JPH07114765B2 - 直線勾配磁界を発生する方法及び装置 - Google Patents

直線勾配磁界を発生する方法及び装置

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JPH07114765B2
JPH07114765B2 JP62017459A JP1745987A JPH07114765B2 JP H07114765 B2 JPH07114765 B2 JP H07114765B2 JP 62017459 A JP62017459 A JP 62017459A JP 1745987 A JP1745987 A JP 1745987A JP H07114765 B2 JPH07114765 B2 JP H07114765B2
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gradient magnetic
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Description

【発明の詳細な説明】 発明の背景 この発明は全般的に磁気共鳴作像及び分光法に使われる
勾配磁界を発生するコイル装置、更に特定して云えば、
コイル装置の内部に直線勾配を持つと共にコイル装置の
外部に略ゼロの値を持つ磁界を発生するコイル装置に関
する。
磁気共鳴（MR）作像装置は、人間の内部の解剖学的な部
分の断層写真像を形成する為に現在用いられている。こ
ういう装置では、患者を静磁界の中に配置し、無線周波
電磁パルスをかける。患者の原子核の磁気共鳴をアンテ
ナを用いて検出し、その情報から、患者の内、こういう
原子核を含む部分の像を形成することが出来る。共鳴を
生じた原子核の位置を決定することが出来る様に、磁界
は、３つの空間的な次元の各々に直線勾配を持ってい
る。同じ現象は、原子核の性質を解析する為に磁気共鳴
分光法にも用いることが出来る。
典型的には、主磁石が強さが強い一様な磁界を設定し、
主磁石の内部に配置した勾配コイルにより、この磁界に
直線勾配を重畳する。主磁石は超導電コイル、抵抗性コ
イル又は一組の永久磁石で構成することが出来る。勾配
コイルは、円筒を形成する様に弯曲させた可撓性印刷配
線板にエッチングによって作った巻線で構成してもよい
し、或いは正しい位置に枠によって保持された導体で構
成してもよい。
主磁石の中孔を作像容積に、従って勾配コイルに接近さ
せると、材料の量、コスト並びに永久磁石の場合を除い
て、消費電力の点で、磁石の効率が高くなる。然し、磁
石を勾配コイルにごく接近させることは、その間の望ま
しくない相互作用を招く。
例えば、主磁石が導電材料（例えば、ネオジミウムの永
久磁石か、又は超導電磁石の極低温槽）を持つ場合、勾
配コイルの変化する磁界が導電材料に電流を誘起する。
こういう電流が、時間的にも空間的にも、作像容積内の
磁界を歪める。更に、永久磁石を使う時、渦電流が散逸
する電力が熱となって現われ、磁界の歪みが更に強くな
る。勾配コイルと磁石の間に導電遮蔽体を配置とすると
いう解決策は、単に渦電流を遮蔽体に移すだけで、勾配
磁界の歪みは合変らずである。
主磁石と勾配コイルの間の磁気的な相互作用により、引
力及び反撥力を生じ、それが気になる可聴音を生ずる。
強度並びに堅牢性のよい構造的な支持体を用いて、勾配
コイルからの可聴音を少なくする試みがあったが、それ
がうまく行く程度も限られていた。
従って、この発明の主な目的は、MR作像装置の主磁石と
勾配コイルの間の相互作用を少なくすることである。
この発明の別の目的は、こういう装置の内部に略直線的
な勾配を持つと共に、コイル装置の外部で略ゼロの値を
持つ磁界を発生するコイル装置を提供することである。
この発明の別の目的は、勾配コイルの磁界によって主磁
石に誘起される電流を実際的に除くことである。
この発明の別の目的は、核磁気共鳴作像装置の勾配コイ
ルからの可聴音を少なくすることである。
発明の要約 上記並びにその他の目的が、第１及び第２のコイルで構
成されていて磁界を発生するコイル装置によって達成さ
れる。第１のコイルは電流源に結合される様になってい
て、半径ri及び軸長ziを持つ第１の円筒の表面に第１の
表面電流を生ずる。第２のコイルは電流源に結合される
様になっていて、riより大きい半径ro及び軸長zoを持
つ、前記第１の円筒と略同軸の第２の円筒の表面に第２
の表面電流を生ずる。第１及び第２の表面電流は、第１
のコイルによって囲まれた容積内では、予定の次元に沿
って予定の勾配を持つと共に他の２つの次元にわたって
略一定の値を持つと共に、第２のコイルの外側の容積で
は略ゼロの値を持つ磁界を発生する様になっている。
この発明の新規と考えられる特徴は特許請求の範囲に具
体的記載してあるが、この発明自体の構成、作用及びそ
の他の目的並びに利点は、以下図面について説明する所
から更によく理解されよう。
発明の詳しい説明 次に図面について説明する。第1A図は長さＬ及び中心軸
線Ａを持つ円筒形勾配コイル10を示しており、その内部
に勾配磁界を発生する。３つの空間的な次元x,y,zが原
点０から伸び、ｚ座標は軸線Ａと平行である。ｘ座標が
水平に伸び、ｙ座標が垂直に伸びる。更に円柱座標r,θ
及びｚも示されているが、これはx,y,zによって次の様
に定義することが出来る。
ｚ＝ｚ ｒ＝（x2＋y2）1/2 θ＝arctan（y/x） 座標系が円筒形コイル10の内部並びに外部の点を定め
る。
コイル10の巻線は、第1B図に示す様に可撓性印刷配線板
11の上に形成することが出来る。巻線12a乃至12d（これ
は指紋とも呼ぶ）を配線板11にエッチングして作るが、
その形は、配線板11を円筒に丸めて巻線12a乃至12dに電
流を印加した時、所望の勾配磁界が発生される様にす
る。第1B図に示す巻線パターン（即ち、表面電流）は、
1983年11月２日に出願された係属中の米国特許出願通し
番号第548,174号に記載されている勾配コイルのもので
ある。可撓性配線板のエッチングは、1985年11月４日に
出願された係属中の米国特許出願通し番号第795,024号
