CN103654783A - 磁共振成像装置及其制造方法 - Google Patents

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Abstract

本发明提供了一种磁共振成像（MRI）装置和制造方法，该MRI装置包括设置在梯度线圈单元的最外部分或最内部分的匀场体。该MRI装置包括：静磁场线圈单元，配置用于在目标中形成静磁场；和梯度线圈单元，配置用于在静磁场中形成梯度场，其中梯度线圈单元包括在最外部分或最内部分的一个或多个匀场体。

Description

磁共振成像装置及其制造方法
技术领域
本公开涉及使用磁共振成像（MRI）诊断各种疾病的MRI装置及其制造方法。
背景技术
一般而言，医学成像系统是以图像方式提供关于病人的内部信息的装置。医学成像系统包括X射线设备、超声诊断仪器、计算机断层造影（CT）扫描仪、磁共振成像（MRI）装置等。
MRI装置在医学成像诊断领域保持重要位置，原因在于采集图像的条件相对自由且MRI能够提供优良的可检测性并提供关于软组织的各种诊断信息图像。
MRI使用对人无害的磁场和非电离辐射的RF在人体的氢原子核中引起核磁共振（NMR），于是使原子核的密度以及物理或化学特性成像。
更详细地，MRI装置将特定频率和能量供应至处于其中恒定磁场已经被施加到原子核的状态下的原子核，由此使得原子核释放能量，并将自原子核释放的能量转换成信号，由此诊断人体内部。
当磁场被施加到原子核时，构成原子核的质子因为自身具有自旋角动量和磁偶极矩而在磁场方向布置，并且原子核进行关于磁场方向的进动。该进动导致核磁共振，使得人体的内部图像能够通过该核磁共振而获得。
同时，MRI装置施加梯度场至目标中形成的静磁场，于是获得目标的图像。因为均匀的静磁场应形成在目标中，所以匀场体（shims）被提供用于实现由静磁场线圈单元形成的静磁场的均匀度。
匀场体可以提供到在静磁场中形成梯度场的梯度线圈单元内部，或者可以提供在静磁场线圈单元的内壁上。
同时，如果使用无源匀场体，无源匀场体被配置有标记（token），该标记能够由铁和其中容纳有铁标记的盘组成。如果电流被施加到梯度线圈单元从而在目标中形成的静磁场中形成梯度场，则因梯度线圈单元的电阻而产生热。
梯度线圈单元的发热会提高匀场体铁标记的温度，并且如果铁标记的温度升高，静磁场的均匀度会劣化。
因此，在现有技术中需要一种能够防止匀场体铁标记的温度升高从而防止静磁场的均匀度劣化的技术。
发明内容
因此，本发明提供一种磁共振成像（MRI）装置及其制造方法，其中该MRI装置包括设置在梯度线圈单元的最外部分中的匀场体。
本发明的一方面提供一种磁共振成像（MRI）装置及其制造方法，其中该MRI装置包括设置在梯度线圈单元的最内部分中的匀场体。
本发明的额外方面将在以下的描述中被部分地阐述，且部分将自该描述而被本领域的普通技术人员理解，或者可以通过本发明的实践而习知。
根据本发明的一个方面，一种磁共振成像（MRI）装置可以包括：静磁场线圈单元，配置用于在目标中形成静磁场；和梯度线圈单元，配置用于在静磁场中形成梯度场，其中梯度线圈单元包括在最外部分（即，外部分）中的一个或多个匀场体。
梯度线圈单元可以包括：梯度线圈，配置用于在静磁场中形成梯度场；和屏蔽线圈，形成在梯度线圈外部，并且配置用于弥补由梯度线圈在静磁场线圈单元中感生的涡流电流的影响。
匀场体可以位于屏蔽线圈外部，例如，在梯度线圈单元中。
MRI装置还可以包括形成在屏蔽线圈和匀场体之间的冷却器，该冷却器配置用于防止匀场体的温度因传递到匀场体的热而升高。
匀场体可以包括：一个或多个匀场体盘，配置用于插入沿梯度线圈单元的外圆周方向分离地形成的一个或多个匀场体插入部中；和一个或多个铁标记，配置为被容纳在匀场体盘中。
根据本发明，匀场体之间的间隔的至少之一可以与匀场体之间的其余间隔不同。
根据本发明，匀场体插入部的至少之一在与梯度线圈单元的中心轴垂直的截面的圆周方向上的长度可以大于插入相应的匀场体插入部中的匀场体盘在该截面的该圆周方向上的长度。
根据本发明的另一方面，一种磁共振成像（MRI）装置可以包括：静磁场线圈单元，配置用于在目标中形成静磁场；和梯度线圈单元，配置用于在静磁场中形成梯度场，其中梯度线圈单元包括在最内部分中的一个或多个匀场体。
梯度线圈单元可以包括：梯度线圈，配置用于在静磁场中形成梯度场；和屏蔽线圈，形成在梯度线圈外部，并且配置用于弥补由梯度线圈在静磁场线圈单元中感生的涡流电流的影响。
匀场体可以位于屏蔽线圈内部，在梯度线圈单元中。
MRI装置还可以包括形成在梯度线圈和匀场体之间的冷却器，该冷却器配置用于防止匀场体的温度因传递到匀场体的热而升高。
匀场体可以包括：一个或多个匀场体盘，配置用于插入沿梯度线圈单元的内圆周方向分离地形成的一个或多个匀场体插入部中；和一个或多个铁标记，配置为被容纳在匀场体盘中。
根据本发明，匀场体之间的间隔的至少之一可以与其余的间隔不同。
匀场体插入部的至少之一在与梯度线圈单元的中心轴垂直的截面的圆周方向上的长度比插入相应的匀场体插入部中的匀场体盘在该截面的该圆周方向上的长度长。
根据本发明的另一方面，一种磁共振成像（MRI）装置的制造方法可以包括：制造静磁场线圈单元；通过在梯度线圈单元的最外部分中安装一个或多个匀场体而制造梯度线圈单元；和在静磁场线圈单元内部设置梯度线圈单元。
梯度线圈单元的制造可以包括：形成梯度线圈；在梯度线圈外部形成屏蔽线圈；和在屏蔽线圈外部形成匀场体。
MRI装置的制造方法还可以包括在屏蔽线圈和匀场体之间形成冷却器。
形成匀场体可以包括：在屏蔽线圈外部沿屏蔽线圈的外圆周方向分离地形成一个或多个匀场体插入部；和将匀场体插入匀场体插入部中。
形成匀场体插入部可以包括形成匀场体插入部使得匀场体插入部之间的间隔的至少之一不同于其余的间隔。
形成匀场体插入部可以包括形成匀场体插入部使得至少一个匀场体插入部在与梯度线圈单元的中心轴垂直的截面的圆周方向上的长度大于插入相应的匀场体插入部中的匀场体盘在该截面的该圆周方向上的长度。
根据本发明的另一方面，一种磁共振成像（MRI）装置的制造方法可以包括：制造静磁场线圈单元；通过在梯度线圈单元的最内部分中安装一个或多个匀场体而制造梯度线圈单元；和在静磁场线圈单元内部设置梯度线圈单元。
制造梯度线圈单元可以包括：形成梯度线圈；在梯度线圈外部形成屏蔽线圈；和在梯度线圈内部形成匀场体。
MRI装置的制造方法还可以包括在梯度线圈和匀场体之间形成冷却器。
形成匀场体可以包括：在梯度线圈内部沿着梯度线圈的内圆周方向分离地形成一个或多个匀场体插入部；和将匀场体插入匀场体插入部中。
形成匀场体插入部可以包括形成匀场体插入部使得匀场体插入部之间的间隔的至少之一不同于其余的间隔。
