(57)【要約】      （修正有）【課題】アクティブシールドタイプの楕円柱状傾斜磁場コイルの設計法を提供する。【解決手段】楕円柱を成す第１のボビンＢ１に、コイル線材Ｃ１を巻装した第１のコイルが生成する外側所望位置での磁場がほぼ零となるように、コイル線材の第１のコイルの巻き位置を決め、第１のコイルを構成する。第１のコイルが生成する第１のコイルの外側所望位置での磁場がほぼ零となるように、第１のコイル及び第１のボビンと同軸状に配置された第２のボビンＢ２に、別のコイル線材Ｃ２を巻装した第２のコイルの周方向の各電流密度関数を、偶関数および奇関数の各級数によりそれぞれ定め、定められた電流密度関数に基づいて別のコイル線材の第２のボビンにおける第２のコイルの巻き位置を決め、第２のコイルを構成する。【選択図】図２
2010046495.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ）装置に搭載する傾斜磁場コイルの設計方法において、
楕円柱を成す第１のボビンにコイル線材を巻装して第１のコイルを構成し、この第１のコイルの外側において前記第１のボビンと同軸状に配置された第２のボビンに別のコイル線材を巻装して第２のコイルを構成し、
前記第１のコイルが生成する当該第１のコイルの外側所望位置での磁場がほぼ零となるように前記コイル線材の前記第１のボビンにおける前記第１のコイルの巻き位置を決め、前記第１のボビンにおける当該決められた前記巻き位置に前記コイル線材を巻装して前記第１のコイルを構成する一方、
前記第１のコイルが生成する当該第１のコイルの外側所望位置での磁場がほぼ零となるように、前記第１のコイル及び前記第２のコイルの周方向の各電流密度関数を偶関数および奇関数の各級数によりそれぞれ定め、定められた前記電流密度関数に基づいて前記別のコイル線材の前記第２のボビンにおける前記第２のコイルの巻き位置を決め、前記第２のボビンにおける当該決められた前記巻き位置に前記別のコイル線材を巻装して前記第２のコイルを構成することを特徴とするＭＲＩ用傾斜磁場コイルの設計方法。
【請求項２】
請求項１記載の傾斜磁場コイルの設計方法において、
前記第１のコイルのコイル線材の巻き位置を与えたときに、この第１のコイルが生成する当該第１のコイルの外側所望位置での磁場がほぼ零となるように、前記第２のコイルのコイル線材の巻き位置を決めることを特徴とするＭＲＩ用傾斜磁場コイルの設計方法。
【請求項３】
請求項２記載の傾斜磁場コイルの設計方法において、
前記第２のコイルの第２のボビンは楕円柱状を成し、この第２のボビンが形成する楕円柱面と前記第１のボビンが形成する楕円柱面は略同一の焦点を有することを特徴とするＭＲＩ用傾斜磁場コイルの設計方法。
【請求項４】
請求項２記載の傾斜磁場コイルの設計方法において、
前記第２のコイルの第２のボビンは円柱状を成すことを特徴とするＭＲＩ用傾斜磁場コイルの設計方法。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、磁気共鳴イメージング装置に搭載されて、その開口部の診断用空間に傾斜磁場を発生させる傾斜磁場コイルの設計方法に係り、とくに、アクティブシールド型の楕円柱状傾斜磁場コイルの設計方法に関する。
【背景技術】
【０００２】
医療用のＭＲＩ装置は、被検体内における原子核スピンの磁気共鳴現象を利用して断層像を撮像したり、ＮＭＲスペクトル計測を行なうシステムである。
【０００３】
このＭＲＩ装置は、被検体を挿入・配置する、例えば略円筒状の診断用開口部（ウオームボア）を有するガントリを備える。ガントリは、診断用開口部を形成し且つ静磁場を発生させる静磁場磁石、静磁場に重畳させる傾斜磁場パルスを発生させる傾斜磁場コイル、及び被検体との間でＲＦパルス信号（ＭＲ信号を含む）の送受を行なうＲＦコイルを備える。
