JP7049123B2 - Magnetic resonance imaging device - Google Patents
Magnetic resonance imaging device Download PDFInfo
- Publication number
- JP7049123B2 JP7049123B2 JP2018015312A JP2018015312A JP7049123B2 JP 7049123 B2 JP7049123 B2 JP 7049123B2 JP 2018015312 A JP2018015312 A JP 2018015312A JP 2018015312 A JP2018015312 A JP 2018015312A JP 7049123 B2 JP7049123 B2 JP 7049123B2
- Authority
- JP
- Japan
- Prior art keywords
- coil
- shim
- magnetic field
- additional
- resonance imaging
- Prior art date
- Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
- Active
Links
Images
Landscapes
- Magnetic Resonance Imaging Apparatus (AREA)
Description
本発明は、磁気共鳴イメージング装置において、複数のコイル間に相互に発生する誘導電流を低減する技術に関し、特に傾斜磁場コイル駆動時に、静磁場補正用のシムコイルに生じる誘導電流を低減する技術に関する。 The present invention relates to a technique for reducing an induced current generated between a plurality of coils in a magnetic resonance imaging apparatus, and particularly to a technique for reducing an induced current generated in a shim coil for static magnetic field correction when driving a gradient magnetic field coil.
磁気共鳴イメージング（以下、ＭＲＩという）装置は、撮像空間に均一な磁場を生成する超電導磁石等の静磁場発生装置と、撮像断面に位置情報を付加するためにパルス状の傾斜磁場を撮像空間に生成する傾斜磁場コイルと、被検者を構成する原子核に磁気共鳴を起こさせるための高周波の電磁波を発生させる照射コイルと、磁気共鳴によって発生するエコー信号（磁気共鳴信号）を検出する受信コイル等を備え、エコー信号を用いて画像を再構成して断層画像を得るものである。 The magnetic resonance imaging (hereinafter referred to as MRI) device uses a static magnetic field generator such as a superconducting magnet that generates a uniform magnetic field in the imaging space, and a pulsed gradient magnetic field in the imaging space to add position information to the imaging cross section. A gradient magnetic field coil to be generated, an irradiation coil to generate a high-frequency electromagnetic wave for causing magnetic resonance in the nuclei constituting the subject, a receiving coil to detect an echo signal (magnetic resonance signal) generated by magnetic resonance, etc. To obtain a tomographic image by reconstructing an image using an echo signal.
このようなＭＲＩ装置において、傾斜磁場コイルの近傍には、磁場を均一に補正するための磁場補正コイル（シムコイル）が配置されており、シムコイルには、補正磁場を発生するために定常的な電流（シム電流）が供給されている。本来、傾斜磁場コイルとシムコイルとは磁気的に結合しない、すなわち相互インダクタンスが発生しないように設計するが、部品や組み立て時に誤差が生じると数μＨ程度の相互インダクタンスが発生する。このため、傾斜磁場コイルに電流を印加すると、その電流の立ち上がり時或いは立ち下がり時にシムコイルに電流が誘起され、シム電流とは別に不正な電流（誘導電流）が流れる。この誘導電流により、シムコイルにより磁場を均一に補正することが困難になる。 In such an MRI apparatus, a magnetic field correction coil (sim coil) for uniformly correcting the magnetic field is arranged in the vicinity of the gradient magnetic field coil, and a steady current is generated in the shim coil to generate the correction magnetic field. (Sim current) is being supplied. Originally, the gradient magnetic field coil and the shim coil are designed so as not to be magnetically coupled, that is, mutual inductance does not occur, but if an error occurs during parts or assembly, mutual inductance of about several μH is generated. Therefore, when a current is applied to the gradient magnetic field coil, a current is induced in the shim coil when the current rises or falls, and an illegal current (induced current) flows in addition to the shim current. This induced current makes it difficult for the shim coil to uniformly correct the magnetic field.
この問題に対し、特許文献１では、傾斜磁場コイルとシムコイルの両方に直列にキャンセルコイルを設置し、両方のキャンセルコイル間に誘導電流を生じさせることで、傾斜磁場コイル駆動時にシムコイルに生じる誘導電圧（電流）を相殺する方法が提案されている。また、特許文献２では、傾斜磁場電源の出力電流を検知し、傾斜磁場コイルとシムコイルとに生じる誘導電流を相殺するような電流をシム電源に加算する技術が提案されている。
To solve this problem, in
特許文献１による方法と特許文献２による方法は、いずれも、傾斜磁場コイルとシムコイルとに生じる誘導電流を相殺することを目的としているため、傾斜磁場コイル駆動時に発生する誘導電流を正確に把握することが必要となる。例えば、特許文献１の方法では、キャンセルコイルの定数を決定するために誘導電流の大きさを把握する必要がある。特許文献２の方法では、シム電源に加算する電流を決定するために、傾斜磁場コイル駆動時の出力電流を検知することが必要である。そして、そのための手段を追加するなど、回路が煩雑になる。
Since both the method according to
そこで本発明では、生じる誘導電流の大きさを把握する必要なく、効果的に誘導電流を低減することを課題とする。 Therefore, it is an object of the present invention to effectively reduce the induced current without having to grasp the magnitude of the induced current generated.
