JPS62293704A - 均一磁場発生用コイル装置 - Google Patents
均一磁場発生用コイル装置Info
- Publication number
- JPS62293704A JPS62293704A JP61137890A JP13789086A JPS62293704A JP S62293704 A JPS62293704 A JP S62293704A JP 61137890 A JP61137890 A JP 61137890A JP 13789086 A JP13789086 A JP 13789086A JP S62293704 A JPS62293704 A JP S62293704A
- Authority
- JP
- Japan
- Prior art keywords
- magnetic field
- coil
- ring
- coil pair
- range
- 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.)
- Pending
Links
- 238000002595 magnetic resonance imaging Methods 0.000 description 6
- 230000000694 effects Effects 0.000 description 4
- 208000019901 Anxiety disease Diseases 0.000 description 3
- 230000036506 anxiety Effects 0.000 description 3
- 238000003745 diagnosis Methods 0.000 description 2
- 230000003340 mental effect Effects 0.000 description 2
- 238000009434 installation Methods 0.000 description 1
Landscapes
- Magnetic Resonance Imaging Apparatus (AREA)
Abstract
(57)【要約】本公報は電子出願前の出願データであるた
め要約のデータは記録されません。
め要約のデータは記録されません。
Description
【発明の詳細な説明】
3、発明の詳細な説明
〔発明の目的〕
(産業上の利用分野)
本発明は、医療用磁気共鳴イメージング装置(MRI装
置)等に用いられる均一磁場発生用コイル装置に関する
。
置)等に用いられる均一磁場発生用コイル装置に関する
。
(従来の技術)
医療用MRI装置において、全身の断層画像を得るため
には、所定の人体断面部が入るほどの大きさの球状の診
断空間を必要とし、さらに、この診断空間内では、所定
の均一度を達成する高均一磁界が必要である。第6図は
、そのような用途に用いられる従来の超電4MRI装買
の慨略構成を示すものである。このMRI装置は、破線
で示す球状の診断空間4に図上左右方向の高均一磁場を
形成するために、円筒状の3組のコイル、すなわちRF
コイル6、傾斜磁場コイルおよびシムコイル5、および
センターコイル1が同心的に配置されている。中間に介
在するコイル5は軸心方向両側に突出しており、その各
端部にはリング状のサイドコイル2A、2Bが配置され
ている。これらのコイルをすべて包囲するように円筒状
の装置本体3が配置される。診断対象の患者は寝台7で
運ばれ、診断空間4に位置される。
には、所定の人体断面部が入るほどの大きさの球状の診
断空間を必要とし、さらに、この診断空間内では、所定
の均一度を達成する高均一磁界が必要である。第6図は
、そのような用途に用いられる従来の超電4MRI装買
の慨略構成を示すものである。このMRI装置は、破線
で示す球状の診断空間4に図上左右方向の高均一磁場を
形成するために、円筒状の3組のコイル、すなわちRF
コイル6、傾斜磁場コイルおよびシムコイル5、および
センターコイル1が同心的に配置されている。中間に介
在するコイル5は軸心方向両側に突出しており、その各
端部にはリング状のサイドコイル2A、2Bが配置され
ている。これらのコイルをすべて包囲するように円筒状
の装置本体3が配置される。診断対象の患者は寝台7で
運ばれ、診断空間4に位置される。
(発明が解決しようとする問題点)
以上述べたような従来のMRI装置に用いられる磁場発
生用コイル装置は長円筒型のセンターコイル1と、2組
のサイドコイル2A、2Bを備えているので、それを包
囲する装置本体3も長くなり、医療用装置としては大型
となる。
