JPH11225990A - 勾配磁界発生コイルの形成方法 - Google Patents
勾配磁界発生コイルの形成方法Info
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- JPH11225990A JPH11225990A JP10037325A JP3732598A JPH11225990A JP H11225990 A JPH11225990 A JP H11225990A JP 10037325 A JP10037325 A JP 10037325A JP 3732598 A JP3732598 A JP 3732598A JP H11225990 A JPH11225990 A JP H11225990A
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Abstract
(57)【要約】
【課題】 MRIマグネットに適応可能な勾配磁界発生
コイルの形成方法において最良の直線性を有する勾配磁
界を発生させるための有効な磁界設定点の設定方法が不
明である課題があった。 【解決手段】 勾配磁界を発生させる領域、勾配磁界を
発生する主コイル2aおよびシールドコイル2bの配置
位置a1,a2を決定する。前記領域の表面上に磁界設定
点を設定し、前記磁界設定点の座標を用いて、グリーン
関数の3次元フーリエ変換表現を用いた等号制約条件付
きの磁気エネルギー汎関数最小化アルゴリズムに基づき
未定常数を計算し、これにもとづいてコイル2a,2b
の電流密度分布と離散化したコイルの巻線分布を決定す
るものである。
コイルの形成方法において最良の直線性を有する勾配磁
界を発生させるための有効な磁界設定点の設定方法が不
明である課題があった。 【解決手段】 勾配磁界を発生させる領域、勾配磁界を
発生する主コイル2aおよびシールドコイル2bの配置
位置a1,a2を決定する。前記領域の表面上に磁界設定
点を設定し、前記磁界設定点の座標を用いて、グリーン
関数の3次元フーリエ変換表現を用いた等号制約条件付
きの磁気エネルギー汎関数最小化アルゴリズムに基づき
未定常数を計算し、これにもとづいてコイル2a,2b
の電流密度分布と離散化したコイルの巻線分布を決定す
るものである。
Description
【0001】
【発明の属する技術分野】本発明は、磁気共鳴イメージ
ング(以下、MRIという)装置に搭載するMRIマグ
ネットに適用する勾配磁界発生コイルの形成方法に関す
るものである。
ング(以下、MRIという)装置に搭載するMRIマグ
ネットに適用する勾配磁界発生コイルの形成方法に関す
るものである。
【0002】
【従来の技術】図11は、例えば、Robert Tu
rnerの「GRADIENT COIL DESIG
N:A REVIEW OF METHOD,Magn
etResonance Imaging,Vol.1
1,pp903−920,1993」に記載されている
従来の勾配磁界発生コイルの形成方法を示すフロー図で
ある。この方法は、グリーン関数の3次元フーリエ変換
表現を用いた等号制約条件付きの磁気エネルギー汎関数
最小化アルゴリズムと呼ばれている。なお、主コイルと
は、主として勾配磁界を発生させるものであり、シール
ドコイルとは、主として漏洩磁界をシールドするもので
ある。 (1)従来の方法により勾配磁界発生コイルを形成する
場合、先ず、勾配磁界を発生させる領域、並びに、主コ
イル及びシールドコイルの配置位置を決定する。 (2)次に、領域内に、磁界設定点を任意に設定する。 (3)次に、磁界設定点の座標を用いて未定常数を計算
する。 (4)次に、未定常数を用いて、主コイル及びシールド
コイルの電流密度分布を計算する。 (5)最後に、主コイルおよびシールドコイルの電流密
度分布を離散化し、主コイルおよびシールドコイルの形
状を決定する。 これは、従来の円筒型MRIマグネットにおいて、所望
の領域の勾配磁界分布が与えられたとき、前記領域内に
勾配磁界を発生し、かつ、前記領域外の漏洩磁界をシー
ルドでき、かつ、インダクタンスが最小となる1組のコ
イル巻線を決定する手法である。具体的には、撮像領域
内の座標位置に勾配磁界を仮定すると、所望の領域内に
勾配磁界を発生し、かつ、撮像領域外への漏洩磁界が少
なく、自己インダクタンスが小さい1組のコイル巻線形
状を前記磁気エネルギー汎関数最小化アルゴリズムに基
づき逆算する手法である。
rnerの「GRADIENT COIL DESIG
N:A REVIEW OF METHOD,Magn
etResonance Imaging,Vol.1
1,pp903−920,1993」に記載されている
従来の勾配磁界発生コイルの形成方法を示すフロー図で
ある。この方法は、グリーン関数の3次元フーリエ変換
表現を用いた等号制約条件付きの磁気エネルギー汎関数
最小化アルゴリズムと呼ばれている。なお、主コイルと
は、主として勾配磁界を発生させるものであり、シール
ドコイルとは、主として漏洩磁界をシールドするもので
ある。 (1)従来の方法により勾配磁界発生コイルを形成する
場合、先ず、勾配磁界を発生させる領域、並びに、主コ
イル及びシールドコイルの配置位置を決定する。 (2)次に、領域内に、磁界設定点を任意に設定する。 (3)次に、磁界設定点の座標を用いて未定常数を計算
する。 (4)次に、未定常数を用いて、主コイル及びシールド
コイルの電流密度分布を計算する。 (5)最後に、主コイルおよびシールドコイルの電流密
