JP2584005B2 - 磁場勾配コイル装置およびそれを用いる磁気共鳴イメージングシステム - Google Patents

磁場勾配コイル装置およびそれを用いる磁気共鳴イメージングシステム

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JP2584005B2 JP63253651A JP25365188A JP2584005B2 JP 2584005 B2 JP2584005 B2 JP 2584005B2 JP 63253651 A JP63253651 A JP 63253651A JP 25365188 A JP25365188 A JP 25365188A JP 2584005 B2 JP2584005 B2 JP 2584005B2
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    • G01R—MEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
    • G01R33/00—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables
    • G01R33/20—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
    • G01R33/28—Details of apparatus provided for in groups G01R33/44 - G01R33/64
    • G01R33/38—Systems for generation, homogenisation or stabilisation of the main or gradient magnetic field
    • G01R33/385—Systems for generation, homogenisation or stabilisation of the main or gradient magnetic field using gradient magnetic field coils

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Description

【発明の詳細な説明】 ［産業上の利用分野］ 本発明は、一般的には核磁気共鳴（NMR）現象を用い
る磁気共鳴システムの技術に関する。それは、さらに特
定的には、そのようなシステムにおいて所定のｚ軸に沿
う向きの静磁場内に横磁場勾配を生成するために用いら
れる電磁コイル構造に対するものである。そのようなコ
イル構造の有り得る有利な利用法には、磁気共鳴イメー
ジング（MRI）および／または全身局所スペクトロスコ
ピーがある。
［従来の技術］ 磁気共鳴イメージングシステムは、今や多数の源から
商業的に利用可能となっている。一般に、当該技術者に
知られているいくつかの技術がある。いくつかの例示的
な技術が、例えば出願され発行された米国特許第4,297,
637;4,318,043;4,471,305および4,599,565号において公
にされている。
多くのそのようなMRIシステムにおいて、（例えば、
極低温のハウジング内に保持された超電導ソレノイドに
よって生成される）静磁場H0は、所定のｚ軸に沿うよう
に向けられる。一つの例示的な具体例では、該静磁場
は、ほぼ3.5kG（キロガウス）の公称磁場強度を有し、
水素原子核にほぼ15MHzの周波数でNMRを生じさせる。通
常の互いに直交するx,y,z座標系が仮定され、適宜なる
駆動電流がそれを通過するときに、該静磁場にx,yおよ
びｚ方向に沿う勾配をそれぞれ生成するように、補助的
なx,y,z（磁場）勾配コイルがその内部に設置される。
察知される通り、ｘおよびｙ勾配コイルは各々いわゆる
横勾配（すなわち、静磁場のｚ軸方向に直交する方向に
沿う静磁場内の勾配）を生じさせる。そして、典型的に
は、ｘおよびｙ横勾配コイル構造は、相互間での90°の
回転を除いて実質的に同一である。そのような典型的な
従来の勾配コイル構造が例えばここでは第１図にそして
1987年２月27日に出願された係属中の米国特許出願第1
9,631号に示されている。
［発明が解決しようとする課題］ 多くのMRI技術において、これら種々の勾配コイルを
通過する電流を高速でオン／オフ（そして時には異なる
正確な所定の振幅に）スイッチングすることが必要であ
る。したがって、そのようなスイッチング動作が達成さ
れ得るための高速性は、全MRIイメージングシーケンス
の全体の速度の決定要素の一つを構成し得る。許容され