生用コイル装置は長円筒型のセンターコイル1と、2組
のサイドコイル2A、2Bを備えているので、それを包
囲する装置本体3も長くなり、医療用装置としては大型
となる。
大型の医療用装置は、広い設n空間を必要とするという
経済面のほかに、診断対象の患者に余分な精神的不安感
を与えるという問題がある。
経済面のほかに、診断対象の患者に余分な精神的不安感
を与えるという問題がある。
したがって本発明は、小型に構成し得る均一磁場発生用
コイル装置を提供することを目的とするものである。
コイル装置を提供することを目的とするものである。
(発明の構成〕
(問題点を解決するための手段)
本発明の均一磁場発生用コイル装置は、複数対のリング
状コイルを主磁場の基準点を中心とじてその両側に同軸
状に、前記基準点から見た軸心に対する角度が所定の範
囲内に収まるように対称に配置することにより、前記基
準点の領域に軸心に平行な均一主磁場を発生するように
すると共に、前記複数対のリング状コイルは、主磁場の
方向とは逆向ぎの誤差Ii揚場補正磁界を発生する少な
くとも一対の補正用リング状コイルを含んでいることを
特徴とする。
状コイルを主磁場の基準点を中心とじてその両側に同軸
状に、前記基準点から見た軸心に対する角度が所定の範
囲内に収まるように対称に配置することにより、前記基
準点の領域に軸心に平行な均一主磁場を発生するように
すると共に、前記複数対のリング状コイルは、主磁場の
方向とは逆向ぎの誤差Ii揚場補正磁界を発生する少な
くとも一対の補正用リング状コイルを含んでいることを
特徴とする。
(原理と作用)
コイル装置をコンパクトにまとめるためのコイル配δと
して第3図の構成を参照する。ここでは比較的短い円筒
状の装置本体3内において、最内側に図上左右方向の磁
界を発生する円筒状のRFコイル12Aが、その外周上
の上位置および下位置に上下方向の磁界を発生するリン
グ状の傾斜磁場コイル12B、12Gが、さらにその外
周(上下)に上下方向の磁界(主磁場〉を発生する3対
のリング状コイル81A、81B、82A、82B、8
3A、83Bが対称に設けられている。これらのリング
状コイルを配置するコイル位置(図示ハツチング部分)
をコイル配置領域8とする。
して第3図の構成を参照する。ここでは比較的短い円筒
状の装置本体3内において、最内側に図上左右方向の磁
界を発生する円筒状のRFコイル12Aが、その外周上
の上位置および下位置に上下方向の磁界を発生するリン
グ状の傾斜磁場コイル12B、12Gが、さらにその外
周(上下)に上下方向の磁界(主磁場〉を発生する3対
のリング状コイル81A、81B、82A、82B、8
3A、83Bが対称に設けられている。これらのリング
状コイルを配置するコイル位置(図示ハツチング部分)
をコイル配置領域8とする。
ところで、第4図に示ずように、R(139に対して対
称に、半径r。の一対のリング状コイル1゜A、10B
をR軸に直交するZ軸上の位置Z=±Zoの所に配置し
たときに、コイル10A。
称に、半径r。の一対のリング状コイル1゜A、10B
をR軸に直交するZ軸上の位置Z=±Zoの所に配置し
たときに、コイル10A。
10Bが7=ΔZで発生する磁場Bは、Z軸上で(r
+(Z +Δz)2)3/2C ・・・・・・・・・(1) となる。Δ2−=0では、級数展開することにより、Z
c a= □ ・・・・・・・・・(2)C と表わされる。z=7 と2=−26の位置に一部 対のリング状コイルIOA、10Bを配置し、両コイル
に同じ方向に通電した場合には、(2)式中のiは偶数
次のみになり、 q4 (a)・(ΔZ) +・・・ ・・・・・・(
3)という磁場を発生する。
+(Z +Δz)2)3/2C ・・・・・・・・・(1) となる。Δ2−=0では、級数展開することにより、Z
c a= □ ・・・・・・・・・(2)C と表わされる。z=7 と2=−26の位置に一部 対のリング状コイルIOA、10Bを配置し、両コイル
に同じ方向に通電した場合には、(2)式中のiは偶数
次のみになり、 q4 (a)・(ΔZ) +・・・ ・・・・・・(
3)という磁場を発生する。
(3)式において、Z軸上での磁場の成分として必要な
項は第1項の(10(a)のみであり、他の項は誤差項
であり、不要項ということになる。
項は第1項の(10(a)のみであり、他の項は誤差項
であり、不要項ということになる。
2N次(N=1.2.3・・・)までの誤差磁場を発生
させないようにするには、” 2(N+1)” 0とな
る位置に各コイル対を配置すればよく、その場合、その
コイル系は2(N+1)次の磁場を発生することはない
。
させないようにするには、” 2(N+1)” 0とな