【０００４】
傾斜磁場コイルには傾斜磁場アンプが接続されており、シーケンサから傾斜磁場アンプに与えられる指令に応じて、当該アンプが駆動し、傾斜磁場コイルから傾斜磁場パルスが発生される。この傾斜磁場パルスのスイッチング時間として、現在、１ｍｓ以下の値が要求されている。とくに、近年注目されている超高速撮像法の場合、０．３ｍｓ以下のスイッチング時間が要求されている。このため、より強力な傾斜磁場アンプと共に、エネルギ的に高効率の傾斜磁場コイルの開発が望まれている。
【０００５】
従来、静磁場の方向が水平方向であるＭＲＩ装置の場合、傾斜磁場コイルの形状として円柱状のものが採用されてきた。この円柱状の傾斜磁場コイルにおいてそのエネルギ効率を上げるには、その第１の対策としては、コイル半径を小さくすればよい。これは、コイルのスイッチング時間を決めるパラメータであるインダクタンスは、コイル半径の５乗に比例するという性質に基づいている。しかし、この方法の場合、エネルギ効率を高めるほどコイル半径を小さくしなければならず、成人の全身検査を行い得る半径の確保が困難になっていた。
【０００６】
この問題を解決する対策の１つに、例えば特許文献１に見られる如く、コイル形状を円柱状から楕円柱状に変えた傾斜磁場コイルが提案されている。コイル半径を鉛直方向（通常、Ｙ軸方向に相当）につぶして、コイル軸方向に直交する断面を楕円形に成形することで、高効率を保持し且つ成人の全身検査も可能にするものである。具体的なコイル形状としては、半円柱をＹ軸方向に偏心させて対向させたコイル形状や、円柱形状のコイルを円周方向の一方向から押して扁平にした楕円柱状のコイル形状が示されている。
【０００７】
また、特許文献２には、楕円柱状のコイル形状を有する楕円傾斜磁場コイルと、その詳細な磁場設計法とが提案されている。
【０００８】
ところで、傾斜磁場コイルの重要な管理項目の１つとして、そのパルス駆動時に発生する渦電流を極力、小さい値に抑えることがある。渦電流は、時間変動する磁場が静磁場磁石の熱シールド板を貫くことにより過渡的に発生し、撮影領域に渦磁場を重畳させてしまう。これにより、ＭＲ画像に輝度ムラなどを発生させ、深刻な画質低下をもたらす。これを防止するには、傾斜磁場コイルの外側にシールドコイルを配置して、メインコイルとなる傾斜磁場コイルから外部に洩れる磁場を抑制又はシールドする能動（自己）遮蔽型傾斜磁場コイル（ＡＳＧＣ：Ａｃｔｉｖｅｌｙ  Ｓｈｉｅｌｄｅｄ  Ｇｒａｄｉｅｎｔ  Ｃｏｉｌ）が用いられている（例えば特許文献３、特許文献４を参照）。ＡＳＧＣは、ＭＲＩ装置のＸ、Ｙ、及びＺチャンネルそれぞれの磁場発生を担うコイルアセンブリを備え、各コイルアセンブリがメインコイルとシールドコイルとを有している。これにより、チャンネル毎に傾斜磁場を外界には殆ど洩らさないシールド構造になっている。
【０００９】
このようなＡＳＧＣに対して、コイル形状が円柱状である場合の設計法が、非特許文献１、非特許文献２等により具体的に提案されている。
【先行技術文献】
【特許文献】
【００１０】
【特許文献１】米国特許第４，８２０，９８８号明細書
【特許文献２】特開平５−２６９１００号公報
【特許文献３】米国特許第４，７３３，１８９号明細書
【特許文献４】米国特許第４，７３７，７１６号明細書
【非特許文献】
【００１１】
【非特許文献１】Ｍａｎｓｆｉｅｌｄ  ｅｔ  ａｌ．「Ｊ．Ｐｈｙｓ．Ｅ：Ｓｃｉ．Ｉｎｓｔ．１９，５４０−５４５（１９８６）」
【非特許文献２】Ｔｕｒｎｅｒ「Ｊ．Ｐｈｙｓ．Ｄ：Ａｐｐｌ．Ｐｈｙｓ．Ｖｏ．１９，Ｌ１４７−Ｌ１５１」
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【００１２】
