DE19513474A1 - Abschirmung für Magnetresonanzsysteme - Google Patents
Abschirmung für MagnetresonanzsystemeInfo
- Publication number
- DE19513474A1 DE19513474A1 DE19513474A DE19513474A DE19513474A1 DE 19513474 A1 DE19513474 A1 DE 19513474A1 DE 19513474 A DE19513474 A DE 19513474A DE 19513474 A DE19513474 A DE 19513474A DE 19513474 A1 DE19513474 A1 DE 19513474A1
- Authority
- DE
- Germany
- Prior art keywords
- coils
- superconducting
- shielding
- magnetic field
- 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.)
- Withdrawn
Links
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
- G01R33/42—Screening
- G01R33/421—Screening of main or gradient magnetic field
-
- 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
- G01R33/381—Systems for generation, homogenisation or stabilisation of the main or gradient magnetic field using electromagnets
- G01R33/3815—Systems for generation, homogenisation or stabilisation of the main or gradient magnetic field using electromagnets with superconducting coils, e.g. power supply therefor
-
- 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
Landscapes
- Physics & Mathematics (AREA)
- Health & Medical Sciences (AREA)
- Epidemiology (AREA)
- Condensed Matter Physics & Semiconductors (AREA)
- General Physics & Mathematics (AREA)
- Magnetic Resonance Imaging Apparatus (AREA)
Description
Die Erfindung bezieht sich auf diagnostische Einrichtungen mit Magnetresonanz
abbildung, insbesondere auf eine induktiv gekoppelte Abschirmung für Magnetresonanz
abbildung (MRI-Magneten) und auf das Reduzieren des Streufeldes in der Nähe von Ma
gnetresonanzabbildungseinrichtungen.
Die MRI-Magneten, die üblicherweise bei der medizinischen Diagnose verwendet wer
den, erzeugen Gleichstrom-Magnetfelder hoher Intensität. Heutzutage werden fünf
Gauss als der obere Wert für die Magnetflußdichte angesehen, die Räume belasten kön
nen, zu denen das Publikum Zugang hat. In Krankenhäusern, die in stark bevölkerten
Stadtbereichen gelegen sind und in denen demzufolge der Platz beschränkt und teuer ist,
ist es erwünscht, MRI-Systeme zu verwenden und eine so geringe Fläche wie möglich
zu nutzen. Ein nicht abgeschirmter MRI-Magnet von 0,5 Tesla benötigt eine elliptisch
geformte Fläche mit großen/kleinen Achsen von 8 × 6 m, um eine minimale gegenseitige
Beeinflussung mit anderen diagnostischen Geräten und Patienten mit Herzschrittmachern
sicherzustellen. Eine weitere wichtige Überlegung bei der Positionierung eines MR-
Magneten ist der Einfluß, den die unmittelbare Umgebung auf die Feldhomogenität in
nerhalb des Arbeitsvolumens des Magneten hat.
Um so wenig wie möglich Platz zu beanspruchen, wird eine Abschirmung um die Ma
gnetresonanzmagneten herum verwendet.
Zum Stand der Technik werden im wesentlichen zwei Systeme für die Abschirmung eines
MRI-Magneten verwendet. Das erste System benutzt eine ferromagnetische Abschir
mung (üblicherweise Eisen), die in Form eines Rückführlochs um den MRI-Magneten
angeordnet wird (Fig. 1). Ein ferromagnetischer Körper, der in die Nähe eines MR-
Magneten gebracht wird, zieht Flußlinien an, und dieses Phänomen kann verwendet wer
den, um einen externen Bereich gegen das Streufeld abzuschirmen.
Ein Nachteil der ferromagnetischen Abschirmung ist ihr Gewicht. Um eine gute Abschir
mung zu erreichen, wird eine Menge Eisen benötigt. Dies ergibt eine entscheidende Er
höhung des Gewichtes und auch des Preises für die Abschirmung. Auch begrenzt dieses
zusätzliche Gewicht die Stellen, die geeignet sind, um die MRI-Einrichtung aufzustellen.
