JPS6180808A - 静磁場発生用コイル - Google Patents

静磁場発生用コイル

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JPS6180808A
JPS6180808A JP59202450A JP20245084A JPS6180808A JP S6180808 A JPS6180808 A JP S6180808A JP 59202450 A JP59202450 A JP 59202450A JP 20245084 A JP20245084 A JP 20245084A JP S6180808 A JPS6180808 A JP S6180808A
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central
coils
ratio
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直 杉山
Hideto Iwaoka
秀人 岩岡
Yuji Inoue
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Yokogawa Electric Corp
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Yokogawa Medical Systems Ltd
Yokogawa Hokushin Electric Corp
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    • H01F7/06Electromagnets; Actuators including electromagnets
    • H01F7/20Electromagnets; Actuators including electromagnets without armatures
    • GPHYSICS
    • G01MEASURING; TESTING
    • G01RMEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
    • G01R33/00Arrangements or instruments for measuring magnetic variables
    • G01R33/20Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
    • G01R33/28Details of apparatus provided for in groups G01R33/44 - G01R33/64
    • G01R33/38Systems for generation, homogenisation or stabilisation of the main or gradient magnetic field
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Abstract

(57)【要約】本公報は電子出願前の出願データであるた
め要約のデータは記録されません。

Description

【発明の詳細な説明】 C発明の属する分野] 本発明は、核磁気共鳴イメージング装買の磁場発生用コ
イルに関するものである。
[従来技術] 核磁気共鳴(nuclear magctic res
onance −・・以下NMRと略記する)は、特に
物性物理、化学の分野において物質を微視的な立場より
理解できるという怠味において、他に見られない有力な
手段となっている。
NMRの特徴は、ただ一様な静磁場と弱い高周波磁場だ
けを用い、測定系と弱く相互作用する分光学の一手段で
あることにある。そして、N M Rで通常用いられる
^周波磁場の1ネルギーはi o”〜10  Iルグ程
度であり、X線(10−8〜10−9エルグ)に比べて
極めて弱い。
この特徴のため、無侵?σ的な生体π1測技術として医
用面においても注目されている。特にNMR−CT(C
TはComputer ’Fomograghyの略称
)として臨床的応用が研究されいているが、これは悪性
腫瘍にお【プる水分子を構成している水素原子核の核磁
気緩和時間が正常のそれに対し、数侶長いという報告(
R、D amadian  : S cience  
V of171  p 1151 (1971) )に
