(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
全体的制御と信号処理を行うコンピューターと、
前記コンピューターからの制御信号に応じ、所定の高周波パルス信号及びその大きさが変化される傾斜磁界パルス信号を発生させるパルス発生部と、
固定磁界を発生させる主磁石と、
前記主磁石の磁極を取囲む円筒型構造であって、前記傾斜磁界パルス信号に応じて傾斜磁界を発生させる傾斜磁界コイルと、
前記高周波パルス信号による高周波磁界を映像対象に印加し、前記映像対象からの磁気共振信号を受信する高周波コイルと、
前記高周波コイルからの磁気共振信号をデジタル信号に変換して前記コンピューターに出力させるアナログ／デジタル変換部とを具備し、
前記傾斜磁界コイルは、円筒型の底面に位置する傾斜磁界部と、円筒型の壁に沿って位置する逆循環部とを備えることを特徴とする磁気共振映像システム。
【請求項２】
前記傾斜磁界コイルはＸ、Ｙ、Ｚ軸に対して各々一対ずつ備えられたことを特徴とする請求項１に記載の磁気共振映像システム。
【請求項３】
前記パルス発生器は前記Ｘ、Ｙ、Ｚ軸に対した三対の傾斜磁界コイルに対して傾斜磁界パルス信号を発生させることを特徴とする請求項２に記載の磁気共振映像システム。
【請求項４】
前記各対の傾斜磁界コイルは上部傾斜磁界コイル及び下部傾斜磁界コイルに区分されることを特徴とする請求項２に記載の磁気共振映像システム。
【請求項５】
前記Ｘ軸及びＹ軸に対した傾斜磁界コイルは上、下部傾斜磁界コイルの電流の方向が相等しいことを特徴とする請求項４に記載の磁気共振映像システム。
【請求項６】
前記Ｙ軸に対した上、下部傾斜磁界コイルは前記Ｘ軸に対した上、下部傾斜磁界コイルがＺ軸を中心に９０°回転された状態であることを特徴とする請求項５に記載の磁気共振映像システム。
【請求項７】
前記Ｘ軸及びＹ軸に対した傾斜磁界コイルは上部傾斜磁界コイル及び下部傾斜磁界コイルに各々２つの半円筒型コイルを具備することを特徴とする請求項４に記載の磁気共振映像システム。
【請求項８】
前記半円筒型コイルは半コップの底面を貫く幾筋の傾斜磁界部と、半コップの壁に沿って位置する逆循環部とを含むことを特徴とする請求項７に記載の磁気共振映像システム。
【請求項９】
前記上部傾斜磁界コイルと下部傾斜磁界コイルは背中合わせ構造よりなることを特徴とする請求項８に記載の磁気共振映像システム。
【請求項１０】
前記Ｚ軸に対した傾斜磁界コイルは上、下部傾斜磁界コイルの電流の方向が相異なる逆ヘルムホルツ対構造であることを特徴とする請求項４に記載の磁気共振映像システム。
【請求項１１】
前記パルス発生器には、所定の増幅回路が含まれることを特徴とする請求項１に記載の磁気共振映像システム。
【請求項１２】
前記アナログ／デジタル変換器には所定の高周波回路及び信号収集回路が含まれることを特徴とする請求項１に記載の磁気共振映像システム。
【発明の詳細な説明】
【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は磁気共振映像（ＭＲＩ：Magnetic Resonance Imaging）システムに係り、特に傾斜磁界コイル（magnetic gradient field coil）の構造が改善された磁気共振映像システムに関する。
【０００２】
【従来の技術】
磁気共振映像システムとは、人体の組織形態（tissue type ）を検査するためのシステムであって、人体にその強度が変化する傾斜磁界（gradient field）を印加し、これにより人体組織の核スピン配列位置を示すシステムである。即ち、強い静磁場内で高周波パルス波（RF pulse wave ）が人体に印加されると人体組織の核スピンが励起され、前記人体組織に適する傾斜磁界が印加される時点で磁気共振信号（MR signal：Magnetic Resonance signal）が生成される。このような磁気共振信号を映像処理することにより人体の組織形態を検査しうる。
【０００３】
