JP3902591B2 - 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 - Google Patents

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 Download PDF

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Description

本発明は、磁気共鳴技術に関する。本発明は、医用磁気共鳴撮像に関連して特に用途があり、特に医用磁気共鳴撮像を参照して説明する。しかしながら、本発明は、他の種類の磁気共鳴撮像システム、磁気共鳴分光システム等にも関連して特に用途がある。
磁気共鳴撮像では、空間エンコードのために線形傾斜磁場が使用される。傾斜コイルは、線形傾斜磁場を生成するために使用される。傾斜コイルは、一般的には一定の寸法の撮像視野(FoV)を与えるよう設計される。例えば、全身適用では、傾斜コイルは一般的には50cm直径の球状体積(DSV)に亘って十分に線形な又は均一な傾斜磁場を生成するよう設計される。しかしながら、専用心臓スキャナでは、DSVは35cmでありうる。専用頭部システムでは、線形傾斜磁場は、一般的には25cmDSVに亘って十分に線形な傾斜磁場を生成するよう設計される。幾つかの型のスキャナは、それよりも僅かに大きい又は小さいDSVで設計される。有用なDSVがより小さくされるため、傾斜コイルの蓄積されたエネルギーは減少され、より高い性能、即ちより高いピーク傾斜磁場強度及びより高速な傾斜コイルスイッチングを可能とする。傾斜磁場の略線形な領域(即ち、「有用な」DSV)の外側では、またより低い程度であるが内側では、傾斜磁場は画像の歪みを生じさせる。有用なDSV内の非均一性を補正するため、並びに、線形領域を越えて有用な撮像FoVをいくらか広げるために、ソフトウエアに基づく歪み補正スキームが開発されている。
上述のような夫々の専用の場合は、傾斜コイルは一般的には固有の電気機械構造であり、定義されたDSVを有する傾斜コイルは、産業を通じて知られており利用されている。例えば、最も一般的なものは、全身撮像用途のための自己遮蔽された対称傾斜コイル設計である。小さくされた撮像DCVに亘る性能(ピーク強度及びスイッチング速度)を高めるために、専用頭部コイル設計及び心臓/頭部コイル設計が現れている。一般的に、患者の快適さのために体に近づけることが所望であるが、向上した神経/脳調査用途のために専用頭部傾斜設計について引き続き論ぜられる。
傾斜コイルは、撮像手順と撮像手順の間に容易に取り外しされ、また、異なるRFコイルで置き換えられ得る殆どのRF表面コイル(ただし、一般的には撮像システム中に固定されている全身RF送信コイルを除く)とは異なり、重い電気機械装置である。傾斜コイルは、その光電力性質と電圧が加えられたときに形成される強い力により、MRIシステム内にしっかりと固定される。従って、専用傾斜コイルは、MRIシステムを専用撮像システムとし、その臨床上の用途の範囲を制限する傾向がある。従って、大きいFoVの用途と小さいFoVの用途の両方を提供するには、一般的には、費用がかかる別個の専用の機械を必要とするか、重く、挿入又は取り替えが困難である小さい体積用の専用の挿入可能なコイルの使用を必要とする。
より近年では、大きい体積の撮像能力と高性能の小さい体積の撮像能力の両方を単一の傾斜コイル電気機械パッケージの中で組み合わせようとするデュアル又はツイン傾斜設計が文献に記載された。特許文献1で、カッツネルソン(Katznelson)外は、2つの異なる有用なDSVを可能とするよう構成されうる2つの異なる傾斜コイルを提供する手段を記載する。各傾斜軸x、y、zは、2つの傾斜コイル組を有する。1つの傾斜コイル組は、第1のDSVに亘って線形の傾斜磁場を発生するよう設計され、第2の傾斜コイル組は、第2の傾斜コイルが第1の傾斜コイルと直列に駆動されたときに第1のDSVよりも大きい第2のDSVが生ずるよう、第2の線形の傾斜磁場を発生するよう設計される。このスキームでは、DSVは、2つの不連続の値をとりうるが、連続的に可変ではない。第1の傾斜コイルは、より低い蓄積されたエネルギーを有し、第2の傾斜コイル単独の場合又は2つの傾斜コイルが直接に接続されたときよりも速く切り換えられ得る。他の実施例では、第1のコイルは小さいFoV用途での使用のための傾斜磁場を発生し、第2のコイルは従来の大きいFoV用途での使用のための傾斜磁場を発生し、単一の増幅手段及び切換手段は、一方又は他方のコイルが別々に使用されることを可能とする。望ましい実施例では、第1のコイルは高速に切り換えられる小さいFoV撮像のために使用され、両方のコイルはともに、より大きいFoV撮像のため及び/又は拡散撮像用途のために使用されうる。重要な点は、各コイルが、単独で又は組合せとして、2つの可能な撮像DSVのうちの1つに亘って線形の傾斜磁場を発生するよう設計されることである。望ましい実施例では、2つのコイルは比較的大きいDSVを発生するよう(直列に)一緒に使用される。他の実施例では、各コイルは2つの異なる大きさのDSVに亘って妥当な範囲で歪みのない磁気共鳴画像を作成するよう個々に使用されうる。各コイルは、渦電流効果を最小化するために自己遮蔽された又はアクティブに遮蔽された設計である。このアプローチの欠点は、1つの電気機械的な組立体の中に2つのフルパワーの傾斜コイルが重ねられる点である。これは、特に2つのコイルが電気機械構造の中に異なる半径方向上の位置を占める場合に、かなりの半径方向の空間を費やす。伝えられる電力はR5とともに増加するため、傾斜コイルの直径がわずかに増加した場合でもかなりの電力の問題がある。また、2つのコイルの冷却も、パッシブ及び電気的なシムコイルといった他の部品を実装する可能性とともに問題となる。
また、引用文献2では、大きな視野で標準全身コイルをとり、より小さいFoV中では線形の傾斜磁場を生じさせるが比較できるほどの(約20%少ない)ピーク傾斜強度とかなり低い(約45%少ない)インダクタンスを有する1次コイル巻線のサブセットを識別し、より速い傾斜磁場の切換を可能とするものが提案されている。概して対応する遮蔽のサブセットもまた同様に選択される。両方のコイル部に別々に供給するための切換手段又はデュアル増幅器設計は、巻線のサブセット又は全てが使用され得、サブセット又は他の巻線への電流の量がFoVの寸法に依存して調整されうるよう設けられる。主な利点は、1次コイル及び遮蔽コイルが通常の6層と共に同じ半径方向の位置を占め、冷却と構築をより容易に且つより費用効果的にする点である。このアプローチの不利な点は、より小さいFoVを与えるためにコイル巻線のうちのいくつかが取り除かれたときに、幾らかの傾斜磁場強度が失われることである。他の不利な点は、組み合わされたコイルのみが最適に遮蔽されるため、遮蔽が弱められ、渦電流効果が増加することである。
