CN1118709C - 用于核磁共振显象装置的分裂式磁场发生装置 - Google Patents

用于核磁共振显象装置的分裂式磁场发生装置 Download PDF

Info

Publication number
CN1118709C
CN1118709C CN 97117390 CN97117390A CN1118709C CN 1118709 C CN1118709 C CN 1118709C CN 97117390 CN97117390 CN 97117390 CN 97117390 A CN97117390 A CN 97117390A CN 1118709 C CN1118709 C CN 1118709C
Authority
CN
China
Prior art keywords
coil
magnetic
field generator
distance
receiving coil
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.)
Expired - Fee Related
Application number
CN 97117390
Other languages
English (en)
Other versions
CN1174328A (zh
Inventor
田原恭幸
田边肇
竹岛弘隆
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
Hitachi Healthcare Manufacturing Ltd
Mitsubishi Electric Corp
Original Assignee
Mitsubishi Electric Corp
Hitachi Medical Corp
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 Mitsubishi Electric Corp, Hitachi Medical Corp filed Critical Mitsubishi Electric Corp
Publication of CN1174328A publication Critical patent/CN1174328A/zh
Application granted granted Critical
Publication of CN1118709C publication Critical patent/CN1118709C/zh
Anticipated expiration legal-status Critical
Expired - Fee Related legal-status Critical Current

Links

Images

Classifications

    • 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
    • G01R33/381Systems for generation, homogenisation or stabilisation of the main or gradient magnetic field using electromagnets
    • 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
    • G01R33/3806Open magnet assemblies for improved access to the sample, e.g. C-type or U-type magnets

Landscapes

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

Abstract

低温容器的环形部分被设置在互相面对的表面上,环形部分形成横截面为矩形的容纳部分。集群线圈本体中的一个侧面线圈安装在该容纳部分里,一梯度磁场单元、一射频传输线圈和一接收线圈安装在一凹陷部分里,从而互相结合形成一单一体,该凹陷部分是由环绕着它的对应的环形部分形成的。由于互相面对的低温容器的距离J、即侧面线圈互相面对的表面之间的距离减少,因此,不仅所设计的磁动势可减少,该装置也可减少尺寸和降低成本。

