JPH08196518A - Ｍｒｉ装置 - Google Patents
Ｍｒｉ装置Info
- Publication number
- JPH08196518A JPH08196518A JP7007267A JP726795A JPH08196518A JP H08196518 A JPH08196518 A JP H08196518A JP 7007267 A JP7007267 A JP 7007267A JP 726795 A JP726795 A JP 726795A JP H08196518 A JPH08196518 A JP H08196518A
- Authority
- JP
- Japan
- Prior art keywords
- magnetic field
- shim coil
- shim
- coil unit
- gradient magnetic
- Prior art date
- Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
- Pending
Links
Classifications
-
- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- 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
- G01R33/387—Compensation of inhomogeneities
- G01R33/3875—Compensation of inhomogeneities using correction coil assemblies, e.g. active shimming
-
- Y—GENERAL TAGGING OF NEW TECHNOLOGICAL DEVELOPMENTS; GENERAL TAGGING OF CROSS-SECTIONAL TECHNOLOGIES SPANNING OVER SEVERAL SECTIONS OF THE IPC; TECHNICAL SUBJECTS COVERED BY FORMER USPC CROSS-REFERENCE ART COLLECTIONS [XRACs] AND DIGESTS
- Y10—TECHNICAL SUBJECTS COVERED BY FORMER USPC
- Y10S—TECHNICAL SUBJECTS COVERED BY FORMER USPC CROSS-REFERENCE ART COLLECTIONS [XRACs] AND DIGESTS
- Y10S318/00—Electricity: motive power systems
- Y10S318/02—Windshield wiper controls
Abstract
(57)【要約】
【目的】傾斜磁場コイル及びシムコイルの間の磁気的結
合及び配置関係を見直し、両者間の位置決め（直交性保
持）の容易化を含め、ＭＲＩ装置の小形化及び低コスト
化を図る 【構成】静磁場を発生させる静磁場磁石１０と静磁場に
重畳させる傾斜磁場を発生させる傾斜磁場コイルユニッ
ト１２との間に配置され、且つ静磁場を均一化させる補
正磁場を発生させるシムコイルユニット１１を備える。
傾斜磁場コイルユニット１２を同円筒状の能動遮蔽型の
傾斜磁場コイルを有するユニットで形成するとともに、
この傾斜磁場コイルユニット１２の外側円筒状表面上
に、シムコイルユニット１１を一体的または一体に装着
した。
合及び配置関係を見直し、両者間の位置決め（直交性保
持）の容易化を含め、ＭＲＩ装置の小形化及び低コスト
化を図る 【構成】静磁場を発生させる静磁場磁石１０と静磁場に
重畳させる傾斜磁場を発生させる傾斜磁場コイルユニッ
ト１２との間に配置され、且つ静磁場を均一化させる補
正磁場を発生させるシムコイルユニット１１を備える。
傾斜磁場コイルユニット１２を同円筒状の能動遮蔽型の
傾斜磁場コイルを有するユニットで形成するとともに、
この傾斜磁場コイルユニット１２の外側円筒状表面上
に、シムコイルユニット１１を一体的または一体に装着
した。
Description
【０００１】
【産業上の利用分野】本発明はＭＲＩ（磁気共鳴イメー
ジング）装置に係り、とくに、静磁場に重畳させる傾斜
磁場を発生させる能動遮蔽型傾斜磁場コイル（ＡＳＧ
Ｃ）と静磁場を均一化させるシムコイルとを備えたＭＲ
Ｉ装置に関する。
ジング）装置に係り、とくに、静磁場に重畳させる傾斜
磁場を発生させる能動遮蔽型傾斜磁場コイル（ＡＳＧ
Ｃ）と静磁場を均一化させるシムコイルとを備えたＭＲ
Ｉ装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ）にあっ
ては周知の如く、超電導磁石などの磁石によって発生さ
せる静磁場に、厳しい磁場均一性が求められている。こ
れは、磁場均一性が収集するＭＲ信号のスペクトルの質
（ＳＮ比と分解能）を決める上で重要なファクタになる
からである。静磁場を均一にするには、通常、静磁場発
生用磁石の磁場空間内にて、その磁石と傾斜磁場コイル
との間にシムコイルを配置し、このシムコイルに供給す
る電流をマニュアル又は計算機によって自動的に調整す
る。このシムコイルのチャンネル数は例えば２次シムで
は「Ｚ2 」、「ＺＸ」、「ＺＹ」、「ＸＹ」、「Ｘ2 −
Ｙ2 」の「５」であり、イメージング空間内の必要な測
定領域の大きさや均一性の要求精度などの条件に応じて
決められる。なお、Ｘ、Ｙ、Ｚの１次シムの場合、傾斜
磁場コイル（ｘ、ｙ、ｚコイル）自体を兼用することが
多い。
ては周知の如く、超電導磁石などの磁石によって発生さ
せる静磁場に、厳しい磁場均一性が求められている。こ
れは、磁場均一性が収集するＭＲ信号のスペクトルの質
（ＳＮ比と分解能）を決める上で重要なファクタになる
からである。静磁場を均一にするには、通常、静磁場発
生用磁石の磁場空間内にて、その磁石と傾斜磁場コイル
との間にシムコイルを配置し、このシムコイルに供給す
る電流をマニュアル又は計算機によって自動的に調整す
る。このシムコイルのチャンネル数は例えば２次シムで
は「Ｚ2 」、「ＺＸ」、「ＺＹ」、「ＸＹ」、「Ｘ2 −
Ｙ2 」の「５」であり、イメージング空間内の必要な測
定領域の大きさや均一性の要求精度などの条件に応じて
決められる。なお、Ｘ、Ｙ、Ｚの１次シムの場合、傾斜
磁場コイル（ｘ、ｙ、ｚコイル）自体を兼用することが
多い。
【０００３】このようなシムコイル及びその製造法の一
例としては、例えば特開平４−１６８３８６号公報に記
載されたものが知られており、フレキシブルプリント基
板上にコイルパターンを作成し、このプリント基板を円
筒状に巻くようになっている。このようにして形成され
るシムコイル１００は、例えば、図７に示すごとく、静
磁場発生用の磁石内において、能動遮蔽型ではない通常
の傾斜磁場コイル１０１から所定距離離して同心軸状に
配置されている。
例としては、例えば特開平４−１６８３８６号公報に記
載されたものが知られており、フレキシブルプリント基
板上にコイルパターンを作成し、このプリント基板を円
筒状に巻くようになっている。このようにして形成され
るシムコイル１００は、例えば、図７に示すごとく、静
磁場発生用の磁石内において、能動遮蔽型ではない通常
