JP2010523191A - 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 - Google Patents

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Abstract

コイル巻線の略円筒形セット(10,30,80)は、一次コイル巻線(12,32,82)と、一次コイル巻線よりも大きい径位置にシールドコイル巻線(14,34,84)と、少なくとも10センチの軸方向の長さを有すると共に少なくとも180度の角度区間に亘る、コイル巻線の無い弓状若しくは環状の中央ギャップ(16,36,86)とを含む。中央ギャップの各縁部に配置された接続導体(24,44,94)は、選択された一次コイル巻線と二次コイル巻線を電気的に接続する。スキャナの設定では、主磁石(62,64)が、コイル巻線の略円筒形セットの外側に配置される。ハイブリッド型スキャナの設定では、環状リングのポジトロン断層撮影(PET)検出器(66)が、コイル巻線の略円筒形セットの環状の中央ギャップ内に配置される。

Description

以下は、撮像の分野に関する。以下は、ハイブリッド式の磁気共鳴スキャニング及びポジトロン断層撮影(PET)システムへの模範的な適用を見出し、それに対して特に参照して説明される。以下は、PET撮像用の集積された放射検出器が有る若しくは無い磁気共鳴スキャニングシステムにより一般的な適用を見出す。
幾つかの既存の磁気共鳴スキャナは、主磁場巻線により画成される円筒形内に配置される診断領域内に少なくとも主(B0)磁場を生成する主磁場巻線の略円筒状のセットを含む。略円筒形の勾配コイル組立体は、主磁場巻線内に同軸に配置され、主磁場上に磁場勾配を選択的に重畳する。1つ以上の高周波コイルは、勾配コイル組立体内に配置される。これらの高周波コイルは、単一ループの表面コイルから複雑な鳥かご形コイルまでの複雑性の範囲で多様な形態を取ることができる。幾つかの実施例では、全体の鳥かご形コイルが設けられ、これは、勾配コイル組立体の内部に同軸に配置された円筒形のコイルである。勾配コイル組立体及び高周波コイル組立体は、双方とも、異なる径位置に配置された全体として円筒形構造であり、従って、円筒形のボア空間の相当な量を占有する。
特許文献1は、巻線がその上を通過しない中央ギャップにより分離された2つの別々の半体を有する勾配コイルを開示する。短い共通径の高周波コイルは、中央ギャップ内に配置され、従って、勾配コイル及び高周波コイルは、略同一径にあり、これにより、貴重なボア空間をより有効に利用している。しかし、勾配コイル組立体の効率は、中央ギャップの幅が増加すると共に減少する。約10センチよりも大きい中央ギャップに対して、効率の相当な悪化が生ずる。小さい達成可能なギャップは、対応した短い高周波コイルロッド若しくはラングを提供し、これは、高周波コイルの視野を低減する。
また、磁気共鳴及びポジトロン断層撮影(PET)能力の双方を含むマルチモダリティ型若しくはハイブリッド型スキャナへの関心も高い。例えば、特許文献2は、種々のハイブリッド型撮像システムを開示する。特許文献2に開示される幾つかのハイブリッド型システムの実施例では、固体状態のPET検出器素子は、利用可能な円筒形のボア空間を効率的に使用するため、全体としての鳥かご形コイルのラング間に配置される。中央ギャップを備える特許文献1開示の勾配コイル組立体も、ハイブリッド型の撮像システム用の有力な候補とみなされうる。しかし、特許文献1開示の勾配コイル組立体を使用して達成可能な小さい中央ギャップは、PET検出器素子の実際の組立体を受け入れるのには小さすぎる。この既に小さいギャップの使用可能な部分は、コイルとPET検出器の間に必要とされる、ローレンツ力の影響下でのコイルの半体の機械的な動きを吸収するための空間ギャップにより更に低減される。
Heid他による米国特許第6,930,482号 Fiedler他によるWO2006/111869
以下は、上述の問題点若しくはその他を克服する新規の改善された装置及び方法を提供する。
上記目的を達成するため、一局面によれば、磁場勾配コイルであって、
軸方向を画成し一次コイル巻線と該一次コイル巻線よりも大きい径位置にシールドコイル巻線とを含むコイル巻線の略円筒形セットを含み、該コイル巻線の略円筒形セットは、コイル巻線の無い弓状若しくは環状の中央ギャップを有し、該中央ギャップは、少なくとも10センチの軸方向の長さを有すると共に少なくとも180度の角度区間に亘り、前記コイル巻線の略円筒形セットは、前記中央ギャップの各縁部にて配置され選択された一次コイル巻線と二次コイル巻線を電気的に接続する接続導体を更に含み、
前記コイル巻線の略円筒形セットは、前記コイル巻線の略円筒形セットの通電に応答して前記コイル巻線の略円筒形セットにより囲繞される関心領域内の軸方向に向く静磁場上に横方向磁場勾配を重畳するように動作可能である、磁場勾配コイルが開示される。
その他の局面によれば、磁気共鳴スキャナであって、
軸方向を画成し一次コイル巻線と該一次コイル巻線よりも大きい径位置にシールドコイル巻線とを含むコイル巻線の略円筒形セットを含み、該コイル巻線の略円筒形セットは、コイル巻線の無い弓状若しくは環状の中央ギャップを有し、該中央ギャップは、少なくとも10センチの軸方向の長さを有すると共に少なくとも180度の角度区間に亘り、前記コイル巻線の略円筒形セットは、前記中央ギャップの各縁部にて配置され選択された一次コイル巻線と二次コイル巻線を電気的に接続する接続導体を更に含み、
当該磁気共鳴スキャナは、前記コイル巻線の略円筒形セットの外側に配置された主磁石を更に含み、該主磁石は、前記コイル巻線の略円筒形セットにより囲繞される関心領域内に軸方向に向く静磁場を生成するように動作可能であり、前記コイル巻線の略円筒形セットは、前記関心領域内の軸方向に向く静磁場上に横方向磁場勾配を重畳するように動作可能である、磁気共鳴スキャナが開示される。
その他の局面によれば、磁気共鳴スキャナであって、
環状リングのポジトロン断層撮影(PET)検出器と、
軸方向を画成し一次コイル巻線と該一次コイル巻線よりも大きい径位置にシールドコイル巻線とを含むコイル巻線の略円筒形セットとを含み、該コイル巻線の略円筒形セットは、前記環状リングのPET検出器を受け入れる環状の中央ギャップを有し、前記コイル巻線の略円筒形セットは、前記中央ギャップの各縁部にて配置され選択された一次コイル巻線と二次コイル巻線を電気的に接続する接続導体を更に含み、
当該磁気共鳴スキャナは、前記コイル巻線の略円筒形セットの外側に配置された主磁石を更に含み、該主磁石は、前記コイル巻線の略円筒形セットにより囲繞される関心領域内に軸方向に向く静磁場を生成するように動作可能であり、前記コイル巻線の略円筒形セットは、前記関心領域内の軸方向に向く静磁場上に横方向磁場勾配を重畳するように動作可能である、磁気共鳴スキャナが開示される。
その他の局面によれば、磁場勾配コイルであって、
一次コイル巻線、及び、該一次コイル巻線よりも大きい径位置にシールドコイル巻線を含むコイル巻線の略円筒形セットと、
少なくとも一部が前記シールドコイル巻線よりも大きい径位置に配置される二次シム巻線を含む二次シムセットとを含む、磁場勾配コイルが開示される。
その他の局面によれば、ハイブリッド型スキャナであって、
磁気共鳴スキャナと、
前記磁気共鳴スキャナの等角点近傍に配置されるポジトロン断層撮影(PET)検出器と、
シムコイル、及び、前記PET検出器により誘起される磁場不均一性を補償するように前記シムコイルを制御するように構成されたシムセットコントローラを含むアクティブシムシステムとを含む、ハイブリッド型スキャナが開示される。幾つかの実施例では、前記シムセットコントローラは、前記PET検出器が動作可能なときに第1の校正値を印加し、前記PET検出器が非動作時に前記第1の校正値と異なる第2の校正値を印加するように、前記シムコイルを制御するように構成される。
効果の1つは、従前に達成可能なものよりも大きい幅を有する弓状若しくは環状のギャップを備える磁場勾配コイルを提供することにある。
その他の効果は、PET検出器アレイを受け入れるのに十分な幅の中央ギャップを有する磁場勾配コイルを提供することにある。
その他の効果は、非対称の高周波コイルに一致する弓状のギャップを備える磁場勾配コイルを提供することにある。
その他の効果は、PET検出器に対する改善された振動絶縁性を有するハイブリッド型磁気共鳴/PETスキャナを提供することにある。
本発明の更なる効果は、次の詳細な説明を読み理解するときに当業者に明らかになるだろう。
第1の模範的な横方向磁場勾配コイルの概略的な斜視図。 第1の模範的な横方向磁場勾配コイルの概略的な端面図。 第2の模範的な横方向磁場勾配コイルの概略的な斜視図。 第2の模範的な横方向磁場勾配コイルの概略的な端面図。 補強ブレースを含む第2の模範的な横方向磁場勾配コイル用の誘電体フォーマを示す図。 第2の模範的な横方向磁場勾配コイルと、第2の模範的な横方向磁場勾配コイルの中央ギャップに配置されるポジトロン断層撮影(PET)検出器の環状アレイとを含む磁気共鳴スキャナを概略的に示す図。 第3の模範的な横方向磁場勾配コイルの概略的な斜視図。 第3の模範的な横方向磁場勾配コイル用の誘電体フォーマと共に高周波コイルの環状の導体を概略的に示す図。 図6のPET検出器の環状アレイの第1実施例の一部の断面を概略的に示す図。 図6のPET検出器の環状アレイの第2実施例の一部の断面を概略的に示す図。 1/2の方位範囲に亘る、即ちφ=−90度からφ=90度の範囲の方位値間での、選択したゴレイコイルタイプのシムコイルパターンをプロットした図であり、方位の次元は、2次元プロットを提供するために展開されている。 1/2の方位範囲に亘る、即ちφ=−90度からφ=90度の範囲の方位値間での、選択したゴレイコイルタイプのシムコイルパターンをプロットした図であり、方位の次元は、2次元プロットを提供するために展開されている。 勾配コイル部を橋渡す機械的ブレース上で分割勾配コイルの外側に2次シムコイルの適切な配置を示す図6のハイブリッド型PET/磁気共鳴スキャナの勾配コイル組立体の側方断面図。 シム及び勾配コイルに対して構造的な補強としても機能する外装上の2次シムコイルの適切な配置を示すハイブリッド型PET/磁気共鳴スキャナの勾配コイル組立体の側方断面図。
以下、図面を参照して、本発明を実施するための最良の形態の説明を行う。
図1及び図2を参照するに、磁場勾配コイルは、軸方向DA(図1において破線矢印で指示)を画成し、一次コイル巻線12と該一次コイル巻線よりも大きい径位置にシールドコイル巻線14とを含むコイル巻線の略円筒形セット10を含む。コイル巻線の略円筒形セット10は、コイル巻線の無い弓状若しくは環状の中央ギャップ16を有する。弓状若しくは環状の中央ギャップは、少なくとも180度の角度区間に亘る。図1及び図2に示す実施例では、中央ギャップ16は、360度全部に亘り、コイル巻線の略円筒形セット10の2つのサブセット20,22に離間しており、それぞれのサブセット20,22は、一次コイル巻線と、該一次コイル巻線よりも大きい径位置にシールドコイル巻線とを含む。