Description

用于核磁共振显象装置的分裂式磁场发生装置
技术领域
本发明涉及一种用于核磁共振显象装置(下面叫做MRI)的磁场发生装置。
背景技术
图5是显示一种用于MRI的分裂式磁场发生装置(下面简称为“磁场发生装置”)的外形的视图,它公布在美国专利第5,436,607号上。在图5中,标号100表示一磁极单元,他包括超导线圈101和由铁磁性物质制成的磁极片102。两磁极单元100成对安装,从而沿它们的轴线互相面对,而该轴线沿图所示的垂直方向延伸。在显象孔103里产生一均匀的磁场,而该显象孔形成于一对磁极单元之间。在该显象孔里放置一所测对象(病人)。
在MRI中,用来获得位置信息的梯度磁场发生单元和RF线圈(射频传输线圈和接收线圈)安装在一对磁极单元之间,这样,可获得在所测对象所需薄片上的预定的原子核的分布的信息,从而产生一层析X射线摄影图象。一对磁极单元之间的距离由所需的中心孔的各尺寸确定,其中,放置着所测对象、RF线圈和梯度磁场发生单元(一种示范性的梯度磁场单元公布在未审查的日本专利公开Hei.6-14900上)。
图6是显示民种常规磁场发生装置的主要部分的剖视图。该装置使用由铁磁性物质制成的非磁极,以便减轻装置的重量。在图6中,标号110表示一磁极单元,其结构如下所述。标号111表示一低温容器,它环绕一轴线Z呈圆环形,且横截面呈矩形;标号112表示一集群线圈本体,它具有侧面线圈112a和第二至第五线圈112b至112e。侧面线圈的横截面呈矩形,并环绕轴线Z呈圆环形。标号114表示一圆盘状的梯度磁场发生单元;标号115表示一平面的射频传输线圈(下面简称为“传输线圈”);而标号116表示一平面的射频接收线圈(下面简称为“接收线圈”)。
将这种结构的磁极单元110以成对的、沿Z轴线方向面对面的方式安装。这样安装的磁极单元110使互相面对的接收线圈之间的距离为1,由此确保一放置所测对象的中心孔。在这种情况下,互相面对的侧面线圈112a之间的距离由图6中的H表示。均匀的磁场发生在一对磁极单元之间形成的显象孔里,而在这显象孔里放置着所测对象(病人)。
为了给所测对象提供一种敞开感,希望放置所测对象的中心孔较大,由此需要一对磁极单元之间有较大的距离。另外,为了改善层析X射线摄影清晰度,需要大的磁场输出。为此,需要增加磁极单元10的尺寸。
当一对磁极单元之间的距离增加时,磁极10需要的磁动势也增加。图7是显示线圈间距离H(H/2)和在一磁场发生装置里的磁动势之间的关系的图表,其中,中心磁场是0.5特斯拉。在图7中,标号H表示包括显象孔的线圈间距离。横坐标用标号H/2表示。可以看到,图7表示了一非屏蔽型(用N/S表示)和一有效屏蔽型(用A用表示)。非屏蔽型没有屏蔽线圈,因而磁场发生装置的磁场漏泄。有效屏蔽型具有屏蔽线圈,它可控制磁场的漏泄。
从图7中可以看到,所需的磁动势基本上与线圈间距离的5次方成比例,不管磁场发生装置是非屏蔽型的还是有效屏蔽型的。
如上所述,在常规的分裂式磁场发生装置中,当互相面对的磁极单元之间的距离、即互相面对的集群线圈本体之间的距离增加时,所需的磁动势增加到一个显著的程度,由此出现增加线圈的结构、进而增加装置的成本和重量的问题。
发明内容
本发明的目的是提供一种供MRI使用的、小型的、价格便宜的分裂式磁场发生装置,它只需要小的磁动势。
为了实现上述目的,本发明提供一种供MRI使用的分裂式磁场发生装置,其中,在安装线圈的容器的相对表面上提供用来安装梯度磁场发生线圈的凹陷空间,而该安装线圈的容器沿所述若干线圈的轴线方向、以预定的间隔距离互相面对地安装。
按照该结构,梯度磁场发生线圈安装在凹陷空间里,在若干环形线圈中的一预定线圈安装在一环绕着凹陷空间的环形部分里,而预定的线圈环绕着所述的梯度磁场发生线圈安装,由此,安装互相面对的线圈的容器之间的距离可以减少。因此,产生预定磁场所需的磁动势可减少。
此外,按照本发明,射频传输线圈和射频接收线圈中的至少一个安装在凹陷空间里。
此外,按照本发明,在梯度磁场发生线圈安装在凹陷空间里时,射频传输线圈和射频接收线圈安装在凹陷空间外侧。
由于射频传输线圈和射频接收线圈安装在凹陷部分外侧,因而可从凹陷部分外侧清楚地看到射频传输线圈和射频接收线圈,并可方便地在凹陷部分外侧对其进行处理。因此,有助于射频传输线圈和射频接收线圈的位置和姿态的调整工作。
附图说明
图1是显示根据本发明第一实施例磁场发生装置的一个主要部分的剖视图;
图2是显示根据本发明第二实施例磁场发生装置的一个主要部分的剖视图;
图3是显示根据本发明第三实施例磁场发生装置的一个主要部分的剖视图;
图4是显示根据本发明第四实施例磁场发生装置的一个主要部分的剖视图;
图5是显示一种常规磁场发生装置的外形的视图;
图6是显示另一种常规磁场发生装置的主要部分的剖视图;以及
