JPH0838457A - 核スピン断層撮影装置用のアクティブシールド付きトランスバーサル勾配コイル装置 - Google Patents
核スピン断層撮影装置用のアクティブシールド付きトランスバーサル勾配コイル装置Info
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Abstract
刺激を避けるのに重要であるような寄生的な磁束密度を
最小化できるように、アクティブシールド付きトランス
バーサル勾配コイル装置を構成する。 【構成】 勾配コイル装置には1次コイル2aと2次コ
イル2bが設けられている。勾配コイル装置の軸線方向
において被検ボリュームの中心3から遠く離れている1
次コイル2aと2次コイル2bの各巻線は、上記の中心
3の近くに位置する各巻線よりも小さい半径方向間隔を
相互間で有している。
Description
に1次コイルおよび2次コイルが設けられており、これ
らのコイルは互いに半径方向間隔(δr)を有してお
り、前記2次コイルは前記1次コイルよりも大きな半径
上に位置しており、前記の1次コイルおよび2次コイル
は、これらのコイルが被検ボリュームの中心で線形磁場
勾配を生成するように構成されている、核スピン断層撮
影装置用のアクティブシールド付きトランスバーサル勾
配コイル装置に関する。
コイル装置は、たとえばヨーロッパ特許出願公開第02
16590号公報により公知である。
核共鳴信号の局所分解は、1Tのオーダの均一な基底静
磁場に磁場勾配を重畳することにより行われる。イメー
ジングの基本原理はたとえば、Bottomley による論文
"NMR Imaging Techniquesand Applications - A Revie
w" in Review of Scientific Instrumentation 53,9, 9
/82 p.1319-1337, で説明されている。3次元の局所分
解のためには、磁場勾配を有利には互いに垂直な3つの
方向で生成しなければならない。次に、図1と図2に基
づき(この場合にはアクティブシールド付きでない)従
来の構成について説明する。これらの図面ではそれぞれ
1つの被検ボリューム4に座標軸x,y,zが書き込ま
れており、これは個々の勾配の方向を表すものである。
るためのトランスバーサル勾配コイルの従来の配置構成
が示されている。勾配コイル2は鞍型コイルとして構成
されており、これは支持管1上に取り付けられている。
導体区間2aにより球状の被検ボリューム4内で、ほと
んど一定の磁場勾配Gy がy方向で生成される。帰路導
体は、その大きさおよび被検ボリューム4からの距離ゆ
えにそこにおいて僅かな磁場成分しか生成せず、これは
勾配コイルの設計に際してたびたびおろそかにされる。
場勾配のための勾配コイル2と同一に構成されており、
支持管1上において方位方向に90゜、旋回されている
だけである。このためx−磁場勾配用のコイルは、見や
すくする目的で図1には示されていない。
来の(軸線方向の)勾配コイル5が略示されている。こ
のコイルはリング状に構成されており、被検ボリューム
4の中心点に関して対称に配置されている。図2に示さ
れているように、両方の個別コイル5aおよび5b中に
は互いに逆方向に電流が流れるので、これらのコイルに
よってz方向の磁場勾配が生成される。
開第0216590号公報に示されているように、アク
ティブシールド付き勾配コイルの場合、たとえば図1に
よる勾配コイル2(これは1次コイルと呼ばれる)は同
形式の別のコイルにより取り囲まれており、それらのコ
イルはやはり円筒面上に配置されているが、コイル支持
体1よりも大きい直径を有している。これら別のコイル
は2次コイルと呼ばれ、勾配コイル装置2に対し逆方向
に電流を流す。このことにより、勾配磁場は外側に向か
うにつれて少なくともかなり弱められることになり、し
たがって周囲の金属部分における渦電流の誘起がほとん
ど阻止される。この場合、被検ボリューム4における勾
配磁場の不可避の減衰は、巻回数を高めることにより、
および/または電流により補償しなければならない。
については高度の要求が課され、この要求は図1,2に
略示されている簡単な導体構造では達成できない。この
場合、殊にトランスバーサル勾配コイルは設計上、複雑
になりないしはコストがかかる。ドイツ連邦共和国特許
出願公開第4203582号公報には、著しく複雑なコ
イル形状を算出するための数値によるアプローチについ
て述べられており、この場合、境界条件を定式化するこ
とで勾配コイルを多様な観点で最適化することができ
る。
えばエコー・プラナー映像法(EPI)の場合、高い磁
場強度を有する高速に振動する勾配磁場が必要である。
その際、神経と筋肉による相互作用により局所的に、程
度の差こそあれ痛みを引き起こす付随現象を伴う制御不
可能な物理的反射の生じるおそれがある。このようない
わゆる刺激の生物物理学的メカニズムはきわめて複雑で
はあるが、その誘因は常に、被検査体にあてられる磁束
φが時間とともに変化することである。たとえばEPI
イメージングのためには約1KHz付近の周波数で強い
勾配磁場を用いるのが有利であることから、一般にdφ
/dtに対し高い値を計算に入れなければならない。
ルボリュームにおける有効勾配と磁束密度との比は比較
的不利である。図3には、平面x=0においてy−勾配
を発生させるためのコイル装置の磁場曲線が示されてい
る。明らかに、高い磁束密度に相応する磁場曲線の集中
が結像ボリュームの外側に示されている。コイルにより
生成される磁場の大部分は被検ボリュームを中心に巡ら
されているのに対し、有効磁場自体はこの関連で著しく
小さく現れている。このことは物理学的理由で完全には
回避できないけれども、被検ボリュームの外側における
有効磁場と勾配磁場との比を最適化するよう試みること
はできる。このことがうまく行われるならば、高い振幅
の勾配が急速に切り換えられるときの生理学的衝撃によ
る刺激の問題も緩和される。
ツ連邦共和国特許出願公開第4203582号公報によ
る方法を用いることで取り組むことはできる。たとえば
この場合、最適化の課題に関して目的を定義するなら
