JP2006506155A - 磁気共鳴撮像用の自己遮蔽傾斜磁場コイル - Google Patents
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Abstract
磁気共鳴撮像装置用の傾斜磁場コイルは、内側円筒面を画成する1次コイルと、遮蔽コイル又は外側円筒面を画成するコイルを含む。コイルジャンプは、1次コイルと遮蔽コイルを接続する。コイルジャンプは、内側円筒面及び外側得円筒面と夫々一致する内側輪郭及び外側輪郭の間に延びる非平面状の電流共有面を画成する。コイルは、内側輪郭と外側輪郭の間の電流共有面を複数回横切る電流経路を画成する。任意に、幾つかの1次コイルターンは、2次遮蔽と共に不連続に又は連続に選択可能な視野を可能とする隔離された1次サブコイルを画成するよう電気的に相互接続される。
Description
本願は画像診断技術に関する。本願は特に、短ボア磁気共鳴撮像スキャナにおける使用のための傾斜磁場コイルに関連し、これについて特に参照して説明する。しかしながら、本願は、より一般的には、様々な種類の磁気共鳴撮像スキャナ用の傾斜磁場コイル、及びより少ない関心体積の撮像に専用の傾斜磁場コイルに関する。
磁気共鳴撮像システムでは、磁気共鳴の空間エンコードは、一般的には撮像領域中に傾斜磁場を発生することによって達成される。これらの傾斜磁場は、一組の傾斜磁場コイルによって生成される。傾斜磁場コイルは、一般的には、横のx方向及びy方向、及びアキシアルz方向の夫々に独立の傾斜磁場を生成するよう与えられる。
様々な用途のために、例えば短ボア磁気共鳴撮像スキャナ中で傾斜磁場を生じさせること、又は特定の器官を撮像するために減少された視野(FoV)に亘って専用の局所化された傾斜磁場を生成するために、比較的短い傾斜磁場コイルを使用することが望ましい。高い傾斜磁場のピーク振幅及び線形性及びボア直径を維持しつつ、傾斜磁場コイルを減少された長さへスケーリングすると、コイルの端部付近ではコイルターンは非常に圧縮される。更に、周囲のコールドシールド中で生じた渦電流による撮像歪み及びアーティファクトは、より問題となる。更に、適応又は可変視野傾斜磁場コイルは、所与の磁気共鳴スキャナ又は傾斜磁場コイルセットをより広い範囲の用途に適応させるために所望である。
本発明は、上述の制限及びその他のものを克服する改善された装置及び方法について考えたものである。
本発明の1つの面によれば、磁気共鳴撮像装置用の傾斜磁場コイルが開示される。1次コイルは、内側円筒面を画成する。遮蔽コイルは、内側円筒面と同軸に調心された外側円筒面を画成し、内側円筒面よりも大きい円筒半径を有する。複数のコイルジャンプは、1次コイルと遮蔽コイルを電気的に接続する。コイルジャンプは、内側円筒面に一致する内側輪郭と外側円筒面に一致する外側輪郭との間に延びる非平面状の電流共有面を画成する。1次コイル、遮蔽コイル、及びコイルジャンプは、協働して、内側輪郭と外側輪郭の間の電流共有面を複数回に亘って横切る電流路を画成する。
他の面によれば、磁気共鳴撮像装置の磁石ボア中に傾斜磁場を生じさせる方法が提供される。電流は、内側円筒面を画成する1次コイルを通じて循環される。電流は、内側円筒面と同軸に調心された外側円筒面を画成し、内側円筒面よりも大きい円筒半径を有する遮蔽コイルを通じて電流を循環される。電流は、複数の非平面コイルジャンプを介して複数回に亘って1次コイルと遮蔽コイルの間で往復して導通される。
更なる他の面によれば、磁気共鳴撮像装置用の傾斜磁場コイルを設計する方法が提供される。電流密度は、蓄積されたエネルギー、並びに、傾斜磁場の線形性及び均一性についての制約条件を用いて同軸上の内側円筒面及び外側円筒面上について計算される。計算された電流密度はコイルのエッジを画成する非同一表面上の境界輪郭では略非ゼロである。1次コイルターン、遮蔽コイルターン、及びコイルジャンプは、内側円筒面及び外側円筒面上の計算された電流密度を近似するよう選択される。
1次及び遮蔽コイル上に共有されたターンを有する傾斜磁場コイルを設計することの1つの利点は、より短い遮蔽された傾斜磁場コイル設計を可能とすることである。
他の利点は、磁気共鳴撮像スキャナのコールドシールド又は他の導電素子中の渦電流による低減された傾斜磁場歪みである。
他の利点は、傾斜磁場コイルの端部における減少された電流巻密度にある。
更なる他の利点は、特に高い巻密度の領域における減少されたI2R加熱にある。
多くの更なる利点及び利益は、望ましい実施例の以下の詳細な説明を読むことにより当業者に対して明らかとなろう。
本発明は、様々な構成要素及び構成要素の配置の形、及び様々な処理動作及び処理動作の配置の形をとりうる。図面は、望ましい実施例を例示するためだけのものであって、本発明を制限するものと理解されるべきではない。
図1を参照するに、磁気共鳴撮像スキャナ10は、望ましくは超伝導であり低温遮蔽された円筒状の主磁石12を含む。主磁石12は、磁石ボア14を画成し、ボア14内には撮像のために患者又は他の撮像対象が配置される。主磁石12は、ボア14の長手軸に沿った向きとされた空間的及び時間的に一定の且つ均一な主磁場を生じさせる。超伝導磁石の代わりに、非超伝導磁石が使用されうる。更に、図示の水平の円筒状の主磁石12の代わりに、垂直磁石、オープン磁石、又は他の種類の主磁石が使用されうる。1つの望ましい実施例では、主磁石12は短ボア磁石である。
傾斜磁場コイルは、磁化スポイル傾斜磁場等を生じさせるよう、磁気共鳴信号を空間的に符号化するようボア14内に傾斜磁場を協働して生じさせる1次傾斜磁場コイル16及び遮蔽傾斜磁場コイル18を含む。望ましくは、傾斜磁場コイル16、18は、横のx及びy方向を含む3つの直交方向で傾斜磁場を生じさせるよう構成されたコイルを含む。遮蔽コイル18に加え、コールドシールド20は、残留傾斜磁場に対して高い導電性の渦電流面を与え、従って更に遠くで磁石コイルを保護する。適切な実施例では、コールドシールド20は主磁石12のハウジングに一体化される。
全身無線周波数コイル組立体22は、磁気共鳴を励起させる無線周波数パルスを発生する。無線周波数コイル組立体22はまた、磁気共鳴信号を検出する役割を果たす。任意に、ボア14内の局所化された領域において磁気共鳴を励起及び/又は検出するために、追加的な局所無線周波コイル又は位相無線周波コイルアレイ(図示せず)が含まれる。
傾斜磁場パルス増幅器30は、選択された傾斜磁場を生成するよう、制御された電流を傾斜磁場コイル16、18へ送る。望ましくはディジタルである無線周波数送信器34は、選択された磁気共鳴励起を発生するよう無線周波コイル組立体22へ無線周波パルス又はパルスパケットを印加する。やはり無線周波コイル組立体22に結合された無線周波受信器36は、磁気共鳴信号を受信する。1つ以上の無線周波コイルが与えられると(例えば局所コイル又は位相コイルアレイ)、磁気共鳴励起及び検出動作のために異なったコイルが任意に使用される。
