CN1279928A - 梯度线圈及其制造方法以及磁共振成像装置 - Google Patents

梯度线圈及其制造方法以及磁共振成像装置 Download PDF

Info

Publication number
CN1279928A
CN1279928A CN00118643A CN00118643A CN1279928A CN 1279928 A CN1279928 A CN 1279928A CN 00118643 A CN00118643 A CN 00118643A CN 00118643 A CN00118643 A CN 00118643A CN 1279928 A CN1279928 A CN 1279928A
Authority
CN
China
Prior art keywords
coil
coiling
gradient coil
shielding effect
partly shielding
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
Application number
CN00118643A
Other languages
English (en)
Other versions
CN1231178C (zh
Inventor
后藤隆男
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
GE Healthcare Japan Corp
Original Assignee
GE Yokogawa Medical System Ltd
Priority date (The priority date 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 date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by GE Yokogawa Medical System Ltd filed Critical GE Yokogawa Medical System Ltd
Publication of CN1279928A publication Critical patent/CN1279928A/zh
Application granted granted Critical
Publication of CN1231178C publication Critical patent/CN1231178C/zh
Anticipated expiration legal-status Critical
Expired - Fee Related legal-status Critical Current

Links

Images

Classifications

    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/05—Detecting, measuring or recording for diagnosis by means of electric currents or magnetic fields; Measuring using microwaves or radio waves 
    • A61B5/055—Detecting, measuring or recording for diagnosis by means of electric currents or magnetic fields; Measuring using microwaves or radio waves  involving electronic [EMR] or nuclear [NMR] magnetic resonance, e.g. magnetic resonance imaging
    • 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

  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • Physics & Mathematics (AREA)
  • Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
  • Epidemiology (AREA)
  • Condensed Matter Physics & Semiconductors (AREA)
  • General Physics & Mathematics (AREA)
  • Nuclear Medicine, Radiotherapy & Molecular Imaging (AREA)
  • Pathology (AREA)
  • Medical Informatics (AREA)
  • Biophysics (AREA)
  • High Energy & Nuclear Physics (AREA)
  • Engineering & Computer Science (AREA)
  • Biomedical Technology (AREA)
  • Heart & Thoracic Surgery (AREA)
  • Radiology & Medical Imaging (AREA)
  • Molecular Biology (AREA)
  • Surgery (AREA)
  • Animal Behavior & Ethology (AREA)
  • General Health & Medical Sciences (AREA)
  • Public Health (AREA)
  • Veterinary Medicine (AREA)
  • Magnetic Resonance Imaging Apparatus (AREA)

Abstract

为降低屏蔽线圈中的电流损耗和热量释放,使用其绕线被定位于仅相应于高绕线密度区1Zp,而不是相应于主梯度线圈1Zt和1Zb的整个绕线区的部分屏蔽线圈1Zts和1Zbs。