Beispielsweise kann das Aufstellen einer MRI-Einrichtung mit ferromagnetischer Ab
schirmung auf einem oberen Stockwerk wegen des hohen Gewichtes und der beschränk
ten Tragkraft des Bodens problematisch sein. Dies bedeutet, daß üblicherweise ein Kom
promiß zwischen der erzielten Abschirmung und dem Gewicht für die Abschirmung ge
schlossen wird.
Das zweite Abschirmsystem, das beim Stand der Technik verwendet wird, ist ein System
mit einer zusätzlichen Spule zur Erzielung einer aktiven Abschirmung (Fig. 2). Die Ab
schirmspulen werden außerhalb des Hauptspulensystems, jedoch koaxial damit angeord
net. Die beiden Spulensysteme sind im allgemeinen mit einer Energiequelle, z. B. Netzan
schluß, in Serie geschaltet. Ein Strom, der entgegengesetzt dem Strom gerichtet ist, der in
die Hauptspule eingespeist wird (die Spule, die das Hauptmagnetfeld für die MRI erzeugt)
wird in die aktiven Abschirmspulen eingespeist. Als Resultat dieses Stromes wird in den
aktiven Spulen ein zweites Magnetfeld erzeugt. Dieses Magnetfeld verläuft in der Rich
tung entgegengesetzt zu dem Hauptmagnetfeld (da die Ströme entgegengesetzte Flußrich
tungen haben). Während somit das zweite Magnetfeld das Hauptmagnetfeld schwächt,
wird auch das unerwünschte Streufeld verringert. Häufig werden die Spulen mit aktiver
Abschirmung aus einem bei niedriger Temperatur supraleitenden Material hergestellt. Der
Kryostat muß dann vergrößert werden; insbesondere muß sein Außendurchmesser ver
größert werden, da eine größere Flüssigheliumwanne notwendig ist, um zwei Niedrig
temperatur-Spulensysteme aufzunehmen. Die Verwendung des großen Kryostaten für die
Abschirmung erhöht die Kosten für die Abschirmung und vergrößert die Dimensionen der
MRI-Einrichtung.
Mit vorliegender Erfindung wird die Abschirmleistung verbessert und gleichzeitig das
vorgenannte Problem gelöst, indem das System billig gehalten wird, die Dimensionen
und das Gewicht des Systems verringert werden, und die Magnetik so einfach wie mög
lich gehalten wird. Eine Verbesserung der Abschirmleistung bedeutet eine Verringerung
der "Fußabdruckfläche", d. h. der Fläche, in der die Flußdichte 5 Gauss übersteigt, wäh
rend das Gewicht der Abschirmung verringert wird. Zusätzlich macht die Verwendung
einer induktiven Kopplung für Abschirmspulen es nicht mehr notwendig, eine getrennte
zusätzliche Speisequelle zu verwenden. Eine bevorzugte Ausführungsform der Erfindung
benutzt das erste Mal bei hohen Temperaturen supraleitende Materialien in der induktiv
gekoppelten Abschirmspule für die praktische MR-Anwendung in großem Umfang.
Gemäß der Erfindung wird eine verbesserte Magnetabschirmung zur Verwendung in MRI-
Diagnose-Abbildungseinrichtungen vorgesehen, die einen Elektromagneten, der einen
ersten Satz von supraleitenden Spulen besitzt, die in einen Flüssiggas enthaltenden Tank
eingetaucht sind, wobei der Tank in einem Dewar′schen Gefäß angeordnet ist, minde
stens eine Strahlungsabschirmung, die den Tank umgibt, Stäbe, die den Tank konzen
trisch mit dem Dewar′schen Gefäß ausgerichtet halten, und einen zweiten Satz von supra
leitenden Spulen, die eine geschlossene Schleife bilden und die nicht mit einer elektri
schen Energiequelle verbunden sind, aufweist.