対象の磁気共鳴撮像データを収集するために、対象は磁石ボア14内に配置され、望ましくは主磁場のアイソセンタに又はアイソセンタの近くに配置される。シーケンス制御器40は、傾斜磁場増幅器30及び無線周波送信器34と通信し、対象内に選択された過渡又は定常状態の磁場形態を生成し、かかる磁気共鳴を空間的にエンコードし、磁気共鳴を選択的にスポイルし、又はその他の方法で対象の選択された磁気共鳴信号特性を発生する。発生した磁気共鳴信号は、無線周波受信器36によって検出され、k空間メモリ42内に格納される。撮像データは、画像メモリ46に格納される画像表現を生成するよう再構成プロセッサ44によって再構成される。1つの適切な実施例では、再構成プロセッサ44は、逆フーリエ変換再構成を実行する。
結果として得られる画像表現は、ビデオプロセッサ48によって処理され、望ましくはパーソナルコンピュータ、ワークステーション、又は他の種類のコンピュータであるユーザインタフェース50上に表示される。ビデオ画像を生成するのではなく、画像表現はプリンタドライバによって処理され、印刷されてもよく、又はコンピュータ網又はインターネットを通じて伝送されてもよく、その他のことが行われてもよい。望ましくは、ユーザインタフェース50はまた、放射線技師又は他の操作者が、磁気共鳴撮像シーケンスを選択し、撮像シーケンスを変更し、撮像シーケンスを実行する等を行うよう、磁気共鳴シーケンス制御器40とやりとりすることを可能とする。
図2乃至図4を参照するに、磁気共鳴撮像スキャナ10の磁石12は、望ましくは、円筒状の磁石ボア14を画成する短ボア磁石である。1次傾斜磁場コイル16及び遮蔽傾斜磁場コイル18は、夫々、軸方向上に同心の円筒面60、62と一致し、これらを画成する。内側同心円筒面60及び外側同心面62は、半径Rp、Rsを夫々有する。遮蔽傾斜磁場コイル18は、外側円筒面62に沿って軸方向に半分の長さLsだけ延び、1次傾斜磁場コイル16は、内側円筒面60に沿って軸方向に半分の長さLpだけ延びる。コールドシールド20は、長さ2LCSを有する。望ましくは、傾斜磁場コイル16、18及びコールドシールド20は、軸方向上に左右対称であり、Ls、Lp、及びLCSは半分の長さを示す。
減少された長さ、増加した開き、及び改善された遮蔽を与えるために、遮蔽傾斜磁場コイル18の軸方向の半分の長さLsは、望ましくは1次傾斜磁場コイル16の軸方向の半分の長さLpよりも大きい。2つの傾斜磁場コイル16、18は、内側円筒面60と一致する内側輪郭66と、外側円筒面62と一致する外側輪郭68との間に延びる非平面状の電流共有面64に沿って接続される。望ましい実施例では、非平面状の電流共有面は、円錐台の湾曲面に対応し、円錐は軸方向に同心の円筒面60、62の軸に対して角度αを有する。角度αは、円筒面の半径Rp、Rsの間の差と、1次及び2次又は遮蔽傾斜磁場コイルの半分の長さLp、Lsの間の差の比の逆正接に対応する。しかしながら、非平面状の電流共有面はまた、放物線上の、断片的な円錐状の、又は他の形状を有しうる。
引き続き図2乃至図4を参照し、更に図5を参照するに、1次傾斜磁場コイル16は、内側円筒面60と一致する導電ターンの指紋状のパターン又は電流路を含み、一方で遮蔽傾斜磁場コイル18は、外側円筒面62と一致する導電ターンの指紋状のパターン又は電流路を含む。
引き続き図2乃至図5を参照し、更に図6及び図7を参照するに、1次傾斜磁場コイル16は、面60上の他の1次傾斜磁場コイルターンと接続する絶縁された1次コイルターン70を含む。1次傾斜磁場コイル16はまた、電流共有面64と一致する少なくとも1つのコイルジャンプ74に夫々接続する導電1次コイルターン72を含む。同様に、遮蔽傾斜磁場コイル18は、面62上の他の遮蔽コイルターンに接続する絶縁された遮蔽コイルターン80と、少なくとも1つのコイルジャンプ74に夫々接続する導通遮蔽コイルターン84とを含む。
図6に示すように、各絶縁された1次コイルターン70及び遮蔽コイルターン80は、円筒面60、62上の電流ループを夫々画成する。図7に示すように、導通する1次コイルターン72及び遮蔽コイルターン82、及び、2つのコイルジャンプ74は、2つのコイルジャンプ74を介して電流共有面64を横切って往復して通過する電流ループを画成する。
当業者は、傾斜磁場コイル16、18が、特に短い磁石の設計に対してはこれまでのコイルに対してかなりの利点を有することを認識するであろう。1次コイル16及び2次又は遮蔽コイル18を複数のコイルジャンプ74と接続することにより、コイルエッジの付近の高いコイルターン密度が減少される。更に、遮蔽コイル18を1次コイル16に対して軸方向に広げる(flare)ことにより、等しい長さの1次コイル及び遮蔽コイルを用いた設計に対して改善された遮蔽が得られる。遮蔽コイル18の軸方向の広がりは、広げられた遮蔽及び多数のコイルジャンプの組合せを許すよう、非平面状の電流共有面64によって収容される。
図3に戻ると、傾斜磁場コイル16、18を設計する適切な方法は、以下のパラメータを使用する。角度αは、フレア角度と称される。軸方向のコイルの半分の長さLp、Ls及びコールドシールドの半分の長さLCSは、図示されており、上述されている。望ましくは、Lp<Ls<LCSであり、LCSは実質的にLsよりも大きい。1次コイル16は、半径Rpを有する内側円筒面60と一致し、これを画成する。遮蔽コイル18は、半径Rsを有する外側円筒面62と一致し、これを画成する。コールドシールド20は、望ましくは円筒形であり、半径RCSを有し、望ましくは円筒面60、62と同軸である。望ましい実施例では、Rp<Rs<RCSである。
傾斜磁場コイル設計の目標は、(i)磁石ボア14のアイソセンタにおける所与の傾斜磁場強度GX又はGY、(ii)高いスルーレート、(iii)所与の直径の球状体積(DSV)内の、線形性及び均一性といった良い質の傾斜磁場特性、(iv)良い遮蔽、を生じさせることを含む。導電コールドシールド20への磁場の漏れは存在することが認識される。この漏れは、傾斜磁場16、18が動作されたときにコールドシールド20中に生ずる残留渦電流の原因となる。これらの残留渦電流は、DSVの中の傾斜磁場の質に影響を与えうるものであり、以下の式、
最初から限られた長さの1次コイル及び遮蔽コイルを有する自己遮蔽傾斜磁場コイルを設計するとき、遮蔽コイルの面状の全磁場Br(r)の垂直成分についての遮蔽条件は、一般的には、以下の式、
[外1]
は、1次(p)又は遮蔽(s)コイル上の電流密度のφ成分であり、Rp,s、Lp,sは、夫々、1次(p)又は遮蔽(s)コイルの半径及び半分の長さであり、Iは第1の種類のベッセル(Bessel)関数I1(kR)の導関数I'1(kR)である。式(2)は、任意のkについて成り立ち、実質的に制限的である。遮蔽誤差関数ε(k)は、どれだけ良く勾配磁場コイルが遮蔽されるかの尺度である。良く遮蔽された勾配磁場コイルを設計するために、式(2)はエッジ付近に負のローブを有する1次コイル上の高い電流密度を生じさせ、従って高いインダクタンスを生じさせる。
