RU2614648C2 - Использование градиентных катушек для коррекции неоднородностей поля b0 высших порядков при формировании изображения методом магнитного резонанса - Google Patents

Использование градиентных катушек для коррекции неоднородностей поля b0 высших порядков при формировании изображения методом магнитного резонанса Download PDF

Info

Publication number
RU2614648C2
RU2614648C2 RU2014130247A RU2014130247A RU2614648C2 RU 2614648 C2 RU2614648 C2 RU 2614648C2 RU 2014130247 A RU2014130247 A RU 2014130247A RU 2014130247 A RU2014130247 A RU 2014130247A RU 2614648 C2 RU2614648 C2 RU 2614648C2
Authority
RU
Russia
Prior art keywords
coil
magnetic field
sections
gradient
coils
Prior art date
Application number
RU2014130247A
Other languages
English (en)
Other versions
RU2014130247A (ru
Inventor
Корнелис Леонардус Герардус ХАМ
Original Assignee
Конинклейке Филипс Н.В.
Priority date (The priority date 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 date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Конинклейке Филипс Н.В. filed Critical Конинклейке Филипс Н.В.
Publication of RU2014130247A publication Critical patent/RU2014130247A/ru
Application granted granted Critical
Publication of RU2614648C2 publication Critical patent/RU2614648C2/ru

Links

Images

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
    • 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
    • G01R33/385—Systems for generation, homogenisation or stabilisation of the main or gradient magnetic field using gradient magnetic field coils

Landscapes

  • Physics & Mathematics (AREA)
  • Condensed Matter Physics & Semiconductors (AREA)
  • General Physics & Mathematics (AREA)
  • Magnetic Resonance Imaging Apparatus (AREA)

Abstract

Использование: для коррекции неоднородностей магнитного поля почти однородного главного магнитного поля B0 в объеме обследования устройства магнитного резонанса (МР). Сущность изобретения заключается в том, что токи через две или более секций (X1, X2) катушки из, по меньшей мере, одной из множества градиентных катушек регулируются таким образом, чтобы скомпенсировать неоднородности поля высших порядков главного магнитного поля B0 магнитным полем, по меньшей мере, одной градиентной катушки, которое накладывается на главное магнитное поле B0. Технический результат: обеспечение возможности эффективно корректировать неоднородности поля высших порядков главного магнитного поля B0. 2 з.п. ф-лы, 3 ил.