Description

梯度线圈及其制造方法以及磁共振成像装置
本发明涉及用于MRI(磁共振成像)装置的梯度线圈、制造用于MRI装置的梯度线圈的方法以及MRI装置，并且尤其涉及用于在它的屏蔽线圈中具有低的电损耗和低的热释放量的MRI装置的梯度线圈、制造这种线圈的方法以及MRI装置。
图11图示出传统的MRI装置中的磁体组件的示例。
磁体组件51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、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Z轴梯度磁场的上下Z轴主梯度线圈单元1Zt和1Zb、用于防止上Z轴主梯度线圈1Zt产生的磁通影响磁场调节板24的上Z轴屏蔽线圈51Zts和用于防止下Z轴主梯度线圈1Zb产生的磁通影响磁场调节板25的下Z轴屏蔽线圈51Zbs。
上Z轴屏蔽线圈51Zts、上Z轴主梯度线圈1Zt、下Z轴主梯度线圈1Zb和下Z轴屏蔽线圈51Zbs的组合构成Z轴梯度线圈51Z。
尽管在图中省略了，X和Y轴的梯度线圈也被设置在磁场调节板24和25的相对的表面上。
图12是Z轴梯度线圈51Z的透视简图。
上Z轴屏蔽线圈51Zts的绕线被设置为对应于上Z轴主梯度线圈1Zt的整个绕线区域。但是，上Z轴屏蔽线圈51Zts的绕线数目小于上Z轴主梯度线圈单元1Zt的绕线数目。
尽管传统的Z轴屏蔽线圈51Zts和51Zbs的绕线数目小于Z轴主梯度线圈单元1Zt和1Zb的绕线数目，因为Z轴屏蔽线圈51Zts和51Zbs的绕线被定位成相应于Z轴主梯度线圈1Zt和1Zb的整个绕线区域，它明显很大。这样，Z轴屏蔽线圈51Zts和51Zbs具有大的电损耗。
尤其，用于MRI装置的传统梯度线圈出现一个在它的屏蔽线圈中产生大的电损耗从而会释放大量热量的问题。
本发明的一个目标是提供一种用于在它的屏蔽线圈中具有低的损耗和低的热释放的MRI装置的梯度线圈、一种制造这种梯度线圈的方法以及MRI装置。
根据本发明的第一方面，提供一种用于MRI装置的梯度线圈，包括插在主梯度线圈和磁性构件之间的部分屏蔽线圈，该部分屏蔽线圈把它的绕线仅定位在一高绕线密度区，在该区域的一部分中主梯度线圈的绕线密度是最高的。
在用于第一方面的MRI装置的梯度线圈中，屏蔽线圈的绕线被定位成仅相应于高绕线密度区，而不是相应于主梯度线圈的整个绕线区。(为了这一原因，所述线圈被称为“部分屏蔽线圈”)。因此，可降低绕线数目，从而降低电损耗和热释放。另外，由于仍能达到要求的屏蔽性能，可防止由主梯度线圈产生的磁通影响磁性构件(诸如磁场调节板)，从而避免对磁性构件中的剩磁产生负面影响。
根据本发明的第二方面，提供一种制造用于MRI装置的梯度线圈的方法，包括把图像电流方法仅应用于一高绕线密度区，在该区域的一部分中的主梯度线圈的绕线密度是最高的，并把边界条件仅应用于同一区来确定其绕线仅被定位于高绕线密度区的部分屏蔽线圈的绕线位置的步骤。
在用于第二方面的MRI装置的梯度线圈的制造方法中，图像电流方法仅被应用于高绕线密度区并且边界条件仅被应用于同一区，而不是主梯度线圈的整个绕线区。因此，屏蔽线圈的绕线可被适当地定位于仅相应于高绕线密度区(为了这一原因，所述线圈被称为“部分屏蔽线圈”)。
根据本发明的第三方面，提供一种制造用于MRI装置的梯度线圈的方法，包括把优化面限定在部分屏蔽线圈与靠近该部分屏蔽线圈分布的磁性构件之间的步骤，该部分屏蔽线圈把它的绕线仅定位在一高绕线密度区，在该区域的一部分中的主梯度线圈的绕线密度是最高的，并且用最小平方方法优化部分屏蔽线圈的绕线位置，从而磁场在优化面内被最小化。
在用于第三方面的MRI装置的梯度线圈的制造方法中，屏蔽线圈的绕线仅被定位于高绕线密度区，而不是在主梯度线圈的整个绕线区，并且绕线位置用最小平方方法优化。因此，屏蔽线圈的绕线可被适当地定位于仅相应于高绕线密度区(为了这一原因，线圈被称为“部分屏蔽线圈”)。
根据本发明的第四方面，提供一种制造用于MRI装置的梯度线圈的方法，包括把图像电流方法仅应用于一高绕线密度区，在该区域的一部分中的主梯度线圈的绕线密度是最高的，并把边界条件仅应用于同一区来确定其绕线仅被定位于高绕线密度区的部分屏蔽线圈的绕线位置的步骤，还包括然后把优化面限定在部分屏蔽线圈与靠近该部分屏蔽线圈分布的磁性构件之间的步骤，以及用最小平方方法优化部分屏蔽线圈的绕线位置，从而磁场在优化面内被最小化的步骤。
在用于第四方面的MRI装置的梯度线圈的制造方法中，图像电流方法仅被应用于高绕线密度区并且边界条件仅被应用于同一区，而不是主梯度线圈的整个绕线区。因此，屏蔽线圈的绕线可被适当地定位于仅相应于高绕线密度区(为了这一原因，所述线圈被称为“部分屏蔽线圈”)。而且屏蔽线圈的绕线位置用最小平方方法优化。因此，屏蔽线圈的绕线可被更适当地定位。
根据本发明的第五方面，提供一种MRI装置，包括包含主梯度线圈的梯度线圈和使其绕线仅定位在一高绕线密度区的部分屏蔽线圈，在所述高绕线密度区的一部分中的主梯度线圈的绕线密度是最高的。
在第五方面的MRI装置中，屏蔽线圈的绕线被定位成仅相应于高绕线密度区，而不是相应于主梯度线圈的整个绕线区。(为了这一原因，线圈被称为“部分屏蔽线圈”)。因此，可降低屏蔽线圈的绕线数目，从而降低电损耗和热释放。另外，由于仍能达到要求的屏蔽性能，可防止由主梯度线圈产生的磁通影响磁性构件(诸如磁场调节板)，从而避免磁性构件中的剩磁的负面影响使产生的图像质量降低。
