JPH07163540A - Ramp magnetic field device of mri system - Google Patents
Ramp magnetic field device of mri systemInfo
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- JPH07163540A JPH07163540A JP5313408A JP31340893A JPH07163540A JP H07163540 A JPH07163540 A JP H07163540A JP 5313408 A JP5313408 A JP 5313408A JP 31340893 A JP31340893 A JP 31340893A JP H07163540 A JPH07163540 A JP H07163540A
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- coil
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- coils
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Abstract
Description
【０００１】[0001]
【産業上の利用分野】本発明は、磁気共鳴（ＭＲ：magn
etic resonance ）現象を利用して被検体の断層像等の
形態情報やスペクトロスコピ―等の機能情報を得るＭＲ
Ｉ（磁気共鳴イメ―ジング）システムに装備される傾斜
磁場装置に関する。BACKGROUND OF THE INVENTION The present invention relates to magnetic resonance (MR: magn).
MR that obtains morphological information such as a tomographic image of a subject and functional information such as spectroscopy using the phenomenon
The present invention relates to a gradient magnetic field device equipped in an I (magnetic resonance imaging) system.
【０００２】[0002]
【従来の技術】ＭＲＩシステムに装備される傾斜磁場装
置の従来の一例を図７〜図９を参照して説明する。この
傾斜磁場装置は、アクティブシールド傾斜磁場コイル装
置と称され、渦電流の発生を抑制し、傾斜磁場コイルよ
り内側に形成される傾斜磁場の乱れを低減し得るもので
ある。この種の傾斜磁場装置は、コイルを含むコイル筒
体及び電源等からなる。2. Description of the Related Art An example of a conventional gradient magnetic field device installed in an MRI system will be described with reference to FIGS. This gradient magnetic field device is called an active shield gradient magnetic field coil device and can suppress the generation of eddy currents and reduce the disturbance of the gradient magnetic field formed inside the gradient magnetic field coil. This type of gradient magnetic field device is composed of a coil tube body including a coil, a power supply, and the like.
【０００３】以下、図９を参照して従来の傾斜磁場装置
の一例を説明する。この例の傾斜磁場装置は、傾斜磁場
コイル及びシールドコイルに電源等が接続されたものと
して示されている。図９に示す構成は、Ｘ軸方向の傾斜
磁場を発生する傾斜磁場コイル２０及びそのシールドコ
イル３０及び電源等だけの回路を示している。この構成
と同様に、Ｙ軸及びＺ軸についても同じ回路構成が適用
されていると考えることができる。An example of a conventional gradient magnetic field device will be described below with reference to FIG. The gradient magnetic field device of this example is shown as a gradient magnetic field coil and a shield coil to which a power source and the like are connected. The configuration shown in FIG. 9 shows a circuit including only a gradient magnetic field coil 20 for generating a gradient magnetic field in the X-axis direction, its shield coil 30, and a power supply. Similar to this configuration, it can be considered that the same circuit configuration is applied to the Y axis and the Z axis.
【０００４】図９に示すように、傾斜磁場装置は、Ｘ軸
傾斜磁場コイル２０と、Ｘ軸シールドコイル３０と、パ
ルスシーケンスを実行するシステムコントローラ８０
と、このシステムコントローラ８０により実行されるパ
ルスシーケンスに応じ、傾斜磁場コイル２０及びシール
ドコイル３０に電流を供給する傾斜磁場電源としての傾
斜磁場アンプ（Ｇ−ＡＭＰ）９０と、シールドコイル３
０に並列接続された電流制御手段としてのシャントアン
プ（Ｓ−ＡＭＰ）１００とからなる。As shown in FIG. 9, the gradient magnetic field device includes an X-axis gradient magnetic field coil 20, an X-axis shield coil 30, and a system controller 80 for executing a pulse sequence.
And a gradient magnetic field amplifier (G-AMP) 90 as a gradient magnetic field power source for supplying a current to the gradient magnetic field coil 20 and the shield coil 30 according to the pulse sequence executed by the system controller 80, and the shield coil 3
0 and a shunt amplifier (S-AMP) 100 as current control means connected in parallel.
【０００５】Ｘ軸傾斜磁場コイル２０は、第１ペアＸ軸
傾斜磁場コイル２０Ａ，２０Ｂ及び第２ペアＸ軸傾斜磁
場コイル２０Ｃ，２０Ｄからなり、これらは直列接続さ
れている。Ｘ軸シールドコイル３０は、第１ペアＸ軸シ
ールドコイル３０Ａ，３０Ｂ及び第２ペアＸ軸シールド
コイル３０Ｃ，３０Ｄからなり、これらは直列接続され
ている。また、Ｘ軸傾斜磁場コイル２０とＸ軸シールド
コイル３０とは直列接続され、傾斜磁場アンプ（Ｇ−Ａ
ＭＰ）９０の＋出力（端子）と−出力（端子）とに接続
されている。シャントアンプ（Ｓ−ＡＭＰ）１００は、
傾斜磁場アンプ（Ｇ−ＡＭＰ）９０の出力電流値とシー
ルドコイル３０の検出電流値とに基づき、傾斜磁場コイ
ル２０に流れる電流値とシールドコイル３０に流れる電
流値との比が一定となるように、シールドコイル３０に
制御電流を流す。なお、傾斜磁場コイル２０に供給され
る電流波形とシールドコイル３０に供給される電流波形
とは全く相似であり、補正の方向に応じてシールドコイ
ル３０に流される制御電流は、傾斜磁場アンプ（Ｇ−Ａ
ＭＰ）９０の電流と同方向であったり逆方向であったり
する。The X-axis gradient magnetic field coil 20 comprises a first pair of X-axis gradient magnetic field coils 20A and 20B and a second pair of X-axis gradient magnetic field coils 20C and 20D, which are connected in series. The X-axis shield coil 30 includes a first pair of X-axis shield coils 30A and 30B and a second pair of X-axis shield coils 30C and 30D, which are connected in series. Further, the X-axis gradient magnetic field coil 20 and the X-axis shield coil 30 are connected in series, and the gradient magnetic field amplifier (GA
It is connected to the + output (terminal) and the-output (terminal) of the MP) 90. The shunt amplifier (S-AMP) 100 is
Based on the output current value of the gradient magnetic field amplifier (G-AMP) 90 and the detected current value of the shield coil 30, the ratio between the current value flowing in the gradient magnetic field coil 20 and the current value flowing in the shield coil 30 becomes constant. A control current is passed through the shield coil 30. The waveform of the current supplied to the gradient coil 20 and the waveform of the current supplied to the shield coil 30 are quite similar, and the control current supplied to the shield coil 30 according to the correction direction is the gradient magnetic field amplifier (G -A
It may be in the same direction as the current of MP) 90 or in the opposite direction.