は、1次(p)又は遮蔽(s)コイル上の電流密度のφ成分であり、Rp,s、Lp,sは、夫々、1次(p)又は遮蔽(s)コイルの半径及び半分の長さであり、Iは第1の種類のベッセル(Bessel)関数I1(kR)の導関数I'1(kR)である。式(2)は、任意のkについて成り立ち、実質的に制限的である。遮蔽誤差関数ε(k)は、どれだけ良く勾配磁場コイルが遮蔽されるかの尺度である。良く遮蔽された勾配磁場コイルを設計するために、式(2)はエッジ付近に負のローブを有する1次コイル上の高い電流密度を生じさせ、従って高いインダクタンスを生じさせる。
残留渦電流効果が非ゼロであれば、これは撮像体積に亘る小さい変化を補正可能とすべきである。これは、残留渦電流効果が例えば約10%であっても、残留渦電流効果の変化が小さいべきであることを意味する。従って、コイルは、コイルの端の近くに高い電流密度がなく、残留渦電流効果が補正可能であるという条件を満たすよう設計される。
傾斜磁場コイル設計は、以下の処理操作を含み、即ち、(i)電流、1次コイル16の端から遮蔽コイル18へ、それらの間に配置された円錐状又は他の非平面状の電流共有面64に沿って流れることを可能とすること、(ii)コールドシールド20はコイル設計に含まれること、(iii)残留渦電流効果は、勾配磁場の質の特性と共に設計における変数であると考えられることである。後者のものは、点制約として導入される。
以下、典型的なX傾斜磁場コイル設計について説明する。当業者は、典型的なX傾斜磁場コイル設計をY傾斜磁場コイルの設計に容易に適用しうる。円筒座標で表わしたX傾斜磁場コイル上の電流分布は、以下の形を有する。
[外6]
は、同じ一組の点におけるコイルの磁場のz成分であり、Cjは残留渦電流効果を左右する一組の数である。最後に、λi及びΛjは、対応するラグランジュ乗数に対応する。量Apは、エッジにおける1次コイル上の電流密度のz成分の所望の値であり、量
は、同じ一組の点におけるコイルの磁場のz成分であり、Cjは残留渦電流効果を左右する一組の数である。最後に、λi及びΛjは、対応するラグランジュ乗数に対応する。量Apは、エッジにおける1次コイル上の電流密度のz成分の所望の値であり、量
[外7]
は、遮蔽コイルのエッジにおける電流密度のz成分の値である。連続性条件は、式(6)中の最後の2項によって表わされ、Λp、Λsは、電流の連続性に対する対応するラグランジュ乗数である。量Ap及びCjは、変数ではなく、任意に選択されうる。式(6)を導くとき、全磁場の垂直成分は、傾斜セットの長さよりも遙かに長いと仮定される半径RCSを有する磁石コールドシールド20の面上で消えると仮定した。これは、コールドシールド残留渦電流について以下の式を与える。
は、遮蔽コイルのエッジにおける電流密度のz成分の値である。連続性条件は、式(6)中の最後の2項によって表わされ、Λp、Λsは、電流の連続性に対する対応するラグランジュ乗数である。量Ap及びCjは、変数ではなく、任意に選択されうる。式(6)を導くとき、全磁場の垂直成分は、傾斜セットの長さよりも遙かに長いと仮定される半径RCSを有する磁石コールドシールド20の面上で消えると仮定した。これは、コールドシールド残留渦電流について以下の式を与える。
[外9]
に関する式(6)で与えられる式の最適化は、1次コイルのエッジにおいて電流密度の値を調整することによって適切な解を与える。解が見つかった後、1次コイル、遮蔽コイル、及び相互接続面上の連続的な電流分布は、1次コイル上の各ループが同じ電流Iを伝え、遮蔽コイル上の各ループが反対の電流を伝えるよう、不連続とされる。不連続とされたコイルは、その性能についてテストされる。即ち、アイソセンタにおける傾斜磁場の強さ、DSVに亘る傾斜磁場の強さの線形性及び均一性、並びに、スルーレート及び残留渦電流効果である。
に関する式(6)で与えられる式の最適化は、1次コイルのエッジにおいて電流密度の値を調整することによって適切な解を与える。解が見つかった後、1次コイル、遮蔽コイル、及び相互接続面上の連続的な電流分布は、1次コイル上の各ループが同じ電流Iを伝え、遮蔽コイル上の各ループが反対の電流を伝えるよう、不連続とされる。不連続とされたコイルは、その性能についてテストされる。即ち、アイソセンタにおける傾斜磁場の強さ、DSVに亘る傾斜磁場の強さの線形性及び均一性、並びに、スルーレート及び残留渦電流効果である。
連続的な電流分布は、電流路に沿って電流を伝えるコイル70、72、74、80、82によって不連続とされ及び近似される。上述の工程によって決定される1次コイル16、遮蔽コイル18、及びコイルジャンプ74の適切な指紋状のパターンを、図5に示す。コイルの左半分及び右半分は、夫々が、同心状の内側円筒面60、外側円筒面62を接続する電流共有面64に沿った固定角度位置φにおけるコイルジャンプ74によって接続される。
引き続き図5を参照し、更に図6及び図7を参照するに、2つの種類の電流路、即ち、図6に例示される絶縁された1次及び遮蔽コイルターン70、80と、図7に示す導通する1次及び遮蔽コイルターン72、82が生成される。絶縁された電流ループ70、80は、1次又は遮蔽コイル16、18上にのみあり、即ち、2つの円筒面60、62のうちの一方の上にのみある。導通電流路72、82は、1次及び遮蔽コイル16、18の両方の上にある、即ち、2つの円筒面60、62の両方の上にある電流ループを画成し、コイルジャンプ74はそれらの間の電流ジャンプ又は相互接続を画成する。
これらの全ての路からのBz磁場は、DSV上の連続的な電流残留渦電流効果と比較されうる、コールドシールド20上の残留渦電流を決定するために決定されうる。各絶縁されたループ70、80は、1次コイル16又は遮蔽コイル18のいずれかの上にあり、それ自体の上で閉じている。これらのループの例は図6に示され、図6は、内側円筒面60上の絶縁された1次ループ70及び例えば第1象限に配置された絶縁された遮蔽コイルループ80を示す。各ループは、電流Iを伝える。絶縁された1次コイルループ70上の電流は時計回りに流れ、遮蔽コイルループ80上の電流は反時計回りに流れる。非平面状の電流共有面64を通って往復する電流ループを定義する典型的な導電1次及び遮蔽ループ72、82を、図7に示す。
不連続なコイル16、18から磁石コールドシールド20中の磁場及び関連する残留渦電流を計算する適切な方法は、経路積分法である。コイルは不連続とされ、従って、各ループを記述する式が知られており、即ち、式φ=fp(z)、φ=fs(z)である。図6に示す隔離されたループについては、条件fp(p1)=fp(p2)=0、fs(s1)=fs(s2)=0が適用される。図7に示す導通するループでは、異なった条件fp(p1)=fs(s1)=0、fp(Lp)=φf、fs(Ls)=φfが適用され、φfは、電流共有コイルジャンプが生ずる角度である。以下の説明では、パラメータp1、p2、s1、s2ではなく、zi及びzfを用いる。
図7に示す導通ループ72、82によって生ずる電流分布は、
[外10]
は、第1象限の上半分の1次(p)又は遮蔽(s)ループの最初の及び最後の点である。少なくとも1つのコイルジャンプ74と接続する導通ループ72、82は、第1象限の上半分に1次(p)又は遮蔽(s)ループ状の初期の点として