ば、被検ボリューム内部における目標磁場からの最大偏
差をまえもって設定し、同時に外部空間における放射状
の磁場経過特性を最小化するということになる。たしか
にこの方法によれば基本的に、有効磁場とそれ以外のコ
イル磁場との比を改善できるが、このことは比較的狭い
範囲内でしか達成できない。これは、2つの円筒面上に
おいて1次コイルと2次コイルとが別個に構成されてい
ることから最適化のための自由度が十分に得られないこ
とによる。
題は、被検ボリュームにおける磁場経過特性が十分に保
持されながらも被検ボリュームの外側における磁束密度
経過特性が最小化されるように、アクティブシールド付
き勾配コイル装置を構成することにある。
ばこの課題は、勾配コイル装置の軸線方向で中心から大
きく隔たっている1次コイルおよび2次コイルの各巻回
体は、前記中心の近くに位置する各巻回体よりも小さい
半径方向相互間隔を有することにより解決される。
勾配コイルの円筒構造がフレキシブルな形態的特性構造
に置き換えらており、この形状によって先に述べた意図
で最適化するのに著しく改善された可能性が得られる。
被検ボリュームの外側において障害を及ぼす磁束密度の
少なからぬ部分は、被検ボリュームから離れた領域にお
ける導体のフィードバック部分から生じる。このような
導体のフィードバック部分は有効磁場に対し構成設計に
はほとんど寄与しない。導体フィードバックおよび1次
コイルと2次コイルにおいて電流方向が逆である領域に
おいて1次コイルと2次コイルとの間隔を狭めることに
より、障害を及ぼす勾配磁場はこの領域において著しく
弱められる。
示されている。
てもう1度、アクティブシールド付きトランスバーサル
勾配コイル装置をきわめて概略的に縦方向と横方向とで
示す。この場合、以下のすべての図面もそうであるよう
に、各々のトランスバーサル勾配コイル装置についてそ
れぞれ4つのコイル部分の描写は略されており、むしろ
個々の円筒面のみが示されている。従来の装置である
と、1次コイル2aと2次コイル2bはそれぞれ互いに
同心の円筒面上に配置されており、したがって互いに一
定の間隔を有している。
形状に有利なように通常の2重円筒構造をやめ、それに
よって寄生磁束成分を最小化すれば、先に述べたように
最適化するためのさらなる手法が得られる、という着想
から出発している。
合、1次コイルおよび2次コイルからの間隔δrにより
決定的に、装置全体の磁場作用が定まる。以下では、1
次コイルだけの感度をgで表す。この場合、感度とは、
電流単位あたりに勾配コイル装置により得られる磁場勾
配のことである。1次コイルと2次コイルから合成され
た感度をG=G(δr)で表す。1次コイルの直径をR
で表せば次式が得られる: G(δr)=g(1−[R/(R+δr)]4) δrがRよりも著しく小さければ近似的に次式が成り立
つ: G(δr)〜g・4δr/R この式からわかることは、磁場を発生させる巻線とその
シールドとの間隔が狭まるにつれて磁場の有効性が著し
く弱くなることである。全身断層撮影において目下慣用
のアクティブシールド付き勾配コイルの場合、たとえば
次のオーダがあてはまる:R〜350mm,δr〜70
mm,G〜0.5g。
らば、G〜0.1gになる。
のシールド導体についても定性的にあてはまる。この法
則的関係性から、どうのようにすれば本発明にしたがっ
てより好適なコイルの形態的特性になるかの手掛かりが
導き出される。この場合、基本的なアイデアは、被検ボ
リューム4には面していないコイル部分における帰路導
体とそれに隣り合うシールド巻線の間隔を、それらの寄
生作用を十分に最小化できる程度に狭めることである。
ここで”帰路導体”とは、被検ボリューム4に面してい
ない部分に設けられた巻線のことである。
り、コイルインダクタンスがいっそう僅かになることの
ほかに、とりわけ寄生磁束密度が著しく減少するように
なる。間隔δrをゼロ方向に向かわせると、1次コイル
と2次コイルの帰路導体は幾何学的形態特性的に重なり
合うようになる。それというのは、これらのコイルには
互いに逆方向に直流が流れるからである。コイル磁場に
対するそれらの寄与量もやはりゼロになる。さらにこの
ようなコイル装置の場合、1次帰路導体と2次帰路導体
の一部分が完全になくなる。その結果、コイルは短くな
り、しかも浪費的損失が僅かになる。
石形式に依存して、それぞれ異なる実施形態が有利にな
り得る。図5〜図13にはこの種の実施形態の実例が示
されている。図5による実施形態の場合、2次コイル2
bは1つの円筒面上に位置し、1次コイル2aの中央部
Bはそれよりも小さい直径の円筒面上に位置し、周縁領
域AおよびCは円錐状に形成されてそれらの端部で2次
コイル2bと合わさっている。この形態は、円筒状開口
部とホッパー状の患者開口部を有する標準的な磁石にと
りわけ適している。
aは円筒面上に位置しているのに対し、2次コイル2b
は円筒状の中央部分を有しておりかつ円錐状の外側部分
を有している。この実施形態は殊に、内部空間内におい
て周縁領域に比較的大きい受動的な補正部材4を有する
磁石に適している。
ぞれ一方のコイル(1次コイル2aないし2次コイル2
b)が1つの円筒面上に位置しているのに対し、それぞ
れ他方のコイルは、円筒状の中央部分と、この部分につ
ながる2つの円錐状の部分と、さらにやはり円筒状の外
側部分とから成る円筒面上に位置している。この形式の
配置構成によって製造技術上の利点を得ることができ
る。
り、この場合、1次コイル2aはアーチ形の回転体上に
位置している。
イル装置のいくつかの極端な事例が示されている。図1
0による変形実施例の場合、1次コイル2aは中央平面
に関して対称に2重円錐状に構成されている。図11に
よる変形実施例の場合、1次コイル2aは、かなり長い
円筒状の中央部分と短い円錐状の外側部分とを有してい
る。この図面の場合、勾配コイル装置は従来のアクティ
ブシールド付き勾配コイル装置に似ている。しかし、標
準的な構成とは異なり導体が一方の円筒面から他方の円
筒面へと入れ替わっていることに注意されたい。標準的
な配置構成の場合、1つの導体が常に1つの円筒外面上
に留まったままであるのに対し、本発明による勾配コイ