このため、楕円柱状の傾斜磁場コイルもアクティブシールドタイプのコイルであることが要求され、発生させる傾斜磁場精度の高い設計法が求められているが、現状では、そのような具体的な設計法が提案されていない。このため、シールドコイルの電流分布を計算したり、所望の磁場性能（最大傾斜磁場強度や磁場線形性など）を計算するというように、アクティブシールドタイプの楕円柱状傾斜磁場コイルを具体的に設計することができず、実用化の段階には至っていない。
【００１３】
本発明は、以上のような従来技術の有する問題に鑑みてなされたもので、アクティブシールドタイプの楕円柱状傾斜磁場コイルの設計方法を具体的に提示し、かかるコイルを実用化できるようにすることを、その目的とする。
【課題を解決するための手段】
【００１４】
上述した種々の目的を達成するため、本発明に係る磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ）装置に搭載する傾斜磁場コイルの設計方法によれば、楕円柱を成す第１のボビンにコイル線材を巻装して第１のコイルを構成し、この第１のコイルの外側において前記第１のボビンと同軸状に配置された第２のボビンに別のコイル線材を巻装して第２のコイルを構成し、前記第１のコイルが生成する当該第１のコイルの外側所望位置での磁場がほぼ零となるように前記コイル線材の前記第１のボビンにおける前記第１のコイルの巻き位置を決め、前記第１のボビンにおける当該決められた前記巻き位置に前記コイル線材を巻装して前記第１のコイルを構成する一方、前記第１のコイルが生成する当該第１のコイルの外側所望位置での磁場がほぼ零となるように、前記第１のコイル及び前記第２のコイルの周方向の各電流密度関数を偶関数および奇関数の各級数によりそれぞれ定め、定められた前記電流密度関数に基づいて前記別のコイル線材の前記第２のボビンにおける前記第２のコイルの巻き位置を決め、前記第２のボビンにおける当該決められた前記巻き位置に前記別のコイル線材を巻装して前記第２のコイルを構成することを特徴とする。
【発明の効果】
【００１５】
本発明に係るＭＲＩ用傾斜磁場コイルの設計方法によれば、エネルギ的に高い効率を保持でき、全身を撮像することができ、且つ渦電流の発生を確実に抑制してアーチファクトを低減させた実用段階の傾斜磁場コイルを提供することができる。
【図面の簡単な説明】
【００１６】
【図１】本発明の実施形態に係るＭＲＩ装置のガントリの概略構成図。
【図２】第１の実施形態に係る楕円柱状ＡＳＧＣのＺコイルのコイル配置状況を概念的に示す図。
【図３】対称タイプのＺコイルのコイルパターンを示す展開図。
【図４】非対称タイプのＺコイルのコイルパターンを示す展開図。
【図５】対称タイプのＸコイルのコイルパターンを示す展開図。
【図６】非対称タイプのＸコイルのコイルパターンを示す展開図。
【図７】第２の実施形態に係る楕円柱状ＡＳＧＣのＺコイルのコイル配置状況を概念的に示す図。
【図８】従来例として示す楕円柱状傾斜磁場コイル（非シールドタイプ）のＹコイルのコイルパターンを説明する図。
【発明を実施するための形態】
【００１７】
以下、この発明の実施形態を図面に基づき説明する。
【００１８】
（第１の実施形態）
第１の実施形態に係るＭＲＩ（磁気共鳴イメージング）装置を図１〜６、８に基づき説明する。
【００１９】
この磁気共鳴イメージング装置は、傾斜磁場コイルとして、軸方向に直交するコイル断面が略楕円状を成す能動（自己）遮蔽型傾斜磁場コイル（ＡＳＧＣ：Ａｃｔｉｖｅｌｙ  Ｓｈｉｅｌｄｅｄ  Ｇｒａｄｉｅｎｔ  Ｃｏｉｌ）（以下、この傾斜磁場コイルを「楕円柱状ＡＳＧＣ」と呼ぶ：この楕円柱は実際には中空状に形成されるが、楕円柱と呼ぶことにする）を備えた装置である。
【００２０】