本発明はシムコイル自体に誘導電流を低減する回路を付加することにより上記課題を解決する。具体的には、本発明のＭＲＩ装置は、以下の構成を有する。静磁場発生装置と、前記静磁場発生装置が発生する静磁場に磁場勾配を与える傾斜磁場コイルと、前記傾斜磁場コイルに近接して配置され、静磁場の不均一を補正するシムコイルと、を備える。さらに、前記シムコイルと当該シムコイルに電流を供給するシム電源との間に直列に接続され、前記シムコイル及び前記シム電源を含む回路の時定数を増大する付加回路を備える。前記付加回路は、前記傾斜磁場コイル及び前記シムコイルとの間に相互インダクタンスを生じない位置に配置されている。
また、前記付加回路は、第一の付加コイルと第二の付加コイルとを含み、前記第一の付加コイルと第二の付加コイルとは、互いに正の相互インダクタンスを生じるように配置されていることが好ましい。
The present invention solves the above problem by adding a circuit for reducing the induced current to the shim coil itself. Specifically, the MRI apparatus of the present invention has the following configurations. It includes a static magnetic field generator, a gradient magnetic field coil that gives a magnetic field gradient to the static magnetic field generated by the static magnetic field generator, and a shim coil that is arranged close to the gradient magnetic field coil and corrects the non-uniformity of the static magnetic field. .. Further, an additional circuit is provided which is connected in series between the shim coil and the shim power supply that supplies a current to the shim coil, and increases the time constant of the shim coil and the circuit including the shim power supply. The additional circuit is arranged at a position where mutual inductance does not occur between the gradient magnetic field coil and the shim coil.
Further, the additional circuit includes a first additional coil and a second additional coil, and the first additional coil and the second additional coil are arranged so as to generate positive mutual inductance with each other. Is preferable.
本発明によれば、シムコイルのみの変更によって、誘導電流の大きさを把握しなくても効果的に誘導電流を低減することができる。 According to the present invention, the induced current can be effectively reduced by changing only the shim coil without knowing the magnitude of the induced current.
以下、この発明を実施するための形態について、図面を参照して説明する。
まず図１を参照して、本発明が適用されるＭＲＩ装置の全体構成を説明する。ＭＲＩ装置１００は、主として、静磁場発生装置と、傾斜磁場発生系（３０，３１，８０）と、シーケンサ４０と、送信系（５０，５１）と、受信系（６０，６１）と、計算機７０とで構成されている。
Hereinafter, embodiments for carrying out the present invention will be described with reference to the drawings.
First, with reference to FIG. 1, the overall configuration of the MRI apparatus to which the present invention is applied will be described. The
静磁場発生装置は、永久磁石方式、常電導方式または超電導方式の静磁場発生磁石２０を備え、静磁場発生磁石２０は、被検者１０が置かれる空間に均一な静磁場を発生させる。発生する静磁場の方向により、水平磁場方式と垂直磁場方式があり、前者は被検者１の体軸方向と同一方向に均一な静磁場を発生させ、後者は体軸方向と垂直方向に均一な静磁場を発生させる。図１は一例として水平磁場方式の静磁場発生装置を示している。
The static magnetic field generator includes a permanent magnet type, a normal conduction type, or a superconducting type static magnetic
傾斜磁場発生系は、ＭＲＩ装置の座標系であるｘ，ｙ，ｚの３軸方向に傾斜磁場を印加する複数の傾斜磁場コイル３０と、それぞれの傾斜磁場コイル３０を駆動する傾斜磁場電源３１と、撮像空間の磁場不均一を補正するための複数のシムコイル８０と、それぞれのシムコイル８０を駆動するシム電源８１とを有している。傾斜磁場発生系は，シーケンサ４０からの命令に従って傾斜磁場電源３１を駆動することにより、ｘ，ｙ，ｚの３軸方向に傾斜磁場Ｇｘ，Ｇｙ，Ｇｚを印加する。また、被検者１０が存在する状態での磁場を均一するために、シーケンサ４０からの命令に従ってシム電源８１を駆動することにより、シムコイル８０から磁場を発生させる。
The gradient magnetic field generation system includes a plurality of gradient
傾斜磁場コイル３０が発生する傾斜磁場は、核磁気共鳴信号に位置情報を与えるもので、所定のパルスシーケンスに従ってパルスとして印加される。具体的には、スライス面（撮影断面）に直交する方向にスライス方向傾斜磁場パルスが印加されて、被検者１０に対するスライス面が設定される。そして、そのスライス面に直交し、かつ互いに直交する残りの二つの方向に、位相エンコード方向傾斜磁場パルスと周波数エンコード方向傾斜磁場パルスとが印加され、エコー信号にそれぞれの方向の位置情報がエンコードされる。
The gradient magnetic field generated by the gradient
シムコイル８０が発生する磁場は、被検者１０の撮影中、磁場を均一に保つために形成される磁場であり、シム電源８１から連続して所定の電流（シム電流）が供給される。
The magnetic field generated by the
シーケンサ４０は、計算機７０により制御されて動作し、被検者１０の断層画像のデータ収集に必要な種々の命令を送信部５１、傾斜磁場発生系及び受信部６１に送る。これにより高周波磁場パルス（ＲＦパルス）と傾斜磁場パルスとを所定のパルスシーケンスで繰り返し印加するよう制御する。
The
送信系は、被検者１０に近接して配置される高周波コイル５０と、送信部５１とを備える。送信部５１は、図示していないが、変調器、高周波発振器、高周波増幅器などを備え、高周波コイル５０に所定周波数の信号を送る。これにより、被検者１０の生体組織を構成する原子の原子核スピンに核磁気共鳴を起こさせるためのＲＦパルスが被検者１０に照射される。
The transmission system includes a
受信系は、被検者１０に近接して配置され、被検者１０の生体組織を構成する原子核スピンの核磁気共鳴により放出されるエコー信号（ＮＭＲ信号）を検出する高周波コイル６０と、受信部６１とを備える。受信部６１は、図示していないが、信号増幅器、直交位相検波器、Ａ／Ｄ変換器などを備え、デジタル信号に変換したエコー信号を計算機（或いは信号処理回路）７０に送る。
The receiving system is arranged close to the
計算機７０は、各種データ処理と処理結果の表示及び保存等を行う。計算機７０には、ディスプレイ７１、記憶装置７２及び操作装置７３が接続されている。
The
なお図１において、一点鎖線で囲まれる要素は、電磁波を遮蔽するシールドルームに置かれる要素であり、点線で囲まれる要素は、シールドルームの外、例えば操作室に置かれる要素である。 In FIG. 1, the element surrounded by the alternate long and short dash line is an element placed in the shield room that shields electromagnetic waves, and the element surrounded by the dotted line is an element placed outside the shield room, for example, in the operation room.