Wenn der erste Satz von Spulen erregt wird, erzeugt er das Hauptmagnetfeld. Dieses
Hauptmagnetfeld erzeugt im zweiten Satz von Spulen einen induzierten, entgegengesetzt
zum ersten Strom gerichteten Strom im ersten Satz von Spulen, der das Hauptmagnetfeld
erzeugt. Nach dem Lenz′schen Gesetz erzeugt dieser induzierte Strom ein zweites Ma
gnetfeld, das in seiner Richtung entgegengesetzt zum Hauptmagnetfeld verläuft. Das
zweite Magnetfeld schwächt das Hauptmagnetfeld, begrenzt jedoch gleichzeitig die
Randfeldfläche, die durch das Hauptmagnetfeld belastet wird.
Nachstehend wird die Erfindung in Verbindung mit der Zeichnung anhand von Ausfüh
rungsbeispielen beschrieben. Es zeigt:
Fig. 1 eine schematische Darstellung einer ersten Ausführungsform einer bekannten
Abschirmung eines MRI-Magneten,
Fig. 2 eine schematische Darstellung einer zweiten Ausführungsform einer bekannten
Abschirmung eines MRI-Magneten,
Fig. 3 eine schematische Darstellung einer Ausführungsform der Erfindung zum Ab
schirmen eines MRI-Magneten,
Fig. 4 schematisch typische Spulen zur Erzeugung des Hauptmagnetfeldes,
Fig. 5a die Darstellung von Flußlinien des Hauptmagnetfeldes ohne Abschirmung,
Fig. 5b eine Darstellung von Flußlinien des Hauptmagnetfeldes mit der erfindungs
gemäßen, induzierten Abschirmung.
Fig. 1 zeigt die erste Art von bekannten Systemen, die für die Abschirmung von MRI-
Einrichtungen verwendet werden. Bei dieser Art System wird eine ferromagnetische Ab
schirmung 11 (üblicherweise Eisen) in Form eines Rückführjoches um den MRI-Magne
ten 13a-13f herum angeordnet. Diese ferromagnetische Abschirmung, die in die Nähe
der MRI-Einrichtung gebracht wird, zieht Flußlinien an, und dieses Phänomen kann zur
Abschirmung eines externen Bereiches gegen das Streufeld verwendet werden. Dieses
Abschirmsystem hat eine Reihe von Nachteilen. Das Vorhandensein eines ferromagneti
schen Körpers 11 beeinflußt die Verteilung der Flußlinien im gesamten Raum und beein
flußt deshalb die Homogenität des Magnetfeldes. Ein weiterer Nachteil der ferromagneti
schen Abschirmung sind das hohe Gewicht und der hohe Preis. Um eine bessere Ab
schirmung mit ferromagnetischer Abschirmung zu erzielen, wird eine massivere Abschir
mung benötigt. Dies führt zu einer Erhöhung des Gewichtes für die Abschirmung. Diese
zusätzliche Abschirmung erhöht auch die Kosten für die Abschirmung. Des weiteren
schränkt dieses zusätzliche Gewicht die Plätze ein, die zum Aufstellen der MRI-
Einrichtung geeignet sind. Daraus ergibt sich, daß üblicherweise ein Kompromiß zwi
schen der erzielten Abschirmung und dem Gewicht für die Abschirmung gesucht wird.
In Fig. 2 ist ein zweites bekanntes Abschirmsystem dargestellt. Bei diesem System werden
zusätzliche Spulen 11a-11d zur Erzielung einer aktiven Abschirmung für das Magnetfeld
verwendet, das durch den Hauptsatz von Spulen 13a-13f erzeugt wird (üblicherweise
aus bei niedrigen Temperaturen supraleitenden Materialien). Die Abschirmspulen 11a-
11d sind außerhalb des Hauptspulensystems 13a-13f, jedoch koaxial damit angeordnet.