コイル巻線の略円筒形セット10は、更に、中央ギャップ16の各縁部にて配置され選択された一次コイル巻線と二次コイル巻線を電気的に接続する接続導体24を含む。コイル巻線の略円筒形セット10は、コイル巻線の略円筒形セット10により囲繞される関心領域R(図2において点線により模式的に指示し、中央ギャップ16上に軸方向に中心化される)内の軸方向に向く静磁場上に横方向磁場勾配Gy(図2に矢印により模式的に指示)を重畳するように動作可能である。横方向磁場勾配Gyは、コイル巻線の略円筒形セット10の通電に応答して生成される。図1及び2の実施例は、更に、中央ギャップ16から遠い側のコイル巻線10の端部に配置された接続導体26を含む。接続導体26は、また、選択された一次コイル巻線と二次コイル巻線を電気的に接続し、当該選択された巻線は、接続導体24により中央ギャップ16に近接して接続される選択された巻線に対して、潜在的に同一若しくは異なる。更に、幾つかの一次コイル巻線若しくは二次コイル巻線は、接続導体24,26により接続されることが無い絶縁された巻線であってもよい。接続導体26は、ここで参照により本願明細書にその内容が組み込まれるShvartsman他への米国出願公開2006/0033496A1に開示されるような、比較的大きく且つ均一な視野を提供する。
接続導体24は、中央ギャップ16における磁気的に動作する電流密度の不足を補償する中央ギャップ16に直近の非ゼロの電流密度を可能とする。ここで認識されることとして、この補償は、許容可能なコイル効率及び場の質を維持しつつ、該補償が無い場合よりも中央ギャップ16を大きくすることを可能とする。中央ギャップ16は、少なくとも10センチの軸方向の長さを有し、より好ましくは、少なくとも約15センチの軸方向の長さを有し、幾つかの実施例では少なくとも約20センチの軸方向の長さを有する。かかる大きな中央ギャップは、高周波コイルの横方向のラング若しくはロッドに対するスペースを提供し、第2の撮像モダリティの部品を受け入れるといったような、種々の有用な用途を有する。
中央ギャップ16は、コイル巻線が無く、これは、中央ギャップ16に配置される磁気的に動作する導体が存在しないことを意味する。理解されるべきこととして、例えば2つのサブセットの導体を直列に電気的に接続するために、1つ以上の電流供給導体(図示せず)は、選択的に、中央ギャップ16を交差してもよい。かかる電流供給導体は、含められる場合は、コイル巻線の略円筒形セット10により生成される磁場に、実質的な方法で寄与するように設計されておらず、また実質的な方法で寄与しない点で、磁気的に動作する導体ではない。
図1及び図2に示すコイル巻線の略円筒形セット10は、鉛直方向にアラインされた一次及びシールドコイル巻線12,14の“指紋”で構成される。これは、典型的な磁気共鳴スキャナの旧来の“y”座標に対応する鉛直方向に沿って横方向磁場勾配Gyを生成する。典型的な構成では、図示されたコイル巻線の略円筒形セット10に関して90度回転された対応する巻線のセットは、“y”方向に横切る“x”方向に沿って磁場勾配を選択的に生成するように設けられる。尚、コイル巻線の略円筒形セット10は、図示された磁場勾配が図示のような“y”方向に、若しくは、上述の“x”方向に、又は、軸方向を横切る他の方向に、アラインされることができるように回転可能である。図示された“y”方向に沿ったアライメント、若しくは、ここで示唆された“x”方向に沿ったアライメントは、磁気共鳴撮像で時々使用される旧来のデカルト座標x−y−zに一致する点で利便性が高いが、コイル巻線の略円筒形セット10は、任意の方向を有してもよい。
コイル巻線の略円筒形セットの正確な構成は、関心領域Rを少なくとも横切る良好な磁場に勾配均一性を提供するように設計される。かかる設計は、例えば、Peerenによる“Stream Function Approach for Determining Optimal Surface Currents”,Journal of Computational Physics vol.191の305-21頁(2003年)や、Gerardus N.Peerenの博士論文“Stream Function Approach for Determining Optimal Surface Currents”(Eindhoven University of Technology 2003)に記載されるような、流れ関数アプローチを用いて適切に実行される。これらの文献は、ここで参照により本願明細書にその開示内容が組み込まれる。流れ関数アプローチは、特定の磁場分布を提供する、流れ関数により表される、連続的な電流密度分布を判断し、次いで、コイル巻線分布を得るために、得られた流れ関数を離散化する。
図3及び図4を参照するに、第2の磁場勾配コイルの実施例は、図1及び図2のコイル実施例と同様であり、軸方向DAを画成し、一次コイル巻線32と該一次コイル巻線よりも大きい径位置にシールドコイル巻線34とを含むコイル巻線の略円筒形セット30を含む。コイル巻線の略円筒形セット30は、コイル巻線の無い弓状若しくは環状の中央ギャップ36を有する。弓状若しくは環状の中央ギャップは、少なくとも180度の角度区間に亘る。図3及び図4に示す実施例では、中央ギャップ36は、360度全部に亘り、コイル巻線の略円筒形セット30の2つのサブセット40,42に離間しており、それぞれのサブセット40,42は、一次コイル巻線と、該一次コイル巻線よりも大きい径位置にシールドコイル巻線とを含む。コイル巻線の略円筒形セット30は、更に、中央ギャップ36の各縁部にて配置され選択された一次コイル巻線と二次コイル巻線を電気的に接続する接続導体44を含む。図3及び4の実施例は、更に、中央ギャップ36から遠い側のコイル巻線30の端部に配置された接続導体46を含む。接続導体46は、また、選択された一次コイル巻線と二次コイル巻線を電気的に接続し、当該選択された巻線は、接続導体44により中央ギャップ36に近接して接続される選択された巻線に対して、潜在的に同一若しくは異なる。更に、幾つかの一次コイル巻線若しくは二次コイル巻線は、接続導体44,46により接続されない絶縁された巻線であってもよい。
コイル巻線の略円筒形セット30の一次コイル巻線32は、略平らな表面STを画成するために、選択された角度範囲θTに亘って一定でないより小さい径位置に配置される。表面STは、略平らである一方、図3に示すようにある弧形や曲率を有してもよい。効果は、選択された角度範囲θTの一次コイルが、対象に近接して上向きに移動されることである。脊柱の撮像に対して、例えば、この選択された角度範囲θTでの一次コイルの近接した配置は、選択された角度範囲θTの一次コイルの上にある略平らな対象支持上に対象が横たわるときに脊柱に結合する高周波を強化する。
図3及び図4のコイル巻線の略円筒形セット30は、鉛直から約45度だけ回転された一次及びシールドコイル巻線32,34の“指紋”で構成される。これは、鉛直に関して約45度を向く横方向磁場勾配Gy’を生成する。巻線は、横方向磁場勾配Gy’が少なくとも関心領域R’内で略均一になるように、流れ関数アプローチを用いて設計される。図示された45度の回転の勾配場でこのアプローチを用いて、横方向勾配コイルは、20センチの幅Wの環状中央ギャップ36を有するように設計された。
図5を参照するに、コイル巻線の略円筒形セット30の2つのサブセット40,42は、およそギャップ幅Wだけ離間された2つのそれぞれの誘電体フォーマ50,52により若しくは誘電体フォーマ50,52内に適切に支持される。勾配コイル組立体30の2つのサブセット40,42及びそれらのそれぞれのキャリア50,52は、コイル巻線の略円筒形セット30の動作中に生成される実質的なローレンツ力により機械的なカントを生じやすい。これに対処するため、補強ブレース54は、選択的に、2つの離間した略円筒形の誘電体フォーマ50,52を実質的に剛結するために環状の中央ギャップ36に亘る。図5の実施例では、ブレース54は、弓状で約180度に亘る。他の実施例では、完全な環状のブレースが考えられる。開示される幾つかの実施例では、高周波コイル、ポジトロン断層撮影(PET)検出器等のような構成要素が、中央ギャップ36内に配置される。かかる幾つかの実施例では、任意的なブレース54は、かかる構成要素に対する独立の支持を提供するマウンチング部材用の貫通を提供する開口56を含んでよい。
図6を参照するに、例えば、誘電体フォーマ50,52は、関心領域R’内の軸方向の静磁場B0を生成する主磁石を画成する極低温ハウジング64内に配置される主磁石巻線62を含む磁気共鳴スキャナ60内に配置される。ポジトロン断層撮影(PET)検出器66は、コイル巻線の略円筒形セット30の環状の中央ギャップ36内、即ちコイル巻線30を支持する誘電体フォーマ50,52間のギャップ内に配置される。この実施例では環状のブレースであるブレース54’は、環状リングのPET検出器66の外側で且つ誘電体フォーマ50,52の外側に存在する。独立に支持されたマウンチング部材68は、ブレース54’内の開口56及び磁石ハウジング64内の開口69を通り、コイル巻線の略円筒形セット30(図6では図示せず)を支持する誘電体フォーマ50,52から独立して環状リングのPET検出器66を支持する。かかる独立した支持は、効果的である。これは、勾配コイルが動作中にローレンツ力に起因して動いたり加速したりするので、かかる動きが、PET検出器66に伝達される場合は、PET検出器66を用いて取得されるPET画像の劣化をもたらすためである。幾つかの実施例では、誘電体フォーマ50,52及びブレース54’は、PET検出器66の環状リング及びマウンチング部材68から振動的に絶縁される剛性ユニットを画成する。1つの適切なアプローチでは、剛性ユニット50,52、54’は、磁石ハウジング64に搭載され、磁石ハウジング64は、部屋の床に搭載される。マウンチング部材68は、部屋の床、壁、天井に独立して搭載される。これは、所望の振動の絶縁を提供する。これは、部屋の床は、コイル巻線の略円筒形セット30による剛性ユニット50,52、54’で生成される振動を吸収するほど十分に大容量であり、したがって、これらの振動は、マウンチング部材68に伝達されないためである。
マウンチング部材68が接続される外側の支持(図示せず)は、磁気共鳴スキャナ60を完全に囲むサブフレーム、スキャナ60を含む部屋の壁上の硬いポイントのセット等であってよい。マウンチング部材68が磁石ハウジング64を通過することを可能としつつ真空及び極低温リザーバの完全性をハウジング64が維持することを可能とするため、マウンチング部材68は、真空及びヘリウムカンの完全性を維持するために端部がシールされた管状の貫通領域として形成された開口69を適切に貫通する。任意的には、高周波スクリーン(図6には図示されず)は、RF絶縁を提供するために開口69内に延在することができる。追加の貫通開口は、PET検出器66の環状リングに電気的接続及び他の接続を行うために設けられてもよい。貫通開口が比較的小さいので、それらは、主磁石巻線62の間で点在されることができ、従って、主磁石の磁気的な設計が実質的に悪影響を受けない。
コイル巻線の略円筒形セット10,30は、図6に示すようなPET検出器66のアレイのような環状の構成要素を効果的に受け入れることができる完全な環状ギャップ16,36を有する。図示の完全な環状のPET検出器66のアレイは、完全な360度よりも小さい角度に亘る弓状のアレイのような、不完全なアレイのPET検出器に比べて、良好な画像解像度及び画質を提供する。しかし、良好な磁気勾配均一性及びコイル効率は、完全に360度に延在しない弓状のギャップを有することによって達成することができる。