ペトロプロス(Petropoulos)による特許文献2では、2つの1次コイルと1つの共通の遮蔽コイルを有するデュアル傾斜コイル組立体が記載されている。各1次コイルは、共通の遮蔽コイルと共に作動されると異なった寸法の複数のDSVに亘って線形の傾斜磁場を発生する。残留渦電流の影響は、2つのコイルに対して等しくなく、一方が必然的に他方よりも良い。しかしながら、これは各連続する電流1次コイルと共通の遮蔽コイルが不連続化の前に整数個のターンを有するよう制約することによって最小化される。1つの共通遮蔽を設けるアプローチは、製造の際に幾らかの半径方向の空間を節約する。しかしながら、2つの高い電力の1次コイルがやはり必要である。
米国特許第5,736,858号明細書 米国特許第6,049,207号明細書 キムリンゲン(Kimmlingen)外著、「連続的に可変の磁場特徴を有する傾斜磁場システム(Gradient system with continuously variable field characteristics)」、ISMRM2000、デンバー会議、2000年4月)。
本発明は、選択的に又は連続的に可変の撮像視野を与え、上述及び他の問題を克服する新規且つ改善された傾斜コイルシステムを考えるものである。
本発明の1つの面によれば、磁気共鳴撮像装置中の検査領域を横切る傾斜磁場を生じさせる傾斜コイル組立体が提供される。傾斜コイル組立体は、中に流れる電流が第1の有用な撮像体積に亘って略線形の傾斜磁場を発生させる第1の形態と中に流れる電流が前記第1の有用な撮像体積よりも小さい第2の有用な撮像体積に亘って略線形の傾斜磁場を発生させる第2の形態との間で切り換え可能である導体コイルループのアレイを含む検査領域の回りに配置される1次傾斜コイル組を含む。第1の遮蔽コイル組は、1次コイル組の回りに配置され、1次コイル組が第1の形態で動作しているとき、中に流れる電流が1次コイル組からのフリンジ磁場を略遮蔽するよう配置される導体コイルループのアレイを含む。1次コイル組の回りに配置される第2の遮蔽コイル組は、1次コイル組が第2の形態で動作しているとき、中に流れる電流が1次コイル組からのフリンジ磁場を略遮蔽するよう配置される導体コイルループのアレイを含む。
他の面では、可変の有用な撮像直径球状体積を有する磁気共鳴撮像システムのための傾斜コイルシステムを製造する方法は、第1の撮像体積に亘って略線形の第1の傾斜磁場を生成する第1の形態を有する1次傾斜コイルを設計する段階を有する。1次傾斜コイルから電気的に減結合されたときに、1次傾斜コイルの1つ又はそれ以上のターンは、1次傾斜コイルを第2の撮像体積に亘って略線形の第2の傾斜磁場を生成する第2の形態へ変更する。第1の遮蔽コイルは、遮蔽コイルによって画成される領域の外側の領域において、第1の形態又は第2の形態のいずれかにある1次傾斜コイルによって発生される第1のフリンジ磁場を略打ち消す磁場を生成するよう設計される。第2の遮蔽コイルは、遮蔽コイルによって画成される領域の外側の領域において、第1の形態又は第2の形態のいずれかにある1次傾斜コイルによって発生される第2のフリンジ磁場を略打ち消す磁場を、単独で又は第1の遮蔽コイルと共に生成するよう設計される。
本願では「略線形」という用語は、傾斜磁場中の僅かな非線形性又は非均一性を除外することを意図したものではないと認識される。
本発明の1つの利点は、可変の空間的な広がりを有する線形の領域を有する傾斜磁場が、大きい体積の撮像用途と速い傾斜コイル切り換え及び高いピーク傾斜強度を必要とする小さい体積の撮像用途の両方を引き受けるよう発生されうる。
他の利点は、傾斜磁場の線形領域が関心領域に対して調整されえ、従って被検体中の末梢神経の刺激に対する可能性を減少させることである。
他の利点は、選択された視野に対する効率的な遮蔽のために複数の選択可能な遮蔽コイルが提供されることである。
本発明の更なる利点は、当業者によれば、望ましい実施例の以下の詳細な説明を読むこと及び理解することにより明らかとなろう。
本発明は、種々の段階及び段階の配置、並びに、種々の構成要素及び構成要素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解釈されるべきではない。
図1を参照するに、主磁場制御部10は、検査領域14を通るz軸に沿って略均一の時間的に一定の主磁場B0が発生するよう超伝導磁石又は抵抗磁石12を制御する。図1中、ボアタイプの磁石が示されているが、本発明は、オープン磁石系及び他の公知の種類のMRIスキャナにも等しく適用可能である。寝台(図示せず)は、検査領域14中の検査されるべき対象を支持する。磁気共鳴エコー発生システムは、磁気共鳴撮像及び分光撮影シーケンスを発生するためにスピン等を飽和するよう、磁気スピンを反転又は励起し、磁気共鳴を生じさせ、磁気共鳴をリフォーカスし、磁気共鳴を操作し、磁気共鳴を空間的又は他の方法でエンコードするよう、一連の無線周波数(RF)及び傾斜磁場パルスを印加する。より特定的には、傾斜パルス増幅器20は、検査領域14のx軸、y軸、及びz軸に沿って傾斜磁場を発生するよう1次傾斜コイル組立体22p及び遮蔽傾斜コイル組立体22s1及び/又は22s2の選択されたもの又は選択された対に電流パルスを印加する。ディジタル無線周波数送信器24は、RFパルスを検査領域へ送信するために無線周波数パルス又はパルスパケットを全身RFコイル26へ送信する。一般的な無線周波数パルスは、短い持続時間の互いに直ぐに連続するパルスセグメントのパケットから構成され、パルスセグメントは互いに一緒に及び任意の印加される傾斜磁場と一緒に、選択される磁気共鳴操作を達成する。全身用途では、共鳴信号は一般的には全身コイル、又は他の適当なぴったりと合ったRFコイル26によってピックアップされる。対象の局所的な領域の画像を発生するために、専用の無線周波数コイルは選択された領域と隣接して配置される。例えば、挿入可能なRFコイルは、ボアのアイソセンタの選択された領域の回りに挿入されうる。挿入可能なRFコイルは、磁気共鳴を励起し、検査されている領域中の患者から発せられる磁気共鳴信号を受信するために使用される。或いは、挿入可能なRFコイルは、全身コイルのRF送信によって励起された共鳴信号を受信するためだけに使用されうる。結果として得られる無線周波数信号は、全身RFコイル26、挿入可能なRFコイル、又は、他の専用RFコイルによってピックアップされ、望ましくはディジタル受信器である受信器30によって復調される。
シーケンス制御回路40は、エコープレーナ撮像、エコーボリューム撮像、傾斜磁場及びスピンエコー撮像、ファストスピンエコー撮像等といった複数の多エコーシーケンスのいずれかを発生するために傾斜磁場パルス増幅器20及び送信器24を制御する。各RF励起パルスに続いて、共鳴信号は、受信器30によって増幅及び復調され、k空間データメモリ32へサンプリングされる。受信されたデータは、2次元フーリエ変換又は他の適当な再構成アルゴリズムを適用する再構成プロセッサ50によって画像表現へ再構成される。画像は、患者を通る平面状のスライス、平行な平面状のスライスの配列、3次元の体積(ボリューム)等を表しうる。画像は、画像メモリ52に格納され、画像メモリ52は、例えばビデオモニタ56といった人間が見ることができるディスプレイ上の表示のために画像データをフォーマットするビデオプロセッサ54によってアクセスされうる。