形成匀场体插入部可以包括形成匀场体插入部使得至少一个匀场体插入部在与梯度线圈单元的中心轴垂直的截面的圆周方向上的长度大于插入相应的匀场体插入部中的匀场体盘在该截面的该圆周方向上的长度。
根据本发明的一方面，通过在梯度线圈单元的最外部分或最内部分设置匀场体，从梯度线圈单元产生的热沿一个方向被传递到铁标记，并且仅需要用于冷却铁标记的一个冷却器。
此外，本发明提供在传统的结构和方法中未知的优点，因为仅一个冷却器设置在梯度线圈单元中，由此容许梯度线圈单元的厚度的减小，其增加了MRI装置在设计上的自由度。
此外，通过在梯度线圈单元的最外/最内部分安装匀场体，与匀场体安装在梯度线圈单元的最内部分和最外部分之间时相比，洛伦兹力的影响被局限于一个方向上，其有助于结构稳定性。
当匀场体传统地布置在梯度线圈单元的最内部分与最外部分之间时，为了梯度线圈单元的结构稳定性，匀场体盘优选地以规则间隔布置。然而，通过在梯度线圈单元的最外/最内部分安装匀场体，匀场体盘不需要为了梯度线圈单元的结构稳定性而以规则间隔布置，其有利地有助于增加匀场体盘的布置的自由度，导致静磁场的均匀度。
附图说明
本发明的上述和/或其它方面将从结合附图对本发明的示例性实施方式的以下描述变得明显，并且更易于被本领域的普通技术人员理解，其中：
图1是根据本发明的一示例性实施方式的磁共振成像（MRI）装置的控制框图；
图2示意性地显示了具有切去部分的根据本发明一示例性实施方式的MRI装置的透视图；
图3显示了躺在被分成x、y和z轴的空间中的目标；
图4显示了磁体组件和梯度线圈单元的结构；
图5显示了构成梯度线圈单元的单独的梯度线圈和与该单独的梯度线圈的操作相关的脉冲序列；
图6、图7和图8是概念上显示根据本发明一示例性实施方式的MRI装置的梯度线圈单元的结构的截面图；
图9、图10和图11是概念上显示梯度线圈单元的结构的透视图；
图12是概念上显示梯度线圈单元的匀场体以及冷却单元的结构的透视图；
图13、图14和图15是概念上显示根据本发明另一示例性实施方式的MRI装置的梯度线圈单元的结构的截面图；
图16、图17和图18是概念上显示图13、图14和图15中所示的梯度线圈单元的结构的透视图；
图19是概念上显示图13、图14和图15所示的梯度线圈单元的匀场体以及冷却单元的结构的透视图；
图20是显示根据本发明一示例性实施方式的MRI装置的制造方法的示例性操作的流程图；
图21是显示根据本发明一示例性实施方式的梯度线圈单元的制造方法的示例性操作的流程图；以及
图22是显示根据本发明另一示例性实施方式的梯度线圈单元的制造方法的示例性操作的流程图。
具体实施方式
现在将更详细地参考本发明的示例性实施方式，其示例在附图中示出，其中相同的附图标记始终表示相同的元件。
图1是根据本发明一示例性实施方式的磁共振成像（MRI）装置100的控制框图。
现在参考图1，根据本发明示例性实施方式的MRI装置100包括：磁体组件150，用于形成在原子核中引起共振的磁场；控制器120，用于控制磁体组件150的操作；和图像处理器160，用于接收从原子核产生的回波信号以产生磁共振图像。
磁体组件150包括：静磁场线圈单元151，用于在其中形成静磁场；梯度线圈单元152，用于在静磁场中形成梯度场；和RF线圈单元153，用于施加RF脉冲以激发原子核并接收来自原子核的回波信号。
继续参考图1，控制器120包括：静磁场控制器121，用于控制通过静磁场线圈单元151形成的静磁场的强度和方向；和脉冲序列控制器122，用于设计脉冲序列并根据该脉冲序列控制梯度线圈单元152和RF线圈单元153。
此外，MRI装置100包括：梯度施加单元130，用于施加梯度信号到梯度线圈单元152；和RF施加单元140，用于施加（产生和输出）RF信号到RF线圈单元153，使得脉冲序列控制器122控制梯度施加单元130和RF施加单元140以调整在静磁场中形成的梯度场和施加到原子核的RF。
此外，MRI装置100可以包括使用者操作单元110，其从使用者接收与MRI装置100的操作有关的控制命令。更具体地，使用者操作单元110可以从使用者接收与扫描序列有关的命令以根据该命令产生脉冲序列。
使用者操作单元110可以包括：操作控制台111，用于允许使用者操作MRI装置100；和显示器112，用于显示控制状态并显示由图像处理器160产生的图像，以便使用者诊断目标200（图2中示出）的健康状态。
图2显示了具有切去部分的MRI装置100的透视图，图3显示躺在被分成x、y和z轴的空间中的目标200，图4显示了磁体组件150和梯度线圈单元152的结构，图5显示了构成梯度线圈单元152的单独的梯度线圈和与该单独的梯度线圈的操作相关的脉冲序列。
在下文中，将参考图1至图5详细描述MRI装置100的操作。
磁体组件150通常形成为空心圆筒形状，磁体组件150的内部空间被称为空腔。传送单元210将躺在其上的目标200移到空腔中以便获得磁共振信号。
如上所述，磁体组件150包括静磁场线圈单元151、梯度线圈单元152和RF线圈单元153。
静磁场线圈单元151可以具有其中线圈围绕空腔缠绕的结构，如果电流被施加到静磁场线圈单元151，则静磁场形成在磁体组件150内部，即形成在空腔中。
静磁场的方向一般平行于磁体组件150的同心轴。
如果静磁场形成在空腔中，则构成目标200的原子（具体地，氢原子）的原子核布置在静磁场方向，并进行关于静磁场的方向的进动。原子核的进动速度可以被表示为进动频率，其被称为拉莫尔频率，并且可以由下面的方程式1表示。
ω=γB0,                      (1)
其中ω是拉莫尔频率，γ是比例常数，B0是外部磁场的强度。比例常数取决于原子核的种类，外部磁场的强度以特斯拉（T）或高斯（G）为单位计算，进动频率以Hz为单位计算。
例如，氢质子在1T的外部磁场中具有42.58MHz的进动频率。因为氢原子组成构成人体的原子的主要部分，所以MRI使用氢质子的进动获得磁共振信号。
梯度线圈单元152在空腔中所形成的静磁场中产生梯度以形成梯度场。
如图3所示，与躺下时的目标200的从头到脚的上下方向平行的轴，也就是，与静磁场的方向平行的轴可以被确定为z轴，与目标200的左右方向平行的轴可以被确定为x轴，与3维（3D）空间中的上下方向平行的轴可以被确定为y轴。
为了获得3D空间信息，需要关于所有的x轴、y轴和z轴的梯度场。因此，梯度线圈单元152包括三对梯度线圈。
如图4和图5所示，z轴梯度线圈154配置有一对环状的线圈，y轴梯度线圈155位于目标200上方和下方。此外，x轴梯度线圈156位于目标200的左侧和右侧。
