CN1714300A - 用于磁共振成像的自屏蔽梯度场线圈 - Google Patents

用于磁共振成像的自屏蔽梯度场线圈 Download PDF

Info

Publication number
CN1714300A
CN1714300A CNA2003801036373A CN200380103637A CN1714300A CN 1714300 A CN1714300 A CN 1714300A CN A2003801036373 A CNA2003801036373 A CN A2003801036373A CN 200380103637 A CN200380103637 A CN 200380103637A CN 1714300 A CN1714300 A CN 1714300A
Authority
CN
China
Prior art keywords
coil
gradient
potted
primary
current
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
Application number
CNA2003801036373A
Other languages
English (en)
Inventor
S·M·什瓦特斯曼
M·A·莫里奇
G·D·德梅斯特
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.)
Koninklijke Philips NV
Original Assignee
Koninklijke Philips Electronics NV
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 Koninklijke Philips Electronics NV filed Critical Koninklijke Philips Electronics NV
Publication of CN1714300A publication Critical patent/CN1714300A/zh
Pending legal-status Critical Current

Links

Images

Classifications

    • GPHYSICS
    • G01MEASURING; TESTING
    • G01RMEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
    • G01R33/00Arrangements or instruments for measuring magnetic variables
    • G01R33/20Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
    • G01R33/28Details of apparatus provided for in groups G01R33/44 - G01R33/64
    • G01R33/38Systems for generation, homogenisation or stabilisation of the main or gradient magnetic field
    • G01R33/385Systems for generation, homogenisation or stabilisation of the main or gradient magnetic field using gradient magnetic field coils
    • GPHYSICS
    • G01MEASURING; TESTING
    • G01RMEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
    • G01R33/00Arrangements or instruments for measuring magnetic variables
    • G01R33/20Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
    • G01R33/28Details of apparatus provided for in groups G01R33/44 - G01R33/64
    • G01R33/42Screening
    • G01R33/421Screening of main or gradient magnetic field
    • GPHYSICS
    • G01MEASURING; TESTING
    • G01RMEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
    • G01R33/00Arrangements or instruments for measuring magnetic variables
    • G01R33/20Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
    • G01R33/28Details of apparatus provided for in groups G01R33/44 - G01R33/64
    • G01R33/42Screening
    • G01R33/421Screening of main or gradient magnetic field
    • G01R33/4215Screening 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)
  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • Epidemiology (AREA)
  • Magnetic Resonance Imaging Apparatus (AREA)

Abstract

用于磁共振成像装置(10)的梯度线圈包括定义内圆柱面(60)的初级线圈(16),和定义同轴的外圆柱面(62)的一个屏蔽线圈(18)或多个线圈。线圈跳变(74)连接初级和屏蔽线圈(16、18)。线圈跳变(74)定义非平面的电流共享表面(64),该电流共享表面在分别与内圆柱面(60)和外圆柱面(62)一致的内、外轮廓(66、68)之间延伸。线圈(16、18、74)定义多次穿过位于内、外轮廓(66、68)之间的电流共享表面(64)的电流路径。任选地,电互连一些初级线圈匝(70)以定义隔离的初级子线圈(P2),该初级子线圈和第二屏蔽(S2、S2′、S2”)共同允许离散地或连续地可选择的视场。