の傾斜磁場コイル１０１から所定距離離して同心軸状に
配置されている。
【０００４】
【発明が解決しようとする課題】しかしながら、上述し
た図７記載のシムコイル配置にあっては、傾斜磁場コイ
ルとシムコイルとが磁気的にカップリングするため、前
述したように互いに独立したコイルとして取り扱われ、
所定距離だけどうしても互いに離す必要があり、これに
起因してＭＲＩ装置には種々の不都合が生じていた。
た図７記載のシムコイル配置にあっては、傾斜磁場コイ
ルとシムコイルとが磁気的にカップリングするため、前
述したように互いに独立したコイルとして取り扱われ、
所定距離だけどうしても互いに離す必要があり、これに
起因してＭＲＩ装置には種々の不都合が生じていた。
【０００５】第１に、互いのコイル同士を離して配置す
る際、傾斜磁場コイルとシムコイルとの間の直交性（す
なわち相対的な位置関係）を保持するのが難しいという
製造上の難点がある。
る際、傾斜磁場コイルとシムコイルとの間の直交性（す
なわち相対的な位置関係）を保持するのが難しいという
製造上の難点がある。
【０００６】また第２に、シムコイルの径が必然的に大
きくなることに因り、静磁場発生用の磁石のボア径が比
例的に大きくなり、ＭＲＩ装置の磁石部全体の小形化を
妨げる要因の１つになっていた。
きくなることに因り、静磁場発生用の磁石のボア径が比
例的に大きくなり、ＭＲＩ装置の磁石部全体の小形化を
妨げる要因の１つになっていた。
【０００７】さらに、径が大きくなるので、材料の量も
多くなるなど、シムコイル自体の製造コストも必然的に
高くなっていた。
多くなるなど、シムコイル自体の製造コストも必然的に
高くなっていた。
【０００８】さらにまた、傾斜磁場コイルとシムコイル
との間の磁気的カップリングが在るため、このカップリ
ングを打ち消しながらシムコイル本来の静磁場均一化の
機能を果たそうとすると、このシムコイルの電源をより
大容量のものにしなければならない。したがってシム電
源が大型化し、またその製造コストも高くなっていた。
との間の磁気的カップリングが在るため、このカップリ
ングを打ち消しながらシムコイル本来の静磁場均一化の
機能を果たそうとすると、このシムコイルの電源をより
大容量のものにしなければならない。したがってシム電
源が大型化し、またその製造コストも高くなっていた。
【０００９】本発明は上述した従来技術の種々の不都合
に鑑みてなされたもので、傾斜磁場コイル及びシムコイ
ルの間の磁気的結合及び配置関係を見直し、両者間の位
置決め（直交性保持）の容易化を含め、ＭＲＩ装置の小
形化及び低コスト化を図ることのできるＭＲＩ装置を提
供することをその目的とする。
に鑑みてなされたもので、傾斜磁場コイル及びシムコイ
ルの間の磁気的結合及び配置関係を見直し、両者間の位
置決め（直交性保持）の容易化を含め、ＭＲＩ装置の小
形化及び低コスト化を図ることのできるＭＲＩ装置を提
供することをその目的とする。
【００１０】
【課題を解決するための手段】上記目的を達成するた
め、本発明のＭＲＩ装置にあっては、静磁場を発生させ
る静磁場磁石と前記静磁場に重畳させる傾斜磁場を発生
させる傾斜磁場コイルユニットとの間に配置され、且つ
前記静磁場を均一化する補正磁場を発生させるシムコイ
ルユニットを備え、前記傾斜磁場コイルユニットを同円
筒状の能動遮蔽型の傾斜磁場コイルを有するユニットで
形成するとともに、この傾斜磁場コイルユニットの外側
円筒状表面上に、前記シムコイルユニットを一体的また
は一体に装着した。
め、本発明のＭＲＩ装置にあっては、静磁場を発生させ
る静磁場磁石と前記静磁場に重畳させる傾斜磁場を発生
させる傾斜磁場コイルユニットとの間に配置され、且つ
前記静磁場を均一化する補正磁場を発生させるシムコイ
ルユニットを備え、前記傾斜磁場コイルユニットを同円
筒状の能動遮蔽型の傾斜磁場コイルを有するユニットで
形成するとともに、この傾斜磁場コイルユニットの外側
円筒状表面上に、前記シムコイルユニットを一体的また
は一体に装着した。
【００１１】本発明の一つの側面として、前記シムコイ
ルユニットは２次以上のシミングを実施する複数チャン
ネルのシムコイルを備えた。
ルユニットは２次以上のシミングを実施する複数チャン
ネルのシムコイルを備えた。
【００１２】また、別の側面として、前記シムコイルは
複数チャンネルのシムコイルを備え、この各チャンネル
のシムコイルをフレキシブルプリント基板で形成する構
造であって、このフレキシブルプリント基板の絶縁ベー
ス体の一方の面に前記シムコイルに対応する複数の導体
パターンを配し、他方の面にその複数の導体パターン間
をつなぐ結線及び辺り線の少なくとも一方を実装した。
例えば、前記結線及び辺り線の少なくとも一方は、当該
結線及び辺り線の少なくとも一方が発生する磁場の前記
静磁場磁石の軸方向成分を打ち消すように配した。また
例えば前記シムコイルユニットは、前記結線及び辺り線
の少なくとも一方を配した面同士を向かい合わせて積層
した少なくとも一対の前記フレキシブルプリント基板を
含み、向かい合う結線及び辺り線同士は互いに異なる位
置に設定し、当該一対のフレキシブルプリント基板間の
絶縁手段として互いの基板の前記絶縁ベース体を兼用し
た構成である。
複数チャンネルのシムコイルを備え、この各チャンネル
のシムコイルをフレキシブルプリント基板で形成する構
造であって、このフレキシブルプリント基板の絶縁ベー
ス体の一方の面に前記シムコイルに対応する複数の導体
パターンを配し、他方の面にその複数の導体パターン間
をつなぐ結線及び辺り線の少なくとも一方を実装した。
例えば、前記結線及び辺り線の少なくとも一方は、当該
結線及び辺り線の少なくとも一方が発生する磁場の前記
静磁場磁石の軸方向成分を打ち消すように配した。また
例えば前記シムコイルユニットは、前記結線及び辺り線
の少なくとも一方を配した面同士を向かい合わせて積層
した少なくとも一対の前記フレキシブルプリント基板を
含み、向かい合う結線及び辺り線同士は互いに異なる位
置に設定し、当該一対のフレキシブルプリント基板間の
絶縁手段として互いの基板の前記絶縁ベース体を兼用し
た構成である。
【００１３】さらに別の側面として、前記シムコイルは
複数チャンネルのシムコイルを備え、この各チャンネル
のシムコイルをフレキシブルプリント基板で形成する構
造であって、前記フレキシブルプリント基板の絶縁ベー
ス体の一方の面に前記シムコイルに対応する複数の導体
パターンを配し、他方の面にその複数の導体パターン間
をつなぐ結線及び辺り線の少なくとも一方の導体パター
ンを配した。
複数チャンネルのシムコイルを備え、この各チャンネル
のシムコイルをフレキシブルプリント基板で形成する構
造であって、前記フレキシブルプリント基板の絶縁ベー
ス体の一方の面に前記シムコイルに対応する複数の導体
パターンを配し、他方の面にその複数の導体パターン間
をつなぐ結線及び辺り線の少なくとも一方の導体パター
ンを配した。
【００１４】
【作用】本発明のＭＲＩ装置では、能動遮蔽型の傾斜磁
場コイルユニットを採用したので、傾斜磁場パルスがそ
の外側には殆ど漏れない。このため、傾斜磁場コイルユ
ニットとシムコイルユニットとの間の磁気的結合が極め
て少なくなり、互いに殆ど影響せず独立した存在として
とらえることができる。したがって傾斜磁場コイルユニ
ットの外表面上にシムコイルユニットを一体又は一体的