図１は従来の磁気共振映像システムを示した概略図である。示されたように従来の磁気共振映像システムは、全体的制御と信号処理を行うコンピューター１１と、前記コンピューター１１からの制御信号に応じ、高周波パルス信号及びその大きさが変化される傾斜磁界パルス信号を発生させるパルス発生器１２と、Ｃ形構造を有して固定磁界Ｂ0 を発生させる主磁石１３と、円盤型構造で前記主磁石１３の両磁極面に付着され、前記傾斜磁界パルス信号に応じる傾斜磁界を発生させる傾斜磁界コイル１４と、前記高周波パルス信号による発振波を映像対象に出力し、映像対象からの磁気共振信号を受信する高周波コイル１５と、前記高周波コイル１５からの磁気共振信号をデジタル信号に変換して前記コンピューター１１に出力させるアナログ／デジタル変換器１６とを備えている。前記高周波コイル１５は送信部（図示せず）及び受信部（図示せず）に分離されうる。上、下傾斜磁界コイル１４の間に斜線が引かれた楕円領域は映像対象、例えば患者が位置する映像領域を示す。このような映像領域で主磁石１３からの固定磁界Ｂ0 と傾斜磁界コイル１４からの傾斜磁界が作用することになる。ここで、傾斜磁界コイル１４はＸ、Ｙ、Ｚ軸に対して各々一対で構成され、パルス発生器１２では高周波パルス信号及びＸ、Ｙ、Ｚ軸に対した三対の傾斜磁界コイル１４に対して傾斜磁界パルスを発生させる。これにより高周波コイル１５の送信部では前記高周波パルス信号に応じる高周波磁界を映像対象に印加し、傾斜磁界コイル１４では前記傾斜磁界パルス信号による傾斜磁界を発生させる。また、高周波コイル１５の受信部では映像対象からの磁気共振信号を受信してアナログ／デジタル変換器１６に出力させる。そしてコンピューター１１でアナログ／デジタル変換器１６からの磁気共振データを処理することにより人体組織の核スピン配列が磁気共振映像（MR image）として示しうることになる。
【０００４】
図２は図１のＸ軸傾斜磁界コイルを示した例示図である。図２において、１４１はＸ軸上部傾斜磁界コイル、そして１４２はＹ軸下部傾斜磁界コイルを示している。Ｘ軸上、下部傾斜磁界コイル１４１、１４２は円盤型構造よりなり、Ｙ軸傾斜磁界コイル（図示せず）も同一な構造を有する。即ち、Ｙ軸上、下部傾斜磁界コイルはＸ軸上、下部傾斜磁界コイル１４１、１４２がＺ軸を中心に９０°回転された状態であり、Ｚ軸上、下部傾斜磁界コイル（図示せず）はＸ軸上、下部傾斜磁界コイル１４１、１４２の円盤上に同心円状で構成される。ここでＺ軸上、下部傾斜磁界コイルの電流の方向は相互反対である。
【０００５】
図２に例示されたように上部傾斜磁界コイル１４１と下部傾斜磁界コイル１４２は各々２つの半円盤型コイルよりなる。即ち一軸傾斜磁界コイルは全て４つの半円盤型コイルよりなり、これらは直列及び／または並列に連結されてパルス発生器（図１の１２）からの傾斜磁界パルスを供給される。各半円盤型コイルは半円の内面を貫く幾筋の傾斜磁界部と、前記半円周に沿って位置する逆循環部とに区分される。示されたように幾筋に広く分布された傾斜磁界部の電流は逆循環部に合流して流れる。ここで、各半円盤型コイルの傾斜磁界部から発生される傾斜磁界は前記映像領域での線形傾斜磁界を拡大するが、逆循環部から発生される逆磁界は前記線形傾斜磁界を縮小させる。このような線形傾斜磁界は固定磁界（図１のＢ0 ）と同じ方向の傾斜磁界であって、線形傾斜磁界の拡大／縮小を意味する。
【０００６】
前記のような従来の磁気共振映像システムは、傾斜磁界コイルが円盤型構造よりなるので次のような問題点等を有している。第１、逆磁界の影響が大きくて線形傾斜磁界及びこれによる映像領域が縮小される。第２、映像領域を広げようとすれば主磁石の磁極面を大きくすべきであるのでその費用が増加する。第３、傾斜磁界コイルと磁極との間の振動及びノイズが激しい。
【０００７】
【発明が解決しようとする課題】
本発明は前記のような問題点等を改善するため創案されたものであって、逆磁界の影響及び振動ノイズを減らしうる磁気共振映像システムを提供するにその目的がある。
【０００８】
【課題を解決するための手段】