傾斜磁場コイル３０及びシムコイル８０は、それぞれ、導電性の金属（例えば、銅）を切削、曲げ加工等することによって作られ、円筒状或いは円盤状の絶縁性支持体に固定されている。傾斜磁場コイル３０は、３軸方向の傾斜磁場を発生する３組のコイルが、各支持体に形成され、互いに絶縁状態を保って一体化されている。シムコイル８０が発生する傾斜磁場の方向は、傾斜磁場コイル３０が発生する傾斜磁場の方向とは必ずしも一致しないが、導体のコイルが支持体上に固定されていることは傾斜磁場コイルと同様である。
The gradient
このような傾斜磁場コイル３０及びシムコイル８０の等価回路を図２に示す。ここでは、それぞれ、複数ある傾斜磁場コイル及びシムコイルのうちの各一つのコイル３０ａ，８０ａを代表して示している。等価回路において、傾斜磁場コイル３０ａは、抵抗ＲＧ、インダクタンスＬＧで表すことができ、シムコイル８０ａは、抵抗ＲＳ、インダクタンスＬＳで表すことができる。
An equivalent circuit of such a gradient
傾斜磁場コイル３０とシムコイル８０とは、相互インダクタンスが理想的にはゼロになるように設計されているが、部品や組み立てで誤差が生じると、数μＨ程度の相互インダクタンスＭＧＳ［Ｈ］が生じる。これにより、傾斜磁場コイル３０に電流が流れることによってシムコイル８０に誘導電流が生じる。
The gradient
すなわち、相互インダクタンスＭＧＳがある状態では、一次側（３００）である傾斜磁場コイル３０ａに、例えば、図３（Ａ）に示すような台形形状の電流が流れると、電流の立ち上がり（電流が変化する期間）において、二次側（８００）であるシムコイル８０ａには誘導起電力が生じ、同図（Ｂ）に点線で示すような誘導電流が流れる。図３には、シム電源８１ａから電流を発生させていない状態を示すが、実際には、シムコイル８０ａには、シム電源８１ａから静磁場の不均一を補正するための所定電流が供給されているため、このような誘導電流が流れると、静磁場を正確に補正することができない。実際には複数のシムコイルのそれぞれが３つの傾斜磁場コイルとの相互インダクタンスを持つ可能性があるため、誘導電流を検出して補正することは困難である。
That is, in a state where there is a mutual inductance MGS , when a trapezoidal current as shown in FIG. 3A flows through the gradient
本実施形態のＭＲＩ装置では、誘導電流を検出して補正するというアプローチを取るのではなく、シムコイルに対し、シムコイル側回路の時定数を大きくする付加回路を接続することにより、傾斜磁場コイルの駆動によりシムコイル側（二次側）に流れる誘導電流の立ち上がりを鈍くし、結果として発生する誘導電流を低く抑える。
以下、シムコイルに接続される付加回路の実施形態を説明する。以下の実施形態でも、代表として、一つのシムコイル８０ａについて説明する。
In the MRI apparatus of this embodiment, instead of taking the approach of detecting and correcting the induced current, the gradient magnetic field coil is driven by connecting an additional circuit that increases the time constant of the shim coil side circuit to the shim coil. As a result, the rise of the induced current flowing to the shim coil side (secondary side) is blunted, and the resulting induced current is suppressed to a low level.