傾斜コイル組立体22は、x軸、y軸、及びz軸の夫々に対して、1次コイル、第1の遮蔽コイル、及び第2の遮蔽コイルを含む。1次コイル上のコイル巻線のうちのいくつかが切り離されうるようスイッチが設けられる。第1の遮蔽コイル及び第2の遮蔽コイルは、異なる半径方向上の位置を示す。しかしながら、全ての1次コイルターン、即ち、減少されたボリュームサブセット及び切換可能なコイルは、同じコイルのターンの群を表わし、従って同じ半径方向上の位置を有する。本発明のシステムは、一つの傾斜磁場に対して一つの1次コイルのみを必要とする点で費用効果的である。
第1の実施例では、1次コイルは、接続された全てのコイルと共に作動されるとき、DSV1で示される大きい有用なDSVを与えるためだけに第1の遮蔽によって遮蔽される。単なる例として、DSV1の望ましい値は約50cmである。ターンが切り離された状態で1次コイルが作動されると、第2の遮蔽のみが使用される。切り離されうる1次コイル上のターンは、第2の遮蔽コイルと共に使用されたとき、残る動作可能なコイルターンのサブセットがDSV2と示される第2の有用なDSV、ただしDSV2<DSV1、を与えるよう協働するように選択される。単なる例として、DSV2の望ましい値は約40cmである。
一つの軸に対して一つの1次コイルを与えることにより、遮蔽された傾斜コイル構成では、熱のうちの三分の二が1次コイルによって発生し、三分の一が遮蔽コイルによって発生するため、熱放散及び他の利点が与えられる。他の利点のうちの1つは、様々な半径の1次コイルが必要とされる従来技術の設計に対して、1次コイルの効率性が最大化されることである。ますます大きくなる半径の1次コイルが必要であれば、効率性は低下し、それに従って加熱はさらに高まる。この効率性が達成されるとともに、良い遮蔽特性が維持される。
第2の実施例では、傾斜コイル構成22は、1次コイルと、主遮蔽コイルと、補助遮蔽コイルとを含む。1次コイルは、全てのコイルが接続された状態で作動されたときに大きいDSV、例えばDSV1が与えられるよう切換可能なコイルを含む。全てのコイルを用いた状態の1次コイルは、主遮蔽コイルのみによって遮蔽される。切り離されうる1次コイル上のターンは、残る動作可能なコイルターンのサブセットが主遮蔽コイル及び補助遮蔽コイルの両方と一緒に協働し、第2の有用なDSV、例えばDSV2を与えるよう選定される。
第2の傾斜コイル形態は、減少された体積のコイルとして機能し、最初の傾斜コイル形態と比較して、より小さい撮像FoV、より高い傾斜磁場強度、より高いスルーレート、より低い蓄積されたエネルギー、及び、より速く切り換える可能性を有する。より小さい有用なDSV、DSV2を有する減少された体積の傾斜コイル形態は、例えば脳又は心臓といったより小さい撮像DSVを必要とする解剖学的構造又は構造を撮像する上で幾つかの利点を有する。
第2の実施例では、補助遮蔽コイルは、1次コイルのうち減結合されうるターンのために設計される遮蔽コイルである。補助遮蔽コイルは、このように、主遮蔽コイルに対して補正磁場を与える。補助遮蔽コイルは、主遮蔽コイルに対して逆の極性であり、より小さいDSV遮蔽を与えるよう大きいDSV主遮蔽と組み合わされる補正項を与え、即ち、主遮蔽コイルと補助遮蔽コイルの組合せは、より小さいDSVを与える1次コイルサブセットに対して相補的である。主遮蔽を補正することにより、大きいFoVと小さいFoVの間での切換えのときに、遮蔽効果は犠牲とされない。大きいDSVコイル形態と小さいDSV形態はいずれも良く遮蔽されるため、DSVの可能な範囲に亘って渦電流効果は最小化される。
第3の実施例では、傾斜コイル組立体22はやはり、x軸、y軸、及びz軸の夫々に対して、1次コイル、主遮蔽コイル、及び補助遮蔽コイルを含み、1次コイル上の幾つかのコイル巻線を切り離すために切り換える。1次コイルは、全てのコイルが接続された状態で作動される場合、補助遮蔽コイルと組み合わされる主遮蔽コイルによって遮蔽され、叙述のように第1の有用なDSV、DSV1を与える。この実施例では、主遮蔽はもはや、それ自体ではより大きいDSV形態に対する遮蔽を与えるものとしては定義されない。
1次コイル上の切り離されうるターンは、上述のように、残る動作可能なコイルターンのサブセットが主遮蔽コイルのみと一緒に協働して第2のより小さい有用なDSV、DSV2を与えるよう選定される。
補助遮蔽コイルは、主遮蔽コイルと同じ極性の補正磁場を主遮蔽コイルへ与え、より大きいDSV遮蔽を与えるよう小さいDSV主遮蔽と組み合わされる補正項を与える。即ち、主遮蔽は、ターンが除去された状態の1次コイルに対して相補的であり、主遮蔽と補助遮蔽の組合せは全てのターンが使用された1次コイルに対して相補的である。再び、主遮蔽コイルは、大きいFoVと小さいFoVの間で切換が行われたときに、遮蔽効率が犠牲とならないよう補正される。第2の傾斜コイル形態は、小さいFoVのための減少された体積のコイルとして機能し、最初の傾斜コイル形態と比較してより高い傾斜磁場強度とスルーレートを有し、上述のような利点を与える。
上述の各実施例では、減少された体積のコイル設計を得るために行われうる多くの異なる方法又は段階がある。可能などの方法でも、可能な範囲のDSVに亘って使用されたときに渦電流効果を最小化するよう、最初のコイル設計と減少された体積のコイル設計の両方が良く遮蔽されることが望まれる。目標とする磁場及びエネルギー最小化方法は、制約条件とともに、主コイルの解決手段を得るために使用されうる。また、単に例として、減少された体積の1次コイルの電流パターンは、より小さいDSVを与えるために1次コイルから幾つかのターンを除外することによって達成されうる。特に、横傾斜コイルについては、本発明によれば、主1次コイルの目の近くで主1次コイル上の幾つかのターンを除外することにより、より高いピークの傾斜磁場強度が達成されることが分かっている。コイルの目の近くのターンは、全体のインダクタンスに対して影響を与えるが、傾斜磁場強度を発生させるときには比較的非効率的である。これは、コイルの縁部の近くでターンを積み重ねることなく傾斜磁場強度を高めることを可能とする。
