側に配置される。医療用としての融通性を 最大限にするため、患者による身体の寸法の予想されるばらつきを考慮に入れて も患者の全身を内腔管の中に入れられるように、内腔管は充分に大きく作られる 。

ある種のパルスシーケンスを実現するためには、勾配Ｇｘ、ＧｙおよびＧｚの強 さと速度を大幅に大きくすることが望ましい。勾配「速度」は、勾配磁界の大き さを特定の値から特定の値に変えるのに必要な時間である。殆どのイメージング 手法では、勾配の強さと応答速度を大きくするにつれて、画像構成用に必要とさ れるＮＭＲデータを取得するために要する時間が短縮される。詳しく述べると、 勾配を速くすると、ＭＲＩ勾配パルスシーケンスを完了するのに必要な時間が短 縮され、また勾配を強くすると、ＮＭＲ信号の帯域幅が大きくなることにより受 信したＮＭＲ信号をサンプリングするために必要な時間が短縮される。特に、単 一の励起により一連のエコーが作成し、これらを画像データの発生のために勾配 符号化するエコープレーナ（ｅｃｈｏ−ｐｌａｎａｒ）イメージング法では、こ の方法で期待される高速取得を能カ一杯に実現するため、勾配の強さと速度が大 きいことがめられる。勾配を強くすると、イメージングプロセスの空間分解能も 増大し、より小さいボクセルを識別することができる。

また、多数の専用化されたイメージング法では、勾配の強さを大きくすることに より、取得されるデータの「コントラスト」が大きくなる。これは、受信したＮ ＭＲ信号が布液等の物質の流速を表すような流れと拡散の検査、およびγの異な る値によって生しる組織と組織の間の化学シフトを測定するための分光分析検査 にあてはまる。

勾配コイルに印加される電力を大きくすることにより、勾配磁界の応答速度と強 さをともに大きくすることができる。固定インダクタンスを持つ勾配コイルの幾 何学的形状が与えられた場合、勾配コイルの応答時間、すなわちコイルが特定の 磁界の強さに達するのに必要な時間の長さは、印加′：４流、したがって有効電 力によって決まる。勾配コイルに印加される電力は通常、専用の勾配増幅器によ って与えられる。したかって、勾配コイルに印加し得る最大電力を大きくするこ とは、各増幅器の電力を大きくすることにより、または付加的な増幅器を一緒に 重ねることにより行われる。

勾配コイルに印加される電力を大きくすることにより勾配の速度と強さを大きく することには、実際上の限界がある。第】の限界は、勾配増幅器のコストである 。従来のイメージングに必要な勾配電力に比べて勾配電力を５倍から５０倍にす ることが必要となることがあり、この電力を発生するために必要とされる増幅器 のコストは手が出ない程のちのとなる。第２の限界は、勾配コイルの電力消費で ある。高勾配磁界は１０００アンペアという大きな電流を必要とすることがあり 、このような電流レベルにより重大なコイル冷却の問題か生しる。勾配コイル巻 線の間に冷媒を循環させるというような冷却手法を使用することもできるが、〜 ＩＲＩシステムのコストが著しく増加する。

１９９１年８月１２日に出願された米国特許出願第０７／７４３，５５０号の「 局部勾配コイルＪ（ＬｏｃａｌＧｒａｄｉｅｎｔ　Ｃｏ１１）では、勾配コイル の大きさを小さくすることにより、勾配電力を増大することなく勾配速度を大き くしている。そこで説明されている局部勾配コイルは、τ者の出入りや快適さを 不当に損なうことなく、また対応する局部ＲＦコイルが発生するＲＦ磁界を不当 に妨害することなく、１つの軸に沿った勾配磁界を生じる。

しかし、多くのパルスシーケンスでは、２つの直交する高速勾配磁界を設定する ことが望ましい。

発明の概要 本発明は、ＮＭＲシステムの分極磁界に平行であって、分極磁界に直角な方向に 線形に変化する磁界成分を発生する局部勾配コイルに関するものである。更に詳 しく述べると局部勾配コイルは、イメージング対象物を取り巻くような大きさを 持ち、かつ分極磁界に沿った方向に向けられた中心軸を有する円筒形の枠、円筒 形の枠の片側に取り付けられて、分極磁界に平行な第１の磁界を形成する向きに 配置された第１の勾配コイル対、および円筒形の枠の他方の側に取り付けられて 、分極磁界に平行で第１の磁界と方向が逆の第２の磁界を形成する向きに配置さ れた第２の勾配コイル対を含む。