Description

Область техники, к которой относится изобретение
Изобретение относится к области формирования изображения и спектроскопии методом магнитного резонанса (МР). Оно предусматривает способ коррекции неоднородностей магнитного поля почти однородного главного магнитного поля B0 в объеме обследования устройства МР. Изобретение также относится к устройству МР и к компьютерной программе, подлежащей выполнению на устройстве МР.
Уровень техники
Способы формирования изображения методом МР, которые используют взаимодействие между магнитными полями и ядерными спинами для формирования двухмерных или трехмерных изображений, широко используются в настоящее время, особенно в области медицинской диагностики, поскольку для формирования изображения мягкой ткани они во многих отношениях превосходят другие способы формирования изображения, не требуют ионизирующего излучения и обычно неинвазивны.
Согласно способу МР, в общем случае, тело обследуемого пациента размещается в сильном, однородном магнитном поле B0, направление которого одновременно задает ось (обычно ось z) системы координат, на которой базируется измерение. Магнитное поле B0 порождает разные уровни энергии для отдельных ядерных спинов в зависимости от напряженности магнитного поля, которые могут возбуждаться (спиновой резонанс) приложением электромагнитного переменного поля (РЧ поля) заданной частоты (так называемый ларморовой частоты или частоты МР). С макроскопической точки зрения распределение отдельных ядерных спинов порождает общее намагничение, которое может отклоняться от состояния равновесия подачей электромагнитного импульса надлежащей частоты (РЧ импульса), при том, что магнитное поле B0 проходит перпендикулярно оси z, благодаря чему намагничение совершает прецессионное движение вокруг оси z. Прецессионное движение описывает поверхность конуса, угол раскрытия которого именуется углом наклона вектора. Величина угла наклона вектора зависит от интенсивности и длительности подаваемого электромагнитного импульса. В случае так называемого 90° импульса, спины отклоняются от оси z к поперечной плоскости (угол наклона вектора 90°).
По окончании РЧ импульса, намагничение возвращается в исходное состояние равновесия, в котором намагничение в направлении z нарастает с первой временной постоянной T1 (временем спин-решеточной или продольной релаксации), и намагничение в направлении, перпендикулярном к направлению z, убывает со второй временной постоянной T2 (временем спин-спиновой или поперечной релаксации). Изменение намагничения можно регистрировать посредством приемных РЧ катушек, которые размещены и ориентированы в объеме обследования устройства МР таким образом, что изменение намагничения измеряется в направлении, перпендикулярном оси z. Спад поперечного намагничения сопровождается, после подачи, например, 90° импульса, переходом ядерных спинов (индуцированных локальными неоднородностями магнитного поля) из упорядоченного состояния с одной и той же фазой в состояние, в котором все фазовые углы равномерно распределены (дефазировка). Дефазировку можно скомпенсировать посредством импульса перефокусировки (например, 180° импульс). Это порождает эхосигнал (спиновое эхо) в приемных катушках.
Для реализации пространственного разрешения в теле, линейные градиенты магнитного поля, проходящие вдоль трех главных осей, накладываются на однородное магнитное поле B0, обеспечивая линейную пространственную зависимость частоты спинового резонанса. В этом случае сигнал, снимаемый в приемных катушках, содержит компоненты разных частот, которые могут быть связаны с разными положениями в теле. Данные сигнала, полученные с помощью приемных катушек, соответствуют пространственно-частотной области и называются k-пространственными данными. k-пространственные данные обычно включают в себя множественные линии, полученные разным кодированием фазы. Каждая линия цифруется путем сбора ряда выборок. Набор k-пространственных данных преобразуется в МР-изображение посредством преобразования Фурье.
При формировании изображения методом МР важным фактором является однородность главного магнитного поля B0. Необходимая однородность магнитного поля достигается в объеме обследования используемого устройства МР благодаря надлежащей конструкции главного магнита в сочетании со стационарными средствами шиммирования (например, ферромагнитными материалами, накладываемыми в подходящих положениях в объеме обследования или вблизи него). Кроме того, набор катушек шиммирования (первого, второго и - когда применимо - третьего порядка), которые дополнительно улучшают шиммирование главного магнитного поля, активируется в ходе сеанса формирования изображения методом МР путем подачи надлежащих токов на катушки шиммирования.
В устройствах МР, которые в настоящее время находятся в клиническом использовании, обычно присутствуют системы шиммирования высших порядков, содержащие набор из пяти катушек шиммирования. Такие системы шиммирования включают в себя набор из пяти усилителей для подачи надлежащих токов на отдельные катушки шиммирования и интерфейс с внутренней управляющей электроникой устройства МР. Недостаток таких систем состоит в их сложности и дороговизне.