前記目的を達成するための本発明による磁気共振映像システムは、全体的制御と信号処理を行うコンピューターと、前記コンピューターからの制御信号に応じ、所定の高周波パルス信号及びその大きさが変化される傾斜磁界パルス信号を発生させるパルス発生器と、固定磁界を発生させる主磁石と、前記主磁石の磁極を取囲む円筒型構造であって、前記傾斜磁界パルス信号に応じて傾斜磁界を発生させる傾斜磁界コイルと、前記高周波パルス信号による高周波磁界を映像対象に印加し、前記映像対象からの磁気共振信号を受信する高周波コイルと、前記高周波コイルからの磁気共振信号をデジタル信号に変換して前記コンピューターに出力させるアナログ／デジタル変換器とを具備することを特徴とする。
【０００９】
【発明の実施の形態】
図３は本発明による磁気共振映像システムを示した概略図である。示されたように本実施例の磁気共振映像システムは、全体的制御と信号処理を行うコンピューター３１と、前記コンピューター３１からの制御信号に応じ、所定の高周波パルス信号及びその大きさが変化される傾斜磁界パルス信号を発生させるパルス発生器３２と、円筒型構造を有して固定磁界Ｂ0 を発生させる主磁石３３と、前記主磁石３３の両磁極を取囲む円筒型構造であって、前記傾斜磁界パルス信号により傾斜磁界を発生させる傾斜磁界コイル３４と、前記高周波パルス信号による高周波磁界を映像対象に出力すると同時に、前記映像対象からの磁気共振信号を受信する高周波コイル３５と、前記高周波コイル３５からの磁気共振信号をデジタル信号に変換して前記コンピューター３１に出力させるアナログ／デジタル変換器３６とを備えている。上、下傾斜磁界コイル３４の間に斜線が引かれた楕円領域は映像対象、例えば患者が位置する映像領域を示す。このような映像領域で主磁石３３からの固定磁界Ｂ0 と傾斜磁界コイル３４からの傾斜磁界が作用することになる。パルス発生器３２には高周波及び傾斜磁界パルス信号の増幅回路等が含まれ、アナログ／デジタル変換器３６には所定の高周波回路及び信号収集回路が含まれる。ここで、傾斜磁界コイル３４はＸ、Ｙ、Ｚ軸に対して各々一対が備えられ、パルス発生器３２では高周波パルス信号及びＸ、Ｙ、Ｚ軸に対した三対の傾斜磁界コイル３４に対して傾斜磁界パルスを発生させる。これにより高周波コイル３５の送信部では前記高周波パルス信号に応じる高周波磁界を映像対象に印加し、傾斜磁界コイル３４では前記傾斜磁界パルス信号による傾斜磁界を発生させる。また、高周波コイル３５の受信部では映像対象からの磁気共振信号を受信してアナログ／デジタル変換器３６に出力させる。そしてコンピューター３１でアナログ／デジタル変換器３６からの磁気共振データを処理することにより人体組織の核スピンの配列位置を把握しうることになる。
【００１０】
図４に示されたようにＸ軸上、下部傾斜磁界コイル３４１、３４２は円筒型構造よりなる。Ｘ軸上部傾斜磁界コイル３４１に流れる電流の方向とＸ軸下部傾斜磁界コイルに流れる電流の方向は相等しい。Ｙ軸傾斜磁界コイル３４３、３４４もこのような円筒型構造を有する。Ｙ軸上、下部傾斜磁界コイル３４３、３４４はＸ軸上、下部傾斜磁界コイル３４１、３４２に対してＺ軸を中心に９０°回転された状態となる。一方、Ｚ軸傾斜磁界コイル（３４５、３４６）は上、下部の電流の方向が相異なり、上下部間に所定の距離が要求される逆ヘルムホルツ対構造である。３つの上部コイル３４１、３４３、３４５は重なって、主磁石３３の上部磁極に付着される。
【００１１】
図４に示されたように、上部傾斜磁界コイル３４１及び下部傾斜磁界コイル３４２は各々２つの半円筒型コイルよりなる。即ち一軸傾斜磁界コイルは全て４つの半円筒型コイルよりなり、これらは直列及び／または並列に連結されてパルス発生器（図３の３２）からの傾斜磁界パルスを供給される。各半円筒型コイルは半円筒の底面を貫く幾筋の傾斜磁界部と、半円筒の壁に沿って位置する逆循環部とに区分される。本実施例の場合、上部傾斜磁界コイル３４１と下部傾斜磁界コイル３４２とを背中合わせ構造に配置することにより、線形傾斜磁界に対した逆循環部の距離が長くなって逆磁界の影響を減らしうる。