【０００６】このような構成の従来の傾斜磁場装置によ
れば、傾斜磁場コイル２０に電流を流すと、該傾斜磁場
コイル２０より外側に磁場が形成され、この磁場により
静磁場磁石の空洞表面に渦電流が発生する。そして、こ
の渦電流により形成された不要磁場により、傾斜磁場コ
イル２０より内側に形成された傾斜磁場は乱されること
になるが、シールドコイル３０により発生される磁場に
より傾斜磁場コイル２０より外側の磁場を相殺すること
ができ、渦電流の発生を抑制し、乱れの少ない傾斜磁場
を生成できるようになる。According to the conventional gradient magnetic field device having such a structure, when a current is passed through the gradient magnetic field coil 20, a magnetic field is formed outside the gradient magnetic field coil 20, and this magnetic field causes the cavity surface of the static magnetic field magnet to be formed. Eddy current is generated. Then, the unnecessary magnetic field formed by this eddy current disturbs the gradient magnetic field formed inside the gradient magnetic field coil 20, but the magnetic field generated by the shield coil 30 causes the magnetic field generated outside the gradient magnetic field coil 20 to be disturbed. It is possible to cancel the magnetic fields, suppress the generation of eddy currents, and generate a gradient magnetic field with less turbulence.
【０００７】[0007]
【発明が解決しようとする課題】しかし、上述した従来
の傾斜磁場装置にあっては、傾斜磁場コイル及びシール
ドコイルのＸＹＺ軸チャンネル夫々に１台の傾斜磁場ア
ンプ（Ｇ−ＡＭＰ）を設けると共に１台のシャントアン
プ（Ｓ−ＡＭＰ）を設けた構成であるため、コイル筒体
１０の製造誤差の空間的歪みやコイルの振動により、チ
ャンネル夫々に１台のシャントアンプでは、傾斜磁場コ
イル２０より外側の磁場を十分に相殺することができ
ず、０．１〜０．２％の渦電流が残ってしまうことがあ
る。このような０．１〜０．２％の渦電流が残った傾斜
磁場では、特に、フェーズ・コントラスト・アンギオグ
ラフィの撮影等においては画質の劣化を招くことがあっ
た。そこで、本発明の目的は、渦電流を殆ど無くするこ
とが可能なＭＲＩシステムの傾斜磁場装置を提供するこ
とにある。However, in the above-described conventional gradient magnetic field device, one gradient magnetic field amplifier (G-AMP) is provided for each of the XYZ axis channels of the gradient magnetic field coil and the shield coil. Since one shunt amplifier (S-AMP) is provided, the shunt amplifier with one channel for each channel is located outside the gradient coil 20 due to spatial distortion of manufacturing error of the coil cylinder 10 and vibration of the coil. The magnetic field of 1 cannot be sufficiently canceled, and an eddy current of 0.1 to 0.2% may remain. In such a gradient magnetic field in which an eddy current of 0.1 to 0.2% remains, the image quality may be deteriorated particularly in the imaging of phase contrast angiography. Therefore, an object of the present invention is to provide a gradient magnetic field device of an MRI system capable of almost eliminating eddy currents.
【０００８】[0008]
【課題を解決するための手段】上記目的は、次のような
ＭＲＩシステムの傾斜磁場装置により達成される。すな
わち、本発明のＭＲＩシステムの傾斜磁場装置は、傾斜
磁場を発生する傾斜磁場コイルと、この傾斜磁場コイル
に近接配置され且つ前記傾斜磁場コイルに直列接続され
るものでって、前記傾斜磁場コイルより外側に形成され
る磁場を相殺するためのシールド磁場を発生するシール
ドコイルと、前記傾斜磁場コイル及び前記シールドコイ
ルに電流を供給する傾斜磁場電源と、前記シールドコイ
ルに並列接続されるものであって、前記傾斜磁場電源の
出力電流値と前記シールドコイルの検出電流値とに基づ
き、前記傾斜磁場コイルに流れる電流値と前記シールド
コイルに流れる電流値との比が一定となるように、前記
シールドコイルに制御電流を流す電流制御手段と、前記
傾斜磁場電源及び前記電流制御手段のうち少なくとも一
方に設けられるものであって、前記傾斜磁場の歪みを補
正するための補正手段とを具備する。The above object is achieved by the following gradient magnetic field device of an MRI system. That is, the gradient magnetic field device of the MRI system of the present invention comprises a gradient magnetic field coil for generating a gradient magnetic field, a gradient magnetic field coil disposed in proximity to the gradient magnetic field coil, and serially connected to the gradient magnetic field coil. A shield coil for generating a shield magnetic field for canceling a magnetic field formed on the outer side, a gradient magnetic field power supply for supplying a current to the gradient magnetic field coil and the shield coil, and a shield coil connected in parallel to the shield coil. Based on the output current value of the gradient magnetic field power supply and the detected current value of the shield coil, the shield so that the ratio of the current value flowing in the gradient magnetic field coil and the current value flowing in the shield coil becomes constant. A current control means for supplying a control current to the coil, and at least one of the gradient magnetic field power supply and the current control means are provided. Be one, it comprises a correcting means for correcting the distortion of the gradient magnetic field.
【０００９】また、上記目的は、次のようなＭＲＩシス
テムの傾斜磁場装置によっても達成される。すなわち、
本発明のＭＲＩシステムの傾斜磁場装置は、傾斜磁場を
発生する傾斜磁場コイルと、この傾斜磁場コイルに近接
配置され且つ前記傾斜磁場コイルに直列接続され且つ複
数のペアコイルから構成されるものでって、前記傾斜磁
場コイルより外側に形成される磁場を相殺するためのシ
ールド磁場を発生するシールドコイルと、前記傾斜磁場
コイル及び前記シールドコイルに電流を供給する傾斜磁
場電源と、前記複数のペアコイルに並列接続されるもの
であって、前記傾斜磁場電源の出力電流値と前記シール
ドコイルの当該ペアコイルの検出電流値とに基づき、前
記傾斜磁場コイルに流れる電流値と前記シールドコイル
の当該ペアコイルに流れる電流値との比が一定となるよ
うに、前記複数のペアコイルに制御電流を流す電流制御
手段とを具備する。The above object can also be achieved by the following gradient magnetic field device of an MRI system. That is,
The gradient magnetic field device of the MRI system of the present invention comprises a gradient magnetic field coil that generates a gradient magnetic field, and a plurality of pair coils that are arranged in proximity to the gradient magnetic field coil and are connected in series to the gradient magnetic field coil. A shield coil that generates a shield magnetic field for canceling a magnetic field formed outside the gradient magnetic field coil; a gradient magnetic field power supply that supplies a current to the gradient magnetic field coil and the shield coil; Connected, based on the output current value of the gradient magnetic field power supply and the detected current value of the pair coil of the shield coil, the current value flowing in the gradient magnetic field coil and the current value flowing in the pair coil of the shield coil. And a current control means for supplying a control current to the plurality of pair coils so that the ratio of
【００１０】[0010]
【作用】本発明の傾斜磁場装置にあっては、傾斜磁場コ
イル及びシールドコイルのＸＹＺ軸チャンネル夫々に１
台の傾斜磁場アンプ（Ｇ−ＡＭＰ）及び１台のシャント
アンプ（Ｓ−ＡＭＰ）を設けた上に、傾斜磁場の歪みを
補正するための補正手段を設けているので、多ポイント
における磁場補正が実現され、これによりコイル筒体の
製造誤差の空間的歪みやコイルの振動により生じる０．
１〜０．２％の渦電流を消去することができ、フェーズ
・コントラスト・アンギオグラフィの撮影等において高
画質の画像を提示することができる。In the gradient magnetic field device of the present invention, one is provided for each of the XYZ axis channels of the gradient magnetic field coil and the shield coil.