Из вышеизложенного отчетливо следует, что существует потребность в усовершенствованном методе МР. Следовательно, задачей изобретения является обеспечение способа, который позволяет эффективно корректировать неоднородности поля высших порядков главного магнитного поля B0.
В японской патентной заявке JP 11-089816 предложено использовать независимые частичные катушки системы градиентных катушек для осуществления шиммирования высших порядков главного магнитного поля магниторезонансного инструмента.
Раскрытие изобретения
В соответствии с изобретением, раскрыт способ коррекции неоднородностей магнитного поля почти однородного главного магнитного поля B0 в объеме обследования устройства МР. Изобретение предусматривает, что токи через две или более секций катушки из, по меньшей мере, одной из множества градиентных катушек регулируются таким образом, чтобы скомпенсировать неоднородности поля высших порядков главного магнитного поля B0 магнитным полем, по меньшей мере, одной градиентной катушки которое накладывается на главное магнитное поле B0.
Изобретение предполагает использовать систему градиентных катушек устройства МР для генерации пространственных распределений магнитного поля высших порядков для шиммирования главного магнитного поля B0.
В соответствии с изобретением, до трех из обычно пяти каналов системы шиммирования устройства МР можно упразднить, поскольку соответствующие неоднородности поля высших порядков главного магнитного поля B0 можно скомпенсировать тремя градиентными катушками (x-, y- и z-градиентов), которые, так или иначе, присутствуют в устройстве МР. Это позволяет значительно снизить стоимость системы шиммирования устройства МР.
Изобретение предусматривает, что распределения магнитного поля высших порядков можно генерировать посредством градиентных катушек, когда используются секционированные градиентные катушки (сами по себе известные). Токи через разные секции катушки соответствующей градиентной катушки устройства МР необходимо регулировать независимо друг от друга для достижения указанной однородности B0. В общем случае, токи, текущие через одну секцию катушки одной из градиентных катушек, будут отличаться от тока, текущего через другую секцию катушки той же градиентной катушки, когда способ изобретения применяется для шиммирования высших порядков главного магнитного поля B0.
В предпочтительном варианте осуществления, способ изобретения содержит этапы, на которых:
- подвергают участок тела пациента последовательности формирования изображения, содержащей РЧ импульсы и переключаемые градиенты магнитного поля;
- получают данные сигнала формирования изображения;
- реконструируют МР-изображение из данных сигнала формирования изображения,
причем токи через секции катушки градиентных катушек регулируются таким образом, чтобы корректировать неоднородности поля высших порядков главного магнитного поля B0 в течение последовательности формирования изображения и/или в ходе получения данных сигнала формирования изображения.
Подход шиммирования согласно изобретению можно применять в ходе возбуждения магнитного резонанса, а также в ходе получения данных сигнала формирования изображения методом МР, из которых окончательно реконструируется МР-изображение. Способ изобретения допускает динамическое шиммирование, поскольку токи, подаваемые на разные секции градиентных катушек, можно регулировать по отдельности, например, в зависимости от формы исследуемого тела, которое генерирует конкретное возмущение главного магнитного поля. На практике оказывается, что преобладающие возмущения поля, генерируемые по отдельности задерживающими формами тела пациента, можно скомпенсировать распределениями магнитного поля высших порядков, которые генерируются градиентными катушками согласно изобретению.
Распределение главного магнитного поля можно измерять посредством калибровочного сканирования до фактического получения изображения. Затем, в соответствии с изобретением, токи, подаваемые на отдельные секции катушки градиентных катушек, можно регулировать на основании полученных данных сигнала калибровки для достижения оптимальной однородности главного магнитного поля в ходе получения изображения. Методы измерения распределения B0 в объеме обследования сами по себе известны в уровне техники. Такие известные методы можно использовать для определения токов, подаваемых на секции градиентной катушки для шиммирования B0 согласно изобретению.
Вышеописанный способ изобретения может осуществляться посредством устройства МР, включающего в себя, по меньшей мере, одну главную магнитную катушку, для генерации почти однородного стационарного магнитного поля B0 в объеме обследования, набор градиентных катушек для генерации переключаемых градиентов магнитного поля в разных пространственных направлениях в объеме обследования, причем каждая градиентная катушка содержит две или более секций катушки, по меньшей мере, одну РЧ катушку для генерации РЧ импульсов в объеме обследования и/или для приема МР-сигналов из тела пациента, расположенного в объеме обследования, и блок управления для управления временной последовательностью РЧ импульсов и переключаемых градиентов магнитного поля. Согласно изобретению, токи, текущие через секции катушки каждой градиентной катушки, можно регулировать независимо друг от друга.