度分布を離散化し、主コイルおよびシールドコイルの形
状を決定する。 これは、従来の円筒型MRIマグネットにおいて、所望
の領域の勾配磁界分布が与えられたとき、前記領域内に
勾配磁界を発生し、かつ、前記領域外の漏洩磁界をシー
ルドでき、かつ、インダクタンスが最小となる1組のコ
イル巻線を決定する手法である。具体的には、撮像領域
内の座標位置に勾配磁界を仮定すると、所望の領域内に
勾配磁界を発生し、かつ、撮像領域外への漏洩磁界が少
なく、自己インダクタンスが小さい1組のコイル巻線形
状を前記磁気エネルギー汎関数最小化アルゴリズムに基
づき逆算する手法である。
【0003】図12は従来の勾配磁界発生コイルの形成
方法で作られた勾配磁界発生コイルの全体形状を示す模
式図であり、勾配磁界発生コイル22〜25は鞍型に構
成され、円筒型MRIマグネットへ適応できる。勾配磁
界発生コイル22〜25はそれぞれXーY平面およびX
ーZ平面に対象に構成され、円筒型MRIマグネットの
撮像領域内に勾配磁界を発生する。図13は勾配磁界発
生コイル22〜25の一つを平面上に投影した図であ
り、図13(A)は主として勾配磁界を発生する主コイ
ルの巻線パターンを示し、図13(B)は主として撮像
領域外への漏洩磁界をシールドするシールドコイルの巻
線パターンを示している。これら従来の形成方法におい
ては、最良の直線性を有した勾配磁界を得るための解析
上の目標磁界設定点の取り方について明確にされていな
い。
方法で作られた勾配磁界発生コイルの全体形状を示す模
式図であり、勾配磁界発生コイル22〜25は鞍型に構
成され、円筒型MRIマグネットへ適応できる。勾配磁
界発生コイル22〜25はそれぞれXーY平面およびX
ーZ平面に対象に構成され、円筒型MRIマグネットの
撮像領域内に勾配磁界を発生する。図13は勾配磁界発
生コイル22〜25の一つを平面上に投影した図であ
り、図13(A)は主として勾配磁界を発生する主コイ
ルの巻線パターンを示し、図13(B)は主として撮像
領域外への漏洩磁界をシールドするシールドコイルの巻
線パターンを示している。これら従来の形成方法におい
ては、最良の直線性を有した勾配磁界を得るための解析
上の目標磁界設定点の取り方について明確にされていな
い。
【0004】
【発明が解決しようとする課題】従来の勾配磁界発生コ
イルの形成方法は以上のように構成されているので、所
望の勾配磁界の直線性を最良にするための磁界設定点の
有効な設定法が不明であるという課題があった。
イルの形成方法は以上のように構成されているので、所
望の勾配磁界の直線性を最良にするための磁界設定点の
有効な設定法が不明であるという課題があった。
【0005】本発明は前記のような課題を解決するため
になされたものであり、前記磁界設定点の位置を最適化
することにより、MRIマグネットに適用可能な高精度
の自己シールド勾配磁界発生コイルを形成する方法を得
ることを目的とする。
になされたものであり、前記磁界設定点の位置を最適化
することにより、MRIマグネットに適用可能な高精度
の自己シールド勾配磁界発生コイルを形成する方法を得
ることを目的とする。
【0006】
【課題を解決するための手段】本発明の第1の構成によ
る勾配磁界発生コイルの形成方法は、勾配磁界を発生さ
せる領域、並びに勾配磁界を発生する主コイルおよびシ
ールドコイルの配置位置a1 ,a2 を決める第1のステ
ップと、前記領域の表面上に目標とする磁界強度を発生
させる磁界設定点を設定する第2のステップと、前記磁
界設定点の座標にもとづいて未定常数λi を計算する第
3のステップと、計算した前記未定常数λi を用いて勾
配磁界を発生する主コイルおよびシールドコイルの電流
密度分布g1 ,g2 を計算する第4のステップと、前記
電流密度分布g1 ,g2 を離散化し、勾配磁界発生コイ
ルの巻線位置を決定する第5のステップとを備えたもの
である。
る勾配磁界発生コイルの形成方法は、勾配磁界を発生さ
せる領域、並びに勾配磁界を発生する主コイルおよびシ
ールドコイルの配置位置a1 ,a2 を決める第1のステ
ップと、前記領域の表面上に目標とする磁界強度を発生
させる磁界設定点を設定する第2のステップと、前記磁
界設定点の座標にもとづいて未定常数λi を計算する第
3のステップと、計算した前記未定常数λi を用いて勾
配磁界を発生する主コイルおよびシールドコイルの電流
密度分布g1 ,g2 を計算する第4のステップと、前記
電流密度分布g1 ,g2 を離散化し、勾配磁界発生コイ
ルの巻線位置を決定する第5のステップとを備えたもの
である。
【0007】また、本発明の第2の構成による勾配磁界
発生コイルの形成方法は、勾配磁界を発生させる領域を
球体領域としたものである。
発生コイルの形成方法は、勾配磁界を発生させる領域を
球体領域としたものである。
【0008】また、本発明の第3の構成による勾配磁界
発生コイルの形成方法は、勾配磁界を発生させる領域を
楕円断面を有した領域としたものである。
発生コイルの形成方法は、勾配磁界を発生させる領域を
楕円断面を有した領域としたものである。
【0009】また、本発明の第4の構成による勾配磁界
発生コイルの形成方法は、勾配磁界発生コイルを平面型
にしたものである。
発生コイルの形成方法は、勾配磁界発生コイルを平面型
にしたものである。
【0010】また、本発明の第5の構成による勾配磁界
発生コイルの形成方法は、勾配磁界発生コイルを鞍型に