如果具有相反极性的直流电流流过相应的z轴梯度线圈154，则发生在z轴方向上的磁场的变化，从而形成梯度场。图5显示了与z轴梯度线圈154运行时形成的z轴梯度场相应的脉冲序列。
因为在z轴方向上形成的梯度场的更大的梯度允许选择更薄的成像层面（slice），所以z轴梯度线圈154用于选择成像层面。
如果成像层面通过由z轴梯度线圈154形成的梯度场选择，则配置相应的成像层面的自旋具有相同的频率和相位，使得各个自旋不能彼此区分。在该状态下，如果y轴方向上的梯度场由y轴梯度线圈155形成，则y轴梯度场引起相移，使得成排的成像层面具有不同的相位。
换言之，如果形成y轴梯度场，则已经被施加大梯度场的成像层面排的自旋的相位变化为高频率，已经被施加小梯度场的成像层面排的自旋的相位转变为低频率。其后，如果y轴梯度场消失，则在被选择的成像层面的各个排中存在相位移，以使得成像层面排具有不同的相位，使得成像层面排可以彼此区分。因而，由y轴梯度线圈155形成的梯度场用于相位编码。图5也显示了与y轴梯度线圈155运行时形成的y轴梯度场相应的脉冲序列。
总之，参考图5，成像层面通过由z轴梯度线圈154形成的梯度场选择，配置所选成像层面的排通过由y轴梯度线圈155形成的梯度场而以具有不同相位的方式区别开。然而，配置每排的自旋仍然不能被区分，因为它们具有相同的频率和相位。在其中配置每排的自旋因为其具有相同的频率和相位而仍然不能被区分的状态下，如果x轴方向上的梯度场通过x轴梯度线圈156形成，则x轴梯度场使得配置每排的自旋具有不同的频率，使得自旋能够彼此区分。因而，由x轴梯度线圈156形成的梯度场用于频率编码。
如上所述，分别由z轴y轴和x轴梯度线圈形成的梯度场通过成像层面选择、相位编码和频率编码而空间地编码各个自旋的空间位置。
进一步参考图4和图5，梯度线圈单元152连接到梯度施加单元130，梯度施加单元130根据从脉冲序列控制器122接收的控制信号而施加驱动信号到梯度线圈单元152，以产生梯度场。梯度施加单元130可以包括与配置梯度线圈单元152的三类梯度线圈154、155和156相应的三个驱动电路。
如上所述，通过外部磁场排列的原子核以拉莫尔频率执行进动，一些原子核的磁化矢量之和可以表示为净磁化M。
净磁化M的z轴分量不能被测量，仅Mxy能够被检测。因此，为了获得磁共振信号，原子核应该被激发使得净磁化M存在于xy平面上。为了激发原子核，必须施加被调谐至原子核的拉莫尔频率的RF脉冲到静磁场。
RF线圈单元153包括用于传输RF脉冲的传输线圈和用于接收电磁波（换言之，从被激发的原子核释放的磁共振信号）的接收线圈。
RF线圈单元153连接到RF施加单元140（图1所示），RF施加单元140根据从脉冲序列控制器122接收的控制信号来施加驱动信号到RF线圈单元153，使得RF线圈单元153传输（transmit）RF脉冲。
RF施加单元140能够包括用于将高频输出信号调制为脉冲型信号的调制电路和用于放大脉冲型信号的RF功率放大器。
此外，RF线圈单元153连接到图像处理器160，如图1所示，图像处理器160能够包括：数据收集单元161，用于接收与从原子核产生的磁共振信号相关的数据；和数据处理器163，用于处理由数据收集单元161收集的数据以产生磁共振图像。
进一步关于图1所示的图像处理器160，数据收集单元161包括硬件，该硬件包括：前置放大器，用于放大由RF线圈单元153的接收线圈接收到的磁共振信号；相位检测器，用于从前置放大器接收磁共振信号以检测磁共振信号的相位；和A/D转换器，用于将通过相位检测器获得的模拟信号转换成数字信号。此外，数据收集单元161将数字化的磁共振信号传输至数据存储单元162。
在包括机器可读取的存储介质的数据存储单元162中，形成配置2D傅里叶空间的数据空间，在扫描的数据全被存储在数据存储单元162中之后，数据处理器163对2D傅里叶空间中的数据执行2D反转傅里叶变换以重构关于目标200的图像。重构的图像被显示在显示器112上。
作为用于自原子核获得磁共振信号的方法，自旋回波脉冲序列已经被广泛使用。如果RF线圈单元153顺序地施加在其间具有Δt的预定时间间隔的两个RF脉冲，则在再次经过时间间隔Δt时，在原子核中发生强的横向磁化，并且可以通过该强的横向磁化获得磁共振信号。该方法被称为自旋回波脉冲序列。从施加第一RF脉冲直到产生磁共振信号所经过的时间周期是时间回波（TE）。
质子翻转的程度可以表示为质子离开一轴（在翻转之前质子位于该轴上）的角度，相应的RF脉冲可以根据翻转的程度表示为例如90°RF脉冲、180°RF脉冲等。
图6、图7和图8是概念上显示根据本发明一示例性实施方式的诸如图9所示的MRI装置的梯度线圈单元152的结构的截面图，图9、图10和图11是概念上显示梯度线圈单元152的结构的透视图。
梯度线圈单元152施加梯度到空腔中形成的静磁场以形成梯度场。
如上所述，为了获得3D空间信息，需要关于所有的x轴、y轴和z轴的梯度场，因此，梯度线圈单元152包括三对梯度线圈。
如图4和图5所示，z轴梯度线圈154配置有一对环状的线圈，y轴梯度线圈155位于目标200上方和下方。此外，x轴梯度线圈156位于目标200的左侧和右侧。在下文中，x轴、y轴和z轴梯度线圈将被称为梯度线圈170。
梯度线圈单元152包括设置在梯度线圈170外部的屏蔽线圈171。
如图中所示，因为屏蔽线圈171设置在梯度线圈170外部，所以屏蔽线圈171的安装半径大于梯度线圈170的安装半径。
如果强脉冲电流被施加到梯度线圈170，则涡流电流在抑制梯度场产生的方向上流过围绕梯度线圈170的静磁场线圈单元。
如果在静磁场线圈单元中感生涡流电流，则梯度场的线性度在时间轴方向上劣化。如果在用于成像层面选择的梯度场中存在涡流电流，则成像层面轮廓退化，导致信噪比（SNR）劣化。
同时，如果在用于频率编码的梯度场中存在涡流电流，则在频率编码方向上的K-空间中执行不均匀的规一化（standardization），其使图像分辨度降低，并由于降低的分辨度而导致变模糊以及在边界产生环形物。涡流电流的影响程度取决于相应的成像方法，该影响在梯度场回波像和高速图像方面是重大的。
为了克服由于涡流电流引起的问题，如图6所示，屏蔽线圈171被安装在梯度线圈170外部。为了抵销延伸出梯度线圈170的梯度场的强度由此减小涡流电流的量，其方向与施加到梯度线圈170的电流的方向相反的电流被施加到屏蔽线圈171。
MRI装置在梯度线圈单元152中提供匀场体173以便均匀地分布由静磁场线圈单元形成的静磁场。
如图6所示，匀场体173安装在梯度线圈单元152的最外部分。换言之，匀场体173的安装半径大于屏蔽线圈171的安装半径。存在有源匀场线圈和无源匀场体，在当前的示例性实施方式中，使用无源匀场体。