Можно использовать компьютерную программу, позволяющую управлять устройством МР таким образом, чтобы оно осуществляло вышеописанный способ изобретения. Компьютерная программа может присутствовать либо на носителе данных, либо в сети передачи данных с возможностью загрузки для установки в блоке управления устройства МР.
Прилагаемые чертежи демонстрируют предпочтительные варианты осуществления настоящего изобретения. Однако следует понимать, что чертежи приведены исключительно в целях иллюстрации и не призваны ограничивать изобретение. В чертежах:
Краткое описание чертежей
На Фиг. 1 показано устройство МР для осуществления способа изобретения;
На Фиг. 2 схематично показана компоновка градиентной катушки, содержащая секции катушки согласно первому варианту осуществления изобретения;
На Фиг. 3 схематично показана компоновка экранированной градиентной катушки согласно второму варианту осуществления изобретения.
Осуществление изобретения
На Фиг. 1 показано устройство 1 МР. Устройство содержит сверхпроводящие или резистивные главные магнитные катушки 2, создающие почти однородное, постоянное во времени главное магнитное поле B0 вдоль оси z через объем обследования. Устройство дополнительно содержит набор катушек 2’ шиммирования (1-ого и - когда применимо - 2-го и 3-го порядка), причем ток через отдельные катушки шиммирования набора 2’ можно регулировать с целью минимизации отклонений B0 в объеме обследования.
Система генерации и манипуляции магнитного резонанса подает последовательность РЧ импульсов и переключаемых градиентов магнитного поля для инверсии или возбуждения ядерных магнитных спинов, индуцирования магнитного резонанса, перефокусировки магнитного резонанса, манипулирования магнитным резонансом, пространственного и иного кодирования магнитного резонанса, насыщения спинов и пр. для осуществления формирования изображения методом МР.
В частности, градиентный импульсный усилитель 3 подает импульсы тока на выбранные градиентные катушки 4, 5 и 6 всего тела вдоль осей x, y и z объема обследования. Цифровой радиочастотный передатчик 7 передает РЧ импульсы или пакеты импульсов, через дуплексер 8, на РЧ катушку 9 тела для передачи РЧ импульсов в объем обследования. Типичная последовательность формирования изображения методом МР состоит из пакета сегментов РЧ импульса малой длительности, которые, будучи взяты совместно друг с другом и любыми приложенными градиентами магнитного поля, достигают выбранной манипуляции ядерного магнитного резонанса. РЧ импульсы используются для насыщения, возбуждения резонанса, инвертирования намагничения, перефокусировки резонанса или манипулирования резонансом и выбора участка тела 10, расположенного в объеме обследования. МР-сигналы также снимаются РЧ катушкой 9 тела.
Для генерации МР-изображений ограниченных участков тела 10 посредством параллельного формирования изображения, набор локальной матрицы РЧ катушек 11, 12, 13 располагается рядом с участком, выбранным для формирования изображения. Матрицу катушек 11, 12, 13 можно использовать для приема МР-сигналов, индуцируемых РЧ передачами катушки тела.
Результирующие МР-сигналы снимаются РЧ катушкой 9 тела и/или или матрицей РЧ катушек 11, 12, 13 и демодулируются приемником 14, предпочтительно включающим в себя предусилитель (не показан). Приемник 14 подключен к РЧ катушкам 9, 11, 12 и 13 через дуплексер 8.
Хост-компьютер 15 управляет катушками 2’ шиммирования, а также градиентным импульсным усилителем 3 и передатчиком 7 для генерации любой из множества последовательностей формирования изображения методом МР, например эхопланарного формирования изображения (EPI), эхообъемного формирования изображения, градиентного и эхоспинового формирования изображения, быстрого эхоспинового формирования изображения и пр. Для выбранной последовательности, приемник 14 принимает одну или более линий данных МР в быстрой последовательности после каждого РЧ импульса возбуждения. Система 16 получения данных осуществляет аналого-цифровое преобразование принятых сигналов и преобразует каждую линию данных МР в цифровой формат, подходящий для дальнейшей обработки. В современных устройствах МР система 16 получения данных представляет собой отдельный компьютер, специализирующийся на получении первичных данных изображения.
В конце концов, цифровые первичные данные изображения реконструируются в представление изображения процессором 17 реконструкции, который применяет преобразование Фурье или другие надлежащие алгоритмы реконструкции, например SENSE или SMASH. МР-изображение может представлять планарный срез через пациента, массив параллельных планарных срезов, трехмерный объем и т.п. Затем изображение сохраняется в памяти изображений, где к нему можно обращаться для преобразования срезов, проекций или других частей представления изображения в надлежащий формат для визуализации, например через видеомонитор 18, который обеспечивает доступное человеку отображение результирующего МР-изображения.