Since a gradient magnetic field amplifier (G-AMP) and a single shunt amplifier (S-AMP) are provided, and correction means for correcting the distortion of the gradient magnetic field is provided, magnetic field correction at multiple points is possible. This is realized, and as a result, the spatial distortion due to the manufacturing error of the coil cylinder and the coil distortion caused by the coil vibration.
An eddy current of 1 to 0.2% can be eliminated, and a high-quality image can be presented in phase / contrast / angiography photography and the like.
【００１１】また、本発明の傾斜磁場装置にあっては、
傾斜磁場コイル及びシールドコイルのＸＹＺ軸チャンネ
ル夫々に１台の傾斜磁場アンプ（Ｇ−ＡＭＰ）が設けら
れ、また各チャンネルのペアコイル夫々にシャントアン
プ（Ｓ−ＡＭＰ）を設けているので、多ポイントにおけ
る磁場補正が実現され、これによりコイル筒体の製造誤
差の空間的歪みやコイルの振動により生じる０．１〜
０．２％の渦電流を消去することができ、フェーズ・コ
ントラスト・アンギオグラフィの撮影等において高画質
の画像を提示することができる。In the gradient magnetic field device of the present invention,
Since one gradient magnetic field amplifier (G-AMP) is provided for each of the XYZ axis channels of the gradient magnetic field coil and the shield coil, and a shunt amplifier (S-AMP) is provided for each pair coil of each channel, it is possible to use multiple points. The magnetic field correction is realized, and as a result, the spatial distortion of the manufacturing error of the coil cylinder and the vibration of the coil cause 0.1 to 0.1.
An eddy current of 0.2% can be eliminated, and a high-quality image can be presented in phase / contrast / angiography photography.
【００１２】[0012]
【実施例】以下本発明にかかるＭＲＩシステムの傾斜磁
場装置の一実施例を図面を参照して説明する。図１は本
発明の傾斜磁場装置におけるコイル筒体の全体構成を示
す概略斜視図であり、図２は同じくコイル筒体の断面図
であり、図３は傾斜磁場コイル及びシールドコイルに電
源等が接続された構成を示す回路図である。図３に示す
構成は、Ｘ軸についての傾斜磁場コイル２０及びシール
ドコイル３０及び電源等だけの回路を示しているが、同
様に、Ｙ軸及びＺ軸についても同じ回路構成が適用され
得る。DETAILED DESCRIPTION OF THE PREFERRED EMBODIMENTS An embodiment of a gradient magnetic field device of an MRI system according to the present invention will be described below with reference to the drawings. FIG. 1 is a schematic perspective view showing an overall configuration of a coil cylinder in a gradient magnetic field device of the present invention, FIG. 2 is a sectional view of the same coil cylinder, and FIG. It is a circuit diagram which shows the structure connected. The configuration shown in FIG. 3 shows only the gradient magnetic field coil 20 and the shield coil 30 for the X axis, the power supply, and the like, but similarly, the same circuit configuration can be applied to the Y axis and the Z axis.
【００１３】図１及び図２に示すように、コイル筒体１
０は、傾斜磁場コイル２０，４０，６０と、シールドコ
イル３０，５０，７０とを含む。これら傾斜磁場コイル
２０，４０，６０と、シールドコイル３０，５０，７０
とは、樹脂等の注形材により含浸等により一体に形成さ
れている。なお、シールドコイル３０，５０，７０夫々
は、傾斜磁場コイル２０，４０，６０夫々の外周側であ
り且つコイル筒体１０の中心側に配置されている。As shown in FIGS. 1 and 2, the coil cylinder 1
0 includes gradient magnetic field coils 20, 40, 60 and shield coils 30, 50, 70. These gradient magnetic field coils 20, 40, 60 and shield coils 30, 50, 70
And are integrally formed by impregnation with a casting material such as resin. The shield coils 30, 50, 70 are arranged on the outer peripheral side of the gradient magnetic field coils 20, 40, 60, respectively, and on the center side of the coil cylinder 10.
【００１４】ここで、傾斜磁場コイル２０，４０，６０
は、Ｘ軸傾斜磁場コイル２０、Ｙ軸傾斜磁場コイル４０
及びＺ軸傾斜磁場コイル６０からなる。Ｘ軸傾斜磁場コ
イル２０とＹ軸傾斜磁場コイル４０とは、コイル筒体１
０において直交して配置される。Here, the gradient magnetic field coils 20, 40, 60
Is an X-axis gradient magnetic field coil 20 and a Y-axis gradient magnetic field coil 40.
And a Z-axis gradient magnetic field coil 60. The X-axis gradient magnetic field coil 20 and the Y-axis gradient magnetic field coil 40 are the coil cylinder 1
They are arranged orthogonally at 0.
【００１５】Ｘ軸傾斜磁場コイル２０は、コイル筒体１
０の軸方向一開口部側に配置される第１ペアＸ軸傾斜磁
場コイル２０Ａ，２０Ｂ及びコイル筒体１０の他開口部
側に配置される第２ペアＸ軸傾斜磁場コイル２０Ｃ，２
０Ｄからなる。第１ペアＸ軸傾斜磁場コイル２０Ａ，２
０Ｂ及び第２ペアＸ軸傾斜磁場コイル２０Ｃ，２０Ｄ
は、それぞれサドルコイルを構成する。The X-axis gradient magnetic field coil 20 is a coil cylinder 1.
The first pair of X-axis gradient magnetic field coils 20A, 20B arranged on the one opening side in the axial direction of 0 and the second pair of X-axis gradient magnetic field coils 20C, 2 arranged on the other opening side of the coil cylinder 10.
It consists of 0D. First pair X-axis gradient magnetic field coils 20A, 2
0B and a second pair of X-axis gradient magnetic field coils 20C and 20D
Respectively constitute saddle coils.
【００１６】Ｙ軸傾斜磁場コイル４０は、コイル筒体１
０の軸方向一開口部側に配置される第１ペアＹ軸傾斜磁
場コイル４０Ａ，４０Ｂ（図示無し）及びコイル筒体１
０の他開口部側に配置される第２ペアＹ軸傾斜磁場コイ
ル４０Ｃ，４０Ｄ（図示無し）からなる。第１ペアＹ軸
傾斜磁場コイル４０Ａ，４０Ｂ及び第２ペアＹ軸傾斜磁
場コイル４０Ｃ，４０Ｄは、それぞれサドルコイルを構
成する。The Y-axis gradient magnetic field coil 40 is a coil cylinder 1
First pair of Y-axis gradient magnetic field coils 40A and 40B (not shown) and the coil tube body 1 arranged on the side of one opening in the axial direction of 0.