図１には、このＭＲＩ装置におけるガントリ１の軸方向に沿った概略断面を示す。このガントリ１はその全体が円筒状に形成されており、内側のウオームボアが診断用空間ＯＰとして機能し、診断時にはボア内に被検体Ｐが挿入可能になっている。なお、ガントリ１の軸方向をＺ軸としたＸＹＺ直交座標系が設定される。
【００２１】
ガントリ１は、略円筒状に形成され且つ上記ボアを実質的に形成する静磁場用磁石１１、この磁石１１のボア内に配置された楕円柱状ＡＳＧＣ（略円筒状の傾斜磁場コイル）１２、この楕円柱状ＡＳＧＣ１２の例えば外周面に取り付けられたシムコイル１３、及び楕円柱状ＡＳＧＣ１２のボア内に配置されたＲＦコイル１４を備える。被検体Ｐはその周りにＲＦコイル１４を配置させた状態で、図示しない寝台天板に載せられ、ボア（診断用空間）内に置かれる。
【００２２】
静磁場用磁石１１は超伝導磁石で形成されている。つまり、外側の真空容器の中に、複数個の熱輻射シールド容器および単独の液体ヘリウム容器が収められ、液体ヘリウム容器の内部に超伝導コイルが巻装・設置されている。外側の真空容器の外周面は金属カバー１１Ａで覆われている。
【００２３】
楕円柱状ＡＳＧＣ１２は、Ｘ，Ｙ，Ｚチャンネル別々にコイルアセンブリを有し、しかも、そのコイルアセンブリは各チャンネル毎に磁場を外界に洩らし難いシールド構造になっている。このシールド状態で、Ｘ軸、Ｙ軸、及びＺ軸の各方向毎にパルス状の傾斜磁場を発生させる。
【００２４】
具体的には、楕円柱状ＡＳＧＣ１２は、Ｘ，Ｙ，ＺチャンネルのＸコイル１２Ｘ，Ｙコイル１２Ｙ，Ｚコイル１２Ｚがコイル層毎に絶縁状態で積層され、全体として軸方向断面が略楕円の円筒状を成している。Ｘコイル１２Ｘ，Ｙコイル１２Ｙ及びＺコイル１２Ｚの各々は、各Ｘ，Ｙ，Ｚ軸方向の傾斜磁場を発生する複数の巻線部を有するメインコイルと、このメインコイルの巻線部が発生した傾斜磁場（パルス）が外界に洩れるを抑制又は減少させる、いわゆるシールド用の複数の巻線部を有するシールドコイルとを備える。なお、各コイル１２Ｘ，１２Ｙ，１２Ｚは各チャンネル毎に独立した傾斜磁場電源に接続されている。
【００２５】
図２に、Ｘコイル、Ｙコイル、及びＺコイルを代表して、Ｚコイル１２Ｚの模式的な概略構成を示す。ここで、Ｚコイル１２Ｚの中心軸をＺ軸とし、このＺ軸に垂直な直交２軸をそれぞれＸ軸及びＹ軸とする座標系を設定する。
【００２６】
Ｚコイル１２Ｚは、同図に示す如く、第１のコイルとしてのメインコイル２１と第２のコイルとしてのシールドコイル２２が２重且つ同軸の楕円柱状を成している。メインコイル２１は、軸方向（Ｚ軸方向）断面が楕円を成すボビンＢ１（第１のボビン）に、例えば平板状導体から成るコイル線材Ｃ１を巻装することで形成され、一方、シールドコイル２２は、軸方向断面が楕円を成し且つボビンＢ１よりも大径のボビンＢ２（第２のボビン）にコイル線材Ｃ２を巻装することで形成されている。メインコイル側とシールドコイル側のコイル線材Ｃ１，Ｃ２には、互いに反対向きのパルス電流が流される。
【００２７】
図３及び図４には、このＺコイルのコイルパターン（コイル巻線部）を例示する。図３は、Ｚ軸方向に関して対称なパターンを有する対称型楕円柱状ＡＳＧＣのＺコイルのコイルパターン（２分の１展開図）を示し、図４は、Ｚ軸方向に関して非対称なパターンを有する非対称型楕円柱状ＡＳＧＣのＺコイルのコイルパターン（２分の１展開図）を示す。各図において、（ａ）がメインコイルのコイルパターンを、（ｂ）がシールドコイルのコイルパターンをそれぞれ示す。
【００２８】
Ｘコイル１２Ｘは、図示しないが、例えば平板状導体から成るメインコイル及びシールドコイルを含み、そのコイル夫々が、ボビンに巻装された４個のサドル型コイルパターン（巻線部）を持っている。つまり、メインコイル及びシールドコイルの夫々は、Ｚ軸方向に並置され且つ直列接続される２個のサドル型コイルパターンを、Ｘ軸方向において２組対向配置させている。メインコイル及びシールドコイルの合計８個の巻線部は共に電気的に直列に接続され、例えば共通の傾斜磁場電源に接続される。このとき、メインコイルとシールドコイルとでは流れる電流が互いに逆向きとなるように通電経路が作られる。これにより、シールド機能を持ちながら、Ｘ軸方向に線形の傾斜磁場を発生可能になっている。