Description

用于磁共振成像的自屏蔽梯度场线圈
下文涉及诊断成像技术。本发明特别涉及用于短孔(short-bore)磁共振成像扫描器的磁场梯度线圈,并将结合本发明的特定参考描述本发明。然而,下文更为广泛地涉及用于各种类型磁共振成像扫描器的磁场梯度线圈,并涉及用于对减小的关注体积成像的专用梯度线圈。
在磁共振成像系统中,通常在成像区域内产生磁场梯度以实现磁共振的空间编码。这些梯度是由一组磁场梯度线圈产生的。通常提供梯度线圈,用于在每个横向的x和y方向以及轴向的z方向上产生独立的磁场梯度。
对于各种应用,例如在短孔磁共振成像扫描器内产生梯度,或者在缩小的视场(FoV)上产生专用的局部梯度以成像特定器官,理想的是采用相对更短的梯度线圈。将梯度线圈调整到缩小的长度而同时保持高的梯度峰值振幅和线性以及孔直径时,线圈匝被压缩得愈加靠近线圈末端。此外,在周围冷屏内感应的涡流引起的成像失真和假象变得更成问题。此外,适应的或变化的视场梯度线圈要求采用特定的磁共振扫描器或磁场梯度线圈组,以用于更大范围的应用。
本发明设想出克服前述局限性及其它局限的一种改进的装置和方法。
根据一个方面,公开了用于磁共振成像装置的梯度线圈。初级线圈定义内圆柱面。屏蔽线圈定义与内圆柱面同轴对准的外圆柱面,且该外圆柱面的圆柱半径大于内圆柱面。多个线圈跳变(jump)电连接初级线圈和屏蔽线圈。线圈跳变定义非平面的电流共享表面,该电流共享表面在与内圆柱面一致的内轮廓和与外圆柱面一致的外轮廓之间延伸。初级线圈、屏蔽线圈和线圈跳变共同定义多次穿过位于内轮廓和外轮廓之间的电流共享表面的电流路径。
根据另一个方面,提供了在磁共振成像装置的磁铁孔内产生磁场梯度的方法。电流在定义内圆柱面的初级线圈内循环。该电流在定义外圆柱面的屏蔽线圈内循环,该外圆柱面与内圆柱面同轴对准且其圆柱半径大于内圆柱面。通过多个非平面的线圈跳变在初级线圈和屏蔽线圈之间多次连通该电流。
根据另一个方面,提供了设计磁共振成像装置的梯度线圈的方法。使用对存储能量和梯度场线性与均匀性的约束来计算同轴的内圆柱面和外圆柱面上的电流密度。在定义线圈边缘的非共面边界轮廓处,计算的电流密度通常不为零。选择初级线圈匝、屏蔽线圈匝与线圈跳变以接近内圆柱面和外圆柱面上计算的电流密度。
梯度线圈在初级线圈和屏蔽线圈上具有共享的匝,该设计的一个优点为,它允许更短的屏蔽梯度线圈设计。
另一个优点为,磁共振成像扫描器的冷屏或其它导电元件内涡流引起的磁场梯度失真的减小。
另一个优点为,梯度线圈末端处的电流缠绕密度的减小。
另一个优点为,减小的I2R加热,特别是在高缠绕密度区域。
一旦阅读下述优选实施例的详细描述,本领域的普通技术人员将明白许多附加优点和益处。
本发明可采用各种各样的部件和部件的排列,以及各种过程操作和过程操作的排列。附图仅仅用于说明优选实施例,而不应认为限制本发明。
图1示出了实例磁共振成像装置的部分截面图,并示出了执行磁共振成像的辅助部件。
图2示出了磁共振成像装置的放大的截面图,该图示出了初级梯度线圈和屏蔽梯度线圈与电流共享表面的扩展式排列,以在初级梯度线圈和屏蔽梯度线圈之间来回地流过电流。
图3示意性示出了图2的初级梯度线圈和屏蔽梯度线圈的集合排列,并添加了适当的尺寸名称。
图4示意性示出了初级梯度线圈和屏蔽梯度线圈集合排列的透视图。
图5示出了X梯度初级梯度线圈和屏蔽梯度线圈与互连的线圈跳变的展开的半象限布局。
图6示出了图5的X梯度线圈的示例的,被隔离的初级和屏蔽线圈匝。
图7示出了图5的X梯度线圈的示例的,连通初级线圈匝和屏蔽线圈匝。
图8A示出了示例横向梯度线圈设计中Gx=30mT/m且涡流效应为-0.22%时,梯度线圈系统能量与初级线圈边缘处电流密度z分量的曲线。
图8B示出了示例横向梯度线圈设计中Gx=30mT/m且Jzp,edge=17kA/m时,梯度线圈系统能量与残余涡流效应的曲线。
图9示出了图5所示初级线圈和屏蔽线圈布局的电流密度的z分量曲线。
图10示出了图5所示初级线圈和屏蔽线圈布局在半径为0.001米时的X梯度非均匀性曲线。
图11示出了图5所示初级线圈和屏蔽线圈布局z=0米时X梯度非线性与径向位置的函数曲线。
图12示出了图5所示线圈布局所产生的残余涡流分布与轴向位置Z的函数曲线。
图13示出了图9的连续电流和图5的离散线圈的涡流效应与轴向位置Z的函数关系的比较曲线。
图14示出了通过在确实具有跳变的图5的初级线圈上选择十四匝而形成的线圈P2的展开的半象限布局。
图15示出了通过断开图14的初级梯度线圈P2的十四个隔离的初级线圈匝而形成的线圈P1的展开的半象限布局。
图16示出了与线圈P1一起工作以定义第二视场的第二屏蔽线圈S2的展开的半象限布局。
图17示出了图5和图14至16中所述梯度线圈的两个离散视场的X梯度非均匀性的曲线。
图18示出了图5和图14至16中所述梯度线圈的两个离散视场的X梯度非线性的曲线。
图19示出了与图5、14和15的线圈一起工作、并用三个视场定义可离散变化的梯度线圈的第二屏蔽线圈S2’的展开的半象限布局。
图20示出了平行驱动的两个梯度线圈,列出了用于计算平行组合线圈的转换速率的名称。
图21示出了位于单个表面上的两个初级线圈和设计成如图所示的两个屏蔽线圈的一种适当的结构,该结构提供了连续可变的视场。
图22示出了提供32cm DSV视场的初级线圈和屏蔽线圈的电流密度的z分量的曲线。
图23示出了校正或垫片线圈的初级线圈和屏蔽线圈的电流密度的z分量的曲线,该校正或垫片线圈与图22的32cm DSV线圈合作以产生连续可变的视场。
图24示出了图22的32cm DSV线圈的离散电流密度的初级和屏蔽梯度线圈以及互连线圈跳变的展开的半象限布局。
图25示出了校正线圈的初级梯度线圈的展开的半象限布局。
图26示出了校正线圈的屏蔽梯度线圈的展开的半象限布局。
参照图1,磁共振成像扫描器10包括圆柱状主磁铁12,该圆柱状主磁铁优选地为超导电和低温屏蔽的。主磁铁12定义磁铁孔14,在磁铁孔内放置用于成像的病人或其它成像对象。主磁铁12产生空间上和时间上恒定的和均匀的主磁场,该磁场的方向沿孔14的纵轴方向。可以使用非超导磁铁替代超导磁铁。此外,可以采用垂直磁铁、开放式磁铁、或其它类型的主磁铁,而不采用图示的水平圆柱状主磁铁12。在一个优选实施例中,主磁铁12为短孔磁铁。
磁场梯度线圈包括初级梯度线圈16和屏蔽梯度线圈18,这两个线圈在孔14内协作产生磁场梯度,从而空间编码磁共振信号并产生磁化突变(magnetization spoiling)的场梯度等。优选地,磁场梯度线圈16、18包括设成在包括横向的x和y方向的三个垂直方向上产生磁场梯度的线圈。除了屏蔽线圈18之外,冷屏20为残余梯度场提供高导电率的涡流表面,从而防止磁铁线圈进一步偏移。在适当的实施例中,冷屏20被集成到主磁铁12的外壳内。
整体射频线圈组件22产生射频脉冲以激发磁共振。射频线圈组件22也用于探测磁共振信号。任选地,包括附加的局部射频线圈或定相的射频线圈阵列(未示出),以在孔14内的局部区域激发和/或探测磁共振。
梯度脉冲放大器30把受控电流传输到磁场梯度线圈16、18,以产生选定的磁场梯度。射频发射器34,优选地为数字式射频发射器,将射频脉冲或脉冲系列应用于射频线圈组件22,以产生选定的磁共振激发。还被耦合到射频线圈组件22的射频接收器36接收磁共振信号。如果设有不止一个射频线圈(例如局部线圈或者定相的线圈阵列),则可随意地使用不同的线圈进行磁共振激发和探测操作。
为了获得对象的磁共振成像数据,该对象被放置在磁铁孔14内,优选地放置在位于或者靠近主磁场的等中心点。顺序控制器40与梯度放大器30和射频发射器34进行通信,从而产生对象内选定的瞬态或稳态的磁共振结构,空间编码该磁共振,选择性地使磁共振突变,或者另外产生该对象的特征的选定磁共振信号。产生的磁共振信号被射频接收器36所探测,并存储在k空间存储器42内。重构处理器44重构成像数据以产生图像存储器46内存储的图像表示。在一个适当的实施例中,重构处理器44执行逆傅立叶变换重构。
由视频处理器48处理结果的图像表示并将其显示在用户界面50上,该视频处理器优选地为个人电脑、工作站、或其它类型的计算机。除了产生视频图像,该图像表示可以由打印机驱动器进行处理,可以被打印,并在计算机网络或互联网等上进行传送。优选地,用户界面50还允许放射科医师或其它操作员与磁共振顺序控制器40进行通信,以选择磁共振成像序列,修改成像序列,执行成像序列等。