に装着することができ、シムコイルユニットや静磁場磁
石の径方向のサイズを小さくすることができるし、シム
コイルの電源も小形化できる。傾斜磁場コイルとシムコ
イルの直交性の保持も容易になる。
場コイルユニットを採用したので、傾斜磁場パルスがそ
の外側には殆ど漏れない。このため、傾斜磁場コイルユ
ニットとシムコイルユニットとの間の磁気的結合が極め
て少なくなり、互いに殆ど影響せず独立した存在として
とらえることができる。したがって傾斜磁場コイルユニ
ットの外表面上にシムコイルユニットを一体又は一体的
に装着することができ、シムコイルユニットや静磁場磁
石の径方向のサイズを小さくすることができるし、シム
コイルの電源も小形化できる。傾斜磁場コイルとシムコ
イルの直交性の保持も容易になる。
【００１５】また、シムコイルユニットの各シムコイル
をフレキシブルプリント基板で積層・形成し、その基板
のベース体をチャンネル間の絶縁層として兼用させた
り、結線や辺り線の面を互いに向かい合わせて重ねるこ
とにより、シムコイルユニット自体の径方向の厚さを非
常に薄くできる。
をフレキシブルプリント基板で積層・形成し、その基板
のベース体をチャンネル間の絶縁層として兼用させた
り、結線や辺り線の面を互いに向かい合わせて重ねるこ
とにより、シムコイルユニット自体の径方向の厚さを非
常に薄くできる。
【００１６】
【実施例】以下、本発明の実施例を図１〜図６に基づい
て説明する。
て説明する。
【００１７】図１には、この実施例に係るＭＲＩ（磁気
共鳴イメージング）装置の架台１をその軸方向（ｚ方
向）から見た模式的な断面を示す。この架台１は静磁場
を発生させる円筒状の超電導磁石１０を有する。この超
電導磁石１０の診断用空間としてのボア１０ａには、こ
のボア１０ａ内に発生して静磁場を均一化させる円筒状
シムコイルユニット１１と、その静磁場に重畳させる空
間位置情報付与用の傾斜磁場を発生させる円筒状の傾斜
磁場コイルユニット１２とが同軸状に配置されている。
傾斜磁場コイルユニット１２のボアには図１に示すごと
く、例えば全身用のＲＦコイル１３が着脱自在に装置さ
れる。このＲＦコイル１３の内側空間に、被検体Ｐが図
示しない寝台を介してイメージングのために挿入され
る。
共鳴イメージング）装置の架台１をその軸方向（ｚ方
向）から見た模式的な断面を示す。この架台１は静磁場
を発生させる円筒状の超電導磁石１０を有する。この超
電導磁石１０の診断用空間としてのボア１０ａには、こ
のボア１０ａ内に発生して静磁場を均一化させる円筒状
シムコイルユニット１１と、その静磁場に重畳させる空
間位置情報付与用の傾斜磁場を発生させる円筒状の傾斜
磁場コイルユニット１２とが同軸状に配置されている。
傾斜磁場コイルユニット１２のボアには図１に示すごと
く、例えば全身用のＲＦコイル１３が着脱自在に装置さ
れる。このＲＦコイル１３の内側空間に、被検体Ｐが図
示しない寝台を介してイメージングのために挿入され
る。
【００１８】シムコイルユニット１１及び傾斜磁場コイ
ルユニット１２は本発明の概念を具現化するもので、互
いに一体化されている。傾斜磁場コイルユニット１２は
ｘ方向、ｙ方向、ｚ方向の傾斜磁場パルスを個別に発生
可能なｘコイル、ｙコイル、ｚコイルを内蔵しており、
これらのコイルは個別の傾斜磁場電源（図示せず）に接
続され、所望のイメージング用パルスシーケンスに沿っ
たパルス電流が供給される。ｘ、ｙ、ｚコイルの各々
は、例えば米国特許公報第４、７３７、７１６号（発明
の名称「Self-shielded Gradient Coils for Nuclear M
agneticResonance Imaging 」）に記載されている如
く、２つのコイルを有し、内側には所望強度の傾斜磁場
パルスを発生するが、外側には磁場の相殺によって磁束
を殆ど漏らさない構造、いわゆる能動遮蔽型の傾斜磁場
コイルユニットを成している。
ルユニット１２は本発明の概念を具現化するもので、互
いに一体化されている。傾斜磁場コイルユニット１２は
ｘ方向、ｙ方向、ｚ方向の傾斜磁場パルスを個別に発生
可能なｘコイル、ｙコイル、ｚコイルを内蔵しており、
これらのコイルは個別の傾斜磁場電源（図示せず）に接
続され、所望のイメージング用パルスシーケンスに沿っ
たパルス電流が供給される。ｘ、ｙ、ｚコイルの各々
は、例えば米国特許公報第４、７３７、７１６号（発明
の名称「Self-shielded Gradient Coils for Nuclear M
agneticResonance Imaging 」）に記載されている如
く、２つのコイルを有し、内側には所望強度の傾斜磁場
パルスを発生するが、外側には磁場の相殺によって磁束
を殆ど漏らさない構造、いわゆる能動遮蔽型の傾斜磁場
コイルユニットを成している。
【００１９】この傾斜磁場コイルユニット１２の外周表
面上には、シムコイルユニット１１が隙間無く接合形成
されている。このシムコイルユニット１１は図２に示す
如く、「ＺＸ」、「ＺＹ」、「ＸＹ」、「Ｘ2 −
Ｙ2 」、「Ｚ2 」の２次シムの構造を成している。これ
を詳述するとシムコイルユニット１１は円筒状に形成さ
れた内側樹脂層２０と、その外周面上に巻装したＺＸチ
ャンネルのシムコイル２１と、その外周面上に巻装した
ＺＹチャンネルのシムコイル２２と、さらにその外周面
上に巻装したＸＹチャンネルのシムコイル２３と、さら
にその外周面上に巻装したＸ2 −Ｙ2 チャンネルのシム
コイル２４と、さらにその外周面上に巻装したＺ2 チャ
ンネルのシムコイル２５と、最終外周面上に巻いた保護
及び絶縁用の樹脂テープ層２６とを有する。この５チャ
ンネルのシムコイル２１〜２５はシム用電源（図示せ
ず）に接続され、マニュアル又は計算機で２次のシミン
グを行い、超電導磁石１０が発生した静磁場Ｈ0 に対し
て所定３次元領域について所望精度の均一度を得るよう
になっている。
面上には、シムコイルユニット１１が隙間無く接合形成
されている。このシムコイルユニット１１は図２に示す
如く、「ＺＸ」、「ＺＹ」、「ＸＹ」、「Ｘ2 −
Ｙ2 」、「Ｚ2 」の２次シムの構造を成している。これ
を詳述するとシムコイルユニット１１は円筒状に形成さ
れた内側樹脂層２０と、その外周面上に巻装したＺＸチ
ャンネルのシムコイル２１と、その外周面上に巻装した
ＺＹチャンネルのシムコイル２２と、さらにその外周面
上に巻装したＸＹチャンネルのシムコイル２３と、さら
にその外周面上に巻装したＸ2 −Ｙ2 チャンネルのシム
コイル２４と、さらにその外周面上に巻装したＺ2 チャ
ンネルのシムコイル２５と、最終外周面上に巻いた保護
及び絶縁用の樹脂テープ層２６とを有する。この５チャ
ンネルのシムコイル２１〜２５はシム用電源（図示せ
ず）に接続され、マニュアル又は計算機で２次のシミン
グを行い、超電導磁石１０が発生した静磁場Ｈ0 に対し
て所定３次元領域について所望精度の均一度を得るよう
になっている。
【００２０】各チャンネルのシムコイル２１（〜２５）
は図３に示す如く、片面のフレキシブルプリント基板
（ＦＰＣ）を使用しており、その絶縁性のベース体Ｂの
一方の面にコイルの導体パターンＣＰを形成するととも
に、もう一方の面に導体パターンＣＰ…ＣＰ間を結ぶ結
線ＣＮ…ＣＮ及び導体パターンＣＰと電源側リード線と
を結ぶ辺り線ＣＲ…ＣＲを実装するようになっている。