本発明の一般的な目的は、局部コイルを使用して分極磁界に直角な磁界勾配を発 生することである。円筒形の枠はイメージング対象物の特定の解剖学的構造を丁 麿取り囲むような大きさになっており、第１および第２の勾配コイル対はイメー ジング対象物に近接して円筒形の枠の互いに反対の側に取り付けられる。勾配コ イル対が発生する磁界の強さは、一方の勾配コイル対に隣接した一つの極性から 患者の反対側の他方の勾配コイル対に隣接した逆の極性に線形に変化する。

本発明のもう一つの側面は、局部ＲＦコイルの動作を妨げない局部勾配コイル構 造を提供することである。鳥かご形局部ＲＦコイルが円筒形に配設され、その直 線状要素は中心軸に沿った方向に伸びて中心軸のまわりに配列される。

勾配コイルは局部ＲＦコイルの外側に配置され、勾配コイルはＲＦコイルの直線 状要素に対してほぼ直角な方向に電流を通す。

勾配コイルの大きさを小さくし、これらのコイルが発生する磁界の強さを大きく するには、多数の問題か生しる。

すなわち、勾配コイルとＲＦコイルとの間の電気的干渉、を者の解剖学的構造に よってコイルの幾何学的形状に課される制約、小さく軽いコイル枠からの大きな 騒音、エンクロージャ（囲み）か小さいことによる患者の快適さの問題等である 。本発明はこれらの問題を扱うものである。

詳しく述へると、内腔の中に円筒形のコイル枠が作られ、コイル枠は…者の近く の局部イメージング容積を形成し、所定の位置に患者を保持するための表面を含 む。勾配コイルがコイル枠に固着されて、分極磁界に対して垂直な軸に？（ａっ て、局部イメージング容積内にほぼ線形の磁気勾配を加える。またＲＦコイルが コイル枠に固着されて、局部イメージング容積内に無線周波磁界を作成する。

本発明の一つの目的は、局部ＲＦコイルと局部勾配コイルとの間の電気的干渉を 小さくすることである。勾配コイルの導体は、ＲＦコイルの同調を変化させて、 ＲＦ磁界を歪ませることがあり得る。これにより、構成された画像にンエージン グ（ｓｈａｄｉｎｇ）アーチファクトが生し、患者の特定の体積に供給されるＲ Ｆｉ力が増大する可能性が生じる。更に、これらのコイル間の相互作用によりＲ ＦコイルのＱか小さくなる。これにより、ＲＦコイルの直角感度が損なわれ、信 号対雑音比が小さくなることがあり得る。ＲＦコイルの外側に勾配コイルを配置 することにより、勾配コイルがＲＦ磁界の最高の強さの領域から除去されるので 、ＲＦ磁界に対する勾配コイルの影響が少なくなる。

ＲＦコイルの外側に勾配コイルを配置することにより、ＲＦシールド（希望する 場合）を挿入してＲＦコイルと勾配コイルとの間の相互作用を防止することも可 能となる。そして最後に、勾配コイルの配置方向により、ＲＦコイルに対する結 合が最小となる。

本発明のもう一つの目的は、特に局部勾配コイルを使用して頭部イメージングを 行うときに、患者の快適さを増すことである。本発明の勾配コイルにより、勾配 コイルの動作を妨げることなくコイル枠を切削して視界ボート（覗き窓）を形成 することかできる。

本発明の上記および他の目的および利点は以下の説明から明らかとなろう。以下 の説明は本発明の好ましい実施例を図示している付図を参照して行う。しかし、 このような実施例は必ずしも発明の全範囲を表わすものではないので、発明の範 囲の解釈に当たっては特許請求の範囲を参照すべきである。