は、第1象限の上半分の1次(p)又は遮蔽(s)ループの最初の及び最後の点である。少なくとも1つのコイルジャンプ74と接続する導通ループ72、82は、第1象限の上半分に1次(p)又は遮蔽(s)ループ状の初期の点として
上述のアプローチは、自己遮蔽アキシアル傾斜磁場(Z傾斜磁場)コイルの設計に適合されうる。この場合、1次コイル及び遮蔽コイルの両方上の電流密度のJφ成分を見つけることで十分である。この成分は、必ずしもコイルエッジにおいて消えない。つまり、電流の連続性の式
[外13]
は、電流密度のJφ成分がコイルのエッジにおいてでさえもzの連続関数であるべきであることを意味しない。従って、コイルのエッジにおける電流密度の値は、設計中の自由なパラメータとして扱われうる。従って、
は、電流密度のJφ成分がコイルのエッジにおいてでさえもzの連続関数であるべきであることを意味しない。従って、コイルのエッジにおける電流密度の値は、設計中の自由なパラメータとして扱われうる。従って、
[外18]
は、同じ一組の点におけるコイルの磁場のz成分であり、Cjは残留渦電流効果を左右する一組の数である。最後に、λi及びΛjは、対応するラグランジュ乗数に対応する。量Ap、Asは夫々、1次コイル及び遮蔽コイルのエッジにおける電流密度のφ成分の所望の値である。式(16)に、コールドシールド20の面上の遮蔽条件、即ち、
は、同じ一組の点におけるコイルの磁場のz成分であり、Cjは残留渦電流効果を左右する一組の数である。最後に、λi及びΛjは、対応するラグランジュ乗数に対応する。量Ap、Asは夫々、1次コイル及び遮蔽コイルのエッジにおける電流密度のφ成分の所望の値である。式(16)に、コールドシールド20の面上の遮蔽条件、即ち、
[外19]
に対して式(16)においてで与えられる関数の最適化は、1次コイル及び遮蔽コイルのエッジにおいて電流密度の値を調整することにより、適当な解を決定する。解が見つかった後、1次コイル及び遮蔽コイルの両方の連続電流分布は、1次コイル上の各ループが同じ電流Iを伝え、遮蔽コイル上の各ループが反対の電流を伝えるよう、不連続とされる。不連続とされたコイルは、その性能についてテストされる。即ち、アイソセンタにおける傾斜磁場の強さ、DSVに亘る傾斜磁場の強さの線形性及び均一性、並びに、スルーレート及び残留渦電流効果である。
に対して式(16)においてで与えられる関数の最適化は、1次コイル及び遮蔽コイルのエッジにおいて電流密度の値を調整することにより、適当な解を決定する。解が見つかった後、1次コイル及び遮蔽コイルの両方の連続電流分布は、1次コイル上の各ループが同じ電流Iを伝え、遮蔽コイル上の各ループが反対の電流を伝えるよう、不連続とされる。不連続とされたコイルは、その性能についてテストされる。即ち、アイソセンタにおける傾斜磁場の強さ、DSVに亘る傾斜磁場の強さの線形性及び均一性、並びに、スルーレート及び残留渦電流効果である。
典型的な横傾斜磁場コイル設計について説明する。典型的なコイルは、1.2メートルの長さと0.45メートルのボア半径を有する磁石設計用に設計される。典型的な横傾斜磁場コイルの設計寸法は以下の通りである。RP=0.34385m、LP=0.434メートル、RS=0.435224メートル、LS=0.555メートルである。本願で説明する全ての例において、目標渦電流効果は、-0.22%として選択された。
コイルは、図3に示すフレア角度αが36.9°であるよう調整される。X傾斜磁場コイルを設計するとき、表1に示す磁場制約条件が用いられる。
図8Aは、30mT/mの傾斜磁場強度へ調整し直され、コイルのアイソセンタにおける残留渦電流効果による傾斜磁場強度の損失について考慮に入れるよう戻るよう補正されたシステムのエネルギーを、残留渦電流効果が典型的な-0.22%に等しいときに1次コイルのエッジにおける電流密度の関数として示すプロットである。図8Bは、30mT/mの傾斜磁場強度へ調整し直され、コイルのアイソセンタにおける残留渦電流効果による傾斜磁場強度の損失について考慮に入れるよう戻るよう補正されたシステムのエネルギーを、渦電流効果の関数として示すプロットである。図8B中、1次コイルのエッジにおける電流密度は、典型的な17.0kA/mに等しい。図8Aは、コイルのアイソセンタにおいて残留渦電流効果について考慮に入れた後のGX=30mT/mの勾配強度における全エネルギーが、残留渦電流効果の所与の値に対して量Apの或る値において最小を有することを示す。この値は、1次コイル16及び遮蔽コイル18上の電流密度が不連続とされたとき、ターンの数が整数であるよう適切に調整される。
図9は、図5の広げられたコイルレイアウトに示される連続電流分布についての結果を示す図である。図9に示す連続電流分布は、1象限当たり1次コイル16に29のターン及び遮蔽コイル18上に19のターンで、半分の象限毎に14のコイルジャンプ74で不連続とされた。各閉じたループは、アイソセンタにおいて傾斜磁場強度G=30.0mT/mを生じさせるために電流I=398.64Aを通す。半分の象限毎の電流レイアウトを図5に示す。以下、P及びSは、全体1次コイル16及び全体遮蔽コイル18を夫々示し、コイルジャンプ74と共に50cm×40cmの撮像体積を与える。
不連続とされた電流は、磁場の質の特性を計算するために使用される。図10は、X傾斜磁場の不均一性を示し(横傾斜磁場コイルをX傾斜磁場を生成するものとし、もちろん、横傾斜磁場コイルはY傾斜磁場又は他の横傾斜磁場を生じさせるよう適切な向きとされうる)、一方で図11はZ傾斜磁場の不均一性を示す。
図12は、図5に示す電流経路を有するX傾斜磁場コイルにより生成される残留渦電流のz成分を示す。図12の残留渦電流及び図5に示す不連続なループは、50cm×40cmの体積に亘り残留渦電流効果を計算するのに使用された。この結果を連続的な電流から得られたものと比較したものを図13に示す。この図は、不連続な手順が体積に亘る大きさ及びその変動に関して実質的な誤差を生じさせないことを示す。
図14及び図15を参照するに、図5にレイアウトが示されている横傾斜磁場コイルは、不連続に可変の視野を与えるよう、容易に適合される。適切な変更では、1次コイルの指紋状のパターンの目の付近の14個の隔離された1次コイル70は、図14に示され、本願においてP2と示される相互接続されたコイルを定義するよう残りから電気的に減結合される。図15に示すように、1次コイル16の残りP1は、遮蔽コイル18と電気的に接続されたままである。便宜上、元の結合された1次コイル16をここではPと示す。従って、P=P1+P2である。同様に、遮蔽コイル18をここではSと示す。
