本发明涉及制造梯度线圈的方法、梯度线圈单元、梯度线圈和MRI (磁共振成像)装置，并且尤其涉及可提供不降低磁场产生效率的良 好的线性的制造梯度线圈的方法、梯度单元、梯度线圈和MRI(磁共 振成像)装置。

在公开号为No．6-14900的日本公开专利中公开的“制造梯度线圈 的方法、梯度线圈单元和梯度线圈”中，梯度线圈的绕线模式基本上 如下来确定：

(1)假设绕线模式具有大量弓形螺旋线，如图1所示，并且它在 r方向上的电流分布以下面的等式(2)表示，在φ方向的电流分布以 等式(3)表示：

其中r是径向位置、φ是角度方向的位置，R0是最大半径，Sn，n，Cm 和m是为优化而控制的参数。

(2)对于Sn，n，Cm和m的优化值在φ=0处获得。特别是，对于 Sn，n，Cm和m的适当的值被假设来计算要求的区域中的磁场的线性误 差，并且控制Sn，n，Cm和m来使得线性误差落入允许值的范围内，以 得到优化值。

(3)在φ=0线上的电流分布轮廓从等式(3)用结果得到的 Sn，n，Cm和m替代而得到。作为线Jφ=0和由线Jφ=0得到的电流分布 轮廓的正的部分包围的小区域的区域之和的Ap被位置数目N分割，在 这些位置处梯度线圈的绕线截断线φ=0，并且结果得到的值被定义为 ΔAp。

(4)线Jφ=0和线Jφ=0的电流分布轮廓的正的部分包围的整个区 域被ΔAp分割为子区域。各个子区域中间的r位置被定义为各个绕线 把线φ=0截断的位置。

(5)步骤(3)-(4)被反复进行，同时依次在第一象限内变化 φ值以获得第一象限内的绕线模式，如图2所示。

(6)结果得到的第一象限内的绕线模式相对于X轴(线φ=0) 被对称复制以用反向的电流方向获得第四象限内的绕线模式。而且， 考虑电流方向，增加连接第一和第四象限内的绕线模式的模式，从而 一个线圈可作为一个整体被形成。这样得到一侧上的绕线模式。

(7)一侧上的绕线模式相对于Y轴(与X轴正交的轴)被对称 复制。从而得到梯度线圈单元的绕线模式。

(8)把大量梯度线圈单元组合在一起。

在上述的传统的梯度线圈的绕线模式中(参见图1和2)，一些相 邻的路径在一些位置(在图2中在4个位置上)上承载相反方向的电 流流动。

为了这一原因，尽管可得到良好的线性，产生磁场的效率被降低。

因此本发明的一个目标是提供一种可提供不降低磁场产生效率的 良好的线性的制造梯度线圈的方法、梯度线圈单元、梯度线圈和MRI 装置。

根据本发明的第一方面，提供一种制造梯度线圈的方法，包括步 骤：

(1)假设一个半圆螺旋线的绕线模式，并且以下面的电流分布等 式来表达它的X轴电流分布：

$J_x\left(x\right)=\underset{n}{\Sigma }{A}_n·\sin \left(\frac{\pi }{2}n\frac{x}{R_0}\right)+\underset{m}{\Sigma }{B}_m·\sin \left(\frac{\pi }{2}m\frac{x}{R_0}\right)$

这里X轴是把半圆螺旋线分为两个相等的部分的轴，R0是最大半 径，An，n，Bm和m是为优化而控制的参数。

(2)假设An，n，Bm和m的适当值，从而用An，n，Bm和m值替代 的以电流分布等式表达的X轴电流分布轮廓不位于正负两极，在多个 磁场测量点计算磁场的线性误差，并且控制An，n，Bm和m使得线性误 差落入允许值的范围内，以得到对An，n，Bm和m的优化值。