The second pair of Y-axis gradient magnetic field coils 40C and 40D (not shown) arranged on the other opening side of 0. The first pair Y-axis gradient magnetic field coils 40A and 40B and the second pair Y-axis gradient magnetic field coils 40C and 40D form saddle coils, respectively.
【００１７】Ｚ軸傾斜磁場コイル６０は、コイル筒体１
０の軸方向一開口部側に配置される第１Ｚ軸傾斜磁場６
０Ａ及びコイル筒体１０の他開口部側に配置される第２
Ｚ軸傾斜磁場コイル６０Ｂからなる。The Z-axis gradient magnetic field coil 60 is a coil cylinder body 1.
The first Z-axis gradient magnetic field 6 arranged on the side of one opening in the axial direction of 0.
0A and the second one arranged on the other opening side of the coil tube body 10
It is composed of a Z-axis gradient magnetic field coil 60B.
【００１８】またシールドコイル３０，５０，７０は、
Ｘ軸シールドコイル３０、Ｙ軸シールドコイル５０及び
Ｚ軸シールドコイル７０からなる。Ｘ軸シールドコイル
３０とＹ軸シールドコイル５０とはコイル筒体１０にお
いて直交して配置される。The shield coils 30, 50 and 70 are
It is composed of an X-axis shield coil 30, a Y-axis shield coil 50 and a Z-axis shield coil 70. The X-axis shield coil 30 and the Y-axis shield coil 50 are arranged orthogonal to each other in the coil cylinder 10.
【００１９】ここで、Ｘ軸シールドコイル３０は、コイ
ル筒体１０の軸方向一開口部側に配置される第１ペアＸ
軸シールドコイル３０Ａ，３０Ｂ及びコイル筒体１０の
他開口部側に配置される第２ペアＸ軸シールドコイル３
０Ｃ，３０Ｄからなる。第１ペアＸ軸シールドコイル３
０Ａ，３０Ｂ及び第２ペアＸ軸シールドコイル３０Ｃ，
３０Ｄは、それぞれサドルコイルを構成する。Here, the X-axis shield coil 30 is a first pair X arranged on the side of one axial opening of the coil cylinder 10.
Second pair X-axis shield coil 3 arranged on the other opening side of the shaft shield coils 30A and 30B and the coil cylinder 10.
It consists of 0C and 30D. First pair X-axis shield coil 3
0A, 30B and the second pair X-axis shield coil 30C,
30D each constitutes a saddle coil.
【００２０】Ｙ軸シールドコイル５０は、コイル筒体１
０の軸方向一開口部側に配置される第１ペアＹ軸シール
ドコイル５０Ａ，５０Ｂ（図示無し）及びコイル筒体１
０の他開口部側に配置される第２ペアＹ軸シールドコイ
ル５０Ｃ，５０Ｄ（図示無し）からなる。第１ペアＹ軸
シールドコイル５０Ａ，５０Ｂ及び第２ペアＹ軸シール
ドコイル５０Ｃ，５０Ｄは、それぞれサドルコイルを構
成する。The Y-axis shield coil 50 is a coil cylinder body 1.
First pair of Y-axis shield coils 50A and 50B (not shown) and the coil cylinder 1 arranged on the side of the first opening in the axial direction of 0.
The second pair of Y-axis shield coils 50C and 50D (not shown) arranged on the side of the other opening of 0. The first pair Y-axis shield coils 50A and 50B and the second pair Y-axis shield coils 50C and 50D form saddle coils, respectively.
【００２１】Ｚ軸シールドコイル７０は、コイル筒体１
０の軸方向一開口部側に配置される第１Ｚ軸シールド７
０Ａ及びコイル筒体１０の他開口部側に配置される第２
Ｚ軸シールドコイル７０Ｂからなる。The Z-axis shield coil 70 is a coil tube body 1.
The first Z-axis shield 7 arranged on the side of one opening in the axial direction of 0.
0A and the second one arranged on the other opening side of the coil tube body 10
It is composed of a Z-axis shield coil 70B.
【００２２】一方、図３に示すように、傾斜磁場装置
は、Ｘ軸傾斜磁場コイル２０と、Ｘ軸シールドコイル３
０と、磁気共鳴励起及びデータ収集のための傾斜磁場パ
ルス及び高周波磁場パルスをシーケンシャルにて発生す
るためのパルスシーケンスを実行するシステムコントロ
ーラ８０と、このシステムコントローラ８０により実行
されるパルスシーケンスに応じ、所定の傾斜磁場パルス
を発生させるため、傾斜磁場コイル２０及びシールドコ
イル３０に電流を供給する傾斜磁場電源としての傾斜磁
場アンプ（Ｇ−ＡＭＰ）９０と、シールドコイル３０に
並列接続されたシャントアンプ（Ｓ−ＡＭＰ）１００
と、システムコントローラ８０と傾斜磁場アンプ（Ｇ−
ＡＭＰ）９０との間に介挿され、傾斜磁場の歪みを補正
するための補正部１１０とからなる。On the other hand, as shown in FIG. 3, the gradient magnetic field device includes an X-axis gradient magnetic field coil 20 and an X-axis shield coil 3.
0, a system controller 80 that executes a pulse sequence for sequentially generating a gradient magnetic field pulse and a radio frequency magnetic field pulse for magnetic resonance excitation and data acquisition, and a pulse sequence executed by the system controller 80, A gradient magnetic field amplifier (G-AMP) 90 as a gradient magnetic field power source for supplying a current to the gradient magnetic field coil 20 and the shield coil 30 in order to generate a predetermined gradient magnetic field pulse, and a shunt amplifier connected in parallel to the shield coil 30 ( S-AMP) 100
, System controller 80 and gradient magnetic field amplifier (G-
AMP) 90 and a correction unit 110 for correcting the distortion of the gradient magnetic field.
【００２３】ここで、Ｘ軸傾斜磁場コイル２０は、第１
ペアＸ軸傾斜磁場コイル２０Ａ，２０Ｂ及び第２ペアＸ
軸傾斜磁場コイル２０Ｃ，２０Ｄからなり、これらは直
列接続されている。Ｘ軸シールドコイル３０は、第１ペ
アＸ軸シールドコイル３０Ａ，３０Ｂ及び第２ペアＸ軸
シールドコイル３０Ｃ，３０Ｄからなり、これらは直列
接続されている。また、Ｘ軸傾斜磁場コイル２０とＸ軸
シールドコイル３０とは直列接続され、傾斜磁場アンプ
（Ｇ−ＡＭＰ）９０の＋出力（端子）と−出力（端子）
とに接続されている。Here, the X-axis gradient magnetic field coil 20 has a first
Pair X-axis gradient magnetic field coils 20A, 20B and second pair X
It is composed of axial gradient magnetic field coils 20C and 20D, which are connected in series. The X-axis shield coil 30 includes a first pair of X-axis shield coils 30A and 30B and a second pair of X-axis shield coils 30C and 30D, which are connected in series. Further, the X-axis gradient magnetic field coil 20 and the X-axis shield coil 30 are connected in series, and the + output (terminal) and the − output (terminal) of the gradient magnetic field amplifier (G-AMP) 90.