は図３に示す如く、片面のフレキシブルプリント基板
（ＦＰＣ）を使用しており、その絶縁性のベース体Ｂの
一方の面にコイルの導体パターンＣＰを形成するととも
に、もう一方の面に導体パターンＣＰ…ＣＰ間を結ぶ結
線ＣＮ…ＣＮ及び導体パターンＣＰと電源側リード線と
を結ぶ辺り線ＣＲ…ＣＲを実装するようになっている。
【００２１】導体パターンＣＰ…ＣＰ及び結線ＣＮ…Ｃ
Ｎ、辺り線ＣＲ…ＣＲの具体例を、「ＸＹ」チャンネル
について図４に、「ＺＸ」チャンネルについて図５に各
々示す。これらの図４及び図５はフレキシブルプリント
基板をその表面（ここでは、結線ＣＮ及び辺り線ＣＲを
実装してある面）から裏側を平板状に展開して見た透過
図で、各導体パターンＣＰ同士をつなぐ立体交差部にお
いて点線矢印は裏面（すなわち導体パターンＣＰ）を流
れる電流方向を示し、実線矢印は表面の結線ＣＮや辺り
線ＣＲを流れる電流方向を示す。また、交差していない
単なる導体パターンＣＰの部分を流れる電流はそのまま
実線矢印で表している。
Ｎ、辺り線ＣＲ…ＣＲの具体例を、「ＸＹ」チャンネル
について図４に、「ＺＸ」チャンネルについて図５に各
々示す。これらの図４及び図５はフレキシブルプリント
基板をその表面（ここでは、結線ＣＮ及び辺り線ＣＲを
実装してある面）から裏側を平板状に展開して見た透過
図で、各導体パターンＣＰ同士をつなぐ立体交差部にお
いて点線矢印は裏面（すなわち導体パターンＣＰ）を流
れる電流方向を示し、実線矢印は表面の結線ＣＮや辺り
線ＣＲを流れる電流方向を示す。また、交差していない
単なる導体パターンＣＰの部分を流れる電流はそのまま
実線矢印で表している。
【００２２】これらの各チャンネルの結線ＣＮ及び辺り
線ＣＲは、それらの線ＣＮ、ＣＲが発生する不要な磁場
のＺ成分を互いに打ち消し合い、導体パターンＣＰが発
生する修正磁場に影響しないように配置されている。つ
まり、他のチャンネルも同様であるが、シムコイル２１
〜２５の場合、電流経路を「８」の字を描くように接続
してやれば、辺り線ＣＲ及び結線ＣＮが生じる磁場のＺ
成分を打ち消すことができる。
線ＣＲは、それらの線ＣＮ、ＣＲが発生する不要な磁場
のＺ成分を互いに打ち消し合い、導体パターンＣＰが発
生する修正磁場に影響しないように配置されている。つ
まり、他のチャンネルも同様であるが、シムコイル２１
〜２５の場合、電流経路を「８」の字を描くように接続
してやれば、辺り線ＣＲ及び結線ＣＮが生じる磁場のＺ
成分を打ち消すことができる。
【００２３】このようにして電流経路が形成された５チ
ャンネルのシムコイル２１〜２５は図３に示す如く、多
層状に積層されている。このとき、２枚のＦＰＣ同士
（図３の例では「ＺＸ」、「ＺＹ」チャンネルのＦＰＣ
２１、２２同士、及び、「ＸＹ」、「Ｘ2 −Ｙ2 」チャ
ンネルのＦＰＣ２３、２４同士）を対にし、その対にな
った２枚のＦＰＣ２１、２２及び２３、２４は互いに表
面同士を向かい合わせて重ねている。互いに向かい合う
対のＦＰＣ２１、２２及び２３、２４の表面の結線ＣＮ
及び辺り線ＣＲのボア径方向の位置は互いに異なり、重
ならないように予め設計してある。このように結線ＣＮ
及び辺り線ＣＲの表面同士を重ねることで実質的に一層
分しかスペースを使用しないこと、及びベース体ＣＢが
チャンネル間の絶縁層も兼用することになり、ボア径方
向のサイズを節約することができ、非常に薄いシムコイ
ルユニットを成している。
ャンネルのシムコイル２１〜２５は図３に示す如く、多
層状に積層されている。このとき、２枚のＦＰＣ同士
（図３の例では「ＺＸ」、「ＺＹ」チャンネルのＦＰＣ
２１、２２同士、及び、「ＸＹ」、「Ｘ2 −Ｙ2 」チャ
ンネルのＦＰＣ２３、２４同士）を対にし、その対にな
った２枚のＦＰＣ２１、２２及び２３、２４は互いに表
面同士を向かい合わせて重ねている。互いに向かい合う
対のＦＰＣ２１、２２及び２３、２４の表面の結線ＣＮ
及び辺り線ＣＲのボア径方向の位置は互いに異なり、重
ならないように予め設計してある。このように結線ＣＮ
及び辺り線ＣＲの表面同士を重ねることで実質的に一層
分しかスペースを使用しないこと、及びベース体ＣＢが
チャンネル間の絶縁層も兼用することになり、ボア径方
向のサイズを節約することができ、非常に薄いシムコイ
ルユニットを成している。
【００２４】対にしたＦＰＣ２１、２２と２３、２４と
の間、及びそのＦＰＣ２３、２４と残った最上層のＦＰ
Ｃ２５との間には、各々、絶縁層２７、２８を入れてい
るものの、このように各チャンネルを積層することで、
シムコイルユニット１１のボア径方向の厚さを、全体で
約３mm（例えば２．９５mm：但し、外側の樹脂テープ層
２６を除く）と、薄形のシムコイルユニットに形成され
ている。なお、図３における結線ＣＮ、辺り線ＣＲの部
分は模式的に示し、また各ＦＰＣ間の隙間も見易くする
ためにあけて示している。
の間、及びそのＦＰＣ２３、２４と残った最上層のＦＰ
Ｃ２５との間には、各々、絶縁層２７、２８を入れてい
るものの、このように各チャンネルを積層することで、
シムコイルユニット１１のボア径方向の厚さを、全体で
約３mm（例えば２．９５mm：但し、外側の樹脂テープ層
２６を除く）と、薄形のシムコイルユニットに形成され
ている。なお、図３における結線ＣＮ、辺り線ＣＲの部
分は模式的に示し、また各ＦＰＣ間の隙間も見易くする
ためにあけて示している。
【００２５】このように積層したシムコイルユニット１
１は、前述した能動遮蔽型の傾斜磁場コイルユニット１
２の外側表面上に装置され、そのコイルユニット１２と
共に真空含浸又は、テーピング等により一体化したコイ
ルユニットに形成されている。
１は、前述した能動遮蔽型の傾斜磁場コイルユニット１
２の外側表面上に装置され、そのコイルユニット１２と
共に真空含浸又は、テーピング等により一体化したコイ
ルユニットに形成されている。
【００２６】このように本実施例では、能動遮蔽型の傾
斜磁場コイルユニット１２が自己の発生した磁場を殆ど
外側に漏らさないので、シムコイルユニット１１との間
の磁気的カップリングは通常の能動遮蔽型ではない傾斜
磁場コイルユニットに比べて格段に少ないことに着目
し、傾斜磁場コイルユニット１２の外表面上に一体的に
シムコイルユニット１１を形成した。これにより、シム
コイル２１〜２５自体を従来に比べて静磁場の均一化し
たい診断空間領域により近付けることができ、シムコイ
ル２１〜２５が発生する補正磁場の強度は従来よりも小
さくて済む。このため、シムコイル２１〜２５自体を薄
くすることができるとともに、シム電源も容量を下げる
ことができ、材料コストや部品コストなどの低減を図る
とともに、そのシム電源の小形化も可能になる。また、
能動遮蔽型の傾斜磁場コイルユニット１２とシムコイル
ユニット１１との間のスペースも不要になり、超電導磁
石１０のボア径自体も小さくでき、強いては架台１全体
の小形化に寄与できることになる。この小形化によって
ＭＲＩ装置の設置スペースを減らすことが可能になり、
さらに搬送や据付時などに得られるメリットも大きい。
さらに傾斜磁場コイルユニット１２及びシムコイルユニ
ット１１とが互いに最初から固着して形成できるので、
ユニット１２、１１のコイル同士の直交性を容易且つ簡
単に保持することができる。したがって、静磁場均一化
のための磁場補正能力も向上するので、より高均一な静