图7是显示在图6中所显示的磁场发生装置的线圈间距离和磁动势之间的关系的图表。
具体实施方式
第一实施例
图1是显示根据本发明第一实施例磁场发生装置的一个主要部分的剖视图。在图1中,标号10表示一磁极单元,其结构如下所述。标号11表示圆柱形低温容器。虽然在图中未详尽地显示结构,低温容器11包括一真空容器,两承受温度[80K]和[20K]的热辐射屏蔽,以及一液态氦容器,并且包含一集群超导线圈本体12。低温容器11有一凸出部分11a,它环绕着轴线Z呈圆环形,并且横截面呈矩形。凸出部分11a朝一中央孔凸出一预定高度,以便放置一所测对象。更具体地说,凸出部分11a是由低温容器11相互面对的两个圆周的边界部分形成。圆环形凸出部分11提供在其中的、横截面为矩形的圆环形包含部分11b。此外,由在各凸出部分11a内侧圆周侧面(向着轴线Z)上的侧壁11c形成了凹陷部分11d。低温容器11的真空容器与液态氦容器是通过焊接非磁性的不锈钢板制造成的。
标号12表示集群线圈本体。集群线圈本体有侧面线圈12a,一第二线圈12b,一第三线圈12C,一第四线圈12d,侧面线圈环绕轴线Z而呈圆环形,而横截面呈矩形。集群线圈本体1二安装在低温容器11中,并被冷却至呈现超导性的温度。由于各线圈12a至12d卷绕在一横截面呈C形的圆环形卷绕框架上,卷绕框架本身在图中未画出。标号14表示由一线圈构成的梯度磁场单元;标号15表示一传输线圈;标号16表示接收线圈。在这实施例中,梯度磁场发生单元14、传输线圈15和接收线圈16用一种合成树脂合并成为一个单一体,该单一体的整个结构是圆盘状。合并成为一个单一体的梯度磁场发生单元14、传输线圈15和接收线圈16安装在由对应的圆环形凸出部分11a形成的各凹陷部分11d里,从而不会从凸出部分11a中凸出。
如上所述构成磁极单元10,并且面对面地安装一对相同尺寸的磁极单元10,同时如图1所示,它们在轴线Z方向上互相间隔距离J。由此形成一分裂式磁场发生装置。可以看到,这种磁场发生装置不使用磁极,以便减小装置重量。
这样,凸出部分11a凸出一个预定的高度,使梯度磁场发生单元14,传输线圈15和接收线圈16合并的单一体可安装在对应的凹陷部分11d里。由此;磁极单元10的互相面对的表面之间的距离可相应地减少。尤其是,侧面线圈12a互相面对的表面之间的距离可缩短。因此,集群线圈本体12所设计的磁动势可减少,由此使集群线圈本体12的尺寸减小,使磁场发生装置的尺寸减小。当然,合并成为一个单一体的梯度磁场发生单元14、传输线圈15和接收线圈16可以安装在凹陷部分11d里,在该方式中,合并的单一体的整个部分不是完全隐藏在凹陷部分11d里,而有一部分露出于凹陷部分11d之外。
可以看到,侧面线圈12a提供(例如)大约70%所设计的磁动势,而第二线圈12b至第四线圈12d提供所设计的其余磁动势。由于在集群线圈本体里的线圈的整个数量和在侧面线圈12a、第二线圈12b至第四线圈12d之间的相对位置关系与在图7所示的常规例子中的情况是不同的,通过设置各线圈的位置和在线圈中间适当地分配磁动势可产生具有所需强度和均匀度的磁场。
第二实施例
图2是显示磁场发生装置的一个主要部分的剖视图,这是本发明的另一个实施例的方式。按这实施例的方式,均是独立件的、由线圈组成的梯度磁场发生单元24、传输线圈25和接收线圈26安装在由凸出部分11a形成的凹陷部分11d里。梯度磁场发生单元24、传输线圈25和接收线圈26是平板状的,带有未显示出的、由钢片制造的、与合成树脂固化在一起的线圈导体。梯度磁场发生单元24是圆形的;传输线圈25是矩形的,在结构上略小于梯度磁场发生单元24;而接收线圈26是矩形的,在结构上略小于传输线圈25。传输线圈25固定在梯度磁场发生单元24上,而接收线圈26牢牢地固定在传输线圈25上。
可以看到,梯度磁场发生单元24、传输线圈25和接收线圈26在附图中显示出比实际距离更大的距离。这样,磁极单元20被制成具有互相面对的接收线圈26,而它们之间的距离是J。
由于其它的结构类似于图1所示的结构,故这里不再赘述,其中对应的零件用相同的标号表示。
如上所述,通过单独地将梯度磁场发生单元24、传输线圈25和接收线圈26组装到对应的凹陷部分11d里去,可使这些构件单独定位和采取某种姿态,从而有利于调整工作。
第三实施例
图3是根据本发明的第三实施例显示磁场发生装置的一个主要部分的剖视图。按这实施例的方式,磁极单元30以如下方式构成。梯度磁场线圈34和传输线圈35安装在由低温容器刀的凸出部分31a的侧壁31c形成的凹陷部分31d里,而接收线圈36安装在凹陷部分31d的外面。集群线圈本体32的侧面线圈32a的一部分位于凸出部分31a的容纳部分31b内。这种磁极单元30构成一磁场发生装置,它带有在轴线方向上互相面对放置、并互相间隔距离为1的接收线圈36。在这种情况下,互相面对的集群线圈本体32之间的距离略大于图二所示实施例中的方式的距离。然而,通过对应地设置线圈32a至32d,可在预定的地方产生具有预定强度和均匀度的磁场。