るコイルスイッチング速度は、第１にはコイルインダク
タンスの関数であるから、もしも横勾配コイル（あるい
はそれらのうちの一つでさえも）の自己インダクタンス
をどうにかして減少させることができれば、一層高速の
磁場勾配スイッチングシーケンスが実現され得る。
所要の勾配の大きさを達成するために、一般に、勾配
コイルの多数のターンに多くのアンペアの電流を通過さ
せることもまた必要である。そのため、コイルおよびそ
れに組み合わされた駆動回路要素におけるI2Rの損失の
浪費のためばかりでなく充分な電流駆動源（例えば、所
要の電流レベルを処理し得る電力増幅器および電力スイ
ッチング等）を提供するのに、多くのコストが必要であ
る。したがって、（与えられた勾配レベルを得るのに）
必要な勾配コイル駆動電流を減少させるための設計技術
が強く望まれる。
NMR装置のための磁気コイル設計に対する他のいくつ
かの従来のアプローチが次に文献に見いだされ得る。
米国特許第3,569,823号 − ゴレー（Golay）（1971年） 米国特許第3,622,869号 − ゴレー（Golay）（1971年） 米国特許第4,456,881号 − コンプトン（Compton）（1984年） “磁場プロファイリング：解析および補正コイル設
計”、F.ロメオおよびD.I.ホールト、医学における磁気
共鳴（“Magnetic Field Profiling:Analysis and Corr
ecting Coil Design"by F.Romeo and D.I.Hoult,Mag.Re
s.in Medicine）、1 44−65、（1984年） 1987年２月27日に提出されたカールソン（Carlson）
の出願中の米国特許出願第19,631号は、ｚ軸寸法につい
て短縮化され且つそれによりいっそうコンパクトな勾配
コイルのセットがどのようにして実現され得るかという
ことを説明している。そのような技術は、望ましい実施
例においては、（そのようなコイルの断面寸法に対する
ｚ軸に垂直な平面に沿う変化を扱う）本発明についても
用いられ得る。
［課題を解決するための手段および作用］ 当該技術者により、上述において引用されたような勾
配コイル設計法を参照することによって、察知されるで
あろうように、従来の勾配コイル設計は、概して、全て
ほぼ同一寸法を有し且つ全て一般に円形の患者挿入空間
の中心に沿いｚ軸を中心とするx,y,およびｚ勾配コイル
セットに帰結する。もちろん、３個のコイル全てが同時
に同じ空間を占有することが物理的に不可能であること
により必要とされる（そして、与えられたコイルの種々
の巻線と他のコイルのそれらとの間を電気的に絶縁する
必要があるという理由によっても）種々のx,yおよびｚ
コイルセットの直径においては相違があるが、最終的な
x,y,zコイルセット構造は、概して、極めて隣接し且つ
ほぼ同じ直径であるとともに患者挿入領域の中心から離
間している。
しかしながら、我々は、患者からの勾配コイルの間隔
にそのように意図された対称性を維持する必要がないこ
とを見いだした。そのかわりに、我々が見いだしたよう
に、コイルセットの少なくとも一つ（例えば、ｙ勾配コ
イルセット）が他のコイルセットよりも患者の体により
近接して配置されることを許容することにより、改善さ
れたMRIを達成することが可能である。他のNMR応用技術
においても同様の改善が予想される。
少なくとも一つの勾配コイルセットを患者の体に（例
えば、患者挿入空間に）より近く近接させるようにする
ことにより、該コイルセットを通る与えられた電流につ
いて患者の体内により強い勾配磁場が生成される。した
がって、該コイルセットを幾分か小さくするか、あるい
は小さな駆動電流を用いるかまたは高いMRI画像の解像
度（すなわち、より強い横ｙ勾配磁場により可能となる
ような）を得るかあるいは、エコープラナイメージング
（すなわち、ｙ勾配コイルのインダクタンスを減少させ
得るので）のような特定のタイプのMRIイメージングシ
ーケンスにおいて特に望ましいとされるような、より早
いスイッチングを達成するかを、選定し得る。特定のMR
Iシステムの設計者は、我々の新規な勾配コイル構造の
これらの有り得る利点の一つまたはその他を最大とする
ように選定し得ることもわかるであろう。
一つの例示的な実施の態様においては、ほぼ長方形
（例えば、水平「キーホール」状、または卵形あるいは
楕円形の）患者挿入開口は、中央において約14インチの
オーダの垂直寸法とされる。このようにしても、なお直
径12インチのr.f.（ラジオ周波数）「頭部コイル」を患
者挿入開口内に収容することができる。他の在来のr.f.
