CN100432692C - 带有涡流发生器的磁共振设备 - Google Patents
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Abstract
本发明涉及一种磁共振设备,包括用于产生基本磁场的基本场磁铁、至少一个涡流发生器以及至少一个导电结构,在此结构内由该涡流发生器引发涡流,从而在基本磁场内洛伦兹力作用在此结构上,在此结构上安装一个力发生器,该力发生器这样进行设计和可控制,使得该力发生器可产生与洛伦兹力方向相反的作用力,从而阻止结构的运动和变形。
Description
技术领域
本发明涉及一种磁共振设备。
背景技术
磁共振技术是一种用于获取待检查对象体内图像的公知技术。为此,在磁共振设备内,在由基本场磁铁产生的静态基本磁场上,叠加由梯度线圈系统产生的快速接通的梯度场。此外,磁共振设备还包括一高频系统,该高频系统将高频信号发射给待检查对象以激发磁共振信号并接受所产生的磁共振信号,以此为基础构成磁共振图像。
超导的基本场磁铁包括例如一个基本上空心圆柱形的、其中装有超导线圈的氦罐,超导线圈由围绕着它们的液态氦冷却。氦罐被一个空心圆柱体状的内冷却护壳围绕,此冷却护壳又被一个空心圆柱形的外冷却护壳围绕。在这里,冷却护壳的作用是使尽可能少的热辐射一直传送到氦罐。为此,冷却护壳由导热良好的金属、例如铝制成。在这里,冷却护壳和/或氦罐由低温冷却器、冷却气体或液氮保持在预定的温度。外冷却护壳最后被一个基本上空心圆柱形的真空罐围绕。真空罐通常用非磁性不锈钢制成。氦罐与内冷却护壳、两个冷却护壳、以及外冷却护壳与真空护壳,彼此间隔几毫米至几厘米的距离,以导热差的方式相连接。
在真空罐圆柱形空腔内,例如通过在空腔内楔入的方式固定着一个空心圆柱形的梯度线圈系统。为了产生梯度场,在梯度线圈系统的梯度线圈内调节相应的电流。在这里所需要的电流范围达数百安培。电流升降的速率达数个100kA/s。存在基本磁场时,梯度线圈内此随时间改变的电流上作用着数量级为1T的洛伦兹力,该洛伦兹力导致梯度线圈系统振动,并因而导致不希望的噪声和影响图像质量。
例如,在德国专利申请公开说明书DE 44 32 747A1中对通过一种主动措施从原理上减小梯度线圈系统振动的方案作了说明。为此在梯度线圈系统内或上设置一个尤其包含有电致伸缩性元件的装置。借助此装置可以产生阻止梯度线圈系统振动的力,从而基本上防止梯度线圈系统变形。此外,电致伸缩性元件由一个施加在这些元件上的电压相应地进行控制。
梯度线圈系统通常被导电结构围绕,接通的梯度场在这些导电结构中感应涡流。例如用于此类导电结构的是超导基本场磁铁的冷却护壳和/或真空罐、如由铜箔制成的高频屏蔽以及高频系统的天线。伴随涡流出现的磁场是不希望的,因为它们在不采取反控制措施的情况下会削弱梯度场,并在其随时间的进程中失真,这导致影响磁共振图像的质量。
这种由涡流场造成的梯度场失真,可通过一个相应的控制梯度场的参量预失真将其补偿到一定的程度。为了补偿,此控制参量在这里应以这样的方式过滤,使得梯度线圈未预失真地运行时所产生的涡流场被该预失真抵消。为了过滤可以使用一个过滤网络,其尺寸由按德国专利说明书DE19859501C1的方法求得的时间常数和系数来确定。
此外,通过使用一种主动屏蔽的梯度线圈系统可减少由通电的梯度线圈在一个可预先给定的包络面(如超导基本场磁铁的80K冷却护壳的内圆柱面)上所感应的涡流。
此外,例如由德国专利申请公开说明书DE19843905A1公开了一种用于磁共振设备的带有分隔间隙的高频屏蔽,其中,高频屏蔽按这样的方式开缝,使梯度场在高频屏蔽内所感应的涡流尽可能地得到抑制。
发明内容
本发明要解决的技术问题是提供一种改进的磁共振设备,其较好地对不希望的涡流效应进行了控制。
根据本发明的磁共振设备包括:
-用于产生基本磁场的基本场磁铁,
-至少一个涡流发生器,以及
-至少一个导电结构,在此结构内由所述涡流发生器引发涡流,从而在基本磁场内洛伦兹力作用在此结构上,
其中,在此结构上安装一个力发生器,该力发生器包括电致伸缩性元件,该力发生器这样进行设计和控制,使得该力发生器可产生与洛伦兹力方向相反的作用力,从而阻止此结构的运动和变形。
本发明以下列认识为出发点:通过接通的梯度场在导电结构内感应涡流,导电结构本身在基本磁场内受到洛伦兹力的作用,所以导电结构也被激振动,这导致感应另一些涡流并由此同时导致进一步振动等。但一旦此导电结构进入振动,这种振动的制止只有通过一种精心组织的传感器-致动器组合才能做到,因为这些振动取决于导电结构的共振特性,并且另一些涡流共同对其起决定作用。按照本发明,在导电结构上安装一力发生器,并对该力发生器这样进行设计和可控制,使得该力发生器产生的力的作用方向与作用在导电结构内由梯度场产生的涡流上的那些力相反,这就避免了上述复杂性。因此从源头上防止导电结构的运动和/或振动。在这里优选梯度场在空间上是不变的,且可直接用各梯度轴在梯度线圈内流动的电流标度,从而由此激发的涡流沿着可准确预言或一次可测得的轨迹(它们可能有完全不同的衰减曲线)行进。此外,这开拓了以梯度线圈内电流随时间的变化曲线为基础简单地控制力发生器的可能性,其中尤其是用于补偿涡流的预失真的一部分与涡流的一部分和时间曲线相对应。