Connected to.
【００２４】電流制御手段としてのシャントアンプ（Ｓ
−ＡＭＰ）１００は、システムコントローラ８０及び補
正部１１０の出力電流指令値ｉgx´とシールドコイル３
０の検出電流値とに基づき、傾斜磁場コイル２０に流れ
る電流値ＩGXとシールドコイル３０に流れる電流値との
比が一定となるように、シールドコイル３０に制御電流
ＩCXを流す。この場合、システムコントローラ８０及び
補正部１１０の出力電流指令値ｉgx´は、システムコン
トローラ８０の指令値ｉgxに、補正部１１０による補正
成分を加えたものである。また、従来例と同様に、とシ
ールドコイル３０に供給される電流波形は、傾斜磁場コ
イル２０に供給される電流波形と全く相似である。そし
て、補正の方向に応じてシールドコイル３０に流される
制御電流ＩCXは、傾斜磁場アンプ（Ｇ−ＡＭＰ）９０の
電流ＩGXと同方向であったり逆方向であったりする。A shunt amplifier (S
-AMP) 100 is the output current command value igx 'of the system controller 80 and the correction unit 110 and the shield coil 3
Based on the detected current value of 0, the control current I CX is passed through the shield coil 30 so that the ratio of the current value I GX flowing through the gradient magnetic field coil 20 and the current value flowing through the shield coil 30 becomes constant. In this case, the output current command value i gx ′ of the system controller 80 and the correction unit 110 is obtained by adding the correction component of the correction unit 110 to the command value i gx of the system controller 80. Further, as in the conventional example, the current waveform supplied to the shield coil 30 is quite similar to the current waveform supplied to the gradient magnetic field coil 20. Then, the control current I CX passed through the shield coil 30 depending on the correction direction may be in the same direction as or opposite to the current I GX of the gradient magnetic field amplifier (G-AMP) 90.
【００２５】ここで、システムコントローラ８０の指令
値ｉgxに加えられる補正成分を生成する補正部１１０の
詳細を図４により説明する。すなわち、補正部１１０
は、第１群の極性切換器１１０Ａ-1，１１０Ｂ-1，１１
０Ｃ-1と、第２群の極性切換器１１０Ｄ-1，１１０Ｅ-
1，１１０Ｆ-1と、第１群のゲイン制御器１１０Ａ-2，
１１０Ｂ-2，１１０Ｃ-2と、第２群のゲイン制御器１１
０Ｄ-2，１１０Ｅ-2，１１０Ｆ-2と、微分時定数発生器
１１０Ａ-3，１１０Ｂ-3，１１０Ｃ-3と、発振時定数発
生器１１０Ｄ-3，１１０Ｅ-3，１１０Ｆ-3と、接続線１
１０Ｇと、加算器１１０Ｈとからなる。Details of the correction unit 110 for generating a correction component to be added to the command value i gx of the system controller 80 will be described with reference to FIG. That is, the correction unit 110
Is the first group of polarity switchers 110A-1, 110B-1, 11
0C-1 and the second group of polarity selectors 110D-1, 110E-
1, 110F-1, and the first group of gain controllers 110A-2,
110B-2, 110C-2 and the second group gain controller 11
0D-2, 110E-2, 110F-2, differential time constant generators 110A-3, 110B-3, 110C-3, and oscillation time constant generators 110D-3, 110E-3, 110F-3 Line 1
It is composed of 10G and an adder 110H.
【００２６】そして、極性切換器１１０Ａ-1と、ゲイン
制御器１１０Ａ-2と、微分時定数発生器１１０Ａ-3とに
より第１微分成分発生部を構成している。極性切換器１
１０Ｂ-1と、ゲイン制御器１１０Ｂ-2と、微分時定数発
生器１１０Ｂ-3とにより第２微分成分発生部を構成して
いる。極性切換器１１０Ｃ-1と、ゲイン制御器１１０Ｃ
-2と、微分時定数発生器１１０Ｃ-3とにより第３微分成
分発生部を構成している。この各微分成分発生部は、補
正の方向に応じて傾斜磁場アンプ（Ｇ−ＡＭＰ）９０の
電流ＩGXと同方向又は逆方向の微分成分を、所望のゲイ
ンにて生成する。この場合、各微分成分発生部における
微分時定数及びゲインは適宜選定し得、また微分成分発
生部を３系統にて構成していることにより、多様且つ高
精度の微分成分を作り出すことができる。上記の例で
は、微分成分発生部を３段（次）にて構成しているが、
同様の微分成分発生部を１次、２次、４次以上に設ける
ことができる。The polarity switch 110A-1, the gain controller 110A-2, and the differential time constant generator 110A-3 form a first differential component generator. Polarity switch 1
10B-1, the gain controller 110B-2, and the differential time constant generator 110B-3 constitute a second differential component generating section. Polarity switch 110C-1 and gain controller 110C
-2 and the differential time constant generator 110C-3 constitute a third differential component generating section. Each differential component generation unit generates a differential component in the same direction or in the opposite direction as the current I GX of the gradient magnetic field amplifier (G-AMP) 90 according to the correction direction with a desired gain. In this case, the differential time constant and gain in each differential component generating section can be appropriately selected, and since the differential component generating section is composed of three systems, various and highly accurate differential components can be created. In the above example, the differential component generating section is composed of three stages (next),
Similar differential component generation units can be provided for the first, second, fourth, and higher order.
【００２７】また、極性切換器１１０Ｄ-1と、ゲイン制
御器１１０Ｄ-2と、発振時定数発生器１１０Ｄ-3とによ
り第１発振成分発生部を構成している。極性切換器１１
０Ｅ-1と、ゲイン制御器１１０Ｅ-2と、発振時定数発生
器１１０Ｅ-3とにより第２発振成分発生部を構成してい
る。極性切換器１１０Ｆ-1と、ゲイン制御器１１０Ｆ-2
と、発振時定数発生器１１０Ｆ-3とにより第３発振成分
発生部を構成している。各発振成分発生部は、補正の方
向に応じて傾斜磁場アンプ（Ｇ−ＡＭＰ）９０の電流Ｉ
GXと同方向又は逆方向の発振成分を、所望のゲインにて
生成する。The polarity switching unit 110D-1, the gain controller 110D-2, and the oscillation time constant generator 110D-3 form a first oscillation component generating section. Polarity switch 11
0E-1, the gain controller 110E-2, and the oscillation time constant generator 110E-3 form a second oscillation component generator. Polarity switch 110F-1 and gain controller 110F-2
And the oscillation time constant generator 110F-3 constitute a third oscillation component generator. Each oscillation component generator generates a current I of the gradient magnetic field amplifier (G-AMP) 90 according to the correction direction.
An oscillating component in the same or opposite direction to GX is generated with a desired gain.