Hereinafter, embodiments of an additional circuit connected to the shim coil will be described. Also in the following embodiments, one
＜第一実施形態＞
本実施形態では、付加回路として、一対の付加コイル、第一付加コイル及び第二付加コイル、から構成される誘導電流低減コイルを用いる。なお以下、個々の付加コイルは、第一コイル或いは第二コイルと略称する。図４に、本実施形態の付加回路（誘導電流低減コイル）を含む傾斜磁場コイル３０ａ及びシムコイル８０ａの等価回路を示す。
<First Embodiment>
In the present embodiment, as the additional circuit, an induced current reduction coil composed of a pair of additional coils, a first additional coil and a second additional coil is used. Hereinafter, each additional coil is abbreviated as a first coil or a second coil. FIG. 4 shows an equivalent circuit of the gradient
図示するように、一次側の閉回路３００は、傾斜磁場コイル３０ａと、傾斜磁場電源３１ａとを有していて、直列に接続されている。傾斜磁場コイル３０ａは、抵抗成分ＲＧ［Ω］と、自己インダクタンス成分ＬＧ［Ｈ］とを有する。
As shown in the figure, the closed circuit 300 on the primary side has a gradient
二次側の閉回路８１０は、シムコイル８０ａと、シム電源８１ａと、誘導電流低減コイル（付加回路）９０とを有しており、直列に接続されている。シムコイル８０ａは、抵抗ＲＳ［Ω］と自己インダクタンスＬＳ［Ｈ］とを有する。誘導電流低減コイル９０は、自己インダクタンスＬＡ［Ｈ］の第一コイル９１と、自己インダクタンスＬＢ［Ｈ］の第二コイル９２とを有し、第一コイル９１と第二コイル９２とは、相互インダクタンスＭＡＢ［Ｈ］が正の値に生じる距離且つ極性（巻線方向）になるように設置されている。すなわち、図４に示すように、第一コイル９１に流れる電流によって生じる磁束の向きと第二コイル９２に流れる電流によって生じる磁束の向きとが同一方向となるように設置される。相互インダクタンスを正の値となるように配置することで、後述するようにシムコイル８０ａに流れる誘導電流を低減することができる。なお図４に示す状態に対して例えば極性を逆にしてしまうと、相互インダクタンスＭＡＢは負の値を示す。
The closed circuit 810 on the secondary side has a
相互インダクタンスＭＡＢは極力大きいことが望ましく、これによって、より高い誘導電流低減効果が得られる。相互インダクタンスＭＡＢを大きくするには、例えば第一コイル９１と第二コイル９２とを接近させて設置させたり、同一の鉄心（コア）に巻きつけるのが良い。例えば、コモンモードチョークコイルを使用すれば、相互インダクタンスは理想的に大きくでき、ＭＡＢ
２＝ＬＡ×ＬＢ程度に大きくできる。この場合、誘導電流低減コイル９１は、コモンモードチョークコイル一個のみで実現できる。
It is desirable that the mutual inductance MAB be as large as possible, which results in a higher induced current reduction effect. In order to increase the mutual inductance MAB , for example, it is preferable to install the
また、コイル９１と９２の自己インダクタンスは等しいことが望ましい（ＬＡ＝ＬＢ）。特にシム電源８１が、電源の中性点を接地した電源である場合、２つの付加コイルを電気的に対称に配置することで、耐電圧内で安定した動作を確保することができる。
Further, it is desirable that the self - inductances of the
本実施形態で用いることが可能なコモンモードチョークコイルの一例を図５に示す。図示するように、コモンモードチョークコイルは、２つのコイル９１、９２が、同一の鉄心（コア）９３に巻かれており、コイル９１とコイル９２とは同一巻数で、巻線方向は逆向きである。また、端子Ａ及びＤはシムコイル８０ａ側に接続し、端子Ｃ及びＢはシム電源８１ａ側に接続する。一例として、コア９３の直径は約５０ｍｍ、コイル９１及びコイル９２の線径は約１．５ｍｍである。このような体系で電流が端子Ａからコイル９１を経由して端子Ｃ方向に流れると、端子Ｂからコイル９２を経由して端子Ｄ方向にも電流が流れる。すると、コイル９１により鉄心９３に生じる磁束と、コイル９２により鉄心９３に生じる磁束は同一方向で強め合うため、コイル９１と９２との相互インダクタンスＭＡＢは大きくなる。
FIG. 5 shows an example of a common mode choke coil that can be used in this embodiment. As shown in the figure, in the common mode choke coil, two
このような構成の誘導電流低減コイル９０は、傾斜磁場コイル３０ａ及びシムコイル８０ａとは相互インダクタンスは生じないように離れた位置に設置されている。具体的には、例えば、図１に示すように、超電導発生磁石２０と傾斜磁場コイル３０とシムコイル８０とは、シールドルームの中央付近に設置する。誘導電流低減コイル９０は、シールドルーム内であって中央付近からできるだけ離れた位置、例えばシールドルームの壁際などに設置するのが望ましい。
The induced current reducing
次に本実施形態において、傾斜磁場コイル３０ａが駆動された場合にシムコイル８０ａに誘導される電流の低減効果を、再度、図３を参照して説明する。
Next, in the present embodiment, the effect of reducing the current induced in the
図３（Ａ）に示すように、傾斜磁場電源３１ａから台形形状の電流を傾斜磁場コイル３０ａに供給し、一次側から電流を発生させると、相互インダクタンスＭＧＳの存在によって二次側に誘導電流が発生する。この誘導電流は指数関数的に増加或いは減少する。この変化の時定数はインダクタンスを抵抗で除したものに等しく（時定数＝インダクタンス／抵抗）、時定数が大きいほど、一定時間内で増加あるいは減少する誘導電流の割合は小さい。
As shown in FIG. 3A, when a trapezoidal current is supplied from the gradient magnetic
本実施形態では二次側（８１０）のインダクタンスは、シムコイル８０ａのインダクタンスＬＳ、第一コイル９１及び第二コイル９２の自己インダクタンスＬＡ、ＬＢ、及び相互インダクタンス２ＭＡＢの合計とみなすことができるので、二次側の誘導電流の時定数τは
τ＝（ＬＳ＋ＬＡ＋ＬＢ＋２ＭＡＢ）／ＲＳ、
である。
In the present embodiment, the inductance on the secondary side (810) can be regarded as the sum of the inductance LS of the
Is.