に記載されている。
円筒形コイル10の横断面図が第2A図に示されている。こ
の場合、表面電流が半径riを持つ円筒に制限されてい
る。領域Ｉに於けるコイル10の内部の所望の磁界勾配の
仕様により、コイル10の所要の表面電流分布と領域IIに
於けるコイル10の外側のゼロでない磁界が一意的に決定
される。この為、領域IIにある任意の構造（例えば主磁
石）は、コイル10の時間的に変化する磁界の作用を受
け、こうして渦電流を誘起し、それが領域Ｉの勾配を歪
める。
この発明のコイル装置の断面図が第2B図に示されてい
る。半径riを持つ第１のコイル20が半径roを持つ第２の
コイル30と同軸である。コイル20,30を直列に接続し
て、１個の電源によって各々のコイルに同じ電流を供給
し得ることが好ましい。第１の表面電流１がコイル20
に流れ、第２の表面電流２がコイル30に流れる。この
場合、領域Ｉの所望の磁界勾配を特定しても、２つの電
流分布は一意的に決まらない。領域IIIの何処ででも磁
界がゼロになるという別の条件を加えることが出来る。
この場合、一方の表面電流とコイルの半径を固定する
と、他方の表面電流が決まる。次に、領域Ｉに所望の勾
配を生じ、領域IIIにゼロの磁界を生ずる様な１対の円
筒形表面電流をみつける方法の例を説明する。然し、当
業者であれば、円筒以外の面を用いてもよいこと、並び
に和の磁界がコイル装置の内部で所望の勾配を持ち、そ
の外側で略ゼロの値を持つ限り、２つより多くのコイル
を用いてもよいことが理解されよう。
勾配コイルの表面電流を記述する普通の方法は、流れ関
数によるものである。流れ関数Ｓは、流れのことごとく
の領域に源又はシンク（即ち、流れがそこで発生したり
そこで消滅する点）がない様な流れを記述する。定数Ｓ
の線が流れ（例えば、表面電流の流れ）と平行であ
る。表面電流（z,θ）は流れ関数Ｓ（z,θ）の導関数
及び及び 単位ベクトルと次の様な関係を持つ。
（z,θ）＝−（∂S/∂ｚ） ＋（1/r）（∂s/∂θ） 流れ関数によって出来る流線（即ち定数Ｓの線）は一連
の同心閉曲線であり、それが表面電流の理想化した表
示である。実際の表面電流は、Ｓの予定の階段形の寸法
だけ隔たる多数の流線をグラフに描き、各々の閉曲線を
或る点で切り、各々の曲線を隣りの曲線と結合して渦巻
形巻線パターンを形成することによって導き出される。
切る点が略同一直線上にあって、渦巻形巻線パターンの
一番内側の部分に結合する為にコイルの外側から持込む
導線を、流線を切る影響を実質的に相殺する様な平行配
置にすることが出来る様にするのが好ましい。
第３図はｘ方向又はｙ方向の勾配を発生する為に商業的
なNMR装置で現在使われている勾配コイル巻線パターン
と同様な巻線パターンである。このグラフは指紋に対応
しており、勾配コイルでは４回繰返される。勾配コイル
が長さＬ及び半径riを持っている。各々の指紋が電流Ｉ
を通し、Ｎターンを持ち、ｚ方向にL/2の長さを持ち、
θ方向にπラジアンの高さを持っている。
第３図の巻線パターンを用いたコイルを第2B図の内側コ
イル20として使うことが出来る。その場合、内側及び外
側コイルの磁界の和が、領域Ｉでは略直線的な勾配磁界
になり、領域IIIでは略ゼロの値になる様な、外側コイ
ルに対する巻線パターンを決定することが出来る。
所望の巻線パターンをみつける最初の工程は、内側コイ
ルの予め限定された表面電流を流れ関数で書くことであ
る。第３図の例では、流れ関数S1は次の通りである。
内側コイルの流れ関数S1をフーリエ分解すると 内側及び外側コイルによって発生された磁界を解析する
と、領域IIIで磁界がゼロになる様に選ばれた、外側コ
イルの流れ関数S2に対する次の式が得られる。
こゝでI1は第１種の変形ベッセル関数であり、“′”は
引数全体に対する導関数である。流れ関数S2が無限の長
さのパターンを定めるが、内側コイルの長さより大きな
ｚの値に於ける電流の重要性が、ｚの増加と共に急速に
低下する。有限の長さのコイルを求める為に考えられる
１つの方法は、このパターンを単に打切ることである。
打切りの影響を部分的に補償する別の方法は、外側コイ
ルに対して法線方向の磁界をコイルの長さにわたって強
制的にゼロにすることである。コイルの長さが長くなる
につれて、この条件により、S2に近づく巻線パターンが
得られる。然し、任意の所定の有限の長さのコイルに対
し、この条件により、S2の打切りよりも遮蔽特性がよい
コイルが得られる。
外側コイルに対して法線方向の磁界をコイルの長さにわ
たって強制的にゼロにするという条件によって修正した
関数S2に対応する巻線パターンが第４図に示されてい
る。外側コイルの半径roと内側コイルの半径riの比は約
1.3である。
この発明の別の１面では、内側及び外側コイルの巻線パ
ターンは、表面電流を記述する他の流れ関数を選択する
ことによって、平行して設計することが出来る。ｘ勾配
はｙ勾配の内側コイルに対する１例としての流れ関数S1
は こゝで係数Anは最適化パラメータであり、ziはコイルの
長さの半分である。同様に、外側コイルの流れ関数S2は
次の通りである。
こゝでBmは最適化係数であり、zoは外側コイルの打切っ
た長さの半分である。更に一般的な形のこういう流れ関
数を用いて、所望の磁界を発生する表面電流を記述する
流れ関数の係数をみつけることが出来る。
原点近くの作像容積内の勾配磁界の表示として、空間の
一連の点を選ぶ。内側コイルの初期の長さ２・zi及びそ
れに対する初期の一組の係数を選択した後、各々の係数
に対し、作像容積内の各点の磁界を計算する。その後、
所望の勾配と計算された勾配の間の差の自乗の和を最小
にすると共に、コイル装置の外側の磁界が実質的にゼロ
になる遮蔽効果が得られる様に、係数を修正する。内側
コイルの長さを増減すると共に、含める係数の数を少な
くしたり多くすることにより、直線性、電流密度、所要
電力及び全長の妥当な組合せが得られるまで、繰返しを
行なう。
一般的に、出来るだけ小さな一組の係数並びに出来るだ
け短い長さを使うことが望ましい。長さが短くなると、
直線性が狂うが、磁界の貯蔵エネルギが低下する。一層
大きな一組の係数を使うと、直線性は改善されるが、貯