る位置に各コイル対を配置すればよく、その場合、その
コイル系は2(N+1)次の磁場を発生することはない
。
また、その位置のRZ平面上での軌跡がZ軸との間にな
す角度θjは、 ・・・・・・・・・(4) で求まる。ここで、Qi (0)jは、(7i
(a)−〇となるj個目の解である。
す角度θjは、 ・・・・・・・・・(4) で求まる。ここで、Qi (0)jは、(7i
(a)−〇となるj個目の解である。
第5図に、RZ平面の第1象限における、Z2(二次)
の誤差を発生しない軌跡13、及びZ4(四次)の誤差
を発生しない軌跡14A、14Bを示す。軌跡13はZ
軸から63°、軌跡14A。
の誤差を発生しない軌跡13、及びZ4(四次)の誤差
を発生しない軌跡14A、14Bを示す。軌跡13はZ
軸から63°、軌跡14A。
14Bはそれぞれ40.5°、74.5’の所にある。
また、同図゛において、軌跡14A、14Bによって区
分される範囲A、B、C1及び軌跡13によって区分さ
れる範囲り、Eのうちのどれか一つの範囲内に複数個の
リング状コイルを配置した場合には、その複数個のコイ
ルのすべてが同符号の係数をもったZ 次の誤差成
分を発生2(N+1) する。したがって、そのZ 次の誤差成分が大きく
なり、診断空間4(第3図)の磁場均一度に111を及
ぼすことになるので、複数個のコイルの中の一部に電流
を逆に流し、Z2(N+1)次の項の係数を異符号とす
ることにより、そのZ2(N+1)項の誤差を抑制し、
診ml空間4の磁場の均一度を確保することができる。
分される範囲A、B、C1及び軌跡13によって区分さ
れる範囲り、Eのうちのどれか一つの範囲内に複数個の
リング状コイルを配置した場合には、その複数個のコイ
ルのすべてが同符号の係数をもったZ 次の誤差成
分を発生2(N+1) する。したがって、そのZ 次の誤差成分が大きく
なり、診断空間4(第3図)の磁場均一度に111を及
ぼすことになるので、複数個のコイルの中の一部に電流
を逆に流し、Z2(N+1)次の項の係数を異符号とす
ることにより、そのZ2(N+1)項の誤差を抑制し、
診ml空間4の磁場の均一度を確保することができる。
(実施例)
本発明の実施例を第1図に示ず。この実施例は、第5図
の8の範囲に主磁場発生コイルを収めたものであり、装
置本体3内に3対の主コイル、すなわち、リング状コイ
ル15A、15Bからなる第1のコイル対と、リング状
コイル16A、16Bからなる第2のコイル対と、リン
グ状コイル17A、17Bからなる第3のコイル対とが
74の誤差を発生しない軌跡14A、14Bの範囲内に
各コイル横断面が収まるように配置されている。
の8の範囲に主磁場発生コイルを収めたものであり、装
置本体3内に3対の主コイル、すなわち、リング状コイ
ル15A、15Bからなる第1のコイル対と、リング状
コイル16A、16Bからなる第2のコイル対と、リン
グ状コイル17A、17Bからなる第3のコイル対とが
74の誤差を発生しない軌跡14A、14Bの範囲内に
各コイル横断面が収まるように配置されている。
RFコイル12Aおよび傾斜磁場コイル12B。
12Gは、第3図を参照してすでに述べたように主コイ
ルの内側に配置されている。
ルの内側に配置されている。
第1図のようなコイル配置とした場合、コイル配置が、
Z2の誤差を発生しない軌跡13の両側にまたがってい
るので、Z2の誤差はあまり大きくならないが、Z4の
誤差に関しては、Z4の誤差の係数が3対のコイルとも
すべて同符号となるため、誤差が大きくなってしまう。
Z2の誤差を発生しない軌跡13の両側にまたがってい
るので、Z2の誤差はあまり大きくならないが、Z4の
誤差に関しては、Z4の誤差の係数が3対のコイルとも
すべて同符号となるため、誤差が大きくなってしまう。
そのため、第2のコイル対16A、16Bには、第1の
コイル対15A、15B及び第3のコイル対17A。
コイル対15A、15B及び第3のコイル対17A。
17Bの電流とは逆向きの電流を流し、第2のコイル対
16A、16Bの発生するZ4の誤差の係数を、第1の
コイル対及び第3のコイル対の発生するZ4の誤差の係
数とは異符号とすることにより、Z4の誤差を小さくす
る。
16A、16Bの発生するZ4の誤差の係数を、第1の
コイル対及び第3のコイル対の発生するZ4の誤差の係
数とは異符号とすることにより、Z4の誤差を小さくす
る。
このような構成とすることにより、装置本体3内の主磁
場発生コイル群を、より狭い範囲内に配置し、本体をコ
ンパクトに構成することができ、患者に鞘神的不安感を
もたせない効果があるとともに、忠部の診断のための所