これに対し、図２に示すように誘導電流低減コイル９０のような手段を用いない場合（比較例）は、
τ＝ＬＳ／ＲＳ
であり、本実施形態により誘導電流の最大値を大幅に低減できることがわかる。
On the other hand, when a means such as the induced
τ = L S / R S
Therefore, it can be seen that the maximum value of the induced current can be significantly reduced by this embodiment.
なお図６に参考例として示すように、二次側（８２０）に二つの付加コイル９０１、９０２を挿入した構成であって、その配置が付加コイル間に相互インダクタンスが生じないような或いは相互インダクタンスがあっても極めて小さい場合には、時定数τは、
τ＝（ＬＳ＋ＬＡ＋ＬＢ）／ＲＳ
となり、比較例よりは誘導電流の低減効果があるものの、本実施形態に比べると効果は小さい。したがって、誘導電流の最大値は、本実施形態（付加回路あり）＞参考例（付加回路における相互インダクタンスなし）＞比較例（付加回路なし）の順番で大きく、本実施形態において誘導電流の最大値を一番抑制することができる。
As shown in FIG. 6 as a reference example, the configuration is such that two
τ = ( LS + LA + LB ) / RS
Therefore, although there is an effect of reducing the induced current as compared with the comparative example, the effect is small as compared with the present embodiment. Therefore, the maximum value of the induced current is large in the order of the present embodiment (with additional circuit)> reference example (without mutual inductance in the additional circuit)> comparative example (without additional circuit), and the maximum value of the induced current in this embodiment. Can be suppressed most.
実際のＭＲＩ装置で、一般的なパルスシーケンスであるエコープラナー法（ＥＰＩ）により傾斜磁場コイルを駆動した場合に、シムコイル側（二次側）に発生する誘導電流を測定した結果を図７に示す。なおシムコイルには電流を供給していない。測定時のシムコイル側の回路定数は、ＲＳ≒２Ω、Ｌｓ≒１．５ｍＨ、ＬＡ＝ＬＢ≒３ｍＨ、ＭＡＢ≒３ｍＨであった。図中、点線は誘導電流低減コイルを挿入していない場合、実線は本実施形態の誘導電流低減コイルを挿入した場合である。この結果から、実機においても、誘導電流低減コイルを設置することによって、誘導電流が低減できることが確認された。 FIG. 7 shows the results of measuring the induced current generated on the shim coil side (secondary side) when the gradient magnetic field coil is driven by the echo-planar method (EPI), which is a general pulse sequence, in an actual MRI apparatus. .. No current is supplied to the shim coil. The circuit constants on the shim coil side at the time of measurement were RS ≈ 2Ω , Ls ≈ 1.5 mH, LA = LB ≈ 3 mH, and MAB ≈ 3 mH. In the figure, the dotted line is the case where the induced current reduction coil is not inserted, and the solid line is the case where the induced current reduction coil of the present embodiment is inserted. From this result, it was confirmed that the induced current can be reduced by installing the induced current reducing coil even in the actual machine.
本実施形態によれば、傾斜磁場コイルとの間で不可避的に相互インダクタンスを生じるシムコイルにおいて、シムコイル側に傾斜磁場コイル駆動時の誘導電流を低減する手段を設けることにより、誘導電流を検知するための手段を不要とし簡易な構成で、シムコイルの安定した動作を維持することができる。また付加回路としてコイルを用いることにより、シムコイルに本来供給されているシム電流（定常電流）に対しては影響を与えることなく、シムコイル側回路の時定数を大きくすることができる。 According to the present embodiment, in a shim coil that inevitably causes mutual inductance with the gradient magnetic field coil, the induced current is detected by providing a means for reducing the induced current when the gradient magnetic field coil is driven on the shim coil side. It is possible to maintain the stable operation of the shim coil with a simple configuration without the need for the above means. Further, by using the coil as an additional circuit, the time constant of the shim coil side circuit can be increased without affecting the shim current (steady current) originally supplied to the shim coil.
特に誘導電流低減手段として互いに相互インダクタンスを生じる２つのコイルを組み合わせて用いることにより、時定数をさらに大きくすることができ、高い誘導電流低減効果を得ることができる。さらに、２つのコイルの組み合わせとして、コモンモードチョークコイルを用いることにより、回路素子の簡素化、低コスト化を実現することができる。 In particular, by using two coils that generate mutual inductance with each other as a means for reducing the induced current, the time constant can be further increased and a high effect of reducing the induced current can be obtained. Further, by using a common mode choke coil as a combination of the two coils, it is possible to realize simplification and cost reduction of the circuit element.
なお図２及び図４では、耐電圧の観点から、シムコイム及びシム電源に対し、対称に付加回路を追加した例を示したが、例えば、シムイコイルの一方の端子とシム電源との間だけに、付加回路を挿入することも可能である。その場合、例えば、図８に示すように、直列に接続された２つの付加コイル９１１、９１２を互いに向き合うように設置し（付加回路９１０）、且つそれらが発生する磁束の向きが同一方向となる巻き方とすることにより、両者間に正の相互インダクタンスを生じさせることができ、誘導電流低減効果が得られる。
Note that FIGS. 2 and 4 show an example in which an additional circuit is added symmetrically to the shimcoim and shim power supply from the viewpoint of withstand voltage. For example, only between one terminal of the shimui coil and the shim power supply, It is also possible to insert an additional circuit. In that case, for example, as shown in FIG. 8, two
＜第二実施形態＞
第一実施形態では、誘導電流低減効果を与える２つの付加コイルをそれぞれシムコイルとシム電源との間に、それぞれ直列に接続したが、本実施形態は直列に接続した２つの付加コイルを１組として、シムコイルとシム電源との間に直列に接続したことが特徴である。
<Second embodiment>
In the first embodiment, two additional coils that give an induced current reduction effect are connected in series between the shim coil and the shim power supply, respectively, but in the present embodiment, the two additional coils connected in series are set as one set. It is characterized by being connected in series between the shim coil and the shim power supply.