蔵エネルギも増加し、電流密度に大きな変動を生ずる。
第５図及び第６図は、この別の方法によって得られた巻
線パターンを示しており、これはｘ勾配又はｙ勾配のコ
イル装置に対する内側及び外側コイルの巻線を夫々エッ
チングする為に使われた。ｚ勾配に対するコイルも同様
に用いることが出来、その形は、解に使われるベッセル
関数の次数を０次に変えることにより、上に述べた方法
に従って導き出すことが出来る。この様なｚ勾配コイル
装置の内側及び外側コイルに対する流線のグラフの例が
夫々第８図及び第９図に示されている。流線を結合し
て、前に述べた例に示す様な連続的な通路を形成し、所
望の巻線パターンを形成する。
第10図乃至第13図は、これまで説明した種々の勾配コイ
ルに電流を供給した時に発生される磁界の一定の大きさ
の線のグラフである。これらのグラフは、磁気遮蔽を行
なう上でこの発明のコイル装置の有効性を示している。
第10図は第３図の巻線パターンを持つ１個のｘ勾配又は
ｙ勾配コイルの磁界のグラフである。0.33mのコイル半
径の２倍にわたって、かなりの磁界が拡がっていること
は明らかである。0.44mの半径の所に、第４図の巻線パ
ターンを持つ第２のコイルを追加すると、第11図の磁界
の様になる。比較の為、内側及び外側コイルの電流は、
原点の近くで第10図に示す場合と同じ勾配磁界になる様
に調節してある。内側コイルの内部の磁界は同様である
が、外側コイルの外側の磁界は、コイル装置から半径方
向に遠ざかる時に、急速にゼロに減少する。
第12図及び第13図はｚ勾配コイル装置に対する同様な結
果を示す。従来の巻線パターンを持ち、0.33mの半径を
持つ１個のｚ勾配コイルが発生する磁界が第12図のグラ
フに示されている。第13図は、第８図及び第９図の流線
のグラフから導き出した巻線パターンを持ち、夫々0.33
m及び0.44mの半径を持つ内側及び外側のｚ勾配コイルを
用いた時の磁界のグラフである。
第７図は主磁石40を持つ磁気共鳴装置の断面図である。
この発明の勾配コイル装置41が主磁石40の中に配置され
る。RFコイル42が作像容積45内に配置された被検体44の
共鳴を刺激する電磁パルスを発生する。被検体44の磁気
共鳴をアンテナ43によって検出する。アンテナ43からの
信号を使って、被検体の像を構成する。
以上、主磁石との相互作用を減少した勾配コイル装置を
説明した。コイル装置が発生する磁界は、コイル装置の
内部で直線的な勾配を持つと共に、コイル装置の外側で
略ゼロの値を持っている。誘起される渦電流を除いたこ
とにより、勾配磁界の安定性が改善される。勾配コイル
装置の内側及び外側コイルをしっかりと結合すると、勾
配コイル装置と主磁石の間の力が実質的に相殺されて、
可聴音が減少する。
この発明の好ましい実施例を図面に示して説明したが、
この実施例が例にすぎないことは云うまでもない。当業
者には、この発明の範囲内で種々の変更を加えることが
出来よう。従って、特許請求の範囲は、この発明の範囲
内に属するこの様な全ての変更を包括するものであるこ
とを承知されたい。
【図面の簡単な説明】
第1A図は勾配コイルを発生する為に印刷配線板に設けら
れた１個のコイルの斜視図、 第1B図は第1A図のコイルを巻解いて巻線の形を示す略
図、 第2A図は第1A図のコイルの断面図、 第2B図はこの発明のコイル装置の断面図、 第３図は普通の勾配コイルの巻線パターンを示すグラ
フ、 第４図は第３図のパターンと共に使うのに適した遮蔽コ
イルの巻線パターンを示すグラフ、 第５図は第2B図の内側コイルの一部分の巻線の１例の形
を示すグラフ、 第６図は第５図の巻線の形と共に用いた時、外側の磁界
がゼロになる様な、第2B図の外側コイルの一部分の巻線
の形を示すグラフ、 第７図はこの発明を用いた磁気共鳴装置の断面図、 第８図はｚ勾配コイル装置の内側コイルの流線を示すグ
ラフ、 第９図は第８図の内側コイルのグラフに対応する外側コ
イルの流線のグラフ、 第10図乃至第13図は遮蔽コイルを使うことによって達成
される改良を例示する、勾配コイルの磁界を示すグラフ
である。 主な符号の説明 20:内側コイル 30:外側コイル
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (51)Int.Cl.6 識別記号 庁内整理番号 ＦＩ 技術表示箇所 Ｇ０１Ｎ 24/08 (56)参考文献 特開 昭62−143012（ＪＰ，Ａ) 特開 昭60−132303（ＪＰ，Ａ) 特開 昭60−180104（ＪＰ，Ａ) 特開 昭60−123756（ＪＰ，Ａ) 特開 昭58−124937（ＪＰ，Ａ) 特開 昭60−98343（ＪＰ，Ａ)

Claims (41)

    【特許請求の範囲】
  1. 【請求項１】NMR装置内の遮蔽されたコイルから所定の
    望ましい時間的に変化する直線勾配磁界を発生する方法
    において、 異なる半径のコイルを同軸関係に位置決めしてコイルの
    組を形成し、前記コイルの組は外側容積を持つと共に少
    なくとも部分的に関心のある内側容積を囲んでおり、ま
    た前記コイルの組は、前記内側容積に第１の内側磁界成
    分及び前記外側容積に第１の外側磁界成分を持つ第１の
    磁界を発生すると共に、前記内側容積に第２の内側磁界
    成分及び前記外側容積に第２の外側磁界成分を持つ第２
    の磁界を発生するための表面電流を生じさせる導体分布
    を有しており、更に前記コイルの組は、互いに半径方向
    に密な関係にあって、前記第１の磁界を発生する第１の
    コイルと前記第２の磁界を発生する第２のコイルとで構
    成されており、 前記表面電流の前記第１及び第２の内側磁界成分を互い
    に同時に共働させて、ほぼ前記関心のある内側容積全体
    にわたって前記所定の望ましい時間的に変化する直線勾
    配磁界を発生すると共に、前記表面電流の前記第１及び
    第２の外側磁界成分を互いに同時に共働させて、前記所
    定の望ましい時間的に変化する直線勾配磁界に実質的に
    悪影響を及ぼすことなく前記外側容積の磁界をほぼゼロ