【００２８】この場合、各発振成分発生部における発振
時定数及びゲインは適宜選定し得、また発振成分発生部
を３系統にて構成していることにより、多様且つ高精度
の発振成分を作り出すことができる。上記の例では、発
振成分発生部を３段（次）にて構成しているが、同様の
発振成分発生部を１次、２次、４次以上に設けることが
できる。In this case, the oscillation time constant and gain in each oscillation component generator can be appropriately selected, and the oscillation component generator is composed of three systems to produce various and highly accurate oscillation components. You can In the above example, the oscillating component generators are configured in three stages (next), but similar oscillating component generators can be provided in the primary, secondary, quaternary or higher order.
【００２９】さらに、加算器１１０Ｈは、各微分成分発
生部、各発振成分発生部及び接続線１１０Ｇを介して得
られる微分成分、発振成分及びシステムコントローラ８
０の指令値ｉgxを加算して、傾斜磁場アンプ（Ｇ−ＡＭ
Ｐ）９０が出力する電流ＩGXに相当する出力電流指令値
ｉgx´を生成する。Further, the adder 110H has a differential component, an oscillating component and the system controller 8 obtained through the differential component generating units, the oscillating component generating units and the connecting line 110G.
The command value i gx of 0 is added to the gradient magnetic field amplifier (G-AM
P) Generate an output current command value i gx ′ corresponding to the current I GX output by 90.
【００３０】これら補正信号作成・演算処理は、アナロ
グ処理又はディジタル処理のいずれにて行うことが可能
である。また、この補正信号作成・演算処理をディジタ
ル処理により実現する場合は、最終的な入力に対する出
力信号を応答関数化し、ディジタルフィルタによる処理
とすることも可能である。さらに、或る入力に対する出
力波形をメモリーに取込んでおき、入力が入る毎にメモ
リーから信号を出力することでも補正信号作成・演算処
理は達成される。The correction signal creation / arithmetic processing can be performed by either analog processing or digital processing. Further, when the correction signal creation / arithmetic processing is realized by digital processing, the output signal for the final input may be converted into a response function and processed by a digital filter. Further, the correction signal generation / arithmetic processing can also be achieved by storing the output waveform for a certain input in the memory and outputting the signal from the memory each time the input is input.
【００３１】以上のように構成された本実施例によれば
次のように作用する。すなわち、本実施例の傾斜磁場装
置にあっては、傾斜磁場コイル２０（４０，６０）及び
シールドコイル３０（５０，７０）のＸＹＺ軸チャンネ
ル夫々に１台の傾斜磁場アンプ（Ｇ−ＡＭＰ）９０及び
１台のシャントアンプ（Ｓ−ＡＭＰ）１００を設けた上
に、傾斜磁場の歪みを補正するための補正部１１０を、
傾斜磁場アンプ（Ｇ−ＡＭＰ）９０の前段に設け、また
シャントアンプ（Ｓ−ＡＭＰ）１００には補正部１１０
の出力である指令値を与えているので、多ポイントにお
ける磁場補正が実現され、これによりコイル筒体１０の
製造誤差の空間的歪みやコイルの振動により生じる０．
１〜０．２％の渦電流を消去することができ、フェーズ
・コントラスト・アンギオグラフィの撮影等において高
画質の画像を提示することができる。According to the present embodiment configured as described above, it operates as follows. That is, in the gradient magnetic field device of this embodiment, one gradient magnetic field amplifier (G-AMP) 90 is provided for each of the XYZ axis channels of the gradient magnetic field coil 20 (40, 60) and the shield coil 30 (50, 70). And a single shunt amplifier (S-AMP) 100, and a correction unit 110 for correcting the distortion of the gradient magnetic field,
The correction unit 110 is provided in the preceding stage of the gradient magnetic field amplifier (G-AMP) 90, and the shunt amplifier (S-AMP) 100 has a correction unit 110.
Since the command value which is the output of the coil is given, the magnetic field correction at a multipoint is realized, and as a result, the spatial distortion of the manufacturing error of the coil cylinder 10 and the vibration of the coil caused by the coil vibration.
An eddy current of 1 to 0.2% can be eliminated, and a high-quality image can be presented in phase / contrast / angiography photography and the like.
【００３２】次に図５を参照して本発明の傾斜磁場装置
の第２実施例を図面を参照して説明する。図５において
は、図１〜図４に示した要素と同一部分には同一符号を
付してその説明は省略する。すなわち、本実施例の傾斜
磁場装置にあっては、傾斜磁場コイル２０（４０，６
０）及びシールドコイル３０（５０，７０）のＸＹＺ軸
チャンネル夫々に１台の傾斜磁場アンプ（Ｇ−ＡＭＰ）
９０及び１台のシャントアンプ（Ｓ−ＡＭＰ）１００を
設けた上に、傾斜磁場の歪みを補正するための補正部１
１０を、傾斜磁場アンプ（Ｇ−ＡＭＰ）９０の前段に設
け、またシャントアンプ（Ｓ−ＡＭＰ）１００にはシス
テムコントローラ８０の出力である指令値を与えている
ので、多ポイントにおける磁場補正が実現され、これに
よりコイル筒体１０の製造誤差の空間的歪みやコイルの
振動により生じる０．１〜０．２％の渦電流を消去する
ことができ、フェーズ・コントラスト・アンギオグラフ
ィの撮影等において高画質の画像を提示することができ
る。Next, referring to FIG. 5, a second embodiment of the gradient magnetic field device of the present invention will be described with reference to the drawings. 5, the same parts as those shown in FIGS. 1 to 4 are designated by the same reference numerals, and the description thereof will be omitted. That is, in the gradient magnetic field device of the present embodiment, the gradient magnetic field coil 20 (40, 6)
0) and one shielded magnetic field amplifier (G-AMP) for each of the XYZ axis channels of the shield coil 30 (50, 70).
90 and one shunt amplifier (S-AMP) 100, and a correction unit 1 for correcting the distortion of the gradient magnetic field.
10 is provided in front of the gradient magnetic field amplifier (G-AMP) 90, and the shunt amplifier (S-AMP) 100 is given a command value which is the output of the system controller 80, so that magnetic field correction at multiple points is realized. As a result, the eddy current of 0.1 to 0.2% caused by the spatial distortion due to the manufacturing error of the coil cylinder 10 and the vibration of the coil can be eliminated, which is high in the imaging of the phase contrast angiography and the like. A high quality image can be presented.