図16を参照するに、第2の遮蔽コイルS2は、1次コイルP2を有する14個の電気的に接続され値内ループについて補償するよう設計される。第2の遮蔽コイルS2の半径方向の位置は、0.415224mである。第2の遮蔽コイル上の電流レイアウトを図16に示す。第2の遮蔽S2上の電流は、I=398.64Aである。図15に示すコイルと図16に示す第2の遮蔽コイルの組合せは、電流が1次コイル上と同じ方向に流れるとき、30cmである減少されたDSVを与える。2モード傾斜磁場コイルの傾斜磁場強度の不均一性及び非線形性について、図17及び図18に夫々示す。図5のレイアウトに対応する主モードコイルは50cm×40cmの撮像体積を与え、図15のコイルを図16に示す第2の遮蔽S2と組み合わせると30cmDSVが与えられる。
第2の電源が与えられると、傾斜磁場コイル16、18は、3つの不連続な視野を与えるよう更に変更されうる。第2の遮蔽コイルS2は、半径方向上の同じ位置に配置された8ターン遮蔽コイルS2’によって置き換えられる。50cm×40cmの撮像体積を与えるベースモードは、電流Iで駆動される図5に示す傾斜磁場コイルによって発生される。
30cmDSVを与える第2のモードは、電流Iで駆動される図15に示す傾斜磁場コイルを、電流I/2で駆動される図19に示す第2の遮蔽S2と組み合わせることによって発生される。従って、2つの電源(又は電流分配器)が用いられる。
第3のモードは、図14の内側14ループコイルP2と同時に動作する図15に示す傾斜磁場コイルによって発生される。1次コイルP2中の電流は、図15の1次コイルP1中の電流に対して逆とされる。図19の第2の遮蔽S2は、電流−Iで駆動される。この第3のモードでは、全てのコイルが直列に駆動され、1つの電源が用いられる。この形態は、26cmDSVを与える。
2つのコイルが直列に駆動されると、直列結合されたコイルのスルーレートは、
図20を参照するに、2つのコイルが並列に駆動されると、組み合わされたコイルのスルーレートは、2つの電気回路間の結合式を考えることにより見つかり、これは、
更に、1次コイル16及び2次又は遮蔽コイル18を含む図5の傾斜磁場コイルもまた、ここでは夫々P及びSと示し、連続的な視野を与えるよう容易に変更される。
最大のFoVを有する撮像体積を与える最初のコイルシステムP+Sから開始して、可変FoVシステムは、以下の方法で達成されうる。(1)1次コイルの目の近くで幾つかのターンを電気的に切り離し(このことは、例えば図14に示すコイルP2を定義する)、残る1次コイルはP1=P−P2(例えば図15に示す)である。コイルP1は、傾斜磁場の端におけるコイルジャンプ74により遮蔽コイル18の導通コイルターン82と導通する導通コイルターン72を含む。これらの相互接続の位置は、既知であり、固定である。任意に、コイルP1は、内側円筒面60上にのみ存在する幾つかの隔離されたターンを有する。
第2の遮蔽S1は、以下の条件に一致するよう設計される。即ち、(i)このコイル上の円錐ジャンプの数及びそれらの角度的及び軸方向の位置は1次コイルP1上のものと一致し、及び、(ii)遮蔽S1は1次コイルP1と共に良く遮蔽された対を形成する。システムP1+S1は、図5の傾斜磁場コイル16、18に対して減少されたDSV1<DSVを与える。
第2の遮蔽コイルS2''は、コイルP2に対して設計される。第2の遮蔽コイルS2''は、コイルP2と共に良く遮蔽された対を形成する。S1とS2''の組合せは、最初のコイルSと同等である。元のコイルPは使用されない(これは、設計手順における中間処理操作であった)。むしろ、2つの良く遮蔽されたコイル対が使用される。即ち、P1+S1及びP2+S2''は、設計の最終的な結果である。
これらのコイルの組は、以前の例において不連続に選択可能なFoV又は連続的に可変のFoVを与えるのに用いられる。不連続に選択可能なFoVでは、コイル(P1+P2)+(S1+S2'')は初期撮像体積DSVを与える。コイルP1+P2は、DSV1<DSVを与える。コイル(P1−P2)+(S1−S2'')は、DSV2<DSV1を与える。
図21を参照するに、連続的に可変なFoVに対して、コイル組(P1+P2)及び(P2+S2'')は、2つの電源と共に用いたときに、連続的に可変のFoVを与える。この配置では、1つのコイル組(P1+S1)は、第1の電源からの電流Iによって駆動され、コイル組(P2+S2'')は第2の電源からの電流α*Iによって駆動される。パラメータαは、FoVの寸法を調整する。
図22を参照するに、連続的に可変な視野を有する他の傾斜磁場コイルについて説明する。このアプローチでは、良く遮蔽されたコイルは、上述の処理操作に従って設計され、非平面状の電流共有面に亘る1次及び遮蔽傾斜磁場コイルに対応する内側円筒面と外側円筒面の間の電流の伝達を含む。図22は、32cmDSVを生成するコイルに対する適切な連続的な電流密度を示す。
補正又はシム傾斜磁場コイルは、コイルのアイソセンタにおいてゼロの傾斜磁場強度を生成し、32cmDSV傾斜磁場コイルと共に50cm×40cmDSVを生成するよう設計されている。補正コイルは、それ自体が良く遮蔽されている。
補正コイルは、以下のように適切に設計される。50cm×40cmの撮像体積を与え、アイソセンタにおいて32cmDSVコイルと同じ傾斜磁場強度を有する非平面状の電流共有面を含む良く遮蔽された傾斜磁場コイルが設計される。1次コイルのエッジにおける電流密度の値は、32cmDSVを与える傾斜磁場コイルのものと同じである。50cm×40cm及び32cmDSVの(1次及び別々の遮蔽コイル上の)電流密度の間の差(減算)は、補正コイルを画成する。コイルのエッジにおける電流密度の値は、正しい不連続化を可能とするよう調整される。補正傾斜磁場コイル上の電流密度の例を、図22に示す。
32cmDSV傾斜磁場コイルの電流分布は、図24に示すような電流レイアウトを発生するよう不連続とされる。同様に、補正又はシム電流分布は、図25及び図26に夫々示す1次及び遮蔽シムコイル電流といった電流レイアウトを発生するよう不連続とされる。
補正傾斜磁場コイル中の電流の量の変化は、FoVの連続的な変化を可能とする。図21の駆動コイル相互接続は、図24の32cmFoV傾斜磁場と、図25及び図26の補正コイルを駆動するのに使用されうる。このアプローチでは、コイルP1及びS1は、32cmFoVを与える図24の良く遮蔽されたコイル組に対応し、P2及びS2’’は図25及び図26に示すよう遮蔽された補正コイル対に対応する。
図24乃至図26は、1次コイル(図24)が図25及び図26の補正コイルの協同的な動作によって連続的に拡大可能な基本視野(32cm)を生じさせる配置を示す。或いは、基本コイルは、補正コイルの協働的な動作によって連続的に減少可能な大きい基本視野を与えうる。
更に、本願では横X傾斜磁場コイルの設計について説明するが、当業者は、横Y傾斜磁場コイルの設計がX傾斜磁場コイルの設計と略同様であり、全体傾斜磁場組立体の90°の回転だけ異なることを認識するであろう。
本願に記載の傾斜磁場コイル設計手順は、他の設計の面に適応するよう容易に変更される。例えば、傾斜磁場コイル上の局所的な力は、傾斜磁場コイル上の純(スラスト)力がゼロとなるよう更なる制約を導入することによって減少されうる。この制約条件は、傾斜磁場コイルがそれと共に用いられる主磁石に関する情報を組み込む。傾斜磁場コイル上の局所的な力の減少は、コイルが作動したときの傾斜磁場管偏向を減少させうる。