(3)把电流分布轮廓和线Jx=0包围的区域用位置数目N去分割， 在这些位置处构成半圆螺旋线的直线部分的直线段截断X轴，并且定 义结果得到的值为ΔAp；

(4)把电流分布轮廓和线Jx=0包围的整个区域通过ΔAp分割为 子区域，定义各个子区域中间的X位置为半圆螺旋线的直线部分的各 个直线段截断X轴的位置；

(5)形成半圆螺旋线的弧形部分，以成为具有半径R0的半圆， 从而产生一侧上的绕线模式；

(6)相对于彼此相邻的直线部分对称复制一侧上的绕线模式，从 而产生梯度线圈单元的绕线模式；和

(7)把大量梯度线圈单元组合在一起。

在第一方面的制造梯度线圈的方法中，假设了一个半圆螺旋线的 绕线模式；它的电流分布以连续的函数来表达，从而X轴电流分布轮 廓不都位于正负两极；连续函数的参数被优化从而可获得要求的线 性；并且确定构成半圆螺旋线的直线部分的各个直线段的位置，使得 实现了由优化的连续函数给出的电流分布轮廓。然后，结果得到的模 式被对称地复制来产生梯度线圈单元，并且多个梯度线圈单元被组合 来形成梯度线圈。由于使用半圆螺旋线的绕线模式仅提供两个相邻路 径承载相反方向的电流流动的位置，并且该路径是彼此远离的，从而 它提供了良好的线性，并且避免了磁场产生效率的降低。

根据本发明的第二方面，提供一种制造与第一方面相关的梯度线 圈的方法，其中多个磁场测量点是不包含电流成分的球面上的点。

在第二方面的制造梯度线圈的方法中，选择不包含电流成分的球 面上的点作为磁场测量点，检查线性，从而在球内部也确保线性。因 此，由于仅需要球面上的很小数目的磁场测量点用于计算，计算时间 可被减少。

根据本发明的第三方面，提供一种具有通常结构的梯度线圈单 元，从而其中每个形成一个半圆螺旋线的一对绕线模式被对称地设置 为使它们各自的直线部分彼此相邻，其中，当将把半圆螺旋线分为两 个相等的部分的轴被定义为X轴时，经半圆螺旋线之一由通过电流产 生的X轴电流分布基本上以不位于正负两极的连续函数表达。

在根据本发明的第三方面的梯度线圈单元中，由于使用具有基本 上以不位于正负两极的连续函数表达的电流分布的半圆螺旋线的绕线 模式，仅提供两个相邻路径承载相反方向的电流流动的位置，并且该 路径是彼此远离的，从而可避免磁场产生效率的降低。而且通过优化 连续函数的参数可获得良好的线性，因此能得到要求的线性。

根据本发明的第四方面，提供一种与上述第三方面相关的梯度线 圈单元，其中连续函数由正交函数的组合构成。

在第四方面的梯度线圈单元中，由于使用正交函数的组合构成的 连续函数，计算可作为分离的过程来执行，从而使计算过程简单。

根据本发明的第五方面，提供一种包括上面第三或第四方面所述 的多个梯度线圈单元的组合的梯度线圈。

在第五方面的梯度线圈中，由于使用具有基本上以不位于正负两 极的连续函数表达的电流分布的半圆螺旋线的绕线模式，仅提供两个 相邻路径承载相反方向的电流流动的位置，并且该路径是彼此远离 的，从而可避免磁场产生效率的降低。而且通过优化连续函数的参数 可获得良好的线性，因此能得到要求的线性。

根据本发明的第六方面，提供一种包括上面第五方面所述的梯度 线圈的MRI装置。

在第六方面的MRI装置中，由于使用具有半圆螺旋线的绕线模式 和具有基本上以不位于正负两极的连续函数表达的电流分布的梯度线 圈，仅提供两个相邻路径承载相反方向的电流流动的位置，并且该路 径是彼此远离的，从而可避免磁场产生效率的降低，从而降低耗电量。 而且由于通过优化连续函数的参数可获得良好的线性，因此能得到要 求的线性，提高图像质量。

从而，根据本发明的制造梯度线圈的方法、梯度单元、梯度线圈 和MRI装置，可不降低磁场产生效率而获得良好线性。

本发明的另外的目标和优点从下面结合附图的对优选实施例的描 述中将变得更明显。

图1是解释传统的梯度线圈单元的图；

图2是解释被优化后的传统的梯度线圈单元的图；

图3是表示根据本发明的一个实施例的MRI装置的配置框图；

图4是表示图3的MRI装置中的磁体组件的主要部分的简图；

图5是X轴梯度线圈的透视图；

图6图示出梯度线圈单元中的电流分布；

图7是表示梯度线圈设计过程的流程图；

图8是一个半圆螺旋线的简图；

图9是例示的电流分布轮廓；

图10图示从优化的电流分布获得的绕线位置；

图11图示被优化后的梯度线圈单元；

图12是优化过程的流程图。

本发明将参考在附图中示出的几个实施例进行具体描述。

图3是表示根据本发明的一个实施例的MRI装置的配置框图。

在MRI装置100中，磁体组件1内具有一个受测体可插入其中的 内腔(空的部分)，并且围绕着内腔，磁体组件1包括用于产生X轴 梯度磁场的X轴梯度线圈1X、用于产生Y轴梯度磁场的Y梯度线圈 1Y、用于产生Z轴梯度磁场的Z轴梯度线圈1Z、用于应用RF脉冲 来激活受测体内部原子核的自旋的发射线圈1T、用于检测来自受测体 的NMR信号的接收线圈1R以及用于产生静态磁场的永磁体对1M。