図7を参照するに、第3の磁場勾配コイル実施例は、図3及び図4の第2の勾配コイル実施例と類似し、軸方向DAを画成し、一次コイル巻線82と該一次コイル巻線よりも大きい径位置にシールドコイル巻線84とを含むコイル巻線の略円筒形セット80を含む。コイル巻線の略円筒形セット80は、コイル巻線の無い弓状若しくは環状の中央ギャップ86を有する。弓状若しくは環状の中央ギャップは、少なくとも180度の角度区間に亘る。図7に示す実施例では、中央ギャップ86は、180度異常であるが360度よりも小さい角度区間に亘り軸方向の長さWの弓状のギャップであり、中央ギャップ86が亘らない補完的な角度θC上にコイル巻線が配置される。コイル巻線の略円筒形セット80は、中央ギャップ86の各縁部にて配置され選択された一次コイル巻線と二次コイル巻線を電気的に接続する接続導体94を含む。図7の実施例は、更に、中央ギャップ86の遠い側のコイル巻線80の端部に配置された接続導体96を含む。接続導体96は、また、選択された一次コイル巻線と二次コイル巻線を電気的に接続し、当該選択された巻線は、接続導体94により中央ギャップ86に近接して接続される選択された巻線に対して、潜在的に同一若しくは異なる。更に、幾つかの一次コイル巻線若しくは二次コイル巻線は、接続導体94,96により接続されない絶縁された巻線であってもよい。
コイル巻線の略円筒形セット80の一次コイル巻線82は、略平らな表面SCを画成するために、補完的な角度範囲θCに亘って一定でないより小さい径位置に配置される。表面SCは、略平らである一方、図7に示すようにある弧形や曲率を有してもよい。効果は、選択された角度範囲θCの一次コイルが、対象に近接して上向きに移動されることである。脊柱の撮像に対して、例えば、この補完的な角度範囲θCでの一次コイルのより近接した配置は、補完的な角度範囲θCの一次コイルの上にある略平らな対象支持(図示せず)上に対象が横たわるときに脊柱に結合する高周波を強化する。弓状のギャップ86は、脊柱の下方に延在しないので脊柱の撮像に対して効果的である。むしろ、一次及びシールドコイル巻線82,84の勾配コイル巻線は、対象が脊柱の撮像中に仰臥で横たわる典型的な脊柱の撮像構成に対して脊柱の下方で連続的である。図7では、コイル巻線82,84を支持する誘電体フォーマ100は、ワイヤフレーム表現で示される。
図7の設計に従って攻勢されたコイルに対する予備的な計算は、上側領域で20センチの勾配ギャップサイズ及び72センチの勾配ボアサイズに対して、4.4Jよりも少ない貯められるエネルギが10mT/mで予測できることを示している。このコイル設計では、ゼロレベルの磁場勾配は、約10−15センチだけ外周の円筒形(B0)磁石の等角点若しくは機械的なz軸から鉛直方向にオフセットする。このオフセットは、ここでは、勾配コイルの効率を改善するものと認識される。対照的に、磁場勾配のゼロレベルが正確に円筒形(B0)磁石の等角点若しくは機械的なz軸に一致する場合、比較的多くの巻線が、コイルの上部に含まれ、少ない巻線が補完的な角度範囲θC内に含まれるが、全体としてより大きいアンペア回数が含まれ、貯められるエネルギがより高い。これらの考慮は、また、中央ギャップ36が環状であるコイル巻線の略円筒形セット30の設計にも適用する。
図示の弓状ギャップ86は、一定の幅W(ギャップが存在しない補完的な角度範囲θCを除く)を有する。しかし、ギャップの幅に対して、磁場勾配コイルの磁場勾配性能(より小さいギャップを有することで改善される)と高周波コイルのRF性能(より大きいギャップ及びそれに伴い軸方向により長い上側の導体を有することで改善される)との間をトレードオフするために角度位置で変化させることも考えられる。
図7を連続して参照し更に図8を参照するに、弓状ギャップ86の更なる利点は、弓状ギャップ86が脊柱の撮像に対して設計された高周波コイル110と一致することである。図8では、誘電体フォーマ100は、高周波コイル110の軸方向に向く導体と共に示されている。ボアスペースを保つため、上側の軸方向に向く導体112は、弓状の中央ギャップ86内に配置され、弓状の中央ギャップ86の軸方向の長さWで略軸方向に同一の広がりを持つ。この構成は、およそ同一の径位置にコイル巻線82,84及び上側の軸方向に向く導体112を配置することによって利用可能なボアスペースを効率的に使用する。更に、上側の軸方向に向く導体112は、脊柱から比較的遠くに離れて配置される、即ち脊柱の撮像に対する関心領域から比較的遠くに離れて位置する。他方、下側の軸方向に向く導体114は、一次コイル巻線82が略平らな対象支持(図示せず)に一致するように上昇された場所である補完的な角度区間θCの領域に配置される。この領域では、下側の軸方向に向く導体114は、一次コイル巻線82の上方に位置され、中央ギャップ86の軸方向の長さWよりも有意に長い。より長い下側の軸方向に向く導体114は、効果的に、関心のある近接の脊柱領域に関してより大きくより均一な視野を提供する。幾つかの考えられる実施例では、高周波コイル110の下側の軸方向に向く導体114は、SENSE(検出)可能な受信アレイとして構成される。この目的のため、下側の軸方向に向く導体114は、軸方向に沿って任意的に分割されることができる。かかる構成は、例えば電力スプリッタ若しくは多数の電力増幅器により、多点励起を用いて適切に動作される。
図6への参照に戻ると共に更に図9を参照するに、PET検出器66の環状リングの適切な実施例が更に説明される。図9は、円筒形の磁石ハウジング64の内面と任意的に鳥かご形の高周波コイル(そのラング118が図9の概略的な断面視で見える)の高周波スクリーン116との間に、コイル巻線の略円筒形セット30の中央ギャップ36内に配置されたPET検出器66の一部の断面図を示す。少なくともPET検出器66の領域では、高周波コイル要素118は、キャパシタの無い薄い銅ストリップからなり、ガンマ粒子の散乱を低減する。例えば、RFスキン深さ(例えば、3テスラのスキャナ内の1H磁気共鳴に対して約6ミクロン)よりも5ないし6倍大きい厚みの銅ストリップが適切である。高周波スクリーン116は、同様に、ガンマ粒子に実質的に透過性がある薄い伝導性フォイル若しくはメッシュからなる。
PET検出器66は、光検出器122のアレイにより見えるシンチレータ120のアレイを含む。幾つかの実施例では、光検出器122は、シリコン光電子増倍管(SiPM’s)である。幾つかの適切なSiPMデバイスは、Frach他によるWO2006/111883 A2及びFiedler他によるWO2006/111869 A2に記載されており、これらの双方はここでの参照によりその開示内容が組み込まれる。光検出器122は、検出時間を指示するデジタルタイムスタンプ及び検出されたエネルギに対応するデジタル化強度情報を含むデジタルデータへと放射検出イベントを変換する時間領域変換(TDC)/A/D変換(ADC)電子機器124に電気的に接続される。幾つかの実施例では、SiPM検出器122及びTDC/ADC電子機器124は、共通のシリコン基板上にモノリシック的に集積される。その他の実施例では、TDC及び/又はADC処理の幾つか若しくはすべては、スキャナから離れた遠隔に配置される。更なるその他の考えられる実施例では、ギャップ36に配置される環状リングのPET検出器は、シンチレータ120と、遠隔に配置される光検出器及び関連して遠隔に配置されるTDC/ADC電子機器にスキャナのシンチレーションの光オフを送る結合された光ファイバのみを含む。
放射検出ハードウェア120,122,124は、光子の擬似の検出を防ぐために光遮蔽体130(実線で指示)内に配置され、また、高周波スクリーンのようなガルヴァーニ絶縁容器132(破線で指示)の内部に配置され、高周波干渉を抑制する。ガルヴァーニ絶縁容器132は、広域のRF遮蔽を提供するが、高周波スクリーン116は、磁気共鳴周波数でRF遮蔽を提供するローパスフィルタであり、脈動された磁場勾配がRF遮蔽により実質的に悪影響を受けないことを可能とする。電源及び通信ケーブル134は、これらのケーブルを高RF場の外側に維持するために、高周波スクリーン116の外側を適切に走る。
磁場勾配とのPET検出器66の干渉を抑制するため、コイル巻線の略円筒形セット30を固定する剛性ブレース54’は、また、厚い銅のシールド54’を画成する。このシールド54’は、機械的に磁石ハウジング64に接続され、コイル巻線の略円筒形セット30の中央ギャップ36内への突起140を含み、生成された磁場勾配に対するPET検出器66の遮蔽を強化する。厚い銅のシールド54’は、ガンマ粒子を遮断することを避けるためにPET検出器66の前で開いたままであり、若しくは、ガンマ粒子に対して実質的に透過性のある薄肉化された前部142を含む。種々の遮蔽要素は、多様に組み合わせることができる。例えば、幾つかの実施例では、ガルヴァーニ絶縁容器132と勾配シールドの薄肉化された前部142を一体化することが考えられる。更に、選択された遮蔽要素は、任意的に省略される(磁気共鳴とPET構成要素の間のより高い干渉の考えられる犠牲を伴う)。図6を参照して前に注記したように、マウンチング部材68は、PET検出器66を独立して支持するために、磁石ハウジング64の開口69及びシールド及び機械的ブレース要素54’の開口56を通過する。
図10を参照するに、代替実施例では、PET検出器66の振動絶縁性は、PET検出器66を支持しつつコイル巻線の略円筒形セット30からPET検出器66を振動的に絶縁するために、環状リングのPET検出器66とコイル巻線の略円筒形セット30の支持体(例えば、誘電体フォーマ50,52及び剛性ブレース54’)の間に配置された補償的な圧電アクチュエータ150を用いて達成される。圧電アクチュエータ150は、MEMSベースの加速度計のような、加速度センサ152と動作可能に結合され、加速度センサ152により指示されるようなPET検出器66の加速度を最小にするために圧電アクチュエータ150を調整するためのフィードバックループ内に構成される。幾つかの実施例では、圧電アクチュエータ150及び加速度センサ152は、例えば、シリコン基板上若しくはその内部に形成される、単一ユニットとしてモノリシック的に集積される。加速度レベルは大きいが、変位は、数ミリ若しくはそれ未満であるので、中央ギャップ36の縁部とPET検出器66の間は数ミクロンほど小さい許容公差が考えられる。幾つかの実施例では、迅速な加速中にエアの圧縮を避けるために流体の連通を提供するため、ブレース54’及び中央ギャップ36の壁により形成される容器に開口を含むことが考えられる。それに加えて若しくは代えて、より大きい許容公差は、空気緩衝を提供するために使用されることができる。圧電アクチュエータ150のアレイは、好ましくは、3つの変位の自由度(例えば、デカルト座標の3つの直交軸)及び3つの回転自由度に沿って加速度の抑制を提供する。効果的には、圧電アクチュエータ150若しくは振動絶縁を用いることによって、独立したマウンチング部材68及びそれに対応した剛性ブレース54’及び磁石ハウジング64内の開口56,69を無くすことが可能である。
図6のスキャナは、ハイブリッド型スキャナとして適切に動作される。PET検出器66の環状アレイが、コイル巻線の略円筒形セット30の中央ギャップ36内に配置されるので、PET撮像の視野(FOV)は、磁気共鳴撮像用のFOVと同一位置に略中心化されるが、軸方向での及び/又は軸方向に対して横方向でのいくらかのPET/MRのFOVのオフセットは考えられる。PET撮像用のFOVは、磁気共鳴撮像用のFOVよりも大きい、小さい、若しくは同一サイズであることができる。幾つかのアプローチでは、磁気共鳴及びPET撮像は、連続で実行され、若しくは、PET及び磁気共鳴撮像周期は、時間上で織り交ぜられる(インターリーブされる)。他の実施例では、PET撮像及び磁気共鳴撮像を同時に実行することが考えられる。