磁場を得て、安定した高画質のＭＲＩ画像の取得に寄与
することができる。また、両コイルユニット１２及び１
１が一体化しているため、組立てや据付時間も短縮され
る。
斜磁場コイルユニット１２が自己の発生した磁場を殆ど
外側に漏らさないので、シムコイルユニット１１との間
の磁気的カップリングは通常の能動遮蔽型ではない傾斜
磁場コイルユニットに比べて格段に少ないことに着目
し、傾斜磁場コイルユニット１２の外表面上に一体的に
シムコイルユニット１１を形成した。これにより、シム
コイル２１〜２５自体を従来に比べて静磁場の均一化し
たい診断空間領域により近付けることができ、シムコイ
ル２１〜２５が発生する補正磁場の強度は従来よりも小
さくて済む。このため、シムコイル２１〜２５自体を薄
くすることができるとともに、シム電源も容量を下げる
ことができ、材料コストや部品コストなどの低減を図る
とともに、そのシム電源の小形化も可能になる。また、
能動遮蔽型の傾斜磁場コイルユニット１２とシムコイル
ユニット１１との間のスペースも不要になり、超電導磁
石１０のボア径自体も小さくでき、強いては架台１全体
の小形化に寄与できることになる。この小形化によって
ＭＲＩ装置の設置スペースを減らすことが可能になり、
さらに搬送や据付時などに得られるメリットも大きい。
さらに傾斜磁場コイルユニット１２及びシムコイルユニ
ット１１とが互いに最初から固着して形成できるので、
ユニット１２、１１のコイル同士の直交性を容易且つ簡
単に保持することができる。したがって、静磁場均一化
のための磁場補正能力も向上するので、より高均一な静
磁場を得て、安定した高画質のＭＲＩ画像の取得に寄与
することができる。また、両コイルユニット１２及び１
１が一体化しているため、組立てや据付時間も短縮され
る。
【００２７】また、前述したシムコイルユニット１１は
ＦＰＣを使い、しかもその各チャンネルの積層方向を考
慮したのでそれ自体でも前述の如く、全体厚さが例えば
約３mm程度と非常に薄く形成できる。したがって、架台
や静磁場発生用の磁石の構造上の都合などに拠っては、
必ずしもシムコイルユニットを傾斜磁場コイルユニット
と一体化せずに、例えば図６に示す如く静磁場磁石３０
（例えば超電導磁石）のボア３０ａに面した熱シールド
板３１の内部などに設置してもよい。
ＦＰＣを使い、しかもその各チャンネルの積層方向を考
慮したのでそれ自体でも前述の如く、全体厚さが例えば
約３mm程度と非常に薄く形成できる。したがって、架台
や静磁場発生用の磁石の構造上の都合などに拠っては、
必ずしもシムコイルユニットを傾斜磁場コイルユニット
と一体化せずに、例えば図６に示す如く静磁場磁石３０
（例えば超電導磁石）のボア３０ａに面した熱シールド
板３１の内部などに設置してもよい。
【００２８】
【発明の効果】以上説明したように、本発明のＭＲＩ装
置では傾斜磁場コイルユニットを同円筒状の能動遮蔽型
の傾斜磁場コイルを有するユニットで形成するととも
に、この傾斜磁場コイルユニットの外側円筒状表面上
に、前記シムコイルユニットを一体的または一体に装着
したので、シムコイルユニットの各シムコイルを静磁場
均一化の目的空間により接近させることができ、シムコ
イルユニットや静磁場磁石、強いては架台全体の小形
化、軽量化を図ることができるとともに、より低い補正
磁場のパワーで済むから、シム電源の小形化及び低パワ
ー化も可能となり、さらに製造時などにおいて傾斜磁場
コイルとシムコイルとの直交性の維持も容易化される。
置では傾斜磁場コイルユニットを同円筒状の能動遮蔽型
の傾斜磁場コイルを有するユニットで形成するととも
に、この傾斜磁場コイルユニットの外側円筒状表面上
に、前記シムコイルユニットを一体的または一体に装着
したので、シムコイルユニットの各シムコイルを静磁場
均一化の目的空間により接近させることができ、シムコ
イルユニットや静磁場磁石、強いては架台全体の小形
化、軽量化を図ることができるとともに、より低い補正
磁場のパワーで済むから、シム電源の小形化及び低パワ
ー化も可能となり、さらに製造時などにおいて傾斜磁場
コイルとシムコイルとの直交性の維持も容易化される。
【００２９】また各シムコイルを成すフレキシブルプリ
ント基板の表・裏面の重ね合わせ方向の配慮及びベース
体の絶縁層としての機能兼用によって、シムコイル自体
の径方向の厚さを非常に薄く形成でき、取扱いの容易
化、ＭＲＩ装置の架台の小形・軽量化にも寄与できる。
ント基板の表・裏面の重ね合わせ方向の配慮及びベース
体の絶縁層としての機能兼用によって、シムコイル自体
の径方向の厚さを非常に薄く形成でき、取扱いの容易
化、ＭＲＩ装置の架台の小形・軽量化にも寄与できる。
【図１】本発明の一実施例に係るＭＲＩ装置の架台をそ
の軸方向から見た磁石及びコイルの配置概念図。
の軸方向から見た磁石及びコイルの配置概念図。
【図２】シムコイルユニットの各シムコイルの積層状態
をその軸方向から見た配置図。
をその軸方向から見た配置図。
【図３】図２中のIII −III 線に沿った断面概略図。
【図４】シムコイルのＸＹチャンネルの展開模式図。
【図５】シムコイルのＺＸチャンネルの展開模式図。
【図６】その他の実施例に係るＭＲＩ装置のシムコイル
を組み込んだ静磁場磁石の概略図。
を組み込んだ静磁場磁石の概略図。
【図７】従来技術の一例を示す概略斜視図。
１ 架台 １０、３０ 超電導磁石 １１ シムコイルユニット １２ 能動遮蔽型傾斜磁場コイルユニット ２１〜２５ シムコイル ＣＢ ＦＰＣのベース体 ＣＰ ＦＰＣの導体パターン ＣＮ ＦＰＣ上の結線 ＣＲ ＦＰＣ上の辺り線
Claims (6)
- 【請求項１】 静磁場を発生させる静磁場磁石と前記静
磁場に重畳させる傾斜磁場を発生させる傾斜磁場コイル
ユニットとの間に配置され、且つ前記静磁場を均一化す
る補正磁場を発生させるシムコイルユニットを備えたＭ
ＲＩ装置において、 前記傾斜磁場コイルユニットを同円筒状の能動遮蔽型の
傾斜磁場コイルを有するユニットで形成するとともに、
この傾斜磁場コイルユニットの外側円筒状表面上に、前
記シムコイルユニットを一体的または一体に装着したこ
とを特徴とするＭＲＩ装置。 - 【請求項２】 前記シムコイルユニットは２次以上のシ
ミングを実施する複数チャンネルのシムコイルを備えた
請求項１記載のＭＲＩ装置。 - 【請求項３】 前記シムコイルは複数チャンネルのシム
コイルを備え、この各チャンネルのシムコイルをフレキ
シブルプリント基板で形成する構造であって、このフレ
キシブルプリント基板の絶縁ベース体の一方の面に前記
シムコイルに対応する複数の導体パターンを配し、他方
の面にその複数の導体パターン間をつなぐ結線及び辺り
線の少なくとも一方を実装した請求項１記載のＭＲＩ装
置。 - 【請求項４】 前記結線及び辺り線の少なくとも一方
は、当該結線及び辺り線の少なくとも一方が発生する磁
場の前記静磁場磁石の軸方向成分を打ち消すように配し
た請求項３記載のＭＲＩ装置。 - 【請求項５】 前記シムコイルユニットは、前記結線及
び辺り線の少なくとも一方を配した面同士を向かい合わ
せて積層した少なくとも一対の前記フレキシブルプリン
ト基板を含み、向かい合う結線及び辺り線同士は互いに
異なる位置に設定し、当該一対のフレキシブルプリント
基板間の絶縁手段として互いの基板の前記絶縁ベース体