したものである。
発生コイルの形成方法は、勾配磁界発生コイルを鞍型に
したものである。
【0011】
【発明の実施の形態】以下、本発明をその実施の形態を
図面に基づいて具体的に説明する。 実施の形態1.請求項1に記載の発明の一実施の形態を
図1,2,3および4をもとに説明する。図1は本発明
の実施の形態1によるMRIマグネットを搭載したMR
I装置の概略的な構成図であり、例えば、上下に分割さ
れた開放型MRI装置を例として示す。また、図2は図
1に示すMRI装置に搭載された勾配磁界発生コイルの
一部を拡大して示す概略的な断面図であり、図3は本発
明の実施の形態1による勾配磁界発生コイルの形成方法
を示すフロー図であり、図4は本発明の実施の形態1の
有効性を証明するための断面図である。図1および図2
において、1,2は本発明に係る形成方法を用いて形成
した勾配磁界発生コイルであり、1はMRIマグネッ
ト、2はMRIマグネットに適用する勾配磁界発生コイ
ル、2aは勾配磁界発生コイル2において主に勾配磁界
を発生する主コイル、2bは勾配磁界発生コイル2にお
いて主に漏洩磁界をシールドするシールドコイル、3は
勾配磁界を発生させる領域に均一な磁界を発生させる主
磁石、4は患者、5は患者を乗せる台、10は患者4の
撮像領域、a1 は主コイル2aの設置位置、a2 はシー
ルドコイル2bの設置位置(a1< a2)であり、 g
1 ,g2 はそれぞれa1 ,a2 の位置における電流密度
分布を示し、Rは径方向座標軸、Zは軸方向座標軸、
X,Y,Zは直交座標軸であり、R=(X2 +Y2 )
1/2 の関係がある。
図面に基づいて具体的に説明する。 実施の形態1.請求項1に記載の発明の一実施の形態を
図1,2,3および4をもとに説明する。図1は本発明
の実施の形態1によるMRIマグネットを搭載したMR
I装置の概略的な構成図であり、例えば、上下に分割さ
れた開放型MRI装置を例として示す。また、図2は図
1に示すMRI装置に搭載された勾配磁界発生コイルの
一部を拡大して示す概略的な断面図であり、図3は本発
明の実施の形態1による勾配磁界発生コイルの形成方法
を示すフロー図であり、図4は本発明の実施の形態1の
有効性を証明するための断面図である。図1および図2
において、1,2は本発明に係る形成方法を用いて形成
した勾配磁界発生コイルであり、1はMRIマグネッ
ト、2はMRIマグネットに適用する勾配磁界発生コイ
ル、2aは勾配磁界発生コイル2において主に勾配磁界
を発生する主コイル、2bは勾配磁界発生コイル2にお
いて主に漏洩磁界をシールドするシールドコイル、3は
勾配磁界を発生させる領域に均一な磁界を発生させる主
磁石、4は患者、5は患者を乗せる台、10は患者4の
撮像領域、a1 は主コイル2aの設置位置、a2 はシー
ルドコイル2bの設置位置(a1< a2)であり、 g
1 ,g2 はそれぞれa1 ,a2 の位置における電流密度
分布を示し、Rは径方向座標軸、Zは軸方向座標軸、
X,Y,Zは直交座標軸であり、R=(X2 +Y2 )
1/2 の関係がある。
【0012】磁気共鳴イメージングでは、図1における
患者4の撮像領域10に勾配磁界を印加し、画像の位置
情報を取得する。勾配磁界の直線性が悪いと、再構成し
た画像の品質が歪むため、勾配磁界には高い精度の直線
性が要求される。また、主コイル2aにパルス電流が通
電されると、主磁石3を収納する容器の表面6に渦電流
が流れる。この渦電流は、発生する勾配磁界の逆方向の
磁界を発生することになり、撮像領域10の勾配磁界に
歪みが生じ、画質が劣化する。そのため、一般的にMR
I用の勾配磁界発生コイル2はシールドコイル2bを主
コイル2aと組み合わせ設置し、前記渦電流を抑制する
ように構成している。
患者4の撮像領域10に勾配磁界を印加し、画像の位置
情報を取得する。勾配磁界の直線性が悪いと、再構成し
た画像の品質が歪むため、勾配磁界には高い精度の直線
性が要求される。また、主コイル2aにパルス電流が通
電されると、主磁石3を収納する容器の表面6に渦電流
が流れる。この渦電流は、発生する勾配磁界の逆方向の
磁界を発生することになり、撮像領域10の勾配磁界に
歪みが生じ、画質が劣化する。そのため、一般的にMR
I用の勾配磁界発生コイル2はシールドコイル2bを主
コイル2aと組み合わせ設置し、前記渦電流を抑制する
ように構成している。
【0013】次に、勾配磁界発生コイルの形成方法につ
いて説明する。先ず、勾配磁界を発生させる撮像領域1
0と、主コイル2aおよびシールドコイル2bの配置位
置a1 ,a2 を決定する(ST1)。図2には、a1 ,
a2 の関係を示している。次に、撮像領域10の表面上
に磁界設定点を設定する(ST2)。ここで、図4に示
す電流が存在しない閉空間10内でdivB=0,cu
rlH=0が成立するので以下に示す(1)式が導かれ
る。閉空間10内に磁界Bzの極値があると仮定すると
(1)式は矛盾するので、閉空間10内部では極値は持
たない。同様に、磁界Bx,Byの極値もない(Ear
nshawの定理)。ここで、Bx,By,Bzはそれ
ぞれX,Y,Z軸方向の磁界を示す。
いて説明する。先ず、勾配磁界を発生させる撮像領域1
0と、主コイル2aおよびシールドコイル2bの配置位
置a1 ,a2 を決定する(ST1)。図2には、a1 ,
a2 の関係を示している。次に、撮像領域10の表面上
に磁界設定点を設定する(ST2)。ここで、図4に示