Die Abschirmspulen 11a-11d sind üblicherweise in Serie an eine Netzspeisequelle
(nicht dargestellt) angeschlossen. Der Strom, der in die Abschirmspulen 11a-11d einge
speist wird, verläuft in der Richtung entgegengesetzt zu dem Strom, der in die Hauptspu
len 13a-13f engespeist wird. Dies ist schematisch in Fig. 2 durch Pfeilspitzen und Enden
in allen Spulen gezeigt. Dieser Strom in den Spulen 13a-13c erzeugt ein zweites Ma
gnetfeld, das in seiner Richtung entgegengesetzt zu dem Hauptmagnetfeld verläuft. Somit
schwächt das zweite Magnetfeld das Hauptmagnetfeld, wodurch eine Abnahme des un
erwünschten Streufeldes erreicht wird. Üblicherweise bestehen die aktiven Abschirmspu
len aus bei niedrigen Temperaturen supraleitenden Materialien. Dies bedeutet, daß der
Kryostat in seinen Dimensionen vergrößert werden muß, da er sowohl die Hauptspulen
als auch die aktiven Abschirmspulen aufnehmen muß. Die Verwendung eines größeren
Kryostaten im System erhöht den Preis wie auch die Dimensionen für die MRI-Einrich
tung. Beides sind entscheidende Nachteile derartiger MRI-Systeme.
Fig. 3 zeigt ein Beispiel für eine Ausführungsform vorliegender Erfindung. Ein erster Satz
von Spulen 11 ist in Serie mit einer Energiespeisequelle (in der Figur nicht dargestellt)
geschaltet. Damit verläuft der Strom in allen diesen Spulen in der gleichen Richtung wie
in den Zeichnungen durch die Punkte im oberen Teil der Spulen 11 und die Kreuze "x" in
der unteren Darstellung der Spulen 11 angedeutet. Diese Spulen bestehen üblicherweise
aus klassischen, bei niedrigen Temperaturen supraleitenden Materialien. Der Strom in
diesen Spulen erzeugt das Hauptmagnetfeld des MRI-Systems. Ein zweiter Satz von zwei
Spulen 12a und 12b ist in Form von geschlossenen Schleifen aus supraleitendem Material
dargestellt. Diese Spulen sind nicht mit einer Energiespeisequelle verbunden. Nach dem
Lenz′schen Gesetz wird ein induzierter Strom im zweiten Satz von Spulen durch das
Hauptmagnetfeld erzeugt; dabei erzeugen die Spulen 12a und 12b ein induziertes Ma
gnetfeld, das in der Richtung entgegengesetzt zum Hauptmagnetfeld verläuft. Somit
schwächt das induzierte Magnetfeld das Hauptmagnetfeld. Wegen der Lage des zweiten
Satzes von Spulen 12 (radial) außerhalb der Hauptmagnetspulen wird das Magnetfeld
(radial) innerhalb der Hauptmagnetspulen in wesentlich geringerem Maße geschwächt als
das Hauptmagnetfeld außerhalb der Hauptspulen. Das Resultat ist eine entscheidende
Schwächung des Streufeldes außerhalb des Hauptmagneten, wodurch die Fläche, die
durch das Hauptmagnetfeld belastet wird, begrenzt wird.
Der zweite Satz von Spulen besteht aus einem supraleitendem Material, das theoretisch
im Betrieb einen Widerstand Null hat. Dies bedeutet, daß der induzierte Strom nicht ab
fällt, und daß die ersten und die zweiten Magnetfelder aufrechterhalten werden, während
die Spulen im supraleitenden Betrieb arbeiten.
Bei einer Ausführungsform der Erfindung besteht der zweite Satz von induzierten Spulen
aus bei hohen Temperatur supraleitenden Materialien (HTSC). Da bisher das Herstellen
von Leitern und elektrischen Kontakten aus HTSC-Materialien noch nicht sehr weit gedie
hen ist, wird eine unterschiedliche Konfiguration verwendet, wenn mit diesen Materialien
gearbeitet wird. Anstelle von Spulen aus Draht, die eine geschlossene Schleife bilden,
wird ein geschlossener Ring verwendet. Diese Ringe werden durch Sintern aus HTSC-
Materialien hergestellt. Da solche Ringe durch induzierten Strom erregt werden, besteht
keine Notwendigkeit, eine elektrische Energiequelle über elektrische Kontakte zu kop
peln.