【００３３】次に図６を参照して本発明の傾斜磁場装置
の第３実施例を図面を参照して説明する。図６において
は、図１〜図４に示した要素と同一部分には同一符号を
付してその説明は省略する。すなわち、本実施例の傾斜
磁場装置にあっては、傾斜磁場コイル２０（４０，６
０）及びシールドコイル３０（５０，７０）のＸＹＺ軸
チャンネル夫々に１台の傾斜磁場アンプ（Ｇ−ＡＭＰ）
９０及び１台のシャントアンプ（Ｓ−ＡＭＰ）１００を
設けた上に、傾斜磁場の歪みを補正するための補正部１
１０を、シャントアンプ（Ｓ−ＡＭＰ）１００の前段に
設け、またシャントアンプ（Ｓ−ＡＭＰ）１００にはシ
ステムコントローラ８０の出力である指令値を与えてい
るので、多ポイントにおける磁場補正が実現され、これ
によりコイル筒体１０の製造誤差の空間的歪みやコイル
の振動により生じる０．１〜０．２％の渦電流を消去す
ることができ、フェーズ・コントラスト・アンギオグラ
フィの撮影等において高画質の画像を提示することがで
きる。Next, with reference to FIG. 6, a third embodiment of the gradient magnetic field device of the present invention will be described with reference to the drawings. 6, the same elements as those shown in FIGS. 1 to 4 are designated by the same reference numerals, and the description thereof will be omitted. That is, in the gradient magnetic field device of the present embodiment, the gradient magnetic field coil 20 (40, 6)
0) and one shielded magnetic field amplifier (G-AMP) for each of the XYZ axis channels of the shield coil 30 (50, 70).
90 and one shunt amplifier (S-AMP) 100, and a correction unit 1 for correcting the distortion of the gradient magnetic field.
10 is provided in the preceding stage of the shunt amplifier (S-AMP) 100, and the shunt amplifier (S-AMP) 100 is given a command value which is the output of the system controller 80, so that magnetic field correction at multiple points is realized. As a result, it is possible to eliminate the eddy current of 0.1 to 0.2% caused by the spatial distortion due to the manufacturing error of the coil tube body 10 and the vibration of the coil, and it is possible to obtain the high image quality in the imaging such as the phase contrast angiography. The image of can be presented.
【００３４】次に図７を参照して本発明の傾斜磁場装置
の第４実施例を図面を参照して説明する。図７において
は、図１〜図４に示した要素と同一部分には同一符号を
付してその説明は省略する。すなわち、本実施例の傾斜
磁場装置にあっては、第１，２，３実施例における補正
部１１０は用いない。これに代えて、シャント部を多段
（２段）とすることにより、多ポイントにおける磁場補
正を実現するようにしている。第１ペアＸ軸シールドコ
イル３０Ａ，３０Ｂに対し第１シャントアンプ（Ｓ−Ａ
ＭＰ）１００-1を設け、第２ペアＸ軸シールドコイル３
０Ｃ，３０Ｄに対し第２シャントアンプ（Ｓ−ＡＭＰ）
１００-2を設けている。これら第１，第２シャントアン
プ（Ｓ−ＡＭＰ）１００-1，１００-2には、システムコ
ントローラ８０の出力である指令値が与えられている。Next, a fourth embodiment of the gradient magnetic field device of the present invention will be described with reference to FIG. 7 and with reference to the drawings. In FIG. 7, the same parts as those shown in FIGS. 1 to 4 are designated by the same reference numerals, and the description thereof will be omitted. That is, in the gradient magnetic field device of this embodiment, the correction unit 110 in the first, second, and third embodiments is not used. Instead of this, the shunt portion has multiple stages (two stages) to realize magnetic field correction at multiple points. For the first pair of X-axis shield coils 30A and 30B, the first shunt amplifier (SA)
MP) 100-1 is provided, and the second pair X-axis shield coil 3
Second shunt amplifier (S-AMP) for 0C and 30D
100-2 is provided. A command value, which is the output of the system controller 80, is given to the first and second shunt amplifiers (S-AMP) 100-1 and 100-2.
【００３５】次に図８を参照して本発明の傾斜磁場装置
の第５実施例を図面を参照して説明する。図８において
は、図７に示した要素と同一部分には同一符号を付して
その説明は省略する。本実施例の傾斜磁場装置にあって
は、第４実施例と同様にシャント部を多段（２段）と
し、さらに補正部１１０を設けている。これにより、一
層の多ポイントにおける磁場補正を実現するようにして
いる。すなわち、第１ペアＸ軸シールドコイル３０Ａ，
３０Ｂに設けた第１シャントアンプ（Ｓ−ＡＭＰ）１０
０-1と、第２ペアＸ軸シールドコイル３０Ｃ，３０Ｄに
設けた第２シャントアンプ（Ｓ−ＡＭＰ）１００-2とに
は、それぞれ第１，第２補正部１１０-1，１１０-2を設
けている。第１，第２シャントアンプ（Ｓ−ＡＭＰ）１
００-1，１００-2には、システムコントローラ８０の出
力である指令値が、第１，第２補正部１１０-1，１１０
-2を介して与えられている。本発明は上記実施例に限定
されるものではなく、本発明の要旨を逸脱しない範囲で
種々変形して実施できるものである。Next, with reference to FIG. 8, a fifth embodiment of the gradient magnetic field device of the present invention will be described with reference to the drawings. 8, the same parts as those shown in FIG. 7 are designated by the same reference numerals, and the description thereof will be omitted. In the gradient magnetic field device according to the present embodiment, the shunt portion has multiple stages (two stages) as in the fourth embodiment, and the correction unit 110 is further provided. By doing so, the magnetic field correction at more multiple points is realized. That is, the first pair X-axis shield coil 30A,
First shunt amplifier (S-AMP) 10 provided in 30B
0-1 and the second shunt amplifier (S-AMP) 100-2 provided in the second pair of X-axis shield coils 30C and 30D respectively have the first and second correction units 110-1 and 110-2. It is provided. First and second shunt amplifier (S-AMP) 1
The command values output from the system controller 80 are displayed in the first and second correction units 110-1 and 110-1 to 00-1 and 100-2.
-Given through 2. The present invention is not limited to the above-described embodiments, but can be implemented with various modifications without departing from the scope of the present invention.
【００３６】[0036]
【発明の効果】以上のように本発明によれば、渦電流を
殆ど無くすることが可能なＭＲＩシステムの傾斜磁場装
置を提供できるものである。As described above, according to the present invention, it is possible to provide a gradient magnetic field device of an MRI system capable of almost eliminating eddy currents.
【図１】本発明の傾斜磁場装置におけるコイル筒体の一
例の概略斜視図。FIG. 1 is a schematic perspective view of an example of a coil cylinder in a gradient magnetic field device of the present invention.
【図２】本発明の傾斜磁場装置におけるコイル筒体の一
例の構成を示す断面図。FIG. 2 is a cross-sectional view showing the configuration of an example of a coil cylinder in the gradient magnetic field device of the present invention.
【図３】本発明の第１実施例の傾斜磁場装置の回路図。FIG. 3 is a circuit diagram of the gradient magnetic field device according to the first embodiment of the present invention.
【図４】図３における補正部の詳細回路図。FIG. 4 is a detailed circuit diagram of a correction unit in FIG.
【図５】本発明の第２実施例の傾斜磁場装置の回路図。FIG. 5 is a circuit diagram of a gradient magnetic field device according to a second embodiment of the present invention.
【図６】本発明の第３実施例の傾斜磁場装置の回路図。FIG. 6 is a circuit diagram of a gradient magnetic field device according to a third embodiment of the present invention.
【図７】本発明の第４実施例の傾斜磁場装置の回路図。FIG. 7 is a circuit diagram of a gradient magnetic field device according to a fourth embodiment of the present invention.
