JPH0884720A - 磁気共鳴撮像装置および磁気共鳴撮像装置用の傾斜コイルの設計方法 - Google Patents
磁気共鳴撮像装置および磁気共鳴撮像装置用の傾斜コイルの設計方法Info
- Publication number
- JPH0884720A JPH0884720A JP7250164A JP25016495A JPH0884720A JP H0884720 A JPH0884720 A JP H0884720A JP 7250164 A JP7250164 A JP 7250164A JP 25016495 A JP25016495 A JP 25016495A JP H0884720 A JPH0884720 A JP H0884720A
- Authority
- JP
- Japan
- Prior art keywords
- coil
- gradient
- gradient coil
- magnetic field
- force
- 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.)
- Granted
Links
- 238000000034 method Methods 0.000 title claims description 16
- 238000004804 winding Methods 0.000 claims abstract description 42
- 230000007246 mechanism Effects 0.000 claims description 37
- 238000002595 magnetic resonance imaging Methods 0.000 claims description 25
- 230000005855 radiation Effects 0.000 claims description 8
- 238000012937 correction Methods 0.000 claims description 7
- 238000000465 moulding Methods 0.000 claims description 3
- 238000005481 NMR spectroscopy Methods 0.000 abstract description 4
- 238000009826 distribution Methods 0.000 description 15
- 238000003384 imaging method Methods 0.000 description 12
- 239000011159 matrix material Substances 0.000 description 12
- 230000006870 function Effects 0.000 description 11
- 230000003993 interaction Effects 0.000 description 8
- 238000013461 design Methods 0.000 description 6
- 238000010586 diagram Methods 0.000 description 4
- 230000014509 gene expression Effects 0.000 description 4
- 229910052734 helium Inorganic materials 0.000 description 4
- 239000001307 helium Substances 0.000 description 4
- SWQJXJOGLNCZEY-UHFFFAOYSA-N helium atom Chemical compound [He] SWQJXJOGLNCZEY-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 4
- 230000008901 benefit Effects 0.000 description 3
- 230000008859 change Effects 0.000 description 2
- 239000004020 conductor Substances 0.000 description 2
- 238000010276 construction Methods 0.000 description 2
- 238000001816 cooling Methods 0.000 description 2
- 238000009434 installation Methods 0.000 description 2
- OVSKIKFHRZPJSS-UHFFFAOYSA-N 2,4-D Chemical compound OC(=O)COC1=CC=C(Cl)C=C1Cl OVSKIKFHRZPJSS-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 1
- RYGMFSIKBFXOCR-UHFFFAOYSA-N Copper Chemical compound [Cu] RYGMFSIKBFXOCR-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 1
- 239000004593 Epoxy Substances 0.000 description 1
- 230000005534 acoustic noise Effects 0.000 description 1
- 230000009471 action Effects 0.000 description 1
- 230000002411 adverse Effects 0.000 description 1
- 230000015556 catabolic process Effects 0.000 description 1
- 229910052802 copper Inorganic materials 0.000 description 1
- 239000010949 copper Substances 0.000 description 1
- 238000000354 decomposition reaction Methods 0.000 description 1
- 238000006731 degradation reaction Methods 0.000 description 1
- 230000000694 effects Effects 0.000 description 1
- 238000011156 evaluation Methods 0.000 description 1
- 230000005284 excitation Effects 0.000 description 1
- 239000000284 extract Substances 0.000 description 1
- 239000007788 liquid Substances 0.000 description 1
- 230000003278 mimic effect Effects 0.000 description 1
- 239000000203 mixture Substances 0.000 description 1
- 238000012545 processing Methods 0.000 description 1
- 230000002787 reinforcement Effects 0.000 description 1
- 239000011347 resin Substances 0.000 description 1
- 229920005989 resin Polymers 0.000 description 1
- 238000004904 shortening Methods 0.000 description 1
- 238000009987 spinning Methods 0.000 description 1
- 238000003860 storage Methods 0.000 description 1
- 230000009466 transformation Effects 0.000 description 1
Classifications
-
- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- G01R—MEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
- G01R33/00—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables
- G01R33/20—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
- G01R33/28—Details of apparatus provided for in groups G01R33/44 - G01R33/64
- G01R33/38—Systems for generation, homogenisation or stabilisation of the main or gradient magnetic field