Die Verwendung von HTSC-Materialien für den zweiten Satz von Spulen hat verschiede
ne zusätzliche Vorteile. Die induktiv gekoppelte Abschirmung reduziert die Abmessung
des Kryostaten, insbesondere seinen Außendurchmesser, da es nicht mehr erforderlich ist,
eine große Flüssighelium-Wanne zu verwenden, die zwei Niedrigtemperatur-
Spulensysteme enthält, wie dies bei Verwendung anderer Abschirmungen notwendig ist,
die aus bei niedrigen Temperaturen supraleitenden Materialien bestehen. Dadurch ist
eine in den Dimensionen kleinere und wesentlich billigere Abschirmeinrichtung ausrei
chend.
Andere Ausführungsformen der Erfindung weisen eine Kombination der induzierten
Kopplungsabschirmung mit bekannten Abschirmungen auf. Ringe aus bei niedrigen Tem
peraturen supraleitenden Materialien können zusätzlich zu ähnlichen Ringen verwendet
werden, die aus bei hohen Temperaturen supraleitenden Materialien (HTSC) bestehen,
um die Abschirmleistung des induktiv gekoppelten Magnetsystems zu verbessern. HTSC-
Ringe können auch zusätzlich zu einer ferromagnetischen Abschirmung verwendet wer
den, um die Leistung von inaktiven Abschirmungen zu verbessern.
In Fig. 5a ist ein Beispiel für Flußlinien 13 dargestellt, die von den Hauptspulen 11 eines
1,9 T Magneten erzeugt werden. Dies zeigt, daß das Magnetfeld in dem Magnetmittenbe
reich 15 homogen ist. In Fig. 5b ist ein Beispiel für die Flußlinien aus den gleichen
Hauptspulen dargestellt, wenn ein bei hohen Temperaturen supraleitender Ring 17 hin
zugefügt wird. Das Resultat bei Hinzufügen der HTSC-Ringe ist ein geschwächtes Ma
gnetfeld im äußeren Bereich 14.
Fig. 4 zeigt eine typische Anordnung des ersten Satzes von Spulen nach der Erfindung.
Diese Anordnung weist drei Paare von Spulen 11a, 11b, 11c auf. Jedes Paar von Spulen
ist symmetrisch in Bezug auf die Z = O Symmetrieebene des Magneten angeordnet. Die
Dimensionen des Spulensystems sind:
Dabei bezeichnen A1, A2 die inneren und äußeren Radien der Spulen und Z1, Z2 die
entsprechenden inneren und äußeren axialen Ränder der Spulen. Die Windungsdichte ist
die Anzahl der Windungen pro Quadratzentimeter. Der Strom ist der in den Spulen flie
ßende elektrische Strom, gemessen in Ampere.
Ein Paar von HTSC-Ringen, die in Fig. 4 nicht dargestellt sind, haben eine Breite von
10,00 cm und eine Dicke von 1,0 cm. Der innere Radius und der axiale Rand betragen
78,0 cm und 96,7 cm.
Wenn der Ring supraleitend ist, beträgt in diesem Ring die Stromdichte etwa 29 200
Ampere/cm². Die Stärke des Stromes, der in diesen Ringen fließt, ergibt sich aufgrund der
Tatsache, daß die Ringe supraleitend und induktiv mit den Hauptspulen in der vorbe
schriebenen Weise gekoppelt sind.
Das Vorhandensein des zweiten Spulensatzes muß in Betracht gezogen werden, wenn
das gesamte System für die maximale magnetische Homogenität so ausgelegt ist wie bei
MRI-Abbildungssystemen erforderlich.