以下、図９を参照して本実施形態の付加回路を説明する。なお図９において、図４に示す要素と同一の機能を持つ要素について、同一の符号で示し、重複する説明は省略する。また以下の説明においても、傾斜磁場コイル側を一次側（３００）、シムコイル側を二次側として説明する。 Hereinafter, the additional circuit of this embodiment will be described with reference to FIG. In FIG. 9, elements having the same functions as those shown in FIG. 4 are indicated by the same reference numerals, and duplicate description will be omitted. Further, in the following description, the gradient magnetic field coil side will be described as the primary side (300), and the shim coil side will be described as the secondary side.
図９に示すように、二次側の閉回路８４０は、シムコイル８０ａと、シム電源８１ａと、誘導電流低減コイル９４、９５とを有しており、これらは直列に接続されている。誘導電流低減コイル９４と９５とは、シム電源９１ａを挟んだ位置に、互いに分離して、且つシムコイル８０ａ及び傾斜磁場コイル４０ａと相互インダクタンスを生じない位置に設置されている。
As shown in FIG. 9, the closed circuit 840 on the secondary side has a
誘導電流低減コイル９４は、自己インダクタンスＬＣ［Ｈ］の第一コイル９４１と、自己インダクタンスＬＤ［Ｈ］の第二コイル９４２とを有し、第一コイル９４１と第二コイル９４２とは、相互インダクタンスＭＣＤ［Ｈ］が正の値に生じる距離および極性となるように設置されている。同様に、誘導電流低減コイル９５は、自己インダクタンスＬＥ［Ｈ］の第一コイル９５１と、自己インダクタンスＬＦ［Ｈ］の第二コイル９５２とを有し、第一コイル９５１と第二コイル９５２とは、相互インダクタンスＭＥＦ［Ｈ］が正の値に生じる距離および極性となるように設置されている。
The induction
誘導電流低減コイル９４と９５を構成する４つのコイル９４１、９４２、９５１、９５２の各自己インダクタンスは等しいことが望ましい（ＬＣ＝ＬＤ＝ＬＥ＝ＬＦ）。また、相互インダクタンスＭＣＤとＭＥＦは極力大きいことが望ましく、相互インダクタンスＭＣＤとＭＥＦは等しいことが望ましい（ＭＣＤ＝ＭＥＦ）。このような条件を満たす誘導電流低減コイルとして、第一実施形態と同様に、コモンモードチョークコイルを使用することができる。本実施形態の場合、シムコイル８０ａの一方の端子とシム電源８１ａとの間及びシムコイル８０ａの他方の端子とシム電源８１ａとの間の２箇所、合計二個で実現できる。
It is desirable that the self-inductances of the four
この場合、二次側の閉回路８４０のインダクタンスＬは、誘導電流低減コイル９４と９５のインダクタンスをＬ１、Ｌ２とすると、次のようになる。
Ｌ＝ＬＳ＋Ｌ１＋Ｌ２
Ｌ１＝ＬＣ＋ＬＤ＋２ＭＣＤ
Ｌ２＝ＬＥ＋ＬＦ＋２ＭＥＦ
これにより、シムコイルの時定数は、
τ＝（ＬＳ＋Ｌ１＋Ｌ２）／ＲＳとなり、誘導電流低減コイル９４、９５を配置しないときの値（τ＝ＬＳ／ＲＳ）に比べ、大幅に高くすることができる。また誘導電流低減コイル９４、９５を、第一コイル９４１と自己インダクタンスが同じである１本のコイルに置き換えた場合（図６の参考例）に比べても大きい時定数を実現できる。
In this case, the inductance L of the closed circuit 840 on the secondary side is as follows, assuming that the inductances of the induced current reduction coils 94 and 95 are L 1 and L 2 .
L = L S + L 1 + L 2
L 1 = LC + LD + 2M CD
L 2 = LE + LF + 2M EF
As a result, the time constant of the shim coil becomes
τ = ( LS + L 1 + L 2 ) / RS , which can be significantly higher than the value (τ = LS / RS ) when the induced current reduction coils 94 and 95 are not arranged. Further, a larger time constant can be realized as compared with the case where the induced current reducing
本実施形態によれば、第一実施形態と同様に、大きな誘導電流低減効果が得られる。また図５に示す第一実施形態の誘導電流低減コイルよりも、小さな自己インダクタンスおよび相互インダクタンスを有する誘導電流低減コイルを使用しても、二次側に発生する誘導電流を第一実施形態と同等な程度に低減することができる。 According to the present embodiment, a large induced current reduction effect can be obtained as in the first embodiment. Further, even if an induced current reducing coil having a smaller self-inductance and mutual inductance than the induced current reducing coil of the first embodiment shown in FIG. 5 is used, the induced current generated on the secondary side is equivalent to that of the first embodiment. It can be reduced to some extent.