本発明について、望ましい実施例を参照して説明した。明らかに、上述の詳細な説明を読み、理解することにより、他者は変更及び変形を思いつくであろう。本発明は、添付の請求項の範囲又はそれと同等のものともに、全てのかかる変更及び変形を含むことが意図される。
Claims (28)
- 磁気共鳴撮像装置用の傾斜磁場コイルであって、
内側円筒面を画成する1次コイルと、
前記内側円筒面と同軸に調心された外側円筒面を画成し、前記内側円筒面よりも大きい円筒半径を有する遮蔽コイルと、
前記1次コイルと前記遮蔽コイルを電気的に接続し、前記内側円筒面に一致する内側輪郭と前記外側円筒面に一致する外側輪郭との間に延びる非平面状の電流共有面を画成する、複数のコイルジャンプとを含み、
前記1次コイル、前記遮蔽コイル、及び前記コイルジャンプは、協働して、前記内側輪郭と前記外側輪郭の間の電流共有面を複数回に亘って横切る電流路を画成する、傾斜磁場コイル。 - 前記1次コイルは、前記内側円筒面に沿って1次コイルの長さに亘って軸方向に延び、
前記遮蔽コイルは、前記外側円筒面に沿って遮蔽コイルの長さに亘って軸方向に延び、
前記遮蔽コイルの長さは前記1次コイルの長さと等しくない、請求項1記載の傾斜磁場コイル。 - 前記電流共有面は、前記内側円筒面の半径と前記外側円筒面の半径の間の差と、前記1次コイルの長さと前記遮蔽コイルの長さの間の差によって画成される円錐角を有する円錐台の湾曲面に対応する、請求項2記載の傾斜磁場コイル。
- 前記内側輪郭と前記外側輪郭は円形の輪郭であり、前記電流共有面は前記内側円形輪郭と前記外側円形輪郭の間に延びる円錐面部分を含む、請求項1記載の傾斜磁場コイル。
- 前記1次コイルは、
コイルジャンプと電気的に接続される導通1次コイルターンと、
コイルジャンプと電気的に接続されない絶縁1次コイルターンとを含む、請求項1記載の傾斜磁場コイル。 - 前記遮蔽コイルは、接続しているコイルジャンプを介して導通1次コイルターンと電気的に導通する導通遮蔽コイルターンを含む、請求項5記載の傾斜磁場コイル。
- 前記絶縁1次コイルターンのうちの少なくとも幾つかは、絶縁1次サブコイルを画成するよう電気的に相互接続され、前記傾斜磁場コイルは更に、
少なくとも、
前記絶縁一次サブコイルが前記導通一次コイルターンと電気的に接続された第1の状態と、
前記絶縁一次サブコイルが前記導通一次コイルターンから電気的に絶縁された第2の状態とを有する、スイッチを更に含み、
前記第1の状態及び前記第2の状態は、第1の選択可能な視野及び第2の選択可能な視野に対応する、請求項5記載の傾斜磁場コイル。 - 前記絶縁された1次サブコイルは前記第2の状態で消勢される、請求項7記載の傾斜磁場コイル。
- 前記絶縁された1次サブコイルは前記2つの状態で反対の極性で付勢される、請求項7記載の傾斜磁場コイル。
- 前記傾斜磁場コイルは、
対応する視野の均一性を改善するよう2つの状態のうちの1つで付勢される第2の遮蔽コイルを更に含む、請求項7記載の傾斜磁場コイル。 - 少なくとも幾つかの絶縁された1次コイルターンは選択的に電気的に切り替えられる1次サブコイルを画成するよう相互接続され、
前記傾斜磁場コイルは更に、
可変視野を画成するよう前記1次サブコイルの切り替えに関連して選択的に付勢される第2の遮蔽コイルを更に含む、
請求項5記載の傾斜磁場コイル。 - 連続的な範囲に亘って協働的に視野を調整する遮蔽補正コイルを更に含む、請求項1記載の傾斜磁場コイル。
- 前記外側円筒面と同軸に調心され、前記外側円筒面よりも大きい円筒半径を有し、実質的に空間的に一定の残留渦電流効果を生じさせる、略円筒状のコールドシールドを更に含む、請求項1記載の傾斜磁場コイル。
- 前記実質的に空間的に一定の残留渦電流効果は非ゼロである、請求項13記載の傾斜磁場コイル。
- 前記傾斜磁場コイルは横傾斜磁場コイルである、請求項1記載の傾斜磁場コイル。
- 前記コイルジャンプは前記コイルの蓄積エネルギーを最小化するよう選択される、請求項1記載の傾斜磁場コイル。
- 時間的に一定の磁場を発生する主磁石と、
前記時間的に一定の磁場を横切って傾斜磁場を生じさせる請求項1記載の傾斜磁場コイルと、
前記傾斜磁場コイルに隣接して配置された少なくとも1つのRFコイルと、
共鳴を生じさせ操作するよう前記RFコイルのうちの1つに接続されたRF送信器と、
生じた共鳴を復調するよう前記RFコイルのうちの1つに接続されたRF受信器と、
前記復調された共鳴を画像表現へ再構成する再構成プロセッサとを有する、
磁気共鳴スキャナ。 - 磁気共鳴撮像装置の磁石ボア中に傾斜磁場を生じさせる方法であって、
内側円筒面を画成する1次コイルを通じて電流を循環させる段階と、
前記内側円筒面と同軸に調心された外側円筒面を画成し、前記内側円筒面よりも大きい円筒半径を有する遮蔽コイルを通じて前記電流を循環させる段階と、
前記電流を複数の非平面コイルジャンプを介して複数回に亘って前記1次コイルと前記遮蔽コイルの間で往復して導通させる段階とを含む、方法。 - 前記傾斜磁場コイルの蓄積エネルギーを最小化させるコイルジャンプの総数を選択する段階を更に含む、請求項18記載の方法。
- 前記コイルジャンプの総数を選択する段階は、
前記遮蔽コイルを囲むコイル遮蔽から実質的に空間的に一定の残留渦電流効果を生じさせるよう前記コイルジャンプの選択を制約する段階を含む、請求項19記載の方法。 - 前記内側円筒面及び前記外側円筒面上の電流密度を、蓄積エネルギーを最小限とする制約を用いて計算し、前記残留渦電流効果の変化を最小限とし、前記電流密度は内側輪郭及び外側輪郭において実質的に非ゼロである、段階と、
前記内側円筒面及び前記外側円筒面の前記計算された電流密度を近似するよう前記1次コイル及び前記遮蔽コイルのコイルターンを配置する段階と、
前記コイルターンを配置している間、前記内側輪郭及び前記外側輪郭において前記計算された非ゼロ電流を近似させるようコイルジャンプを配置する段階とを更に有する、請求項18記載の方法。 - 前記内側円筒面及び前記外側円筒面上の電流密度の計算と同時に、電流共有面上の電流密度を計算し、前記コイルジャンプの配置は、前記電流共有面上の前記計算された電流密度を近似するよう更に制約される、段階を含む、請求項21記載の方法。
- 前記電流密度の計算は、
前記遮蔽コイルを囲むコールドシールド中に電流密度によって生じた実質的に空間的に一定の渦電流効果を生じさせるよう前記電流密度を制約する段階を更に含む、請求項21記載の方法。 - 前記コールドシールド中の前記渦電流によって生ずる磁場を実質的に打ち消す傾斜磁場プリエンファシスを印加する段階を更に含む、請求項23記載の方法。
- 前記1次コイルは複数のコイルループを含み、
少なくとも幾つかの1次コイルループを前記複数のコイルジャンプを介した前記1次コイルと前記遮蔽コイルの間の電流の導通から選択的に電気的に絶縁し、前記選択的な電気的な絶縁は、第2の遮蔽コイルと組み合わされたときに第2の選択可能な視野を与えるコイルセットを定義する、段階を含む、請求項18記載の方法。 - 前記1次コイルは複数のコイルループを含み、