匀场体173配置有用于静磁场的均匀度的铁标记和其中容纳铁标记的匀场体盘174。匀场体盘174具有与梯度线圈单元152（其是圆筒形状）的z轴方向的长度相应的长度，每个匀场体盘174的内部空间可以根据铁标记的尺寸被分隔成多个空间，使得多个铁标记能够被容纳在匀场体盘174中。
匀场体盘174通过被插入沿梯度线圈单元152的外圆周方向分开设置的匀场体插入部176中而被安装。
匀场体173均匀地形成静磁场的基本原理在本领域中是众所周知的，因此，将省略其详细描述。
如果电流被施加到梯度线圈170或屏蔽线圈171，则存在由于线圈的电阻而产生的热，所产生的热提高了匀场体铁标记的温度。
因为铁标记的温度的变化用作改变静磁场的均匀度的一种因素，所以需要提供用于冷却将被传递到铁标记的热的冷却器（冷却单元）172以防止铁标记的温度升高。
在传统技术中，匀场体将安装在梯度线圈单元的梯度线圈与屏蔽线圈之间。然而，在这样的传统的情形下，因为从梯度线圈170和屏蔽线圈171产生的热在两个方向上被传递到匀场体173，所以两个冷却器应该以以下方式被安装：一个与梯度线圈170相邻地安装，另一个与屏蔽线圈171相邻地安装，因为匀场体接收在两个方向上的热传递。
因而，如果安装两个冷却器，则梯度线圈单元152的截面厚度增加，这限制了设计自由度。
匀场体盘174之间的空间填充有树脂诸如环氧树脂，并且树脂用作支撑梯度线圈170和屏蔽线圈171的支柱。然而，洛伦兹力根据梯度线圈170和屏蔽线圈171中电流的流动而被施加到填充在匀场体盘174之间的空间中的树脂，从而可能发生结构不稳定的问题。
换言之，如果匀场体173安装在梯度线圈170和屏蔽线圈171之间，则梯度线圈单元152的截面厚度将变厚，同样将发生结构不稳定的问题。
因此，在根据当前示例性实施方式的MRI装置的梯度线圈单元152中，通过在梯度线圈单元152的最外部分安装匀场体173，克服了上述问题。
如果匀场体173安装在梯度线圈单元152的最外部分，则热沿一个方向被传递到匀场体铁标记。也就是说，其中热传递到铁标记的方向被局限于从圆筒的中心到外部的方向。
结果，因为热沿一个方向传递，所以在屏蔽线圈171和匀场体173之间仅需要单一的冷却器172，于是导致更薄的设计。
图6显示了其中冷却器172已经安装在屏蔽线圈171和匀场体173之间的情形。冷却器172可以使用众所周知的冷却方法。
因为通过在梯度线圈单元152的最外部分安装匀场体173而仅需要单一的冷却器172，所以梯度线圈单元152的截面厚度变得比使用两个冷却器时薄。
减小的厚度可以有助于梯度线圈单元152的制造中以及MRI装置的设计和制造中的自由度的增加。
此外，通过在梯度线圈单元152的最外部分安装匀场体173，与匀场体173安装在梯度线圈170和屏蔽线圈171之间时相比，洛伦兹力的影响被限制于一个方向上，其有助于结构稳定性。
此外，当匀场体173安装在梯度线圈170和屏蔽线圈171之间时，匀场体插入部176（匀场体盘174被插入其中以用于梯度线圈单元152的结构稳定性）应以规则的间隔布置。如上所述，因为匀场体插入部176之间的树脂用作支撑梯度线圈170和屏蔽线圈171的支柱，所以匀场体插入部176应以规则的间隔形成以用于梯度线圈单元152的结构稳定性。然而，如果匀场体安装在梯度线圈单元152的最外部分，如本示例性实施方式一样，则不需要为了结构稳定性而以规则的间隔布置匀场体插入部176。因此，匀场体插入部176可以如图7所示地以不规则的间隔（175）布置。有利地，如果匀场体173之间的间隔能被自由地设计（不规则的间隔），则静磁场能被精细地调整。
图8显示本发明的另一示例性实施方式。
现在参考图8，匀场体插入部176的宽度“d”可以被设计为比插入匀场体插入部176中的匀场体盘174的宽度“e”宽，使得插入匀场体插入部176中的匀场体盘174能够沿宽度方向移动。
换言之，通过使得匀场体盘174能在圆周方向上移动一定程度，同时通过调整在匀场体盘174中容纳的铁标记的数量或布置而均匀地形成静磁场，能够实现静磁场的高均匀度。
图9是3维地示出图6所示的梯度线圈单元152的透视图，图10是显示梯度线圈单元152的内部结构的透视图，图11是用于显示梯度线圈单元152的各个组件具有不同半径的圆筒结构的透视图。
现在参考图10和图11，梯度线圈单元152包括位于最里面的内部分中并且如图8所示具有安装半径“a”的梯度线圈170、围绕梯度线圈170并具有比梯度线圈170的安装半径“a”长的安装半径“b”的屏蔽线圈171、以及围绕屏蔽线圈171并且具有比屏蔽线圈171的安装半径“b”长的安装半径“c”的匀场体173。此外，冷却器172位于屏蔽线圈171和匀场体173之间从而防止匀场体铁标记的温度升高（或升高超过临界温度）。
图12详细地显示匀场体173和冷却器172。
现在参考图12，看到冷却器172与匀场体173的内表面接触地安装。因为匀场体173设置在梯度线圈单元152的最外部分使得从梯度线圈170和屏蔽线圈171产生的热传递的方向被限制到从圆筒的中心朝向外部的方向，因此冷却器172能够仅设置在匀场体173的内表面上。
图12所示的匀场体173可以如图6、图7和图8所示地布置。换言之，虽然一些匀场体173能够以规则的间隔布置，但是一些其它的匀场体173能够以不规则的间隔布置，在一些匀场体173中，相应的匀场体插入部176的宽度可以比相应的匀场体盘174的宽度宽。
如在与以规则间隔布置的匀场体的其中之一相应的放大部中所示，在图12的放大部中，每个匀场体173配置有插入相应的匀场体插入部176中的抽屉（drawer）型的匀场体盘174以及被容纳在匀场体盘174中的一个或多个铁标记（未示出）。被容纳在匀场体盘174中的铁标记的数量或布置根据对静磁场的均匀度的计算的结果来确定。
其它放大部显示了其中匀场体插入部176的宽度比相应的匀场体盘174的宽度宽的区域。如上所述，如果匀场体插入部176的宽度“d”被设计为比相应的匀场体盘174的宽度“e”宽，则插入匀场体插入部176中的匀场体盘174可以沿宽度方向移动。因此，通过使得匀场体盘174能在圆周方向上移动一定程度，同时通过调整在匀场体盘174中容纳的铁标记的数量或布置而均匀地形成静磁场，能够实现静磁场的高均匀度。
图13、图14和图15是概念上显示根据本发明另一示例性实施方式的MRI装置的梯度线圈单元152的结构的截面图，图16、图17和图18是概念上显示图13、图14和图15所示的梯度线圈单元152的结构的透视图。
梯度线圈单元152在空腔中形成的静磁场上施加梯度以形成梯度场。