す電流が存在しない閉空間10内でdivB=0,cu
rlH=0が成立するので以下に示す(1)式が導かれ
る。閉空間10内に磁界Bzの極値があると仮定すると
(1)式は矛盾するので、閉空間10内部では極値は持
たない。同様に、磁界Bx,Byの極値もない(Ear
nshawの定理)。ここで、Bx,By,Bzはそれ
ぞれX,Y,Z軸方向の磁界を示す。
【0014】図4に示すように、本発明にかかる勾配磁
界発生コイル2の配置位置に対し、Z方向の十分遠方
に、領域10に生成する勾配磁界が理想的な直線性を有
する十分大型のコイル7,8を考える。各コイル2,
7,8の電流値を調整すると領域10内にコイル2でZ
方向の勾配磁界Gzを作り、コイル7,8で逆方向の勾
配磁界−Gzを作れば、領域10内にコイル2が作る誤
差磁界だけを発生させることができる。前記定理を用い
ればこの誤差磁場の極大値および極小値は領域10内に
存在しない。すなわち、同一磁界強度の磁界設定点を撮
像領域10の表面上に設定することにより、領域10表
面および内部の誤差磁場の極大値と極小値を同一に設定
できることになる。つまり、領域10内の誤差磁場がゼ
ロであり、コイル2による領域10全体の勾配磁界の直
線性が最良となる。
界発生コイル2の配置位置に対し、Z方向の十分遠方
に、領域10に生成する勾配磁界が理想的な直線性を有
する十分大型のコイル7,8を考える。各コイル2,
7,8の電流値を調整すると領域10内にコイル2でZ
方向の勾配磁界Gzを作り、コイル7,8で逆方向の勾
配磁界−Gzを作れば、領域10内にコイル2が作る誤
差磁界だけを発生させることができる。前記定理を用い
ればこの誤差磁場の極大値および極小値は領域10内に
存在しない。すなわち、同一磁界強度の磁界設定点を撮
像領域10の表面上に設定することにより、領域10表
面および内部の誤差磁場の極大値と極小値を同一に設定
できることになる。つまり、領域10内の誤差磁場がゼ
ロであり、コイル2による領域10全体の勾配磁界の直
線性が最良となる。
【0015】
【数1】
【0016】次に、前記磁界設定点の座標(ri ,z
i )を用いて(2)式からラグランジュの未定常数法に
より未定常数λi を計算する(ST3)。すなわち、グ
リーン関数の2次元フーリエ変換表現を用いた等号制約
条件付きの磁気エネルギー汎関数最小化アルゴリズムを
MRIマグネットに適用する勾配磁界発生コイルに拡張
した(2)式に、a1 ,a2 および磁界設定点の座標
(ri ,zi )を代入する。磁界設定点がn点の時、n
個の連立方程式を構成できるので、n個の未定常数λi
を求めることができる。なお、(2)式の左辺にはzi
を代入する。上記の等号制約条件はシールドコイル2b
の外側の磁界をゼロにするものであり、(2)式を導く
上での恒等的拘束条件として規定されている。
i )を用いて(2)式からラグランジュの未定常数法に
より未定常数λi を計算する(ST3)。すなわち、グ
リーン関数の2次元フーリエ変換表現を用いた等号制約
条件付きの磁気エネルギー汎関数最小化アルゴリズムを
MRIマグネットに適用する勾配磁界発生コイルに拡張
した(2)式に、a1 ,a2 および磁界設定点の座標
(ri ,zi )を代入する。磁界設定点がn点の時、n
個の連立方程式を構成できるので、n個の未定常数λi
を求めることができる。なお、(2)式の左辺にはzi
を代入する。上記の等号制約条件はシールドコイル2b
の外側の磁界をゼロにするものであり、(2)式を導く
上での恒等的拘束条件として規定されている。
【0017】
【数2】
【0018】次に、計算した未定常数λi を用いて勾配
磁界発生用の主コイル2aおよびシールドコイル2bの
電流密度分布g1 ,g2 を計算する(ST4)。すなわ
ち、主コイル2aの電流密度分布をg1(r)とし、G1
(q)をg1(r) の一次のハンケル変換とすると、G
1(q) は前記未定常数λi を用いて以下に示す(3)
式で表されるので、以下に示す(4)式に従いG
1(q) を一次ハンケル逆変換することにより、主コイ
ル2aの電流密度分布g1(r) を求める。同様に、シ
ールドコイル2bの電流密度分布をg2(r)とし、G2
(q)をg2 (r)の一次のハンケル変換とすると、G
2(q) は前記未定常数λi を用いて以下に示す(5)
式で表されるので、以下に示す(6)式に従い G
2(r)を一次ハンケル逆変換することにより、シール
ドコイル2bの電流密度分布g2(r) を求める。シー
ルドコイル2bの電流密度分布は前述のように主コイル
2aの電流密度分布に従属して決定されるように、あら
かじめ(2)式で規定されている。
磁界発生用の主コイル2aおよびシールドコイル2bの
電流密度分布g1 ,g2 を計算する(ST4)。すなわ
ち、主コイル2aの電流密度分布をg1(r)とし、G1
(q)をg1(r) の一次のハンケル変換とすると、G
1(q) は前記未定常数λi を用いて以下に示す(3)
式で表されるので、以下に示す(4)式に従いG
1(q) を一次ハンケル逆変換することにより、主コイ
ル2aの電流密度分布g1(r) を求める。同様に、シ
ールドコイル2bの電流密度分布をg2(r)とし、G2
(q)をg2 (r)の一次のハンケル変換とすると、G
2(q) は前記未定常数λi を用いて以下に示す(5)
式で表されるので、以下に示す(6)式に従い G
2(r)を一次ハンケル逆変換することにより、シール
ドコイル2bの電流密度分布g2(r) を求める。シー