少なくとも幾つかの1次コイルループを前記複数のコイルジャンプを介した前記1次コイルと前記遮蔽コイルの間の電流の導通から選択的に除去し、前記選択的に除去された1次コイルループは、1次サブコイルを画成するよう相互接続される、段階と、
前記1次サブコイル及び第2の遮蔽コイルを通じて第2の電流を循環させ、前記電流及び前記第2の電流は、第2の電流の選択的な除去及び循環なしに生成される傾斜磁場コイル視野とは異なった傾斜磁場コイル視野を生じさせるよう協働する、段階を含む、請求項18記載の方法。 - 磁気共鳴撮像装置用の傾斜磁場コイルを設計する方法であって、
蓄積されたエネルギー、並びに、傾斜磁場の線形性及び均一性についての制約条件を用いて同軸上の内側円筒面及び外側円筒面上の電流密度を計算し、前記計算された電流密度はコイルのエッジを画成する非同一表面上の境界輪郭では略非ゼロである、段階と、
前記内側円筒面及び前記外側円筒面上の前記計算された電流密度を近似するよう1次コイルターン、遮蔽コイルターン、及びコイルジャンプを選択する、段階とを含む方法。 - 前記電流密度の計算は、
前記外側円筒面を囲む円筒状コールドシールド中の渦電流によって生ずる略空間的に一定な渦電流効果を生じさせるよう前記計算を更に制約する段階を含む、請求項27記載の方法。
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Cited By (12)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
JP2007501854A (ja) * | 2003-05-27 | 2007-02-01 | ファイザー・プロダクツ・インク | 受容体型チロシンキナーゼ阻害薬としてのキナゾリン類およびピリド[3,4−d]ピリミジン類 |
JP2008093003A (ja) * | 2006-10-06 | 2008-04-24 | Hitachi Medical Corp | 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 |
JP2010523191A (ja) * | 2007-04-04 | 2010-07-15 | コーニンクレッカ フィリップス エレクトロニクス エヌ ヴィ | 分割勾配コイル及びこれを用いるpet/mriハイブリッドシステム |
JP2010210619A (ja) * | 2009-02-25 | 2010-09-24 | Bruker Biospin | Nmr/mri実験におけるノイズレベルを低減するための、傾斜磁場発生システム及び方法 |
WO2011040157A1 (ja) * | 2009-09-30 | 2011-04-07 | 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 |
JP2011072461A (ja) * | 2009-09-30 | 2011-04-14 | Hitachi Medical Corp | 磁気共鳴イメージング装置 |
JP2011514518A (ja) * | 2008-02-25 | 2011-05-06 | コーニンクレッカ フィリップス エレクトロニクス エヌ ヴィ | 放射線検出器に対する等角面のバックボーン |
WO2011065455A1 (ja) * | 2009-11-27 | 2011-06-03 | 株式会社日立メディコ | 傾斜磁場コイル、核磁気共鳴撮像装置およびコイルパターンの設計方法 |
JP2012034807A (ja) * | 2010-08-06 | 2012-02-23 | Hitachi Medical Corp | 傾斜磁場コイル、及び、磁気共鳴イメージング装置 |
JP2013039152A (ja) * | 2011-08-11 | 2013-02-28 | Hitachi Medical Corp | 磁気共鳴イメージング装置 |
WO2014103827A1 (ja) * | 2012-12-25 | 2014-07-03 | 株式会社 日立メディコ | 傾斜磁場コイル装置及び磁気共鳴イメージング装置 |
JP2018501854A (ja) * | 2014-12-09 | 2018-01-25 | シナプティヴ メディカル (バルバドス) インコーポレイテッドSynaptive Medical (Barbados) Inc. | 電磁コイルの構築及び動作のためのシステム及び方法 |
Families Citing this family (30)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
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 |
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 |
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 |
CN102713682B (zh) * | 2009-11-20 | 2015-01-28 | 优瑞公司 | 自屏蔽梯度线圈 |
US8314615B2 (en) * | 2009-12-22 | 2012-11-20 | General Electric Company | Apparatus and method to improve magnet stability in an MRI system |
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 |
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 |
JP6687620B2 (ja) * | 2014-12-09 | 2020-04-22 | シナプティヴ メディカル (バルバドス) インコーポレイテッドSynaptive Medical (Barbados) Inc. | 電磁コイルの構築のためのシステム及び方法 |
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 |
CA2930935C (en) * | 2015-04-27 | 2018-01-23 | Chad Tyler HARRIS | Adaptive electromagnet for high performance magnetic resonance imaging |
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 |
WO2018069247A1 (en) * | 2016-10-10 | 2018-04-19 | Koninklijke Philips N.V. | Co-planar rf coil feeding |