- G01R33/385—Systems for generation, homogenisation or stabilisation of the main or gradient magnetic field using gradient magnetic field coils
-
- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- G01R—MEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
- G01R33/00—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables
- G01R33/20—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
- G01R33/28—Details of apparatus provided for in groups G01R33/44 - G01R33/64
- G01R33/38—Systems for generation, homogenisation or stabilisation of the main or gradient magnetic field
- G01R33/385—Systems for generation, homogenisation or stabilisation of the main or gradient magnetic field using gradient magnetic field coils
- G01R33/3854—Systems for generation, homogenisation or stabilisation of the main or gradient magnetic field using gradient magnetic field coils means for active and/or passive vibration damping or acoustical noise suppression in gradient magnet coil systems
-
- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- G01R—MEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
- G01R33/00—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables
- G01R33/20—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
- G01R33/28—Details of apparatus provided for in groups G01R33/44 - G01R33/64
- G01R33/42—Screening
- G01R33/421—Screening of main or gradient magnetic field
- G01R33/4215—Screening of main or gradient magnetic field of the gradient magnetic field, e.g. using passive or active shielding of the gradient magnetic field
Landscapes
- Physics & Mathematics (AREA)
- Condensed Matter Physics & Semiconductors (AREA)
- General Physics & Mathematics (AREA)
- Magnetic Resonance Imaging Apparatus (AREA)
Abstract
助長され、画質が改善され、傾斜コイルの設置および構
成が簡単な磁気共鳴撮像装置を提供する。 【解決手段】 磁気共鳴撮像装置は、穴(12)内に一
時的に一定な磁界を生成する超伝導性の磁石(10)を
含む。穴、故に超伝導性磁石は、長さが直径と比べて相
対的に短く、例えば、長さと直径の比率が1.5:1よ
り小さく、一般的に1:1である。装置の傾斜コイル機
構(30)は、穴の周囲に配置されて穴を横切る傾斜磁
界を生成する。このような比較的短い穴の磁石だと、傾
斜磁界コイルが配置される領域において、主磁界は放射
状磁界成分を含む非均一性を経験する。傾斜コイル機構
の主傾斜コイル(32)と副傾斜コイル(34)の巻線
を通して電流パルスが供給されるとき、電流は一時的に
一定な磁界の非均一性および放射成分と不均衡に相互作
用し、それにより軸および・または横断方向の正味力を
発生させる。
Description
に関する。特に、「短い」穴磁石を利用した磁気共鳴撮
像装置に関し、詳細な例を用いて説明する。しかし、本
発明は、コイル上のローレンツ力成分が平衡をとらない
ように傾斜コイルが磁界に配置される磁気共鳴撮像装置
全てに適用される。
体を収容する直径90cmまたはそれ以上の穴を含む。
穴は、実質的に均一な磁界を患者収容穴に沿って縦方向
に生成する一連の環状超伝導性磁石で包囲される。環状
磁石が軸状に間隔配置されればされるほど、患者収容穴
内の主磁界はより均一となる傾向にあり、また、そのよ
うな均一な磁界が存在する軸寸法も長くなる。一般に、
穴の長さは少なくとも1.6mで、それ以上であること
が多い。
穴磁石の欠点の1つは、医療人員がしばしば関心領域に
アクセスできないということである。画像に基づいて処
理手順を実行する場合、手順を行う前に患者を穴から移
動させなければならない。患者の移動は、画像と患者間
の位置ずれの問題を引き起こす可能性がある。
は、磁石および患者収容穴の長さを短くすることであ
る。磁石および穴を約1mに、または口径の直径に大体
合わせて短くすると、患者へのアクセスはより改善され
る。均一な磁界領域の大きさはより円板形に圧縮される
が、実質的に均一な領域はそれでも一連の10から20
の隣接するスライス画像には足りる。NMRらせんまた
は連続走査方法を用いることも可能である。
容する穴の周囲の容量内の磁界は相対的に不均一とな
り、軸状のz成分および放射状のx,y成分の両方をも
つ。一般に傾斜コイルは、3つの線形を生成する巻線お
よび空間分解能と核磁気共鳴信号の区別を提供する直交
磁界傾斜を含む。傾斜コイルは通常、撮像容量に対する
強度と線形度、および傾斜コイル内の蓄積エネルギーと
インダクタンスを最高活用するように設計・構成され
る。例として、MorichによるU.S.P. 5,296,810を参照さ
れたい。U.S.P. 5,296,810によれば、超電導磁気共鳴撮
像システムは、真空容器を備え、この容器は内部に超電
導状態の磁気コイルが超電導温度に維持されている、中
心ヘリウムリザーバを有する。この真空容器は内部ボア
を構成しており、このボア内に自己シールドされた勾配
コイルアセンブリおよび高周波コイルが収容されてい
る。自己シールドコイルアセンブリは撮像領域を構成す
る内側成形体を備え、この撮像領域内に被検体の撮像部
分が収容される。成形体には、巻線パターンを有するx
およびy勾配コイルが接合され、一体的な構造体を形成
している。機械補強構造体には、z勾配コイルが取り付
けられ、x勾配コイルとy勾配コイルとの間に空気ギャ
ップが形成されるよう、これらコイルから離間した状態
で保持されている。磁界傾斜を生成するため、電流パル
スがx,yおよび/またはz傾斜コイルに適用される。
これらの電流は主磁界と相互作用して傾斜コイル上にロ
ーレンツ力を生成する。傾斜コイル電流に含まれる対称
性により、全コイルに渡るローレンツ力は傾斜コイルが
均一な磁界内に配置されるとき相殺される。しかし、主
磁界の均一度が低い場合、特に、傾斜コイルの近くに重
要な放射成分および不均一な軸成分がある場合には、正
味スラストを発達させることができる。一般に、z傾斜
コイルを振動させるとz方向に正味スラストが発生し、
x傾斜コイルを振動させるとx方向に正味スラストが発
達し、y傾斜コイルを振動させるとy方向に正味スラス
トが発生する。z傾斜コイルの場合、正味軸力は2、3
00ポンド級にもなり得る。これらの正味スラストは、
傾斜コイルを軸状に穴より外に押したり、駆り立てる傾
向にある。傾斜コイルは機械的に据えつけることが可能
だが、こういった大きな力は、磁石と患者に音響雑音お
よび増大した振動を与えがちである。そのような振動
は、分解能の損失等、撮像に悪影響を及ぼす。
を含む磁気共鳴撮像装置を提供する。
容穴内に一時的に一定な磁界を生成する主磁石、傾斜磁
界コイル機構および穴の周りのRFコイルを含み、前記
一時的に一定な磁界は、前記傾斜磁界コイル機構の主巻
線に適用された電流パルスと相互作用する成分をもち、
前記傾斜磁界コイル機構が正味力を経験するように磁界
傾斜を生成する磁気共鳴撮像装置において、前記正味力
が実質的に相殺されるように前記主巻線とは逆向きに電
流を運ぶ前記傾斜磁界コイル機構の端の部分に隣接して
設置された力補正巻線を特徴とする磁気共鳴撮像装置が
提供される。
は、例えば実質的に1:1等、長さと直径の比率が1.