Ниже, со ссылкой на Фиг. 2, описан первый практический вариант осуществления изобретения.
На Фиг. 2 более подробно показаны (частично) градиентный импульсный усилитель 3 и градиентная катушка 4 устройства 1 МР. Градиентная катушка 4 секционирована, что означает наличие двух секций X1 и X2 катушки для генерации градиента магнитного поля в x-направлении. Соответствующие половины Y1, Y2, Z1 и Z2 градиентной катушки присутствуют в градиентных катушках 5 и 6, соответственно. Токи через секции X1 и X2 катушки подаются усилителями (источниками тока) 20 и 21. Каждый усилитель 20, 21 подключен к одной половине X1, X2 катушки. Конструкция градиентной катушки 4, как показано на Фиг. 2, реализуется во многих устройствах МР, которые в настоящее время имеют клиническое применение. Однако в известных устройствах МР усилители 20, 21, питающие секции X1 и X2, запускаются одновременно на основе единичного генератора волны для каждой градиентной оси X, Y, Z. На Фиг. 2, напротив, каждый усилитель 20, 21 запускается отдельным генератором 22, 23 волны, соответственно. В случае, когда необходимо генерировать только статическое распределение поля высших порядков, второй генератор 23 волны можно упростить до регулируемого смещения постоянного тока. Это позволяет регулировать токи, текущие через секции X1 и X2 катушки градиентной катушки 4 независимо друг от друга в соответствии с изобретением. Пространственные распределения магнитного поля высших порядков можно генерировать посредством градиентной катушки 4, как показано на Фиг. 2. Магнитное поле градиентной катушки 4 накладывается на главное магнитное поле B0 в объеме обследования устройства 1 МР. Благодаря надлежащей регулировке токов, текущих через секции X1 и X2 катушки, посредством генераторов 22, 23 волны, достигается шиммирование высших порядков главного магнитного поля B0. Когда токи текут через секции X1 и X2 катушки, в результате чего генерируется градиент магнитного поля, например, в ходе последовательности формирования изображения, будет генерироваться линейный градиент магнитного поля плюс определенная величина полевых компонентов высших порядков (в основном, 3-го порядка). Благодаря инвертированию тока в одной из секций X1, X2 катушки, поле B0 (т.е. без линейного градиентного поля) плюс распределение поля высших порядков (в основном, 2-го порядка) будет генерироваться градиентной катушкой. Это пространственное распределение поля высших порядков, генерируемое градиентной катушкой, можно использовать, как объяснено выше, чтобы целенаправленно компенсировать соответствующие неоднородности поля высших порядков главного магнитного поля B0.
Вышеописанный метод можно также применять на двух других градиентных катушках 5 и 6. С использованием градиентных катушек 4, 5, 6, которые надлежащим образом секционированы (где секции катушки будут, в общем случае, асимметрично располагаться относительно плоскостей симметрии объема обследования), градиентная система устройства 1 МР может создавать компоненты z2, x2 и y2 распределения магнитного поля в объеме обследования. Это соответствует коэффициентам Лежандра C20, C21 и S21 для традиционной системы шиммирования.
На Фиг. 3 показан альтернативный практический вариант осуществления изобретения. Согласно Фиг. 3, половины X1 и X2 катушки делятся на внутренние секции 31, 32 катушки и наружные секции 33 и 34 катушки, соответственно. Наружные секции 33, 34 катушки используются для экранирования магнитного поля, генерируемого внутренними секциями 31, 32 катушки. Секции 31 и 33 катушки соединены последовательно, равно как и секции 32 и 34 катушки. Наружные секции 33, 34 катушки соединены с отдельными источниками 35, 36 тока, регулирующими ток, текущий через наружные секции 33, 34 катушки. Токи источников 35, 36 тока накладываются на токи, генерируемые усилителем 37. Надлежащее управление источниками 35, 36 тока обеспечивает картину поля высших порядков, генерируемого градиентной катушкой 4, которую можно использовать в соответствии с изобретением для шиммирования главного магнитного поля B0. Согласно показанному варианту осуществления на Фиг. 3, усилители 35, 36 можно использовать для пропускания постоянных токов в качестве постоянных смещений через наружные секции 33, 34 катушки, которые не зависят от переменных токов, генерируемых усилителем 37 (в ходе переключения градиентов). Согласно варианту осуществления, представленному на Фиг. 3, требуется только один генератор 38 волны.
Как показано на Фиг. 3, в соответствии с изобретением, в общем случае, возможно, что одна или более из секций X1, X2, 31, 32, 33, 34 катушки соединена с источником тока (с питанием постоянным током), регулирующим ток, текущий через соответствующую секцию катушки независимо от тока, текущего через другую секцию катушки градиентной катушки 4. Токи, генерируемые соответствующими источниками тока, можно регулировать по отдельности, например, с целью динамического шиммирования.