刺激されたためである。
さて、この様なNMR現象を用いて被検体の断層像を得
るN M Rイメージング装置における静磁場発生用の
コイルとして、通常第2図に示づような構造の常伝導マ
グネットが、人体用で性能が良いという理由から、広く
用いられている。
良い画象を1りるには、画像領域で10ppm程度の烏
い磁揚均一度にJる必要がある。従来よりそのための各
種設計法が提案されており、核磁気共鳴医学研究会福に
よる刊行物rNMR医学J  (1984年1月20日
発行)の第78頁ないし第79頁には次のような設計法
が記載されている。
第2図に示すように4個のコイルを対称に配首すること
によって、磁場の2次、4次男には6次の誤差項を総べ
てOにし、消去することが可能である。これをダブルへ
ルムホルツコイルとn /υでおり、常伝導のNMRイ
メージング用のマグネットに多用されている。
このコイル系の従来の設S1条件は次の通りである。
1) 集中電流ループと近似できる場合には、各コイル
の間隔を次のように選定する。
COSθ+ = Z + / RO= 0.76506
COSθ2− Z 2 / R6−0,28523コイ
ルのアンペアターン比: A T 2 / A T + =  1.4660この
とき、!1wJの2次、4次、6次の誤差項はいずれも
Oとなって8次補償コイルが得られる。      1
2) 有限な寸法の矩形断面コイルを組合せたダブルへ
ルムホルツコイルに関して、次のように選定する。
cos  θ+  = Z +  / Ro  =  
0.76506cos  θ2  = Z 2 / R
o  −0,28523アンペアターン比: AT27/△r + =  1.46608a 、 /
 a、 = 0.67188なJ3、各コイルの゛市流
密磨が同じであると覆れ(flb + / t)2 =
  1.01523となる。ただし、a+ 、a2+ 
t)+ + b2(R。
どする。このように47人を選定すれば、磁場番よ2次
と4次の誤差項が0となり、6次補償コイルとなる。
3) 有限な寸法の矩形断面のコイルを組合せたダブル
へルムホルツコイルに関して、8次補償コイルを40る
寸法を第1表のように選定する。第1表で、Na+、N
b+、Naz+Nbz4よ各々a1.bl、a2.b2
の最適寸法に対する相対的巻数を表わしている。
第1表 8次補正コイル系では、磁場は Bz (Z、0)=Bo  [1+7[1(Z/RO)
”+・・・・1・・・(1) となる。
このような従来の静磁場発生用コイルは、所定の高い均
一度の磁場を得ることはできるが、1)、2)、3)の
いずれの場合も内側コイルは、a2/b2≧1で縦長で
ある。この様む」イルCは、寸法(コイルの最大外形1
600mm)や消費電力(約[10KW)、重訂(約2
000K Q )等が大きく、またぞの割りにはり1ノ
アボア仔C(小さい方のコイル?Yで制限される)が小
さい(約700mm )という欠点があった。
[発明の目的] 本発明のL1的は、この様な欠点を解消し、−挙に、小
型、軽量、低?l!4費電力、低価格化を図り得る5?
’ Wl 楊発生用のコイルを提供することにある。
[発明のIll要J この[1な目的を達成するために本発明では、高均−静
fti場発生コイルにおいて、中央に配置した1つのコ
イルと、これの両側に配置した一対の外側コイルh日ら
なる3つのコイルを備え、各コイル中心にJ3ける2@
方向磁界のティラー展開の各項をそれぞれ最小とするよ
うに配置すると共に、中央コイルの中央部の電流密度を
部分的に、伯の部分よりも凸めるように構成したことを
特徴とする[実施例1 以下図面を用いて本発明の詳細な説明する。まず、均一
な磁場を(qる原理から説明を始める。
(1)  第3図に示す円環電流によるZ軸1−のEe
l Jn l′、(2)のl方向成分は、ビイ・ザバー
ルの法nlJによって次のようになる。
ここに、R:円環の半径 S二円環に沿った長さ H二磁場のベクトル表現 ψ:2軸上の任意の点でのdsと2軸 との開き角 r:z軸上の任意の点からdsまでの 距離 ■=雷電 流11)  次に、第4図に示すように、2つの円環電
流を2d隔てて平行に配置した場合の磁場は下記の通り
である。2つのコイルの中心をZ=Qとして各コイルに
よる磁界ト11.1′、2は、           
 !H+  (Z)=H(Z−d)    、、、  
(3)H2(Z)=H(z+d)    、、、  (
4ンである。、(3)、(4)式を2=0でティラー(
Taylor )展開し、ト1(Z)を用いて表わづと