5:1よりも小さい。
ル機構は主コイルおよびシールドコイルを有するセルフ
シールド傾斜コイルで、電流パルスは、前記傾斜コイル
機構内に結合されて線形磁界傾斜を形成し、前記傾斜コ
イル機構の外では相殺される傾向にある磁界を生成する
前記主コイルおよびシールドコイル内を通り、前記シー
ルドコイル内を通る前記電流パルスは放射磁界成分と相
互作用して第1の力を生成し、前記主傾斜コイルは、該
主傾斜コイル内を通る前記電流パルスが前記第1の力と
実質的に同等だが逆の第2の力を生成するために前記放
射磁界成分と相互作用するように巻かれる。
イル機構は、前記穴の縦軸を横切る磁界傾斜を生成する
4つの対称的に配置された拇印コイルをそれぞれ含む主
傾斜コイルおよび副傾斜コイルを有し、前記拇印コイル
はさらに正味横断力を生成し、前記力補正巻線は、最も
隣接する拇印コイルに対して反対方向に循環する電流フ
ローを運び、横方向に沿って前記正味横断力をオフセッ
トするために前記主傾斜コイルおよび副傾斜コイルの内
の少なくとも1つの端に隣接して配置された力オフセッ
ト電流ループを含む。
ル機構は、シリンダ状成形具の周囲に設置されてz傾斜
磁界を生成する一連のループコイルを含む主z傾斜コイ
ルを有し、前記力補正巻線は、前記シリンダ状成形具の
端あたりに延び、前記z傾斜ループコイルと直列に接続
されることで逆方向だが共通の電流パルスを運ぶループ
を有する。
コイル機構は、主z傾斜コイルおよび副シールドz傾斜
コイルを含み、該副シールドz傾斜コイルは前記主z傾
斜コイルを取り囲むように配置され、前記主および副z
傾斜コイルに適用された電流パルスは、前記傾斜コイル
機構内に結合されて線形傾斜を前記コイル機構に沿って
軸状に生成し、コイル機構外では通常相殺される磁界を
発生させる。
ーンは、予め選択された傾斜磁界強度、少なくとも予め
選択された傾斜磁界線形、および少なくとも予め選択さ
れた傾斜磁界の均一性をもつように限定される磁気共鳴
撮像装置用の傾斜コイルの設計方法において、前記傾斜
コイル巻線内を流れる電流パルスが、前記傾斜コイルが
配置される主磁界の放射成分および軸成分と相互作用す
るときに、前記傾斜コイル機構が軸力または横断力を実
質的に全く経験しないように前記コイル巻線を限定する
ことを特徴とする磁気共鳴撮像装置用の傾斜コイルの設
計方法が提供される。
の身体部分へのアクセスが助長されることである。
とである。
置および構成が簡単になることである。
傾斜コイル機構の設計方法について、添付図面を参照し
ながら実施例に基づいて説明する。
縦軸、またはz軸に沿って一時的に一定の磁界を生成す
る複数の主磁石コイル10を含む。主磁石コイルは成形
具14にサポートされ、トロイダルヘリウム管または缶
16に収容される。缶16は液状ヘリウムで満たされ、
主磁石コイルを超伝導温度に保つ。缶16はジュワー真
空体20にサポートされた1つ以上の冷却シールド18
により包囲されている。
に設置されたx,yおよびzコイルを有する。傾斜コイ
ル機構は、誘電性の成形具34に入った主x,yおよび
zコイル機構と、ジュワー真空体20の穴決定シリンダ
38上にサポートされた副またはシールド型の傾斜コイ
ル機構36とを含むセルフシールド傾斜コイル機構であ
ることが好ましい。傾斜コイル入りの誘電成形具34は
穴ライナとして機能でき、また、装飾穴ライナを挿入し
ての整列も可能である。DeMeester他によるU.S.P. 5,34
9,297で示されるように、主成形具とシールドコイル誘
電成形具との間に磁界調整用のシム(図示せず)を必要
に応じて配置することが好ましい。全身RFコイル40
は、傾斜コイル機構30内に装備される。全身RFシー
ルド42、例えば銅メッシュ層は、RFコイル40と傾
斜コイル機構30との間に設置される。
は、ビデオモニタ52等の人が読み取り可能なディスプ
レイ、およびキーボード54とマウス56を含む操作者
の入力手段が含まれる。また、コントロールボール、ラ
イトペンおよびその他の操作者入力機器も考えられてい
る。コンピュータラック58は、磁気共鳴シーケンスメ
モリ・制御器、再構成プロセッサ、および、反響平面、
反響容量、スピン反響等の撮像シーケンスを含む従来の
多くの磁気共鳴撮像シーケンスを実行するために無線周
波コイル40と傾斜コイル30を制御する他のコンピュ
ータ・ハードウェアおよびソフトウェアを有する。反響
平面および反響容量撮像シーケンスは、データ取得時間
の短さと、傾斜強度の強さおよび高速な旋回速度により
特徴づけられる。ラック58はまた、RFコイルにRF
励起信号と磁気操作信号を供給するデジタル送信機、お
よび磁気共鳴信号を受信・復調するデジタル受信機を有
する。アレイプロセッサおよび関連のソフトウェアは、
受信された磁気共鳴信号を、コンピュータメモリ、ディ
スク等の記憶媒体に記憶される画像表示に再構成する。
ビデオプロセッサは、記憶された再構成画像表示の部分
を選択的に抜粋し、データをビデオモニタ52表示用に
フォーマットする。選択画像の紙コピーを作成するため
に、画像プリンタを提供することも可能である。
の比は約1:1である。しかし、本発明は他の磁石にも
適用可能であり、特に、主磁界の均一性が制限される磁
石にも適用できることを認識されたい。一般に本発明で
は、穴の長さと直径の比が1.5:1までである磁石が
予期されるかもしれない。しかし、本発明は、傾斜コイ
ル領域内に振動による画質の低下を引き起こすかなりの
主磁界不均一、特に放射磁界成分がある、より長い穴を
もつ磁気共鳴撮像装置、または傾斜コイルの機械的設置
が困難になるほどのかなりの正味力をもつより長い穴の
磁気共鳴撮像装置にも適用可能である。
界B0を生成する。短い穴の磁石では、磁気アイソセン
タにおけるx,y平面の直径約40〜45cmの中央撮
像領域に対して主磁界BZ0のz成分は一定であり続け
る。撮像領域は、z軸に沿って40cmより短い。楕円
形で均一な撮像領域外においては、B磁界は、アイソセ
ンタからの軸上またはz方向の大きなずれにより、およ
び、穴の中心軸からの放射状またはρずれによりかなり
変化する。軸および放射状の位置に対するBZ0の依存度
は、傾斜コイルとRFコイルの位置周囲、通常30cm
≦ρ≦40cmと−60cm≦z≦60cmで区切ら
れ、全角位置を包囲する領域においてより大きくなる。
撮像領域内では、総B0磁界値に対する主磁界Bρ0の放
射状成分の影響は無視できるものであるが、これは傾斜
コイルセットの位置に関してはより重要であり、特に、
短い穴の磁石設計では重要である。
トの電流密度との相互作用は、2つのはっきりとした問
題を引き起こす。第1に、z傾斜コイルの方位角方向の