【図８】本発明の第５実施例の傾斜磁場装置の回路図。FIG. 8 is a circuit diagram of a gradient magnetic field device according to a fifth embodiment of the present invention.
【図９】従来の傾斜磁場装置の一例を示す回路図。FIG. 9 is a circuit diagram showing an example of a conventional gradient magnetic field device.
１０…コイル筒体、２０…傾斜磁場コイル、２０Ａ，２
０Ｂ…第１ペアＸ軸傾斜磁場コイル、２０Ｃ，２０Ｄ…
第２ペアＸ軸傾斜磁場コイル、３０…シールドコイル、
３０Ａ，３０Ｂ…第１ペアＸ軸シールドコイル、３０
Ｃ，３Ｄ…第２ペアＸ軸シールドコイル、８０…システ
ムコントローラ、９０…傾斜磁場アンプ、１００…シャ
ントアンプ、１１０…補正部、１１０Ａ-1，１１０Ｂ-
1，１１０Ｃ-1，１１０Ｄ-1，１１０Ｅ-1，１１０Ｆ-1
…極性切換器、１１０Ａ-2，１１０Ｂ-2，１１０Ｃ-2，
１１０Ｄ-2，１１０Ｅ-2，１１０Ｆ-2…ゲイン制御器、
１１０Ａ-3，１１０Ｂ-3，１１０Ｃ-3…微分時定数発生
器、１１０Ｄ-3，１１０Ｅ-3，１１０Ｆ-3…発振時定数
発生器、接続線…１１０Ｇ、加算器…１１０Ｈ。10 ... Cylinder cylinder, 20 ... Gradient magnetic field coil, 20A, 2
0B ... 1st pair X-axis gradient coil, 20C, 20D ...
Second pair X-axis gradient magnetic field coil, 30 ... Shield coil,
30A, 30B ... 1st pair X-axis shield coil, 30
C, 3D ... Second pair X-axis shield coil, 80 ... System controller, 90 ... Gradient magnetic field amplifier, 100 ... Shunt amplifier, 110 ... Correction unit, 110A-1, 110B-
1, 110C-1, 110D-1, 110E-1, 110F-1
... Polarity changer, 110A-2, 110B-2, 110C-2,
110D-2, 110E-2, 110F-2 ... Gain controller,
110A-3, 110B-3, 110C-3 ... Differential time constant generator, 110D-3, 110E-3, 110F-3 ... Oscillation time constant generator, connection line ... 110G, adder ... 110H.
Claims (2)
イルに直列接続されるものでって、前記傾斜磁場コイル
より外側に形成される磁場を相殺するためのシールド磁
場を発生するシールドコイルと、 前記傾斜磁場コイル及び前記シールドコイルに電流を供
給する傾斜磁場電源と、 前記シールドコイルに並列接続されるものであって、前
記傾斜磁場電源の出力電流値と前記シールドコイルの検
出電流値とに基づき、前記傾斜磁場コイルに流れる電流
値と前記シールドコイルに流れる電流値との比が一定と
なるように、前記シールドコイルに制御電流を流す電流
制御手段と、 前記傾斜磁場電源及び前記電流制御手段のうち少なくと
も一方に設けられるものであって、前記傾斜磁場の歪み
を補正するための補正手段とを具備するＭＲＩシステム
の傾斜磁場装置。1. A gradient magnetic field coil for generating a gradient magnetic field, and a magnetic field coil arranged outside the gradient magnetic field coil, the magnetic field coil being disposed close to the gradient magnetic field coil and connected in series to the gradient magnetic field coil. A shield coil for generating a shield magnetic field for canceling, a gradient magnetic field power source for supplying a current to the gradient magnetic field coil and the shield coil, and an output of the gradient magnetic field power source connected in parallel to the shield coil. Based on a current value and a detected current value of the shield coil, a current control that causes a control current to flow through the shield coil so that a ratio of a current value flowing through the gradient magnetic field coil and a current value flowing through the shield coil becomes constant. Means, and at least one of the gradient magnetic field power source and the current control means, the distortion of the gradient magnetic field. Gradient device of the MRI system and a correcting means for correcting.
イルに直列接続され且つ複数のペアコイルから構成され
るものでって、前記傾斜磁場コイルより外側に形成され
る磁場を相殺するためのシールド磁場を発生するシール
ドコイルと、 前記傾斜磁場コイル及び前記シールドコイルに電流を供
給する傾斜磁場電源と、 前記複数のペアコイルに並列接続されるものであって、
前記傾斜磁場電源の出力電流値と前記シールドコイルの
当該ペアコイルの検出電流値とに基づき、前記傾斜磁場
コイルに流れる電流値と前記シールドコイルの当該ペア
コイルに流れる電流値との比が一定となるように、前記
複数のペアコイルに制御電流を流す電流制御手段とを具
備するＭＲＩシステムの傾斜磁場装置。2. A gradient magnetic field coil for generating a gradient magnetic field; and a gradient magnetic field coil arranged in proximity to the gradient magnetic field coil, connected in series to the gradient magnetic field coil, and composed of a plurality of pair coils. A shield coil for generating a shield magnetic field for canceling a magnetic field formed outside, a gradient magnetic field power supply for supplying a current to the gradient magnetic field coil and the shield coil, and a plurality of pair coils for parallel connection. hand,
Based on the output current value of the gradient magnetic field power supply and the detected current value of the pair coil of the shield coil, the ratio of the current value flowing in the gradient magnetic field coil and the current value flowing in the pair coil of the shield coil becomes constant. A gradient magnetic field device for an MRI system, further comprising: current control means for supplying a control current to the plurality of pair coils.
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP5313408A JPH07163540A (en) | 1993-12-14 | 1993-12-14 | Ramp magnetic field device of mri system |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP5313408A JPH07163540A (en) | 1993-12-14 | 1993-12-14 | Ramp magnetic field device of mri system |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH07163540A true JPH07163540A (en) | 1995-06-27 |
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ID=18040923
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| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP5313408A Pending JPH07163540A (en) | 1993-12-14 | 1993-12-14 | Ramp magnetic field device of mri system |
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| JP (1) | JPH07163540A (en) |
Cited By (3)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| WO2013035494A1 (en) * | 2011-09-05 | 2013-03-14 | 株式会社 日立メディコ | Gradient magnetic field coil device, adjustment method therefor, and magnetic resonance imaging apparatus |
| JP2017099786A (en) * | 2015-12-04 | 2017-06-08 | 東芝メディカルシステムズ株式会社 | Magnetic resonance imaging apparatus and gradient magnetic field power supply device |
| CN112748380A (en) * | 2019-10-29 | 2021-05-04 | 西门子(深圳)磁共振有限公司 | Gradient coil for magnetic resonance imaging device and magnetic resonance imaging device |
-
1993
- 1993-12-14 JP JP5313408A patent/JPH07163540A/en active Pending
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| CN112748380A (en) * | 2019-10-29 | 2021-05-04 | 西门子(深圳)磁共振有限公司 | Gradient coil for magnetic resonance imaging device and magnetic resonance imaging device |
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