ル装置の場合、多数の導体が複雑なパターンで一方の面
から他方の面へと入れ替わっている。一方の面から他方
の面への入れ替わりは、1次コイルないしは2次コイル
の円錐部分の周囲を取り囲むリングセグメントを介して
行われる。
に図10ないし図11の実施例に対応しているが、この
場合には2次コイル2bはそれぞれ1次コイル2aより
も長く構成されている。このことは良好なシールド効果
を得るために有用であることが判明している。
ly linear asymmetric transversegradient coil desig
n for head imaging", Abstract 10th Annual MeetingS
MRM 1991, P.711, から、勾配コイルを非対称に構成す
ることが知られている。この種の非対称な勾配コイル
は、たとえば頭部の特殊撮影プロセスのために用いられ
る。この形式のコイルの利点はとりわけ、全長が短いこ
とと、対称に構成されたコイルよりも僅かなインダクタ
ンスしか有していないことである。図14には、従来の
アクティブシールド付き非対称形勾配コイルが示されて
いる。
明による着想を採用し、1次コイルと2次コイルとの間
の間隔が一定でないよう選定することでいっそう改善で
きる。これに対応する実施例が図15〜図18に示され
ている。その際、図15による実施例は基本的に図5に
対応する。さらに図16による実施例は図6による実施
例に対応するものであり、このためやはり比較的大きい
組み込み部材を有する磁石にとりわけ適している。図1
7および図18による実施形態は、図7および図8によ
る実施形態に対応している。
げたドイツ連邦共和国特許出願公開第4203582号
公報に記載されているような方法を前提とすることがで
きる。しかしこの場合には円筒面とは異なるので、上記
公報に記載の方法を一般化する必要がある。巻回デザイ
ンの計算は、たとえば以下のステップで行われる: 第1ステップ:たとえば前述の実施例のうちの1つにし
たがって基本的な配置構成を決定した後、勾配コイル装
置の相応の外面に仮想的にメッシュネットを張り巡ら
す。このことは、図5による配置構成に関して図19に
示されている。この場合、このように規定されたメッシ
ュネットはもはや直角の同形状の網目だけからは構成さ
れない。したがってこの勾配コイル装置の円錐部分に
は、たとえばほぼ台形の網目が生じる。その他の網目は
リングセグメント等の形を取り得る。対称性の理由から
トランスバーサル勾配コイルは、対称に構成された勾配
コイルの場合にはそれぞれ2×4の同じように巻回され
た部分コイルから成り、非対称に構成された勾配コイル
の場合、2×2の同じように巻回された部分コイルから
成る。したがって、コイルを四分円ごとに計算し、その
際、付加的な自由度として巻回カーブが1次コイルと2
次コイルとの間で方位方向の周縁部を介して入れ替われ
るような可能性を付け加えると有利である。四分円ごと
に計算する場合、図20に示されているようなメッシュ
ネットが得られる。
反復の意図で通し番号(1,2,...,n)が付けら
れている。
て所定数のn個のポイントPi を選択する。この場合、
(i=1,...n),n>mがあてはまる。これらの
ポイントPi において所望の目標磁場Zi が規定される
ことになる。
続して所定の単位電流が流れるものと考える。このため
各網目ごとに、n個のポイントの各々において上記の単
位電流により生成される磁場bijを計算する。つまりb
ijは、i番目のポイントの位置でのj番目の網目におけ
る単位電流の磁場寄与量である。この場合、以下の定義
を基礎として用いる:
目分岐はそれぞれ2つの隣接する網目に属するので、こ
のような各分岐に対し生じる電流を、図21に示されて
いるように両方の網目電流の重畳により求める必要があ
る。したがって、たとえば網目kとk+mの間に位置す
る網目分岐に対し Ik−Ik+m の電流が生じる。網目k
とk+1との間に位置する網目分岐に対しては Ik−I
k+1 の網目電流が生じる。
流分布が得られ、これは一方では所望の目標磁場を生成
し、他方では連続の方程式を満たすものである。連続の
方程式が成り立つのは、各網目がそれ自体で閉じている
からである。そしてこの条件の遵守が重要なのは、閉じ
た電流回路によってのみこのような空間的な電流分布の
シミュレーションが可能であるという理由による。
の目標電流の流れる別個の導体を用いることによりシミ
ュレートされる。これについては種々異なる解法が知ら
れている。たとえば、まず最初に各網目分岐に対し、算
出された電流が流れることになる定義された面積を割り
当てることができる(網目幅・網目長)。その後、外面
における全般的な電流分布から面積電流密度分布が算出
され、続いて目標電流により除算することで与えられた
外面における巻回密度分布が算出される。このことから
個々の導体の空間曲線は、適切な積分経路に沿った積分
(たとえば巻回密度分布の停滞点を通り外面へ向かう直
線束の射影)により求めることができる。この目的で、
積分値が整数になるまでこの経路に沿った巻回密度関数
を積分する。このようにして定められた積分限界内で、
両方の側で同じ大きさの巻回成分が生じるように導体の
位置が定められる。
める方法についてのその他の詳細な点に関しては、やは
りドイツ連邦共和国特許出願公開第4203582号公
報を参照されたい。
おける重点は、結像ボリュームの外側に最大に発生する
B磁場を最小化する点にある。この付加的な要求は、有
効ボリュームにおいて要求される磁場経過特性に対しあ
る種の矛盾をなすものである。B磁場の最小化を最適化
の課題として単純にとらえるならば、極端な場合、この
要求は電流が全く流れないことによりごく簡単に満たさ
れることになってしまい、もちろんこのことではいかな
る有効磁場も生じない。このように互いに矛盾し合う目
標設定は、ここにおける最適化の課題では重み付け係数
を用いることで互いに関連づけられる。
下のようにして定めることができる:障害を及ぼすB磁
場が患者に接近する内部空間の周縁部において最大にな
るという考察を前提として、存在している対称性を考慮
しながらたとえば、内部ケーシングの仮想の外面上にお