定の磁場均一度を確保することができる。
場発生コイル群を、より狭い範囲内に配置し、本体をコ
ンパクトに構成することができ、患者に鞘神的不安感を
もたせない効果があるとともに、忠部の診断のための所
定の磁場均一度を確保することができる。
本発明の伯の実施例を第2図に示す。この実施例は、第
5図のDの範囲に主磁場発生コイルを収めたものである
。装置本体3内に、3対の主コイル、すなわち、第1の
コイル対18A、18B。
5図のDの範囲に主磁場発生コイルを収めたものである
。装置本体3内に、3対の主コイル、すなわち、第1の
コイル対18A、18B。
第2のコイル対19A、19B、第3のコイル対2OA
、20Bを範囲り内に設けている。
、20Bを範囲り内に設けている。
このようにコイルを配置した場合、コイル配置が74の
誤差を発生しない軌跡14の両側にまたがっているので
、Z4の誤差はあまり大きくならないが、2 の誤差に
関しては、Z2の誤差の係数が3対のコイルともすべて
同符号となるので、誤差が大きくなってしまう。そのた
め、第3のコイル対2OA、20Bには、第1のコイル
対18A、18B及び第2のコイル対19A、19Bの
電流とは逆向きの電流を流し、第3のコイル対の発生す
るZ2の誤差の係数を、第1のコイル対及び第2のコイ
ル対の発生するZ2の誤差の係数とは異符号とすること
により、Z2の誤差を小さくする。
誤差を発生しない軌跡14の両側にまたがっているので
、Z4の誤差はあまり大きくならないが、2 の誤差に
関しては、Z2の誤差の係数が3対のコイルともすべて
同符号となるので、誤差が大きくなってしまう。そのた
め、第3のコイル対2OA、20Bには、第1のコイル
対18A、18B及び第2のコイル対19A、19Bの
電流とは逆向きの電流を流し、第3のコイル対の発生す
るZ2の誤差の係数を、第1のコイル対及び第2のコイ
ル対の発生するZ2の誤差の係数とは異符号とすること
により、Z2の誤差を小さくする。
このような構成とすることにより、主磁場発生コイル群
を、より狭い範囲内に収め、前述の実施例と同等の作用
効果を達成することができる。
を、より狭い範囲内に収め、前述の実施例と同等の作用
効果を達成することができる。
なお、各コイルは超電導コイルとして構成されるのが一
般的であるが、常電導コイルによって構成しても本発明
を適用可能であることはもちろんである。
般的であるが、常電導コイルによって構成しても本発明
を適用可能であることはもちろんである。
本発明によれば、装置本体をコンパクトに構成しながら
診断空間に高均一磁場を得ることができ、したがって、
患者に精神的不安感を与えずに所要の診断を行なうこと
ができる。
診断空間に高均一磁場を得ることができ、したがって、
患者に精神的不安感を与えずに所要の診断を行なうこと
ができる。
また、本体がコンパクトになることにJ−り、安価・経
世となり、装置を設置する空間が少なくて済むという経
済的効果がある。
世となり、装置を設置する空間が少なくて済むという経
済的効果がある。
第1図、第2図は本発明の異なる実施例を示す縦断面図
、第3図、第4図は本発明の詳細な説明するためのコイ
ル配置を示す縦断面図、第5図はRZ平面において二次
および四次の誤差磁場成分を発生しないコイル配置位置
の軌跡を示す図、第6図は従来の医療用磁気共鳴イメー
ジング装置の概略構成を示す縦断面図である。 12A・・・RFコイル、12B、12C・・・傾斜磁
場コイル、15A、15B:18A、18B・・・第1
のコイル対、16A、168;19A、19B・・・第
2のコイル対、17A、178 ; 2OA。 20B・・・第3のコイル対。 出願人代理人 佐 藤 雄ら 1 図 た2 図 53 図 昆4 図 汽5 図 66 図
、第3図、第4図は本発明の詳細な説明するためのコイ
ル配置を示す縦断面図、第5図はRZ平面において二次
および四次の誤差磁場成分を発生しないコイル配置位置
の軌跡を示す図、第6図は従来の医療用磁気共鳴イメー
ジング装置の概略構成を示す縦断面図である。 12A・・・RFコイル、12B、12C・・・傾斜磁
場コイル、15A、15B:18A、18B・・・第1
のコイル対、16A、168;19A、19B・・・第
2のコイル対、17A、178 ; 2OA。 20B・・・第3のコイル対。 出願人代理人 佐 藤 雄ら 1 図 た2 図 53 図 昆4 図 汽5 図 66 図
Claims (1)
- 【特許請求の範囲】 1、複数対のリング状コイルを主磁場の基準点を中心と
してその両側に同軸状に、前記基準点から見た軸心に対
する角度が所定の範囲内に収まるように対称に配置する
ことにより、前記基準点の領域に軸心に平行な均一主磁