コイル構造も、また、患者挿入領域の垂直寸法が相当に
減少したとしても、適応し得る。例えば、通常の円形r.
f.送信コイルは、撮像されるべき患者領域に近接して患
者挿入領域内において用いられ且つ患者体内からのr.f.
NMR信号を受信するために用いられる、より小さなサー
フェスr.f.コイルを有する勾配コイルセット全体の外側
に配置され得る。これらの手法は、当該技術においては
現在では良く知られており、特別なイメージングの目的
（例えば、心臓の検査等のため）のための幾分か小さな
視野（撮像領域）ばかりでなく改善されたS/N（信号対
雑音比）をしばしば提供する。
当該技術者ならばわかるであろうように、勾配コイル
駆動電流により、それらがオーディオ周波数でスイッチ
されるときに可聴音が生成される（例えば、勾配コイル
を流通するパルス電流によって生成される磁場、現存す
る静磁場およびそれによって生成される機械的な力の間
の避け難い相互作用によって、勾配コイルセットの物理
的構造を動かし且つある種のラウドスピーカのコーンの
ように動作させる）。我々の新たな設計は、幾分より小
さなコイル構造および／または勾配コイルスイッチング
のより高い周波数および／または与えられた磁場強度の
ための勾配コイル電流のより低いレベルの使用の許容を
達成することを可能とするので、進行中のMRIシーケン
スに概して関連して生じ得る不愉快な可聴音が幾分低減
され得る。
一つの例示的な実施の態様では、磁場勾配コイル装置
は、ｚ軸に沿う向きの重畳された静磁場内にx,y,z軸に
沿って制御された３次元勾配を生成するためにMRIシス
テム内で用いられる。ｘおよびｚ勾配コイルセグメント
は近似的に同じ半径でｚ軸を中心としている。しかしな
がら、ｙ勾配コイルセグメントは、ｙ勾配コイルの主要
部分を他のコイルセットよりも患者挿入領域の中心に近
接させて配置させるようにするためにｚ軸からオフセッ
トし且つそれに平行な軸を中心としている。
要するに、x,z勾配コイルセットは、ｚ軸から第１の
最小の距離に配置されるが、ｙ勾配コイルセグメント
は、ｚ軸から上記第１の距離よりも実質的に小さい第２
の最小の距離に配置される。この方法でｘおよびｙ勾配
コイルセットが互いに直交して配置されることにより、
それらはｚ軸に沿って広がり且つ上記異なる第１および
第２の最小距離に対応するサイズを有するおおむね長方
形（または卵形または楕円形）の断面形状を有する患者
挿入開口を有効に定義する。
［実施例］ 以下、図面を参照して本発明の望ましい一実施例を詳
細に説明する。この実施例を注意深く検討すれば本発明
の目的および効果がより完全に理解されるであろう。
本発明の一実施例が適用される典型的な従来からのMR
Iシステムの構成が第１図に示される。
ここでは、静磁場コイル（例えば超電導コイル）10
は、ｚ軸（典型的には円筒構造10,12の軸に一致してい
る）に沿って静磁場H0を生成するように（例えば極低温
の）ハウジング12内に収容される。x,yおよびｚ勾配コ
イルは、円筒形状に設定され、構造10,12内の中央に配
置され、そして静磁場H0内にx,yおよびｚ座標に沿って
勾配を生じさせるために適切な電流パルスによって駆動
される。横断方向x,y勾配コイルのための一つの典型的
な従来の設計は、そのようなコイル構造によって生成さ
れる横断方向（長手方向であるｚ軸に対して横断する方
向）勾配のリニアリティを最大にすべく設計されたいわ
ゆる「ゴレー」または他の同様な条件にしたがって配置
された８個の円弧状コイルセグメントを有するいわゆる
「サドルコイル」である。典型的には、ｘおよびｙ勾配
コイルは、相対的な90°の回転を除けば実質的に同一で
ある。そして、先に述べたように、できるかぎり、x,y,
z勾配コイルは、全て、概してｚ軸を中心とする円弧
（ｚ軸方向に見て）を採用し、且つほぼ等しい半径を有
する（必要なコイルの絶縁および／または他の勾配コイ
ルとの共存配置に適応するために必要な若干の相違を有
する）。
１個以上のラジオ周波数コイルも、患者に対してr.f.