電流とBρ0との間に相互作用がある。この2つの量
は、磁石および傾斜装置の幾何学的中心の周りの奇対称
要因であるため、ローレンツ力式によりz方向のスラス
ト力を生成する。スラスト力値は、Bρ0の軸またはz
における作用、特に、z傾斜コイルの導体位置における
Bρ0値によっては、数百ポンドまたは2、3千ニュー
トンにまで及びかねない。
の電流密度と、主磁界のBρ0およびBz0両成分間の相
互作用に係わる。この相互作用の結果もまた、ローレン
ツ力式より確定されるが、今度は放射方向の正味力であ
る。横断傾斜コイルの電流密度の方位角依存により、放
射方向の力は、xまたはy傾斜コイルに対してそれぞれ
xまたはy方向に沿って現れる。ここでも、力の大きさ
は、xおよびy傾斜コイルの電線位置における静電磁界
Bρ0およびBz0成分値に左右される。xおよびy傾斜
コイルの半径は異なるため、それに対応する力の値も違
ってくる。B0の成分値は、放射状位置により変化す
る。
として起こるz方向のスラスト力の分析的評価について
まず見てみると、正味スラスト力が零のz傾斜コイルを
設計するにあたり最小限化技術が提供される。従来のz
傾斜コイルでは、電流はコイルの幾何学的中心の周りで
奇対称であり、また、磁界Bρ0も磁石の幾何学的中心
で奇対称である。これら2つの中心は通常一致するた
め、電流とBρ0磁界成分との相互作用の結果として生
じるのは、傾斜コイル上のz方向スラスト力となる。
ルはセルフシールドで、半径aの内巻線または主巻線6
0、および半径bの外シールドコイルまたは副シールド
コイル62をもつ。構成を単純化するため、主z傾斜コ
イルは、誘電成形具34に円ループで巻かれてエポキシ
等の樹脂内に入っていることが好ましい。シールド型z
傾斜コイルは、ジュワー真空体内に内蔵された誘電成形
具38に円状に巻かれることが好ましい。もちろん、コ
イルがジュワー真空体と一体となっていない他の実施例
も可能である。内傾斜コイルの電流密度Jφa(z)は方位
角的に方向づけられ、コイルの軸方向に沿ってのみ変化
する。同様に、外傾斜コイルの電流密度Jφb(z)も方位
角的に方向づけられ、コイルの軸方向に沿って変化す
る。この2つの電流密度間の相互作用は、コイルの放射
位置にある主磁界の放射成分、すなわち、Bρ0aおよび
Bρ0bと共に、z方向に沿って向けられるローレンツ力
を生成する。
おいて電流素子Jφa,b(z)dz(a,b)dφαφの受け
た素子力は次のように説明される。
z方向に沿っており、次の形態を取る。
である。Jφa,bおよびBρ0a,bのフーリエ変換対は次
の通りである。
スト力のフーリエまたはk空間表示を得ることができ
る。
数であるため、次の通り表される。
ットに対して、傾斜コイルBZによる磁界の軸z成分の
式は、電流密度の性質により、2つのコイルにより限定
される3つの領域において単純化することができる。よ
り明確に言えば、シリンダ状傾斜コイルの周囲で均一な
電流については、角依存は全く考慮されない。z傾斜コ
イルの電流は、z方向に沿って変化するように制限され
る。このような限定のもと、3つの領域におけるBZの
式は次のようになる。
半径aの内コイルの電流密度および半径bの外コイルの
電流密度である。z傾斜コイルの生成した磁界BZは、
両コイルの内領域においては線形であり、コイル外では
零であることが理想的である。両コイルの外側では磁界
が零であるという制約を満たすため、b<ρの領域内の
BZは零に設定される。つまり、式(11)は零に設定
される。式(11)を零に設定する方法の1つとして
は、次のように、内外のコイルの電流密度のフーリエ成
分の合計が零となるような関係をつくることである。
つのコイル内の領域の磁界の式ρ<aは次に示すように
なる。
単純化することができる。
ルギーを表すと、次の通りである。
ールド設計の内コイルの電流の幾何学的中心あたりのフ
ーリエ膨張は次の通りである。
り、sin knzは原点周囲の電流の非対称状態を表わす。
長さLのコイルにおいては、電流が制限されてコイルの
両端で零となることが好ましく、それによりknが取り
得る値が制限される。従って、knの許容値は次のよう
になる。
る。
Ψn(k)の依存関係は次で表される。
z、傾斜コイル内の蓄積磁気エネルギーWおよびz方向
スラスト力Fzの式はそれぞれ以下の通りである。
るため、フーリエ変換は次のように定義される。
トの各式より、関数Eは次のように定義される。
定点における磁界の予め指定された限定値およびz方向
のスラスト力である。
すjn'aの行列式が得られる。
方向スラスト力式のどちらかに一致することがある。
である。
磁石10から得られる。Bρ0a,b(z)の非対称性のた
め、z値は正の値のみ生成される。磁界の放射成分の生
成データを式(30)に組み入れるためには、次が考慮
される。
BYa,bは位置zYにおけるBρ0a,b(z)の対応値である。
フーリエ変換Bρ0a,b(k)は、次の通りである。
イルの長さの半分よりも大きく、傾斜コイルの電流密度
と主磁界の放射成分との間に有効作用が存在しない点に
まで及ぶの軸上の距離のためのものである。無限合計を
M項で打切るとすると、式(28)の行列表示は次のよ
うになる。
列、λは1×N1+1行列、DはN1+1×M行列である。
して限定式を使用すると、ラグランジュ乗数が求められ
る。主傾斜または内傾斜コイルの電流密度のフーリエ成
分のマトリクス形状は、次で表される。
め、かつ式(19)を使うと、内コイルの電流密度の連
続分布が生成される。外コイルの電流を決定するには、
式(13)の両電流密度のフーリエ変換間のシールド関
係が用いられる。次に、外コイルの連続電流分布を得る
ために逆フーリエ変換が用いられる。
の離散処理を行う。連続電流分布は、正および負の2つ
の電流領域に分けられる。各領域下のエリアを統合する
と、各領域内に含まれる総電流が得られる。シリンダの
全領域の電流が計算されると、不連続電流ループが連続
電流パターンの動きを模倣するために誘電成形具上に配
置される。各領域は、規定量の電流を有する不連続線で
満たされている。好ましい実施例においては、電流量は
各線ループ共同じである。各領域で、連続電流密度はよ
り小さいセグメントに分割され、このセグメントは選択
された同等の電流量に対応する。選択された電流量は、
繰り返し調整することで選択された電流領域内の連続電
流密度にもっと一致させてもよい。各線は、セグメント
の両側から同等の配電を得るために対応セグメントの中
間点に配置される。次に、この電流分布は生成された磁
界を計算するために分析され、所望の磁界が実際に得ら
れたことを確実にする。この他に、先に言及したU.S.P.