Claims (9)

1. Устройство МР, имеющее функциональные возможности для коррекции неоднородностей магнитного поля почти однородного главного магнитного поля B0 в объеме обследования устройства МР, причем устройство (1) МР содержит, по меньшей мере, одну главную магнитную катушку (2) для генерации почти однородного стационарного магнитного поля B0 в объеме обследования, набор градиентных катушек (4, 5, 6) для генерации переключаемых градиентов магнитного поля в разных пространственных направлениях в объеме обследования, причем каждая градиентная катушка (4, 5, 6) содержит две или более секций (X1, X2) катушки, по меньшей мере, одну РЧ катушку (9) тела для генерации РЧ импульсов в объеме обследования и/или для приема МР-сигналов из тела (10) пациента, расположенного в объеме обследования, и блок (15) управления для управления временной последовательностью РЧ импульсов и переключаемых градиентов магнитного поля, причем токи, текущие через секции (X1, X2) катушки каждой градиентной катушки (4, 5, 6), можно регулировать независимо друг от друга,
отличающееся тем, что
- каждая секция (X1, X2) катушки делится на внутреннюю секцию катушки и наружную секцию катушки, соединенные последовательно, и
- устройство МР содержит
- генератор сигналов и усилитель, причем выход генератора сигналов подключен ко входу усилителя, и выход усилителя подключен к внутренней секции катушки для подачи электрического
тока на внутреннюю секцию катушки, и
- отдельные источники (35, 36) тока, подключенные к соответствующим наружным секциям катушки для регулировки электрических токов, текущих через наружные секции катушки соответствующих секций катушки.
2. Устройство МР по п. 1, в котором отдельные источники (35, 36) тока выполнены с возможностью пропускания постоянных токов в качестве постоянных смещений через наружные секции катушки независимо от переменных токов, генерируемых усилителем (37).
3. Устройство МР по п. 1, в котором секции катушки являются внутренними секциями (31, 32) катушки и наружными секциями (33, 34) катушки экранированных градиентных катушек (4, 5, 6).
RU2014130247A 2011-12-23 2012-12-11 Использование градиентных катушек для коррекции неоднородностей поля b0 высших порядков при формировании изображения методом магнитного резонанса RU2614648C2 (ru)