ルドコイル2bの電流密度分布は前述のように主コイル
2aの電流密度分布に従属して決定されるように、あら
かじめ(2)式で規定されている。
【0019】
【数3】
【0020】最後に、主コイル2aおよびシールドコイ
ル2bの電流密度分布g1 ,g2 を離散化し、勾配磁界
発生用の主コイル2aおよびシールドコイル2bの巻線
形状を決定する(ST5)。離散化手順は前記文献に記
載されている公知の方法を用いる。すなわち、電流密度
分布g1 ,g2 のトータルの電流量を等分割し、等分さ
れた電流量の1/2の電流量に当たる位置に巻線位置を
決定する。この離散化手順は、コイル2a,2bを一順
の直列コイルとして形成できるようにするためのもので
ある。
ル2bの電流密度分布g1 ,g2 を離散化し、勾配磁界
発生用の主コイル2aおよびシールドコイル2bの巻線
形状を決定する(ST5)。離散化手順は前記文献に記
載されている公知の方法を用いる。すなわち、電流密度
分布g1 ,g2 のトータルの電流量を等分割し、等分さ
れた電流量の1/2の電流量に当たる位置に巻線位置を
決定する。この離散化手順は、コイル2a,2bを一順
の直列コイルとして形成できるようにするためのもので
ある。
【0021】本発明の磁気エネルギー汎関数最小化アル
ゴリズムは、コイル2a,2bの電流密度分布g1 ,g
2 の求値問題を未定常数法で扱えるようにするととも
に、結果的にコイルのインダクタンスを最小にすること
ができるので、レスポンスの速い勾配磁界発生コイルの
形状決定ができる。
ゴリズムは、コイル2a,2bの電流密度分布g1 ,g
2 の求値問題を未定常数法で扱えるようにするととも
に、結果的にコイルのインダクタンスを最小にすること
ができるので、レスポンスの速い勾配磁界発生コイルの
形状決定ができる。
【0022】図5は本発明の実施の形態1による勾配磁
界発生コイルにより発生する例えばZ方向の勾配磁界の
分布を示したものであり、図5(A)は擬似3次元表示
した磁界分布BzのZ,R方向の特性を示す図であり、
図5(B)は等磁界強度線を示す図である。前述した方
法で決定した勾配磁界発生コイル2により発生する勾配
磁界Bzは、撮像領域10の中心Z=R=0から所定の
R,Z範囲にわたり、良好な直線性を有することが理解
できる。
界発生コイルにより発生する例えばZ方向の勾配磁界の
分布を示したものであり、図5(A)は擬似3次元表示
した磁界分布BzのZ,R方向の特性を示す図であり、
図5(B)は等磁界強度線を示す図である。前述した方
法で決定した勾配磁界発生コイル2により発生する勾配
磁界Bzは、撮像領域10の中心Z=R=0から所定の
R,Z範囲にわたり、良好な直線性を有することが理解
できる。
【0023】以上のように、この実施の形態1によれ
ば、撮像領域10の表面上に磁界設定点を設定し、グリ
ーン関数の3次元フーリエ変換表現を用いた等号制約条
件付きの磁気エネルギー汎関数最小化アルゴリズムをM
RIマグネットに適用する勾配磁界発生コイルに拡張し
た(1)式に、a1 ,a2 および磁界設定点の座標(r
i,zi)を代入することにより、未定常数λi を求める
ようにしたので、直線性が最良の勾配磁界を発生させ
る、MRIマグネット1に適用する勾配磁界発生コイル
2を決定することが出来るという効果が得られる。
ば、撮像領域10の表面上に磁界設定点を設定し、グリ
ーン関数の3次元フーリエ変換表現を用いた等号制約条
件付きの磁気エネルギー汎関数最小化アルゴリズムをM
RIマグネットに適用する勾配磁界発生コイルに拡張し
た(1)式に、a1 ,a2 および磁界設定点の座標(r
i,zi)を代入することにより、未定常数λi を求める
ようにしたので、直線性が最良の勾配磁界を発生させ
る、MRIマグネット1に適用する勾配磁界発生コイル
2を決定することが出来るという効果が得られる。
【0024】なお、前述した実施の形態では、Z軸方向
に勾配磁界を発生させる場合について、説明したが、勾
配磁界を発生させる方向がX軸方向あるいはY軸方向で
あっても本発明を適用できる。
に勾配磁界を発生させる場合について、説明したが、勾
配磁界を発生させる方向がX軸方向あるいはY軸方向で
あっても本発明を適用できる。
【0025】また、前述の図では撮像領域は円形をして
いるが、これは円とは限らず任意の位置の任意の領域に
対して適用することができる。
いるが、これは円とは限らず任意の位置の任意の領域に
対して適用することができる。
【0026】実施の形態2.本発明の実施の形態2で
は、勾配磁界を発生させる領域を球体領域にした場合に
ついて説明する。図6は本発明の実施の形態2における
撮像領域を示す図であり、撮像領域10を半径R1の球
体領域とした場合を示している。磁界設定点を半径R1
の球体領域の表面上に設定することにより、図4で示し
た閉空間10を球体領域とすれば図4で説明した原理が
適用でき、所望の球体領域内で最良の直線性を有する勾
配磁界発生コイルを形成できる。この場合、MRI装置
において脳のような球体を撮像する場合に最適となる。
図6において、撮像領域10の球体の中心は原点を示し
ているが、原点以外の中心を有する球体領域でも同じ効
果が得られる。
は、勾配磁界を発生させる領域を球体領域にした場合に
ついて説明する。図6は本発明の実施の形態2における
撮像領域を示す図であり、撮像領域10を半径R1の球
体領域とした場合を示している。磁界設定点を半径R1