参照图2至4,磁共振成像扫描器10的磁铁12优选地为定义圆柱状磁铁孔14的短孔磁铁。初级和屏蔽梯度线圈16、18分别和圆柱面60、62相一致,并分别定义轴向同心的圆柱面60、62。内、外同心圆柱面60、62的半径分别为RP、RS。屏蔽梯度线圈18沿外圆柱面62轴向延伸半长度LS,而初级梯度线圈16沿内圆柱面60轴向延伸半长度LP。冷屏20长度为2LCS。优选地,梯度线圈16、18和冷屏20沿轴的方向是双向对称的,且LS、LP、LCS代表半长度。
为了提供减小的长度、增加的开放性和改善的屏蔽,屏蔽梯度线圈18的轴向半长度LS优选地大于初级梯度线圈16的轴向半长度LP。沿非平面的电流共享表面64连接这两个梯度线圈16、18,该电流共享表面在与内圆柱面60一致的内轮廓66和与外圆柱面62一致的外轮廓68之间延伸。在优选实施例中,该非平面的电流共享表面对应锥体的平截体的曲面,其中该锥体和轴向同心的圆柱面60、62的轴形成角度α。角度α对应于圆柱面半径RP、RS之差与初级和二级或屏蔽梯度线圈半长度LP、LS之差的比值的反正切。然而,非平面的电流共享表面也可以具有抛物面、分段锥形或其它的形状。
继续参照图2至4并进一步参照图5,初级梯度线圈16包括与内圆柱面60相一致的导电绕组或电流路径的指纹状图形,而屏蔽梯度线圈18包括与外圆柱面62相一致的导电绕组或电流路径的指纹状图形。
继续参照图2至5并进一步参照图6和图7,初级梯度线圈16包括被隔离的初级线圈匝70,该初级线圈匝70连接表面60上的其它初级梯度线圈匝。初级梯度线圈16还包括分别连接至少一个线圈跳变74的连通初级线圈匝72,该线圈跳变与电流共享表面64相一致。类似地,屏蔽梯度线圈18包括连接表面62上其它屏蔽线圈匝的被隔离的屏蔽线圈匝80,还包括分别连接至少一个线圈跳变74的连通屏蔽线圈匝84。
如图6所示,各个被隔离的初级或屏蔽线圈匝70、80分别在圆柱面60、62上定义电流回路。如图7所示,连通初级线圈匝72和屏蔽线圈匝82与两个线圈跳变74定义通过两个线圈跳变74来回地流过电流共享表面64的电流回路。
本领域的技术人员将会认识到,梯度线圈16、18比过去的线圈有着相当大的优势,特别是对于短磁铁设计。用多个线圈跳变74连接初级线圈16和二级或屏蔽线圈18,线圈边缘附近的高线圈匝密度减小。此外,通过相对初级线圈16轴向地外扩屏蔽线圈18,与使用长度相同的初级及屏蔽线圈的设计相比,可以获得改善的屏蔽。非平面的电流共享表面64容纳屏蔽线圈18的轴向外扩以允许外扩屏蔽和多个线圈跳变的组合。
返回参照图3,用于设计梯度线圈16、18的适当方法使用下述参数。角度α称为张角。示出了轴向线圈半长度LP、LS和冷屏半长度LCS,这些参数前面已经讨论过。优选地,LP<LS<LCS,且LCS基本上大于LS。初级线圈16重合并定义半径为RP的内圆柱面60。屏蔽线圈18重合并定义半径为RS的外圆柱面62。冷屏20优选地是半径为RCS的圆柱形,并优选地与圆柱面60、62共轴。对于一个优选的实施例,RP<RS<RCS
梯度线圈设计的目标包括产生:(i)磁铁孔14的等中心处的特定的梯度强度GX或GY;(ii)高的转换速率;(iii)特定的直径球面容积(DSV)内诸如线性和均匀性的高质量的梯度磁场特性;以及(iv)良好的屏蔽。已经认识到,将会出现磁场泄漏到导电的冷屏20内。该泄漏造成了梯度线圈16、18工作时冷屏20内感应出残余涡流。这些残余涡流会影响DSV内部的梯度场的质量,且其特征在于残余涡流效应,该效应定义如下:
ed _ ef ( r ) | DSV = B z eddy _ ourrent ( r ) B z Gind ( r ) | DSV * 100 % - - - ( 1 )
其中,符号|DSV表示在DSV表面评估该残余涡流效应。本领域的技术人员明白,如果作为空间位置r的函数的上述特性适度地保持恒定,那么基本上可以用梯度预加重来校正该残余涡流效应。因此,涡流振幅的绝对电平,尽管通常要求或优选为尽可能的小,但不一定是最重要的方面。
在设计自屏蔽梯度线圈时,其从头开始初级和屏蔽线圈就具有有限长度,通常根据下式施加屏蔽线圈表面上总磁场的法向分量Br(r)的屏蔽条件:
其中
Figure A20038010363700133
(z)为初级(p)或屏蔽(s)线圈上电流密度的分量,Rp,s、Lp,s分别为初级(p)或屏蔽(s)线圈的半径和半长度,且I1′(kR)为第一类型I1(kR)的贝塞耳函数的微分。方程(2)对于任何k都成立,且基本上为限制性的。屏蔽误差函数ε(k)衡量梯度线圈能够多好地被屏蔽。为了设计屏蔽良好的梯度线圈,方程(2)在初级线圈上产生高的电流密度并在其边缘附近产生负凸角,从而导致高的电感应。
如果残余涡流效应为非零,则在成像体积上应该具有可校正的轻微变化。这意味着,残余涡流效应的变化应该是微弱的,即使残余涡流效为大约例如10%。因此,该线圈设计成满足这样的条件:线圈端部附近没有高的电流密度,且残余涡流效应是可校正的。
梯度线圈设计包括下述过程操作:(i)允许电流沿放置在初级线圈16和屏蔽线圈18之间的圆锥形或其它非平面电流共享表面64,从初级线圈16的端部流出并流到屏蔽线圈18;(ii)冷屏20包括在线圈设计内;以及(iii)残余涡流效应与梯度场质量特性一起被看作是设计中的变量。将以点约束来介绍后者。
在下文中,描述示例的X梯度线圈设计。本领域的技术人员可以容易地修改该示例X梯度线圈设计以适用于Y梯度线圈的设计。X梯度线圈上的电流分布在柱面坐标系中具有如下形式:
J(r)=eρJρ(r)+eJ(r)+ezJz(r)
Jρ(r)=J(ρ)(ρ){δ(z-Z(ρ))+δ(z+Z(ρ))}Θ(ρ-Rp)Θ(Rs-ρ)sin()
Figure A20038010363700141
将连续性方程·J(r)=0应用于上述方程(3)给出的电流J(r),得到下述方程:
其中根据下式把函数 (z)适当地表示成傅立叶级数:
f z ( p ) = ( z ) = Σ n = 1 a n ( p ) sin ( πn 2 L p z ) , f z ( s ) ( z ) = Σ n = 1 a n ( s ) sin ( πn 2 L s z ) - - - ( 5 )
系数 由对下述函数求极值确定:
W = E - Σ i ( B z coll ( r i ) - B i ) λ i - Σ j ( B z CS ( r j ) - C j B z coll ( r j ) ) Λ j - ( f z p ( L p ) - A p ) Λ p - ( f z ′ ( L s ) + R p R s A p ) Λ s - - - ( 6 )
其中:E表示梯度线圈16、18和冷屏20的磁场内存储的总能量;Bz coil(ri)为磁场具有预定值Bi的DSV内部的一组点ri处的线圈磁场的z分量;Bz CS(rj)为冷屏20在DSV表面上一组点rj处产生的磁场的z分量;Bz coil(rj)为在相同一组点处的线圈磁场的z分量;且Cj为调节残余涡流效应的一组数字。最后,λi和Λj为相应的拉格朗日系数。量Ap为初级线圈边缘处的电流密度的z分量的期望值,量 为屏蔽线圈边缘处的电流密度的z分量的值。方程(6)中的最后两项代表连续性条件,Λp和Λs为电流连续性的相应拉格朗日系数。量Ap和Cj不是变量,可以任意选择。推导方程(6)时,我们假设总磁场的法向分量在磁铁冷屏20的表面上消失,冷屏20的半径为RCS,假设其比梯度组的长度长得多。这给出了用于冷屏残余涡流的下述方程:
Figure A20038010363700156
其中初级和屏蔽电流分布的傅立叶变换Fp,s(k)在方程(2)中给出。方程(6)的函数W相对αn (p)、αn (s)的变化决定依据连续电流分布的解。
通过调整初级线圈边缘处的电流密度的值,相对于αn (p)和αn (s)对方程(6)给出的函数进行优化来确定适当的解。发现解之后,初级线圈、屏蔽线圈和互连表面上的连续电流分布被离散,使得初级线圈上的每个回路承载相同的电流I,且屏蔽线圈上的每个回路承载相反的电流。测试离散线圈得到其性能:等中心处的梯度强度、DSV上梯度强度的线性和均匀性、以及转换速率和残余涡流效应。