通过将接收线圈36设置在对应的凹陷部分31d的外面,由于从外侧可观察接收线圈,从而可相对所测对象调整接收线圈的位置。另外,可在凹陷部分31d外面处理接收线圈。因此,可方便地进行调整工作。
第四实施例
图4是根据本发明的第四实施例显示磁场发生装置的一个主要部分的剖视图。按这实施例的方式,磁极单元40以如下方式构成。梯度磁场线圈44安装在由低温容器41的凸出部分41a的侧壁41c形成的凹陷部分41d里,而传输线圈45和接收线圈46安装在凹陷部分41d的外面。集群线圈本体42的侧面线圈42a的一部分位于凸出部分41a的容纳部分41b内。这种磁极单元40构成一磁场发生装置,它带有在轴线方向上互相面对放置、并互相间隔距离为J的接收线圈46。在这种情况下,互相面对的集群线圈本体轻之间的距离略大于图2所示实施例中的方式的距离。然而,通过对应地设置线圈42a至42d,可在预定的地方产生具有预定强度和均匀度的磁场。
通过将传输线圈45和接收线圈46设置在对应的凹陷部分41d的外面,由于从外测可观察传输线圈和接收线圈,从而可相对所测对象调整传输线圈和接收线圈的位置。另外,可在凹陷部分31d外面处理传输线圈和接收线圈。因此,可方便地进行调整工作。
如上所述,按照本发明实施例的各种方式,互相面对的集群线圈本体12、32和42之间的距离、特别是最外侧的互相面对的侧面线圈之间的距离可以减少。因此,集群线圈本体所设计的磁动势可减少。按照图7所示的图表,如果将在一有效屏蔽型A/S磁场发生装置里的线圈间距离H减少80mm,即从375×2=750mm减至335×2=670mm,即107%,设计的磁动势大约是(5/9)×100=56%。因此,集群线圈本体在尺寸上可相应减小。这样,磁场发生装置的大小和重量可减少。
当然,包括除了侧面线圈之外的其它线圈的若干线圈可安装在环形凸出部分里。此外,可同轴地设置若干环形凸出部分,而侧面线圈和其它线圈可分别安装在各环形凸出部分里。还有,低温容器可是圆环形的。
此外,环形线圈不限于圆环形,可是矩形环状或椭圆环形,即呈圈状。此外,低温容器的形状可改变,只要这种改变不影响本发明的目的,它便可对应干线圈的形状。
此外,安装梯度磁场发生单元、传输线圈和接收线圈的次序不限于上面所述的实施例。如果单个线圈可适当地实现传输线圈的功能和接收线圈的功能,可使用单个线圈,例如,在分时基础上。即使传输线圈和接收线圈不具有矩形一平板形状而具有其它形状,也可提供类似的优点。
虽然已经描述了磁场发生装置,其中,集群线圈本体的中心轴线Z沿一垂直方向运动,但本发明也可用于一种磁场发生装置,其中,中心轴线Z沿水平或倾斜方向延伸。
虽然在实施例的上述方式中已经描述了磁场发生装置,其中,集群线圈本体由超导线圈构成,但不消说,本发明也可用于使用一般导体线圈而没有低温容器的磁场发生装置里。当然,也可获得类似的优点,不管本发明是用于非屏蔽型的或有效屏蔽型的。
由于本发明以如上所述方式构成,因此可获得下述优点。
按照本发明,用来安装梯度磁场发生线圈的凹陷空间设置在一安装线圈的容器的相对表面上,该容器被安装成在若干线圈的轴线方向上、以预定的间隔距离互相面对。梯度磁场发生线圈可被安装在该凹陷空间里,这样,互相面对的安装线圈的容器之间的距离可减少。结果,所设计的磁动势可减少,从而有助于减小集群线圈本体的尺寸,进而减少磁场发生装置的大小和重量。
此外,按照本发明,在若干环形线圈中的一个预定的线圈安装在一环绕着凹陷空间的环形部分里,且该预定的线圈环绕着所述的梯度磁场发生线圈安装。因此,安装在容器里的各线圈之间的距离可减少,从而允许减少所设计的磁动势。结果,集群线圈本体的尺寸可减小,从而使磁场发生装置的大小和重量可减少。
此外,梯度磁场发生线圈安装在凹陷空间里。因此,各安装线圈的容器之间的距离可减少,从而允许减少所设计的磁动势。结果,集群线圈本体的尺寸可减小,从而使磁场发生装置的大小和重量可减少。
此外,至少将射频传输线圈和射频接收线圈中的一个安装在凹陷空间里。因此,各安装线圈的容器之间的距离可减少,从而允许减少所设计的磁动势。结果,集群线圈本体的尺寸可减小,从而使磁场发生装置的大小和重量可减少。
此外,虽然梯度磁场发生线圈安装在凹陷空间里,但射频传输线圈和射频接收线圈安装在凹陷空间外面。由于射频传输线圈和射频接收线圈安装在凹陷部分外面,磁场发生装置的大小和重量可减少。而且,射频传输线圈和射频接收线圈可从凹陷部分的外面清楚地看到,从而可方便地在凹陷部分的外面对其进行处理。因此,有助于射频传输线圈和射频接收线圈的位置和姿态的调整工作。