図面の簡単な説明 図１は、内腔管の中の分極コイル、勾配コイルおよびＲＦコイルの配置を示すと 共に、患者の頭部のまわりの本発明による局部勾配コイルおよびＲＦコイルの配 置を示すＭＲ１磁石の一部破断斜視図である。

図２は、図１の局部勾配コイルおよびＲＦコイルの一部破断上面図である。

図３は、図２の局部勾配コイルおよびＲＦコイルの一部破断側面図である。

図４は、図２の局部勾配コイルおよびＲＦコイルの一部破断斜視図である。

図５は、図１．２および３のＲＦコイルの概略斜視図である。

図６は、図２の局部勾配コイルおよびＲＦコイルの断面図であり、ＲＦコイル構 造に対する勾配コイルの相対位置および勾配コイルの巻線を通る電流の方向を示 す。

図７は、本発明の局部勾配コイルの簡略化した構成図である。

発明の詳細な説明 本発明は、ＲＦコイルに対して透明で、分極磁界に対して横向きの線形勾配磁界 を形成する小さな勾配コイルを提供するという問題に対する一部の解に関するも のである。

特に図７に示すように、−組の４個の「翼のある」勾配コイル１乃至４が円筒形 のＲＦコイル５の両側に配置される。

コイル１乃至５は、静的分極磁界の方向を向いた軸６を中心にして配置されてい る。勾配コイル１乃至４の各々は、“×”で示されるような紙面へ向かう方向に 電流を流す一組の内側導体、および”Ｏ”で示されるように紙面から出てくる方 向に電流を流す一組の外側導体を有し、外側導体は軸６およびＲＦコイル５から 更に離れて配置されている。

勾配コイル１乃至４のこれらの導体は、ＲＦコイル５の直線状導体に対してほぼ 垂直であり、したがってＲＦコイル５に対して実質的に透明である。

７Ａで示される磁界はコイル１および２が作成し、磁界７Ｂはコイル３および４ が作成する。ＲＦコイル５の中のイメージング容積の最上部から最下部に進むに つれて、磁界は磁界７Ａの発生する負の値から、中心軸６の零へ、そして磁界７ Ｂの発生する正の値へと次第に減少する。勾配コイル１乃至４の位置か賢明に選 択されれば、勾配コイル１乃至４が発生する磁界７Ａおよび７Ｂはイメージング 容積の最上部の最大の負の値からイメージング容積の最下部の最大の正の値へと 線形に変化する。内側導体の位置はＲＦコイル５の半径によって決まり、外側導 体の位置は構造全体を取り囲む全身−（ルによって制限される。主要な設計変数 は、中心軸６に対する各コイルの角度θ、およびコイルの中心から各導体までの 半１である。

都合の好い近似勾配コイル設計手法は、平面に垂直な無限の線（ワイヤ）からの 磁界をテーラ−（Ｔａｙｌｏｒ）級数に展開するものである。このような無限の 線が複素平面内の（ａ、ｂ）にあるものと仮定する。極座標では、線はコイル軸 （Ｚ軸）からθの角度で、原点がらｒ＝（ａ２＋ｂ２）１／２の距離の所にある 。ここで、θ＝ｊａｎ−’Ｃｂ　／　ａ　）。

ｒｌ、θｌにあるｍ本の線の集合、および通電電流１（ｉ−１，、、、、ｍ）に よる任意の点Ｗ＝Ｚ＋ｊ＊Ｙでの磁界成分は次式で表される。

式（１） 式（２） ここで、Ｋ−μ／′（２π）、μは自由空間の透磁率、ｊ−■（−１）である。

線形勾配の場合、目的は最低の非線形項を零にすることである。これはｒ　１θ 　を賢明に選択することにより達成することができる。充分な数の導体が使用さ れる場合には、Ｉ　も賢明に選択することにより、これを達成することができる 。

次に、図７に示すような４個のコイルを用いる「翼のある」勾配コイルを考えて みる。各コイルの一つの導体がイメージング容積に最も近いところに配置されて 、”×”で示されるように紙面へ向かって同し方向に電流を通す。各コイルの第 ２の導体は、第１組の導体と平行に伸びているが、イメージング容積からは更に 離れている。策２組の導体では、電流は逆向き、すなわち”○”で示すように紙 面から出る方向に流れる。垂直方向に磁界勾配が発生する。

