JP7049123B2 - Magnetic resonance imaging device - Google Patents
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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.
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