上述の第1の実施例は、不連続に変なFoV設計として実施される。上述の第2の実施例と第3の実施例はそれぞれ、デュアルFoV設計(DSV1とDSV2の間で不連続に選択可能)又は連続的に可能なFoV設計(DSV1とDSV2の間で連続的に選択可能)のいずれかとして実施されうる。不連続に可変の実施例では、コイルを駆動するために一つの電源のみが必要とされる。連続的に可変の実施例では、第1の電源は1次コイルサブセット及び主遮蔽コイルのために使用され、第2の電源は除外された1次コイルターン及び補助遮蔽コイルのために使用される。除外された1次コイルターンと補助遮蔽中の電流を変化させることにより、FoVは連続的に調整されうる。図2は、デュアル電源形態を示すブロック図である。主電源70は、1次コイル72サブセットと主遮蔽コイル74とを駆動する。補助電源76は、1次コイル72の除外されたターンと補助遮蔽コイル78とを駆動する。補助遮蔽コイル78中と、1次コイルの除外されたターン中の電流を変化させることにより、効率的に遮蔽された連続的に可変のDSVが与えられる。
上述の第2の実施例及び第3の実施例は、更なる選択可能なDSV又は連続的に可変のDSVの範囲を与えるよう更に変更されうる。例えば、DSV2よりも小さい、DSV3と示される選択可能なDSVは、1次コイルから更なるターンを除外し、これらの欠徐したターンのために設計される第2の補助遮蔽コイルを与えることによって与えられる。不連続に可変の実施例では、1つの電源が使用されうる。連続的に可変の実施例では、3つの電源が必要とされる。図3は、3つの電源形態を示すブロック図である。主電源70は、1次コイル72サブセットと主遮蔽コイル74とを駆動する。第1の補助電源76は、1次コイル72の第1の除外されたターンの組と、補助遮蔽コイル78とを駆動する。第2の補助電源86は、1次コイル72の第2の除外されたターンの組と、第2の補助遮蔽コイル88とを駆動する。第1及び第2の補助遮蔽コイル、並びに、1次コイルの第1及び第2の除外されたターンの組の中の電流を変化させることにより、連続的に可変のDSVが与えられる。
図4中、望ましい電源形態のブロック図が示される。1つの電源70が設けられ、異なるDSV形態のために多数のスイッチが設けられる。第1のスイッチ75は、全てのターンが接続された状態の1次コイル72と主遮蔽コイル74に電力を供給するために使用される。第2のスイッチ77は、選択されたターンが減結合された1次コイル72と補助遮蔽コイル78とを駆動する。このようにして、効率的に遮蔽された不連続に可変の撮像DSV形態が与えられる。
更なる他の実施例では、DSV2よりも少ない撮像体積もまた、除外されたターン中で電流の向きを反転させることによって与えられうる。選択されたターンの中で逆の極性の電流の可変の量を用いることにより、上述のようにDSV2と幾つかのより小さい撮像体積、例えばDSV3との間の撮像体積の範囲に亘って、有用なDSVは可変とされうる。
不連続に選択可能な実施例では、傾斜コイル組立体は、2つの固定のDSV、即ち例えば50cmのDSV1と40cmのDSV2を有する。DVS2のために使用される1次コイル上のターンのサブセットは、補助遮蔽コイル上の連続的な電流分布を決定するために使用される。1次コイル上の不連続なターンのサブセットと遮蔽コイル上の連続的な電力分布とを組み合わせることにより、磁場品質特性が計算される。この手順は、所望の磁界品質が達成されるまで繰り返される。補助遮蔽コイル上の最終的な連続的な電流分布は不連続とされる。
上述の第1の実施例では、撮像体積DSV1を与えるよう、1次コイル全体と第1の遮蔽コイルのみが直列に駆動される。ターンが切り離された状態の1次コイルが第2の遮蔽コイルのみと直列に駆動されると、撮像体積DSV2が得られる。
上述の第2の実施例では、撮像体積DSV1を与えるよう、1次コイル全体と主遮蔽コイルのみが駆動される。ターンが切り離された状態の1次コイルが主遮蔽コイル及び補助遮蔽コイルと直列に駆動されると、撮像体積DSV2が得られる。
上述の第3の実施例では、撮像体積DSV1を与えるよう、1次コイル全体、主遮蔽コイル、及び補助遮蔽コイルが直列に駆動される。撮像体積DSV2を与えるよう、ターンが切り離された状態の1次コイルは、主遮蔽コイルと直列に駆動される。
尚、当業者は、使用されうる様々な不連続化及び増幅器(電源)駆動の変形例があることを認めるであろう。従って、ここまでは、遮蔽コイルと夫々の1次コイルとの間で直列に接続される駆動配置に関して説明した。特に、1次コイルの幾つかのターンのみが減結合される1次コイルの電気的に減結合されたターンを遮蔽するときの補助遮蔽コイルの場合は、夫々の1次コイルよりも、1つのターン又はループに対してより少ない電流を用いることによって補助遮蔽コイルを不連続とすることが望ましいことがありうる。これは、遮蔽コイルを不連続とすることを可能とし、これは夫々の連続的な電流の分布を近似し、良い遮蔽特徴を得る。このアプローチでは、補助遮蔽コイルに対して別々に供給するための更なる電源を用いるか、直列接続の場合のように減結合された1次ターンを通って流れる電流の全てが補助遮蔽コイルを通って流れるようにされず、むしろこの電流の一部のみが流れるようにされる(電流のバランスは適切な回路配置を用いることによって逸らされる)電流分割スキームを使用しうる。
図5は、本発明によるz傾斜1次コイル(DSV1=50cm)と、ターンが除外されたz傾斜1次コイル(DSV2=40cm)によって生成されるBz磁場の変化を示す。図示の例では、全てのターンを有する1次コイルは、347.4Aの電流で駆動されたときは約25.4mT/mの傾斜磁場強度を有する。除外されたターンを有する1次コイルは、500,0Aの電流で駆動されたときは約44mT/mの傾斜磁場強度を有する。後者の場合、全てのターンが使用された1次コイルは、約36.6mT/mの傾斜磁場強度を有する。図6中、ρ=0.0において磁場のBz成分の線形性の変化をzの関数として示す。図7は、z=0.001において磁場のBz成分の均一性の変化をρの関数として示す図である。以下の表1は、図5乃至図7の概要を与える。
Figure 0003902591
x傾斜コイルのためのループのZ位置を、表2に示す。全ての1次コイル電流は正となり、全ての遮蔽コイル電流は負となる。コイルのうちの+zとなる半分のみが示され、□zの半分を定義するために奇数対称性動作が使用される。50cmのDSV傾斜コイル形態は、遮蔽コイル#1と組み合わされる1次コイルによって定義される。40cmのDSV傾斜コイル形態は1次コイルによって定義され、アスタリスクと共に示されるループは電気的に減結合され、遮蔽コイル#2と組み合わされる。1次コイル及び各遮蔽コイルは、直列に駆動される。
Figure 0003902591
典型的な電流ループ形態を、図8乃至図11に、横(x傾斜)コイルを例として用いて説明する。y傾斜コイル組立体は、x傾斜コイル組立体と同じ処理を受け、単に中心軸の回りに90°回転されただけであることが認識されよう。図8は、大きいDSV(DSV1=50cm)形態(全てのコイルが使用される)におけるx傾斜1次コイルの典型的な不連続化のための不連続なコイル重心パターンを示し、図9は、図8に示す大きいDSVのコイル形態と相補的な第1のx傾斜遮蔽のための不連続のコイル重心パターンを示す図である。大きいDSV遮蔽形態は、上述の第1の実施例では主遮蔽コイルのみであり、上述の第2の実施例では主遮蔽コイルと補助遮蔽コイルの両方を含む。尚、上述のように、実際上、遮蔽は様々な半径にある。図8及び図9中、376Aのときに約25mT/mを与える不連続化が用いられる。コイルは、50cmのDSVを与える。