附图说明
下面由本发明的实施方式并结合附图对本发明的其他优点、特征和细节作出说明:
图1示出了带有梯度线圈系统及力发生器的磁共振设备的纵剖面;
图2示出了第一种实施方式的力发生器的纵剖面局部详图;
图3示出了第二种实施方式的的力发生器的纵剖面局部详图;
图4示出了梯度线圈系统透视图,其带有四个用于检测梯度线圈系统磁场的环形线圈;
图5示出了环形线圈成表面覆盖方式的梯度线圈系统局部透视图。
具体实施方式
图1作为本发明的一种实施方式示出了磁共振设备的纵剖面。在这里,磁共振设备包括一个基本上为空心圆柱形的基本场磁铁100,借助该基本场磁铁至少在磁共振设备的成象区150内部可产生一个尽可能均匀的静态基本磁场。基本场磁铁100包括一个基本上空心圆柱形的、由非磁性不锈钢制成的氦罐110,其中在线圈架112上装有超导线圈113,它们被围绕着它们的液态氦冷却到4.2K。
氦罐110被一个空心圆柱形的20K冷却护壳120围绕,冷却护壳120又被一空心圆柱形的80K冷却护壳130包围。冷却护壳120和130的作用是使尽可能少的热辐射从外部一直传送到氦罐110,它们由一种良好导热的金属制成。通过低温冷却器、冷却气体或液氮,使20K冷却护壳120保持在温度20K,使80K冷却护壳130的温度保持在80K。
80K冷却护壳130最后被一个基本上空心圆柱形的、由非磁性不锈钢制成的真空罐140包围。在这里,氦罐110与20K冷却护壳120、这两个冷却护壳120与130之间、以及80K冷却护壳130与真空罐140彼此相隔几毫米至几厘米距离,例如通过细的玻璃纤维杆来连接,彼此之间的导热很差。
此外,磁共振设备包括一个梯度线圈系统200,它包含一些梯度线圈和附属的屏蔽线圈,并为它配设一个梯度控制单元250。在这里,基本上空心圆柱形的梯度线圈系统200通过楔入方式(Verkeilen)固定在真空罐140的圆柱形空腔内。
为了控制线圈内的电流,梯度线圈系统200与梯度控制单元250连接。随着电流流过梯度线圈系统200,在成象区150内部可将快速通断的梯度磁场叠加到基本磁场上。
在此,梯度线圈系统200从内到外依次包括空心圆柱形的区域210至245,它们彼此同心布置:第一个空心圆柱形区域210包括一个X梯度线圈,用于产生一个具有与笛卡儿坐标系的X轴共线的梯度的X梯度场。第二个空心圆柱形区域220包含一个Y梯度线圈,用于产生一个具有与Y轴共线的梯度的Y梯度场。X和Y梯度线圈分别包括四个鞍形结构的分线圈。第三个空心圆柱形区域240包括一个主要用于冷却这些梯度线圈的冷却装置。第四个空心圆柱形区域230包括一个Z梯度线圈,用于产生具有与Z轴共线的梯度的Z梯度场,此Z梯度线圈例如包括两个螺线管分线圈。
第五个空心圆柱形区域245包括主动和/或被动屏蔽装置(Shimvorrichtung)和另一个冷却装置。在第六个空心圆柱形区域235内设置一个为Z梯度线圈配设的Z屏蔽线圈。第七个空心圆柱形区域215包括一个配属于X梯度线圈的X屏蔽线圈。最后,第八个空心圆柱形区域225包括一个配属于Y梯度线圈的Y屏蔽线圈。
配属于梯度线圈的屏蔽线圈在这里以这样的方式设计和可通电流,使得可由屏蔽线圈产生的磁场在80K冷却护壳130内圆柱面上将可由所属的梯度线圈产生的磁场至少补偿到这样的程度,即在内圆柱面中由通电的梯度线圈系统200所感应的涡流小于没有屏蔽线圈的梯度线圈系统的涡流。
为了使成象区150内接通的梯度场不因感应涡流和随之产生的涡流磁场而失真,在梯度控制单元250内利用针对梯度线圈和配属的屏蔽线圈的电流的相应预失真控制参量来工作。为此,梯度控制单元250有一相应的预失真单元260,该预失真单元对该三根梯度轴X、Y和Z的每一根具有一个自身的预失真子单元261、262和263。
此外,为了将高频信号发送到一个置于成象区150中的待检查对象内以及接收来自待检查对象的磁共振信号,该磁共振设备包括一个天线310。在此,为了屏蔽外部的干扰影响,在天线310与梯度线圈系统200之间设置一高频屏蔽320。