右を指す磁界を正とすれば、イメージング容積の最上部から最下部に進むにつれ て、磁気勾配磁界が単調に増大する。

磁界勾配は、最上部の最大の負から中心軸６の零を通った後、最下部に近づくに つれてますます正となる。

静磁界ＢＯは中心軸Ｚに沿っているものとする。次に、式（２）を使用して、線 形勾配コイルを設計する。ｚ軸に対してθ、＝２２．５°または６７．５°、θ 、、＝１８００−０１、θ３＝１８０°＋θ１１およびθ４＝−θ１の角度をな す線に沿って内側の導体と外側の導体を配置することにより、最大の直線性が得 られる。横勾配コイルは通常、頭部または四肢のＲＦコイルと一緒に、または空 間が貴重な池の状況で、使用されるはずである。Ｚ次元で、外側の勾配巻線はＲ Ｆコイルの縁に対応する。このとき、角度か２２．５°または６７．５°であれ ば、外側の「翼のある」横勾配コイルの直径はその長さの４１．４％または２４ １．４％でなければならないことになる。しかし、代表的なＲＦ送信コイルでは 、均一度とコイル長との間の最適均衡を得るために、直径対長さの比が１に近づ く。もう一つの問題は、局部勾配コイルが身体コイルの中に配置されるので、直 径が制約されることである。下記の設計手順は、どのようにすればこれらの難点 を克服できるかを示しているう 図７の外側導体および内側導体は原点からの同じ線上に無い、すなわち（Ｚ軸に 対して）それぞれθ０およびθｌの角度をなすものとする。式（２）のテーラ− 級数展開の最低次の非線形項は式（３）で表される。ただし、△１ ＴＥＲＭ　＝　Ｉ　Ｗ／＋、　）　ｕｐｆ−ｊ（ｎ＋１）θ　）式（３） ％式％ 外側半径がｒｏてあり、内側半径がｒｌである。最適な線形性を得るためには、 高次の項は零にならなければならない。この条件は、Ｗ／ｒ、＜ｌとＷ／　ｒ　 Ｏ＜　ｌであるという事実によって助けられる。したがって、次式が成立しなけ ればならない。

式（４） コイル合成手順の第１段階は、与えられるパラメータを指定することである。こ れらのパラメータには、外側の勾配コイルのＷ座標（通常、０．５Ｌ、ただしＬ ＝対応するＲＦコイルの長さ）、および内側勾配コイルのＹ座［Ｒが含まれる。

Ｒの値は通常、対応するＲＦコイルの外径より少し大きい。勾配強さを最大にす るためには、ｒ　を中心軸に近く、そして線形性と幾何学的制約を満足しつつｒ 。

をできる限り中心軸から離して配置することが望ましい。

空間的制約のため、通常ｒｏを指定することができる。ＲＦコイルの半径が指定 されれば、残る変数ｒ　およびθ１　］ は独立てはない。つまり、 式（５） ％式％［ 式（６） 式（４）は次式のようになることを示すことができる。

式（７） その結果、式（７）の右辺をＫとすれば、この式は次式のように変形される。

式（８） 次に、式（８）はθ　についてグラフ的に解くことかでき、次にｒ　をｒ、＝Ｒ ｙ　（ｓ　ｉｎ　（θ　））として計算することかできる。

一例として、Ｌ＝０．３０６メートル、ｒ　ｏ　＝　０．　２８６メートル、θ ０　＝５７　、　６４°、モしてＲ＝０．１８１メートルとする。このとき、θ 　−６４，３°モしてｒ＝０．２０１メートルである。これらの寸法は、頭部用 局部勾配コイルに適している。

好ましい実施例の詳細な説明 図１に示すように、ＭＲＬ磁石集合体１０は円筒形の内腔管１２を含む。内腔管 １２はＺ軸に沿って伸び、放射線を透過させる台１６の上に支持されて仰向けに 寝た患者】４を受け入れる。台１６は内腔管１２に出入りして動くことかできる ので、患者１４は内腔管１２の容積の中でＺ軸に沿って位置決めされる。