エネルギを結合するために且つ患者からのNMRr.f.レス
ポンスを結合するために使用される。x,y,z勾配コイル
およびr.f.コイルは、MRIイメージングシステムを完成
させるために、最終的なMRI画像をビデオディスプレイ1
6に生成する、在来のMRI駆動および制御回路14に相互に
接続される。適宜な構成20により運ばれる患者18は、ｚ
軸に沿い且つx,y,z勾配コイルおよびr.f.コイルの入れ
子構造内の患者挿入領域内に導入され得る。
本発明に従った典型的な（例えば小児科用の）x,y,z
勾配コイル装置が第２図に断面図として示される。縮尺
はほぼ1:3である。しかしながら、勾配コイル内の個々
の導体の描写は、縮尺されおらず、純粋に模式的であ
る。実際の個々の導体の配置は、在来のゴレーまたはそ
の他の撮像領域内に実質的にリニアな横断方向勾配磁場
を達成するために設計された条件に従っている−−そし
て、ｘコイルとしてのサドルコイルは、ｙコイルに対し
て物理的に直交している（すなわち、ｚ軸に対してほぼ
90°回転されている）。当該技術者はわかるであろうよ
うに、どんな与えられた幾何学およびNMRの応用につい
ても、与えられた導体の配置により生成される磁場の在
来のコンピュータシミュレートを行なって所望のパラメ
ータ（例えば均一性）に最適化される導体の配置を繰り
返し捜し得る。
図示のように、ｘおよびｚ勾配コイルセットは近似的
に同じ半径Rx,zでCx,zに位置する患者挿入領域100の中
心を中心として形成されるが、ｙ勾配コイルセットは、
患者挿入領域100内に、上側の弧102がオフセット（垂直
に下方の）中心Ｃ″ｙを中心として異なる半径Ryにより
形成され、ｙ勾配コイルの下側の弧104がもう１つのオ
フセット（垂直に上方の）中心Ｃ′ｙを中心として同じ
半径Ryにより形成される。ｘ勾配サドルコイル第２図に
示される円弧内に配置されるが、実際の導体は、可能な
360°のうちの一部のみを占有する通常のサドルコイル
を定義し且つｙ勾配磁場に直交する所望のｘ勾配磁場を
生成するためにグループ化され間隔があけられることは
当該技術者には察知し得るであろう。
結果として、多くのｙ勾配コイルセグメント102,104
が、x,z勾配コイルよりも患者挿入領域100の中心Cx,zに
相当近接して配置されることが理解され得る。また、患
者挿入領域100は、断面において、概して、ｙ勾配コイ
ルセグメント102,104で定義される垂直寸法を有し、x,z
コイル円弧に近接して配置されるサポートセグメント10
6,108により定義される水平寸法を有する長方形または
卵形また楕円形を有することも理解され得る。
個々のコイル巻線110のうちの少数は、−−実際の導
体配置を示そうとしている訳ではないにもかかわらず−
−第２図に断面が模式的に描かれている。（ｚ勾配磁場
が典型的にはソレノイド状であるので、第２図の平面と
平行に走る巻線を持つこのコイルについては導体の断面
は示されていない。）典型的な実施例においては、これ
らは（ほぼ0.1インチ平方の）正方形の銅の導体から形
成されている。そのような導体は、典型的には導体エッ
ジ間の0.5インチの絶縁空隙で絶縁され得る。そのよう
な絶縁は、当該技術において現在通常に用いられている
ように、エナメルまたはガラステープと実質的にリジッ
ドな強化されたファイバガラス構造内に収容することと
の組合わせにより実現され得る。コイル設計の詳細（タ
ーン数、ターン間間隔、コイル半径および配置）は、特
定の所望のMRI設置に対してカスタマイズされる。しか
しながら、（縮尺1:3の）第２図に示すような断面寸法
をほぼ有する典型的な一実施例において、患者挿入領域
100の最大垂直寸法は、直径12インチのラジオ周波数頭
部コイルに適合させるためほぼ14インチである。同じ実
施例で、ｘおよびｙコイルは、それぞれほぼ等しく間隔
があけられ（導体間0.05インチ）且つ配置された巻線を
持つ25ターンの0.1インチ平方の銅導体により構成さ
れ、ｚコイルは、ほぼ16ターンの同じタイプの導体によ
り構成される。側方または上方から見ると、各サドルコ
イル部（ｘコイルセット４個およびｙコイルセット４
個）は、所望の円弧形状および位置に適合する長方形領
域の外側境界の回りに配置される25ターンにより構成さ
れる。一実施例においては、各ｘコイルサドルセグメン
トの最大ｚ軸長さは16.00インチであり、そして各ｙコ
イルサドルセグメントのそれは15.75インチである。同
じ実施例において、ｘコイルセグメントの内側エッジ
は、撮像領域の中心線から2.09インチ離間しており、ｙ
コイルセグメントの内側エッジはそれから1.23インチ離
間している。
第２図の典型的な実施例においては、ｘおよびｙ勾配
コイルセグメントは、Cx,zに位置するｚ軸を中心とし、
ｙ勾配コイルセグメント102,104は、それぞれｚ軸から
オフセットされ且つ該ｚ軸（該ｚ軸は、第２図に垂直で
且つCx,zに一致している）に平行な軸Ｃ″ｙおよびＣ′