、それぞれ(5)式と(6)式になる。
2つの円環電流による磁場は、H+ + H2である6
日5、(5)、(6)式を加えて、となり、2の奇2シ
ベきのJnが消える。
この様に、z=Qで対称にコイルを配置する場合、Z 
−= Qでのティラー展間には、lの偶数次のJ+1の
みが現れることが分る。
ここで、各係数を(2)式から具体的にi1亦するど(
8>、  (9)、  <10>式の通りである。なお
、見易くするために、X=Z/Rとおき、また1/2の
項d3よび1/n!は省略しである。
(2次Φ係莞わ=−言”:a (4−X2−IXI+X
2)−””      自・(8)(1i)  ここま
では線電流について述べたが、有限な断面積を持つ4箇
のコイルについても同様に解析できる。2箇のコイルの
場合と同様z−Qでの磁場のティラー展開には2の偶数
次の項のみが現れる。また、各係数は断面内に線電流が
分布していると考えて、断面仝休で加え合わせる(積分
する)ことで1qられる。
++V)  以上のようにして、Z=Qでの磁場のティ
ラー展間が得られる。仮に、有限な断面積を持っ4コイ
ルの2軸上の磁場h(z)がz=or(11)式のよう
に展開できるとすると、 h (Z ) I=86 +a2 Z2+a4  Z’
←a6z6+・・・    (11) となる。ここで121<1と仮定すると、+21”  
 ・ぐ  121”            (n>m
)であるから、次数の低い係数はど磁場の均一度に大き
く影響することが分る。
4つのコイルでは自由度が3つある。すなわち、各コイ
ル径と、中心からの距離である。そこで、la21.1
a41.las lの3つの項がそれぞれ最小となるよ
うに、または(la21’+1a412+1a612)
+72が最小となるように、4コイルの形状を決めれば
、高均一な静磁場コイルを得ることができる。以上が均
一な磁場を得る原理である。
次に、特願昭59−84765の明lll書でも記載し
たが、静磁場マグネットの評価基準について述べておく
(A)  マグネットの評価関数として、一般に次の4
点を上げることができる。
■磁場の均一度とその領域 ■コイル重量 ■消費電力 ■クリアボア径 実用上、■、■は大きい程良く、■、■は小さいほど良
い。
しかしながら、■を軽くづると■が大きくなり、■を大
きくすると、■、■、■が大きくなり、■を大きくする
と■、■が大きくなるというように、■〜■は互いに相
反する評価r’A@であるため、■〜■のデータからマ
グネッ!〜の性能を評価づることは単純でない。
ただし、静磁場マグネットであるから、均一度が要求さ
れ、磁場強度も限定されるから、■、■。
■の各項目は「同じ広さの均一領域(例えば均一度が1
0pp−以下)で、同じ磁場強度」が1r7られる条件
の下で比較するのが適切である。
(B)  そこで、次のような評価関数を導入する。
フィルの形状を大きく変えない範囲で、コイル重量と消
費電力の積は一定である。
消′!!電力=P−r2 (2πR/S)ρ・N重量−
W=S・2πR−N・δ          1故に、 PXW′、2(2πR)2 ・N2 ・ρ・δ−(アン
ペアターン)2・(2πR)2 ・ρ・δここで、f:
電流 S:ワイヤ1木の断面積 ρ:ワイヤの抵抗率 N:ワイヤの巻数 δ:ワイヤの単位体積当りの重量 R:コイル径 つまり、消費電力とコイル重量との積が小さく、クリア
ボア径が広い程、良い静磁場発生用コイルであると計画
できる。
そこで、(消′I!電力)×(コイル!I!吊)=P×
Wを重要な評価I31]@どする。
既述した均一磁場を得る原理に加えて、上記した静磁場
マグネットの新しい評価基準を基にして、4つのコイル
の形状を定めた結果、得られた静磁場発生用コイルが、
本出願人がした特願昭59−84765に係る発明であ
る。
本出願人はこの特m nE 59 84765の静磁場
発生用コイルの研究を史に進めた結果、以下に説明する
新しい静磁場発生用コイルの発明をした。
第1図は、本発明に係る静141’fA発生用コイルの
要点を表示した断面図である。本発明に係る静磁場発生
用コイルの特徴は、中央に配置された中央コイル11と
、その左右に配置された1対の外側コイル!2.1zの
、計3つのコイルから構成されていること。および中央
コイル!、の中央RIS Pの電流密度が高く設定され
ている点である。なJ3、中央部Pの2軸方向の幅をW
とする。
ここで、コイル断面の形状(大きさ、形)を固定して、
中央コイル11の半径R1の値を変化させた場合を考え