図示の実施例では、PET検出器66の環状リングは、データ収集のための完全な360度の角度カバー範囲を効果的に提供する。本分野で知られているように、完全な360度よりも少ないカバー範囲は、検出器の足りない角度スパンに起因した応答の足りないラインから生まれる画像アーチファクトをもたらす傾向がある。しかし、少なくとも180度であるが360度よりも小さいスパンの弓状のセットのPET検出器を使用することは考えられる。例えば、かかる弓状のセットのPET検出器は、コイル巻線の略円筒形セット80の弓状のギャップ86内に挿入されてもよい。応答の足りないラインは、応答のラインに沿った飛行時間型の位置付けを介して追加的な情報を取得することによって補償することができる。少なくとも180度の角度カバー範囲を集合的に提供する複数の中断された角度スパンのPET検出器のような、PET検出器の他の構成も考えられる。
幾つかの実施例では、静(B0)磁場上に作用を実装する磁場勾配を補正するシムコイルを含むことが望ましい場合がある。一次磁場シムが効果的であるが、二次シムセットは、(B0)磁場をシム調整するより多くの制御を行う。ハイブリッドの実施例では、PET検出器66の環状リングは、二次アクティブコイルシムセットを用いて補正可能であることができる更なる磁場不均一性を生成する潜在性を有する。
図11及び図12を参照するに、幾つかの二次シムコイルは、スキャナ中心を通過する部位を含む(即ち、シムコイルは、図11及び図12のz=0で指示された軸方向の面を横切る)。図11及び図12は、1/2の方位範囲に亘る、即ちφ=−90度からφ=90度の範囲の方位値間での、選択したゴレイコイルタイプのシムコイルパターンをプロットした図であり、方位の次元は、2次元プロットを提供するために展開されている。例えば、図11は、zx二次シムコイルセットZX及びzに二次シムコイルセットZ2に対してゴレイコイルタイプのシムセットをプロットする。ZY二次シムコイルセットZYも破線で示され、方位(φ)方向に90度回転した以外は、zx二次シムコイルセットZXと同じである。図12は、z二次シムコイルセットZ2及び(X−Y)二次シムコイルセットX2-Y2をプロットする。尚、(X−Y)及びZ二次シムセットは、Z=0で中央ギャップを有する。従って、これらのシムコイルは、中央ギャップが十分小さい限り、図6の誘電体フォーマ50,52上に搭載されうる。しかし、ZX及びZY二次シムセットは、中央ギャップがなく、z=0平面上に中心化されz=0平面を横断する。従って、ZX及びZY二次シムセットは、誘電体フォーマ50,52上に搭載できない。
図13は、2次シムコイルの適切な配置の1つを示す図6のハイブリッド型PET/磁気共鳴スキャナの勾配コイル組立体の側方断面図である。この実施例では、二次シムコイルは、一次及びシールドコイル巻線32,34の間で、それぞれ2つの誘電体フォーマ50,52上若しくは誘電体フォーマ50,52内に配置される第1及び第2集合200,202に分割される。この構成は、既存の磁気共鳴スキャナにおける2次シムコイルに類似し、この場合、二次シムコイルは、一次及びシールドコイル巻線の間に配置される。中央ギャップを亘るため、二次シムコイル巻線の中央の第3集合は、誘電体フォーマ50,52に対する支持を提供する機械的なブレース54’であって、勾配巻線の通電により誘起されるローレンツ力の存在下で誘電体フォーマ50,52の間隔及び相対的な位置づけを維持する機械的なブレース54’上に配置される。シムセット200,202,204は、二次勾配のためのゴレイコイルタイプのシムセットに類似する。中央集合204のシムコイル導体は、マウンチング部材68(図6に示す)に対するアクセスを提供するブレース54’内の開口56を避けるために適切に局所的に乱され若しくは取り回される。それに加えて若しくは代えて、開口56は、第3のシムコイル集合204のシム導体を避けるように配置されることができる。図13に示す実施例のシムセットは、一次及びシールド勾配コイル巻線32,34の間に配置されるあるシムコイルを有する。或いは、シム巻線の部位は、シールド勾配コイル巻線34の外側に配置されてもよい。
ブレース54’は、フォーマ部50,52へのブレース54’の確実な接続を提供するために誘電体フォーマ部50,52をオーバーラップする。幾つかの実施例では、このオーバーラップ及び中央ギャップの軸方向の長さWは、ZX及びZY二次シム調整巻線が中央集合204内に全体として配置でき、Z及び(X−Y)二次シム巻線が第1及び第2の集合200,202内に全体として配置できるように、設定される。この場合、第1及び第2の集合200,202及び第3の集合204は、効果的には動作上別体である。他方、幾つかの実施例では、誘電体フォーマ部50,52とのブレース54’のオーバーラップは、小さすぎてもよく、若しくは、中央ギャップの軸方向の長さWは、広すぎてもよく、かかるシムコイルセットの利便性の高い分離を可能とする。この後者の場合、ジャンパ導体(図示せず)は、第1及び第2の集合200,202及び第3の集合204の巻線を電気的に接続して、例えば、3つのシムセット集合200,202,204のそれぞれに部分的に存在するZXシムコイルの部分を相互接続する。一方では第1及び第2の集合200,202と、他方では第3の集合204の径方向の位置の差異は、比較的小さく(例えば、シールド勾配巻線層34の厚さとブレース54’の厚さの組み合わせに等しいオーダー)、従って、電気ジャンパは、比較的短くされることができる。シムセット200,202,204は、3次元のシムセットであり、既に引用してここでの参照により組み込まれたPeerenの文献に開示されるような流れ関数アプローチを用いて設計されることができる。
更なるその他のアプローチ(ここでは図示せず)として、中央ギャップを備える二次シムセットコイル(即ち、軸方向の長さWの中央ギャップ内に延在する巻線が無い)を設計することや、流れ関数アプローチを用いて所望の二次磁気シム調整場を提供するコイルを設計することが考えられる。軸方向の長さWの中央ギャップが十分小さい場合、このアプローチは、ZX及びZYシムコイルに対しても実現可能であることが予測される。ZX若しくはZYシムコイルを、勾配巻線用のコネクタ44に類似するコネクタにより中央ギャップの縁部にて接続される2つの離間した径方向の表面上に巻線を含むように設計することによって、中央ギャップの縁部でのZX若しくはZYシム調整電流は、非ゼロにでき、従って、中央ギャップで不足する巻線を補償するために流線形設計最適化における柔軟性を提供する。
図14は、以下の点が変更された図6のハイブリッド型PET/磁気共鳴スキャナの勾配コイル組立体の側方断面図であり、変更点は、2つの誘電体フォーマ50,52が単一の円筒形の誘電体フォーマ50”に置換され、この誘電体フォーマ50”は、一次及びシールド勾配コイル巻線32,34を支持し、PET検出器66の環状リングを受け入れる中央の環状のくぼみ若しくは長穴を有する。この構成では、ブレース54’は、その全体を省略することができる。或いは、PET検出器66を受け入れる中央の環状のくぼみ若しくは長穴が誘電体フォーマ50”を過剰に機械的に弱くする場合は、補強の外側の円筒形ブレース54”は、誘電体フォーマ50”まわりに配置されることができる。二次シムセット巻線210は、誘電体フォーマ50”の外面上に若しくは任意的な補強の外側の円筒形ブレース54”の外面上に配置されることができる。この実施例では、標準的なゴレイ二次シム巻線を使用でき、任意的に、PET検出器リング66の支持を受け入れる開口56の近傍で巻線の再取り回し若しくは変形を伴う。
図13及び図14を連続して参照するに、シムセットコントローラ220は、所望の二次シム調整を生成するためにシムセットの選択した2次シムに電流を印加する。シムセット200,204,204,210は、磁気共鳴取得パルスシーケンス中に静的な若しくは動的な態様で、対象の実装の不均一性を補正するようにシムセットコントローラ220により構成され通電されることができる。これらの後者の不均一性は、PET検出器の動作状態に依存してもよい。非動作のPET検出器は、静磁場上に弱い若しくは残留の作用を有しうるPET検出器における電導性要素の存在に起因した磁場不均一性を導入することが予測されることができる。これらの動作上の局面は、追加の磁場不均一性を導入する。従って、ある実施例では、シムセットコントローラ220は、それぞれ、PET検出器リング66の動作状態及び非動作状態に対して校正されるシム電流を印加し、適切なシム電流校正値は、それぞれ、同時のMR/PET撮像中若しくはMRのみの撮像中に使用される。
更に、校正診断ボリュームは、それぞれ、PET検出器リング66の動作状態及び非動作状態に対して異なる態様で選択されてもよい。例えば、PETシステムが、磁気共鳴スキャナよりも小さい視野を有する場合、同時のMR/PET動作に対するシム校正値は、比較的小さいPET診断領域に対応するようにサイズ化された小さい診断領域内で均一になるように磁場をシム調整してもよい。相対的に小さいPET診断ボリュームに対するシム調整を校正することによって、PET診断領域のみであるが、改善された磁場均一性が達成可能であると予測される。この空間的な制限は、この場合、典型的にはPET及びMRの双方により撮像される領域のみが関心であるので、同時のMR/PET撮像に対しては許容可能である。他方、MRのみの動作中、MR専用のシム校正値が全体としてより大きい磁気共鳴診断ボリュームをシム調整することが効果的でありうる。
図示のシムセット200,202,204,210は、中央ギャップが2つの別のセクションへと勾配巻線を完全に分ける環状ギャップである分割勾配コイルと一致(調和)するように構成されている。しかしながら、図示されたシムセットは、中央ギャップが弓状であり完全な環状ギャップでない図7に示すようなコイルと連携して使用されるのにも容易に適合される。
本発明は、好ましい実施例を参照して説明されてきた。修正や変形は、上述の詳細な説明を読み理解したときに他人に生じうる。本発明は、かかる修正や変形が添付のクレームの範囲内であり若しくはそれに均等である限り、かかる修正や変形のすべてを含むように解釈されることが意図される。

Claims (37)

  1. 磁場勾配コイルであって、
    軸方向を画成し一次コイル巻線と該一次コイル巻線よりも大きい径位置にシールドコイル巻線とを含むコイル巻線の略円筒形セットを含み、該コイル巻線の略円筒形セットは、コイル巻線の無い弓状若しくは環状の中央ギャップを有し、該中央ギャップは、少なくとも10センチの軸方向の長さを有すると共に少なくとも180度の角度区間に亘り、前記コイル巻線の略円筒形セットは、前記中央ギャップの各縁部にて配置され選択された一次コイル巻線と二次コイル巻線を電気的に接続する接続導体を更に含み、
    前記コイル巻線の略円筒形セットは、前記コイル巻線の略円筒形セットの通電に応答して前記コイル巻線の略円筒形セットにより囲繞される関心領域内の軸方向に向く静磁場上に横方向磁場勾配を重畳するように動作可能である、磁場勾配コイル。
  2. 前記中央ギャップは、前記コイル巻線の略円筒形セットの2つのサブセットを離間する環状のギャップであり、各サブセットは、一次コイル巻線と、該一次コイル巻線よりも大きい径位置にシールドコイル巻線と、前記中央ギャップ近傍の縁部に、選択された一次コイル巻線と二次コイル巻線を電気的に接続する接続導体とを含む、請求項1に記載の磁場勾配コイル。
  3. 前記コイル巻線の略円筒形セットの前記2つの離間したサブセットを支持する2つの離間した略円筒形の誘電体フォーマと、
    前記2つの離間した略円筒形の誘電体フォーマを実質的に剛結するために前記中央ギャップに亘るブレースとを更に含む、請求項1に記載の磁場勾配コイル。
  4. 二次シムセットを更に含み、
    該二次シムセットは、前記離間した略円筒形の誘電体フォーマ上又前記離間した略円筒形の誘電体フォーマ内に配置される第1及び第2グループのシムコイルと、