けるポイントの集合Pi(i=v.1,...,n)を
選択する。上述のように、Pi(i=1,...,v)
は有効ボリューム内のポイントである。Zi(i=1,
n) は、ポイントPi における所期の目標磁場を表
す。ここでi>vのとき一般にZi=0 があてはまる。
wは先に述べた重み付け係数を表す。この場合、最適化
の課題は以下のとおりである:
きるかぎり小さい電流密度の境界条件を、たとえば最小
のコイルエネルギーのようなさらに別の物理的要求と組
み合わせることもできる。この目的で、メッシュネット
のすべての固有インダクタンスならびに結合インダクタ
ンスを計算する:この場合、Lklはk番目の網目とl番
目の網目の結合インダクタンスを表す。相応にLkkはk
番目の網目の固有インダクタンスのことである。コイル
エネルギーは次式にしたがって算出される:
たがって拡張される: Qw = Q+ω・W この場合、ωは、コイルエネルギーの最小化と上述の要
求とを関連づけるさらに別の重み付け係数である。
シールド付き勾配コイルの磁場曲線経過特性が実例とし
て示されており、他方、図23には、既述の方法により
最適化された図5による勾配コイルの磁場曲線経過特性
が示されている。精確にいえば、ベクトル電位の等輪郭
線がそれぞれ示されている。さらにこの場合、それぞれ
1つの比較面Fが定義されている。両方のコイルにおい
てコイル感度は0.1[mT/m)/A]になる。同様
に、たとえば45cmの直径を有する球状のボリューム
上での最大の非線形性は、約5%で両事例についてほぼ
等しい大きさである。
は、図22による従来の配置構成における全磁束(これ
は等しく定義された比較面Fを通る磁場曲線の個数から
わかる)は、ここで説明している方法により最適化され
た図23による配置構成よりも著しく多いことである。
したがって同じ有効磁場であれば、ここで最適化された
勾配コイルは、従来の勾配コイルよりも著しく僅かな刺
激しか引き起こさず、換言すれば、磁場の上昇勾配がか
なり大きくなってはじめて刺激が生じることになる。図
24および25には、図22,23による定性的な情報
を定量化するために、B磁場の対比が示されている。図
示するためにここでも等輪郭プロットが採用された(図
24は慣用の勾配コイルに関し、図25は本発明にした
がって最適化された勾配コイルに関する)。たとえば著
しく強調されている10mT線を観察すると、次のこと
がわかる: −図24による従来の配置構成においてこの線は、図2
5による配置構成におけるものよりも著しく深く患者ボ
リューム中に達しており、 −図24の事例におけるB>10mTの部分ボリューム
はz方向において、図25による勾配コイルにおけるも
のよりも2倍以上長い。
27(最適化された配置構成)には、磁気共鳴検査にと
って重要な有効磁場つまり個々の勾配コイルのBz 成分
の比較が示されている。勾配コイルの線形性は、図示さ
れた結像ボリュームにおいてz方向に平行な等間隔の輪
郭線からわかる。ここにおいて明らかに示されているの
は、各線形ボリュームは半径方向では同等であるが、こ
れに対しz方向では線形ボリュームはz方向に延びてお
り、しかも図26による従来の配置構成におけるものよ
りもさらに長く延びていることである。つまり実際に有
効なボリュームはいっそう大きくなっており、この場
合、z方向に長く延びた楕円形状を有している。
従来の形式のものに比べ感度が同じであっても以下の利
点を有するといえる: −有効磁場と全コイル磁場との比は著しく好適であり、
かつ生理学的刺激が生じるまでに著しく高い周波数を許
容できる。このことは殊にいわゆるEPIシーケンスに
おいて重要である。
る。
う長く広がっている。
とえば本来の長さの半分まで短くできる。
に関してたとえば35%の低減が得られる。
欠点は、3次元の導体配置構成を精確なスケールで位置
決めするのに比較的高い製造組み立てコストがかかる点
である。
る磁場経過特性が十分に保持されながらも被検ボリュー
ムの外側における磁束密度経過特性が最小化されるよう
にした、アクティブシールド付き勾配コイル装置が提供
される。
す図である。
を示す図である。
を示す図である。
を示す図である。
を示す図である。
を示す図である。
態を示す図である。
態を示す図である。
態を示す図である。
態を示す図である。
された従来技術による勾配コイル装置を示す図である。
の実施形態を示す図である。
の実施形態を示す図である。
の実施形態を示す図である。
の実施形態を示す図である。
シュネットを示す図である。
シュネットを示す図である。
の磁場曲線経過特性を比較面を用いて比較した図であ
る。
の磁場曲線経過特性を比較面を用いて比較した図であ
る。
のy−z平面における|B|磁場の等輪郭線プロットを
比較した図である。
のy−z平面における|B|磁場の等輪郭線プロットを
比較した図である。
のy−z平面におけるBz 成分の等輪郭線プロットを比
較した図である。
のy−z平面におけるBz 成分の等輪郭線プロットを比
較した図である。
Claims (12)
- 【請求項1】 各勾配コイル装置ごとに1次コイル(2
a)および2次コイル(2b)が設けられており、これ
らのコイルは互いに半径方向間隔(δr)を有してお
り、 前記2次コイル(2b)は前記1次コイル(2a)より
も大きな半径(R+δr)上に位置しており、 前記の1次コイル(2a)および2次コイル(2b)
は、これらのコイルが被検ボリューム(4)の中心
(3)で線形磁場勾配を生成するように構成されてい
る、 核スピン断層撮影装置用のアクティブシールド付きトラ
ンスバーサル勾配コイル装置において、 当該勾配コイル装置の軸線方向で前記中心(3)から比
較的に隔たっている前記1次コイル(2a)および2次
コイル(2b)の各巻回体は、前記中心(3)の近くに
位置する各巻回体よりも小さい半径方向相互間隔を有す
ることを特徴とする、 核スピン断層撮影装置用のアクティブシールド付きトラ
ンスバーサル勾配コイル装置。 - 【請求項2】 前記1次コイル(2a)のコイル支持体
は、前記中心(3)の方へ向いた部分(B)では円筒状
であり、それ以外の部分(A,C)では、外側へ向かう