場を発生するようにすると共に、前記複数対のリング状
コイルは、主磁場の方向とは逆向きの誤差磁場補正用磁
界を発生する少なくとも一対の補正用リング状コイルを
含んでいることを特徴とする均一磁場発生用コイル装置
。 2、すべてのリング状コイルの横断面の中心が、前記角
度の0°〜40.5°の範囲内と、これに対称な139
.5°〜180°の範囲内にあることを特徴とする特許
請求の範囲第1項記載の均一磁場発生用コイル装置。 3、すべてのリング状コイルの横断面の中心が、前記角
度の40.5°〜74.5°の範囲内と、これに対称な
105.5°〜139.5°の範囲内にあることを特徴
とする特許請求の範囲第1項記載の均一磁場発生用コイ
ル装置。 4、すべてのリング状コイルの横断面の中心が、前記角
度の74.5°〜105.5°の範囲内にあることを特
徴とする特許請求の範囲第1項記載の均一磁場発生用コ
イル装置。 5、すべてのリング状コイルの横断面の中心が、前記角
度の0°〜63.0°の範囲内と、これに対称な117
.0°〜180°の範囲内にあることを特徴とする特許
請求の範囲第1項記載の均一磁場発生用コイル装置。 6、すべてのリング状コイルの横断面の中心が、前記角
度の63.0°〜117.0°の範囲内にあることを特
徴とする特許請求の範囲第1項記載の均一磁場発生用コ
イル装置。
Priority Applications (1)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
JP61137890A JPS62293704A (ja) | 1986-06-13 | 1986-06-13 | 均一磁場発生用コイル装置 |
Applications Claiming Priority (1)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
JP61137890A JPS62293704A (ja) | 1986-06-13 | 1986-06-13 | 均一磁場発生用コイル装置 |
Publications (1)
Publication Number | Publication Date |
---|---|
JPS62293704A true JPS62293704A (ja) | 1987-12-21 |
Family
ID=15209068
Family Applications (1)
Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
---|---|---|---|
JP61137890A Pending JPS62293704A (ja) | 1986-06-13 | 1986-06-13 | 均一磁場発生用コイル装置 |
Country Status (1)
Country | Link |
---|---|
JP (1) | JPS62293704A (ja) |
Cited By (4)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
US5136273A (en) * | 1988-10-17 | 1992-08-04 | Kabushiki Kaisha Toshiba | Magnet apparatus for use in a magnetic resonance imaging system |
US5343182A (en) * | 1991-01-23 | 1994-08-30 | Kabushiki Kaisha Toshiba | Magnet device for generating static magnetic field in MRI |
EP1036541A1 (en) * | 1997-12-01 | 2000-09-20 | Hitachi Medical Corporation | Magnet apparatus and mri apparatus |
JP2005324036A (ja) * | 2005-05-23 | 2005-11-24 | Hitachi Medical Corp | 超電導磁石及び磁気共鳴イメージング装置 |
-
1986
- 1986-06-13 JP JP61137890A patent/JPS62293704A/ja active Pending
Cited By (5)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