    前記ブレース上若しくは前記ブレース内に配置される第3グループのシムコイルとを含む、請求項3に記載の磁場勾配コイル。
  5. 前記シールドコイル巻線よりも大きい径位置に配置される二次シムセットを更に含む、請求項1に記載の磁場勾配コイル。
  6. 前記中央ギャップは、180度以上で360度よりも小さい角度区間に亘り、前記中央ギャップが亘らない補完的な角度区間にコイル巻線が配置される、請求項1に記載の磁場勾配コイル。
  7. 前記コイル巻線の略円筒形セットの一次コイル巻線は、前記中央ギャップが亘らない補完的な角度区間上では比較的小さい径位置に配置され、前記中央ギャップが亘る角度区間上では比較的大きい径位置に配置される、請求項6に記載の磁場勾配コイル。
  8. 前記コイル巻線の略円筒形セットの一次コイル巻線は、前記中央ギャップが亘らない補完的な角度区間上では一定でない小さい径位置に配置されて、略平らな表面を画成する、請求項6に記載の磁場勾配コイル。
  9. 前記補完的な角度区間の領域内に配置される軸方向に向く導体を含む高周波コイルを更に含む、請求項6に記載の磁場勾配コイル。
  10. 前記コイル巻線の略円筒形セットの一次コイル巻線は、テーブルトップ角度区間上に略平らな表面を画成する、請求項1に記載の磁場勾配コイル。
  11. 前記コイル巻線の略円筒形セットは、前記一次コイル巻線により前記テーブルトップ角度区間上に画成される略平らな表面に対して約45度の角度で軸方向に向く静磁場を横切る横方向磁場勾配を重畳するように動作可能である、請求項10に記載の磁場勾配コイル。
  12. 前記コイル巻線の略円筒形セットの一次コイル巻線は、テーブルトップ角度区間上に略平らな表面を画成する、請求項10に記載の磁場勾配コイル。
  13. 前記中央ギャップは、約20センチ若しくはそれよりも大きい軸方向の長さを有する、請求項1に記載の磁場勾配コイル。
  14. 磁気共鳴スキャナであって、
    軸方向を画成し一次コイル巻線と該一次コイル巻線よりも大きい径位置にシールドコイル巻線とを含むコイル巻線の略円筒形セットを含み、該コイル巻線の略円筒形セットは、コイル巻線の無い弓状若しくは環状の中央ギャップを有し、該中央ギャップは、少なくとも10センチの軸方向の長さを有すると共に少なくとも180度の角度区間に亘り、前記コイル巻線の略円筒形セットは、前記中央ギャップの各縁部にて配置され選択された一次コイル巻線と二次コイル巻線を電気的に接続する接続導体を更に含み、
    当該磁気共鳴スキャナは、前記コイル巻線の略円筒形セットの外側に配置された主磁石を更に含み、該主磁石は、前記コイル巻線の略円筒形セットにより囲繞される関心領域内に軸方向に向く静磁場を生成するように動作可能であり、前記コイル巻線の略円筒形セットは、前記関心領域内の軸方向に向く静磁場上に横方向磁場勾配を重畳するように動作可能である、磁気共鳴スキャナ。
  15. 前記コイル巻線の略円筒形セットの中央ギャップ内に配置される軸方向に向く導体を含む高周波コイルを更に含み、前記中央ギャップ内に配置される前記軸方向に向く導体は、前記中央ギャップと軸方向に略同一の広がりを持つ、請求項14に記載の磁気共鳴スキャナ。
  16. 前記中央ギャップは、180度以上で360度よりも小さい角度区間に亘り、前記中央ギャップが亘らない補完的な角度区間にコイル巻線が配置され、前記高周波コイルは、前記中央ギャップよりも軸方向に長い軸方向に向く導体であって、前記補完的な角度区間内に配置される軸方向に向く導体を含む、請求項15に記載の磁気共鳴スキャナ。
  17. 前記コイル巻線の略円筒形セットの一次コイル巻線は、前記中央ギャップが亘らない角度区間上で一定でない径位置に配置されて、略平らな対象支持表面に一致する、請求項14に記載の磁気共鳴スキャナ。
  18. 前記コイル巻線の略円筒形セットは、略平らな対象支持表面に対して約45度の角度で軸方向に向く静磁場を横切る横方向磁場勾配を重畳するように動作可能である、請求項17に記載の磁気共鳴スキャナ。
  19. 前記中央ギャップは、前記コイル巻線の略円筒形セットの2つのサブセットを離間する環状のギャップであり、各サブセットは、一次コイル巻線と、該一次コイル巻線よりも大きい径位置にシールドコイル巻線と、前記中央ギャップの縁部に、選択された一次コイル巻線と二次コイル巻線を電気的に接続する接続導体とを含む、請求項14に記載の磁気共鳴スキャナ。
  20. 前記コイル巻線の略円筒形セットの前記環状の中央ギャップに配置された環状リングのポジトロン断層撮影(PET)検出器を更に含む、請求項19に記載の磁気共鳴スキャナ。
  21. 前記環状の中央ギャップは、少なくとも約15センチの軸方向の長さを有する、請求項20に記載の磁気共鳴スキャナ。
  22. 前記コイル巻線の略円筒形セットの前記2つの離間したサブセットを支持する2つの離間した略円筒形の誘電体フォーマと、
    前記2つの離間した略円筒形の誘電体フォーマを実質的に剛結するために前記中央ギャップに亘るブレースとを更に含み、
    前記環状リングのPET検出器は、前記離間した略円筒形の誘電体フォーマと前記ブレースとにより画成される剛体のあるユニットからの振動に対して隔離される、請求項20に記載の磁気共鳴スキャナ。
  23. 前記ブレースの開口若しくは長穴を通過するマウンチング部材であって、前記離間した略円筒形の誘電体フォーマと前記ブレースとより画成される剛体のあるユニットから独立して前記環状リングのPET検出器を支持するマウンチング部材を更に含む、請求項22に記載の磁気共鳴スキャナ。
  24. 前記離間した略円筒形の誘電体フォーマと前記ブレースとより画成される剛体のあるユニットと、前記環状リングのPET検出器との間に配置される圧電アクチュエータを更に含み、該圧電アクチュエータは、前記離間した略円筒形の誘電体フォーマと前記ブレースとにより画成される剛体のあるユニットからの振動に対して前記環状リングのPET検出器を隔離しつつ、前記環状リングのPET検出器を支持する、請求項22に記載の磁気共鳴スキャナ。
  25. 二次シムコイルと、
    前記環状リングのPET検出器により導入される磁場不均一性をシム調整するように前記二次シムコイルを通電するように構成されたシムセットコントローラとを更に含む、請求項20に記載の磁気共鳴スキャナ。
  26. 前記シムコントローラは、前記環状リングのPET検出器が動作可能であるときに動作時用のシムセット校正値に従って前記二次シムコイルにシム電流を印加し、前記環状リングのPET検出器が動作可能でないときに非動作時用のシムセット校正値に従って前記二次シムコイルにシム電流を印加するように構成される、請求項25に記載の磁気共鳴スキャナ。
  27. 前記動作時用のシムセット校正値は、比較的小さいPET診断領域をシム調整し、前記非動作時用のシムセット校正値は、比較的大きい磁気共鳴診断領域をシム調整する、請求項26に記載の磁気共鳴スキャナ。
  28. 前記二次シムコイルは、3次元シムコイルを含み、該3次元シムコイルにおいて、巻線が、少なくとも2つの異なる径の異なる円筒形セグメントのそれぞれに部分的に存在する、請求項25に記載の磁気共鳴スキャナ。
  29. 磁気共鳴スキャナであって、
    環状リングのポジトロン断層撮影(PET)検出器と、
    軸方向を画成し一次コイル巻線と該一次コイル巻線よりも大きい径位置にシールドコイル巻線とを含むコイル巻線の略円筒形セットとを含み、該コイル巻線の略円筒形セットは、前記環状リングのPET検出器を受け入れる環状の中央ギャップを有し、前記コイル巻線の略円筒形セットは、前記中央ギャップの各縁部にて配置され選択された一次コイル巻線と二次コイル巻線を電気的に接続する接続導体を更に含み、
    当該磁気共鳴スキャナは、前記コイル巻線の略円筒形セットの外側に配置された主磁石を更に含み、該主磁石は、前記コイル巻線の略円筒形セットにより囲繞される関心領域内に軸方向に向く静磁場を生成するように動作可能であり、前記コイル巻線の略円筒形セットは、前記関心領域内の軸方向に向く静磁場上に横方向磁場勾配を重畳するように動作可能である、磁気共鳴スキャナ。
  30. 前記コイル巻線の略円筒形セットから独立して前記環状リングのPET検出器を支持するために前記環状リングのPET検出器に接続するマウンチング部材を更に含む、請求項29に記載の磁気共鳴スキャナ。
  31. 圧電アクチュエータと、
    前記圧電アクチュエータと協動して振動から前記環状リングのPET検出器を隔離する加速度センサとを更に含む、請求項29に記載の磁気共鳴スキャナ。
  32. 前記コイル巻線の略円筒形セットの環状ギャップは、少なくとも約15センチの軸方向の長さを有する、請求項29に記載の磁気共鳴スキャナ。
  33. 磁場勾配コイルであって、
    一次コイル巻線、及び、該一次コイル巻線よりも大きい径位置にシールドコイル巻線を含むコイル巻線の略円筒形セットと、
    少なくとも一部が前記シールドコイル巻線よりも大きい径位置に配置される二次シム巻線を含む二次シムセットとを含む、磁場勾配コイル
  34. 前記二次シムセットの全体が、前記シールドコイル巻線よりも大きい径位置に配置される、請求項33に記載の磁場勾配コイル。
  35. 前記二次シムセットは、3次元シムセットであり、少なくとも一部が、他の部位よりも小さい径の部位に配置される、請求項33に記載の磁場勾配コイル。
  36. 磁気共鳴スキャナと、
    前記磁気共鳴スキャナの等角点近傍に配置されるポジトロン断層撮影(PET)検出器と、
    シムコイル、及び、前記PET検出器により誘起される磁場不均一性を補償するように前記シムコイルを制御するように構成されたシムセットコントローラを含むアクティブシムシステムとを含む、ハイブリッド型スキャナ。
  37. 前記シムセットコントローラは、前記PET検出器が動作可能なときに第1の校正値を印加し、前記PET検出器が非動作時に前記第1の校正値と異なる第2の校正値を印加するように、前記シムコイルを制御するように構成される、請求項36に記載のハイブリッド型スキャナ。
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Cited By (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
WO2012060304A1 (ja) * 2010-11-01 2012-05-10 独立行政法人放射線医学総合研究所 Pet-mri装置
JP2012517848A (ja) * 2009-02-17 2012-08-09 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 ビッグボアpet/mriシステム
WO2013161911A1 (ja) * 2012-04-24 2013-10-31 株式会社東芝 医用画像診断装置及びpet-mri装置
JP5713468B2 (ja) * 2010-10-25 2015-05-07 独立行政法人放射線医学総合研究所 Pet/mri一体型装置
JP2017529111A (ja) * 2014-06-23 2017-10-05 コーニンクレッカ フィリップス エヌ ヴェKoninklijke Philips N.V. 一体型光子検出器リングを有する磁気共鳴イメージングシステム

Families Citing this family (62)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