此外,磁共振设备包括一个力发生器400,它设计为贴合在真空罐140内圆柱面上的薄壁层状空心圆柱体。通过接通梯度场,在真空罐140的内圆柱面上感应涡流,这样在基本磁场内作用洛伦兹力,从而不采取反控制措施将导致内圆柱面变形、运动和/或振动。在这里,力发生器400可这样设计和控制,使得此力发生器400能产生与上述洛伦兹力方向相反的作用力,因而防止内圆柱面的变形、运动和/或振动。为了相应地控制力发生器400,给力发生器400配设一个力发生器控制单元490,它与梯度控制单元250、尤其与其预失真单元260连接。在这里,线圈电流的预失真可被利用来控制力发生器400,因为这种预失真反映了涡流准确的份额及随时间的变化。
图2作为本发明的一种实施方式示出了第一种实施方式的力发生器400的纵剖面局部详图。在这里,力发生器400包括三层410、420和430,层内设置有电致伸缩性纤维475或整束的此类纤维。在层430内的电致伸缩性纤维475相应于由通电的Z线圈所引起的、作用在真空罐140内圆柱面上的洛伦兹力分布进行布置。然而,在层420和410内,电致伸缩性纤维475则相应于通电的X和Y线圈引起的洛伦兹力来布置。采用电致伸缩性纤维475的优点是可以达到非常精确的空间分辨率。
在另一些实施方式中,代替纤维475,可以采用设计成薄膜状、板状和/或堆叠状的电致伸缩元件,以及磁致伸缩性和/或液压式力发生器。
电致伸缩性纤维475在每一层410、420和430内分别装在两个接触层415与416、425与426以及435与436之间。在接触层426与415以及416与435之间设有电绝缘层440和445。在接触层415与416、425与426以及435与436之间可施加电压,它们促使电致伸缩性纤维475收缩,并因而产生一个垂直于真空罐140内圆柱面表面的力。
在这里,电压由力发生器控制单元490提供,其中,层420由预失真子单元262相应于针对Y线圈的预失真来控制,层410由预失真子单元261相应于针对X线圈的预失真来控制,以及层430由预失真子单元263相应于针对Z线圈的预失真来控制。
图3作为本发明的另一种实施方式示出了第二种实施方式的力发生器400的纵剖面局部详图。其中在一个层450内均匀分布地设置电致伸缩性纤维475。在这里,层450设置在两个接触层455与456之间,这两个接触层455和456按一致的方式再划分成若干分接触段。这些分接触段彼此相间隔,并以镶木地板方式覆盖着层450。每两个隔着层450彼此相对的分接触段构成一对。通过力发生器控制单元490可以向每一对施加电压,其中,对于每一对来说其电压可单独进行调节而与其他对的电压无关。因而,在层450内可对一根或多根电致伸缩性纤维475的相应区域彼此独立地进行控制,使其具有不同的伸缩。
与第一种实施方式相比,其优点是减小了力发生器400的层厚,为此多个分接触段可分别控制,通常带有不同的电压。在这里,为了达到与第一种实施方式相同效果的控制,不能直接使用各预失真子单元261、262和263的预失真,而是首先在力发生器控制单元490内进一步处理,然后转换到各分接触段上。此时,为了作进一步处理,例如通过测量来确定每个线圈在真空罐140内圆柱面上引起的主要的洛伦兹力空间分布,并储存在力发生器控制单元490内。此外,在基于多个分接触段的第二种实施方式中可通过相应的控制来考虑内圆柱面不同区域内形成的涡流随地点而不同的衰减时间。
在另一些实施方式中,将第一种和第二种实施方式互相组合在一起。因此,例如在第一种实施方式中便可以考虑到上述不同的衰减时间,为此将接触层415、416、425、426、435和436也再分为至少几个分接触段。
力发生器400附加的重量不改变在真空罐140内圆柱面内产生的洛伦兹力,以及力发生器400的薄的导电接触层415、416、425、426、435、436、455和456(它们本身为一种感应涡流的导电结构)有时会改变在内圆柱面上要补偿的洛伦兹力的幅度。
为了在力发生器控制单元490内微调,除了储存的信息和来自预失真单元260的信息外,还可以至少逐点测量由各梯度线圈和配属的屏蔽线圈产生的引起涡流的磁场,并作为标度参量输送给力发生器控制单元490。在这里,仅检测磁场的径向分量就足够了,因为只是此径向分量引起涡流。在由它们激发的涡流中仅仅周向电流是重要的,因为洛伦兹力沿径向只作用在其上,若力发生器400不采取反制措施就会导致真空罐140振动,并因而引起噪声以及其他的二次涡流。
图4示出了梯度线圈系统200的透视图,它包括四个固定在梯度线圈系统200上的环形线圈511、512、521和522,其中环形线圈511、512、521和522就Z轴而言位置相同,环形线圈511和512位于Y-Z平面内,以及另两个环形线圈521和522位于X-Z平面内。