Claims (5)

1.一种供磁共振显象装置使用的分裂式磁场发生装置,包括:
—对磁极单元,各磁极单元具有诸环形线圈和安装诸线圈的一安装线圈的容器,所述一对磁极单元沿所述诸线圈的轴线方向、以预定的间隔距离互相面对地安装;
其特征在于,所述各安装线圈的容器包括一在互相面对表面处的凹陷空间,一梯度磁场发生单元安装在该凹陷空间里;在诸环形线圈中的一预定线圈安装在环绕着所述凹陷空间的一环形凸出部分里,而所述的预定的线圈环绕着所述的梯度磁场发生单元安装。
2.如权利要求1所述的分裂式磁场发生装置,其特征在于,射频传输线圈和射频接收线圈中的至少一个安装在所述凹陷空间里。
3.如权利要求1所述的分裂式磁场发生装置,其特征在于,射频传输线圈和射频接收线圈安装在凹陷空间外面。
4.如权利要求1所述的分裂式磁场发生装置,其特征在于,射频传输线圈和射频接收线圈都安装在所述凹陷空间里。
5.如权利要求1所述的分裂式磁场发生装置,其特征在于,梯度磁场发生单元与一射频传输线圈和一射频接收线圈一体形成。
CN 97117390 1996-08-07 1997-08-07 用于核磁共振显象装置的分裂式磁场发生装置 Expired - Fee Related CN1118709C (zh)

Applications Claiming Priority (3)

Application Number Priority Date Filing Date Title
JP208374/1996 1996-08-07
JP20837496 1996-08-07
JP208374/96 1996-08-07

Publications (2)

Publication Number Publication Date
CN1174328A CN1174328A (zh) 1998-02-25
CN1118709C true CN1118709C (zh) 2003-08-20

Family

ID=16555235

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
CN 97117390 Expired - Fee Related CN1118709C (zh) 1996-08-07 1997-08-07 用于核磁共振显象装置的分裂式磁场发生装置

Country Status (2)

Country Link
CN (1) CN1118709C (zh)
DE (2) DE19701359A1 (zh)

Families Citing this family (7)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
WO2003054569A1 (en) * 2001-12-20 2003-07-03 Koninklijke Philips Electronics N.V. Noise suppression in an open mr apparatus
CN100516922C (zh) * 2003-06-13 2009-07-22 皇家飞利浦电子股份有限公司 用于磁共振成像的顶部拼合射频线圈及磁共振成像设备
DE10346275B4 (de) * 2003-10-06 2005-08-18 Siemens Ag Erzeuger zeitvariabler Magnetfelder eines Magnetresonanzgeräts und Magnetresonanzgerät mit dem Erzeuger
DE102004024098B4 (de) * 2004-05-14 2007-07-26 Siemens Ag Erzeuger zeitvariabler Magnetfelder für ein Magnetresonanzgerät und Magnetresonanzgerät mit einem derartigen Erzeuger zeitvariabler Magnetfelder
JP4639763B2 (ja) * 2004-11-12 2011-02-23 三菱電機株式会社 磁気共鳴イメージング装置
US7579838B2 (en) * 2005-11-18 2009-08-25 General Electric Company Systems, methods and apparatus for a partially elongated field of view in a magnetic resonance imaging system
GB2580047B (en) * 2018-12-20 2021-02-24 Siemens Healthcare Ltd Cryostat for superconductive magnet