の球体領域の表面上に設定することにより、図4で示し
た閉空間10を球体領域とすれば図4で説明した原理が
適用でき、所望の球体領域内で最良の直線性を有する勾
配磁界発生コイルを形成できる。この場合、MRI装置
において脳のような球体を撮像する場合に最適となる。
図6において、撮像領域10の球体の中心は原点を示し
ているが、原点以外の中心を有する球体領域でも同じ効
果が得られる。
【0027】実施の形態3.本発明の実施の形態3で
は、勾配磁界を発生させる領域を楕円断面を有する領域
にした場合について説明する。図7は本発明の実施の形
態3における撮像領域を示す図であり、撮像領域10を
楕円断面を有する領域とした場合を示している。磁界設
定点を楕円断面を有する筒状領域の表面上に設定するこ
とにより、図4で示した閉空間10を楕円断面を有する
筒状領域とすれば図4で説明した原理が適用でき、所望
の楕円断面を有する筒状領域内で最良の直線性を有する
勾配磁界発生コイルを形成できる。人体断面はほぼ楕円
状をしているため、MRI装置において人体の断層写真
を撮像する場合に最適である。図7において、撮像領域
10は楕円柱を示しているが、図8に示す楕円体領域で
も同様の効果を得ることができる。
は、勾配磁界を発生させる領域を楕円断面を有する領域
にした場合について説明する。図7は本発明の実施の形
態3における撮像領域を示す図であり、撮像領域10を
楕円断面を有する領域とした場合を示している。磁界設
定点を楕円断面を有する筒状領域の表面上に設定するこ
とにより、図4で示した閉空間10を楕円断面を有する
筒状領域とすれば図4で説明した原理が適用でき、所望
の楕円断面を有する筒状領域内で最良の直線性を有する
勾配磁界発生コイルを形成できる。人体断面はほぼ楕円
状をしているため、MRI装置において人体の断層写真
を撮像する場合に最適である。図7において、撮像領域
10は楕円柱を示しているが、図8に示す楕円体領域で
も同様の効果を得ることができる。
【0028】実施の形態4.本発明の実施の形態4で
は、勾配磁界を発生させる勾配磁界発生コイルの形状を
平面型にした場合について説明する。図9は勾配磁界発
生コイルを平面型にした場合のX方向勾配コイルの巻線
を示した場合の図であり、図1,2,4に示した上下に
分割されたMRI装置の撮像領域10の表面上に磁界設
定点を取れば図4で説明した原理が適用でき、最良の直
線性を有した平面型の勾配磁界発生コイルを形成でき、
開放型MRIへの適用が可能となる。図1,2,4では
いずれも径方向座標軸Rを挟んで分割されたMRIを示
したが、この分割方向はいずれの方向でも効果に変わり
はない。
は、勾配磁界を発生させる勾配磁界発生コイルの形状を
平面型にした場合について説明する。図9は勾配磁界発
生コイルを平面型にした場合のX方向勾配コイルの巻線
を示した場合の図であり、図1,2,4に示した上下に
分割されたMRI装置の撮像領域10の表面上に磁界設
定点を取れば図4で説明した原理が適用でき、最良の直
線性を有した平面型の勾配磁界発生コイルを形成でき、
開放型MRIへの適用が可能となる。図1,2,4では
いずれも径方向座標軸Rを挟んで分割されたMRIを示
したが、この分割方向はいずれの方向でも効果に変わり
はない。
【0029】平面型勾配磁界発生コイルは、主磁界発生
コイルで規定された撮像領域を開放的に利用可能とし、
被撮像対象者へのスペースの提供を最大にする利点があ
る。X,Y,Zそれぞれの勾配磁界発生コイルは、相互
に平行な平面群に積層してコンパクトに構成することが
できる利点がある。
コイルで規定された撮像領域を開放的に利用可能とし、
被撮像対象者へのスペースの提供を最大にする利点があ
る。X,Y,Zそれぞれの勾配磁界発生コイルは、相互
に平行な平面群に積層してコンパクトに構成することが
できる利点がある。
【0030】実施の形態5.本発明の実施の形態5で
は、勾配磁界を発生させる勾配磁界発生コイルの形状を
鞍型にした場合について説明する。図10は勾配磁界発
生コイルを鞍型にした場合のコイル巻線を示した図であ
り、円筒状のソレノイド型MRI装置の撮像領域10の
表面上に磁界設定点を取れば図4で説明した原理が適用
でき、前述の磁気エネルギー汎関数最小化アルゴリズム
を円筒座標系で用いることにより、最良の直線性を有し
た鞍型の勾配磁界発生コイルを形成でき、ソレノイド型
MRIへの適用が可能となる。
は、勾配磁界を発生させる勾配磁界発生コイルの形状を
鞍型にした場合について説明する。図10は勾配磁界発
生コイルを鞍型にした場合のコイル巻線を示した図であ
り、円筒状のソレノイド型MRI装置の撮像領域10の
表面上に磁界設定点を取れば図4で説明した原理が適用
でき、前述の磁気エネルギー汎関数最小化アルゴリズム
を円筒座標系で用いることにより、最良の直線性を有し
た鞍型の勾配磁界発生コイルを形成でき、ソレノイド型
MRIへの適用が可能となる。
【0031】
【発明の効果】本発明は、以上説明したように構成され
ているので、以下に記載するような効果を奏する。
ているので、以下に記載するような効果を奏する。
【0032】本発明の第1の構成による勾配磁界発生コ
イルの形成方法によれば、勾配磁界を発生させる領域、
並びに勾配磁界を発生する主コイルおよびシールドコイ
ルの配置位置a1 ,a2 を決める第1のステップと、前
記領域の表面上に目標とする磁界強度を発生させる磁界
設定点を設定する第2のステップと、前記磁界設定点の