ｙを中心とする。したがって、x,zコイルセグメント
は、ｚ軸から第１の最小距離（例えば、半径Rx,z）に配
置され、ｙ勾配コイルセグメントは、ｚ軸から、x,z勾
配コイルセグメントよりも実質的に小さい、第２の最小
距離に配置される。さらに、x,yコイルセグメントは、
互いに直交するように配置されるので、ｚ軸に沿って広
がり且つ上記異なる第１および第２の最小距離に対応す
るサイズのおおむね長方形（または卵形または楕円形）
断面形状を有する患者挿入開口100を定義する。典型的
な実施例においては、患者挿入開口100は、水平にはｚ
軸を中心とする円弧の間に、垂直にはｚ軸の上方および
下方にオフセットされた各軸を中心とするより大きな半
径の円弧の間に広がる断面領域を持つ。
他の典型的な実施例が第３図に示される。ここでは、
第２図の場合と類似したエレメントを描くのに類似した
参照番号が用いられている。しかしながら、ｙ勾配コイ
ルの大きさは、ここでは、断面において（水平）「キー
ホール」状とも呼ばれ得る依然としておおむね方形の患
者挿入領域100（破線で示されるような、ｙおよびｘコ
イルセグメントの間に挟まれた適宜な物理的空間の境界
を有する）を定義するように、一層小さくなっている。
楕円コイル弧状部により生成される磁場は、（コイル
円弧よりも）解析が一層困難であるが、そのような構成
は患者の体により近接してｙ勾配コイルを配置すること
を可能とするという利点もある。そのような実施例が第
４図に示される。この場合、x,y,zコイルセグメント
は、全て本質的に焦点f1およびf2を有する患者挿入領域
100の楕円境界に共存配置される。ｘ勾配コイル導体
は、ｙ楕円コイル弧状部における導体（該導体はｙ勾配
コイルを提供する）に直交するｘ楕円コイル弧状部内の
通常のサドルコイル構造の内部に配置され得ることは、
明らかである。ここで、円状、楕円状あるいは他の形状
の弧状部の組合わせも、１個以上の勾配コイルの断面形
状として用いることができることも明らかである。
本発明のいくつかの実施例についてのみ詳細に説明し
たけれども、当該技術者ならば上記実施例を種々変形し
ても本発明の新規な特徴および利点を得ることができる
ことはわかるであろう。したがって、そのような変形は
全て本発明の懸念に含まれる。
［発明の効果］ 本発明によれば、少なくとも一つの勾配コイルセット
を患者の体に（例えば、患者挿入空間に）より近く近接
させるようにすることにより、該コイルセットを通る与
えられた電流について患者の体内により強い勾配磁場を
生成させ得る。したがって、本発明によれば、コイルセ
ットをより小さくすること、あるいは駆動電流をより小
さくすること、またはより早いスイッチングを可能とす
ることのうちの任意の少なくとも１つを実現し得る。
【図面の簡単な説明】
第１図は、本発明の実施例の適用される典型的なMRIシ
ステムにおけるx,y,z勾配コイルを示す分解斜視図、 第２図は、本発明に従って構成されたx,y,z勾配コイル
セット装置の一実施例を模式的に示す断面図、 第３図は、本発明の他の実施例の構成を模式的に示す断
面図、 第４図は、本発明のその他の実施例の構成を模式的に示
す断面図である。 100…患者挿入領域、102,104…ｙ勾配コイル、106,108
…サポートセグメント。
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (72)発明者 ジョセフ・カールソン アメリカ合衆国、カリフォルニア州 94133，サンフランシスコ、アパートメ ント ３ディー、ワン・サン・アントニ オ・プレイス (56)参考文献 特開 昭59−107247（ＪＰ，Ａ) 特開 昭60−158341（ＪＰ，Ａ)

Claims (12)

    (57)【特許請求の範囲】
  1. 【請求項１】ｚ軸に沿う方向の静磁場を有する磁気共鳴
    イメージングシステムにおいて、x,y,z軸に沿う制御さ
    れた３次元磁場勾配を生成するのに用いるための磁場勾
    配コイル装置であって、 上記磁場勾配コイルは複数のコイル導体を含み、その少
    なくともいくつかのコイル導体が他のコイル導体よりも
    実質的に上記ｚ軸に近く配置され、それらの内部にｚ軸
    に沿う患者挿入空間を形成し、該患者挿入空間がその垂
    直寸法よりも実質的に大きな水平寸法を持つｚ軸に垂直
    な断面を有するようにしたことを特徴とする磁場勾配コ
    イル装置。
  2. 【請求項２】静磁場生成構造内に配置され、かつMRIイ
    メージングシーケンス中に所定シーケンスの電流パルス
    を上記勾配コイルを通して通過させるためにMRI駆動お
    よび制御回路手段に電気的に接続される第１項に記載の
    磁場勾配コイル装置を有する磁気共鳴イメージングシス
    テム。
  3. 【請求項３】ｘおよびｙ勾配コイルセグメントが上記ｚ
    軸からほぼ等しく離間した位置に配置され、少なくとも
    いくつかのｙ勾配コイルセグメントが上記ｘおよびｚ勾