を兼用した構成である請求項４記載のＭＲＩ装置。 - 【請求項６】 前記シムコイルは複数チャンネルのシム
コイルを備え、この各チャンネルのシムコイルをフレキ
シブルプリント基板で形成する構造であって、前記フレ
キシブルプリント基板の絶縁ベース体の一方の面に前記
シムコイルに対応する複数の導体パターンを配し、他方
の面にその複数の導体パターン間をつなぐ結線及び辺り
線の少なくとも一方の導体パターンを配した請求項１記
載のＭＲＩ装置。
Priority Applications (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP7007267A JPH08196518A (ja) | 1995-01-20 | 1995-01-20 | Ｍｒｉ装置 |
| US08/588,058 US5773976A (en) | 1995-01-20 | 1996-01-19 | Shimming in magnetic resonance imaging |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP7007267A JPH08196518A (ja) | 1995-01-20 | 1995-01-20 | Ｍｒｉ装置 |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH08196518A true JPH08196518A (ja) | 1996-08-06 |
Family
ID=11661265
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP7007267A Pending JPH08196518A (ja) | 1995-01-20 | 1995-01-20 | Ｍｒｉ装置 |
Country Status (2)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US5773976A (ja) |
| JP (1) | JPH08196518A (ja) |
Cited By (5)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2007229046A (ja) * | 2006-02-28 | 2007-09-13 | Hitachi Ltd | 磁場補正装置 |
| US7511502B2 (en) | 2007-01-05 | 2009-03-31 | Kabushiki Kaisha Toshiba | Magnetic resonance imaging apparatus |
| JP2010523191A (ja) * | 2007-04-04 | 2010-07-15 | コーニンクレッカ フィリップス エレクトロニクス エヌ ヴィ | 分割勾配コイル及びこれを用いるｐｅｔ／ｍｒｉハイブリッドシステム |
| JP2012170719A (ja) * | 2011-02-23 | 2012-09-10 | Hitachi Medical Corp | 磁気共鳴イメージング装置及び磁場補正用コイルの製造方法 |
| JP2014519382A (ja) * | 2011-05-31 | 2014-08-14 | コーニンクレッカ フィリップス エヌ ヴェ | Ｍｒｉ放射線治療装置の静磁場補正 |
Families Citing this family (26)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPH09246035A (ja) * | 1996-03-06 | 1997-09-19 | Jeol Ltd | 回路印刷シート |
| US6507190B1 (en) * | 2000-08-01 | 2003-01-14 | Ge Medical Systems Global Technologies Company Llc | Method and apparatus for compensating polarizing fields in magnetic resonance imaging |
| DE10127822B4 (de) * | 2001-06-07 | 2008-04-03 | Siemens Ag | Magnetresonanzgerät mit einem Grundfeldmagneten |
| JP4040930B2 (ja) * | 2002-08-26 | 2008-01-30 | 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 | 磁場均一化方法および装置 |
| JP2004159984A (ja) * | 2002-11-14 | 2004-06-10 | Ge Medical Systems Global Technology Co Llc | 静磁場形成装置および磁気共鳴撮像装置 |
| US7141974B2 (en) * | 2003-08-25 | 2006-11-28 | William A Edelstein | Active-passive electromagnetic shielding to reduce MRI acoustic noise |
| JP3992694B2 (ja) * | 2004-05-24 | 2007-10-17 | 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 | Ｍｒｉ装置 |
| WO2006097864A1 (en) * | 2005-03-17 | 2006-09-21 | Koninklijke Philips Electronics, N.V. | Minimum energy shim coils for magnetic resonance |
| DE102005025340B3 (de) * | 2005-05-31 | 2007-03-15 | Siemens Ag | Shim-Platinensystem |
| DE102005033955A1 (de) * | 2005-07-20 | 2007-02-01 | Siemens Ag | Magnetresonanzeinrichtung umfassend eine zylindrische Gradientenspule |
| US7592812B2 (en) * | 2006-04-13 | 2009-09-22 | Kabushiki Kaisha Toshiba | Magnetic resonance imaging apparatus and static magnetic field correction method |
| JP4188387B2 (ja) * | 2006-06-05 | 2008-11-26 | 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 | 磁気共鳴イメージング装置及びシム値設定方法 |
| US7375526B2 (en) * | 2006-10-20 | 2008-05-20 | Edelstein William A | Active-passive electromagnetic shielding to reduce MRI acoustic noise |