如上所述，为了获得3D空间信息，需要关于所有的x轴、y轴和z轴的梯度场，因此，梯度线圈单元152包括三对梯度线圈。
如图13所示，梯度线圈单元152包括设置在梯度线圈170外部的屏蔽线圈171。
如图中所示，因为屏蔽线圈171设置在梯度线圈170外部，所以屏蔽线圈171的安装半径大于梯度线圈170的安装半径。
如果强脉冲电流被施加到梯度线圈170，则涡流电流在抑制梯度场产生的方向上流过围绕梯度线圈170的静磁场线圈单元。涡流电流导致以上在此之前所述的问题。
为了克服由于涡流电流引起的问题，屏蔽线圈171被安装在梯度线圈170外部。为了抵销延伸出梯度线圈170的梯度场的强度由此减小涡流电流的量，其方向与施加到梯度线圈170的电流的方向相反的电流被施加到屏蔽线圈171。
在当前示例性实施方式中，MRI装置包括设置在梯度线圈单元152中的匀场体从而均匀地分布由静磁场线圈单元形成的静磁场。
如图13所示，匀场体173设置在梯度线圈单元152的最内部分。换言之，匀场体173的安装半径比梯度线圈170的安装半径短。存在有源匀场线圈和无源匀场体，在当前的示例性实施方式中，使用无源匀场体。
匀场体173配置有用于静磁场的均匀度的铁标记和其中容纳铁标记的匀场体盘174。匀场体盘174具有与梯度线圈单元152（其是圆筒形状）的z轴方向的长度相应的长度，每个匀场体盘174的内部空间可以根据铁标记的尺寸被分隔成多个空间，使得多个铁标记能够被容纳在匀场体盘174中。
匀场体盘174通过插入沿梯度线圈单元152的内圆周方向分开设置的匀场体插入部176中而被安装。
匀场体173均匀地形成静磁场的基本原理在本领域中是众所周知的，因此，将省略其详细描述。
继续参考图13，当电流被施加到梯度线圈170或屏蔽线圈171时，因线圈的电阻而产生热，并且所产生的热提高了匀场体铁标记的温度。
因为铁标记的温度变化用作改变静磁场的均匀度的一个因素，所以需要冷却器172来冷却被传递到铁标记的热以防止铁标记的温度升高。
在传统的布置中，匀场体173安装在梯度线圈单元152的梯度线圈170和屏蔽线圈171之间。然而，在根据本发明的当前情形中，因为从梯度线圈170和屏蔽线圈171产生的热在两个方向上被传递到匀场体173，所以应安装两个冷却器使得一个冷却器将与梯度线圈170相邻地安装而另一冷却器将与屏蔽线圈171相邻地安装。
因而，当安装两个冷却器时，梯度线圈单元152的截面厚度增加，这限制了设计自由度。
匀场体盘174之间的空间填充有树脂诸如环氧树脂，树脂用作支撑梯度线圈170和屏蔽线圈171的支柱。然而，洛伦兹力根据梯度线圈170和屏蔽线圈171中电流的流动而在所有的方向上被施加到填充在匀场体盘174之间的空间中的树脂，从而可能发生结构不稳定的问题。
换言之，当匀场体173安装在梯度线圈170和屏蔽线圈171之间时，梯度线圈单元152的截面厚度变厚，同样能够发生结构不稳定的问题。
因此，在根据本发明的本示例性实施方式的MRI装置的MRI装置的梯度线圈单元152中，通过在梯度线圈单元152的最内部分安装匀场体173，克服了上述问题。
诸如图13所示的本示例在梯度线圈单元152的最内部分而不是梯度线圈单元152的最外部分布置匀场体173。
如果匀场体173安装在梯度线圈单元152的最内部分，则热沿一个方向被传递到匀场体铁标记。更具体地，其中热传递到铁标记的方向被局限于朝向圆筒中心的方向。
结果，因为热沿一个方向传递，所以仅单一的冷却器172布置在梯度线圈170和匀场体173之间。
图13显示了其中冷却器172已经安装在梯度线圈170和匀场体173之间的情形。冷却器172可以使用众所周知的冷却方法。
因为通过在梯度线圈单元152的最内部分安装匀场体173而仅使用单一的冷却器172，所以梯度线圈单元152的截面厚度比使用两个冷却器时薄。
减小的厚度可以有助于梯度线圈单元152的制造中以及MRI装置的设计和制造中的自由度增加。
此外，通过在梯度线圈单元152的最内部分安装匀场体173，与匀场体173安装在梯度线圈170和屏蔽线圈171之间时相比，洛伦兹力的影响被限制于一个方向上，因而本发明有助于结构稳定性。
此外，当在传统器件中匀场体173安装在梯度线圈170和屏蔽线圈171之间时，匀场体插入部176（匀场体盘174被插入其中以用于梯度线圈单元152的结构稳定性）应以规则的间隔布置。如上所述，因为匀场体插入部176之间填充的树脂用作支撑梯度线圈170和屏蔽线圈171的支柱，所以匀场体插入部176应以规则的间隔形成以用于梯度线圈单元152的结构稳定性。
然而，如果匀场体安装在梯度线圈单元152的最内部分，如同在本发明的当前示例中一样，则不必为了结构稳定性而以规则间隔布置匀场体插入部176。因此，匀场体插入部176可以以不规则间隔布置，如图14所示。
此外，除了匀场体插入部以不规则间隔布置之外，匀场体173之间的间隔能够被自由地设计，有利地容许静磁场的均匀度能够被精细地调整。
图15显示本发明的另一示例性实施方式。
现在参考图15，匀场体插入部176的宽度“d”可以被设计为比插入匀场体插入部176中的匀场体盘174的宽度“e”宽，使得插入匀场体插入部176中的匀场体盘174能够沿宽度方向移动。
因此，通过使得匀场体盘174能在圆周方向上移动一定程度，同时通过调整在匀场体盘174中容纳的铁标记的数量或布置而均匀地形成静磁场，能够实现静磁场的高均匀度。
图16是3维地示出图13所示的梯度线圈单元152的透视图，图17是显示梯度线圈单元152的内部结构的透视图，图18是用于显示梯度线圈单元152的各个组件具有不同半径的圆筒结构的透视图。
参考图15、图16和图17，梯度线圈单元152包括位于梯度线圈单元152的最内部分并且具有安装半径“f”的匀场体173、围绕匀场体173并且具有比匀场体173的安装半径“f”长的安装半径“g”的梯度线圈170、和围绕梯度线圈170并且具有比梯度线圈170的安装半径g长的安装半径h的屏蔽线圈171。此外，冷却器172位于匀场体173和梯度线圈170之间，从而防止匀场体铁标记的温度升高。
图19详细地显示匀场体173和冷却器172。
现在参考图19，看到冷却器172与匀场体173的外表面接触地安装。因为匀场体173设置在梯度线圈单元152的最内部分使得从梯度线圈170和屏蔽线圈171产生的热的传递方向被限制到朝向圆筒中心的方向，所以在该示例中仅单一的冷却器172设置在匀场体173的外表面上。
图19所示的匀场体173可以如图13、图14和图15所示的布置。换言之，一些匀场体173可以以规则的间隔布置，一些其它的匀场体173可以以不规则的间隔布置，在一些匀场体173中，相应的匀场体插入部176的宽度可以比相应的匀场体盘174的宽度宽。