【００２９】
図５及び図６には、このＸコイルのコイルパターンを例示する。図５は、対称型楕円柱状ＡＳＧＣのＸコイルのコイルパターン（２分の１展開図）を示し、一方、図６は、非対称型楕円柱状ＡＳＧＣのＸコイルのコイルパターン（２分の１展開図）を示す。各図において、（ａ）がメインコイルのコイルパターンを、（ｂ）がシールドコイルのコイルパターンをそれぞれ示す。コイル線材の巻き位置は所定磁束分布条件の元に解析的に求められている。
【００３０】
Ｙコイル１２Ｙは、Ｘコイル１２Ｘと同様のコイルパターンを採り、且つ、Ｘコイル１２ＸをＺ軸に関して９０度回転させた状態で同様に配置される。
【００３１】
上述したＺコイル、Ｘコイル、及びＹコイルのコイルパターンは、従来の円状ＡＳＧＣのそれと類似してはいるが、後述するように、コイル線材を楕円面に沿って配置することで初めて磁気共鳴イメージングに必要な磁場性能を発揮するように、その線材巻き位置や線材間隔が設計されている。
【００３２】
図８に示す如く、特開平５−２６９１００号に示す、従来周知の楕円柱状傾斜磁場コイル（非シールドタイプ）の場合、その１つのコイルループには逆向きのループが必ず存在している。図８はＹコイルを示しているが、Ｘコイルでも、Ｚコイルでもそのような逆向きループは存在している。これに対して、本発明に係る楕円柱状ＡＳＧＣの各コイルの場合、かかる逆向きループは必ずしも必要ではなく、この点で従来のコイルとはパターン面からも異なっている。
【００３３】
以下に、上述した楕円柱状ＡＳＧＣの設計手法を定量的に説明する。具体的には、楕円柱状ＡＳＧＣにおけるコイル線材の巻き位置を決める方法を詳述する。
【００３４】
メインコイルのコイル線材を配置する楕円柱面は、楕円柱座標系を用いて、一般的に以下のように記述できる。
【数１】
2010046495.tif 000003
【００３５】
ここで、（±ｃ，０）は楕円の焦点の座標に対応する。また、シールドコイルのコイル線材を配置する楕円柱面も、同様に、一般的に以下のように記述できる。
【数２】
2010046495.tif 000004
【００３６】
なお、メインコイルとシールドコイルの焦点は同位置である。
【００３７】
次いで、メインコイルのコイル線材の巻き位置を与えたときに、シールドコイルのコイル線材の巻き位置を決定する手法を説明する。
【００３８】
メインコイルのコイル線材を表すη方向電流密度関数ｊη（η，ｚ）を以下のように置く。
【数３】
2010046495.tif 000005
【００３９】
仮に、シールドコイルのη方向電流密度関数を、
【数４】
2010046495.tif 000006
【００４０】
と置いたとき、ＡＳＧＣであることから、
【数５】
2010046495.tif 000007
【００４１】
という比例関係が成立して、シールドコイルの電流密度関数が計算される。電流密度関数が計算されると、従来周知の方法により、その関数から流線関数が計算され、この関数に基づきシールドコイルのコイル線材の例えばディスクリートな巻き位置が決められる。この関係式は、Ｘコイル、Ｙコイル、及びＺコイルの全てに適用できる。
【００４２】
なお、上述の式（５）の関係式における諸量は、マチュー関数を用いて、以下のように置かれている。
【数６】
2010046495.tif 000008
【数７】
2010046495.tif 000009
【数８】
2010046495.tif 000010
【数９】