由沿电流路径承载电流的线圈70、72、74、80、82来离散和近似连续电流分布。图5示出了由前述过程确定的初级与屏蔽线圈16、18和线圈跳变74的适当的指纹状图形。线圈的左半部分和右半部分分别为初级线圈16和屏蔽线圈18,位于固定角度位置Φ的线圈跳变74沿连接同心的内、外圆柱面60、62的电流共享表面64连接初级线圈16和屏蔽线圈18。
继续参照图5并进一步参照图6、7,产生了两种类型的电流路径,即图6示意性所示的隔离的初级线圈匝70和屏蔽线圈匝80以及图7所示的连通初级线圈匝72和屏蔽线圈匝82。隔离的电流回路70、80只存在于初级线圈16或屏蔽线圈18上,即只存在于两个圆柱面60、62之一上。连通电流路径72、82定义存在于初级和屏蔽线圈16,18上、即存在于两个圆柱面60、62上的电流回路,且线圈跳变74定义初级线圈和屏蔽线圈之间的电流跳变或互连。
计算所有这些路径中的Bz场以确定冷屏20内的残余涡流,该残余涡流可以与连续电流残余涡流对DSV的影响做比较。每个隔离的回路70、80存在于初级线圈16或屏蔽线圈18上,且各自封闭。图6示出了这些回路的实例,该图示出了内圆柱面60上的隔离的初级回路70和例如位于第一象限的隔离的屏蔽线圈回路80。每个回路承载电流I。隔离的初级线圈回路70上的电流沿顺时针方向,而屏蔽线圈回路80上的电流沿逆时针方向。图7示出了定义电流回路的示例的连通初级回路72和屏蔽回路82,该电流回路来回地穿过非平面电流共享表面64。
对于计算来自离散线圈16、18的磁铁冷屏20内的磁场和相关的残余涡流,一种适当的方法为路径积分的方法。线圈是离散的,所以描述各个回路的方程是已知的,即方程=fp(z),=fs(z)。对于图6所示的隔离的回路,条件fp(p1)=fp(p2)=0,fs(s1)=fs(s2)=0成立。对于图7所示的连通回路,不同的条件fp(p1)=fs(s1)=0,fp(Lp)=f,fs(Ls)=f成立,其中f为电流共享线圈跳变出现的角度。此后的描述不使用参数p1、p2、s1、s2,而使用参数zi、zf
图7所示的连通回路72、82所产生的电流分布由下式给出:
J(r)=eρJρ(r)+eJ(r)+ezJz(r)
Jρ(r)=Jρ(ρ)δ(z-z(ρ))Θ(ρ-Rp)Θ(Rs-ρ){δ(-f)-δ(+f)},
其中在方程(8)中,Qp、Bp、Qs、Bs为未知常数,Jρ(ρ)、Jz(ρ)为由连续性方程·J(r)=0确定的未知函数。因此,
这可得到矢量势的所有分量的表达式,并因此得到待发现的磁场和残余涡流的表达式。例如,所有四个象限组合的回路产生的磁场z分量的表达式,由下式给出:
其中:
Figure A20038010363700174
将会认识到,会出现cos((2n-1))中的所有奇数模。这些表达式对隔离回路和连通回路都成立。对于各自封闭的隔离线圈70、80,zi p,s和zf p,s为第一象限的上半部分内初级回路(p)或屏蔽回路(s)的始点和终点。连接至少一个线圈跳变74的连通回路72、82具有zi p,s作为第一象限的上半部分内初级回路(p)或屏蔽回路(s)上的始点,并且 z f p , s = L p , s . 由方程(2),残余涡流的z分量为:
其中引入下述符号:
也可以采用上述方法设计自屏蔽轴向梯度(z梯度)线圈。在这种情况下,找到初级线圈和屏蔽线圈上的电流密度的J分量是足够的。在线圈边缘,该分量不一定消失。换而言之,电流连续性方程·J=0并不意味电流密度的J分量应该为z的连续函数,即使是在线圈的边缘。因此,在设计时,可以把线圈边缘处的电流密度的值看成自由参数。因此:
J(r)=eJ(r)
Figure A20038010363700184
其中函数f p,s(z)被适当地表示成傅立叶级数:
系数αn (p)、αn (s)由对下述函数求极值确定:
W = E - Σ i ( B z coll ( r i ) - B i ) λ i - Σ j ( B z CS ( r j ) - C j B z coll ( r j ) ) Λ j - ( f z p ( L p ) - A p ) Λ p - ( f z s ( L s ) + A s ) Λ s - - - ( 16 )
其中:E为梯度线圈和冷屏的总能量;Bz cil(ri)为磁场具有预定值Bi的DSV内部的一组点ri处的线圈磁场的z分量;Bz CS(rj)为在DSV表面上一组点rj处的冷屏涡流产生的磁场的z分量;Bz coil(rj)为在相同一组点处的线圈磁场的z分量;且Cj为调节残余涡流效应的一组数字。最后,λi和Λj为相应的拉格朗日系数。量AP、AS分别为初级线圈和屏蔽线圈边缘处的电流密度的φ分量的期望值。在方程(16)中,已经结合了冷屏20表面上的屏蔽条件,即:
B ρ ( r ) | ρ - R CS = 0 - - - ( 17 )
由此得到由下式给出的连续的残余涡流分布:
通过调整初级线圈和屏蔽线圈边缘处的电流密度的值,相对于口αn (p)和αn (s)对方程(16)给出的函数进行优化确定适当的解。发现解之后,初级线圈和屏蔽线圈上的连续电流分布被离散,使得初级线圈上的每个回路承载相同的电流I,且屏蔽线圈上的每个回路承载相反的电流。测试离散线圈得到其性能:等中心处的梯度强度、DSV上梯度强度的线性和均匀性、转换速率、和残余涡流效应。
描述了示例的横向梯度线圈设计。该示例线圈设计成长度为1.2米,孔半径为0.45米的磁铁孔。示例的横向梯度线圈的设计尺寸如下:RP=0.34385米、LP=0.434米、RS=0.435224米、LS=0.555米。在这里描述的所有实例中,目标涡流效应选择为-0.22%。
排列线圈,使得图3所示的张角α为36.9°。设计该X-梯度线圈时,使用了表1所示的场约束。
                          表1
  ρ-位置(m)   Φ-位置   z-位置(m)   Bz(特斯拉)
  0.001   0.000   0.000   2.7e-5
  0.180   0.000   0.000   4.86528530650126e-3
  0.001   0.000   0.200   2.069587125e-5
第一约束对应于等中心处GX=27mT/m的梯度强度,第二约束确定梯度磁场的z分量没有翻转,且第三约束对应于z=0.2米处梯度强度的非均匀性为-23%。在一组点上施加残余涡流效应的约束,表2给出这些约束。
           表2
  z-位置(m)   ρ-位置(m)
  0.0128   0.2495
  0.06304   0.2373
  0.1296   0.1904
  0.19904   0.0245
冷屏20的半径选择为RCS=0.475米。梯度组件端部处的初级线圈16和屏蔽线圈18之间的线圈跳变74导致所存储能量的大幅降低以及残余涡流效应的变化。进行了总能量和初级线圈边缘处电流密度(方程6中的量AP)及残余涡流效应(方程6中的量Cj,即残余涡流效应的百分比测量)之间关系的研究。
图8A示出了残余涡流效应等于例如-0.22%时,系统能量和初级线圈边缘处电流密度的函数曲线,该曲线被重新调整到30mT/m的梯度强度,并被校正回到原先状态以解决线圈等中心处残余涡流效应引起的梯度强度的损失。图8B示出了系统能量和涡流效应的函数曲线,该曲线被重新调整到30mT/m的梯度强度,并被校正回到原先状态以解决线圈等中心处残余涡流效应引起的梯度强度的损失。在图8B中,初级线圈边缘处的电流密度等于示例的17.0kA/m。图8A说明,解决了线圈等中心处残余涡流效应后,梯度强度Gx=30mT/m时,对于给定的残余涡流效应的值,总能量在量Ap的特定值处有最小值。适当地调整这个值,使得当初级线圈16和屏蔽线圈18上的电流密度离散时,匝的数目为整数。
图9示出了图5的展开的线圈布局中所示的连续电流分布的结果。图9中所示的连续电流分布被离散成每个象限的初级线圈16上的29匝和屏蔽线圈18上的19匝,且每个象限的一半含有14个线圈跳变74。每个封闭的回路承载电流I=398.64A,从而在等中心处产生梯度强度Gx=30.0mT/m。图5示出了每个半象限的电流布局。此后,P和S分别表示整个初级线圈16和整个屏蔽线圈18,并与线圈跳变74一起提供50cm×40cm的成像体积。