    にするステップを含む直線勾配磁界発生方法。
  2. 【請求項２】特許請求の範囲第１項に記載した直線勾配
    磁界発生方法に於て、前記コイルが円筒形である直線勾
    配磁界発生方法。
  3. 【請求項３】特許請求の範囲第１又は２項に記載した直
    線勾配磁界発生方法に於て、前記第１及び第２のコイル
    が円筒形であって、第１のコイルの円筒は半径riで軸方
    向長さziを有し、第２のコイルの円筒は第１のコイルの
    円筒と略同軸でそれから半径方向に隔たっていて、riよ
    り大きい半径ro及びziより大きい軸方向長さzoを有して
    おり、前記直線勾配磁界は第１のコイルにより囲まれた
    容積内で時間的に変化し、且つ第２のコイルの外側の容
    積では常時、略ゼロの値を持っていて、前記コイルの組
    とその近辺の導電性構造との間の磁気力が略除去されて
    いる直線勾配磁界発生方法。
  4. 【請求項４】特許請求の範囲第２又は３項に記載した直
    線勾配磁界発生方法に於て、前記の各コイルがそれぞれ
    の印刷配線板にエッチングにより作った巻線で構成され
    ている直線勾配磁界発生方法。
  5. 【請求項５】特許請求の範囲第４項に記載した直線勾配
    磁界発生方法に於て、前記巻線が指紋状である直線勾配
    磁界発生方法。
  6. 【請求項６】特許請求の範囲第２乃至４項のいずれか１
    項に記載した直線勾配磁界発生方法に於て、前記コイル
    が直列に接続されている直線勾配磁界発生方法。
  7. 【請求項７】特許請求の範囲第６項に記載した直線勾配
    磁界発生方法に於て、前記コイルが同じ又は１個の電流
    源に結合されている直線勾配磁界発生方法。
  8. 【請求項８】特許請求の範囲第２乃至４項のいずれか１
    項に記載した直線勾配磁界発生方法に於て、前記直線勾
    配磁界は所定の一方向に所定の時間的に変化する勾配を
    持ち、前記勾配が前記第１のコイルの内部で他の２つの
    直交方向にわたって一定の値を持つ直線勾配磁界発生方
    法。
  9. 【請求項９】特許請求の範囲第１項に記載した直線勾配
    磁界発生方法に於て、 前記第１のコイルは、半径ri及び軸長２・ziを持ってい
    て、第１の流れ関数の導関数に略等しい内側表面空間電
    流分布を生じる内側コイルであり、前記第１の流れ関数
    は、ｚを−ziから＋ziまで変化する軸方向の座標とし、
    θを０から２πまで変化する円周方向の座標として、変
    数ｚ及びθに対して定義されていて、該第１の流れ関数
    は、ｎを１から予定の数Ｎまでの整数として複数個の係
    数Anを持ち、前記第１の流れ関数が次の式 によって定義されており、 前記第２のコイルは、前記内側コイルと略同軸で半径ro
    及び軸長２・zoを持っていて、ｚが−zoから＋zoまで変
    化するものとして、第２の流れ関数に略等しい外側表面
    空間電流分布を生じる外側コイルであり、前記第２の流
    れ関数は、ｍを１から予定の数Ｍまでの整数として、複
    数個の係数Bmを持ち、前記第２の流れ関数が次の式 によって定義されており、 前記内側及び外側表面空間電流分布は、前記内側コイル
    によって囲まれた容積内では予定の次元の勾配及び他の
    ２つの次元にわたる略一定の値を持つと共に、前記外側
    コイルの外側の容積では略ゼロの値を持つ磁界を発生す
    る様になっており、前記係数の値は前記磁界の所望の勾
    配と発生された勾配の間の差の自乗の和を予定の限界内
    に最小にする様になっている直線勾配磁界発生方法。
  10. 【請求項１０】特許請求の範囲第９項に記載した直線勾
    配磁界発生方法に於て、前記内側及び外側コイルは夫々
    第１及び第２の印刷配線板にエッチングによって作られ
    た巻線で構成され、各々の第１及び第２の印刷配線板が
    円筒を形成する様に弯曲している直線勾配磁界発生方
    法。
  11. 【請求項１１】特許請求の範囲第１項に記載した直線勾
    配磁界発生方法に於て、前記第１及び第２のコイルより
    成る前記コイルの組が第１の勾配コイル装置を構成し、
    前記第１のコイルは電流源に結合される様になってい
    て、半径ri及び軸長ziを持つ第１の円筒の表面に第１の
    表面空間電流分布を生じ、前記第２のコイルは電流源に
    結合される様になっていて、前記第１の円筒と略同軸
    で、riより大きい半径ro及び軸長zoを持つ第２の円筒の
    表面に第２の表面空間電流分布を生ずる様になってお
    り、前記第１及び第２の表面電流が、前記第１の勾配コ
    イル装置内の第１の次元に沿って勾配を持つと共に他の
    ２つの次元にわたって一定の値を持ち、且つ前記第１の
    勾配コイル装置の外側で略ゼロの値を持つ非双極性磁界
    を発生する様になっている直線勾配磁界発生方法。
  12. 【請求項１２】特許請求の範囲第11項に記載した直線勾
    配磁界発生方法に於て、更に第２及び第３の勾配コイル
    装置を設け、これらの第２及び第３の勾配コイル装置に
    より、夫々の勾配コイル装置内に残りの２つの次元の各
    々に沿った勾配を持つ非双極性磁界を設定し、該磁界が
    夫々の勾配コイル装置の外側で略ゼロの値を持つ様にし
    た直線勾配磁界発生方法。
  13. 【請求項１３】特許請求の範囲第１乃至12項のいずれか
    １項に記載した直線勾配磁界発生方法に於て、前記コイ
    ルが主磁石の内側に配置され、前記コイルと前記主磁石
    との間の磁気力が略除去される直線勾配磁界発生方法。
  14. 【請求項１４】特許請求の範囲第１乃至13項のいずれか
    １項に記載した直線勾配磁界発生方法に於て、前記磁界
    が非双極性である直線勾配磁界発生方法。
  15. 【請求項１５】特許請求の範囲第１乃至14項のいずれか
    １項に記載した直線勾配磁界発生方法に於て、前記第１