5,296,810で示される質量構成の中心を利用することも
可能である。
ましい実施例において、内コイルまたは主コイルの半径
は約340mm、長さは約700〜900mmである。
外コイルまたはシールドコイルの直径は約385mmで
ある。フーリエ級数展開において、電流密度の適切な限
定は10個の点により提供されるが、それよりも大き
い、または小さい数が選択されてもよい。磁界およびス
ラスト力の特徴の限定にあたっては、5つの限定点が選
択されることが好ましい。磁界は、40cm〜50cm
の一般に楕円形の撮像容量内で限定される。第1の限定
点は、例えば、約13.5mT/mの傾斜磁界強度を確
立する。第2の限定点は、傾斜軸に沿った磁界の線形を
限定する。磁界は、容量の25cm面の端において5%
を超えて変化しないように制限されることが好ましい。
残った2つの限定点は、傾斜軸に対して垂直な平面を横
切る磁界の均一度を限定する。磁界は、コイルの中心か
ら約22cmの半径距離において、その実値の7%内に
とどまるように限定されることが好ましい。
定し、この値は-1.0e-08ニュートンよりも小さいことが
好ましい。図2は、このような限定点を満たす適切な主
傾斜コイルを示し、図3は、このような条件を満たす適
切な外コイルまたはシールド傾斜コイルを示す。主傾斜
コイルは、その端に逆極性の力補正巻線をいくつかもつ
ことが分かる。この逆極性巻線が除去されると、傾斜コ
イルは、上記限定点の超過から正味縦力成分の損害を受
けることになる。
されるが、軸力を相殺する力補正電流は反復的に決定す
ることができる。より明確に言えば、主コイルまたは副
コイル(主コイルが好ましい)の両端にコイル巻線がい
くつか配置される。傾斜電流パルス時の傾斜コイル機構
上の正味力が測定される。力補正巻線を通る電流フロー
(または力補正ループの数)は、軸力が実質的に零にな
るまで反復的に調整される。
機構はさらにx傾斜コイルおよびy傾斜コイルを含む。
xおよびy傾斜コイルは実質的に同じ構成だが、90°
回転している。もちろん、一方がもう一方に対して積層
されていることから、両コイルの半径は多少異なる。x
およびy傾斜コイルはそれぞれ、アイソセンタの両側に
対称的に配列された実質的に同一な4つの巻線を含む。
主xまたはy傾斜コイルの各4分儀は、図4に示すよう
な巻線を実質的に含む。シールドxまたはy傾斜コイル
各4分儀は、図5に示すような巻線を実質的に含む。こ
こで再度電流分布が計算されることにより、選択傾斜強
度が生成され、蓄積エネルギーが最小限化され、正味側
ローレンツ力が零となる。
流密度は次のように表すことができる。
のシリンダ表面上に限定される制限となる。ここでも、
xおよびy傾斜コイルはセルフシールドされる。つま
り、半径aの内コイルまたは主コイル、および半径bの
副外コイルまたはシールドコイルを有するということで
ある。半径bの外コイルの電流密度は、式37に類似し
ている。電流密度成分とそれに対応する主磁界成分間の
相互作用は、セルフシールドx傾斜コイルに対してx方
向のローレンツ力を生成し、セルフシールドy傾斜コイ
ルに対してy方向の力を生成する。次にx傾斜コイルに
ついて説明するが、この説明は、同構成の90°回転し
た半径がわずかに異なるy傾斜コイルについても同様に
適用されることを認識されたい。
子Idlが受ける素子力を表わす。
は、半径位置(a,b)における主磁界B0の放射成分
および軸成分である。式39を積分すると、x軸に沿っ
た正味力が得られる。
zの既知の実関数である。jφa,b、jza,b、Bρ0a,b
およびBz0a,bのフーリエ変換対は次の通りである。
す関係が得られる。
に書き換えられる。
換の複素共役を表わす。
(z)の有効な分解式はない。数的に生成されたデータを
磁石の中央z軸に沿った磁界の両成分に対して分解的に
組み入れるためには、次の表現が考慮される。
で、Bρ0a,b(z)はzの周りで非対称的である。
面に対する電流密度の制限、jφaとjzaの方位角的お
よび軸的対称性、および電流密度は連続式に従うという
必要性から、コイルの幾何学的中心の周りの両成分に対
してフーリエ級数展開が提供される。
イルの全長、電流はシリンダの端から外へ流れることは
できないため、kn = 2nπ/Lである。さらに、両電流成
分は|z|> L/2で零である。
ルド傾斜コイルの磁界の一般式は、次の通りである。
フーリエ変換である。jφaの方位角依存はcos(φ)に比
例するため、jφaのフーリエ変換は m=±1 のときには
零ではなくなる。この場合の電流密度の2次元フーリエ
変換は、次の通りである。
1,k) =jφa(-1,k)である。従って、傾斜磁界の式は次
の形を取る。
次の通りである。
ように表される。
を取る。しかし、この場合、Eの依存はjφnaに対して
であり、力はz軸ではなくx軸に沿って向けられる。従
って、jφnaに対してEを最小限化すると、次のような
jφn'aの行列式が得られる。
ると、式(58)は次のように簡易化する。
列、λは1×N1+1行列、DはN1+1×M行列であり、
また、次の通りである。
め、両コイルの連続電流分布式は、先に記載の方法に従
うことにより得られる。両電流密度を離散させるために
は、まず電流密度の連続式が検討される。
導入されたところでは、電流密度は流れ関数sの回転と
して次のように表される。
れるように制限され、また角および軸にのみ依存するた
め、シリンダ座標における電流密度と流れ関数との関係
は次の通りである。
る。
流密度の最小値、Sincは2つの等高線間電流量を表わ
す。Sincの決定は次による。
す。この方法で生成された等高線は電流の流れに追従
し、また等高線間の距離はアンペアでのSinc量の電流
に対応する。離散導線は、これらの等高線と一致するよ
うに配置される。
力のないx傾斜コイルの内コイルの半径は約1/3メー
トルで、長さは約−100〜900mmである。外コイ
ルの半径は約0.4メートルである。このセルフシール
ドコイルの設計において、使用されるフーリエ係数の数
は限定点の総数に1を足したものと等しい。さらに、4
0〜50cm対25cmの楕円容量内の磁界の質を特定
するため、また傾斜コイル装置全体の正味ローレンツ力
を除去するために4つの限定点が選択される。第1の限
定点は、傾斜磁界強度を例えば13.5mT/mに設定
する。第2の限定点は、x軸に沿って傾斜磁界のアイソ
センタから25cmの距離まで、例えば5%に、傾斜磁
界の線形度を特定する。第3の限定点は、z軸に沿って
傾斜磁界のアイソセンタから±6cmの距離まで、例え
ば12%に、傾斜磁界の均一度を特定する。第4の限定
点は、傾斜コイルセットの位置における正味x方向力の
値を、例えば1×10-7ニュートンと特定する。
に対して連続電流分布が生成され、この両コイルは離散
されたとき、図4および図5に示す形態を取る。より明
確に言えば、この設計条件を適用することで、連続電流
分布jzaおよびjzbが生成される。離散電流パターンを
生成するのに必要なのは、電流密度のz成分のみであ
る。限定点はまた、ループ毎に一定の電流量をもつ内外
コイルの巻数(整数)が得られるように選択される。流
れ関数技術を用いると、図4で示すように側力なしの構
成のための内コイルの離散電流分布が得られる。内コイ
ルまたは主コイルは、拇印型巻線70および付加的巻線
または力オフセット巻線72をもつことが分かる。力補
正巻線内の電流は、有効的に逆らせん方向で主コイル部
分70に流れていく。図4の主コイル部分70により生
成された正味xまたはy方向力を零にするため、電流分
布および力相殺コイル部分72の巻数が選択される。特
定の設計におけるB0磁界成分の性質によっては、副x
またはy傾斜コイルとは逆向きの巻線をコイルの外端近
くに配置することで、同様に力を相殺することができ
る。力オフセット巻線を通るアンペア数または巻線の数
は、他のxまたはy傾斜コイルにより生成された力成分
と同等で逆のxまたはy力成分を生成する電流密度が得
られるまで調整される。
コイルの主巻線にのみ力平衡コイルが適用されるが、主
コイルおよび副コイルの力平衡をそれぞれ別々に行うこ
とも可能であることを認識されたい。さらに、セルフシ
ールドされていない傾斜コイル、すなわち、主巻線のみ
で副シールド巻線をもたないコイルについてもスラスト
力平衡の適用が可能であることも認識されたい。
体部分へのアクセスが助長され、画質が改善され、傾斜
コイルの設置および構成が簡単な磁気共鳴撮像装置が提
供される。
る。
示す図である。
分布を示す図である。
である。
巻線を示す図である。
Claims (10)
- 【請求項1】 患者収容穴(12)内に一時的に一定な
磁界を生成する主磁石(10)、傾斜磁界コイル機構
(30)および穴(12)の周りのRFコイル(40)
を含み、前記一時的に一定な磁界は、前記傾斜磁界コイ
ル機構(30)の主巻線(32、36)に適用された電
流パルスと相互作用する成分をもち、前記傾斜磁界コイ
ル機構(30)が正味力を経験するように磁界傾斜を生