座標にもとづいて未定常数λi を計算する第3のステッ
プと、計算した前記未定常数λi を用いて勾配磁界を発
生する主コイルおよびシールドコイルの電流密度分布g
1 ,g2 を計算する第4のステップと、前記電流密度分
布g1 ,g2 を離散化し、勾配磁界発生コイルの巻線位
置を決定する第5のステップとを備えるように構成した
ので、直線性が最良の勾配磁界を発生させる、MRIマ
グネットに適用する勾配磁界発生コイルを決定すること
ができる。
イルの形成方法によれば、勾配磁界を発生させる領域、
並びに勾配磁界を発生する主コイルおよびシールドコイ
ルの配置位置a1 ,a2 を決める第1のステップと、前
記領域の表面上に目標とする磁界強度を発生させる磁界
設定点を設定する第2のステップと、前記磁界設定点の
座標にもとづいて未定常数λi を計算する第3のステッ
プと、計算した前記未定常数λi を用いて勾配磁界を発
生する主コイルおよびシールドコイルの電流密度分布g
1 ,g2 を計算する第4のステップと、前記電流密度分
布g1 ,g2 を離散化し、勾配磁界発生コイルの巻線位
置を決定する第5のステップとを備えるように構成した
ので、直線性が最良の勾配磁界を発生させる、MRIマ
グネットに適用する勾配磁界発生コイルを決定すること
ができる。
【0033】また、本発明の第2の構成による勾配磁界
発生コイルの形成方法によれば、勾配磁界を発生させる
領域を球体領域とするように構成したので、脳などの撮
像の場合、所望の球体領域に直線性が最良の勾配磁界を
発生させる、MRIマグネットに適用する勾配磁界発生
コイルを決定することができる。
発生コイルの形成方法によれば、勾配磁界を発生させる
領域を球体領域とするように構成したので、脳などの撮
像の場合、所望の球体領域に直線性が最良の勾配磁界を
発生させる、MRIマグネットに適用する勾配磁界発生
コイルを決定することができる。
【0034】また、本発明の第3の構成による勾配磁界
発生コイルの形成方法によれば、勾配磁界を発生させる
領域を楕円断面を有した領域とするように構成したの
で、人体の断層写真等を撮像する場合、所望の楕円断面
を有した領域に直線性が最良の勾配磁界を発生させる、
MRIマグネットに適用する勾配磁界発生コイルを決定
することができる。
発生コイルの形成方法によれば、勾配磁界を発生させる
領域を楕円断面を有した領域とするように構成したの
で、人体の断層写真等を撮像する場合、所望の楕円断面
を有した領域に直線性が最良の勾配磁界を発生させる、
MRIマグネットに適用する勾配磁界発生コイルを決定
することができる。
【0035】また、本発明の第4の構成による勾配磁界
発生コイルの形成方法によれば、勾配磁界発生コイルを
平面型にするように構成したので、開放型MRIマグネ
ットに適用する直線性が最良の勾配磁界発生コイルを決
定することができる。
発生コイルの形成方法によれば、勾配磁界発生コイルを
平面型にするように構成したので、開放型MRIマグネ
ットに適用する直線性が最良の勾配磁界発生コイルを決
定することができる。
【0036】また、本発明の第5の構成による勾配磁界
発生コイルの形成方法によれば、勾配磁界発生コイルを
鞍型にするように構成したので、ソレノイド型MRIマ
グネットに適用する直線性が最良の勾配磁界発生コイル
を決定することができる。
発生コイルの形成方法によれば、勾配磁界発生コイルを
鞍型にするように構成したので、ソレノイド型MRIマ
グネットに適用する直線性が最良の勾配磁界発生コイル
を決定することができる。
【図1】 本発明の実施の形態1による勾配磁界発生コ
イルを搭載した開放型MRI装置の概略的な構成図であ
る。
イルを搭載した開放型MRI装置の概略的な構成図であ
る。
【図2】 図1に示すMRI装置に搭載された勾配磁界
発生コイルの一部分を拡大して示す概略的な断面図であ
る。
発生コイルの一部分を拡大して示す概略的な断面図であ
る。
【図3】 本発明の実施の形態1による勾配磁界発生コ
イルの形成方法を示すフロー図である。
イルの形成方法を示すフロー図である。
【図4】 本発明1の実施の形態1の有効性を証明する
ための断面図である。
ための断面図である。
【図5】 本発明の実施の形態1による勾配磁界発生コ
イルにより発生する磁界の分布を示しており、(A)は
疑似3次元的表示した磁界分布図、(B)は等磁界強度
線を示す図である。
イルにより発生する磁界の分布を示しており、(A)は
疑似3次元的表示した磁界分布図、(B)は等磁界強度
線を示す図である。
【図6】 本発明の実施の形態2による撮像領域を示す
図である。
図である。
【図7】 本発明の実施の形態3による撮像領域を示す
図である。
図である。
【図8】 本発明の実施の形態3による撮像領域を示す
図である。
図である。
【図9】 本発明の実施の形態4による平面型の勾配磁
界発生コイルの巻線図である。
界発生コイルの巻線図である。
【図10】 本発明の実施の形態5による鞍型の勾配磁
界発生コイルの巻線図である。
界発生コイルの巻線図である。
【図11】 従来の勾配磁界発生コイルの形成方法を示
すフロー図である。
すフロー図である。
【図12】 従来の形成方法により決定した勾配磁界発
生コイルの全体形状を示す模式図である。
生コイルの全体形状を示す模式図である。
【図13】 従来の形成方法により決定した勾配磁界発
生コイルの投影図であり、(A)は主コイルの投影図を
示し、(B)はシールドコイルの投影図を示している。