EP1725166B1 (en) 2004-02-20 2011-03-30 University of Florida Research Foundation, Inc. System for delivering conformal radiation therapy while simultaneously imaging soft tissue
WO2008073517A1 (en) * 2006-12-07 2008-06-19 Ehrenpreis Eli D Treatment for intestinal gas, bloating, microscopic colitis and traveler's diarrhea using colloidal bismuth subcitrate
JP2010515517A (ja) * 2007-01-11 2010-05-13 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 同時的pet及びmrイメージングのためのpet/mrスキャナ
BRPI0809689B1 (pt) * 2007-04-04 2019-03-19 Koninklijke Philips N.V. Bobina de gradiente de campo magnético, escâner por ressonância magnética, e, escâner híbrido
EP2247962B1 (en) * 2008-02-25 2014-04-09 Koninklijke Philips N.V. Iso-plane backbone for radiation detectors
US9423480B2 (en) * 2008-10-27 2016-08-23 The University Of Western Ontario System and method for magnetic resonance imaging
US8299681B2 (en) 2009-03-06 2012-10-30 Life Services, LLC Remotely adjustable reactive and resistive electrical elements and method
JP5322277B2 (ja) * 2009-03-16 2013-10-23 日立金属株式会社 Pet/mri一体型装置
US7932722B2 (en) 2009-04-27 2011-04-26 General Electric Company Transversely folded gradient coil
US8836332B2 (en) 2009-07-15 2014-09-16 Viewray Incorporated Method and apparatus for shielding a linear accelerator and a magnetic resonance imaging device from each other
WO2011063342A1 (en) * 2009-11-20 2011-05-26 Viewray Incorporated Self shielded gradient coil
JP5497785B2 (ja) * 2009-11-27 2014-05-21 株式会社日立メディコ 傾斜磁場コイルおよび核磁気共鳴撮像装置
EP2507643B1 (en) * 2009-12-02 2024-04-24 Nanalysis Corp. Method and apparatus for producing homogeneous magnetic fields
US9694205B2 (en) * 2010-02-12 2017-07-04 Elekta Ab (Publ) Radiotherapy and imaging apparatus
AU2011220724B2 (en) 2010-02-24 2014-09-18 Viewray Technologies, Inc. Split magnetic resonance imaging system
US8854042B2 (en) * 2010-08-05 2014-10-07 Life Services, LLC Method and coils for human whole-body imaging at 7 T
EP2388610A1 (en) * 2010-05-20 2011-11-23 Koninklijke Philips Electronics N.V. Magnetic Resonance Imaging Gradient Coil, Magnet Assembly, and System
DE102010025060B4 (de) 2010-06-25 2016-08-04 Siemens Healthcare Gmbh Magnetresonanzeinrichtung zur Verwendung bei einer magnetresonanzgeführten Ultraschall-Behandlung
US8981779B2 (en) 2011-12-13 2015-03-17 Viewray Incorporated Active resistive shimming fro MRI devices
JP6072825B2 (ja) * 2011-12-23 2017-02-01 コーニンクレッカ フィリップス エヌ ヴェKoninklijke Philips N.V. Mr画像法において高次のbo場の不均一性を補正するための傾斜磁場コイルの使用
US9041397B2 (en) 2012-02-01 2015-05-26 General Electric Company Radio frequency (RF) body coil assembly for dual-modality imaging
US8969829B2 (en) * 2012-03-30 2015-03-03 Scott David Wollenweber Method and apparatus for aligning a multi-modality imaging system
US9500727B2 (en) 2012-04-20 2016-11-22 Regents Of The University Of Minnesota System and method for control of RF circuits for use with an MRI system
EP2841958A1 (en) * 2012-04-25 2015-03-04 Koninklijke Philips N.V. System and method for locating a gradient coil.
US10561861B2 (en) 2012-05-02 2020-02-18 Viewray Technologies, Inc. Videographic display of real-time medical treatment
US9261574B2 (en) * 2012-05-02 2016-02-16 General Electric Company Structured RF coil assembly for MRI scanner
GB2503460B (en) 2012-06-26 2014-08-13 Siemens Plc Method and apparatus for reduction of gradient coil vibration in MRI systems
US9554707B2 (en) 2012-06-29 2017-01-31 General Electric Company Concurrent acquisition of PET fields during acquisition of a MRI field of view
DE102012212574B4 (de) * 2012-07-18 2017-01-12 Siemens Healthcare Gmbh Verfahren zur elektromagnetischen Abschirmung für eine Magnetresonanzanlage sowie entsprechend abgeschirmte Vorrichtung
GB201217782D0 (en) * 2012-10-04 2012-11-14 Tesla Engineering Ltd Magnet apparatus
CN108452443B (zh) 2012-10-26 2021-05-18 优瑞技术公司 利用对放射疗法的生理反应的成像对治疗评估的系统
WO2014098919A1 (en) * 2012-12-23 2014-06-26 Halliburton Energy Services, Inc. Deep formation evaluation systems and methods
KR102038629B1 (ko) 2013-02-04 2019-10-30 삼성전자주식회사 Mri-pet시스템
US9404983B2 (en) * 2013-03-12 2016-08-02 Viewray, Incorporated Radio frequency transmit coil for magnetic resonance imaging system
US9446263B2 (en) 2013-03-15 2016-09-20 Viewray Technologies, Inc. Systems and methods for linear accelerator radiotherapy with magnetic resonance imaging
US11311312B2 (en) * 2013-03-15 2022-04-26 Medtronic, Inc. Subcutaneous delivery tool
WO2015022660A2 (en) * 2013-08-15 2015-02-19 Koninklijke Philips N.V. System for simultaneous pet/mr imaging
WO2015040473A1 (en) * 2013-09-17 2015-03-26 Synaptive Medical (Barbados) Inc. Coil assembly for magnetic resonance imaging
US10191128B2 (en) 2014-02-12 2019-01-29 Life Services, LLC Device and method for loops-over-loops MRI coils
KR102214831B1 (ko) * 2014-06-12 2021-02-10 삼성전자주식회사 Rf 표면 코일부 및 이를 포함하는 자기공명영상 시스템
WO2016059245A1 (en) * 2014-10-17 2016-04-21 Koninklijke Philips N.V. Z-segmented rf coil for mri with gap and rf screen element
US9535026B2 (en) * 2014-12-09 2017-01-03 Tech4Imaging Llc Electrical capacitance volume tomography sensor for inspection of post-tensioned tendons