図10は、x傾斜1次コイル(目の近くのターンが除外されている)の小さいDSV(DSV2=40cm)の例としての不連続化のための不連続なコイル重心パターンを示し、図11は、図10に示す小さいDSV形態の1次コイルと相補的な第2のx傾斜遮蔽の不連続化を示す図である。図10及び図11では、500Aのときに約42mT/mの傾斜強度を与える不連続化が用いられる。この電流では、主磁場コイルは、約36mT/mの傾斜強度を有することとなる。
図12は、z=0において磁場のBz成分をxの関数として示すグラフである。図13は、0において磁場のBz成分の線形性をxの関数として示すグラフである。図14は、z=0において磁場のBz成分の均一性をxの関数として示すグラフである。図8乃至図14の概要を以下の表3に示す。
Figure 0003902591
本発明の連続的に可変の実施例では、1次コイル上の除外されたターンは、減少された体積(例えばDSV2=40cm)の1次コイルと大きい体積の(例えばDSV1=50cm)の遮蔽コイルとともに、減少された体積の中で渦電流効果が最小化されるよう、補助遮蔽コイル上の連続的な電流分布を見つけるために使用される。この連続的な電流分布は、IS2と示される一定量の電流で不連続化される。1次コイル上の除外されたターン上の電流、従って電流IS2の変化は、大きいDSVの傾斜コイル組と共に、傾斜磁場強度と有用な撮像体積の連続的な変化を可能とする。図15は、本発明の典型的な実施例による横補助遮蔽コイルについての不連続な電流パターンを示す図である。
再び図1を参照するに、操作者がFoVを選択することを可能とするようDSV選択手段42が設けられる。これは、例えば、所定の走査実験に先行する「パイロット(試験)」又は「調整」手順中に実行される。DSV選択は、例えばコントラスト、解像度等に影響を与える他の走査パラメータを入力するためにも使用されうる種類のユーザインタフェースを用いて操作者によって行われる。このようにして、傾斜コイルのDSV特性は、撮像される解剖学的構造又は領域に対して調整される。望ましくは、視野もまた走査中に調整可能である。また、データは、2つ又はそれ以上の視野、例えば広域FoV及びズームFoVに対して交互に捕捉されうる。
MR撮像油とにおいて画質を向上させる1つの方法は、例えば結果として得られる画像に対してソフトウエア中で行われる傾斜磁場の非線形性について補償する歪み補正を用いることによるものである。歪み補正は、傾斜コイル特性に依存する。しかしながら、本発明による不連続に又は連続的に可変のFoV傾斜コイルでは、かかる傾斜コイル特性は選択されるFoVに従って変化する傾向がある。従って、望ましい実施例では、可変電子画像歪み補正アルゴリズムが使用される。傾斜コイル特性による画像歪みを示すために、球面関数、テイラー展開級数等が用いられる。補正のための係数又はモデルは、夫々の遮蔽コイルを伴う1次コイルの大きい体積の形態及び小さい体積の形態の測定された又は計算された特性に基づく。連続的に可変の実施例では、補正係数は、小さい体積のサブセット及び切り換えられたコイルのサブセットのうちのどれだけが使用されたかに依存して変化し、これは使用されるFoV又は撮像DSVに依存し、これはまた特定の撮像手順又は解剖学的構造に依存する。従って、選択されるDSVの関数として変化する傾斜歪み特徴について補正するために、任意の可変又は適応的な歪み補正プロセッサ46が有利に設けられる。
撮像体積の不連続な又は連続的な範囲に亘る傾斜磁場の非線形性及び/又は非均一性は、予め測定又は計算される。得られるデータは、再構成された画像データの補正のために使用される。例えば、選択可能なDSV範囲に亘る歪み補正係数/モデルは、使用されるコイル巻線、並びに、小さい体積のサブセットを構成するターンの中及び切換可能/可変のコイルターンの中の電流の量に従って計算され、予めプログラムされるルックアップテーブル中に後の使用のために格納される。歪み補正は、また、補正されるべき画像データが収集された後にオン・ザ・フライで計算されうる。
画質を改善させる他の方法は、渦電流補正を与えることである。一般的には遷移傾斜磁場技術が使用されるため、傾斜コイルと、例えば撮像装置の導電性の構造といった近傍の導電性の材料との間に磁気結合が生成される。このような磁気結合は、渦電流によって誘導される残留磁場を生じさせ、これは傾斜磁場を低下させる。一般的には、増幅された電流パルスが渦電流効果と共に所望の出力磁場を生成するよう電流パルスを予め歪ませるために強調前フィルタが使用される。渦電流効果は、一般的には撮像DSV内の空間的な位置と共に変化し、例えば脳全体に亘る最適な渦電流補正は、一般的には肩における最適な渦電流補正とは異なる。従って、DSV内のどこに解剖学的構造が位置するかに基づいて異なる渦電流補正を用いることが可能である。しかしながら、本発明の可変FoV傾斜コイルの場合、選択されたDSVの渦電流構成に基づいて同じ解剖学的構造又は空間的な位置に亘って異なる渦電流補正を可能とすることが有利である。従って、望ましい実施例では、傾斜磁場の前補償が1次コイルの小さい体積のサブセットのターン及び切換可能/可変のコイル巻線の中の電流の量に基づいて選択される任意の強調前補正回路44が設けられる。前補償は、不連続又は連続的なDSV範囲に亘る渦電流特性の先験的な知識に基づくものであり、選択されたDSVや例えばFoVのずれといった他の因子に基づいて変更される。遮蔽することにより、遷移電流と渦電流が誘導される構造との間の結合を減少させることにより渦電流効果を減少させるが、渦電流補正は、特に、例えば脂肪飽和、ファスト・スピン・エコー、エコー・プレーナ撮像等の非常に敏感な撮像のために、非常に良く遮蔽された設計であっても有利に使用される。
望ましい実施例を参照して調整可能なコイルシステムについて説明したが、種々の他のオプション及び形態も又考えられることが認められるべきである。例えば、本発明について、主に、選択されたDSVに従って遮蔽が提要される良く遮蔽された場合を参照して説明した。しかしながら、一方又は両方の1次コイル形態が遮蔽されていない場合もありうる。また、多くの用途の制約条件を満たすために、様々な寸法、長さ、及び、幾何学的形状の傾斜コイル組立体が設計されうる。1次コイル、主遮蔽コイル、又は補助遮蔽コイルは、等しい長さであっても、異なる長さであってもよい。