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 |
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 |
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 |
WO2020155137A1 (en) * | 2019-02-02 | 2020-08-06 | Shanghai United Imaging Healthcare Co., Ltd. | Radiation therapy system and method |
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 |
EP4328610A1 (de) * | 2022-08-25 | 2024-02-28 | Siemens Healthineers AG | Gradientenspuleneinheit für interventionelle mr-bildgebung |
Family Cites Families (23)
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 |
-
2003
- 2003-10-29 WO PCT/IB2003/004802 patent/WO2004046745A1/en active Application Filing
- 2003-10-29 CN CNA2003801036373A patent/CN1714300A/zh active Pending
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- 2003-10-29 AU AU2003272029A patent/AU2003272029A1/en not_active Abandoned
- 2003-10-29 EP EP03753870A patent/EP1565760A1/en not_active Withdrawn
Cited By (16)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
JP2007501854A (ja) * | 2003-05-27 | 2007-02-01 | ファイザー・プロダクツ・インク | 受容体型チロシンキナーゼ阻害薬としてのキナゾリン類およびピリド[3,4−d]ピリミジン類 |
JP2008093003A (ja) * | 2006-10-06 | 2008-04-24 | Hitachi Medical Corp | 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 |
JP2010523191A (ja) * | 2007-04-04 | 2010-07-15 | コーニンクレッカ フィリップス エレクトロニクス エヌ ヴィ | 分割勾配コイル及びこれを用いるpet/mriハイブリッドシステム |
JP2011514518A (ja) * | 2008-02-25 | 2011-05-06 | コーニンクレッカ フィリップス エレクトロニクス エヌ ヴィ | 放射線検出器に対する等角面のバックボーン |
JP2010210619A (ja) * | 2009-02-25 | 2010-09-24 | Bruker Biospin | Nmr/mri実験におけるノイズレベルを低減するための、傾斜磁場発生システム及び方法 |
US9075119B2 (en) | 2009-09-30 | 2015-07-07 | Hitachi Medical Corporation | Gradient magnetic field coil and magnetic resonance imaging device |
WO2011040157A1 (ja) * | 2009-09-30 | 2011-04-07 | 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 |
JP2011072461A (ja) * | 2009-09-30 | 2011-04-14 | Hitachi Medical Corp | 磁気共鳴イメージング装置 |
US9389291B2 (en) | 2009-11-27 | 2016-07-12 | Hitachi Medical Corporation | Gradient coil, magnetic resonance imaging device, and method for designing coil pattern |
WO2011065455A1 (ja) * | 2009-11-27 | 2011-06-03 | 株式会社日立メディコ | 傾斜磁場コイル、核磁気共鳴撮像装置およびコイルパターンの設計方法 |
JP2012034807A (ja) * | 2010-08-06 | 2012-02-23 | Hitachi Medical Corp | 傾斜磁場コイル、及び、磁気共鳴イメージング装置 |
JP2013039152A (ja) * | 2011-08-11 | 2013-02-28 | Hitachi Medical Corp | 磁気共鳴イメージング装置 |
WO2014103827A1 (ja) * | 2012-12-25 | 2014-07-03 | 株式会社 日立メディコ | 傾斜磁場コイル装置及び磁気共鳴イメージング装置 |
US10060996B2 (en) | 2012-12-25 | 2018-08-28 | Hitachi, Ltd. | Gradient magnetic field coil device and magnetic resonance imaging device |
JP2018501854A (ja) * | 2014-12-09 | 2018-01-25 | シナプティヴ メディカル (バルバドス) インコーポレイテッドSynaptive Medical (Barbados) Inc. | 電磁コイルの構築及び動作のためのシステム及び方法 |
US10658109B2 (en) | 2014-12-09 | 2020-05-19 | Synaptive Medical (Barbados) Inc. | System and method for electromagnet coil construction and operation |
Also Published As
Publication number | Publication date |
---|---|
US7276906B2 (en) | 2007-10-02 |
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