DE102015201023B4 (de) * 2015-01-22 2016-09-15 Siemens Healthcare Gmbh MR-Feldsonden mit Zusatzwindungen zur Verbesserung der Homogenität und zur Eingrenzung des Mess-Volumens
DE102015201462B3 (de) * 2015-01-28 2016-05-12 Siemens Aktiengesellschaft Hochfrequenz-Spuleneinheit für eine Magnetresonanz-Bildgebung
US9606245B1 (en) 2015-03-24 2017-03-28 The Research Foundation For The State University Of New York Autonomous gamma, X-ray, and particle detector
US10057475B2 (en) 2015-12-22 2018-08-21 Tech4Imaging Llc High mass light pole inspection and transport system
CN108431623B (zh) * 2015-12-31 2022-04-29 皇家飞利浦有限公司 具有紧密包装的绕组的磁场梯度线圈及其制造方法
WO2017151662A1 (en) 2016-03-02 2017-09-08 Viewray Technologies, Inc. Particle therapy with magnetic resonance imaging
KR20190043129A (ko) 2016-06-22 2019-04-25 뷰레이 테크놀로지스 인크. 약한 필드 강도에서의 자기 공명 영상화
US10634745B2 (en) * 2016-08-15 2020-04-28 Koninklijke Philips N.V. Actively shielded gradient coil assembly for a magnetic resonance examination system
DE102016215460B4 (de) * 2016-08-18 2022-05-19 Siemens Healthcare Gmbh Medizinisches Bildgebungssystem zur kombinierten Magnetresonanz- und Röntgenbildgebung
RU2019121943A (ru) 2016-12-13 2021-01-15 Вьюрэй Текнолоджиз, Инк. Системы и способы лучевой терапии
JP7127126B2 (ja) 2017-12-06 2022-08-29 ビューレイ・テクノロジーズ・インコーポレイテッド 放射線治療のシステム、方法およびソフトウェア
EP3553547A1 (en) * 2018-04-12 2019-10-16 Koninklijke Philips N.V. Shim irons for a magnetic resonance apparatus
EP3564694A1 (en) * 2018-04-30 2019-11-06 Koninklijke Philips N.V. Gradient shield coil with meandering winding for a magnetic resonance imaging apparatus
US11209509B2 (en) 2018-05-16 2021-12-28 Viewray Technologies, Inc. Resistive electromagnet systems and methods
US10788551B2 (en) 2018-05-30 2020-09-29 General Electric Company Synchronized control of power supply and gradient amplifier in MRI systems
DE102018211279A1 (de) * 2018-07-09 2020-01-09 Bruker Biospin Mri Gmbh Hybridbildgebungsvorrichtung
CN109407161B (zh) * 2018-09-21 2020-11-10 中国自然资源航空物探遥感中心 用于提取地球物理磁异常场边界的磁场刻痕分析方法
CN111596244B (zh) * 2020-05-18 2022-04-12 武汉中科牛津波谱技术有限公司 核磁共振波谱仪多通道分离矩阵式匀场线圈及设计方法
US11243283B1 (en) * 2020-07-29 2022-02-08 Synaptive Medical Inc. System and method to improve performance of asymmetrical gradient coils by allowing a uniform offset field
CN116520206B (zh) * 2023-06-15 2023-09-22 潍坊新力超导磁电科技有限公司 一种梯度磁场自动测量装置

Citations (20)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPH0556947A (ja) * 1991-09-04 1993-03-09 Hitachi Ltd Mrイメージング装置の傾斜磁界発生コイル
JPH06133946A (ja) * 1992-10-29 1994-05-17 Shimadzu Corp 核磁気共鳴断層撮影装置
US5378989A (en) * 1993-11-02 1995-01-03 General Electric Company Open gradient coils for magnetic resonance imaging
JPH0838443A (ja) * 1994-08-02 1996-02-13 Hitachi Medical Corp 磁気共鳴イメージング装置
JPH08196518A (ja) * 1995-01-20 1996-08-06 Toshiba Corp Mri装置
JPH08280648A (ja) * 1995-04-11 1996-10-29 Toshiba Corp 磁気共鳴イメージング装置
JPH09215671A (ja) * 1996-02-09 1997-08-19 Toshiba Corp 勾配磁場コイル及びこれを用いた磁気共鳴映像装置
JP2000107153A (ja) * 1997-12-22 2000-04-18 Picker Internatl Inc 磁気共鳴画像装置及び磁気共鳴画像方法
JP2000189396A (ja) * 1998-12-28 2000-07-11 Toshiba Corp 静磁場補正用シムコイル装置
JP2002052003A (ja) * 2000-08-09 2002-02-19 Toshiba Corp 磁気共鳴イメージング装置および変動磁場の補正方法
US6591127B1 (en) * 1999-03-15 2003-07-08 General Electric Company Integrated multi-modality imaging system and method
JP2004515287A (ja) * 2000-12-05 2004-05-27 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 勾配コイルキャリアの堅固でない懸架素子にピエゾアクチュエータを有するmri装置
JP2004267405A (ja) * 2003-03-07 2004-09-30 Hitachi Medical Corp 磁気共鳴イメージング装置
JP2004298303A (ja) * 2003-03-31 2004-10-28 Toshiba Medical System Co Ltd Mri装置
US20040239327A1 (en) * 2003-03-25 2004-12-02 Oliver Heid Time-variable magnetic fields generator for a magnetic resonance apparatus
WO2005088330A1 (en) * 2004-03-03 2005-09-22 Koninklijke Philips Electronics, N.V. Asymmetric ultra-short gradient coil for magnetic resonance imaging system
JP2006506155A (ja) * 2002-11-20 2006-02-23 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 磁気共鳴撮像用の自己遮蔽傾斜磁場コイル
JP2006506156A (ja) * 2002-11-15 2006-02-23 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 均衡部材を備えた傾斜磁石システムを有する磁気共鳴映像システム
WO2006111869A2 (en) * 2005-04-22 2006-10-26 Koninklijke Philips Electronics N.V. Pet/mr scanner with time-of-flight capability
JP2006311957A (ja) * 2005-05-09 2006-11-16 Hitachi Medical Corp 磁気共鳴イメージング装置

Family Cites Families (21)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
RU2047871C1 (ru) * 1992-12-23 1995-11-10 Российский научный центр "Курчатовский институт" Устройство магниторезонансного томографа
US5389909A (en) * 1993-11-08 1995-02-14 General Electric Company Open architecture magnetic resonance imaging passively shimmed superconducting magnet assembly
DE4425997C1 (de) * 1994-07-22 1996-01-25 Bruker Analytische Messtechnik Teilbares, bewegliches Gradientensystem für NMR-Tomographen
US5585724A (en) * 1995-06-12 1996-12-17 Picker International, Inc. Magnetic resonance gradient coils with interstitial gap
JP3663262B2 (ja) * 1995-10-23 2005-06-22 ゼネラル・エレクトリック・カンパニイ 開放形磁気共鳴作像磁石
US5729141A (en) * 1996-03-19 1998-03-17 Intermagnetics General Corporation Split gradient coils for MRI system