本願に記載した各実施例は、切換可能なターンが除外された1次コイルが、より大きい有用な撮像体積DSV1を与えるよう設計されるよう変更されうる。不連続に可変の場合は、切り換えられたターンの極性は、切換可能なターンを含む全ての1次コイルに電流が与えられるときは、1次コイルはより小さい有用な撮像体積DSV2を与えるようにされる。切換可能なターンと補助遮蔽コイル中の電流を、例えば補助電源を用いることにより、変化させることにより、連続的に可変の視野が与えられる。
2つよりも多くの不連続の選択可能なDSVを用いるシステムもまた考えられる。超高傾斜磁場強度の場合、1次コイル上のコイル巻線は、更に大きい切換速度を与えるために、DSV3と示される第3の有用なDSV、但しDVS3<DVS2、を与えるため、第3の(又は更なる)1次コイルターンの群又はサブセットを与えるよう選択可能に切換可能である。対応する3つの(又はそれ以上の)遮蔽コイルは、コイル巻線の各選択可能なサブセットに対する遮蔽を与えるよう設けられ得る。例えば、1次コイルの第3のコイルターンサブセットに対して相補的な第3の遮蔽コイルが設けられ、DSV3が選択されるときに動作される。或いは、第3の遮蔽コイルは、他の遮蔽コイルの一方又は両方に対する補正を与えうる。制限的でない例として、DSV3の望ましい値は約30cmである。
本発明による可変FoV傾斜コイル組立体を含む磁気共鳴撮像装置を示す図である。 本発明の連続的に可変のFoVの実施のための典型的な電源形態を示す図である。 本発明の連続的に可変のFoVの実施のための典型的な電源形態を示す図である。 本発明の連続的に可変のFoVの実施のための典型的な電源形態を示す図である。 50cmのDSVを与えるために全てのコイルが存在し、40cmのDSVを与えるためにコイルターンのサブセットが除外され、即ち電気的に減結合されたときの、z傾斜磁場1次コイルについてρ=0において磁界のBz成分をzの関数として示す図である。 50cmのDSVを与えるために全てのコイルが存在し、40cmのDSVを与えるためにコイルのターンのサブセットが電気的に減結合されたときの、z傾斜磁場1次コイルについてρ=0において磁界の成分Bzの線形性をzの関数として示し、zの関数としての線形性をパーセントで示すと、 100[Bz(r=0,z)−idealBz(r=0,z)]/idealBz(r=0,z)と表せる、図である。 50cmのDSVを与えるために全てのコイルが存在し、40cmのDSVを与えるためにコイルのターンのサブセットが電気的に減結合されたときの、z傾斜磁場1次コイルについてz=0.001mにおいて磁界の成分Bzの線形性をρの関数として示し、均一性をパーセントで示すと、 100[Bz(r=0,z)−idealBz(r=0,z)]/idealBz(r=0,z)と表せる、図である。 50cmのDSVを与えるために全てのコイルが存在するときの、x傾斜磁場1次コイル上の電流路を示すグラフである。 図8に定義される1次コイルに対する遮蔽を与える、x傾斜磁場主遮蔽コイル上の電流路を示すグラフである。 40cmのDSVを与えるためにコイルターンのサブセットが除外(電気的に減結合)されたときの、x傾斜磁場1次コイル上の電流路を示すグラフである。 図10に定義される1次コイルに対する遮蔽を与える、x傾斜磁場相補遮蔽コイル(40cmDSV)上の電流路を示すグラフである。 50cmのDSVを与えるために全てのコイルが存在し、40cmのDSVを与えるためにコイルターンのサブセットが電気的に減結合されたときの、x傾斜磁場1次コイルについてz=0において磁界のBz成分をxの関数として示す図である。 50cmのDSVを与えるために全てのコイルが存在し、40cmのDSVを与えるためにコイルのターンのサブセットが電気的に減結合されたときの、x傾斜磁場1次コイルについてz=0において磁界の成分Bzの線形性をxの関数として示し、線形性をパーセントで示すと、 100[Bz(x,z=0)−idealBz(x,z=0)]/idealBz(x,z=0)と表せる、図である。 50cmのDSVを与えるために全てのコイルが存在し、40cmのDSVを与えるためにコイルのターンのサブセットが電気的に減結合されたときの、x傾斜磁場1次コイルについてx=0.001mにおいて磁界の成分Bzの均一性をzの関数として示し、均一性をパーセントで示すと、 100[Bz(x=0.001,z)−Bz(x=0.001,z=0)]/Bz(x=0.001,z0)と表せる、図である。 除外された(電気的に減結合された)ターンの1次コイルからの遮蔽を与える、DSVの連続的な変化を与えるために環境中で使用されうるx傾斜磁場補助遮蔽コイルに対する不連続の電流パターンを示すグラフである。

Claims (7)

  1. 検査領域を通り時間的に一定な磁場を発生する磁石を含む種類の磁気共鳴撮像装置中の検査領域を横切る傾斜磁場を生じさせる傾斜コイル組立体であって、
    中に流れる電流が第1の有用な撮像体積に亘って略線形の傾斜磁場を発生させる第1の形態と中に流れる電流が前記第1の有用な撮像体積よりも小さい第2の有用な撮像体積に亘って略線形の傾斜磁場を発生させる第2の形態との間で切り換え可能である導体コイルループのアレイを含む検査領域の回りに配置される1次傾斜コイル組と、
    前記1次コイル組が前記第1の形態で動作しているとき、中に流れる電流が前記1次コイル組からのフリンジ磁場を略遮蔽するよう配置される導体コイルループのアレイを含む前記1次コイル組の回りに配置される第1の遮蔽コイル組と、
    前記1次コイル組が前記第2の形態で動作しているとき、中に流れる電流が前記1次コイル組からのフリンジ磁場を略遮蔽するよう配置される導体コイルループのアレイを含む前記1次コイル組の回りに配置される第2の遮蔽コイル組と、
    (i)前記1次コイル組及び前記第1の遮蔽コイル組の第1のコイルターン群へ電流を供給し、(ii)前記1次コイル組及び前記第2の遮蔽コイル組の第2のコイルターン群へ電流を供給する電源手段とを含み、
    前記第2の有用な撮像体積は、前記第2のコイルターン群と前記第2の遮蔽コイル組へ供給される電流の量を変化させるのに応じて連続的に可変である傾斜コイル組立体。
  2. 前記第2の遮蔽コイル組は、前記第1の遮蔽コイル組の回りに配置される、請求項1記載の傾斜コイル組立体。
  3. (i)前記第1の遮蔽コイル組と、(ii)前記第2の遮蔽コイル組又は前記第1及び第2の遮蔽コイル組の組合せのうちのいずれかと、電気的に直列な前記1次コイル組を選択的に切り換える手段を更に含む、請求項1又は2記載の傾斜コイル組立体。
  4. 撮像視野を選択するユーザインタフェース手段と、
    前記選択された視野に略一致する空間的な広がりに亘って略線形である傾斜磁場を生成するよう前記選択された視野に応じて前記電源手段によって供給される電流の量を自動的に変化させるシーケンス制御手段とを更に含む、請求項1記載の傾斜コイル組立体。
  5. 前記傾斜磁場中の選択される撮像体積に従って変化する識別された空間的な非均一性に従って再構成される画像表現を補正する画像歪み補正手段と、