    配コイルセグメントよりも上記ｚ軸に対して実質的に近
    接した位置に配置されている第１項に記載の磁場勾配コ
    イル装置。
  4. 【請求項４】少なくともコイルセグメントの第１のセッ
    トが上記ｚ軸から第１の最小の距離に配置され、少なく
    ともコイルセグメントの第２のセットが上記ｚ軸から実
    質的に上記第１の距離よりも短い第２の最小の距離に配
    置され、上記コイルセグメントの第１および第２のセッ
    トが上記ｚ軸に沿って概ね長方形の患者挿入開口を形成
    するように配置されている第１項に記載の磁場勾配コイ
    ル装置。
  5. 【請求項５】上記患者挿入開口が、それぞれ異なる寸法
    の複数対の向かい合った弧形により形成されるキーホー
    ル構造を有する第４項に記載の装置。
  6. 【請求項６】上記弧形の少なくとも１つが楕円形状であ
    る第５項に記載の装置。
  7. 【請求項７】概ね長方形の断面形状を有しかつ上記異な
    る第１および第２の最小距離に対応したサイズを有する
    患者挿入開口をｚ軸に沿って形成するように、上記コイ
    ルセグメントの１つが他のコイルセグメントに対して直
    交配列されている第４項に記載の装置。
  8. 【請求項８】上記患者挿入開口は、そのｚ軸に垂直な断
    面が、水平方向には上記ｚ軸を中心とする円弧の間に広
    がり、かつ垂直方向には上記ｚ軸の上方および下方にオ
    フセットされた各軸を中心とする円弧の間に広がる形を
    有している第４項に記載の装置。
  9. 【請求項９】さらに、上記ｚ軸に沿う方向の静磁場内に
    上記ｚ軸に沿う勾配を生成するように配置されたコイル
    セグメントを有するｚ軸磁場勾配コイルと、上記静磁場
    内にて上記ｘ軸に沿う勾配を生成するように配置された
    コイルセグメントを有するｘ軸磁場勾配コイルと、上記
    静磁場内にて上記ｙ軸に沿う勾配を生成するように配置
    されたコイルセグメントを有するｙ軸磁場勾配コイルを
    具備し、かつ上記ｙ軸コイルセグメントの少なくともい
    くつかが上記ｘ軸コイルセグメントよりも上記ｚ軸に実
    質的に近接して配置されていることを特徴とする第１項
    に記載の装置。
  10. 【請求項１０】上記コイルセグメントがｚ軸方向に見て
    弓形をなし、かつ上記ｙ軸コイルセグメントが上記ｚ軸
    からオフセットされた軸を中心として配置され、上記ｘ
    およびｚ軸コイルセグメントがｚ軸を中心として配置さ
    れている第９項に記載の装置。
  11. 【請求項１１】上記コイルの少なくとも１つが、少なく
    とも一部において、それらの間にｚ軸に沿って広がる非
    円形の患者挿入開口を形成する非円形のｚ軸に垂直な断
    面を有している第１項に記載の複数の磁場勾配コイルか
    らなる装置。
  12. 【請求項１２】ｘおよびｚ勾配コイルセグメントが上記
    ｚ軸をほぼ中心として配置され、かつ少なくともいくつ
    かのｙ勾配コイルセグメントが上記ｚ軸に対する平行線
    からオフセットされた軸をほぼ中心として配置された第
    １項に記載の磁場勾配コイルからなる装置。
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Cited By (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2010046495A (ja) * 2009-09-04 2010-03-04 Toshiba Corp Ｍｒｉ用傾斜磁場コイルの設計方法

Families Citing this family (25)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2558727B2 (ja) * 1987-08-25 1996-11-27 株式会社東芝 磁気共鳴診断装置
JP2816157B2 (ja) * 1988-09-19 1998-10-27 株式会社日立製作所 核磁気共鳴を用いた検査装置
US5177441A (en) * 1989-06-16 1993-01-05 Picker International, Inc. Elliptical cross section gradient oil
EP0430103B1 (en) * 1989-11-24 1995-06-14 Kabushiki Kaisha Toshiba Receiver coil for nuclear magnetic resonance imaging apparatus
US5146197A (en) * 1990-01-25 1992-09-08 University Of Pittsburgh Self-shielding homogeneous spherical gradient coils