につれて直径が大きくなる円錐状である、請求項1記載
の勾配コイル装置。 - 【請求項3】 前記2次コイル(2b)のコイル支持体
は、前記中心(3)の方へ向いた部分(B)では円筒状
であり、それよりも外側の部分(A,C)では、外側へ
向かうにつれて直径が小さくなる円錐状である、請求項
1または2記載の勾配コイル装置。 - 【請求項4】 前記コイル支持体の円筒状部分(B)は
軸線方向において前記の円錐状部分(A,C)よりも短
い、請求項2または3記載の勾配コイル装置。 - 【請求項5】 前記コイル支持体の円錐状部分(A,
C)は軸線方向において前記円筒状部分(B)よりも短
い、請求項2または3記載の勾配コイル装置。 - 【請求項6】 前記の1次コイル(2a)と2次コイル
(2b)との間の半径方向間隔は、中心(3)から最も
隔たっている領域ではゼロであり、該領域では巻回体の
少なくとも一部分が省略されている、請求項1〜5のい
ずれか1項記載の勾配コイル装置。 - 【請求項7】 前記2次コイル(2b)は前記1次コイ
ル(2a)よりも長い、請求項1〜6のいずれか1項記
載の勾配コイル装置。 - 【請求項8】 前記の1次コイル(2a)と2次コイル
(2b)の巻回カーブは、当該勾配コイル装置の方位方
向の周縁部を介して前記の1次コイル(2a)と2次コ
イル(2b)の各巻回面の間で入れ替わっている、請求
項1〜7のいずれか1項記載の勾配コイル装置。 - 【請求項9】 当該勾配コイル装置は前記中心(3)に
関して非対称に構成されており、前記被検ボリューム
(4)は当該勾配コイル装置の一方の端部へずらされて
いる、請求項1〜8のいずれか1項記載の勾配コイル装
置。 - 【請求項10】 前記巻回体は以下のプロセスにしたが
って求められる軌跡を辿るよう構成されており: a)前記の1次コイル(2a)と2次コイル(2b)の
支持体上に格子メッシュネットを張り巡らし、 b)各格子網目に、閉じた巻回体の形で1つのエレメン
ト鞍型コイルを割り当て、 c)各エレメント鞍型コイルにより生じる磁場を算出
し、 d)FITアルゴリズムを用い所定の目標磁場分布に基
づき各エレメント鞍型コイルごとにアンペア回数を求
め、 e)各網目分岐ごとに、隣り合う網目分岐の加算により
アンペア回数を求め、 f)適切な経路に沿って所定の電流においてそれぞれ整
数の巻回数になるまで積分し、これにより離散した導体
位置を求め、該位置を導体軌道の補間支点として用い
る、 請求項1〜9のいずれか1項記載の勾配コイル装置。 - 【請求項11】 当該勾配コイルは、患者用空間中に生
じる最大磁束密度が最小化されるように構成されてい
る、請求項1〜9のいずれか1項記載の勾配コイル装
置。 - 【請求項12】 当該勾配コイル装置は、その誘導エネ
ルギーが最小化されるように構成されている、請求項1
〜10のいずれか1項記載の勾配コイル装置。
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Publications (2)
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Cited By (7)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
JP2004130141A (ja) * | 2002-10-10 | 2004-04-30 | Tesla Eng Ltd | 核磁気共鳴画像用の勾配コイル構造 |
JP2006218141A (ja) * | 2005-02-14 | 2006-08-24 | Hitachi Medical Corp | 磁気共鳴イメージング装置 |
CN100437139C (zh) * | 2002-01-26 | 2008-11-26 | 皇家飞利浦电子股份有限公司 | 线圈系统及具有这种线圈系统的磁共振装置 |
JP2012510846A (ja) * | 2008-12-04 | 2012-05-17 | 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 | サテライト傾斜コイルを持つ磁気共鳴撮像システム |
JP5278903B2 (ja) * | 2006-04-14 | 2013-09-04 | 株式会社日立メディコ | 磁気共鳴イメージング装置及び傾斜磁場コイル |
US9389291B2 (en) | 2009-11-27 | 2016-07-12 | Hitachi Medical Corporation | Gradient coil, magnetic resonance imaging device, and method for designing coil pattern |
WO2021124877A1 (ja) * | 2019-12-20 | 2021-06-24 | 株式会社Kyoto Future Medical Instruments | 傾斜磁場コイル装置及び磁気共鳴撮像装置 |
Families Citing this family (46)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
DE19527020C1 (de) * | 1995-07-24 | 1997-02-20 | Siemens Ag | Tesserale Gradientenspule für Kernspintomographiegeräte |
JP3702022B2 (ja) * | 1996-02-09 | 2005-10-05 | 株式会社東芝 | 勾配磁場コイル |
JP3537951B2 (ja) * | 1996-03-12 | 2004-06-14 | 株式会社東芝 | 磁気共鳴診断装置 |
JP3670452B2 (ja) * | 1996-07-31 | 2005-07-13 | 株式会社東芝 | 磁場発生用コイルユニットおよびコイル巻装方法 |
DE19653449C2 (de) * | 1996-12-20 | 1999-11-11 | Siemens Ag | Gradientenspulenanordnung für ein Kernspintomographiegerät |