在这里,环形线圈511和512设置在梯度线圈系统200中的这样一个区域内,在那里Y线圈由于其对称性与其工作状态无关,不会产生径向的磁场分量。环形线圈521和522设置在X线圈的一个相应的区域内。这四个环形线圈511、512、521和522可足以彼此独立地对各轴X、Y和Z检测梯度线圈和配属的屏蔽线圈沿径向的磁场分量。因此,例如所有的环形线圈511、512、521和522具有一个大小相同的信号,这表示仅仅Z线圈产生一个沿径向的磁场分量。反之,若两个环形线圈511和512的信号不同,这表示此差值源自于X线圈沿径向的磁场分量。两个环形线圈521和522信号不同,此时就表示是由Y线圈造成的。
图5作为本发明的另一种实施方式示出了环形线圈510覆盖在梯度线圈系统200表面上的布置方式。在这里,每一个环形线圈510例如按照图3的分接触段方式布置,且分别配属于一个分接触段。环形线圈510在此类似于图4的环形线圈511、512、521和522,仅设计成用于检测径向的磁场分量。利用每一个环形线圈510的测量信号可控制各自所配属的分接触段。因此可以取消以预失真为基础的控制,同样可以不必对轴X、Y和Z将磁场分量分类。
在另一些实施方式中,可以采用其他的对梯度线圈和配属的屏蔽线圈所产生的磁场敏感、而尤其对振动不敏感的传感器(例如霍耳探针)来代替环形线圈。
在另一种实施方式中,可直接检测在真空罐圆柱面上或在接触层455或456内出现的涡流,并用来控制图3所示第二种实施方式中的力发生器400。因为在这里仅检测涡流而不应一起检测梯度线圈和配属的屏蔽线圈的磁场,所以可以检测涡流,例如基于其热作用的涡流,其中该检测结果可转换为用于分接触段的相应电压。
Claims (10)
1.磁共振设备,包括
-用于产生基本磁场的基本场磁铁,
-至少一个涡流发生器,以及
-至少一个导电结构,在此结构内由所述涡流发生器引发涡流,从而在基本磁场内洛伦兹力作用在此结构上,
其特征为,
-在所述结构上安装一个力发生器,
-所述力发生器包括电致伸缩性元件,
-该力发生器这样进行设计和控制,使得该力发生器可产生与洛伦兹力方向相反的作用力,从而阻止该结构的运动和变形。
2.按照权利要求1所述的磁共振设备,其中,所述力发生器的控制单元与所述涡流发生器的控制单元相连接。
3.按照权利要求1或2所述的磁共振设备,其中,所述涡流发生器包括至少一个用于产生梯度场的线圈装置。
4.按照权利要求3所述的磁共振设备,其中,所述线圈装置的控制单元包括一个与所述力发生器的控制单元相连接的预失真单元。
5.按照权利要求1所述的磁共振设备,其中,所述结构至少包括真空罐、冷却护壳和/或基本场磁铁冷却剂罐的一部分。
6.按照权利要求1所述的磁共振设备,其中,所述结构至少包括天线和/或高频屏蔽的一部分。
7.按照权利要求1所述的磁共振设备,其中,所述电致伸缩性元件在空间上以一个与洛伦兹力的相对密度相应的密度来布置。
8.按照权利要求1所述的磁共振设备,其中,所述电致伸缩性元件设计为纤维状。
9.按照权利要求1所述的磁共振设备,其中,所述磁共振设备包括可用来检测那些由涡流发生器所产生的磁场的传感器。
10.按照权利要求9所述的磁共振设备,其中,所述用于标度和/或确定所述力发生器的控制单元的传感器与该力发生器相连接。
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---|---|---|---|
DE10200861A DE10200861A1 (de) | 2002-01-11 | 2002-01-11 | Magnetresonanzgerät mit einem Wirbelstromerzeuger |
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Publication Number | Publication Date |
---|---|
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---|---|---|---|
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---|---|
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Families Citing this family (11)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
DE10217384C1 (de) * | 2002-04-18 | 2003-12-24 | Siemens Ag | Gradientenspulensystem |
CN101171526B (zh) * | 2005-05-06 | 2012-07-18 | 皇家飞利浦电子股份有限公司 | 用于高场mri线圈的电磁屏蔽 |