    のコイルに流れる電流とは反対方向に前記第２のコイル
    に電流が流される直線勾配磁界発生方法。
  16. 【請求項１６】NMR装置内の遮蔽されたコイルから所定
    の望ましい時間的に変化する直線勾配磁界を発生する装
    置において、 異なる半径のコイルを同軸関係に位置決めされていて、
    外側容積を持つと共に少なくとも部分的に関心のある内
    側容積を囲んでいるコイルの組であって、前記内側容積
    に第１の内側磁界成分及び前記外側容積に第１の外側磁
    界成分を持つ第１の磁界を発生すると共に、前記内側容
    積に第２の内側磁界成分及び前記外側容積に第２の外側
    磁界成分を持つ第２の磁界を発生するための表面電流を
    生じさせる導体分布を有しているコイルの組を備え、 前記コイルの組は、互いに半径方向に密な関係にあっ
    て、前記第１の磁界を発生する第１のコイルと前記第２
    の磁界を発生する第２のコイルとで構成されており、 前記表面電流の前記第１及び第２の内側磁界成分が互い
    に同時に共働して、ほぼ前記関心のある内側容積全体に
    わたって前記所定の望ましい時間的に変化する直線勾配
    磁界を発生すると共に、前記表面電流の前記第１及び第
    ２の外側磁界成分が互いに同時に共働して、前記所定の
    望ましい時間的に変化する直線勾配磁界に実質的に悪影
    響を及ぼすことなく前記外側容積の磁界をほぼゼロにす
    ることを特徴とする直線勾配磁界発生装置。
  17. 【請求項１７】特許請求の範囲第16項に記載した直線勾
    配磁界発生装置に於て、前記コイルが円筒形である直線
    勾配磁界発生装置。
  18. 【請求項１８】特許請求の範囲第16又は17項に記載した
    直線勾配磁界発生装置に於て、前記第１及び第２のコイ
    ルが円筒形であって、第１のコイルの円筒は半径riで軸
    方向長さziを有し、第２のコイルの円筒は第１のコイル
    の円筒と略同軸でそれから半径方向に隔たっていて、ri
    より大きい半径ro及びziより大きい軸方向長さzoを有し
    ており、前記直線勾配磁界は第１のコイルにより囲まれ
    た容積内で時間的に変化し、且つ第２のコイルの外側の
    容積では常時、略ゼロの値を持っていて、前記コイルの
    組とその近辺の導電性構造との間の磁気力が略除去され
    ている直線勾配磁界発生装置。
  19. 【請求項１９】特許請求の範囲第17又は18項に記載した
    直線勾配磁界発生装置に於て、前記の各コイルがそれぞ
    れの印刷配線板にエッチングにより作った巻線で構成さ
    れている直線勾配磁界発生装置。
  20. 【請求項２０】特許請求の範囲第19項に記載した直線勾
    配磁界発生装置に於て、前記巻線が指紋状である直線勾
    配磁界発生装置。
  21. 【請求項２１】特許請求の範囲第17乃至19項のいずれか
    １項に記載した直線勾配磁界発生装置に於て、前記コイ
    ルが直列に接続されている直線勾配磁界発生装置。
  22. 【請求項２２】特許請求の範囲第21項に記載した直線勾
    配磁界発生装置に於て、前記コイルが同じ又は１個の電
    流源に結合されている直線勾配磁界発生装置。
  23. 【請求項２３】特許請求の範囲第17乃至19項のいずれか
    １項に記載した直線勾配磁界発生装置に於て、前記直線
    勾配磁界は所定の一方向に所定の時間的に変化する勾配
    を持ち、前記勾配が前記第１のコイルの内部で他の２つ
    の直交方向にわたって一定の値を持つ直線勾配磁界発生
    装置。
  24. 【請求項２４】特許請求の範囲第16項に記載した直線勾
    配磁界発生装置に於て、前記第１のコイルは、半径ri及
    び軸長２・ziを持っていて、第１の流れ関数の導関数に
    略等しい内側表面空間電流分布を生じる内側コイルであ
    り、前記第１の流れ関数は、ｚを−ziから＋ziまで変化
    する軸方向の座標とし、θを０から２πまで変化する円
    周方向の座標として、変数ｚ及びθに対して定義されて
    いて、該第１の流れ関数は、ｎを１から予定の数Ｎまで
    の整数として複数個の係数Anを持ち、前記第１の流れ関
    数が次の式 によって定義されており、 前記第２のコイルは、前記内側コイルと略同軸で半径ro
    及び軸長２・zoを持っていて、ｚが−zoから＋zoまで変
    化するものとして、第２の流れ関数に略等しい外側表面
    空間電流分布を生じる外側コイルであり、前記第２の流
    れ関数は、ｍを１から予定の数Ｍまでの整数として、複
    数個の係数Bmを持ち、前記第２の流れ関数が次の式 によって定義されており、 前記内側及び外側表面空間電流分布は、前記内側コイル
    によって囲まれた容積内では予定の次元の勾配及び他の
    ２つの次元にわたる略一定の値を持つと共に、前記外側
    コイルの外側の容積では略ゼロの値を持つ磁界を発生す
    る様になっており、前記係数の値は前記磁界の所望の勾
    配と発生された勾配の間の差の自乗の和を予定の限界内
    に最小にする様になっている直線勾配磁界発生装置。
  25. 【請求項２５】特許請求の範囲第24項に記載した直線勾
    配磁界発生装置に於て、前記内側及び外側コイルは夫々
    第１及び第２の印刷配線板にエッチングによって作られ
    た巻線で構成され、各々の第１及び第２の印刷配線板が
    円筒を形成する様に弯曲している直線勾配磁界発生装
    置。
  26. 【請求項２６】特許請求の範囲第16項に記載した直線勾
    配磁界発生装置に於て、前記第１及び第２のコイルを有
    する前記コイルの組により第１の勾配コイル装置が構成
    され、前記第１のコイルは電流源に結合される様になっ
    ていて、半径ri及び軸長ziを持つ第１の円筒の表面に第
    １の表面空間電流分布を生じ、前記第２のコイルは電流
    源に結合される様になっていて、前記第１の円筒と略同