    前記傾斜付勢プロファイルによって生ずる渦電流に帰因しうる傾斜付勢プロファイルの時間的な歪みを補償する、選択される撮像体積に適応する、強調前補正手段とのうちの、いずれか又は両方を含む、請求項1乃至4のうちいずれか一項記載の傾斜コイル組立体。
  6. 検査領域を通じて主磁場を発生する主磁石手段と、
    前記検査領域へ無線周波数信号を送信し、前記検査領域内に配置される双極子を選択的に励起するよう前記検査領域に隣り合って配置される無線周波数コイルと、
    前記無線周波数コイルを駆動する無線周波数送信器と、
    前記検査領域中の共鳴する双極子からの磁気共鳴信号を受信する受信器と、
    人間が読み取り可能なディスプレイ上での表示のために前記受信される磁気共鳴信号から画像表現を再構成する画像プロセッサと、
    請求項1乃至5のうちいずれか一項記載の傾斜コイル組立体とを含む、
    磁気共鳴撮像装置。
  7. 可変の有用な撮像体積を有する磁気共鳴撮像システムのための傾斜コイルシステムを製造する方法であって、
    第1の撮像体積に亘って略線形の第1の傾斜磁場を生成する第1の形態を有する1次傾斜コイルを設計する段階と、
    前記1次傾斜コイルから電気的に減結合されたときに、前記1次傾斜コイルを第2の撮像体積に亘って略線形の第2の傾斜磁場を生成する第2の形態へ変更する前記1次傾斜コイルの1つ又はそれ以上のターンを識別する段階と、
    前記遮蔽コイルによって画成される領域の外側の領域において、前記第1の形態又は前記第2の形態のいずれかにある前記1次傾斜コイルによって発生される第1のフリンジ磁場を略打ち消す磁場を生成する第1の遮蔽コイルを設計する段階と、
    前記遮蔽コイルによって画成される領域の外側の領域において、前記第1の形態又は前記第2の形態のいずれかにある前記1次傾斜コイルによって発生される第2のフリンジ磁場を略打ち消す磁場を、単独で又は前記第1の遮蔽コイルと共に生成する第2の遮蔽コイルを設計する段階とを含み、
    前記第2の有用な撮像体積は、前記第2のコイルターン群と前記第2の遮蔽コイル組へ供給される電流の量を変化させるのに応じて連続的に可変である方法。
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Families Citing this family (35)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
DE10109543B4 (de) * 2001-02-28 2006-03-30 Siemens Ag Verfahren zum Betrieb eines Gradientenspulensystems eines Magnetresonanzgeräts
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
US20040075434A1 (en) * 2002-10-16 2004-04-22 Vavrek Robert Michael Gradient coil apparatus for magnetic resonance imaging
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
JP4118722B2 (ja) * 2003-03-24 2008-07-16 ジーイー・メディカル・システムズ・グローバル・テクノロジー・カンパニー・エルエルシー Rfコイル装置および磁気共鳴撮影装置
US6850066B2 (en) 2003-05-15 2005-02-01 Ge Medical Systems Global Technology Company Llc Systems and methods for gradient compensation in magnetic resonance imaging
DE10324477A1 (de) * 2003-05-30 2004-12-30 Carl Zeiss Smt Ag Mikrolithographische Projektionsbelichtungsanlage
WO2005043185A1 (en) * 2003-10-29 2005-05-12 Koninklijke Philips Electronics N.V. Variable field-of-view gradient coil system for magnetic resonance imaging
CN1875287A (zh) * 2003-10-30 2006-12-06 皇家飞利浦电子股份有限公司 具有可变视场磁体的mri系统
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
US7460206B2 (en) * 2003-12-19 2008-12-02 Carl Zeiss Smt Ag Projection objective for immersion lithography
US7289757B2 (en) * 2004-03-26 2007-10-30 Lexmark International, Inc. Shared high voltage power supply for image transfer in an image forming device
US7224167B2 (en) * 2004-11-30 2007-05-29 General Electric Company Magnetic field generating apparatus and method for magnetic resonance imaging
DE602006015467D1 (de) * 2005-06-16 2010-08-26 Koninkl Philips Electronics Nv Hf-volumenspule mit wählbarem sichtfeld
EP1924867A2 (en) * 2005-06-30 2008-05-28 Koninklijke Philips Electronics N.V. Asymmetric gradient coil for mri
US7782057B2 (en) * 2006-06-07 2010-08-24 Kabushiki Kaisha Toshiba Array coil and magnetic resonance imaging apparatus
CN101606208B (zh) * 2006-10-27 2012-05-09 Nmr控股2号有限公司 用于磁共振成像的磁体
US7414401B1 (en) * 2007-03-26 2008-08-19 General Electric Company System and method for shielded dynamic shimming in an MRI scanner
