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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