Applications Claiming Priority (3)

Application Number Priority Date Filing Date Title
US201161579739P 2011-12-23 2011-12-23
US61/579,739 2011-12-23
PCT/IB2012/057166 WO2013093710A1 (en) 2011-12-23 2012-12-11 Use of gradient coils for correcting higher order bo field inhomogeneities in mr imaging

Publications (2)

Publication Number Publication Date
RU2014130247A RU2014130247A (ru) 2016-02-10
RU2614648C2 true RU2614648C2 (ru) 2017-03-28

Family

ID=47599136

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
RU2014130247A RU2614648C2 (ru) 2011-12-23 2012-12-11 Использование градиентных катушек для коррекции неоднородностей поля b0 высших порядков при формировании изображения методом магнитного резонанса

Country Status (8)

Country Link
US (1) US9846210B2 (ru)
JP (1) JP6072825B2 (ru)
CN (1) CN104011557B (ru)
BR (1) BR112014015024A2 (ru)
DE (1) DE112012005359T5 (ru)
IN (1) IN2014CN05016A (ru)
RU (1) RU2614648C2 (ru)
WO (1) WO2013093710A1 (ru)

Families Citing this family (10)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP5931406B2 (ja) * 2011-11-09 2016-06-08 株式会社東芝 磁気共鳴イメージング装置
CN107533119B (zh) * 2015-04-10 2020-07-28 圣纳普医疗(巴巴多斯)公司 用于磁共振成像的匀场线圈
DE102015222114A1 (de) 2015-11-10 2017-05-11 Siemens Healthcare Gmbh Verfahren zum Ansteuern einer Shimeinheit, Steuereinheit und Magnetresonanzgerät
CN105957687B (zh) * 2016-07-08 2018-09-14 中国计量科学研究院 用于产生均匀磁场的装置和方法
DE102017004349A1 (de) * 2017-05-08 2018-11-08 Tdk-Micronas Gmbh Magnetfeldkompensationseinrichtung
DE102017213026A1 (de) 2017-07-28 2019-01-31 Siemens Healthcare Gmbh Gradientenspule zur Erzeugung eines Magnetfeldgradienten und eines Magnetfeldes höherer Ordnung
CN111551883B (zh) * 2020-04-29 2022-05-20 中国科学院苏州生物医学工程技术研究所 基于阵列线圈的磁场补偿方法及设备
DE102021203257A1 (de) 2021-03-31 2022-10-06 Siemens Healthcare Gmbh Magnetresonanztomograph und Verfahren zum Betrieb eines Magnetresonanztomographen mit beschränkter Bandbreite
CN114545312B (zh) * 2022-04-22 2022-09-09 浙江浙大西投脑机智能科技有限公司 一种非线性梯度线圈及扫描方法
DE102022210218A1 (de) 2022-09-27 2024-03-28 Siemens Healthcare Gmbh Gradientenspuleneinheit mit separat ansteuerbaren Leiterstrukturpaaren

Citations (6)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
SU1543317A1 (ru) * 1987-06-23 1990-02-15 Всесоюзный научно-исследовательский проектно-конструкторский и технологический институт кабельной промышленности Способ томографии на основе дерного магнитного резонанса
SU1712846A1 (ru) * 1989-12-12 1992-02-15 Ленинградский Институт Точной Механики И Оптики Система круговых катушек дл создани однородного магнитного пол
JPH1189816A (ja) * 1997-09-22 1999-04-06 Technol Res Assoc Of Medical & Welfare Apparatus 磁気共鳴測定装置
US6342787B1 (en) * 2000-11-22 2002-01-29 Philips Medical Systems (Cleveland) Real-time multi-axis gradient distortion correction using an interactive shim set
US20080164878A1 (en) * 2005-03-17 2008-07-10 Koninklijke Philips Electronics N. V. Minimum Energy Shim Coils For Magnetic Resonance
RU2009140768A (ru) * 2007-04-04 2011-05-10 Конинклейке Филипс Электроникс Н.В. (Nl) Расщепленная градиентная катушка и использующая ее гибридная рет/mr-система визуализации

Family Cites Families (19)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US5345178A (en) 1992-04-21 1994-09-06 Siemens Aktiengesellschaft Method for setting the current through shim coils and gradient coils in a nuclear magnetic resonance apparatus
DE4333440C1 (de) 1993-09-30 1995-04-06 Siemens Ag Verfahren zur Shimmung eines Magnetfeldes in einem Untersuchungsraum eines Kernspinresonanzgerätes
JPH0866380A (ja) * 1994-08-30 1996-03-12 Toshiba Corp 磁気共鳴イメージング装置
DE4437443C2 (de) * 1994-10-19 1996-09-12 Siemens Ag Verfahren zum Betrieb eines Kernspintomographiegerätes mit dynamisch lokalisierter Shimmung des Grundmagnetfeldes
DE19511791C1 (de) 1995-03-30 1996-08-22 Siemens Ag Verfahren zur Shimmung eines Magnetsystems eines Kernspintomographen und Vorrichtung zur Durchführung des Verfahrens
DE19511832C2 (de) 1995-03-30 1997-01-30 Siemens Ag Verfahren und Vorrichtung zur Gradientenstromversorgung für ein Kernspintomographiegerät
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
US5701075A (en) * 1996-01-04 1997-12-23 General Electric Company Magnetic resonance imaging shimming by superconducting gradient shield
US6064208A (en) 1998-04-02 2000-05-16 Picker International, Inc. Two-peak alignment method of field shimming
JP2000189396A (ja) * 1998-12-28 2000-07-11 Toshiba Corp 静磁場補正用シムコイル装置
DE19954925C2 (de) 1999-11-16 2001-10-04 Bruker Medical Gmbh Verfahren zum Korrigieren von Feldinhomogenitäten höherer Ordnung in einer Apparatur der magnetischen Resonanz
JP3847079B2 (ja) * 2000-11-21 2006-11-15 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
JP2002291716A (ja) * 2001-03-30 2002-10-08 Hitachi Medical Corp 高次エンコーデイング傾斜磁場コイルを備えた磁気共鳴イメージング装置
US6933724B2 (en) * 2003-11-21 2005-08-23 General Electric Company Matrix coil for generating a variable magnetic field
WO2005091012A1 (en) * 2004-03-17 2005-09-29 Koninklijke Philips Electronics N.V. Dynamic shimset calibration for b0 offset
DE102008018265B4 (de) 2008-04-10 2011-12-08 MRB Forschungszentrum für Magnet - Resonanz - Bayern e.V. Gradientensystem, Kernspinresonanzapparatur, Verfahren zum Erzeu-gen eines bestimmten Gradientenfelds und Computer-Programm
DE102008020107B4 (de) * 2008-04-22 2011-08-25 Bruker BioSpin GmbH, 76287 Kompakte supraleitende Magnetanordnung mit aktiver Abschirmung, wobei die Abschirmspule zur Feldformung eingesetzt wird
US9182465B2 (en) * 2011-03-04 2015-11-10 Siemens Aktiengesellschaft MRT gradient system with integrated main magnetic field generation
US8981779B2 (en) * 2011-12-13 2015-03-17 Viewray Incorporated Active resistive shimming fro MRI devices