JP2009542298A (ja) * | 2006-07-07 | 2009-12-03 | コーニンクレッカ フィリップス エレクトロニクス エヌ ヴィ | 磁気共鳴イメージングシステム |
GB2482180B (en) * | 2010-07-23 | 2014-12-10 | Siemens Plc | Mass damped bore tube for imaging apparatus |
CN102841328B (zh) * | 2011-06-24 | 2015-07-29 | 西门子(深圳)磁共振有限公司 | 用于磁共振成像设备的减振装置及包括其的梯度线圈 |
US9279871B2 (en) | 2011-12-20 | 2016-03-08 | General Electric Company | System and apparatus for compensating for magnetic field distortion in an MRI system |
US9322892B2 (en) | 2011-12-20 | 2016-04-26 | General Electric Company | System for magnetic field distortion compensation and method of making same |
DE102011089445B4 (de) * | 2011-12-21 | 2015-11-05 | Siemens Aktiengesellschaft | Verfahren und Gradientensystem zur Reduzierung von mechanischen Schwingungen in einem Magnetresonanzbildgebungssystem |
TWI478478B (zh) * | 2012-04-11 | 2015-03-21 | Sunrising Eco Friendly Technology Co Ltd | 渦電流發電機及其應用 |
US9274188B2 (en) | 2012-11-30 | 2016-03-01 | General Electric Company | System and apparatus for compensating for magnetic field distortion in an MRI system |
JP6817775B2 (ja) * | 2016-10-11 | 2021-01-20 | 株式会社東芝 | 補正装置、補正方法及び磁気共鳴画像装置 |
Citations (8)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
US4585995A (en) * | 1984-04-19 | 1986-04-29 | Technicare Corporation | Nuclear magnetic resonance eddy field suppression apparatus |
US5410286A (en) * | 1994-02-25 | 1995-04-25 | General Electric Company | Quench-protected, refrigerated superconducting magnet |
CN1102971A (zh) * | 1993-06-08 | 1995-05-31 | 皮克北极星有限公司 | 用于降低磁共振成象设备中的涡流的装置 |
CN1116312A (zh) * | 1994-07-08 | 1996-02-07 | 住友特殊金属株式会社 | 用于磁共振成象装置(mri)的磁场生成器 |
US5617026A (en) * | 1993-09-17 | 1997-04-01 | Hitachi Medical Corporation | Quiet magnetic resonance imaging apparatus |
JPH09308617A (ja) * | 1996-05-22 | 1997-12-02 | Hitachi Medical Corp | 磁気共鳴イメージング装置 |
US5708360A (en) * | 1994-09-16 | 1998-01-13 | Kabushiki Kaisha Toshiba | Active shield gradient coil for nuclear magnetic resonance imaging apparatus |