    軸で、riより大きい半径ro及び軸長zoを持つ第２の円筒
    の表面に第２の表面空間電流分布を生ずる様になてお
    り、前記第１及び第２の表面電流が、前記第１の勾配コ
    イル装置内の第１の次元に沿って勾配を持つと共に他の
    ２つの次元にわたって一定の値を持ち、且つ前記第１の
    勾配コイル装置の外側で略ゼロの値を持つ非双極性磁界
    を発生する様になっている直線勾配磁界発生装置。
  27. 【請求項２７】特許請求の範囲第26項に記載した直線勾
    配磁界発生装置に於て、更に第２及び第３の勾配コイル
    装置を設け、これらの第２及び第３の勾配コイル装置に
    より、夫々の勾配コイル装置内に残りの２つの次元の各
    々に沿った勾配を持つ非双極性磁界を設定し、該磁界が
    夫々の勾配コイル装置の外側で略ゼロの値を持つ様にし
    た直線勾配磁界発生装置。
  28. 【請求項２８】特許請求の範囲第16乃至27項のいずれか
    １項に記載した直線勾配磁界発生装置に於て、前記コイ
    ルが主磁石の内側に配置され、前記コイルと前記主磁石
    との間の磁気力が略除去される直線勾配磁界発生装置。
  29. 【請求項２９】特許請求の範囲第16乃至28項のいずれか
    １項に記載した直線勾配磁界発生装置に於て、前記磁界
    が非双極性である直線勾配磁界発生装置。
  30. 【請求項３０】特許請求の範囲第16乃至29項のいずれか
    １項に記載した直線勾配磁界発生装置に於て、前記第１
    のコイルに流れる電流とは反対方向に前記第２のコイル
    に電流が流される直線勾配磁界発生装置。
  31. 【請求項３１】特許請求の範囲第16乃至30項のいずれか
    １項に記載された直線勾配磁界発生装置に於て、前記NM
    R装置が、被検体に対して主磁界を発生する主磁石、被
    検体の核種を励起する照合手段、及び励起された核種か
    ら放出されるエネルギを検出する検出手段（43）を含ん
    でいる直線勾配磁界発生装置。
  32. 【請求項３２】特許請求の範囲第31項に記載した直線勾
    配磁界発生装置に於て、前記コイルの組が、主磁界内に
    空間領域を定める時間的に変化する磁界を発生する勾配
    手段と、前記主磁石と前記第１のコイルとの間に配置さ
    れて、前記勾配手段により誘導される電流から前記主磁
    石を遮蔽する能動遮蔽手段とを構成する直線勾配磁界発
    生装置。
  33. 【請求項３３】特許請求の範囲第31項に記載した直線勾
    配磁界発生装置に於て、前記照合手段が無線周波照射手
    段である直線勾配磁界発生装置。
  34. 【請求項３４】特許請求の範囲第31項に記載した直線勾
    配磁界発生装置に於て、前記主磁石が永久磁石である直
    線勾配磁界発生装置。
  35. 【請求項３５】特許請求の範囲第31項に記載した直線勾
    配磁界発生装置に於て、前記主磁石が抵抗性磁石である
    直線勾配磁界発生装置。
  36. 【請求項３６】特許請求の範囲第31項に記載した直線勾
    配磁界発生装置に於て、前記主磁石が超導電磁石である
    直線勾配磁界発生装置。
  37. 【請求項３７】特許請求の範囲第32項に記載した直線勾
    配磁界発生装置に於て、前記勾配手段が更に主磁界を少
    なくとも２つの直交方向に傾斜させる複数の勾配発生用
    電磁素子を有している直線勾配磁界発生装置。
  38. 【請求項３８】特許請求の範囲第37項に記載した直線勾
    配磁界発生装置に於て、主磁界を３次元で空間的に傾斜
    させるために少なくとも３個の勾配発生用電磁素子が用
    いられている直線勾配磁界発生装置。
  39. 【請求項３９】特許請求の範囲第37項に記載した直線勾
    配磁界発生装置に於て、前記能動遮蔽手段が更に前記電
    磁素子により誘導された電流に応答する手段を含んでい
    る直線勾配磁界発生装置。
  40. 【請求項４０】特許請求の範囲第32乃至39項のいずれか
    １項に記載した直線勾配磁界発生装置に於て、前記能動
    遮蔽手段が前記勾配発生用電磁素子に流れる電流とは反
    対向きに電流を流れさせる複数の能動電磁遮蔽素子を有
    している直線勾配磁界発生装置。
  41. 【請求項４１】特許請求の範囲第40項に記載した直線勾
    配磁界発生装置に於て、前記の各勾配発生用電磁素子及
    びその対応する能動電磁遮蔽素子が一個の電源装置に接
    続されている直線勾配磁界発生装置。
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Families Citing this family (81)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
USRE36782E (en) * 1983-11-11 2000-07-18 Oxford Medical Limited Magnet assembly for use in NMR apparatus
EP0216590B2 (en) * 1985-09-20 2001-06-06 Btg International Limited Magnetic field screens
GB8615854D0 (en) * 1986-06-28 1986-08-06 Turner R Magnetic field coils
US4924186A (en) * 1986-09-29 1990-05-08 Kabushiki Kaisha Toshiba Magnetic resonance imaging system with auxiliary compensation coil
NL8701948A (nl) * 1987-08-19 1989-03-16 Philips Nv Magnetisch resonantie-apparaat met verbeterd gradient spoelenstelsel.