Patent Citations (6)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
SU1543317A1 (ru) * 1987-06-23 1990-02-15 Всесоюзный научно-исследовательский проектно-конструкторский и технологический институт кабельной промышленности Способ томографии на основе дерного магнитного резонанса
SU1712846A1 (ru) * 1989-12-12 1992-02-15 Ленинградский Институт Точной Механики И Оптики Система круговых катушек дл создани однородного магнитного пол
JPH1189816A (ja) * 1997-09-22 1999-04-06 Technol Res Assoc Of Medical & Welfare Apparatus 磁気共鳴測定装置
US6342787B1 (en) * 2000-11-22 2002-01-29 Philips Medical Systems (Cleveland) Real-time multi-axis gradient distortion correction using an interactive shim set
US20080164878A1 (en) * 2005-03-17 2008-07-10 Koninklijke Philips Electronics N. V. Minimum Energy Shim Coils For Magnetic Resonance
RU2009140768A (ru) * 2007-04-04 2011-05-10 Конинклейке Филипс Электроникс Н.В. (Nl) Расщепленная градиентная катушка и использующая ее гибридная рет/mr-система визуализации

Also Published As

Publication number Publication date
DE112012005359T5 (de) 2014-10-02
CN104011557A (zh) 2014-08-27
JP2015500725A (ja) 2015-01-08
US9846210B2 (en) 2017-12-19
IN2014CN05016A (ru) 2015-09-18
RU2014130247A (ru) 2016-02-10
CN104011557B (zh) 2017-04-05
WO2013093710A1 (en) 2013-06-27
JP6072825B2 (ja) 2017-02-01
BR112014015024A2 (pt) 2017-06-13
US20140333306A1 (en) 2014-11-13

Similar Documents

Publication Publication Date Title
RU2614648C2 (ru) Использование градиентных катушек для коррекции неоднородностей поля b0 высших порядков при формировании изображения методом магнитного резонанса
US8938281B2 (en) MR imaging using multi-channel RF excitation
US10274566B2 (en) Dixon-type water/fat separation MRI using high-SNR in-phase image and lower-SNR at least partially out-of-phase image
US20140239951A1 (en) Mr electrical properties tomography
EP3295194B1 (en) Parallel mr imaging with rf coil sensitivity mapping
EP3191862B1 (en) Zero echo time mr imaging
US11137466B2 (en) Spin echo MR imaging
US9159145B2 (en) Fast dual contrast MR imaging
US9588196B2 (en) Multi-channel transmit MR imaging
US11959986B2 (en) MR imaging with spiral acquisition
US20230400545A1 (en) Spin echo mr imaging with spiral acquisition
CN114402214A (zh) 狄克逊型水/脂肪分离mr成像
WO2016124397A1 (en) Mr imaging with b1 mapping

Legal Events

Date Code Title Description
MM4A The patent is invalid due to non-payment of fees

Effective date: 20201212