DE19718478C2 (de) * | 1997-04-30 | 2003-05-28 | Allice Mestechnik Gmbh | Hochimpedanzsonde mit extrem kleiner Eingangskapazität |
US6078177A (en) * | 1998-01-05 | 2000-06-20 | Picker International, Inc. | Flared gradient coil set with a finite shield current |
DE19829298C2 (de) | 1998-06-30 | 2000-05-31 | Siemens Ag | Gradientenspulensystem für ein Kernspintomographiegerät |
JP3702106B2 (ja) * | 1998-09-29 | 2005-10-05 | 株式会社東芝 | 磁気共鳴イメージング装置 |
DE19844762B4 (de) * | 1998-09-29 | 2005-02-24 | Siemens Ag | Vorrichtung zur induktiven Einkopplung eines Kernspinresonanzsignals in eine Empfangsantenne sowie medizinisches Interventionsinstrument |
DE19849731C1 (de) * | 1998-10-28 | 2000-04-13 | Siemens Ag | Aktiv geschirmte transversale Gradientenspulenanordnung mit 3D-Verbindungstechnik |
DE19851583C2 (de) * | 1998-11-09 | 2002-10-10 | Siemens Ag | Verfahren zum Betrieb eines MR-Tomographiegeräts mit umschaltbaren Feldqualitäten und MR-Tomographiegerät |
DE19945179C2 (de) * | 1999-09-21 | 2001-11-15 | Siemens Ag | Verfahren zur Vorgabe einer Rampe durch eine getaktete Größe |
DE19955117C2 (de) * | 1999-11-16 | 2001-09-27 | Siemens Ag | Verfahren zum Betrieb eines Magnetresonanztomographiegeräts |
EP1342099A1 (en) * | 2000-09-26 | 2003-09-10 | Koninklijke Philips Electronics N.V. | Vertical field type mri apparatus with a conical gradient coil situated in the main magnet |
DE10063087B4 (de) * | 2000-12-18 | 2006-07-27 | Siemens Ag | Gradientenspulensystem |
US6765381B2 (en) * | 2001-08-10 | 2004-07-20 | Varian, Inc. | Extended maxwell pair gradient coils |
EP1456682A2 (en) * | 2001-12-17 | 2004-09-15 | Koninklijke Philips Electronics N.V. | Gradient coil arrangement |
DE10219767B4 (de) * | 2002-05-02 | 2008-04-30 | Siemens Ag | Kernspintomographiegerät mit einer vakuumvergossenen Körperspule |
WO2004046745A1 (en) * | 2002-11-20 | 2004-06-03 | Koninklijke Philips Electronics N.V. | Self-shielded gradient field coil for magnetic resonance imaging |
US9368272B2 (en) | 2003-02-26 | 2016-06-14 | Analogic Corporation | Shielded power coupling device |
US8350655B2 (en) * | 2003-02-26 | 2013-01-08 | Analogic Corporation | Shielded power coupling device |
US9490063B2 (en) | 2003-02-26 | 2016-11-08 | Analogic Corporation | Shielded power coupling device |
US7868723B2 (en) * | 2003-02-26 | 2011-01-11 | Analogic Corporation | Power coupling device |
DE10347432A1 (de) * | 2003-10-13 | 2005-05-25 | Siemens Ag | Transversale Gradientenspulenanordnung für erweiterten Patientenaufnahmeraum |
DE102004005278B4 (de) * | 2004-02-03 | 2008-09-11 | Siemens Ag | Verfahren zur Herstellung transversaler nichtzylindrischer Gradientenspulen mit zumindest einem divergenten Abschnitt |