CN1188897A (zh) * | 1996-12-30 | 1998-07-29 | 通用电气公司 | 一种用于测量和补偿由涡流感生的空间和时间变化磁场的方法 |
Family Cites Families (13)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
DE3900725A1 (de) * | 1989-01-12 | 1990-07-19 | Bruker Analytische Messtechnik | Supraleitende magnetanordnung |
GB9311321D0 (en) * | 1993-06-02 | 1993-07-21 | British Tech Group | Apparatus for and methods of acoustic and magnetic screening |
DE19643116C2 (de) * | 1996-10-21 | 1999-06-02 | Deutsch Zentr Luft & Raumfahrt | Verfahren und Vorrichtung zur Magnetresonanzuntersuchung |
WO1999028757A1 (en) * | 1997-11-28 | 1999-06-10 | Koninklijke Philips Electronics N.V. | Magnetic resonance apparatus provided with force-optimized gradient coils |
DE19843905C2 (de) * | 1998-09-24 | 2000-09-21 | Siemens Ag | Hochfrequenzschirm für ein diagnostisches Magnetresonanzgerät |
DE19859501C1 (de) * | 1998-12-22 | 2000-06-15 | Siemens Ag | Verfahren zur Erfassung von Wirbelströmen, die durch geschaltete Magnetfeldgradienten eines Kernspinresonanzgerätes verursacht werden und die Kreuzterme enthalten |
DE19940551C1 (de) | 1999-08-26 | 2001-05-23 | Siemens Ag | Magnetresonanztomographiegerät mit schwingungsentkoppelter äußerer Hülle |
US6384604B2 (en) * | 2000-02-10 | 2002-05-07 | Siemens Aktiengesellschaft | “Magnetic resonance apparatus having a gradient coil system with magnetostrictive material” |
DE10011034C2 (de) * | 2000-03-07 | 2002-06-06 | Siemens Ag | Magnetresonanzgerät mit einem Gradientenspulensystem mit einer Spulenanordnung |
US6437568B1 (en) * | 2000-10-02 | 2002-08-20 | General Electric Company | Low noise MRI scanner |
US6661229B2 (en) * | 2001-04-30 | 2003-12-09 | Ge Medical Systems Global Technology Company, Llc | RF birdcage coil with reduced acoustic noise |
DE10229491C2 (de) * | 2001-07-23 | 2003-05-22 | Siemens Ag | Kernspin-Tomographiegerät mit dämpfenden Schichtblechen zur Schwingungsreduktion |
DE10219766B4 (de) * | 2002-05-02 | 2005-12-29 | Siemens Ag | Verfahren zur automatischen Vermessung akustischer Resonanzen eines Magnetresonanz-Tomographiegerätes |