る。このとき、6ti楊のx == y = z=Oに
おけるティラー展間の2.4.6次のJriが、それぞ
れ最小どなるように既述した数式により、コイル<1.
.12.13 )の位r、外側コイル12.1vの径、
及び中央コイル11の電流密度が高い部分の幅Wを定め
ることかでさる。
例えば、中央部のコイルl+は、2つの同形のコイルが
部分的に重ね合わさっていると考えることができる。重
ね合わさった部分がコイル1.のPである。重ね合わさ
った部分だけ電流密度が2イ8になっているとδえれば
、既述したダブルへルムホルツヘ1ノコイルの場合と全
く同様に、各コイルの位置、径を求めることができる。
このような条件の下で、中央コイル11の半径RIを変
えた場合に、半径方向の均一領域〈例えばioppm以
下)の広さがどのように変化するかを第5図に示す−6
この”4”r 5図は理論的に求めた図である。
第5図から分るように、中央コイルl嘗の成る値の半径
RIを選択すると均一領域が大幅に拡大づる所があるこ
とが分る。つまり、コイル断面は、余り差がなくて6、
均一領域を際立って広くできる場合がある。
これを定性的に説明する。コイル内部の磁場分布であっ
て、巻線部にあまり近くない中央部では、コイル径Rf
が大きい場合は、コイル中心から直径方向に遠ざかるに
したがって磁場Hは下がる″プノ向に分布する。この状
態を第6図に示す。
一方、口、イルi¥Rrか小さい場合では、逆にコイル
中心から直径方向に遠ざかるにしたがって磁場1」は“
上がる″方向に分布する。この状態を第7図に示す。つ
まり、第5図のように、磁場分布の変曲点に相当する所
で磁場分布が“水平″になり、弁誉嚇キテ均一領域が広
がる。これは、解析的には、(1)式のγ8が充分、零
に近くなっていることを示している。
このようなコイルの配置は、第2図の2つの内側コイル
L+ 、L2を部分的に重なり合わせたちのである。つ
まり、第2図に示した内側コイルL1、L2を一体化し
て第1図の中央コイルIt とし、かつ、中央コイル!
、の中央部P(重なり合った部分)の電流密度を他の部
分の2倍とした構成である。このような構成は、例えば
、中央部Pたけ、巻線を密に巻くとか、この部分だけ電
流を多く流す等で実現できる。
つまり、特願昭59−84765の磁場発生用コイルは
4コイルであって、前記した(PXW)の護衛関数(a
、、あ711.!、、ヶ。よう、ヶう8、内。、ヨイ1
.,11、L22図が接触する。従って、この接触を避
けるため内側コイルLl、’L2の形状に限界を設けた
。このような限界の下で1qられたのが特願昭59−8
4765の静f11楊発生用コイルである。一方、本発
明では、この内側コイル同士が接触し、更にその一部が
重なった場合まで考慮した結果、上述のような3つのコ
イル?l−構成した静磁場発生用コイルとしたのである
第2表は従来例との比較においてその特性を示したもの
であり、磁楊均−領域が大きく、しかも小型、!Il 
ifl、低消費電力のマグネットをiffることができ
たことが分る。
この場合、コイル断面の偏平度a/b、外側コfルli
、1コに対りる中央コイル1.の電流と5 P!lの1
1tの比r′、外側コイル12.13に対する中央コイ
ル+2+のコイル半径比RL / RSは、それぞれ次
の通りである。
中央コイル11の a/bbo、08 外側コイルf12.13の a / b ”w 0.5
F< +、 / RSり1.3 r−七〇、G 第2表 [発明の効果] 以上説明したように、本発明によれば、3コイル型式の
静磁用発生用常伝導コイルにおいて、中央と外側の各コ
イルについて、コイル断面の偏平度、電流比、コイル半
径比がそれぞれ所定の条件を満足する値となるように形
成することにより、小型、軽量1低消τl電力のものを
jqることができる。
【図面の簡単な説明】
第1図は木兄F!Ijに係る静磁場発生用コイルの構成
例の断面図、第2図は従来の静磁場発生用コイルの一例
を示ず4を成因、第3図J3よび第4図は円環′I¥i
流と磁場との関係を説明するための図、第5図は中央コ
イルの径R1と均一領域との関係を示した図、第6図は
へルムホルツコイルのコイル径が小さい場合の磁界の強
さの分布を示した図、第7図はへルムホルツコイルのコ
イル径が大きい場合のべ1界の強さの分布を示した図で
ある。 1、・・・中央コイル、!2.1s・・・外側コイル。 第!図 第2図 第3図 s z#0 第5図 (4thL日り≧1) J(74000(イ丘y埒り目イ=ト)中央コイル径(
RI) 第6図   第7図