EP1725886B1 (en) * | 2004-03-03 | 2012-09-26 | Koninklijke Philips Electronics N.V. | Asymmetric ultra-short gradient coil for magnetic resonance imaging system |
DE102004024098B4 (de) * | 2004-05-14 | 2007-07-26 | Siemens Ag | Erzeuger zeitvariabler Magnetfelder für ein Magnetresonanzgerät und Magnetresonanzgerät mit einem derartigen Erzeuger zeitvariabler Magnetfelder |
DE102004040062B3 (de) * | 2004-08-18 | 2006-04-27 | Siemens Ag | Magnetresonanzgerät mit einer HF-Antenneneinheit und einer Gradientenspuleneinheit |
US7586888B2 (en) * | 2005-02-17 | 2009-09-08 | Mobitrum Corporation | Method and system for mesh network embedded devices |
US7630736B2 (en) * | 2005-10-11 | 2009-12-08 | Mobitrum Corporation | Method and system for spatial data input, manipulation and distribution via an adaptive wireless transceiver |
WO2007140089A2 (en) * | 2006-05-25 | 2007-12-06 | Koninklijke Philips Electronics, N.V. | Three-dimensional asymmetric transverse gradient coils |
US8427979B1 (en) | 2006-07-27 | 2013-04-23 | Mobitrum Corporation | Method and system for dynamic information exchange on location aware mesh network devices |
US8411590B2 (en) | 2006-07-27 | 2013-04-02 | Mobitrum Corporation | Mesh network remote control device |
US7801058B2 (en) * | 2006-07-27 | 2010-09-21 | Mobitrum Corporation | Method and system for dynamic information exchange on mesh network devices |
US8305936B2 (en) | 2006-07-27 | 2012-11-06 | Mobitrum Corporation | Method and system for dynamic information exchange on a mesh network in a vehicle |
US8305935B2 (en) * | 2006-07-27 | 2012-11-06 | Mobitrum Corporation | Method and system for dynamic information exchange on location aware mesh network devices |
USRE47894E1 (en) | 2006-07-27 | 2020-03-03 | Iii Holdings 2, Llc | Method and system for dynamic information exchange on location aware mesh network devices |
JP4857061B2 (ja) * | 2006-09-26 | 2012-01-18 | 株式会社日立メディコ | 傾斜磁場コイル及びそれを用いた核磁気共鳴断層写真装置 |
JP2010508880A (ja) * | 2006-11-03 | 2010-03-25 | 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 | Mri用の分割勾配コイル |
US20090189739A1 (en) * | 2008-01-25 | 2009-07-30 | Mobitrum Corporation | Passive voice enabled rfid devices |
US7932722B2 (en) * | 2009-04-27 | 2011-04-26 | General Electric Company | Transversely folded gradient coil |
DE102013204952B3 (de) | 2013-03-20 | 2014-05-15 | Bruker Biospin Ag | Aktiv abgeschirmtes zylinderförmiges Gradientenspulensystem mit passiver HF-Abschirmung für NMR-Apparate |
EP3497459A1 (en) * | 2016-08-15 | 2019-06-19 | Koninklijke Philips N.V. | Actively shielded gradient coil assembly for a magnetic resonance examination system |
CN109584689A (zh) * | 2017-09-28 | 2019-04-05 | 国家电网公司 | 一种基于空心电抗器缩比实验的简化模型优化方法 |