应注意超导磁体可被用来替代永磁体对1M。

X轴梯度线圈1X被连接于X轴梯度线圈驱动电路3X。Y轴梯度 线圈1Y被连接于Y轴梯度线圈驱动电路3Y。Z轴梯度线圈1Z被连 接于Z轴梯度线圈驱动电路3Z。发射线圈1T被连接于RF功率放大 器4。接收线圈1R被连接于前置放大器5。

序列存储器电路8根据来自计算机7的指令基于自旋回转技术等 的脉冲序列操作X、Y、Z轴梯度线圈驱动电路3X、3Y和3Z，以分 另从X轴梯度线圈1X、Y轴梯度线圈1Y和Z轴梯度线圈1Z产生X 轴梯度磁场、Y轴梯度磁场和Z轴梯度磁场。序列存储器电路8还操 作门调制电路9来把来自RF振荡电路10的高频输出信号调制为具有 预定时序和预定包络线的脉冲信号，并把脉冲信号应用于RF功率放 大器4作为激活脉冲。在RF功率放大器4中被功率放大后，信号被 应用于磁体组件1中的发射线圈1T以选择地激活目标片区。

前置放大器5放大来自受测体的由磁体组件1中的接收线圈1R检 测的NMR信号，并把该信号输入到相位检测器12。相位检测器12 用来自RF振荡电路10的输出作为参考信号检测来自前置放大器5的 NMR信号的相位，并把检测过相位的信号提供给A／D转换器11。A／D 转换器11把检测过相位的模拟信号转换为数字MR信号数据并把它输 入到计算机7。

计算机7在MR数据上执行图像重构计算以产生目标片区的图 像。图像被显示在显示装置6上。计算机7也负责总体控制，例如接 受从操作台13输入的信息。

图4是表示磁铁组件1的主要部分(与本发明相关的)的简图。

磁体组件1包括磁轭20、一对用于产生静态磁场的附接于磁轭20 的相互面对的永磁体1Mt和1Mb，分别设置在永磁体1Mt和1Mb的 相互面对的表面上的用于改善静态磁场的均匀性的磁场调节板24和 25和分别设置在磁场调节板24和25的相对的表面上的用于产生X轴 梯度磁场的上下X轴梯度线圈单元1Xt和1Xb。

具有在Z方向上彼此面对的上下X轴梯度线圈单元1Xt和1Xb的 组合的结构构成X轴梯度线圈1X。

尽管在图中省略了，Y和Z轴的梯度线圈1Y和1Z也被设置在磁 场调节板24和25的相对的表面上。

如图5所示，上层X轴梯度线圈单元1Xt具有一般的结构，使得 具有直线部分1Xt1L和弧形部分1Xt1C的一个半圆螺旋线1Xt1和具 有直线部分1Xt2L和弧形部分1Xt2C的另一个半圆螺旋线1Xt2被对 称地设置成使它们的各自的直线部分1Xt1L与1Xt2L相邻。

下层X轴梯度线圈单元1Xb具有与上层X轴梯度线圈单元1Xt 相同的结构。

如图6所示，在经上层X轴梯度线圈单元1Xt通过梯度电流I中 产生的X轴电流分布Jx基本上以不位于正负两极的连续的函数表达。 (X轴是把半圆螺旋线1Xt1和1Xt2分为两个相等部分的轴。)换言 之，直线部分1Xt1L与1Xt2L的绕线的分布(或位置)要被确定来使 得可得到X轴电流分布Jx。

图7是表示制造X轴梯度线圈1X的梯度线圈设计过程的流程图。

在步骤S1，假设如图8所示的一个半圆螺旋线的绕线模式，并且 它的X轴电流分布以下面的电流分布等式表达： $J_x\left(x\right)=\underset{n}{\Sigma }{A}_n·\sin \left(\frac{\pi }{2}n\frac{x}{R_0}\right)+\underset{m}{\Sigma }{B}_m·\sin \left(\frac{\pi }{2}m\frac{x}{R_0}\right)$

其中X轴是把半圆螺旋线分为两个相等的部分的轴，R0是最大半 径，An，n，Bm和m是为优化而控制的参数。

在步骤S2，假设An，n，Bm和m的适当值(假设以电流分布等式表 达的用假设的An，n，Bm和m的值来替代的X轴电流分布轮廓不位于正 负两极)；在大量磁场测量点计算磁场的线性误差，并且控制An，n，Bm 和m使得线性误差落入允许值的范围内，以得到对An，n，Bm和m的 优化值。