如在图19的放大部中所示，以规则间隔布置的匀场体的相应一个，其中每个匀场体173配置有插入匀场体插入部176中的抽屉（drawer）型的匀场体盘174以及被容纳在匀场体盘174中的一个或多个铁标记（未示出）。容纳在匀场体盘174中的铁标记的数量或布置根据对静磁场的均匀度的计算结果来确定。
图19中的其它放大部显示了其中匀场体插入部176的宽度比匀场体盘174的宽度宽的区域。如以上参考图15所述，如果匀场体插入部176的宽度d被设计为比相应的匀场体盘174的宽度e宽，则插入匀场体插入部176中的匀场体盘174可以沿宽度方向移动。因此，通过使得匀场体盘174能在圆周方向上移动一定程度，同时通过调整容纳在匀场体盘174中的铁标记的数量或布置而均匀地形成静磁场，能够实现静磁场的高均匀度。
图20是显示根据本发明一示例性实施方式的MRI装置的制造方法的示例性操作的流程图。
现在参考图20，首先，制造静磁场线圈单元（500），制造梯度线圈单元（图2的152）（600），然后在静磁场线圈单元内部设置梯度线圈单元152（700），由此制造MRI装置。
制造静磁场线圈单元的操作和在圆筒形状的静磁场线圈单元内部设置梯度线圈单元的操作可以通过本领域中众所周知的各种方法进行，因此，将省略其详细描述。
图21是详细地显示根据本发明一示例性实施方式的制造图20的梯度线圈单元152的方法的示例性操作的流程图。
在下文中，将参考图21详细描述梯度线圈单元152的制造方法。
首先，在（S610），形成用于在静磁场中形成梯度场的梯度线圈，以及在（S620），在梯度线圈170外部形成屏蔽线圈171。
为了获得关于目标的3D空间信息，需要关于所有的x轴、y轴和z轴的梯度场，因此，梯度线圈单元152包括三对梯度线圈。
如图4和图5所示，z轴梯度线圈154配置有一对环状的线圈，y轴梯度线圈155位于目标200上方和下方。此外，x轴梯度线圈156位于目标200的左侧和右侧。因而，制造了具有三个轴的梯度线圈。
然后，具有比梯度线圈170的安装半径长的安装半径的屏蔽线圈171安装在梯度线圈170外部。
如果强脉冲电流被施加到梯度线圈170，则涡流电流在抑制梯度场产生的方向上流过围绕梯度线圈170的静磁场线圈单元。涡流电流用作如上所述地使图像品质退化的一个因素。
为了克服由于涡流电流引起的问题，屏蔽线圈171被安装在梯度线圈170外部。为了抵销延伸出梯度线圈170的梯度场的强度由此减小涡流电流的量，其方向与施加到梯度线圈170的电流的方向相反的电流被施加到屏蔽线圈171。
在形成屏蔽线圈171之后，随后在（630），在屏蔽线圈171外部形成冷却器172，在（640），在冷却器172外部形成匀场体173。
为了在屏蔽线圈171外部形成匀场体173，匀场体插入部176沿屏蔽线圈171的外圆周方向分离地形成，匀场体173插入匀场体插入部176中。
匀场体插入部176可以如图6所示以规则间隔形成，或者可以如图7所示以不规则间隔形成。
如果匀场体173之间的间隔能被自由地设计，则静磁场的均匀度能被精细地调整。
如图8所示，匀场体插入部176的宽度“d”可以被设计为比插入匀场体插入部176中的匀场体盘174的宽度e宽，使得插入匀场体插入部176中的匀场体盘174能够沿宽度方向移动。
因此，通过将匀场体插入部176的宽度d设计得比匀场体盘174的宽度“e”宽，由此使得匀场体盘174能够沿圆周方向移动一定程度，同时通过调整容纳在匀场体盘174中的铁标记的数量或布置而均匀地形成静磁场，能够实现静磁场的高均匀度。
如图12所示，冷却器172与匀场体173的内表面接触地安装，也就是，冷却器172被安装在屏蔽线圈171和匀场体173之间。因为匀场体173设置在梯度线圈单元152的最外部分使得从梯度线圈170和屏蔽线圈171产生的热的传递方向被限制到从圆筒的中心到外部的方向，因此仅一个冷却器172设置在匀场体173的内表面上。
图22是详细地显示根据本发明另一示例性实施方式的梯度线圈单元152的制造方法的流程图。
现在参考图22，在（S650），形成用于在静磁场中形成梯度场的梯度线圈170，在（S660），在梯度线圈170外部形成屏蔽线圈171。
为了获得关于目标的3D空间信息，需要关于所有的x轴、y轴和z轴的梯度场，因此，梯度线圈单元152包括三对梯度线圈。
如图4和图5所示，z轴梯度线圈154配置有一对环状的线圈，y轴梯度线圈155位于目标200上方和下方。此外，x轴梯度线圈156位于目标200的左侧和右侧。因而，制造了具有三个轴的梯度线圈。
然后，具有比梯度线圈170的安装半径长的安装半径的屏蔽线圈171安装在梯度线圈170外部。
如果强脉冲电流被施加到梯度线圈170，则涡流电流在抑制梯度场产生的方向上流过围绕梯度线圈170的静磁场线圈单元。如上所述，涡流电流作为使图像品质退化的一个因素。
为了克服由于涡流电流引起的问题，屏蔽线圈171被安装在梯度线圈170外部。为了抵销延伸出梯度线圈170的梯度场的强度由此减小涡流电流的量，其方向与施加到梯度线圈170的电流的方向相反的电流被施加到屏蔽线圈171。
在形成梯度线圈170和屏蔽线圈171之后，在（670），在梯度线圈170内部形成冷却器172，在（680），在冷却器172内部形成匀场体173。
为了在梯度线圈170内部形成匀场体173，匀场体插入部176沿梯度线圈170的内圆周方向分离地形成，匀场体173插入匀场体插入部176中。
匀场体插入部176可以如图13所示地以规则间隔形成，或者可以如图14所示地以不规则间隔形成。
如果匀场体173之间的间隔能被自由地设计，则静磁场的均匀度能被精细地调整。
如图15所示，匀场体插入部176的宽度“d”可以被设计为比插入匀场体插入部176中的匀场体盘174的宽度“e”宽，使得插入匀场体插入部176中的匀场体盘174能够沿宽度方向移动。
因此，通过将匀场体插入部176的宽度“d”设计得比匀场体盘174的宽度“e”宽，由此使得匀场体盘174能够沿圆周方向移动一定程度，同时通过调整在匀场体盘174中容纳的铁标记的数量或布置而均匀地形成静磁场，能够实现静磁场的高均匀度。
如图19所示，冷却器172与匀场体173的外表面接触地安装，也就是，冷却器172被安装在梯度线圈170和匀场体173之间。因为匀场体173设置在梯度线圈单元152的最内部分使得从梯度线圈170和屏蔽线圈171产生的热的传递方向被限制到朝向圆筒的中心的方向，所以仅一个冷却器172设置在匀场体173的外表面上。