离散的电流被用于计算磁场质量特性。图10示出了X-梯度场的非均匀性(利用横向梯度线圈产生X-梯度;当然,也可以适当地定向横向梯度线圈以产生Y-梯度或其它横向梯度),而图11示出了X-梯度场的非线性。
图12示出了具有图5所示电流路径的X-梯度线圈所产生的残余涡流的z分量。利用图12的残余涡流和图5中所示离散回路计算50cm×40cm体积上的残余涡流效应。图13示出了这个结果与由连续电流获得的结果的比较。这个图说明,离散化过程确实没有引入振幅上的重大误差及其在该体积上的变化。
参照图14和15,布局如图5所示的横向梯度线圈容易被改变以提供离散变化的视场。在适当的修改中,初级线圈指纹的眼睛附近的十四个隔离的初级线圈70与剩余部分以电学方式去耦合,从而定义图14所示的且在这里被指定为P2的互连线圈。如图15所示,初级线圈16的剩余部分P1仍然电连接屏蔽线圈18。为了方便,在这里把原始耦合的初级线圈16指定为P。因此,P=P1+P2。类似地,在这里也用S指定屏蔽线圈18。
参照图16,设计第二屏蔽线圈S2以补偿包括初级线圈P2的十四个电断开回路。第二屏蔽线圈S2的径向位置为0.415224米。第二屏蔽线圈上的电流布局如图16所示。第二屏蔽S2上电流为I=398.64A。结合图15所示的线圈和图16所示的第二屏蔽线圈,其中电流流过的方向与初级线圈上的方向相同,提供了30cm的减小的DSV。图17和18分别示出了两种模式梯度线圈的梯度强度的非均匀性和非线性。对应于图5布局的主模式线圈提供了50cm×40cm的成像体积,而图5的线圈结合图16所示的第二屏蔽S2则提供30cm的DSV。
如果设有第二电源,可以进一步修改梯度线圈16、18以提供三个离散的视场。用放置在相同径向位置的八匝屏蔽线圈S2’替代该第二屏蔽线圈S2。以电流I驱动图5所示的梯度线圈,产生提供50cm×40cm成像体积的基本模式。
以电流I驱动图15所示的梯度线圈,并结合以电流I/2驱动图19所示的第二屏蔽S2,则产生提供30cm DSV的第二模式。因此使用了两个电源(或一个分流器)。
图15所示的梯度线圈与图14的内部十四个回路线圈P2同时工作,产生第三模式。初级线圈P2内的电流与图15的初级线圈P1内的电流相反。以电流-I驱动图19的第二屏蔽S2。在该第三模式中,串联地驱动所有的线圈,并且使用一个电源。该配置提供26cm的DSV。
串联地驱动两个线圈时,串联组合的线圈的转换速率为:
SR = S * V - IR L - - - ( 19 )
其中:S为线圈的灵敏度:S=G/I,G和I分别为梯度强度和电流;V为电源的输出电压;R为包括电缆电阻的线圈电阻;且L为包括电缆和滤波器电感的线圈电感。
参照图20,当并联地驱动两个线圈时,通过考虑两个电路之间的耦合方程可以找到组合线圈的转换速率,方程如下:
L 1 dI 1 dt + R 1 I 1 + M dI 2 dt = V 1 , L 2 d I 2 dt + R 2 I 2 + M dI 1 dt = V 2 - - - ( 20 )
其中L1、R1、V1和L2、R2、V2分别为第一电路和第二电路的电感、电阻、和输出电压,M为这两个线圈之间的互感。于是,组合线圈的转换速率由下式给出:
SR = 1 Δ { ( S 1 L 2 - S 2 M ) ( V 1 - R 1 I 1 ) + ( S 2 L 1 - S 1 M ) ( V 2 - R 2 I 2 ) } Δ = L 1 L 2 - M 2 - - - ( 21 )
其中S1、S2分别为第一线圈和第二线圈的灵敏度。
此外,可以容易地修改图5中的梯度线圈以提供连续的视场,其中该梯度线圈包括在这里也分别用P和S表示的初级线圈16和次级通过校正线圈本身使得校正线圈得到良好的屏蔽。
如下适当地设计校正线圈:设计屏蔽良好的梯度线圈,包括非平面电流共享表面,该线圈提供50cm×40cm的成像体积并且在等中心处具有和32cm DSV线圈相同的梯度强度。初级线圈边缘处的电流密度的值与提供32cm DSV的梯度线圈内的值相同。50cm×40cm和32cmDSV的(初级和分离屏蔽线圈上的)电流密度之差(相减)定义校正线圈。调整线圈边缘处的电流密度的值,从而允许适当的离散化。图23示出了校正梯度线圈上电流密度的实例。
32cm DSV梯度线圈的电流分布被离散化以产生诸如图24所示的电流布局。类似地,校正或垫片线圈电流分布被离散化以产生诸如分别如图25和26所示的初级和屏蔽垫片线圈的电流布局。
校正梯度线圈内电流数量的变化允许FoV的连续变化。图21的驱动线圈互连可以用于驱动图24的32cm FoV梯度线圈以及图25和26的校正线圈。在这种方法中,线圈P1和S1对应于图24的提供32cm FoV的屏蔽良好的线圈组,且P2和S2”对应于图25和26所示的屏蔽良好的校正线圈对。
图24至26描述了这样的排列:其中初级线圈(图24)产生基本视场(32cm),通过图25和26的校正线圈的协同操作连续地放大该基本视场。备选地,基本线圈可以提供大的基本视场,通过与校正线圈的协同操作可以连续地减小该基本视场。
此外,尽管这里描述了横向X-梯度线圈的设计,但本领域技术人员会认识到,横向Y-梯度线圈的设计基本上类似于X-梯度线圈的设计,两者不同在于整个梯度组件旋转90°。
可以容易地修改这里所描述的梯度线圈设计步骤,以适应其它的设计方面。例如,通过引入梯度线圈上的净(推)力为零的附加约束,可以降低梯度线圈上的局部力。这个约束包括了关于将和该梯度线圈一起使用的主磁铁的信息。梯度线圈上局部力的减小可以减小线圈工作时梯度管道的偏斜。
已经参照优选实施例描述了本发明。明显地,其他人阅读并了解前述的详细描述之后,将会想到本发明的修改和变更。应该认为,本发明包括所有这些修改和变更,只要这些修改和变更落入所附权利要或屏蔽线圈18。
从为成像体积提供最大FoV的初始线圈系统P+S开始,通过下述方式可以获得可变化的FoV系统:(1)电断开初级线圈眼睛附近的多个匝(例如如图14所示,这定义线圈P2),并且剩余的初级线圈为P1=P-P2(例如如图15所示)。线圈P1包括通过梯度端部的线圈跳变74与屏蔽线圈18的连通线圈匝82相连接的连通线圈匝72。这些互连的位置已知且是固定的。任选地,线圈P1还具有只位于内圆柱面60上的一些隔离的匝。
第二屏蔽S1设计成遵从下述条件:(i)这个线圈上锥形跳变的数目及其角度位置和轴向位置与初级线圈P1上的跳变相匹配;并且(ii)屏蔽S1和初级线圈P1共同形成屏蔽良好的对。相对于图5的梯度线圈16、18,系统P1+S1提供了减小的DSV1<DSV。
为线圈P2设计第二屏蔽线圈S2”。第二屏蔽线圈S2”与线圈P2共同形成屏蔽良好的对。S1和S2”的组合等效于初始线圈S。不使用原始线圈P(在设计步骤中,这是中间的过程操作)。相反地,两个屏蔽良好的线圈对P1+S1和P2+S2是该设计的最终结果。
可以使用这些线圈组,从而提供如先前实例中的离散可选择的FoV,或者提供连续可变化的FoV。对于离散可选择的FoV,线圈(P1+P2)+(S1+S2”)提供初始的成像体积DSV。线圈P1+S1提供了DSV1<DSV。线圈(P1-P2)+(S1-S2”)提供DSV2<DSV1。
参照图21,对于连续可变化的FoV,当和两个电源一起使用时,线圈组(P1+S1)和(P2+S2”)提供连续可变化的FoV。在这种排列中,由来自第一电源的电流I驱动一个线圈组(P1+S1),而由来自第二电源的电流α*I驱动线圈组(P2+S2”)。参数α调整FoV的尺寸。
参照图22,描述了具有连续可变化视场的另一个梯度线圈。在这个方法中,按照前述的过程操作设计屏蔽良好的线圈,包括在分别对应初级和屏蔽梯度线圈的内、外圆柱面之间的电流传输,且穿过非平面的电流共享表面。图22示出了产生32cm DSV的这种线圈的适当的连续电流密度。
校正或垫片梯度线圈的设计方式是这样的:该线圈在等中心处产生零梯度强度,且和32cm DSV梯度线圈共同产生50cm×40cm的DSV。求或其等效表述的范围之内。