从而根据本发明的用于MRI装置的梯度线圈、制造用于MRI装置的梯度线圈的方法和MRI装置，可降低屏蔽线圈的绕线数目，从而降低电损耗和热释放。另外，由于仍能达到要求的屏蔽性能，可防止由主梯度线圈产生的磁通影响磁性构件，从而避免磁性构件中的剩磁的负面影响使产生的图像质量降低。
本发明的其它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是表示根据本发明的一个实施例的MRI装置的配置框图；
图2是表示图1的MRI装置中的磁体组件的主要部分的简图；
图3是Z轴梯度线圈的透视图；
图4是Z轴梯度线圈的横截面图；
图5是表示梯度线圈设计过程的流程图；
图6是表示部分屏蔽线圈设计过程的流程图；
图7图示出通过不存在部分屏蔽线圈的主梯度线圈从表面磁通密度分布来确定高绕线密度区的步骤；
图8图示出通过把图像电流方法和边界条件仅应用于高绕线密度区来找到电流密度分布的步骤；
图9表示从电流密度分布获得的绕线位置；
图10图示优化绕线位置的步骤；
图11图示传统磁体组件的主要部分的简图；
图12是传统Z轴梯度线圈的透视简图。
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1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，以分别从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2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、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Z轴梯度磁场的上下Z轴主梯度线圈1Zt和1Zb、用于防止上Z轴主梯度线圈1Zt产生的磁通影响磁场调节板24的上Z轴部分屏蔽线圈1Zts和用于防止下Z轴主梯度线圈1Zb产生的磁通影响磁场调节板25的下Z轴部分屏蔽线圈1Zbs。
上Z轴部分屏蔽线圈1Zts、上Z轴主梯度线圈1Zt、下Z轴主梯度线圈1Zb和下Z轴部分屏蔽线圈1Zbs的组合构成Z轴梯度线圈1Z。
尽管在图中省略了，X和Y轴的梯度线圈1X和1Y也被设置在磁场调节板24和25的相对的表面上。
图3是Z轴梯度线圈1Z的透视图；
上Z轴部分屏蔽线圈1Zts的绕线仅被定位在一高绕线密度区，该区域的一部分中的上Z轴主梯度线圈1Zt的绕线密度是最高的(在图4中以1Zp表示)，而不是被定位在相应于上Z轴主梯度线圈1Zt的整个绕线区。
图4是Z轴梯度线圈1Z的横截面图；
表面磁通密度分布轮廓Sm表示磁场调节板24和25的每一个的表面上的磁通密度分布。另一个表面磁通密度分布轮廓Sm′在图7中在Z轴部分屏蔽线圈1Zts和1Zbs不存在时表示出来。比较这些轮廓可以看到，通过Z轴部分屏蔽线圈1Zts和1Zbs的存在在磁场调节板24和25的表面上的磁通密度被抑制。从而可避免对磁场调节板24和25中的剩磁产生负面影响。
图5是表示设计用于制造主梯度线圈1Zt和1Zb的主梯度线圈的过程的流程图。
在步骤M1，确定主梯度线圈的电流密度分布，从而在成像区产生要求的梯度磁场。
在步骤M2，主梯度线圈的绕线位置基于主梯度线圈承载的电流强度和在步骤S1得到的电流密度分布被确定。
应注意上面设计主梯度线圈的过程基本上被公开在例如日本专利申请公开No．6-14900中。
图6是表示设计用于制造Z轴部分屏蔽线圈1Zts和1Zbs的部分屏蔽线圈的过程的流程图。
在步骤S1，当梯度电流I在不存在Z轴部分屏蔽线圈1Zbs的情况下流过主梯度线圈1Zb时计算表面磁通密度分布轮廓Sm′，如图7所示。然后具有例如大于表面磁通密度分布轮廓Sm′的峰值的30％的磁通密度的区被定义为高绕线密度区1Zp。为了这一原因，高绕线密度区1Zp也可被称为高磁通密度区。接着，部分屏蔽线圈的电流密度分布通过把图像电流方法仅应用于高绕线密度区1Zp并且把边界条件仅应用于相同的区来确定，如图8所示。尤其，边界K被假设在部分屏蔽线圈的高度处，在与梯度电流I的相反方向上流过的图像电流Ii被假设在梯度电流I的相对于边界K的镜面对称位置。然后，在边界K计算磁场分布，结果得到的磁场分布被用作电流密度分布。
在步骤S2，部分屏蔽线圈的绕线位置基于部分屏蔽线圈承载的电流强度和在步骤S1得到的电流密度分布被确定，如图9所示。
应注意基于电流密度分布确定绕线位置的方法被公开在例如日本专利申请公开No．6-14900中。
在步骤S3，如图10所示，优化面P被定义在部分屏蔽线圈与靠近该部分屏蔽线圈分布的磁性构件之间，该部分屏蔽线圈的绕线位置用最小平方方法优化，从而在优化面P内在大量评估点处的磁场(t=1，…N)的平方和被最小化。从而可对Z轴部分屏蔽线圈1Zts和1Zbs确定绕线的优化位置，如图4所示。
应注意优化面P被定义在例如大约与磁性构件离开1mm的位置。而且，尽管可以规则的间隔来定义非常大的数目的评估点，为降低计算过程的负荷，优选是最小数目的评估点被定义在密度分布中，从而磁场分布可合理地在优化面P内被采样。
根据如上所述的MRI装置100，由于部分屏蔽线圈1Zts和1Zbs被采用成使它们的绕线位置仅相应于高绕线密度区1Zp，而不是相应于主梯度线圈1Zt和1Zb的整个绕线区，可降低屏蔽线圈的绕线数目，从而降低电损耗和热释放。另外，由于仍能达到要求的屏蔽性能，可防止由主梯度线圈1Zt和1Zb产生的磁通影响磁场调节板24和25等，从而避免磁场调节板24和25中的剩磁的负面影响使产生的图像恶化。
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。