WO1994001785A1 (en) * 1992-07-10 1994-01-20 Doty Scientific, Inc. Solenoidal, octopolar, transverse gradient coils
US5365173A (en) * 1992-07-24 1994-11-15 Picker International, Inc. Technique for driving quadrature dual frequency RF resonators for magnetic resonance spectroscopy/imaging by four-inductive loop over coupling
JP3341306B2 (ja) * 1992-08-06 2002-11-05 株式会社日立製作所 傾斜磁場コイル及びこれを用いる核磁気共鳴撮影装置
US5554929A (en) * 1993-03-12 1996-09-10 Doty Scientific, Inc. Crescent gradient coils
US5530355A (en) * 1993-05-13 1996-06-25 Doty Scientific, Inc. Solenoidal, octopolar, transverse gradient coils
US5412322A (en) * 1993-06-24 1995-05-02 Wollin Ventures, Inc. Apparatus and method for spatially ordered phase encoding and for determining complex permittivity in magnetic resonance by using superimposed time-varying electric fields
DE19504171C2 (de) * 1995-02-07 1998-04-30 Siemens Ag Trennbare, lokale Gradientenspulenanordnung für Kernspintomographiegeräte
IT1288452B1 (it) 1996-11-20 1998-09-22 Esaote Spa Metodo per migliorare l'efficienza di sistemi di bobine in particolare nei dispositivi di acquisizione di immagini mediante
DE19653449C2 (de) * 1996-12-20 1999-11-11 Siemens Ag Gradientenspulenanordnung für ein Kernspintomographiegerät
DE19943372C2 (de) * 1999-09-10 2001-07-19 Siemens Ag Gradientenspulensystem für ein Magnetresonanztomographiegerät
DE19953748A1 (de) * 1999-11-09 2001-05-10 Philips Corp Intellectual Pty MR-Gerät
DE10202986A1 (de) * 2002-01-26 2003-07-31 Philips Intellectual Property Spulensystem für eine MR-Apparatur sowie MR-Apparatur mit einem solchen Spulensystem
JP4789254B2 (ja) * 2006-05-01 2011-10-12 株式会社日立メディコ 水平静磁場方式の楕円筒状ガントリおよびそれに適合するアクティブシールド型傾斜磁場コイル装置を有する磁気共鳴イメージング装置
DE102006034472A1 (de) * 2006-07-26 2008-01-31 Forschungszentrum Jülich GmbH Vorrichtung zur Beaufschlagung einer Probe mit einem Magnetfeld
KR100805953B1 (ko) * 2006-07-27 2008-02-21 경상대학교산학협력단 갈변화 방지 및 풍미가 개선된 우렁쉥이 젓갈의 제조방법
EP2089734A1 (en) * 2006-11-03 2009-08-19 Koninklijke Philips Electronics N.V. Split gradient coil for mri
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
US9541617B2 (en) 2011-01-14 2017-01-10 Hitachi, Ltd. Gradient coil device and magnetic resonance imaging device