Claims (28)

1.一种用于磁共振成像装置(10)的梯度线圈,包括:
初级线圈(16),定义内圆柱面(60);
屏蔽线圈(18),定义与内圆柱面(60)同轴对准的外圆柱面(62),并且具有大于内圆柱面(60)的圆柱半径;
多个线圈跳变(74),电连接初级和屏蔽线圈(16、18),且线圈跳变(74)定义非平面的电流共享表面(64),该非平面的电流共享表面在与内圆柱面(60)一致的内轮廓(66)和与外圆柱面(62)一致的外轮廓(68)之间延伸;
初级线圈(16)、屏蔽线圈(18)和线圈跳变(74)共同定义多次穿过位于内、外轮廓(66、68)之间的电流共享表面(64)的电流路径。
2.权利要求1中所述的梯度线圈,其中:
初级线圈(16)沿内圆柱面(60)轴向延伸初级线圈长度(2LP);而且
屏蔽线圈(18)沿外圆柱面(62)轴向延伸屏蔽线圈长度(2LS);
屏蔽线圈长度(2LS)不等于初级线圈长度(2LP)。
3.权利要求2中所述的梯度线圈,其中:
电流共享表面(64)对应圆锥的平截体的曲面,该圆锥的锥角(α)由内、外圆柱面(60、62)半径(RP、RS)之差和初级与屏蔽线圈长度(2LP、2LS)之差定义。
4.权利要求1中所述的梯度线圈,其中:
内、外轮廓(66、68)为圆形轮廓,且电流共享表面(64)包括在内、外圆形轮廓(66、68)之间延伸的锥形面部分。
5.权利要求1中所述的梯度线圈,其中初级线圈(16)包括:
连通初级线圈匝(72),与线圈跳变(74)电连接;以及
隔离的初级线圈匝(70),没有与线圈跳变(74)电连接。
6.权利要求5中所述的梯度线圈,其中屏蔽线圈(18)包括:
连通屏蔽线圈匝(82),通过连接线圈跳变(74)与连通初级线圈匝(72)以电学方式连通。
7.权利要求5中所述的梯度线圈,其中,至少一些隔离的初级线圈匝(70)被电互连以定义隔离的初级子线圈(P2),且梯度线圈还包括:
开关,具有至少:
第一状态,其中隔离的初级子线圈(P2)电连接连通初级线圈匝(72),以及
第二状态,其中隔离的初级子线圈(P2)与连通初级线圈匝(72)电隔离;
第一、第二状态对应于第一、第二可选择的视场。
8.权利要求7中所述的梯度线圈,其中隔离的初级子线圈(P2)断电而处于第二状态。
9.权利要求7中所述的梯度线圈,其中隔离的初级子线圈(P2)通过两个状态中的相反极性而通电。
10.权利要求7中所述的梯度线圈,其中梯度线圈还包括:
第二屏蔽线圈(S2),在两个状态之一的状态中通电以改善相应视场的均匀性。
11.权利要求5中所述的梯度线圈,其中至少一些隔离的初级线圈匝(70)被互连,从而定义选择性电开关的初级子线圈(P2),该梯度线圈还包括:
第二屏蔽线圈(S2、S2’、S2”),选择性地通电,并和初级子线圈(P2)的开关一起定义可变化的视场。
12.权利要求1中所述的梯度线圈,还包括:
屏蔽校正线圈,在连续范围内协同调整视场。
13.权利要求1中所述的梯度线圈,还包括:
通常为圆柱形的冷屏(20),该冷屏与外圆柱面(62)同轴对准,且圆柱半径(RCS)大于外圆柱面(62),冷屏(20)承载产生基本上空间恒定的残余涡流效应的涡流。
14.权利要求13中所述的梯度线圈,其中基本上空间恒定的残余涡流效应不为零。
15.权利要求1中所述的梯度线圈,其中梯度线圈为横向的梯度线圈。
16.权利要求1中所述的梯度线圈,其中选择线圈跳变(74)以最小化线圈(16、18、74)的存储能量。
17.一种磁共振扫描器,包括:
主磁铁,用于产生时间上恒定的磁场;
权利要求1中所述的梯度线圈,用于感应穿过时间上恒定的磁场的磁场梯度;
至少一个RF线圈,放置于毗邻该梯度线圈;
RF发射器,和一个RF线圈相连以感应和处理共振;
RF接收器,和一个RF线圈相连以解调感应共振;以及
重构处理器,用于把解调共振重构成图像表示。
18.一种在磁共振成像装置的磁铁孔内产生磁场梯度的方法,该方法包括:
循环流过定义内圆柱面(60)的初级线圈(16)的电流;
循环流过定义外圆柱面(62)的屏蔽线圈(18)的电流,该外圆柱面(62)与内圆柱面(60)同轴对准且圆柱半径大于内圆柱面(60);以及
通过多个非平面的线圈跳变(74)在初级线圈和屏蔽线圈(16,18)之间多次来回地连通该电流。
19.权利要求18中所述的方法,还包括:
选择最小化梯度线圈(16、18、74)的存储能量的线圈跳变(74)的总数。
20.权利要求19中所述的方法,其中线圈跳变(74)的总数的选择包括:
约束线圈跳变(74)的选择以产生来自围绕屏蔽线圈的冷屏(20)的基本上空间恒定的残余涡流效应。
21.权利要求18中所述的方法,还包括:
利用包括最小化存储能量和最小化残余涡流效应的变化的约束,计算内、外圆柱面(60、62)上的电流密度,在内、外轮廓(66、68)上该电流密度通常不为零。
排列初级和屏蔽线圈(16、18)的线圈匝(70、72、80、82)以接近内、外圆柱面(60、62)上计算的电路密度;以及
在排列线圈匝(70、72、80、82)时,排列线圈跳变(74)以接近内、外轮廓(60、62)上计算的非零的电流密度。
22.权利要求21中所述的方法,还包括:
在计算内、外圆柱面(60、62)上的电流密度的同时,计算电流共享表面(64)上的电流密度,线圈跳变(74)的排列被进一步约束以接近电流共享表面(64)上计算的电流密度。
23.权利要求21中所述的方法,其中电流密度的计算还包括:
约束电流密度以产生由围绕屏蔽线圈的冷屏(20)内电流密度所产生的基本上空间恒定的涡流效应。
24.权利要求23中所述的方法,还包括:
施加基本上消除冷屏(20)内的涡流所产生的磁场的梯度预加重。
25.权利要求18中所述的方法,其中初级线圈(16)包括多个线圈回路(70、72),该方法还包括:
从初级和屏蔽线圈(16、18)之间通过多个线圈跳变(74)的电流连通中选择性地电隔离至少一些初级线圈回路(70),该选择性地电隔离定义线圈组,该线圈组和第二屏蔽线圈(S2)组合提供第二可选择的视场。
26.权利要求18中所述的方法,其中初级线圈(16)包括多个线圈回路(70、72),该方法还包括:
从初级和屏蔽线圈(16、18)之间通过多个线圈跳变(74)的电流连通中选择性地除去至少一些初级线圈回路(70、72),该被选择性除去的初级线圈回路(70、72)互连以定义初级子线圈(P2);以及
循环流过初级子线圈(P2)和第二屏蔽线圈(S2”)的第二电流,该电流和该第二电流协同产生梯度线圈视场,该梯度线圈视场不同于未选择性除去和循环第二电流而产生的梯度线圈视场。
27.一种用于磁共振成像装置(10)的梯度线圈的设计方法,该方法包括:
利用对存储能量和梯度场线性与均匀性的约束,计算同轴的内、外圆柱面(60、62)上的电流密度,计算的电流密度在定义线圈边缘的非共面边界轮廓(66、68)处通常不为零;以及
选择初级线圈匝(70、72)、屏蔽线圈匝(80、82)和线圈跳变(74)以接近内、外圆柱面(60、62)上计算的电流密度。
28.权利要求27中所述的方法,其中电流密度的计算包括:
进一步约束该计算,以产生由围绕外圆柱面(62)的圆柱形冷屏(20)内涡流产生的基本上空间恒定的涡流效应。
CNA2003801036373A 2002-11-20 2003-10-29 用于磁共振成像的自屏蔽梯度场线圈 Pending CN1714300A (zh)