WO2009072619A1 (ja) * 2007-12-06 2009-06-11 Kabushiki Kaisha Toshiba 磁気共鳴イメージング装置および磁気共鳴イメージング方法
US7622927B2 (en) * 2008-04-11 2009-11-24 Siemens Aktiengesellschaft Magnetic resonance apparatus with RF amplifier(s) disposed within the spaced distance between the primary and secondary gradient coil windings
EP2644227B1 (en) 2008-07-30 2016-12-28 Ecole Polytechnique Fédérale de Lausanne Apparatus for optimized stimulation of a neurological target
WO2010055421A1 (en) 2008-11-12 2010-05-20 Aleva Neurotherapeutics, S.A. Microfabricated neurostimulation device
WO2011067297A1 (en) 2009-12-01 2011-06-09 ECOLE POLYTECHNIQUE FéDéRALE DE LAUSANNE Microfabricated neurostimulation device and methods of making and using the same
JP2013517829A (ja) * 2010-01-22 2013-05-20 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 磁化率勾配マッピング
SG184395A1 (en) 2010-04-01 2012-11-29 Ecole Polytech Device for interacting with neurological tissue and methods of making and using the same
US9897678B2 (en) 2013-04-19 2018-02-20 General Electric Company Magnetic resonance imaging data correction methods and systems
EP3476430B1 (en) 2014-05-16 2020-07-01 Aleva Neurotherapeutics SA Device for interacting with neurological tissue
US11311718B2 (en) 2014-05-16 2022-04-26 Aleva Neurotherapeutics Sa Device for interacting with neurological tissue and methods of making and using the same
US9474894B2 (en) 2014-08-27 2016-10-25 Aleva Neurotherapeutics Deep brain stimulation lead
US9403011B2 (en) 2014-08-27 2016-08-02 Aleva Neurotherapeutics Leadless neurostimulator
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
CN109069824B (zh) 2016-02-02 2022-09-16 阿莱瓦神经治疗股份有限公司 使用深部脑刺激治疗自身免疫疾病
JP6817775B2 (ja) * 2016-10-11 2021-01-20 株式会社東芝 補正装置、補正方法及び磁気共鳴画像装置
US10888225B2 (en) * 2017-11-10 2021-01-12 Weinberg Medical Physics Inc Red blood cells as voltage-sensitive contrast agents
US10702692B2 (en) 2018-03-02 2020-07-07 Aleva Neurotherapeutics Neurostimulation device

Family Cites Families (9)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
DE3650778T2 (de) 1985-09-20 2004-02-05 Btg International Ltd. Magnetfeldschirme
US5349297A (en) 1992-03-27 1994-09-20 Picker International Inc. Combined self shielded gradient coil and shimset
US5311135A (en) 1992-12-11 1994-05-10 General Electric Company Multiple tap gradient field coil for magnetic resonance imaging
GB2295020B (en) * 1994-11-03 1999-05-19 Elscint Ltd Modular whole - body gradient coil
US6025715A (en) * 1997-12-15 2000-02-15 King; Kevin F. Method for compensating an MRI system for time dependent gradient field distortion
WO2000023812A1 (en) * 1998-10-20 2000-04-27 Koninklijke Philips Electronics N.V. Magnetic resonance imaging apparatus including a gradient coil system with a correction coil
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
DE19955117C2 (de) * 1999-11-16 2001-09-27 Siemens Ag Verfahren zum Betrieb eines Magnetresonanztomographiegeräts

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