FR2621125B1 (fr) * 1987-09-28 1989-12-08 Thomson Cgr Systeme de bobines de gradient pour machine de rmn
US4881035A (en) * 1987-11-24 1989-11-14 Siemens Aktiengesellschaft Magnetic structural arrangement of an installation for nuclear magnetic resonance tomography with superconducting background field coils and normal-conducting gradient coils
US4794338A (en) * 1987-11-25 1988-12-27 General Electric Company Balanced self-shielded gradient coils
JPH0687447B2 (ja) * 1988-07-27 1994-11-02 三菱電機株式会社 超電導マグネツト装置
US4926125A (en) * 1988-08-22 1990-05-15 General Electric Company Surface gradient assembly for high speed nuclear magnetic resonance imaging
US4985678A (en) * 1988-10-14 1991-01-15 Picker International, Inc. Horizontal field iron core magnetic resonance scanner
US4881032A (en) * 1988-10-21 1989-11-14 General Electric Company Method of, and apparatus for, NMR spectroscopic metabolite imaging and quantification
US5077524A (en) * 1988-11-25 1991-12-31 General Elecric Gradient enhanced NMR correlation spectroscopy
IL89743A0 (en) * 1989-03-26 1989-09-28 Elscint Ltd Compact shielded gradient coil system
US4920316A (en) * 1989-03-30 1990-04-24 Siemens Medical Systems, Inc. Method and apparatus for reducing base field shifts in a magnetic resonance device due to pulsed magnetic field gradients
JP2752156B2 (ja) * 1989-05-30 1998-05-18 株式会社東芝 Ｍｒｉ装置用コイル部品の製造方法
US5036282A (en) * 1989-06-16 1991-07-30 Picker International, Inc. Biplanar gradient coil for magnetic resonance imaging systems
US5424643A (en) * 1989-06-16 1995-06-13 Picker International, Inc. Magnetic resonance gradient sheet coils
US5177441A (en) * 1989-06-16 1993-01-05 Picker International, Inc. Elliptical cross section gradient oil
US5296810A (en) * 1992-03-27 1994-03-22 Picker International, Inc. MRI self-shielded gradient coils
US4980641A (en) * 1989-08-11 1990-12-25 General Atomics Method and apparatus of reducing magnetic hysteresis in MRI systems
US5313945A (en) * 1989-09-18 1994-05-24 Noise Cancellation Technologies, Inc. Active attenuation system for medical patients
JPH03182232A (ja) * 1989-12-11 1991-08-08 Toshiba Corp 磁気共鳴イメージング装置
NL9000163A (nl) * 1990-01-23 1991-08-16 Datawell Nv Hoeksnelheidsmeter in combinatie met hoekstand uit magneetveld.
US5481191A (en) * 1990-06-29 1996-01-02 Advanced Nmr Systems, Inc. Shielded gradient coil for nuclear magnetic resonance imaging
US5243286A (en) * 1990-06-06 1993-09-07 Advanced Nmr Systems, Inc. Split shield for magnetic resonance imaging
US5159929A (en) * 1990-06-14 1992-11-03 Morris G Ronald Insulated rf shield
JPH04144543A (ja) * 1990-10-04 1992-05-19 Yokogawa Medical Syst Ltd Ｍｒｉ用２重形コイル
DE4139420A1 (de) * 1990-11-30 1992-06-04 Toshiba Kawasaki Kk Magnetresonanz-abbildungsgeraet
JPH04337614A (ja) * 1991-05-15 1992-11-25 Toshiba Corp 傾斜磁場コイルの製造方法
US5177442A (en) * 1991-07-01 1993-01-05 General Electric Company Transverse gradient coils for imaging the head
US5266913A (en) * 1991-08-27 1993-11-30 British Technology Group Usa Inc. Screened electromagnetic coil of restricted length having optimized field and method
US5179338A (en) * 1991-09-13 1993-01-12 General Electric Company Refrigerated superconducting MR magnet with integrated gradient coils
US5225782A (en) * 1991-09-13 1993-07-06 General Electric Company Eddy current free MRI magnet with integrated gradient coils
US5278502A (en) * 1991-09-13 1994-01-11 General Electric Company Refrigerated superconducting MR magnet with integrated cryogenic gradient coils
EP0560396B1 (en) * 1992-03-13 2001-11-07 Kabushiki Kaisha Toshiba Nuclear magnetic resonance imaging with improved image quality and operation efficiency
US5406204A (en) * 1992-03-27 1995-04-11 Picker International, Inc. Integrated MRI gradient coil and RF screen
US5349297A (en) * 1992-03-27 1994-09-20 Picker International Inc. Combined self shielded gradient coil and shimset
US5568051A (en) * 1992-05-12 1996-10-22 Kabushiki Kaisha Toshiba Magnetic resonance imaging apparatus having superimposed gradient coil
US5760582A (en) * 1992-07-23 1998-06-02 Fonar Corporation Optimized gradient coils and shim coils for magnetic resonance scanning systems
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
US5379767A (en) * 1992-09-02 1995-01-10 The Regents Of The University Of California MRI RF coil using zero-pitch solenoidal winding
US5289129A (en) * 1992-10-13 1994-02-22 The Trustees Of The University Of Pennsylvania Multiple winding MRI gradient coil
US5311135A (en) * 1992-12-11 1994-05-10 General Electric Company Multiple tap gradient field coil for magnetic resonance imaging
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
US5581185A (en) * 1994-03-15 1996-12-03 Picker International, Inc. Torque-balanced gradient coils for magnetic resonance imaging
US5545996A (en) * 1994-03-15 1996-08-13 Picker International, Inc. Gradient coil with cancelled net thrust force
US5485087A (en) * 1994-08-05 1996-01-16 Picker International, Inc. Magnetic resonance insert gradient coils with parabolic returns for improved access
US5655533A (en) * 1994-06-30 1997-08-12 Picker International, Inc. Actively shielded orthogonal gradient coils for wrist imaging
US5635839A (en) * 1994-11-04 1997-06-03 Picker International, Inc. High order passive shimming assembly for MRI magnets
US5532597A (en) * 1994-11-04 1996-07-02 Picker International, Inc. Passive shimming technique for MRI magnets
JPH08196518A (ja) * 1995-01-20 1996-08-06 Toshiba Corp Ｍｒｉ装置
JPH08252235A (ja) * 1995-03-16 1996-10-01 Toshiba Corp 磁気共鳴映像装置
US5550472A (en) * 1995-04-13 1996-08-27 Picker International, Inc. Combined radio frequency coil with integral magnetic field shim set
JP3556052B2 (ja) * 1995-07-27 2004-08-18 株式会社東芝 磁気共鳴イメージング装置