Applications Claiming Priority (2)

Application Number Priority Date Filing Date Title
US42796902P 2002-11-20 2002-11-20
US60/427,969 2002-11-20

Publications (1)

Publication Number Publication Date
CN1714300A true CN1714300A (zh) 2005-12-28

Family

ID=32326622

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
CNA2003801036373A Pending CN1714300A (zh) 2002-11-20 2003-10-29 用于磁共振成像的自屏蔽梯度场线圈

Country Status (6)

Country Link
US (1) US7276906B2 (zh)
EP (1) EP1565760A1 (zh)
JP (1) JP2006506155A (zh)
CN (1) CN1714300A (zh)
AU (1) AU2003272029A1 (zh)
WO (1) WO2004046745A1 (zh)

Cited By (10)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN102100556A (zh) * 2009-12-22 2011-06-22 通用电气公司 提高mri系统中磁体稳定性的设备和方法
CN102481116A (zh) * 2009-09-30 2012-05-30 株式会社日立医疗器械 倾斜磁场线圈以及磁共振成像装置
CN104822319A (zh) * 2012-12-25 2015-08-05 株式会社日立医疗器械 倾斜磁场线圈装置及磁共振成像装置
CN107110922A (zh) * 2014-12-09 2017-08-29 圣纳普医疗(巴巴多斯)公司 电磁线圈结构与运行之系统及方法
CN107110929A (zh) * 2014-12-09 2017-08-29 圣纳普医疗(巴巴多斯)公司 电磁线圈结构之系统及方法
CN107390149A (zh) * 2017-07-21 2017-11-24 上海联影医疗科技有限公司 梯度线圈极性的检测方法、存储介质及磁共振扫描系统
CN107923957A (zh) * 2015-04-27 2018-04-17 圣纳普医疗(巴巴多斯)公司 用于高性能电磁铁磁共振成像的自适应电磁铁
CN109696645A (zh) * 2018-12-29 2019-04-30 佛山瑞加图医疗科技有限公司 一种非平面梯度线圈
CN109804260A (zh) * 2016-10-10 2019-05-24 皇家飞利浦有限公司 共面的射频线圈馈电
CN113009395A (zh) * 2021-05-24 2021-06-22 宁波健信核磁技术有限公司 一种并联结构的梯度线圈

Families Citing this family (32)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
MXPA05012839A (es) * 2003-05-27 2006-05-17 Pfizer Prod Inc Quinazolinas y pirido[3,4-d] pirimidinas como inhibidores de receptores tirosina quinasa.
US6975116B2 (en) * 2003-11-26 2005-12-13 Ge Medical Systems Global Technology Company, Llc Method and apparatus for multiple field of view gradient coils
ATE503419T1 (de) 2004-02-20 2011-04-15 Univ Florida System zur verabreichung von konformer strahlungstherapie unter gleichzeitiger abbildung von weichem gewebe
DE102006005285A1 (de) * 2006-02-06 2007-08-16 Siemens Ag Magnetresonanzeinrichtung sowie Verfahren zur Überwachung einer Magnetresonanzeinrichtung
WO2007129429A1 (ja) * 2006-05-09 2007-11-15 Hitachi, Ltd. 磁気共鳴検査装置
US20100060282A1 (en) * 2006-05-25 2010-03-11 Koninklijke Philips Electronics N. V. Three-dimensional asymmetric transverse gradient coils
JP4857061B2 (ja) * 2006-09-26 2012-01-18 株式会社日立メディコ 傾斜磁場コイル及びそれを用いた核磁気共鳴断層写真装置
JP5028062B2 (ja) * 2006-10-06 2012-09-19 株式会社日立メディコ 磁気共鳴イメージング装置用アクティブシールド型傾斜磁場コイル
WO2008122899A1 (en) 2007-04-04 2008-10-16 Koninklijke Philips Electronics N.V. Split gradient coil and pet/mri hybrid system using the same
CN101960330B (zh) * 2008-02-25 2013-12-04 皇家飞利浦电子股份有限公司 用于辐射探测器的等平面主链
DE102008048873B4 (de) * 2008-09-25 2013-02-21 Siemens Aktiengesellschaft Verfahren zum Entwerfen einer Gradientenspule, Verfahren zur Herstellung einer Gradientenspule, Gradientenspule, Magnetresonanzgerät und kombiniertes PET-MR-System
WO2010071921A1 (en) 2008-12-22 2010-07-01 The University Of Queensland Gradient coil arrangement
EP2261685B1 (en) * 2009-02-25 2012-09-26 Bruker Biospin SA Magnetic field gradient generating system and a method for reducing the noise level in NMR/MRI experiments
CN105664378B (zh) 2009-07-15 2019-06-28 优瑞技术公司 用于使直线性加速器和磁共振成像设备彼此屏蔽的方法和装置
JP5204813B2 (ja) * 2010-08-06 2013-06-05 株式会社日立メディコ 傾斜磁場コイル、及び、磁気共鳴イメージング装置
JP5202491B2 (ja) * 2009-09-30 2013-06-05 株式会社日立メディコ 磁気共鳴イメージング装置
CN102713682B (zh) * 2009-11-20 2015-01-28 优瑞公司 自屏蔽梯度线圈
CN102665543B (zh) * 2009-11-27 2015-08-26 株式会社日立医疗器械 倾斜磁场线圈、核磁共振成像装置以及线圈图形的设计方法
JP5750121B2 (ja) * 2011-01-14 2015-07-15 株式会社日立メディコ 傾斜磁場コイル装置および磁気共鳴イメージング装置
US9182465B2 (en) * 2011-03-04 2015-11-10 Siemens Aktiengesellschaft MRT gradient system with integrated main magnetic field generation
JP5738715B2 (ja) * 2011-08-11 2015-06-24 株式会社日立メディコ 磁気共鳴イメージング装置
US8981779B2 (en) 2011-12-13 2015-03-17 Viewray Incorporated Active resistive shimming fro MRI devices
US9446263B2 (en) 2013-03-15 2016-09-20 Viewray Technologies, Inc. Systems and methods for linear accelerator radiotherapy with magnetic resonance imaging
DE102014211137A1 (de) * 2014-06-11 2015-12-17 Siemens Aktiengesellschaft Magnetresonanzeinrichtung
CN104614694B (zh) * 2015-01-27 2017-05-24 华东师范大学 一种磁共振梯度涡流补偿方法
EP3423153B1 (en) 2016-03-02 2021-05-19 ViewRay Technologies, Inc. Particle therapy with magnetic resonance imaging
WO2017223382A1 (en) 2016-06-22 2017-12-28 Viewray Technologies, Inc. Magnetic resonance imaging at low field strength
US11284811B2 (en) 2016-06-22 2022-03-29 Viewray Technologies, Inc. Magnetic resonance volumetric imaging
CN111712298B (zh) 2017-12-06 2023-04-04 优瑞技术公司 放射疗法系统
US11209509B2 (en) 2018-05-16 2021-12-28 Viewray Technologies, Inc. Resistive electromagnet systems and methods
WO2020155137A1 (en) * 2019-02-02 2020-08-06 Shanghai United Imaging Healthcare Co., Ltd. Radiation therapy system and method
EP4328610A1 (de) * 2022-08-25 2024-02-28 Siemens Healthineers AG Gradientenspuleneinheit für interventionelle mr-bildgebung