成する磁気共鳴撮像装置において、 前記正味力が実質的に相殺されるように前記主巻線(3
2、36)とは逆向きに電流を運ぶ前記傾斜磁界コイル
機構(30)の端の部分に隣接して設置された力補正巻
線(64、72)を特徴とする磁気共鳴撮像装置。 - 【請求項2】 前記患者収容穴(12)の長さと直径の
比率は1.5:1よりも小さい請求項1記載の磁気共鳴
撮像装置。 - 【請求項3】 前記患者収容穴(12)の長さと直径の
比率は実質的に1:1である請求項1記載の磁気共鳴撮
像装置。 - 【請求項4】 前記傾斜コイル機構(30)は主コイル
(32)およびシールドコイル(36)を有するセルフ
シールド傾斜コイルで、 電流パルスは、前記傾斜コイル機構(30)内に結合さ
れて線形磁界傾斜を形成し、前記傾斜コイル機構(3
0)の外では相殺される傾向にある磁界を生成する前記
主コイルおよびシールドコイル(32、36)内を通
り、 前記シールドコイル(36)内を通る前記電流パルスは
放射磁界成分と相互作用して第1の力を生成し、 前記主傾斜コイル(32)は、該主傾斜コイル(32)
内を通る前記電流パルスが前記第1の力と実質的に同等
だが逆の第2の力を生成するために前記放射磁界成分と
相互作用するように巻かれる請求項1から3のいずれか
に記載の磁気共鳴撮像装置。 - 【請求項5】 前記傾斜コイル機構(30)は、前記穴
(12)の縦軸を横切る磁界傾斜を生成する4つの対称
的に配置された拇印コイル(70)をそれぞれ含む主傾
斜コイルおよび副傾斜コイル(32、36)を有し、 前記拇印コイル(70)はさらに正味横断力を生成し、 前記力補正巻線は、最も隣接する拇印コイル(70)に
対して反対方向に循環する電流フローを運び、横方向に
沿って前記正味横断力をオフセットするために前記主傾
斜コイルおよび副傾斜コイル(32、36)の内の少な
くとも1つの端に隣接して配置された力オフセット電流
ループ(72)を含む請求項1から3のいずれかに記載
の磁気共鳴撮像方法。 - 【請求項6】 前記傾斜コイル機構(30)は、シリン
ダ状成形具(34)の周囲に設置されてz傾斜磁界を生
成する一連のループコイル(60)を含む主z傾斜コイ
ル(32)を有し、 前記力補正巻線は、前記シリンダ状成形具(34)の端
あたりに延び、前記z傾斜ループコイル(60)と直列
に接続されることで逆方向だが共通の電流パルスを運ぶ
ループ(64)を有する請求項1から3のいずれかに記
載の磁気共鳴撮像装置。 - 【請求項7】 前記傾斜コイル機構(30)は、主z傾
斜コイル(32)および副シールドz傾斜コイル(3
6)を含み、 該副シールドz傾斜コイル(36)は前記主z傾斜コイ
ル(32)を取り囲むように配置され、 前記主および副z傾斜コイル(32、36)に適用され
た電流パルスは、前記傾斜コイル機構(30)内に結合
されて線形傾斜を前記コイル機構(30)に沿って軸状
に生成し、コイル機構(30)外では通常相殺される磁
界を発生させる請求項1から3のいずれかに記載の磁気
共鳴撮像装置。 - 【請求項8】 前記主および副傾斜コイル(32、3
6)は環状ループ(60、62)を有し、 前記力補正巻線は、前記主および副コイル(32、3
6)の内の少なくとも1つの端に配置されたループ(6
4)を有する請求項7記載の磁気共鳴撮像装置。 - 【請求項9】 前記傾斜コイル機構(30)は、シリン
ダ状成形具(34)、前記一時的に一定な磁界のアイソ
センタの第1の側上の前記成形具(34)のあたりに延
び、主として前記成形具(34)の周囲上に第1の方向
で電流パルスを運ぶ第1の複数ループ(60)、および
前記第1の複数ループ(60)とアイソセンタにおいて
対称的なアイソセンタミラー画像の第2の側上の前記成
形具(34)のあたりに延び、主として前記成形具(3
4)の周囲上に第2の方向で電流パルスを運ぶ第2の複
数ループ(60)を含むz傾斜コイルを有し、 その際、前記電流パルスは前記一時的に一定な磁界の前
記放射成分と相互作用する前記第1および第2の複数ル
ープ(60)内を通ることにより正味軸力を発生させ、 前記z傾斜コイルはさらに、前記アイソセンタから転置
したアイソセンタの前記第1の側上の前記成形具(3
4)のあたりに延び、前記電流パルスを前記第2の方向
で運ぶ第1の力オフセットコイル(64)、および前記
アイソセンタから転置したアイソセンタの前記第2の側
上の前記成形具(34)のあたりに延び、前記電流パル
スを前記12の方向で運ぶ第2の力オフセットコイル
(64)を含み、 前記電流パルスは前記一時的に一定な磁界の前記放射成
分と相互作用する前記第1および第2の力オフセットコ
イル(64)内を通ることにより前記正味軸力をオフセ
ットする軸力を発生させる請求項1から3のいずれかに
記載の磁気共鳴撮像装置。 - 【請求項10】 コイルの巻線パターンは、予め選択さ
れた傾斜磁界強度、少なくとも予め選択された傾斜磁界
線形、および少なくとも予め選択された傾斜磁界の均一
性をもつように限定される磁気共鳴撮像装置用の傾斜コ
イルの設計方法において、 前記傾斜コイル巻線内を流れる電流パルスが、前記傾斜
コイルが配置される主磁界の放射成分および軸成分と相
互作用するときに、前記傾斜コイル機構が軸力または横
断力を実質的に全く経験しないように前記コイル巻線を
限定することを特徴とする磁気共鳴撮像装置用の傾斜コ
イルの設計方法。
Applications Claiming Priority (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| US08/303,620 US5545996A (en) | 1994-03-15 | 1994-09-09 | Gradient coil with cancelled net thrust force |
| US08/303,620 | 1994-09-09 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH0884720A true JPH0884720A (ja) | 1996-04-02 |
| JP3682627B2 JP3682627B2 (ja) | 2005-08-10 |
Family
ID=23172935
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP25016495A Expired - Fee Related JP3682627B2 (ja) | 1994-09-09 | 1995-09-04 | 磁気共鳴撮像装置 |
Country Status (4)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US5545996A (ja) |
| EP (1) | EP0701143B1 (ja) |
| JP (1) | JP3682627B2 (ja) |
| DE (1) | DE69532101T2 (ja) |
Cited By (3)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2009172072A (ja) * | 2008-01-23 | 2009-08-06 | Hitachi Medical Corp | 磁気共鳴イメージング装置 |
| JP2013013724A (ja) * | 2011-06-30 | 2013-01-24 | General Electric Co <Ge> | 傾斜コイルにおいて半径方向力を均衡させるためのシステム及び装置 |
| JP2020036764A (ja) * | 2018-09-04 | 2020-03-12 | 株式会社日立製作所 | 磁気共鳴イメージング装置 |
Families Citing this family (16)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPH08252235A (ja) * | 1995-03-16 | 1996-10-01 | Toshiba Corp | 磁気共鳴映像装置 |
| DE19511834A1 (de) * | 1995-03-30 | 1996-10-02 | Siemens Ag | Diagnostisches Magnetresonanzgerät |
| US5942898A (en) * | 1996-12-13 | 1999-08-24 | Picker International, Inc. | Thrust balanced bi-planar gradient set for MRI scanners |
| FI103384B (fi) * | 1997-11-28 | 1999-06-30 | Nexstim Oy | Stimulointikärki ja menetelmä stimulaattorikelan äänen vaimentamiseksi |