上述的优化过程后面将参考图12来描述。

在步骤S3，如图9所示，计算以电流分布轮廓Jx(x)和线Jx=0包 围的区域面积Ap，电流分布轮廓Jx(x)以代入An，n，Bm和m的优化值 的电流分布方程表示，且面积Ap的值用位置数目N分隔，在直线部分 的绕线截断X轴的位置被定义为ΔAp(即绕线数目)；

在步骤S4，如图10所示，电流分布轮廓Jx(x)和线Jx=0包围的区 域被ΔAp分开为子区域，并且定义各个子区域中间的X位置为直线部 分的各个绕线截断X轴的位置(即各个绕线位置)。

在步骤S5，如图10所示，形成半圆螺旋线的弧形部分，以成为具 有半径R0的半圆，从而获得一侧上的半圆螺旋线的绕线模式。

在步骤S6，如图11所示，用彼此相邻的直线部分对称复制一侧上 的半圆螺旋线以产生上层X轴梯度线圈单元1Xt的绕线模式。下层X 轴梯度线圈单元1Xb用相同的绕线模式形成。

在步骤S7，如图5所示，把上下X轴梯度线圈单元1Xt与1Xb 在Z方向上面对面地组合在一起以形成X轴梯度线圈1X。

图12是步骤S2中的优化过程的流程图。

在步骤V1，确定线性误差的允许值。

在步骤V2，假设An，n，Bm和m的适当值。但是，施加适当的限 制(例如，限制n和m的值)，从而用假设的An，n，Bm和m的值来 代入的由电流分布等式表达的X轴电流分布轮廓不位于正负两极。

在步骤V3，在多个磁场测量点计算由半圆螺旋线产生的Z方向的 磁场Bzt。

此时，该多个磁场测量点被选择为不包含电流成分的球面上的 点。

Z方向的磁场Bzt由下面的等式计算：

Bzt=z-分量{Bs+Ba}    (4)

其中t(1，2，....，T)是磁场测量点的数目。

等式(5)表示从Bio-Savart定则得到的在磁场测量点t处的直线部 分的磁场矢量。符号r表示磁场测量点t的位置矢量。

等式(6)表示从Bio-Savart定则得到的在磁场测量点t处的弧形部 分的磁场矢量。符号Ja表示电流密度并且是常数。

在步骤V4，在各个磁场测量点t计算理想的Z方向的磁场Bt=α ·x(α代表梯度斜率)。

在步骤V5，得到An和Bm的值，从而通过最小平方的方法或线性 或非线性规划(programming)使下面的值E被最小化： $E=\underset{1}{\overset{T}{\Sigma }}{[B_t-B_{2t}(A_n,B_m)]}^2$

在步骤V6，用在步骤V5得到的An和Bm值代入的电流分布等式 Jx(x)被用来计算适当的线上的在检查点处的磁场，并得到线性误差。

在步骤V7，确定是否线性误差落入允许值范围内，并且如果是 的，以当前的An，n，Bm和m返回值终止过程；否则过程进行到步骤 V8。

在步骤V8，确定是否当前线性误差可被接受，如果是的(线性误差 被视为落入允许值范围内)，以当前的An，n，Bm和m返回值终止过 程；否则过程进行到步骤V9。

在步骤V9，确定是否磁场测量点的数目被降低，并且如果是的， 过程进行到步骤V10；否则过程进行到步骤V11。

在步骤V10，磁场测量点的数目被降低，并且过程返回步骤V5。

在步骤V11，确定是否n和m的值是否被增加，如果是的，过程 进行到步骤V12；否则过程进行到步骤V13。

在步骤V12，n和m的值被增加，并且过程返回步骤V2。

在步骤V13，作出不能得到解决方案的通知。然后，过程终止。

根据MRI装置100，由于使用具有半圆螺旋线的绕线模式并具有 基本上以不位于正负两极的连续函数表达的电流分布的梯度线圈1X 和1Y，仅提供两个相邻路径承载相反方向的电流流动的位置，并且该 路径是彼此远离的，磁场产生效率的降低可被避免，从而降低电消耗 量。而且由于执行优化来得到要求的线性，和获得良好的线性，并且 图象质量可被改善。

在不脱离本发明的精神和范围的情况下可构造出本发明的许多十 分不同的实施例。应理解本发明并不局限于说明书中描述的特定实施 例，而是在后面的权利要求中来限定。