Claims (5)

1．一种用于MRI装置的梯度线圈，包括插在主梯度线圈与磁性构件之间的部分屏蔽线圈，所述部分屏蔽线圈的绕线位置仅定位在一高绕线密度区，该区域的一部分中的主梯度线圈的绕线密度是最高的。
2．一种制造用于MRI装置的梯度线圈的方法，包括把图像电流方法仅应用于一高绕线密度区并把边界条件仅应用于同一区来确定其绕线仅被定位于高绕线密度区的部分屏蔽线圈的绕线位置的步骤，在所述高绕线密度区的一部分中的主梯度线圈的绕线密度是最高的。
3．一种制造用于MRI装置的梯度线圈的方法，包括把优化面限定在部分屏蔽线圈与靠近所述部分屏蔽线圈分布的磁性构件之间的步骤，所述部分屏蔽线圈的绕线仅定位在一高绕线密度区，该高绕线密度区的一部分中的主梯度线圈的绕线密度是最高的，并且用最小平方方法优化所述部分屏蔽线圈的绕线位置，从而磁场在所述优化面内被最小化。
4．一种制造用于MRI装置的梯度线圈的方法，包括把图像电流方法仅应用于一高绕线密度区并把边界条件仅应用于同一区来确定使其绕线仅被定位于高绕线密度区的部分屏蔽线圈的绕线位置的步骤，该高绕线密度区的一部分中的主梯度线圈的绕线密度是最高的，还包括然后把优化面限定在所述部分屏蔽线圈与靠近该部分屏蔽线圈分布的磁性构件之间的步骤，以及用最小平方方法优化所述部分屏蔽线圈的绕线位置，从而磁场在优化面内被最小化的步骤。
5．一种MRI装置，包括包含主梯度线圈的梯度线圈和使其绕线仅定位在一高绕线密度区的部分屏蔽线圈，该高绕线密度区的一部分中的所述主梯度线圈的绕线密度是最高的。
CNB001186434A 1999-06-18 2000-06-19 磁共振成像装置以及用于磁共振成像装置的梯度线圈 Expired - Fee Related CN1231178C (zh)

Applications Claiming Priority (3)

Application Number Priority Date Filing Date Title
JP172368/99 1999-06-18
JP17236899A JP3209982B2 (ja) 1999-06-18 1999-06-18 Ｍｒｉ装置用勾配コイル、ｍｒｉ装置用勾配コイルの製造方法およびｍｒｉ装置
JP172368/1999 1999-06-18

Publications (2)