US5696449A (en) * 1996-06-03 1997-12-09 General Electric Company RF coil for open MR magnet
DE19732783C1 (de) * 1997-07-30 1999-03-04 Bruker Medizintech HF-Spulensystem für eine MR-Meßeinrichtung
US6765381B2 (en) * 2001-08-10 2004-07-20 Varian, Inc. Extended maxwell pair gradient coils
US6946841B2 (en) * 2001-08-17 2005-09-20 Igor Rubashov Apparatus for combined nuclear imaging and magnetic resonance imaging, and method thereof
JP2005512646A (ja) * 2001-12-17 2005-05-12 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 傾斜磁場コイル配置構造
JP3916482B2 (ja) 2002-02-27 2007-05-16 株式会社ニデック 眼科装置
US7254623B1 (en) * 2002-04-16 2007-08-07 General Electric Company Method and apparatus for reducing x-ray dosage in CT imaging prescription
DE10246310A1 (de) * 2002-10-04 2004-04-22 Siemens Ag Gradientenspulensystem und Magnetresonanzgerät mit dem Gradientenspulensystem
US6894498B2 (en) * 2003-03-12 2005-05-17 Mrscience Llc Active vibration compensation for MRI gradient coil support to reduce acoustic noise in MRI scanners
WO2006119085A2 (en) 2005-04-29 2006-11-09 The Regents Of The University Of California Integrated pet-mri scanner
US7218112B2 (en) * 2005-05-12 2007-05-15 Siemens Aktiengesellschaft Combined MR/PET system
JP2010515517A (ja) * 2007-01-11 2010-05-13 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 同時的pet及びmrイメージングのためのpet/mrスキャナ
BRPI0809689B1 (pt) * 2007-04-04 2019-03-19 Koninklijke Philips N.V. Bobina de gradiente de campo magnético, escâner por ressonância magnética, e, escâner híbrido
EP2247962B1 (en) * 2008-02-25 2014-04-09 Koninklijke Philips N.V. Iso-plane backbone for radiation detectors
DE102008025677B4 (de) * 2008-05-29 2012-09-27 Siemens Aktiengesellschaft Magnetresonanzgerät mit einer PET-Einheit

Patent Citations (20)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPH0556947A (ja) * 1991-09-04 1993-03-09 Hitachi Ltd Mrイメージング装置の傾斜磁界発生コイル
JPH06133946A (ja) * 1992-10-29 1994-05-17 Shimadzu Corp 核磁気共鳴断層撮影装置
US5378989A (en) * 1993-11-02 1995-01-03 General Electric Company Open gradient coils for magnetic resonance imaging
JPH0838443A (ja) * 1994-08-02 1996-02-13 Hitachi Medical Corp 磁気共鳴イメージング装置
JPH08196518A (ja) * 1995-01-20 1996-08-06 Toshiba Corp Mri装置
JPH08280648A (ja) * 1995-04-11 1996-10-29 Toshiba Corp 磁気共鳴イメージング装置
JPH09215671A (ja) * 1996-02-09 1997-08-19 Toshiba Corp 勾配磁場コイル及びこれを用いた磁気共鳴映像装置
JP2000107153A (ja) * 1997-12-22 2000-04-18 Picker Internatl Inc 磁気共鳴画像装置及び磁気共鳴画像方法
JP2000189396A (ja) * 1998-12-28 2000-07-11 Toshiba Corp 静磁場補正用シムコイル装置
US6591127B1 (en) * 1999-03-15 2003-07-08 General Electric Company Integrated multi-modality imaging system and method
JP2002052003A (ja) * 2000-08-09 2002-02-19 Toshiba Corp 磁気共鳴イメージング装置および変動磁場の補正方法
JP2004515287A (ja) * 2000-12-05 2004-05-27 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 勾配コイルキャリアの堅固でない懸架素子にピエゾアクチュエータを有するmri装置
JP2006506156A (ja) * 2002-11-15 2006-02-23 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 均衡部材を備えた傾斜磁石システムを有する磁気共鳴映像システム
JP2006506155A (ja) * 2002-11-20 2006-02-23 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 磁気共鳴撮像用の自己遮蔽傾斜磁場コイル
JP2004267405A (ja) * 2003-03-07 2004-09-30 Hitachi Medical Corp 磁気共鳴イメージング装置
US20040239327A1 (en) * 2003-03-25 2004-12-02 Oliver Heid Time-variable magnetic fields generator for a magnetic resonance apparatus
JP2004298303A (ja) * 2003-03-31 2004-10-28 Toshiba Medical System Co Ltd Mri装置
WO2005088330A1 (en) * 2004-03-03 2005-09-22 Koninklijke Philips Electronics, N.V. Asymmetric ultra-short gradient coil for magnetic resonance imaging system
WO2006111869A2 (en) * 2005-04-22 2006-10-26 Koninklijke Philips Electronics N.V. Pet/mr scanner with time-of-flight capability
JP2006311957A (ja) * 2005-05-09 2006-11-16 Hitachi Medical Corp 磁気共鳴イメージング装置

Non-Patent Citations (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Title
JPN5010005017; WILLIAM B HANDLER: PHYSICS IN MEDICINE AND BIOLOGY V51 N10, 20060521, P2479-2491, TAYLOR AND FRANCIS LTD. *
JPN5010005018; NICHOLAS R SHAW: IEEE TRANSACTIONS ON APPLIED SUPERCONDUCTIVITY V12 N1, 20020301, P733-736, IEEE SERVICE CENTER *

Cited By (9)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2012517848A (ja) * 2009-02-17 2012-08-09 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 ビッグボアpet/mriシステム
JP5713468B2 (ja) * 2010-10-25 2015-05-07 独立行政法人放射線医学総合研究所 Pet/mri一体型装置
WO2012060304A1 (ja) * 2010-11-01 2012-05-10 独立行政法人放射線医学総合研究所 Pet-mri装置
JP2012095819A (ja) * 2010-11-01 2012-05-24 Natl Inst Of Radiological Sciences Pet−mri装置
US9864028B2 (en) 2010-11-01 2018-01-09 National Institutes For Quantum And Radiological Science And Technology PET-MRI apparatus
WO2013161911A1 (ja) * 2012-04-24 2013-10-31 株式会社東芝 医用画像診断装置及びpet-mri装置
JP2013242306A (ja) * 2012-04-24 2013-12-05 Toshiba Corp 医用画像診断装置及びpet−mri装置
US10067206B2 (en) 2012-04-24 2018-09-04 Toshiba Medical Systems Corporation Medical image diagnosis apparatus and PET-MRI apparatus
JP2017529111A (ja) * 2014-06-23 2017-10-05 コーニンクレッカ フィリップス エヌ ヴェKoninklijke Philips N.V. 一体型光子検出器リングを有する磁気共鳴イメージングシステム

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