内腔管１２を同軸に取り囲んでいるのは、ＲＦコイル１８である。ＲＦコイル１ ８は、前に説明したように患者１４のスピンを励起して共鳴させる。勾配コイル ２０が内腔管１２とＲＦコイル１８の両方を取り囲み、やはり２軸１３と同軸に なっており、ＭＲＩイメージングに必要とされるｘ、ｙおよびＺの勾配磁界Ｇｘ 、ＧｙおよびＧｚを形成する。勾配コイル２０は勾配増幅器（図示しない）によ って駆動される。Ｚ軸にそろった分極磁界Ｂｏは、内腔管１２、ＲＦコイル１８ および勾配コイル２０と同軸であるが、それらの外側にある超伝導磁石コイル２ ８によって発生される。超伝導磁石コイル２８は外部電源を持たないが、超伝導 磁石コイル２８の抵抗率ゼロの巻線を衰えずに流れる初期電流で動作する。

超伝導磁石コイル２８と勾配コイルの間には、−組のンムコイル３０かはさまれ ている。当業者には理解されるように、ンムコイル３０は分極磁界ＢＯの均一度 を補正するために使用される。−組の機械的結合および絶縁体（図示しない）か これらのコイル１８．２０．２８および３０の各々を一緒に内腔管１２に堅固に 接続する。これにより、それらの種々の電磁界の相互作用によって生し得るよう なそれらの間の相対運動に対する抵抗が得られる。

本発明の局部コイル集合体８は、台１６の上にのっているとき内腔管１２の中に 受け入れられるような大きさの円筒形の管１０のまわりに組み立てられる。内腔 管１２の内径が約２２インチであるのに対して、局部コイル集合体８の内径は約 １１インチである。したがって、局部コイル集合体８の内部容積は患者の頭部の 体積に、より近くなる。

局部コイル集合体８は内腔管１２に直接取り付けられるのではなくて、台１６に 取り付けられるので、前に述へたその磁界とコイル２８との相互作用によって生 しる運動に抵抗する。Ｚ軸１３に沿って台１６を動かすことにより、局部コイル 集合体８を内腔管１２の中心、一般に分極磁界ＢＯの磁界均一度か最大となる位 置に位置決めすることができる。

キ者の取り囲まれた感じを少なくするための視界ボート６４により、患者の肩が 局部コイル集合体８の下端４４に接触した状態で患者の頭部が局部コイル集合体 ８の中に位置決めされているとき、患者１４は局部コイル集合体８から外を見る ことかできる。

図２および図３に示すように管状の円筒形の枠４０は、軸４２をそなえている。

−次枠４０は、公称壁厚か１７′２インチのガラス繊維管で作られるが、異なる 寸法の低損失材料を使用してもよいことは明らかである。

図２、図４および図５に示すように、二次管状枠４６が一次枠、↓０の中に同軸 にはまることにより、−次枠４０の下３１ｉ４４を通して（図１に示される）懸 Ｗ１８の頭部を受け入れ、患者の頭部を位置決めパッド等（図示しない）の上に 支持するための表面が形成される。局部ＲＦコイル２２に対する導体は二次管状 枠４６の外側表面に接着されることにより、二次枠４６の外側表面と二次枠４０ の内側表面との間に入れられる。詳しく述べると、局部ＲＦコイル２２は周知の １かご形コイルの形に作られる。鳥かご形コイルでは、軸４２に沿って間隔を置 いて軸４２を中心として導電性の端ループ２４か配置され、そして端ループ２４ に沿って円周方向に間隔を置いて配置された一連の１６個の直線状の導電性セグ メント２６によって端ループ２４が相互接続される。セグメントの絶縁されて重 なる導体から形成されるコンデンサが端ループ２４と導電性セグメント２６の一 方または両方を中断し、端ループ２４と導電性セグメント２６の分布インダクタ ンスとともに共振構造を構成する。この共振構造は、前に述へたように、ＭＲＩ イメージングンーケンスで核スピンを励起するための回転するＲＦベクトルを発 生する。このようなコイルは、たとえば前記米国特許第４．６８０．５４８号に 開示されている。