CN105718729B (zh) * 2016-01-20 2018-07-24 河海大学 一种柱面轴向梯度线圈设计中磁场与电感值的计算方法
EP3594707B1 (en) * 2018-07-09 2023-06-07 Esaote S.p.A. Method for designing gradient coils for mri systems and mri system comprising such gradient coils

Family Cites Families (9)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US3622869A (en) * 1967-06-28 1971-11-23 Marcel J E Golay Homogenizing coils for nmr apparatus
US3569823A (en) * 1968-10-18 1971-03-09 Perkin Elmer Corp Nuclear magnetic resonance apparatus
US4471305A (en) * 1978-07-20 1984-09-11 The Regents Of The University Of Calif. Method and apparatus for rapid NMR imaging of nuclear parameters with an object
US4599565A (en) * 1981-12-15 1986-07-08 The Regents Of The University Of Calif. Method and apparatus for rapid NMR imaging using multi-dimensional reconstruction techniques
US4456881A (en) * 1982-01-18 1984-06-26 Technicare Corporation Gradient-coil apparatus for a magnetic resonance system
US4564813A (en) * 1982-11-10 1986-01-14 Picker International, Ltd. Nuclear magnetic resonance method and apparatus
US4642569A (en) * 1983-12-16 1987-02-10 General Electric Company Shield for decoupling RF and gradient coils in an NMR apparatus
DE3347597A1 (de) * 1983-12-30 1985-07-18 Philips Patentverwaltung Gmbh, 2000 Hamburg Hochfrequenz-spulenanordnung zum erzeugen und/oder empfangen von wechselmagnetfeldern
FR2571496B1 (fr) * 1984-10-05 1986-12-19 Commissariat Energie Atomique Systeme de bobines de production de champs additionnels pour l'obtention, dans un aimant comportant des pieces polaires de polarisation pour imagerie par resonance magnetique nucleaire, de champs de polarisation a gradients constants

Cited By (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2010046495A (ja) * 2009-09-04 2010-03-04 Toshiba Corp Ｍｒｉ用傾斜磁場コイルの設計方法

Also Published As

Publication number Publication date
EP0313213A2 (en) 1989-04-26
EP0313213B1 (en) 1994-01-05
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JPH021238A (ja) 1990-01-05
ATE99803T1 (de) 1994-01-15
DE3886886T2 (de) 1994-07-07
EP0313213A3 (en) 1990-10-17
US4820988A (en) 1989-04-11

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