根据本发明的上述方法能够在硬件、固件中执行，或者能够被执行为配置硬件用于运行并存储在非瞬时性的机器可读介质（诸如CD ROM、DVD、RAM、软盘、硬盘或诸如光软盘的磁光盘）上的计算机代码或软件，或者能够被执行为通过网络下载并被存储在本地非瞬时性记录介质上的计算机代码（该计算机代码最初被存储在远程记录介质或非瞬时性的机器可读介质上），使得此处描述的方法能够被装载到诸如通用计算机或专用处理器的硬件中或被装载到诸如ASIC或FPGA的可编程的或专用的硬件中。如本领域的技术人员将理解的，计算机、处理器、微处理器控制器或可编程硬件包括可存储或接收软件或计算机代码的存储器组件，例如RAM、ROM、闪存等，在软件或计算机代码被计算机访问和执行时，处理器或硬件执行此处描述的处理方法。此外，将理解，当通用计算机访问用于执行此处显示的处理的代码时，代码的执行将通用计算机转换成专用计算机以执行此处显示的处理。此外，技术人员了解并理解“处理器”或“微处理器”包括在要求保护的发明中的硬件。在最宽的合理解释下，权利要求组成法定内容。在此使用时，术语“单元”或“模块”应当在最宽的合理解释下被理解为组成包括硬件且自身不构成软件的法定内容。当单元或模块包括机器可执行的代码时，将理解，非瞬时性的机器可读介质包含被装载到用于执行的硬件诸如处理器或控制器中并配置处理器或控制器用于操作的机器可执行代码。
虽然已经显示并描述了本发明的几个示例性实施方式，但是本领域的技术人员将认识并理解，可以对这些示例性实施方式进行各种改变而不脱离本发明的原理和精神，本发明的范围由权利要求书及其等效物限定。

Claims (15)

1.一种磁共振成像（MRI）装置，包括：
静磁场线圈单元（151），配置用于在目标中形成静磁场；和
梯度线圈单元（152），配置用于在所述静磁场中形成梯度场，
其中所述梯度线圈单元（152）包括一个或多个匀场体（173），该一个或多个匀场体（173）布置在所述梯度线圈单元的最外部分或最内部分以提供由所述静磁场线圈单元形成的所述静磁场的均匀度。
2.根据权利要求1所述的磁共振成像装置，其特征在于所述梯度线圈单元（152）包括：
梯度线圈（170），配置用于在所述静磁场中形成所述梯度场；和
屏蔽线圈（171），沿所述梯度线圈的外部形成，并且配置用于弥补由所述梯度线圈（170）在所述静磁场线圈单元（151）中感生的涡流电流的影响。
3.根据权利要求2所述的磁共振成像装置，其特征在于沿所述梯度线圈的所述外部布置的所述屏蔽线圈（171）的安装半径大于所述梯度线圈（170）的安装半径。
4.根据权利要求2所述的磁共振成像装置，其特征在于当分别布置在所述梯度线圈单元的最外部分或最内部分时，所述匀场体（173）沿所述屏蔽线圈（171）的外部定位，或者位于所述梯度线圈单元中的所述屏蔽线圈内部。
5.根据权利要求2所述的磁共振成像装置，还包括冷却器，形成在所述屏蔽线圈（171）与所述匀场体（173）之间，所述冷却器配置用于防止所述匀场体的温度因传递到所述匀场体的热而升高得至少超过临界温度。
6.根据权利要求1所述的磁共振成像装置，其特征在于所述匀场体（173）包括：
一个或多个匀场体盘（174），配置用于插入沿所述梯度线圈单元（152）的所述外圆周方向分离地形成的一个或多个匀场体插入部（176）中；和
一个或多个标记，配置为容纳在所述匀场体盘中。
7.根据权利要求6所述的磁共振成像装置，其中所述标记包括铁标记。
8.根据权利要求6所述的磁共振成像装置，其特征在于所述匀场体之间的间隔的至少之一与其余的间隔不同。
9.根据权利要求6所述的磁共振成像装置，其特征在于所述匀场体插入部（176）的至少之一在与所述梯度线圈单元的中心轴垂直的截面的圆周方向上的长度比插入相应的匀场体插入部（176）中的匀场体盘（174）在所述截面的所述圆周方向上的长度长。
10.一种磁共振成像（MRI）装置的制造方法，包括：
制造静磁场线圈单元（151，500）；
通过在所述梯度线圈单元（152）的最外部分或最内部分安装一个或多个匀场体（173）而制造梯度线圈单元（152，600）；和
在所述静磁场线圈单元内部设置所述梯度线圈单元。
11.根据权利要求10所述的制造方法，其特征在于制造所述梯度线圈单元包括：
形成梯度线圈；
在所述梯度线圈外部形成屏蔽线圈；和
在所述屏蔽线圈外部形成所述匀场体。
12.根据权利要求11所述的制造方法，还包括：在所述屏蔽线圈和所述匀场体之间形成冷却器。
13.根据权利要求11所述的制造方法，其特征在于形成所述匀场体包括在所述屏蔽线圈外部沿所述屏蔽线圈的外圆周方向分离地形成一个或多个匀场体插入部；以及
将所述匀场体插入所述匀场体插入部中。
14.根据权利要求13所述的制造方法，其特征在于形成所述匀场体插入部（176）包括形成所述匀场体插入部（176）使得所述匀场体插入部之间的间隔的至少之一与其余的间隔不同。
15.根据权利要求13所述的制造方法，其特征在于形成所述匀场体插入部（176）包括：形成所述匀场体插入部（176）使得匀场体插入部（176）的至少之一在与所述梯度线圈单元（152）的中心轴垂直的截面的圆周方向上的长度比插入相应的匀场体插入部（176）中的匀场体盘（174）在所述截面的所述圆周方向上的长度长。
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Cited By (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN107533119A (zh) * 2015-04-10 2018-01-02 圣纳普医疗(巴巴多斯)公司 用于磁共振成像的匀场线圈
CN110622021A (zh) * 2017-05-08 2019-12-27 皇家飞利浦有限公司 冷却磁共振成像系统的梯度线圈

Families Citing this family (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
KR101682198B1 (ko) * 2013-08-13 2016-12-02 삼성전자주식회사 자기공명영상장치 및 그 제조방법
WO2017033715A1 (ja) * 2015-08-21 2017-03-02 株式会社日立製作所 磁気共鳴イメージング装置
EP3553547A1 (en) 2018-04-12 2019-10-16 Koninklijke Philips N.V. Shim irons for a magnetic resonance apparatus

Citations (11)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN1085767A (zh) * 1992-10-22 1994-04-27 广东威达医疗器械集团公司 均匀磁场装置