接着されたセグメント２６の真下に無い、導電性セグメント２６相互の間の二次 枠の部分は、二次枠４６の上半分では切り取って、視界ボート６４を介した叡者 の視界をはなはだしく妨げないようにする。

一次枠４０の上端４８はその上側の縁で、軸方向に伸びるタブ５０を保持する。

このタブ５０は、当業者には理解されるように、直角ＲＦ倍信号ＲＦコイル２２ に供給し、また直角ＲＦ倍信号ＲＦコイル２２から受けるためのＲＦコネクタを 支持する。

図２および図３も参照して説明する。−次枠４ｏの下端４４と上端４８の両方に 、円周方向のみぞ５４および５５がその外側表面に切られている。円周方向のみ ぞ５４および５５は、２軸磁界勾配Ｇｚを発生するためのマクスウェル（Ｍａｘ ｗｅ　ｌ　ｌ）対のソレノイドコイルを形成する導体５７を受け入れる。らせん 形のみぞ６０がこれらの２つのみぞ５４と５５を結合する。コイル５６および５ ８の導体５７は、上側のみぞ５４の上側の縁から、下端４４から見て時計方向に 巻かれて、そのみぞ５４の下の縁に向かって進む。次に導体５７は、らせん形の みぞ６０に沿って下側のみぞ５５の上側に向かって敷設され、下端４４から見て 反時計方向に巻かれて、下側のみぞ５５の下側に達する。

次に、導体５７の第２の層が、下側のみぞ５５て同じ反時計方向に、そのみその 上側に向かって導体５７の第１の層の最上部の上に巻かれた後、上側のみそ５４ の下側までらせん形のみそ６０て折り返すように敷設され、導体の前の層の上を 時計方向に続き、上側のみぞの上側に達する。らせん形のみそ６０の導体５７は 「リターン」導体と呼ばれ、２つのコイル５６と５８を電気的に接続する。上側 のみぞ５４の上側の導体５７の２つの端は２軸勾配増幅器（図示しない）に取り 付けられる。

再び図２および図３を参照して説明する。コイル５６と５８の間でコイル５８の 近くの一次枠４０の上表面を切り取って、はぼ長方形の視界ポート６４が形成さ れる。視界ポート６４は、らせん形のみぞ６０から除かれて、窓が形成される。

患者の頭部が一次枠４０の中の定位置にあるとき、を者１８はこの窓を通して見 ることができる。視界ポート６４はＲＦコイル２２の導電性セグメント２６によ って中断されるが、これらのセグメント２６は比較的薄いので、虫者の視界をあ まり妨げない。

コイル５６および５８を付勢すると、局部コイル集合体８と超伝導コイル２８と の間に強いベクトル外檀力が生じる。これにより、周期的な勾配励起条件下では 、可聴振動が生しる。これらの振動は、米国特許第４．　６８０．　５４５号に 開示されているように勾配波形の可聴周波数成分を制限することにより若干減ら すことができる。更に、可聴振動を減らすために、−次枠４０の本体から切削に より同調ポートが形成される。ポート６６の正確な配置は、関連する巻線５６お よび５８をそなえた一次枠４０の寸法、剛性および質量分布の関数である。ポー ト６６の正確な配置は、次の目的を満たすように選定される。すなわち、（１） −次枠４０の振動表面積全体の削減、（２）関連勾配信号周波数での一次枠４０ の振動の腹黒の除去、および（３）勾配信号の励起の主周波数から離れた一次枠 ４０の同調である。ポート６６は、巻線５６および５８、ならびにらせん形のみ そ６０を避けることが望ましい。

図２−４を参照して説明する。２軸１３に垂直な方向に磁界勾配を形成するため に、−次枠４ｏの各々の側に一対の勾配コイルが取り付けられる。更に詳しく述 べると、第１の勾配コイル対７０および７１が一次枠４ｏの一方の側に取り付け られ、第２の勾配コイル対７２および７３が一次枠４０の他方の側に取り付けら れる。勾配コイル７０−７３はプラスチックのハウジング７５に封入される。ハ ウシング７５は、−次枠４０の下に伸び、−次枠４ｏを受けるブラケット７６− ７９に固定される。ブラケット７６−７９はポリ塩化ヒニルで作られ、−次回筒 形コイル枠４゜に接着される。