Claims (17)
1. Einrichtung zur Magnetresonanzabbildung (MRI), gekennzeichnet durch
- a) einen ersten Satz von Spulen (11) mit mindestens einer Spule zum Erzeugen eines Magnetflusses (13) und zum Aufrechterhalten des Flusses als Hauptmagnetfeld der MRI-Einrichtung,
- b) eine Abschirmung für das Hauptmagnetfeld, das einen zweiten Satz von Spulen (12a, 12b) mit mindestens einer supraleitenden Abschirmspule aufweist, wobei der zweite Satz von Spulen durch induktive Kopplung von dem Hauptmagnetfeld erregt wird, und wobei die mindestens eine supraleitende Abschirmspule aus bei hoher Temperatur supraleitendem Material (HTSC) besteht.
2. Einrichtung nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß mindestens eine Spule zur
Erzeugung eines Magnetflusses einen ersten Satz von Spulen (11) aufweist, der mit ei
ner Energiespeisequelle verbunden ist.
3. Einrichtung nach Anspruch 2, dadurch gekennzeichnet, daß der zweite Satz von Spu
len (12) konzentrisch zum ersten Satz von Spulen (11) angeordnet ist.
4. Einrichtung nach Anspruch 3, dadurch gekennzeichnet, daß der erste Satz von Spulen
(11) aus supraleitenden Materialien besteht.
5. Einrichtung nach Anspruch 4, dadurch gekennzeichnet, daß der zweite Satz von Spu
len (12) mindestens eine Spule aufweist, die aus einem bei hohen Temperaturen supra
leitendem Leiter in Form eines Ringes besteht.
6. Einrichtung nach Anspruch 4, dadurch gekennzeichnet, daß mindestens eine supralei
tende Abschirmspule aus bei hohen Temperaturen supraleitenden Materialien besteht.
7. Einrichtung nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß die Abschirmspulen min
destens einen Ring aufweisen.
8. Einrichtung nach Anspruch 7, dadurch gekennzeichnet, daß der erste Satz und die
mindestens eine Abschirmspule so angeordnet sind, daß sie ein homogenes Magnet
feld im interessierenden Volumen erzeugen.
9. Einrichtung nach Anspruch 8, dadurch gekennzeichnet, daß die mindestens eine Ab
schirmspule mit einer passiven Abschirmung kombiniert ist.
10. Einrichtung nach Anspruch 9, dadurch gekennzeichnet, daß die mindestens eine Ab
schirmspule mit einer aktiven magnetischen Abschirmung kombiniert ist.
11. Verfahren zum Abschirmen einer Magnetresonanz-Abbildungseinrichtung, dadurch
gekennzeichnet, daß
- a) ein Magnetfluß erzeugt wird,
- b) der Magnetfluß als das Hauptmagnetfeld aufrechterhalten wird,
- c) ein Satz von bei hohen Temperaturen supraleitenden Spulen zur Abschirmung des Hauptmagnetfeldes verwendet wird, und
- d) die bei hohen Temperaturen supraleitenden Spulen durch induktives Koppeln der Spulen mit dem Hauptmagnetfeld erregt werden.
12. Verfahren nach Anspruch 11, dadurch gekennzeichnet, daß das Erzeugen eines Ma
gnetflusses die Verwendung eines ersten Satzes von supraleitenden, mit einer Netz
speisequelle verbundenen Spulen und eines zweiten Satzes von induktiv gekoppelten
supraleitenden Spulen umfaßt.
13. Verfahren nach Anspruch 12, dadurch gekennzeichnet, daß der induktiv gekoppelte
Satz von supraleitenden Spulen konzentrisch mit dem ersten Satz von Spulen ange
ordnet ist.
14. Verfahren nach Anspruch 13, dadurch gekennzeichnet, daß der induktiv gekoppelte
Satz von Spulen aus einem Hochtemperatur-Supraleiter in Form eines Ringes besteht.
15. Verfahren nach Anspruch 14, dadurch gekennzeichnet, daß der induktiv gekoppelte
Satz von Spulen eine Mehrzahl von Ringen aufweist.
16. Verfahren nach Anspruch 15, dadurch gekennzeichnet, daß der erste Satz von Spulen
und der zweite Satz von Spulen so angeordnet werden, daß ein homogenes Magnet
feld im interessierenden Volumen erzeugt wird.