| US7427908B1 (en) * | 2007-12-21 | 2008-09-23 | Florida State University Research Foundation | Magnetic shimming configuration with optimized turn geometry and electrical circuitry |
| EP2230530A1 (en) | 2009-03-20 | 2010-09-22 | Koninklijke Philips Electronics N.V. | A tesseral shim coil for a magnetic resonance system |
| JP5349177B2 (ja) * | 2009-07-09 | 2013-11-20 | 株式会社東芝 | 磁気共鳴イメージング装置 |
| JP2011087904A (ja) * | 2009-09-28 | 2011-05-06 | Toshiba Corp | 磁気共鳴イメージング装置 |
| CN102640010B (zh) * | 2009-12-02 | 2015-11-25 | 纳纳利塞斯公司 | 用于产生均匀磁场的方法和装置 |
| US8754646B2 (en) | 2010-06-29 | 2014-06-17 | Picospin, Llc | Rapid sample exchange for miniaturized NMR spectrometer |
| US8847596B2 (en) | 2010-06-29 | 2014-09-30 | Picospin, Llc | Capillary cartridge for miniaturized nuclear magnetic resonance (NMR) devices |
| US8729898B2 (en) | 2010-06-29 | 2014-05-20 | Picospin, Llc | Shim coils and shimming miniaturized nuclear magnetic resonance magnets |
| US8847587B2 (en) | 2011-07-13 | 2014-09-30 | Biosense Webster (Israel) Ltd. | Field generator patch with distortion cancellation |
| DE102012213597B4 (de) * | 2012-08-01 | 2018-05-24 | Siemens Healthcare Gmbh | Shimspulen mit integrierten Abstandhaltern |
| EP3011354B1 (en) * | 2013-06-21 | 2020-12-09 | Koninklijke Philips N.V. | Shim system for a magnetic resonance hybrid scanner |
| JP6422739B2 (ja) * | 2014-10-31 | 2018-11-14 | キヤノンメディカルシステムズ株式会社 | 傾斜磁場コイル及び磁気共鳴イメージング装置 |
| CN108369261B (zh) | 2015-11-06 | 2021-07-16 | 西达-赛奈医疗中心 | 用于下一代磁共振线圈的联合线圈(unic)系统和方法 |
Family Cites Families (11)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US3735306A (en) * | 1970-10-22 | 1973-05-22 | Varian Associates | Magnetic field shim coil structure utilizing laminated printed circuit sheets |
| US4642569A (en) * | 1983-12-16 | 1987-02-10 | General Electric Company | Shield for decoupling RF and gradient coils in an NMR apparatus |
| US4737716A (en) * | 1986-02-06 | 1988-04-12 | General Electric Company | Self-shielded gradient coils for nuclear magnetic resonance imaging |
| FR2621125B1 (fr) * | 1987-09-28 | 1989-12-08 | Thomson Cgr | Systeme de bobines de gradient pour machine de rmn |
| US4987371A (en) * | 1989-11-27 | 1991-01-22 | General Electric Company | Method for in-vivo shimming |
| US5481191A (en) * | 1990-06-29 | 1996-01-02 | Advanced Nmr Systems, Inc. | Shielded gradient coil for nuclear magnetic resonance imaging |
| US5168232A (en) * | 1990-06-29 | 1992-12-01 | General Electric Company | Method for rapid magnet shimming |
| US5371465A (en) * | 1991-03-13 | 1994-12-06 | Hitachi, Ltd. | Inspection method and apparatus using nuclear magnetic resonance (NMR) |
| US5304933A (en) * | 1991-08-01 | 1994-04-19 | General Electric Company | Surgical local gradient coil |
| US5349297A (en) * | 1992-03-27 | 1994-09-20 | Picker International Inc. | Combined self shielded gradient coil and shimset |
| US5289129A (en) * | 1992-10-13 | 1994-02-22 | The Trustees Of The University Of Pennsylvania | Multiple winding MRI gradient coil |
-
1995
- 1995-01-20 JP JP7007267A patent/JPH08196518A/ja active Pending
-
1996
- 1996-01-19 US US08/588,058 patent/US5773976A/en not_active Expired - Lifetime