US5570021A (en) * 1995-10-10 1996-10-29 General Electric Company MR gradient set coil support assembly
US5742164A (en) * 1995-12-28 1998-04-21 General Electric Company Misalignment compensation for MR gradient coil assembly
US6311389B1 (en) * 1998-07-01 2001-11-06 Kabushiki Kaisha Toshiba Gradient magnetic coil apparatus and method of manufacturing the same
US6236203B1 (en) * 1998-09-28 2001-05-22 Picker International, Inc. Super shielding of finite length structures in open magnetic and electric systems
WO2000025146A1 (en) * 1998-10-28 2000-05-04 Koninklijke Philips Electronics N.V. Mri apparatus with a mechanically integrated eddy current shield in the gradient system
US6441614B1 (en) 1999-12-02 2002-08-27 General Electric Company Filler material for magnet resonant system self-shielded gradient coil assemblies
US6556012B2 (en) 2000-01-21 2003-04-29 Kabushiki Kaisha Toshiba Magnetic resonance imaging apparatus
US6954068B1 (en) 2000-01-21 2005-10-11 Kabushiki Kaisha Toshiba Magnetic resonance imaging apparatus
US6456076B1 (en) 2001-01-31 2002-09-24 The Trustees Of The University Of Pennsylvania Z gradient shielding coil for canceling eddy currents
GB0204023D0 (en) * 2002-02-20 2002-04-03 Tesla Engineering Ltd Gradient coil structure for magnetic resonance imaging
US7030611B2 (en) * 2002-12-27 2006-04-18 Kabushiki Kaisha Toshiba Magnetic resonance imaging apparatus and method incorporating multi-mode gradient coil unit
US6982552B2 (en) * 2003-05-27 2006-01-03 General Electric Company Methods and systems for fabricating magnetic resonance gradient coils
US7068033B2 (en) * 2003-08-18 2006-06-27 Ge Medical Systems Global Technology Company, Llc Acoustically damped gradient coil
JP2008532681A (ja) * 2005-03-17 2008-08-21 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 磁気共鳴用の最小エネルギーのシムコイル
US7382133B1 (en) 2005-04-29 2008-06-03 Fonar Corporation Self-shielded gradients and method of designing and producing self-shielded gradients
EP2091419A2 (en) * 2006-12-20 2009-08-26 Philips Intellectual Property & Standards GmbH Arrangement and method for influencing and/or detecting magnetic particles in a region of action
US7482809B1 (en) * 2007-07-18 2009-01-27 Hitachi Medical Systems America, Inc. Method of optimized gradient coil design
US8523429B2 (en) * 2009-10-19 2013-09-03 Tsi Technologies Llc Eddy current thermometer
US9389291B2 (en) * 2009-11-27 2016-07-12 Hitachi Medical Corporation Gradient coil, magnetic resonance imaging device, and method for designing coil pattern
US20110166438A1 (en) * 2009-12-17 2011-07-07 Emerson Jane F Rf field shaping and attenuation for emai induction elements
DE102012203343B8 (de) 2012-03-02 2013-10-24 Bruker Biospin Ag Gradientenspulensystem mit Korrekturwicklungen und Verfahren zu deren Herstellung
DE102013225274A1 (de) 2013-12-09 2015-06-11 Albert-Ludwigs-Universität Freiburg Gradientensystem für die Magnetresonanzbildgebung
WO2016168249A1 (en) 2015-04-13 2016-10-20 Hyperfine Research, Inc. Magnetic coil power methods and apparatus
CN104849681B (zh) * 2015-06-10 2018-04-03 武汉中科波谱技术有限公司 一种核磁共振波谱仪梯度线圈
JP7320218B2 (ja) * 2019-12-19 2023-08-03 国立大学法人京都大学 傾斜磁場コイルの設計方法および傾斜磁場コイル

Family Cites Families (20)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US3466499A (en) * 1967-03-27 1969-09-09 Atomic Energy Commission Cancellation of external magnetic fields by inner and outer cylindrical current sheets
US3671902A (en) * 1971-05-25 1972-06-20 Gen Electric Shielded inductive device
US4126781A (en) * 1977-05-10 1978-11-21 Extranuclear Laboratories, Inc. Method and apparatus for producing electrostatic fields by surface currents on resistive materials with applications to charged particle optics and energy analysis
GB2034123B (en) * 1978-10-17 1982-11-10 Edelstein W Coil winding for quadrupolar fields
US4398149A (en) * 1981-02-02 1983-08-09 Varian Associates, Inc. NMR Probe coil system
US4456881A (en) * 1982-01-18 1984-06-26 Technicare Corporation Gradient-coil apparatus for a magnetic resonance system
US4617516A (en) * 1983-09-06 1986-10-14 General Electric Company Axial magnetic field gradient coil suitable for use with NMR apparatus
NL8303535A (nl) * 1983-10-14 1985-05-01 Philips Nv Kernspinresonantie apparaat.
NL8303534A (nl) * 1983-10-14 1985-05-01 Philips Nv Kernspinresonantie apparaat.
US4646024A (en) * 1983-11-02 1987-02-24 General Electric Company Transverse gradient field coils for nuclear magnetic resonance imaging
FI88079C (fi) * 1983-11-02 1993-03-25 Gen Electric Tvaer gradientspole, speciellt en spole foer bruk i nukleaera magnetiska resonansavbildningssystem
US4587504A (en) * 1983-11-11 1986-05-06 Oxford Magnet Technology Limited Magnet assembly for use in NMR apparatus
IL70211A (en) * 1983-11-13 1989-03-31 Elscint Ltd Gradient field coils for nmr imaging
JPS60128339A (ja) * 1983-12-15 1985-07-09 Mitsubishi Electric Corp Νｍｒ−ｃｔ用磁界コイル
US4509030A (en) * 1984-07-05 1985-04-02 General Electric Company Correction coil assembly for NMR magnets
US4595899A (en) * 1984-07-06 1986-06-17 The Board Of Trustees Of The Leland Stanford Junior University Magnetic structure for NMR applications and the like
AU579530B2 (en) * 1984-07-06 1988-11-24 Board Of Trustees Of The Leland Stanford Junior University Magnetic structure for NMR applications and the like
US4621236A (en) * 1985-02-11 1986-11-04 Field Effects, Inc. Cylindrical electromagnet for an NMR imaging system
US4791370A (en) * 1985-08-23 1988-12-13 Resonex, Inc. Gradient field structure and method for use with magnetic resonance imaging apparatus
EP0216590B2 (en) * 1985-09-20 2001-06-06 Btg International Limited Magnetic field screens

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