【００１２】
図５は図４の半円筒型コイルに対した断面図である。図５でＢ0 は主磁石（図３の３３）からの固定磁界、そしてＢZ は固定磁界Ｂ0 と同じ方向の線形傾斜磁界を示す。従来の円盤型傾斜磁界コイルでは線形傾斜磁界上の一点０を基準とすれば、三筋の傾斜磁界部がＲ1 、Ｒ2 、Ｒ3 の間隔で位置し、一筋の逆循環部がＲ4 の間隔で位置し、この基準点、傾斜磁界部及び逆循環部が同じ平面上に位置することになる。この場合、基準点０から線形傾斜磁界ＢZ の磁束密度を求める式は、電流Ｉ1 、Ｉ2 、Ｉ3 、Ｉ4 を無限直線上の電流と仮定した場合、（μ0 ／２π）・［（Ｉ1 ｃｏｓφ1 ）／Ｒ1 ＋（Ｉ2 ｃｏｓφ2 ）／Ｒ2 ＋（Ｉ3 ｃｏｓφ3 ）／Ｒ3 −（Ｉ4 ｃｏｓφ4 ）／Ｒ4 ］となる。ここで、μ0 は透磁率、Ｉ1 、Ｉ2 、Ｉ3 は三筋の傾斜磁界部に流れる電流、Ｉ4 は一筋の逆循環部に流れる電流（Ｉ4 ＝Ｉ1 ＋Ｉ2 ＋Ｉ3 ）、Ｒ1 、Ｒ2 、Ｒ3 は基準点０と三筋の傾斜磁界部との間隔、Ｒ4 は基準点０と一筋の逆循環部との間隔、φ1 、φ2 、φ3 は基準点０と三筋の傾斜磁界部との角度、そしてφ4 は基準点０と一筋の逆循環部との角度を示す。一方、図４のような円筒型傾斜磁界コイルでは三筋の傾斜磁界部がＲ1 、Ｒ2 、Ｒ3 の間隔で位置し、一筋の逆循環部がＲ4 ’の間隔で各々別の平面上に位置する。この場合、基準点０から線形傾斜磁界ＢZ の磁束密度を求める式は、電流Ｉ1 、Ｉ2 、Ｉ3 、Ｉ4 ’を無限直線上の電流と仮定した場合、（μ0 ／２π）・［（Ｉ1 ｃｏｓφ1 ）／Ｒ1 ＋（Ｉ2 ｃｏｓφ2 ）／Ｒ2 ＋（Ｉ3 ｃｏｓφ3 ）／Ｒ3 −（Ｉ4 ’ｃｏｓφ4 ’）／Ｒ4 ’］となる。ここで、Ｉ4 とＩ4 ’は相等しく、φ4 ＜φ4 ’、Ｒ4 ＜Ｒ4 ’が成立って基準点０から線形傾斜磁界ＢZ の磁束密度が相対的に大きくなる。
【００１３】
図５で線形傾斜磁界を拡大しようとすれば前記磁束密度を大きくすべきであるが、三筋の傾斜磁界部に流れる電流の合（Ｉ1 ＋Ｉ2 ＋Ｉ3 ）が一筋の逆循環部に流れる電流Ｉ4 と同一なので、電流の大きさを変化させ磁束密度が大きくできない。従って、磁束密度を大きくしようとすればＲ4 及びφ4 を大きくすれば良い。しかし、従来の円盤型傾斜磁界コイルの場合、該当円盤の直径ＤによりＲ4 及びφ4 が限定される。一方、図４のような円筒型傾斜磁界コイルでは、逆循環部の位置が従来に比べて高さＨほど移動されることによりＲ4 及びφ4 を大きくしうる。因みに、従来に比べて主磁石の磁極に傾斜磁界コイルを安定に付着することにより振動ノイズを減らしうる。
本発明は前記実施例に限定されなく、当業者の水準でその利用及び改良が可能である。
【００１４】
【発明の効果】
以上説明したように、本発明による磁気共振映像システムによれば、傾斜磁界コイルから発生される逆磁界の影響を減らすことにより線形傾斜磁界及びこれによる映像領域が拡大でき、磁極に傾斜磁界コイルを安定に付着することにより振動ノイズを減らしうる。
【図面の簡単な説明】
【図１】  従来の磁気共振映像システムを示した概略図である。
【図２】  図１のＸ軸傾斜磁界コイルを示した例示図である。
【図３】  本発明による磁気共振映像システムを示した概略図である。
【図４】  図３の傾斜磁界コイルを示した例示図である。
【図５】  図４の半円筒型コイルに対した断面図である。
【符号の説明】
３１……コンピューター、  ３２……パルス発生器、
３３……主磁石、  ３４……傾斜磁界コイル、
３５……高周波コイル、  ３６……アナログ／デジタル変換器
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図４】
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【図５】
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