CN2542205Y (zh) * 2002-04-01 2003-04-02 沈阳东软数字医疗系统股份有限公司 两立柱开放式c型永磁型磁共振磁体
JP2006311957A (ja) * 2005-05-09 2006-11-16 Hitachi Medical Corp 磁気共鳴イメージング装置
CN101226232A (zh) * 2007-01-17 2008-07-23 株式会社东芝 梯度磁场线圈单元、mri装置用机架、以及mri装置
CN101484822A (zh) * 2006-07-06 2009-07-15 西门子磁体技术有限公司 磁共振成像磁体系统的无源匀场
CN101545959A (zh) * 2009-04-23 2009-09-30 苏州工业园区朗润科技有限公司 核磁共振成像设备的磁场调节方法及其装置
JP2009297060A (ja) * 2008-06-10 2009-12-24 Mitsubishi Electric Corp 超電導電磁石装置
CN101916640A (zh) * 2009-03-23 2010-12-15 英国西门子公司 用于磁场匀场的装置和方法
JP2012011060A (ja) * 2010-07-02 2012-01-19 Hitachi Medical Corp 磁気共鳴イメージング装置
JP2012115474A (ja) * 2010-11-30 2012-06-21 Toshiba Corp Ｍｒｉ装置
CN102579047A (zh) * 2012-04-10 2012-07-18 江苏美时医疗技术有限公司 一种婴儿专用磁共振成像装置

Family Cites Families (8)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPH08164118A (ja) 1994-09-22 1996-06-25 Ge Yokogawa Medical Syst Ltd Ｍｒｉ装置のマグネットアセンブリ
JP4461032B2 (ja) * 1996-07-31 2010-05-12 株式会社東芝 磁場発生用コイルユニット及び磁気共鳴イメージング装置
US7511502B2 (en) * 2007-01-05 2009-03-31 Kabushiki Kaisha Toshiba Magnetic resonance imaging apparatus
JP2008183397A (ja) * 2007-01-05 2008-08-14 Toshiba Corp 磁気共鳴イメージング装置
US7589531B2 (en) * 2007-01-17 2009-09-15 Kabushiki Kaisha Toshiba Gradient magnetic field coil unit, gantry for MRI apparatus, and MRI apparatus
JP5554031B2 (ja) * 2008-10-03 2014-07-23 株式会社東芝 磁気共鳴イメージング装置および傾斜磁場コイル冷却制御方法
KR101682198B1 (ko) * 2013-08-13 2016-12-02 삼성전자주식회사 자기공명영상장치 및 그 제조방법
KR101600886B1 (ko) * 2013-12-17 2016-03-09 삼성전자주식회사 자기공명영상장치

Patent Citations (11)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN1085767A (zh) * 1992-10-22 1994-04-27 广东威达医疗器械集团公司 均匀磁场装置
CN2542205Y (zh) * 2002-04-01 2003-04-02 沈阳东软数字医疗系统股份有限公司 两立柱开放式c型永磁型磁共振磁体
JP2006311957A (ja) * 2005-05-09 2006-11-16 Hitachi Medical Corp 磁気共鳴イメージング装置
CN101484822A (zh) * 2006-07-06 2009-07-15 西门子磁体技术有限公司 磁共振成像磁体系统的无源匀场
CN101226232A (zh) * 2007-01-17 2008-07-23 株式会社东芝 梯度磁场线圈单元、mri装置用机架、以及mri装置
JP2009297060A (ja) * 2008-06-10 2009-12-24 Mitsubishi Electric Corp 超電導電磁石装置
CN101916640A (zh) * 2009-03-23 2010-12-15 英国西门子公司 用于磁场匀场的装置和方法
CN101545959A (zh) * 2009-04-23 2009-09-30 苏州工业园区朗润科技有限公司 核磁共振成像设备的磁场调节方法及其装置
JP2012011060A (ja) * 2010-07-02 2012-01-19 Hitachi Medical Corp 磁気共鳴イメージング装置
JP2012115474A (ja) * 2010-11-30 2012-06-21 Toshiba Corp Ｍｒｉ装置
CN102579047A (zh) * 2012-04-10 2012-07-18 江苏美时医疗技术有限公司 一种婴儿专用磁共振成像装置

Cited By (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN107533119A (zh) * 2015-04-10 2018-01-02 圣纳普医疗(巴巴多斯)公司 用于磁共振成像的匀场线圈
CN107533119B (zh) * 2015-04-10 2020-07-28 圣纳普医疗(巴巴多斯)公司 用于磁共振成像的匀场线圈
CN110622021A (zh) * 2017-05-08 2019-12-27 皇家飞利浦有限公司 冷却磁共振成像系统的梯度线圈

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Publication number Publication date
KR101424552B1 (ko) 2014-07-31
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