2010046495.tif 000011
【００４３】
コイル内側空間における磁場のｚ成分は、次式で表される。
【数１０】
2010046495.tif 000012
【００４４】
ここで、
【数１１】
2010046495.tif 000013
【００４５】
また、メインコイル単独、シールドコイル単独、及びＡＳＧＣのインダクタンスＬｃ，Ｌｓ，及びＬＡＳＧＣはそれぞれ、次の式で表される。
【数１２】
2010046495.tif 000014
【００４６】
ここで、
【数１３】
2010046495.tif 000015
【数１４】
2010046495.tif 000016
【００４７】
である。
【００４８】
より実用的な楕円柱状ＡＳＧＣを設計するには、所望の傾斜磁場強度や撮像領域をカバーできる程度の磁場線形性を確保すること、及び、インダクタンスをできる限り小さくすることが望ましい。以上の定量解析に拠るコイル線材の巻き位置決定によって、楕円柱状ＡＳＧＣを実際に設計して、楕円柱状ＡＳＧＣが本来的に有している特徴（高いエネルギ効率及び成人の全身検査も可能）を発揮させることができる。
【００４９】
（第２の実施形態）
さらに、図７を参照して、本発明に係る第２の実施形態を説明する。
【００５０】
図７は、この第２の実施形態に係る楕円柱状ＡＳＧＣのＺコイル１２Ｚ′を示すもので、前述した図２のコイル構造に対応している。このＺコイル１２Ｚ′は、軸方向に直交するコイル断面が略楕円形状のメインコイル２１′と、このコイルの外側に配設され且つ軸方向の直交するコイル断面が略円形状のシールドコイル２２′とを備える。このように、メインコイル２１′は楕円柱形状を保持するものの、シールドコイル２２′は円柱形状とすることで、第１の実施形態のコイルと同じ傾斜磁場強度及び磁場線形性を確保する場合、巻き数を減らすことができるので、インダクタンスを低下させることができる。
【００５１】
第２の実施形態においてコイルを設計するには、メインコイルに電流密度関数を与え、これに対応するシールドコイルの電流密度関数を有限要素法などの周知の計算手法を用いて求める。これにより得られたシールドコイルの電流密度関数を解析式の重ね合わせで表現する。この表現式の重み係数はメインコイルの長軸、短軸、軸長及びシールドコイルのコイル半径などに依存した値に設定する。この重み係数が既知になると、円筒状コイルでのインダクタンスや磁場を表す式を利用して、ＡＳＧＣとしてのインダクタンスや磁場を計算する。これにより、所望の傾斜磁場強度や磁場線形性を有する、メインコイルのみが楕円柱状を成す楕円柱状ＡＳＧＣを提供することができる。
【００５２】
なお、本発明は上述した実施形態で説明した構成に限定されるものではなく、特許請求の範囲に記載の要旨の範囲内において更に種々の形態を採ることができる。
【符号の説明】
【００５３】
１  ＭＲＩ装置のガントリ
１２  楕円柱状ＡＳＧＣ
１２Ｘ〜１２Ｚ  Ｘコイル〜Ｚコイル
２１  メインコイル
２２  シールドコイル
２１′  メインコイル
２２′  シールドコイル
Ｂ１  ボビン（第１のボビン）
Ｂ２  ボビン（第２のボビン）
Ｃ１，Ｃ２  コイル線材
【図１】
2010046495.tif 000017
【図２】
2010046495.tif 000018
【図３】
2010046495.tif 000019
【図４】
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【図５】
2010046495.tif 000021
【図６】
2010046495.tif 000022
【図７】
2010046495.tif 000023
【図８】
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