なお図９では、シムコイル及びシム電源に対し、２つの誘導電流低減コイル９４、９５を電気的に対称となるように配置した例を示したが、一方の誘導電流低減コイルを省略することも可能である。
Although FIG. 9 shows an example in which the two induced current reducing
また以上の実施形態は、複数の傾斜磁場コイル及び複数のシムコイルのうち、一つの傾斜磁場コイルと一つのシムコイルとの組み合わせを例に説明したが、本発明は一つの組み合わせに限るものではなく、複数のシムコイルの全てに付加回路を設けてもよいし、傾斜磁場コイルとの相互インダクタンスの影響を最も受ける１ないし複数のシムコイルを選択して付加回路を設けてもよい。 Further, in the above embodiment, the combination of one gradient magnetic field coil and one shim coil among the plurality of gradient magnetic field coils and the plurality of shim coils has been described as an example, but the present invention is not limited to one combination. An additional circuit may be provided for all of the plurality of shim coils, or one or a plurality of shim coils that are most affected by the mutual inductance with the gradient magnetic field coil may be provided for the additional circuit.
１０：被検者、２０：静磁場発生装置、４０：シーケンサ、３０：傾斜磁場コイル、３０ａ：傾斜磁場コイル、５０：高周波コイル、５１：送信部、６０：高周波コイル、６１：受信部、７０：計算機、８０：シムコイル、８０ａ：シムコイル、８１：シム電源、９０：誘導電流低減コイル（付加回路）、９１：第一の付加コイル、９２：第二の付加コイル、９４：誘導電流低減コイル（付加回路）、９４１：第一の付加コイル、９４２：第二の付加コイル、９５：誘導電流低減コイル（付加回路）、９５１：第一の付加コイル、９５２：第二の付加コイル、９１０：誘導電流低減コイル、９１１：第一の付加コイル、９１２：第二の付加コイル、１００：ＭＲＩ装置、３００：一次側の閉回路、８００：二次側の閉回路、８１０：二次側の閉回路、８２０：二次側の閉回路、８３０：二次側の閉回路、８４０：二次側の閉回路 10: Subject, 20: Static current generator, 40: Sequencer, 30: Diagonal current coil, 30a: Diagonal current coil, 50: High frequency coil, 51: Transmitter, 60: High frequency coil, 61: Receiver, 70 : Computer, 80: Sim coil, 80a: Sim coil, 81: Sim power supply, 90: Induction current reduction coil (additional circuit), 91: First additional coil, 92: Second additional coil, 94: Induction current reduction coil ( Additional circuit), 941: 1st additional coil, 942: 2nd additional coil, 95: Inductive current reduction coil (additional circuit), 951: 1st additional coil, 952: 2nd additional coil, 910: Induction Current reduction coil, 911: 1st additional coil, 912: 2nd additional coil, 100: MRI device, 300: primary side closed circuit, 800: secondary side closed circuit, 810: secondary side closed circuit , 820: Closed circuit on the secondary side, 830: Closed circuit on the secondary side, 840: Closed circuit on the secondary side
Claims (9)
前記シムコイルと当該シムコイルに電流を供給するシム電源との間に直列に接続され、前記シムコイル及び前記シム電源を含む回路の時定数を増大する付加回路をさらに備え、前記付加回路は、前記傾斜磁場コイル及び前記シムコイルとの間に相互インダクタンスを生じない位置に配置されていることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。 A static magnetic field generator, a gradient magnetic field coil that gives a magnetic field gradient to the static magnetic field generated by the static magnetic field generator, and a shim coil that is arranged close to the gradient magnetic field coil and corrects the non-uniformity of the static magnetic field are provided. ,
An additional circuit connected in series between the shim coil and a shim power supply that supplies current to the shim coil to increase the time constant of the shim coil and the circuit including the shim power supply is further provided, and the additional circuit is provided with the gradient magnetic field. A magnetic resonance imaging device characterized in that it is arranged at a position where mutual inductance does not occur between the coil and the shim coil.
前記付加回路は、第一の付加コイルと第二の付加コイルとを含み、
前記第一の付加コイルと第二の付加コイルとは、互いに正の相互インダクタンスを生じるように配置されていることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。 The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 1.
The additional circuit includes a first additional coil and a second additional coil.
The magnetic resonance imaging apparatus, characterized in that the first additional coil and the second additional coil are arranged so as to generate positive mutual inductance with each other.
前記第一の付加コイルは、前記シムコイルの一方の端子と前記シム電源と間に配置され、前記第二の付加コイルは、前記シムコイルの他方の端子と前記シム電源と間に配置されていることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。 The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 2.
The first additional coil is arranged between one terminal of the shim coil and the shim power supply, and the second additional coil is arranged between the other terminal of the shim coil and the shim power supply. A magnetic resonance imaging device characterized by.
前記付加回路は、同一の鉄心に前記第一の付加コイルと前記第二の付加コイルとが巻かれたコモンモードのチョークコイルであることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。 The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 2.
The additional circuit is a magnetic resonance imaging apparatus characterized by being a common mode choke coil in which the first additional coil and the second additional coil are wound around the same iron core .
前記第一の付加コイルの自己インダクタンスと前記第二の付加コイルの自己インダクタンスとは、等しいことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。 The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 2.
A magnetic resonance imaging apparatus characterized in that the self-inductance of the first additional coil and the self-inductance of the second additional coil are equal to each other.