US5136273A (en) * | 1988-10-17 | 1992-08-04 | Kabushiki Kaisha Toshiba | Magnet apparatus for use in a magnetic resonance imaging system |
US5343182A (en) * | 1991-01-23 | 1994-08-30 | Kabushiki Kaisha Toshiba | Magnet device for generating static magnetic field in MRI |
EP1036541A1 (en) * | 1997-12-01 | 2000-09-20 | Hitachi Medical Corporation | Magnet apparatus and mri apparatus |
EP1036541A4 (en) * | 1997-12-01 | 2005-11-02 | Hitachi Medical Corp | MAGNETIC DEVICE AND MRI DEVICE |
JP2005324036A (ja) * | 2005-05-23 | 2005-11-24 | Hitachi Medical Corp | 超電導磁石及び磁気共鳴イメージング装置 |
Similar Documents
Publication | Publication Date | Title |
---|---|---|
JP3527310B2 (ja) | 開放形磁気共鳴イメージング磁石 | |
US4486711A (en) | Gradient field coil system for nuclear spin tomography | |
US4339718A (en) | Coil arrangements | |
US5168211A (en) | Magnet system | |
US5448214A (en) | Open MRI magnet with superconductive shielding | |
EP0216404B1 (en) | Magnetic resonance imaging apparatus including-homogenizing magnetic elements | |
JPS60244006A (ja) | 磁石装置およびその使用方法 | |
US4468622A (en) | Gradient coil system for nuclear magnetic resonance apparatus | |
US6853281B1 (en) | Magnet apparatus and mri apparatus | |
US5343148A (en) | Gradient coil system | |
JP2001327478A (ja) | Mri用傾斜磁場コイル | |
JP3801564B2 (ja) | 横磁界を有する開放型超伝導mri磁石 | |
US6351123B1 (en) | Gradient coil system for a magnetic resonance tomography apparatus | |
EP0690312B1 (en) | Asymmetric gradient coils for magnetic resonance imaging | |
JP2004174243A (ja) | 能動遮蔽式の高磁界開放型mri磁石の低温マス支持構造体及びヘリウム容器 | |
JP4292261B2 (ja) | マグネット装置、およびこれを用いたmri装置 | |
US7271590B2 (en) | MRI magnet apparatus for vertically and circularly suppressing the magnetic fringe field | |
JP3583528B2 (ja) | 磁気共鳴結像装置に使用するための電磁石 | |
JPS62293704A (ja) | 均一磁場発生用コイル装置 | |
JPH0471324B2 (ja) | ||
US20040015074A1 (en) | Radio frequency coil for resonance imaging analysis of pediatric patients | |
US20220011387A1 (en) | Gradient coil system | |
JP2002531196A (ja) | 磁気共鳴撮像システム | |
JP2007175438A (ja) | 磁気共鳴イメージング装置 | |
JPH03139328A (ja) | Mri装置用超電導マグネット |