Cited By (5)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2007229046A (ja) * | 2006-02-28 | 2007-09-13 | Hitachi Ltd | 磁場補正装置 |
| US7511502B2 (en) | 2007-01-05 | 2009-03-31 | Kabushiki Kaisha Toshiba | Magnetic resonance imaging apparatus |
| JP2010523191A (ja) * | 2007-04-04 | 2010-07-15 | コーニンクレッカ フィリップス エレクトロニクス エヌ ヴィ | 分割勾配コイル及びこれを用いるｐｅｔ／ｍｒｉハイブリッドシステム |
| JP2012170719A (ja) * | 2011-02-23 | 2012-09-10 | Hitachi Medical Corp | 磁気共鳴イメージング装置及び磁場補正用コイルの製造方法 |
| JP2014519382A (ja) * | 2011-05-31 | 2014-08-14 | コーニンクレッカ フィリップス エヌ ヴェ | Ｍｒｉ放射線治療装置の静磁場補正 |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| US5773976A (en) | 1998-06-30 |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| JPH08196518A (ja) | Ｍｒｉ装置 | |
| US5410287A (en) | Open MRI magnet with uniform magnetic field | |
| CN107110931B (zh) | 用于磁共振成像的铁磁增强系统及提供该系统的方法 | |
| EP2409170B1 (en) | A tesseral shim coil for a magnetic resonance system | |
| EP0770881B1 (en) | Shielded and open MRI magnet | |
| EP0629873B1 (en) | Combined self shielded gradient coil and shimset | |
| US5574417A (en) | Open MRI magnet with homogeneous imaging volume | |
| EP0304126A1 (en) | Magnetic resonance apparatus comprising an improved gradient coil system | |
| US6100780A (en) | Cryogenic-fluid-cooled open MRI magnet with uniform magnetic field | |
| US7439836B2 (en) | Magnetic field generating apparatus for magnetic resonance imaging | |
| US6812700B2 (en) | Correction of local field inhomogeneity in magnetic resonance imaging apparatus | |
| US6822452B2 (en) | MRI apparatus | |
| US20100007347A1 (en) | Split gradient coil for mri | |
| US5521571A (en) | Open MRI magnet with uniform imaging volume | |
| US6657527B2 (en) | Apparatus and method for fabricating magnet support structure | |
| US5973582A (en) | Resonance imager mobile van magnetic field homogeneity shift compensation | |
| JP4607297B2 (ja) | 磁気共鳴イメージング装置および変動磁場の補正方法 | |
| JP2005125117A (ja) | 磁場発生用コイルユニット及び磁気共鳴イメージング装置 | |
| CN214539984U (zh) | 涡电流场补偿装置以及磁共振成像装置 | |
| JP2000232967A (ja) | 磁気共鳴診断装置用コイル装置 | |
| JPH10155760A (ja) | 磁場発生用コイルユニット | |
| US20200072922A1 (en) | Magnetic resonance imaging apparatus | |
| JP2000189396A (ja) | 静磁場補正用シムコイル装置 | |
| JP2002291717A (ja) | 磁場発生装置およびそれを備えた磁気共鳴イメージング装置 | |
| JPH08164118A (ja) | Ｍｒｉ装置のマグネットアセンブリ |
Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| A02 | Decision of refusal |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A02 Effective date: 20040113 |
|
| A521 | Request for written amendment filed |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A523 Effective date: 20040210 |
|
| A911 | Transfer to examiner for re-examination before appeal (zenchi) |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A911 Effective date: 20040317 |
|
| A912 | Re-examination (zenchi) completed and case transferred to appeal board |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A912 Effective date: 20040409 |
|
| RD02 | Notification of acceptance of power of attorney |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A7422 Effective date: 20050427 |
|
| RD04 | Notification of resignation of power of attorney |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A7424 Effective date: 20050622 |