前記第一の付加コイルと前記第二の付加コイルは、直列に接続されていることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。 The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 2.
A magnetic resonance imaging apparatus, wherein the first addition coil and the second addition coil are connected in series.
直列に接続された前記第一の付加コイルと第二の付加コイルとの対からなる付加回路が、前記シムコイルの一方の端子と前記シム電源と間、及び前記シムコイルの他方の端子と前記シム電源と間に、それぞれ配置されていることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。 The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 6.
An additional circuit consisting of a pair of the first additional coil and the second additional coil connected in series is provided between one terminal of the shim coil and the shim power supply, and between the other terminal of the shim coil and the shim power supply. A magnetic resonance imaging device characterized in that they are arranged in between.
各付加回路を構成する前記第一の付加コイル及び前記第二の付加コイルは、自己インダクタンスが等しいことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。 The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 7.
The first additional coil and the second additional coil constituting each additional circuit are magnetic resonance imaging devices having the same self-inductance.
複数のシムコイルを備え、前記複数のシムコイルのうち少なくとも一つのシムコイルに前記付加回路が接続されていることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。 The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 1.
A magnetic resonance imaging apparatus comprising a plurality of shim coils, wherein the additional circuit is connected to at least one shim coil among the plurality of shim coils.
Applications Claiming Priority (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP2017253957 | 2017-12-28 | ||
| JP2017253957 | 2017-12-28 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JP2019118781A JP2019118781A (en) | 2019-07-22 |
| JP7049123B2 true JP7049123B2 (en) | 2022-04-06 |
Family
ID=67307568
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP2018015312A Active JP7049123B2 (en) | 2017-12-28 | 2018-01-31 | Magnetic resonance imaging device |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JP7049123B2 (en) |
Family Cites Families (3)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPS61254022A (en) * | 1983-11-07 | 1986-11-11 | プロフロ− コ−ポレ−シヨン | Power source linefilter |
| JPS62266042A (en) * | 1986-05-12 | 1987-11-18 | 株式会社東芝 | Magnetic resonance imaging apparatus |
| JPH08115820A (en) * | 1994-10-12 | 1996-05-07 | Murata Mfg Co Ltd | Common-mode choke coil |
-
2018
- 2018-01-31 JP JP2018015312A patent/JP7049123B2/en active Active
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JP2019118781A (en) | 2019-07-22 |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| US10658109B2 (en) | System and method for electromagnet coil construction and operation | |
| US20100060282A1 (en) | Three-dimensional asymmetric transverse gradient coils | |
| JP2006506155A (en) | Self-shielded gradient coil for magnetic resonance imaging | |
| US20080164878A1 (en) | Minimum Energy Shim Coils For Magnetic Resonance | |
| JP2004527294A (en) | MRI gradient coil assembly with continuously variable field of view, image forming apparatus, image forming method, and method of designing gradient coil system for image forming system | |
| US7141974B2 (en) | Active-passive electromagnetic shielding to reduce MRI acoustic noise | |
| US7295012B1 (en) | Methods and apparatus for MRI shim elements | |
| RU2524447C2 (en) | Devices and cable connection to be used in multiresonant system of magnetic resonance | |
| JP2007111187A (en) | Rf coil and magnetic resonance imaging system | |
| US20180011156A1 (en) | Multi-purpose gradient array for magnetic resonance imaging | |
| CN103424723B (en) | A kind of decoupling method of active shimming coil and device | |
| JP2017536920A (en) | System and method for construction of electromagnetic coils | |
| JP2017536920A5 (en) | ||
| US6498947B2 (en) | rf shielding method and apparatus | |
| Sun et al. | A geometrically decoupled, twisted solenoid single‐axis gradient coil set for TRASE | |
| JP2001167927A (en) | Magnetic-field gradient coil and its design method | |
| JP7049123B2 (en) | Magnetic resonance imaging device | |
| EP1094330B1 (en) | Apparatus for magnetic resonance imaging and method of designing a gradient coil assembly | |
| CN107621615A (en) | Embedded gradient and radio frequency integrated coil and the magnetic resonance equipment with the integrated coil | |
| JP2708661B2 (en) | Gradient magnetic field generator | |
| US20190056467A1 (en) | Continuously digitally adjustable phase actuator | |
| JP2004202047A (en) | Receiving coil for mri, and mri system | |
| JP4334599B2 (en) | Magnetic resonance diagnostic equipment | |
| JP2000232967A (en) | Coil device for magnetic resonance diagnostic device | |
| US11181593B2 (en) | Gradient coil assembly for a magnetic resonance apparatus |
Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| A621 | Written request for application examination |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A621 Effective date: 20200923 |
|
| A977 | Report on retrieval |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A971007 Effective date: 20210916 |
|
| A131 | Notification of reasons for refusal |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A131 Effective date: 20210928 |
|
| A711 | Notification of change in applicant |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A712 Effective date: 20211013 |
|
| A521 | Request for written amendment filed |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A523 Effective date: 20211102 |
|
| TRDD | Decision of grant or rejection written | ||
| A01 | Written decision to grant a patent or to grant a registration (utility model) |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A01 Effective date: 20220315 |
|
| A61 | First payment of annual fees (during grant procedure) |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A61 Effective date: 20220325 |
|
| R150 | Certificate of patent or registration of utility model |
Ref document number: 7049123 Country of ref document: JP Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R150 |