生コイルの投影図であり、(A)は主コイルの投影図を
示し、(B)はシールドコイルの投影図を示している。
1 MRI装置、2 勾配磁界発生コイル、2a 勾配
磁界発生用主コイル、2b 勾配磁界発生用シールドコ
イル、3 主磁石、4 患者、5 台、6 主磁石収納
容器表面、7 遠方大型コイル1、8 遠方大型コイル
2、22,23,24,25 ソレノイド型勾配磁界発
生コイル、30 主磁石収納容器、10撮像領域、Bz
発生磁界、R1 撮像領域球体の半径、a1 勾配磁
界発生用主コイル設定位置、a2 勾配磁界発生用シー
ルドコイル設定位置、(ri ,zi ) 磁界設定座標。
磁界発生用主コイル、2b 勾配磁界発生用シールドコ
イル、3 主磁石、4 患者、5 台、6 主磁石収納
容器表面、7 遠方大型コイル1、8 遠方大型コイル
2、22,23,24,25 ソレノイド型勾配磁界発
生コイル、30 主磁石収納容器、10撮像領域、Bz
発生磁界、R1 撮像領域球体の半径、a1 勾配磁
界発生用主コイル設定位置、a2 勾配磁界発生用シー
ルドコイル設定位置、(ri ,zi ) 磁界設定座標。
Claims (5)
- 【請求項1】 勾配磁界を発生させる領域、並びに勾配
磁界を発生する主コイルおよびシールドコイルの配置位
置a1 ,a2 を決める第1のステップと、前記領域の表
面上に目標とする磁界強度を発生させる磁界設定点を設
定する第2のステップと、前記磁界設定点の座標にもと
づいて未定常数λi を計算する第3のステップと、計算
した前記未定常数λi を用いて勾配磁界を発生する主コ
イルおよびシールドコイルの電流密度分布g1 ,g2 を
計算する第4のステップと、前記電流密度分布g1 ,g
2 を離散化し、勾配磁界発生コイルの巻線位置を決定す
る第5のステップとを備えた勾配磁界発生コイルの形成
方法。 - 【請求項2】 勾配磁界を発生させる領域を球体領域と
したことを特徴とする請求項1記載の勾配磁界発生コイ
ルの形成方法。 - 【請求項3】 勾配磁界を発生させる領域を楕円断面を
有した領域としたことを特徴とする請求項1記載の勾配
磁界発生コイルの形成方法。 - 【請求項4】 勾配磁界発生コイルを平面型にしたこと
を特徴とする請求項1〜請求項3のいずれかに記載の勾
配磁界発生コイルの形成方法。 - 【請求項5】 勾配磁界発生コイルを鞍型にしたことを
特徴とする請求項1〜請求項3のいずれかに記載の勾配
磁界発生コイルの形成方法。
Priority Applications (1)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
JP10037325A JPH11225990A (ja) | 1998-02-19 | 1998-02-19 | 勾配磁界発生コイルの形成方法 |
Applications Claiming Priority (1)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
JP10037325A JPH11225990A (ja) | 1998-02-19 | 1998-02-19 | 勾配磁界発生コイルの形成方法 |
Publications (1)
Publication Number | Publication Date |
---|---|
JPH11225990A true JPH11225990A (ja) | 1999-08-24 |
Family
ID=12494511
Family Applications (1)
Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
---|---|---|---|
JP10037325A Pending JPH11225990A (ja) | 1998-02-19 | 1998-02-19 | 勾配磁界発生コイルの形成方法 |
Country Status (1)
Country | Link |
---|---|
JP (1) | JPH11225990A (ja) |
Cited By (1)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
WO2009135264A1 (en) * | 2008-05-08 | 2009-11-12 | The University Of Queensland | Arrangement of coils for mri apparatus |
-
1998
- 1998-02-19 JP JP10037325A patent/JPH11225990A/ja active Pending
Cited By (2)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
WO2009135264A1 (en) * | 2008-05-08 | 2009-11-12 | The University Of Queensland | Arrangement of coils for mri apparatus |
US9513353B2 (en) | 2008-05-08 | 2016-12-06 | The University Of Queensland | Arrangement of coils for MRI apparatus |
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