AU2019396124B2 (en) | 2018-12-13 | 2021-06-17 | Magnetica Limited | Gradient coil system |
Family Cites Families (10)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
US3309107A (en) * | 1963-11-14 | 1967-03-14 | Fruehauf Corp | Air-single leaf spring wheel suspension for trailer |
GB2180943B (en) * | 1985-09-20 | 1990-07-04 | Nat Res Dev | Magnetic field screens |
US5296810A (en) * | 1992-03-27 | 1994-03-22 | Picker International, Inc. | MRI self-shielded gradient coils |
US5416414A (en) * | 1990-04-27 | 1995-05-16 | British Technology Group Limited | Sample mount for NMR microscopy |
DE4142263C2 (de) * | 1991-12-20 | 1994-03-24 | Bruker Analytische Messtechnik | Gradientenspulensystem |
DE4203582C2 (de) * | 1992-02-07 | 1994-03-03 | Siemens Ag | Transversale Gradientenspule |
GB9207724D0 (en) * | 1992-04-08 | 1992-05-27 | Goldie Frederick T D | A gradient coil for magnetic resonance imaging in axial magnets |
DE4230145C2 (de) * | 1992-09-09 | 1996-09-05 | Bruker Analytische Messtechnik | NMR-Meßeinrichtung |
US5457387A (en) * | 1993-07-06 | 1995-10-10 | Picker International, Inc. | Magnetic resonance imager with removable element RF coil |
US5349296A (en) * | 1993-07-09 | 1994-09-20 | Picker International, Inc. | Magnetic resonance scan sequencer |
-
1994
- 1994-06-29 DE DE4422782A patent/DE4422782C2/de not_active Expired - Lifetime
-
1995
- 1995-06-20 US US08/492,570 patent/US5512828A/en not_active Expired - Lifetime
- 1995-06-29 JP JP16414995A patent/JP3499973B2/ja not_active Expired - Lifetime
Cited By (8)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
CN100437139C (zh) * | 2002-01-26 | 2008-11-26 | 皇家飞利浦电子股份有限公司 | 线圈系统及具有这种线圈系统的磁共振装置 |
JP2004130141A (ja) * | 2002-10-10 | 2004-04-30 | Tesla Eng Ltd | 核磁気共鳴画像用の勾配コイル構造 |
JP2006218141A (ja) * | 2005-02-14 | 2006-08-24 | Hitachi Medical Corp | 磁気共鳴イメージング装置 |
JP4648722B2 (ja) * | 2005-02-14 | 2011-03-09 | 株式会社日立メディコ | 磁気共鳴イメージング装置 |
JP5278903B2 (ja) * | 2006-04-14 | 2013-09-04 | 株式会社日立メディコ | 磁気共鳴イメージング装置及び傾斜磁場コイル |
JP2012510846A (ja) * | 2008-12-04 | 2012-05-17 | 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 | サテライト傾斜コイルを持つ磁気共鳴撮像システム |
US9389291B2 (en) | 2009-11-27 | 2016-07-12 | Hitachi Medical Corporation | Gradient coil, magnetic resonance imaging device, and method for designing coil pattern |
WO2021124877A1 (ja) * | 2019-12-20 | 2021-06-24 | 株式会社Kyoto Future Medical Instruments | 傾斜磁場コイル装置及び磁気共鳴撮像装置 |
Also Published As
Publication number | Publication date |
---|---|
DE4422782C2 (de) | 1998-02-19 |
JP3499973B2 (ja) | 2004-02-23 |
DE4422782A1 (de) | 1996-01-04 |
US5512828A (en) | 1996-04-30 |
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