17. Verfahren nach Anspruch 16, dadurch gekennzeichnet, daß die induktiv gekoppelten
Spulen mit aktiven Magnetabschirmmethoden gekoppelt werden.
Applications Claiming Priority (1)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
GB9407152A GB9407152D0 (en) | 1994-04-11 | 1994-04-11 | Shielding for magnetic resonance systems |
Publications (1)
Publication Number | Publication Date |
---|---|
DE19513474A1 true DE19513474A1 (de) | 1995-10-26 |
Family
ID=10753359
Family Applications (1)
Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
---|---|---|---|
DE19513474A Withdrawn DE19513474A1 (de) | 1994-04-11 | 1995-04-08 | Abschirmung für Magnetresonanzsysteme |
Country Status (3)
Country | Link |
---|---|
DE (1) | DE19513474A1 (de) |
GB (1) | GB9407152D0 (de) |
IL (1) | IL113321A0 (de) |
-
1994
- 1994-04-11 GB GB9407152A patent/GB9407152D0/en active Pending
-
1995
- 1995-04-08 DE DE19513474A patent/DE19513474A1/de not_active Withdrawn
- 1995-04-11 IL IL11332195A patent/IL113321A0/xx unknown
Also Published As
Publication number | Publication date |
---|---|
IL113321A0 (en) | 1995-07-31 |
GB9407152D0 (en) | 1994-06-01 |
Similar Documents
Publication | Publication Date | Title |
---|---|---|
DE3650778T2 (de) | Magnetfeldschirme | |
DE3875863T2 (de) | Magnetisches resonanzgeraet mit gradientenspulensystem. | |
DE3245945C2 (de) | ||
DE4422781C1 (de) | Aktiv geschirmte planare Gradientenspule für Polplattenmagnete | |
EP0073375B1 (de) | Hochfrequenzfeld-Einrichtung in einer Kernspinresonanz-Apparatur | |
EP0111219B1 (de) | Elektromagnet für die NMR-Tomographie | |
EP0317853B1 (de) | Magnetische Einrichtung einer Anlage zur Kernspintomographie mit supraleitenden Grundfeldspulen und normalleitenden Gradientenspulen | |
DE4424580A1 (de) | NMR-Scheibenspule | |
EP0299325A1 (de) | Aktiv geschirmter, supraleitender Magnet eines Kernspin-Tomographen | |
DE102008004410A1 (de) | Luftspule mit hohem Qualitätsfaktor und geringen Ausmaßen | |
DE60127114T2 (de) | Magnetisches resonanz-gerät mit einer struktur zur leitung des magnetischen flusses von rf-feldern | |
EP0197589A2 (de) | Spulenanordnung für Kernspinunterschungen | |
DE3900725C2 (de) | ||
EP0485395B1 (de) | Supraleitende homogene hochfeldmagnetspule | |
DE10033411A1 (de) | Aktiv abgeschirmter supraleitender Magnet mit Schutzeinrichtung | |
DE3344047A1 (de) | Magnetsystem fuer einen kernspintomograph | |
DE102009004899B4 (de) | Supraleitender aktiv geschirmter Magnet | |
DE3924579A1 (de) | Supraleitende magnetanordnung | |
DE69032243T2 (de) | Apparat zur Bilderzeugung mittels magnetischer Resonanz | |
EP0238909B1 (de) | Grundfeldmagnet für bildgebende Einrichtungen der Kernspinresonanz-Technik | |
EP3336568A1 (de) | Magnetanordnung mit supraleitend geschlossenen hts-shims | |
DE60225039T2 (de) | Rf-spule mit zwei parallelen endleitern | |
DE19734070B4 (de) | Magnetfeld-Erzeugungsgerät für ein Magnetresonanz-Bildgebungsgerät | |
DE19904101A1 (de) | Magnetspule mit parallelen Leiterbahnen | |
DE19513474A1 (de) | Abschirmung für Magnetresonanzsysteme |
Legal Events
Date | Code | Title | Description |
---|---|---|---|
8139 | Disposal/non-payment of the annual fee |