| US6765381B2 (en) * | 2001-08-10 | 2004-07-20 | Varian, Inc. | Extended maxwell pair gradient coils |
| GB0204023D0 (en) * | 2002-02-20 | 2002-04-03 | Tesla Engineering Ltd | Gradient coil structure for magnetic resonance imaging |
| WO2004070412A1 (en) * | 2003-02-05 | 2004-08-19 | Koninklijke Philips Electronics N.V. | Compensation of magnetic field disturbances due to vibrations in an mri system |
| DE10310356A1 (de) * | 2003-03-10 | 2004-10-07 | Siemens Ag | Magnetresonanzgerät mit einem Grundfeldmagneten und wenigstens einer Gradientenspulen |
| US7230426B2 (en) * | 2003-06-20 | 2007-06-12 | General Electric Company | Split-shield gradient coil with improved fringe-field |
| RU2008129669A (ru) * | 2005-12-20 | 2010-01-27 | Конинклейке Филипс Электроникс Н.В. (Nl) | Магнитно-резонансный сканер с градиентной катушкой, расположенной рядом с обмотками основного магнита |
| EP2041594A2 (en) | 2006-07-07 | 2009-04-01 | Koninklijke Philips Electronics N.V. | Mri gradient coil assembly with reduced acoustic noise |
| CZ2010384A3 (cs) * | 2010-05-18 | 2011-07-13 | Ceské vysoké ucení technické v Praze - fakulta | Zapojení feromagnetické sondy pro merení gradientu magnetického pole |
| US9182465B2 (en) * | 2011-03-04 | 2015-11-10 | Siemens Aktiengesellschaft | MRT gradient system with integrated main magnetic field generation |
| EP3230757B1 (en) * | 2014-12-09 | 2025-08-06 | Synaptive Medical Inc. | System and method for electromagnet coil construction |
| EP3561534A1 (de) * | 2018-04-24 | 2019-10-30 | Siemens Healthcare GmbH | Gradientenspuleneinheit für ein magnetresonanzgerät |
| CN112748380B (zh) * | 2019-10-29 | 2024-03-19 | 西门子(深圳)磁共振有限公司 | 用于磁共振成像装置的梯度线圈及磁共振成像装置 |
Family Cites Families (13)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US4617516A (en) * | 1983-09-06 | 1986-10-14 | General Electric Company | Axial magnetic field gradient coil suitable for use with NMR apparatus |
| US4646024A (en) * | 1983-11-02 | 1987-02-24 | General Electric Company | Transverse gradient field coils for nuclear magnetic resonance imaging |
| US4737716A (en) * | 1986-02-06 | 1988-04-12 | General Electric Company | Self-shielded gradient coils for nuclear magnetic resonance imaging |
| US5278504A (en) * | 1989-06-16 | 1994-01-11 | Picker International, Inc. | Gradient coil with off center sweet spot for magnetic resonance imaging |
| US5296810A (en) | 1992-03-27 | 1994-03-22 | Picker International, Inc. | MRI self-shielded gradient coils |
| DE4029477C2 (de) * | 1989-09-29 | 1994-06-01 | Siemens Ag | Tesserale Gradientenspule für Kernspin-Tomographiegeräte |
| US5177442A (en) * | 1991-07-01 | 1993-01-05 | General Electric Company | Transverse gradient coils for imaging the head |
| US5185576A (en) * | 1991-08-12 | 1993-02-09 | General Electric Company | Local gradient coil |
| US5266913A (en) * | 1991-08-27 | 1993-11-30 | British Technology Group Usa Inc. | Screened electromagnetic coil of restricted length having optimized field and method |
| DE4142263C2 (de) * | 1991-12-20 | 1994-03-24 | Bruker Analytische Messtechnik | Gradientenspulensystem |
| US5349297A (en) * | 1992-03-27 | 1994-09-20 | Picker International Inc. | Combined self shielded gradient coil and shimset |
| US5372137A (en) * | 1993-01-19 | 1994-12-13 | The Mcw Research Foundation, Inc. | NMR local coil for brain imaging |
| GB9311321D0 (en) * | 1993-06-02 | 1993-07-21 | British Tech Group | Apparatus for and methods of acoustic and magnetic screening |
-
1994
- 1994-09-09 US US08/303,620 patent/US5545996A/en not_active Expired - Lifetime
-
1995
- 1995-08-01 DE DE69532101T patent/DE69532101T2/de not_active Expired - Lifetime
- 1995-08-01 EP EP95305393A patent/EP0701143B1/en not_active Expired - Lifetime
- 1995-09-04 JP JP25016495A patent/JP3682627B2/ja not_active Expired - Fee Related
Cited By (3)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2009172072A (ja) * | 2008-01-23 | 2009-08-06 | Hitachi Medical Corp | 磁気共鳴イメージング装置 |