特に図２および図３を参照して説明する。各勾配コイル７０−７３は、垂直ルー プを構成する一組の巻線で構成される。たとえば、勾配コイル７２のループ８ｏ はほぼ垂直であり、中心軸４２に平行な水平軸８１に沿って配置される。ループ ８０は、中心軸４２に垂直な平面に対して４２゜５３°の角度に傾けられる。こ れにより、その長さが０゜３０６メートルで、ｒ　Ｏ＝　０．　２８６メートル 、θｏ＝５７．６４°、Ｒ＝−０，１８１メートル、θ　＝６４．３°、そして ｒ、＝０．２０Ｌメートルのコイルに対して上記のように勾配磁界の線形性が最 適化される。この寸法は頭部用局部勾配コイルに適している。勾配コイル７３の ループ８２は大きさと数かループ８０と同しであり、それらら軸８１に沿って配 置されている。ループ８２はループ８０と同し角度に保持されるが、垂直平面か ら逆方向になっている。電流は勾配コイル対７２と７３を同し方向に流れるので 、磁束はループ８０および８２を通って局部コイル８の上端４８に向かう。

勾配コイル７０および７１はそれぞれ勾配コイル７２および７３と鏡像関係にあ る。それらが形成する電流ループは大きさと数が同してあり、垂直である。勾配 コイル７０および７１の電流ループは中心軸４０に平行な軸８５に沿って配置さ れ、垂直平面から同し角度に傾けられる。それらは、勾配コイル７０および７１ を通る磁束が局部コイル８の下端４４に向かうようにする電流を流すように接続 される。

実施例では、勾配コイル７０−７３はコイル枠４０の両側に配置され、それらが 発生する磁界勾配は水平方向に向いている。代表的な用途では、これらの勾配コ イルはＸまたはｙの勾配増幅器の出力に接続される。その選択は、使１１ている 特定のパルスンーケンスによって決定され、通常は最高速度でスイッチングされ る勾配（Ｘまたはｙ）であるう フロントページの続き （５１）　Ｉｎｔ、　Ｃ１，６識別記号　庁内整理番号ＨＯＩＦ　５１００　Ｃ ４２３１−５Ｅ８２０３−２Ｇ Ｉ ＧＯＩＲ３３／２２

Claims (6)

【特許請求の範囲】
1. １．ＮＭＲシステムで使用するためのコイル集合体に於いて、 イメージング対象物を受け入れるのに充分な大きさの中央開口を有し、かつ中心 軸がＮＭＲシステムの分極磁界とそろえられる円筒形の枠、 上記中央開口の中の分極磁界に平行で、かつそれに沿った一方向を向いた第１の 磁界を発生するために、上記円筒形の枠の一方の側に取り付けられた第１の勾配 コイル対、および 上記中央開口の中の分極磁界に平行で、かつ上記第１の磁界と逆の方向を向いた 第２の磁界を発生するために、上記円筒形の枠の反対側に取り付けられた第２の 勾配コイル対を含み、 上記の各勾配コイルが上記中心軸に垂直な平面から傾けられた平面内にある一組 のループを有し、上記第１および第２の磁界が分極磁界に垂直な勾配を有してい ることを特徴とするコイル集合体。
2. ２．上記円筒形の枠の内側にＲＦコイルが配置されている請求項１記載のコイル 集合体。
3. ３．分極磁界の方向に勾配を有する磁界を分極磁界の方向に発生するための第３ の勾配コイル対が上記円筒形の枠のまわりに巻かれている請求項１記載のコイル 集合体。
4. ４．上記円筒形の枠が、中に配置されたイメージング対象物に接近するために上 記中央開口から離れた開口を有している請求項１記載のコイル集合体。
5. ５．上記第１および第２の勾配コイル対の中の互いに対向する勾配コイルが、上 記円筒形の枠に固定されて上記円筒形の枠を受けるブラケットによって、上記円 筒形の枠に取り付けられている請求項１記載のコイル集合体。
6. ６．上記第２の勾配コイル対が上記第１の勾配コイル対と鏡像関係にある請求項 １記載のコイル集合体。