Publication Number Publication Date
CN1279928A true CN1279928A (zh) 2001-01-17
CN1231178C CN1231178C (zh) 2005-12-14

Family

ID=15940620

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
CNB001186434A Expired - Fee Related CN1231178C (zh) 1999-06-18 2000-06-19 磁共振成像装置以及用于磁共振成像装置的梯度线圈

Country Status (5)

Country Link
US (1) US6362623B1 (zh)
EP (1) EP1067394A3 (zh)
JP (1) JP3209982B2 (zh)
KR (1) KR100398560B1 (zh)
CN (1) CN1231178C (zh)

Cited By (9)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN102238923A (zh) * 2008-12-05 2011-11-09 皇家飞利浦电子股份有限公司 使用具有轨道角动量的光诱发超极化mri的有源装置追踪
CN103364749A (zh) * 2012-03-30 2013-10-23 西门子公司 磁共振系统的控制
CN105044635A (zh) * 2015-06-12 2015-11-11 北京斯派克科技发展有限公司 用于关节磁共振成像的梯度线圈
CN107045112A (zh) * 2016-02-09 2017-08-15 温伯格医学物理有限公司 操作用于磁共振成像和图像引导治疗的电永磁铁的方法和设备
CN107957565A (zh) * 2017-12-21 2018-04-24 武汉中科牛津波谱技术有限公司 一种核磁共振波谱仪自屏蔽梯度线圈及其设计方法
CN108697372A (zh) * 2016-02-17 2018-10-23 温伯格医学物理有限公司 具有文化敏感性的用于乳房组织的快速和舒适磁成像的装置和方法
CN109946631A (zh) * 2019-03-27 2019-06-28 中国计量大学 最小化最大温度值的盘式梯度线圈
CN109946630A (zh) * 2019-03-27 2019-06-28 中国计量大学 最小化最大温度值的盘式梯度线圈设计方法
CN111044959A (zh) * 2019-12-25 2020-04-21 上海联影医疗科技有限公司 磁共振线圈组件及具有该组件的磁共振成像设备

Families Citing this family (7)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP3987686B2 (ja) * 2001-02-02 2007-10-10 ジーイー・メディカル・システムズ・グローバル・テクノロジー・カンパニー・エルエルシー 静磁界補正方法およびｍｒｉ装置
JP3878434B2 (ja) * 2001-05-10 2007-02-07 ジーイー・メディカル・システムズ・グローバル・テクノロジー・カンパニー・エルエルシー 磁気共鳴撮像用コイル構造体および磁気共鳴撮像装置
JP3884243B2 (ja) * 2001-06-21 2007-02-21 ジーイー・メディカル・システムズ・グローバル・テクノロジー・カンパニー・エルエルシー 外部磁界測定方法、静磁界補正方法、外部磁界測定装置およびｍｒｉ装置
JP3845048B2 (ja) * 2002-08-27 2006-11-15 ジーイー・メディカル・システムズ・グローバル・テクノロジー・カンパニー・エルエルシー 磁気共鳴撮影装置
US6657432B1 (en) * 2002-09-25 2003-12-02 Fonar Corporation Gradient coils for MRI systems having multiple current density zones
US6850066B2 (en) 2003-05-15 2005-02-01 Ge Medical Systems Global Technology Company Llc Systems and methods for gradient compensation in magnetic resonance imaging
EP1966622A1 (en) * 2005-12-20 2008-09-10 Koninklijke Philips Electronics N.V. Magnetic resonance scanner with a longitudinal magnetic field gradient system

Family Cites Families (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPS60210804A (ja) * 1984-04-04 1985-10-23 Hitachi Ltd 永久磁石装置
DE4422781C1 (de) * 1994-06-29 1996-02-01 Siemens Ag Aktiv geschirmte planare Gradientenspule für Polplattenmagnete
JPH08252235A (ja) * 1995-03-16 1996-10-01 Toshiba Corp 磁気共鳴映像装置