| JP2013013724A (ja) * | 2011-06-30 | 2013-01-24 | General Electric Co <Ge> | 傾斜コイルにおいて半径方向力を均衡させるためのシステム及び装置 |
| JP2020036764A (ja) * | 2018-09-04 | 2020-03-12 | 株式会社日立製作所 | 磁気共鳴イメージング装置 |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| EP0701143A1 (en) | 1996-03-13 |
| US5545996A (en) | 1996-08-13 |
| EP0701143B1 (en) | 2003-11-12 |
| JP3682627B2 (ja) | 2005-08-10 |
| DE69532101T2 (de) | 2004-06-09 |
| DE69532101D1 (de) | 2003-12-18 |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| JP3682627B2 (ja) | 磁気共鳴撮像装置 | |
| US7276906B2 (en) | Self-shielded gradient field coil for magnetic resonance imaging | |
| US5614827A (en) | Method and apparatus for shimming a magnet system of a nuclear magnetic resonance tomography system | |
| US9658303B2 (en) | Gradient coil with correction windings and method for production thereof | |
| US6078177A (en) | Flared gradient coil set with a finite shield current | |
| US5497089A (en) | Wide aperture gradient set | |
| JP2004527294A (ja) | 連続可変視界を伴うmriの勾配コイルアセンブリ、画像形成装置、画像形成方法及び画像形成システムのための勾配コイルシステムをデザインする方法 | |
| US6342787B1 (en) | Real-time multi-axis gradient distortion correction using an interactive shim set | |
| US4468622A (en) | Gradient coil system for nuclear magnetic resonance apparatus | |
| US10908241B2 (en) | Gradient coil unit for a magnetic resonance apparatus | |
| JP3702498B2 (ja) | 磁気共鳴撮像装置用の傾斜コイル機構 | |
| US6351123B1 (en) | Gradient coil system for a magnetic resonance tomography apparatus | |
| US20080164878A1 (en) | Minimum Energy Shim Coils For Magnetic Resonance | |
| EP0690312B1 (en) | Asymmetric gradient coils for magnetic resonance imaging | |
| US5655533A (en) | Actively shielded orthogonal gradient coils for wrist imaging | |
| US5942898A (en) | Thrust balanced bi-planar gradient set for MRI scanners | |
| US6100692A (en) | Gradient coil set with a finite shield current | |
| US6236203B1 (en) | Super shielding of finite length structures in open magnetic and electric systems | |
| US6278275B1 (en) | Gradient coil set with non-zero first gradient field vector derivative | |
| Vaughan | High-Frequency Coils For Clinical Nuclear Magnetic Resonance Imaging And Spectroscopy. | |
| US6717409B2 (en) | Method for calculating conductor paths in a switched gradient coil system, and magnetic resonance tomography apparatus employing such a switched gradient coil system | |
| US6850066B2 (en) | Systems and methods for gradient compensation in magnetic resonance imaging | |
| WO1994001785A1 (en) | Solenoidal, octopolar, transverse gradient coils | |
| Forbes et al. | Asymmetric zonal shim coils for magnetic resonance applications | |
| GB2329967A (en) | Superconducting magnet with internal correction coils |
Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| A711 | Notification of change in applicant |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A711 Effective date: 20031225 |
|
| A131 | Notification of reasons for refusal |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A131 Effective date: 20040608 |
|
| A601 | Written request for extension of time |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A601 Effective date: 20040906 |
|
| A602 | Written permission of extension of time |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A602 Effective date: 20040922 |
|
| A521 | Request for written amendment filed |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A523 Effective date: 20041207 |
|
| 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: 20050426 |
|
| A61 | First payment of annual fees (during grant procedure) |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A61 Effective date: 20050512 |
|
| R150 | Certificate of patent or registration of utility model |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R150 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20090603 Year of fee payment: 4 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20100603 Year of fee payment: 5 |
|
| LAPS | Cancellation because of no payment of annual fees |