Claims (2)

    【特許請求の範囲】
  1. (1)NMRイメージング装置に使用する静磁場発生用
    コイルにおいて、 中央コイル(l_1)と、この中央コイルの左右に配置
    される一対の外側コイル(l_2、l_3)とを備え、
    コイル中心における軸方向磁界のテイラー展開の2次、
    4次および6次の各項をそれぞれ最小とするように前記
    3つのコイルを構成し、かつ、中央コイル(l_1)の
    中央部の電流密度を部分的に他の部分よりも高めるよう
    に構成したことを特徴とする静磁場発生用コイル。
  2. (2)各コイルの断面の偏平度a/b、外側コイルの電
    流と巻数の積に対する中央コイルの電流と巻数の積の比
    r′、及び外側コイルのコイル断面中心の半径R_Sに
    対する中央コイルのコイル断面中心の半径R_Lの比R
    _L/R_Sについてそれぞれ下記の条件が満たされる
    ように構成したことを特徴とする特許請求の範囲第1項
    記載の静磁場発生用コイル。 記 中央コイルのa/b≒0.08 外側コイルのa/b≒0.5 r′≒0.6 R_L/R_S≒1.3
JP59202450A 1984-09-27 1984-09-27 静磁場発生用コイル Granted JPS6180808A (ja)

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US06/778,368 US4716370A (en) 1984-09-27 1985-09-20 Coil arrangement for producing static magnetic field
GB08523330A GB2165095B (en) 1984-09-27 1985-09-20 Coil arrangement for producing static magnetic field
DE19853534383 DE3534383A1 (de) 1984-09-27 1985-09-26 Spulenanordnung zur erzeugung eines statischen magnetfelds

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DE (1) DE3534383A1 (ja)
GB (1) GB2165095B (ja)

Cited By (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2009216424A (ja) * 2008-03-07 2009-09-24 Kobe Steel Ltd 磁石位置測定方法および磁場測定装置

Families Citing this family (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US5045826A (en) * 1990-04-05 1991-09-03 General Electric Company Actively shielded magnetic resonance magnet without cryogens
DE4324021C2 (de) * 1993-07-17 1996-05-30 Bruker Analytische Messtechnik Therapietomograph
US5483163A (en) * 1993-08-12 1996-01-09 The United States Of America As Represented By The Department Of Health And Human Services MRI coil using inductively coupled individually tuned elements arranged as free-pivoting components
JP3959489B2 (ja) * 1998-05-19 2007-08-15 独立行政法人科学技術振興機構 均一磁気力発生磁石
JP2012500080A (ja) * 2008-08-20 2012-01-05 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 磁気誘導トモグラフィのための方法及び装置

Family Cites Families (10)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US3140432A (en) * 1959-12-23 1964-07-07 Matsushita Electric Ind Co Ltd Deflecting coils for cathode ray tubes
FI373874A (ja) * 1974-12-20 1976-06-21 Nils Allan Danielsson
US4385277A (en) * 1980-01-21 1983-05-24 The Oxford Instruments Group Limited Topical nuclear magnetic resonance spectrometer and method
DE3123493A1 (de) * 1981-06-13 1982-12-30 Bruker Analytische Meßtechnik GmbH, 7512 Rheinstetten Elektromagnet fuer die nmr-tomographie
NL8203756A (nl) * 1982-09-28 1984-04-16 Holec Nv Magneetspoeleninrichting.
FI70752C (fi) * 1983-05-20 1986-10-06 Instrumentarium Oy Spolsystem foer aostadkommande av homogent magnetfaelt
FI70751C (fi) * 1983-05-20 1986-10-06 Instrumentarium Oy Spolanordning foer nmr-undersoekningsutrustning
JPS60229311A (ja) * 1984-04-26 1985-11-14 Yokogawa Hokushin Electric Corp 磁場発生用コイル
US4656447A (en) * 1984-06-27 1987-04-07 General Electric Company Superconducting filter coils for high homogeneity magnetic field
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

Cited By (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2009216424A (ja) * 2008-03-07 2009-09-24 Kobe Steel Ltd 磁石位置測定方法および磁場測定装置

Also Published As

Publication number Publication date
DE3534383A1 (de) 1986-03-27
JPH0315802B2 (ja) 1991-03-04
US4716370A (en) 1987-12-29
GB8523330D0 (en) 1985-10-23
GB2165095B (en) 1988-10-12
DE3534383C2 (ja) 1992-12-24
GB2165095A (en) 1986-04-03

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