Cited By (13)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN102238923A (zh) * 2008-12-05 2011-11-09 皇家飞利浦电子股份有限公司 使用具有轨道角动量的光诱发超极化mri的有源装置追踪
CN102238923B (zh) * 2008-12-05 2014-03-05 皇家飞利浦电子股份有限公司 使用具有轨道角动量的光诱发超极化mri的有源装置追踪
CN103364749A (zh) * 2012-03-30 2013-10-23 西门子公司 磁共振系统的控制
CN103364749B (zh) * 2012-03-30 2016-12-28 西门子公司 磁共振系统的控制
US9594137B2 (en) 2012-03-30 2017-03-14 Siemens Aktiengesellschaft Controlling magnetic resonance systems
CN105044635A (zh) * 2015-06-12 2015-11-11 北京斯派克科技发展有限公司 用于关节磁共振成像的梯度线圈
CN107045112A (zh) * 2016-02-09 2017-08-15 温伯格医学物理有限公司 操作用于磁共振成像和图像引导治疗的电永磁铁的方法和设备
CN108697372A (zh) * 2016-02-17 2018-10-23 温伯格医学物理有限公司 具有文化敏感性的用于乳房组织的快速和舒适磁成像的装置和方法
CN108697372B (zh) * 2016-02-17 2022-10-04 温伯格医学物理有限公司 具有文化敏感性的用于乳房组织的快速和舒适磁成像的装置和方法
CN107957565A (zh) * 2017-12-21 2018-04-24 武汉中科牛津波谱技术有限公司 一种核磁共振波谱仪自屏蔽梯度线圈及其设计方法
CN109946631A (zh) * 2019-03-27 2019-06-28 中国计量大学 最小化最大温度值的盘式梯度线圈
CN109946630A (zh) * 2019-03-27 2019-06-28 中国计量大学 最小化最大温度值的盘式梯度线圈设计方法
CN111044959A (zh) * 2019-12-25 2020-04-21 上海联影医疗科技有限公司 磁共振线圈组件及具有该组件的磁共振成像设备

Also Published As

Publication number Publication date
KR100398560B1 (ko) 2003-09-19
EP1067394A3 (en) 2002-04-24
CN1231178C (zh) 2005-12-14
US6362623B1 (en) 2002-03-26
JP2001000412A (ja) 2001-01-09
KR20010066842A (ko) 2001-07-11
EP1067394A2 (en) 2001-01-10
JP3209982B2 (ja) 2001-09-17

Similar Documents

Publication Publication Date Title
CN1231178C (zh) 磁共振成像装置以及用于磁共振成像装置的梯度线圈
JP3902591B2 (ja) 不連続に又は連続的に可変な視野で効率的に遮蔽されたｍｒｉ傾斜磁場コイル
JP4307143B2 (ja) 傾斜コイルとｒｆコイルのカップリングを最小限にするための方法及び装置
CN1977180A (zh) 磁共振成像设备以及用于操作磁共振成像设备的方法
WO2001055741A9 (en) Water and fat separated magnetic resonance imaging
US7295012B1 (en) Methods and apparatus for MRI shim elements
CN101030471A (zh) 电磁铁装置
CN1252977A (zh) 磁共振成像中的低涡流和低磁滞的磁极面
CN107621615B (zh) 嵌入式梯度及射频集成线圈及带有该集成线圈的磁共振设备
JP4172939B2 (ja) Ｒｆシールドの方法及び装置
US20100244837A1 (en) Liquid dielectric gradient coil system and method
NL1026429C2 (nl) Gradientspoel voorzien van een gesplitste afscherming met verbeterd interferentieveld.
US20230061226A1 (en) Radio frequency transmission device and magnetic resonance system
Wang et al. An actively shielded gradient coil design for use in planar MRI systems with limited space
CN1248649C (zh) 磁场校正方法、磁场产生设备和磁共振成像设备
JPH11128206A (ja) 磁気共鳴像形成装置
CN1118709C (zh) 用于核磁共振显象装置的分裂式磁场发生装置
CN110007257B (zh) 磁共振发射线圈及磁共振设备
CN1313512A (zh) 射频线圈、射频磁场产生设备、和磁共振成像方法和设备
CN101847486B (zh) 医用核磁共振成像仪永磁磁系
CN1643392A (zh) 磁共振成像
CN109085519A (zh) 超导磁体磁场匀场系统及方法
Wang et al. Numerical simulations on active shielding methods comparison and wrapped angle optimization for gradient coil design in MRI with enhanced shielding effect
JP3098044B2 (ja) 磁気共鳴イメージング装置
JPS6343304A (ja) 永久磁石形均一磁場マグネツト

Legal Events

Date Code Title Description
C10 Entry into substantive examination
SE01 Entry into force of request for substantive examination
C06 Publication
PB01 Publication
C14 Grant of patent or utility model
GR01 Patent grant
C17 Cessation of patent right
CF01 Termination of patent right due to non-payment of annual fee

Granted publication date: 20051214

Termination date: 20130619