Family Cites Families (23)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
EP0216590B2 (en) * 1985-09-20 2001-06-06 Btg International Limited Magnetic field screens
US4794338A (en) * 1987-11-25 1988-12-27 General Electric Company Balanced self-shielded gradient coils
US5280247A (en) * 1992-03-27 1994-01-18 Picker International, Inc. Filamentary cold shield for superconducting magnets
US5296810A (en) * 1992-03-27 1994-03-22 Picker International, Inc. MRI self-shielded gradient coils
US5406205A (en) * 1989-11-08 1995-04-11 Bruker Analytische Messtechnik Gmbh Gradient-generation system, nuclear spin tomograph, and process for the generation of images with a nuclear-spin tomograph
US5349318A (en) * 1990-10-04 1994-09-20 Ge Yokogawa Medical Systems, Limited Double type coil for generating slant magnetic field for MRI
US5266913A (en) 1991-08-27 1993-11-30 British Technology Group Usa Inc. Screened electromagnetic coil of restricted length having optimized field and method
US5349296A (en) 1993-07-09 1994-09-20 Picker International, Inc. Magnetic resonance scan sequencer
DE4422782C2 (de) * 1994-06-29 1998-02-19 Siemens Ag Aktiv geschirmte transversale Gradientenspule für Kernspintomographiegeräte
GB2295020B (en) * 1994-11-03 1999-05-19 Elscint Ltd Modular whole - body gradient coil
US5561371A (en) * 1995-09-27 1996-10-01 General Electric Company Transverse gradient coil
GB2331808B (en) 1997-11-25 2002-04-10 Magnex Scient Ltd Electromagnet apparatus
US6078177A (en) * 1998-01-05 2000-06-20 Picker International, Inc. Flared gradient coil set with a finite shield current
US6119124A (en) * 1998-03-26 2000-09-12 Digital Equipment Corporation Method for clustering closely resembling data objects
US6236203B1 (en) * 1998-09-28 2001-05-22 Picker International, Inc. Super shielding of finite length structures in open magnetic and electric systems
DE19851584C1 (de) * 1998-11-09 2000-04-20 Siemens Ag Schaltbare Gradientenspulenanordnung
US6049207A (en) * 1998-11-25 2000-04-11 Picker International, Inc. Double-duty gradient coil assembly having two primary gradient coil sets and a common screening coil set
US6278275B1 (en) * 1999-10-18 2001-08-21 Picker International, Inc. Gradient coil set with non-zero first gradient field vector derivative
US6278276B1 (en) 1999-11-16 2001-08-21 Picker International, Inc. Phased array gradient coil set with an off center gradient field sweet spot
US6342787B1 (en) * 2000-11-22 2002-01-29 Philips Medical Systems (Cleveland) Real-time multi-axis gradient distortion correction using an interactive shim set
US6538443B2 (en) * 2001-03-20 2003-03-25 Koninklijke Philips Electronics N.V. MRI gradient coil with variable field of view and apparatus and methods employing the same
US6479999B1 (en) * 2001-06-05 2002-11-12 Koninklijke Philips Electronics N.V. Efficiently shielded MRI gradient coil with discretely or continuously variable field of view
DE10151667C2 (de) * 2001-10-19 2003-10-16 Siemens Ag Verfahren zur Berechnung eines schaltbaren Gradientensystems für ein Magnet-Resonanz-Tomographiegerät

Cited By (21)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN102481116A (zh) * 2009-09-30 2012-05-30 株式会社日立医疗器械 倾斜磁场线圈以及磁共振成像装置
CN102481116B (zh) * 2009-09-30 2015-02-18 株式会社日立医疗器械 倾斜磁场线圈以及磁共振成像装置
CN102100556A (zh) * 2009-12-22 2011-06-22 通用电气公司 提高mri系统中磁体稳定性的设备和方法
CN102100556B (zh) * 2009-12-22 2014-08-13 通用电气公司 提高mri系统中磁体稳定性的设备和方法
US10060996B2 (en) 2012-12-25 2018-08-28 Hitachi, Ltd. Gradient magnetic field coil device and magnetic resonance imaging device
CN104822319A (zh) * 2012-12-25 2015-08-05 株式会社日立医疗器械 倾斜磁场线圈装置及磁共振成像装置
CN104822319B (zh) * 2012-12-25 2017-07-11 株式会社日立制作所 倾斜磁场线圈装置及磁共振成像装置
US10658109B2 (en) 2014-12-09 2020-05-19 Synaptive Medical (Barbados) Inc. System and method for electromagnet coil construction and operation
CN107110929B (zh) * 2014-12-09 2019-08-16 圣纳普医疗(巴巴多斯)公司 电磁线圈结构之系统及方法
CN107110922A (zh) * 2014-12-09 2017-08-29 圣纳普医疗(巴巴多斯)公司 电磁线圈结构与运行之系统及方法
CN107110929A (zh) * 2014-12-09 2017-08-29 圣纳普医疗(巴巴多斯)公司 电磁线圈结构之系统及方法
CN107110922B (zh) * 2014-12-09 2020-03-24 圣纳普医疗(巴巴多斯)公司 电磁线圈结构与运行之系统及方法
CN107923957B (zh) * 2015-04-27 2019-11-29 圣纳普医疗(巴巴多斯)公司 用于高性能电磁铁磁共振成像的自适应电磁铁
CN107923957A (zh) * 2015-04-27 2018-04-17 圣纳普医疗(巴巴多斯)公司 用于高性能电磁铁磁共振成像的自适应电磁铁
CN109804260A (zh) * 2016-10-10 2019-05-24 皇家飞利浦有限公司 共面的射频线圈馈电
CN109804260B (zh) * 2016-10-10 2021-09-28 皇家飞利浦有限公司 共面的射频线圈馈电
CN107390149A (zh) * 2017-07-21 2017-11-24 上海联影医疗科技有限公司 梯度线圈极性的检测方法、存储介质及磁共振扫描系统
CN107390149B (zh) * 2017-07-21 2019-12-13 上海联影医疗科技有限公司 梯度线圈极性的检测方法、存储介质及磁共振扫描系统
CN109696645A (zh) * 2018-12-29 2019-04-30 佛山瑞加图医疗科技有限公司 一种非平面梯度线圈
CN113009395A (zh) * 2021-05-24 2021-06-22 宁波健信核磁技术有限公司 一种并联结构的梯度线圈
CN113009395B (zh) * 2021-05-24 2021-09-03 宁波健信核磁技术有限公司 一种并联结构的梯度线圈

Also Published As

Publication number Publication date
US7276906B2 (en) 2007-10-02
US20060033496A1 (en) 2006-02-16
WO2004046745A1 (en) 2004-06-03
JP2006506155A (ja) 2006-02-23
AU2003272029A1 (en) 2004-06-15
EP1565760A1 (en) 2005-08-24

Similar Documents

Publication Publication Date Title
CN1714300A (zh) 用于磁共振成像的自屏蔽梯度场线圈
US6538443B2 (en) MRI gradient coil with variable field of view and apparatus and methods employing the same
US9864025B2 (en) Magnetic resonance imaging systems for parallel transmit, receive and shim and methods of use thereof
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
US6084411A (en) Flexible lightweight attached phased-array (FLAP) receive coils
CN101688908B (zh) 分离式梯度线圈及使用该梯度线圈的pet/mri混合系统
CN101171526B (zh) 用于高场mri线圈的电磁屏蔽
CN1817304A (zh) 高频线圈组件及磁共振成像装置
US9279870B2 (en) Magnetic resonance antenna arrangement and magnetic resonance system
JP5975779B2 (ja) 撮像システムのための局部コイル並びに局部コイルを備えている撮像システムにおける磁場をシミング及び/又は均一化するための方法
US20100033177A1 (en) Inspection Apparatus using Magnetic Resonance and Nuclear Magnetic Resonance Signal Receiver Coil
CN101051074A (zh) 磁共振成像装置和磁共振成像方法
US20100060282A1 (en) Three-dimensional asymmetric transverse gradient coils
Darnell et al. Integrated parallel reception, excitation, and shimming (iPRES) with multiple shim loops per radio‐frequency coil element for improved B0 shimming
JPH0795974A (ja) 磁気共鳴撮像装置
JP2009513219A (ja) Mri用の撮像領域特定無線周波数コイル
CN1254691C (zh) 二阶静态磁场校正方法和mri装置
US20070035302A1 (en) Phase unwrapping evolution method and magnetic resonance imaging apparatus using the method
US8063638B2 (en) Liquid dielectric gradient coil system and method
US20190331748A1 (en) Gradient coil unit for a magnetic resonance apparatus
JP2007097971A (ja) Rfコイル
US20100007347A1 (en) Split gradient coil for mri
CN1717591A (zh) 退化的笼式线圈和发射/接收装置及方法
Meneses et al. Shim coils tailored for correcting B0 inhomogeneity in the human brain (SCOTCH): Design methodology and 48-channel prototype assessment in 7-Tesla MRI
US11959985B2 (en) Static-magnetic-field shimming coil system for magnetic resonance imaging

Legal Events

Date Code Title Description
C06 Publication
PB01 Publication
C10 Entry into substantive examination
SE01 Entry into force of request for substantive examination
C02 Deemed withdrawal of patent application after publication (patent law 2001)
WD01 Invention patent application deemed withdrawn after publication