Family Cites Families (10)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPS61172040A (ja) * 1985-01-25 1986-08-02 Sumitomo Electric Ind Ltd 核磁気共鳴用磁場発生装置
GB8517959D0 (en) * 1985-07-16 1985-08-21 Sp Tyres Uk Ltd Motor cycle tyres
NL8701949A (nl) * 1987-08-19 1989-03-16 Philips Nv Magnetisch resonantie apparaat met geintegreerde gradient-rf spoelen.
GB2221995B (en) * 1988-08-19 1992-12-09 Picker Int Ltd Magnetic resonance methods and apparatus
DE4010032C2 (de) * 1990-03-29 1994-03-03 Bruker Analytische Messtechnik Magnetsystem
US5153546A (en) * 1991-06-03 1992-10-06 General Electric Company Open MRI magnet
US5414399A (en) * 1991-12-19 1995-05-09 Applied Superconetics, Inc. Open access superconducting MRI magnet having an apparatus for reducing magnetic hysteresis in superconducting MRI systems
JP3299308B2 (ja) * 1992-07-02 2002-07-08 ジーイー横河メディカルシステム株式会社 勾配磁場用コイル単位、勾配磁場コイル及びmri装置
JP3742662B2 (ja) * 1992-08-05 2006-02-08 ゼネラル・エレクトリック・カンパニイ 開放形磁気共鳴イメージングに適した磁石
JPH07143975A (ja) * 1993-08-02 1995-06-06 Philips Electron Nv 磁気共鳴画像装置

Also Published As

Publication number Publication date
CN1174328A (zh) 1998-02-25
DE19734070B4 (de) 2009-02-26
DE19701359A1 (de) 1998-02-12
DE19734070A1 (de) 1998-02-19

Similar Documents

Publication Publication Date Title
EP1653243B1 (en) Superconductive magnetic apparatus for magnetic resonance imaging unit
US5574417A (en) Open MRI magnet with homogeneous imaging volume
US4943774A (en) Magnetic field control apparatus
EP2179300B1 (en) Magnet assembly
EP0262880A2 (en) Magnetic field generating device for NMR-CT
US20100295640A1 (en) Superconductive magnet
US7292040B2 (en) Split type NMR superconductive magnet device and NMR apparatus for solution analysis with different current directions and a permanent current switch
EP0817211A1 (en) Superconducting magnet device and magnetic resonance imaging device using the same
US6853281B1 (en) Magnet apparatus and mri apparatus
US5475355A (en) Method and apparatus for compensation of field distortion in a magnetic structure using spatial filter
CN1118709C (zh) 用于核磁共振显象装置的分裂式磁场发生装置
US4990877A (en) Passive shimming assembly for MR magnet
GB2354328A (en) Passive shimming method
EP0374377B1 (en) Passive shims for correction of (3,2) and (3,-2) harmonic terms in magnetic resonance magnets
US5864236A (en) Open configuration MRI magnetic flux path
EP0609604B1 (en) Magnetic field generation device for use in superconductive type MRI
US5939962A (en) Split type magnetic field generating apparatus for MRI
JP4179578B2 (ja) 開放型超電導磁石とそれを用いた磁気共鳴イメージング装置
US5568102A (en) Closed superconductive magnet with homogeneous imaging volume
EP0801314B1 (en) MRI magnet assembly with opposite permanent magnets
US5594401A (en) Closed superconductive magnet with uniform imaging volume
JPH0744105B2 (ja) 電磁石
US20020135450A1 (en) Open magnet with recessed field shaping coils
US5296812A (en) Superconducting magnet assembly for MRI and MRI diagnostic apparatus
US6504372B1 (en) High field open magnetic resonance magnet with reduced vibration

Legal Events

Date Code Title Description
C10 Entry into substantive examination
SE01 Entry into force of request for substantive examination
C06 Publication
PB01 Publication
C14 Grant of patent or utility model
GR01 Patent grant
C56 Change in the name or address of the patentee

Owner name: MITSUBISHI ELECTRIC CO., LTD.; HITACHI MEDICAL COR

Free format text: FORMER NAME OR ADDRESS: MITSUBISHI ELECTRIC CO., LTD.; HITACHI MEDICAL CO. LTD.

CP01 Change in the name or title of a patent holder

Patentee after: Missubishi Electric Co., Ltd.

Patentee after: Hitachi Medical Corporation

Patentee before: Missubishi Electric Co., Ltd.

Patentee before: Hitachi Medical Corp.

C17 Cessation of patent right
CF01 Termination of patent right due to non-payment of annual fee

Granted publication date: 20030820

Termination date: 20120807