-
2002
- 2002-01-11 DE DE10200861A patent/DE10200861A1/de not_active Ceased
- 2002-12-19 CN CNB028262395A patent/CN100432692C/zh not_active Expired - Fee Related
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- 2002-12-19 EP EP02799713A patent/EP1463951B1/de not_active Expired - Fee Related
- 2002-12-19 AU AU2002364375A patent/AU2002364375A1/en not_active Abandoned
- 2002-12-19 US US10/501,175 patent/US7208952B2/en not_active Expired - Fee Related
Patent Citations (8)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
US4585995A (en) * | 1984-04-19 | 1986-04-29 | Technicare Corporation | Nuclear magnetic resonance eddy field suppression apparatus |
CN1102971A (zh) * | 1993-06-08 | 1995-05-31 | 皮克北极星有限公司 | 用于降低磁共振成象设备中的涡流的装置 |
US5617026A (en) * | 1993-09-17 | 1997-04-01 | Hitachi Medical Corporation | Quiet magnetic resonance imaging apparatus |
US5410286A (en) * | 1994-02-25 | 1995-04-25 | General Electric Company | Quench-protected, refrigerated superconducting magnet |
CN1116312A (zh) * | 1994-07-08 | 1996-02-07 | 住友特殊金属株式会社 | 用于磁共振成象装置(mri)的磁场生成器 |
US5708360A (en) * | 1994-09-16 | 1998-01-13 | Kabushiki Kaisha Toshiba | Active shield gradient coil for nuclear magnetic resonance imaging apparatus |
JPH09308617A (ja) * | 1996-05-22 | 1997-12-02 | Hitachi Medical Corp | 磁気共鳴イメージング装置 |
CN1188897A (zh) * | 1996-12-30 | 1998-07-29 | 通用电气公司 | 一种用于测量和补偿由涡流感生的空间和时间变化磁场的方法 |
Non-Patent Citations (2)
Title |
---|
日本电子陶瓷材料与工艺的发展概况. 刘云书.电子元件与材料,第3期. 1986 |
日本电子陶瓷材料与工艺的发展概况. 刘云书.电子元件与材料,第3期. 1986 * |
Also Published As
Publication number | Publication date |
---|---|
WO2003058265A1 (de) | 2003-07-17 |
DE50212121D1 (zh) | 2008-05-29 |
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EP1463951A1 (de) | 2004-10-06 |
AU2002364375A1 (en) | 2003-07-24 |
DE10200861A1 (de) | 2003-07-31 |
US7208952B2 (en) | 2007-04-24 |
CN1608209A (zh) | 2005-04-20 |
US20050030027A1 (en) | 2005-02-10 |
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