JPH05507005A - 磁界発生アセンブリ - Google Patents
磁界発生アセンブリInfo
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- JPH05507005A JPH05507005A JP91508226A JP50822691A JPH05507005A JP H05507005 A JPH05507005 A JP H05507005A JP 91508226 A JP91508226 A JP 91508226A JP 50822691 A JP50822691 A JP 50822691A JP H05507005 A JPH05507005 A JP H05507005A
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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】
発明の名称
磁界発生アセンブリ
本発明は、核磁気共鳴(NMR)装置に用いる磁界発生アセンブリに関する。
従来のNMR装置は、強度の強い磁界をその内腔内部の中央において発生する大
きなソレノイド磁石を備えており、この内腔は、磁界強度が実質的に一様な作業
領域を有している。NMRイメージング試験(NMRimaging expe
riments)に必要とされる強い強度を得るには、超電導ソレノイドを大き
なりライオスタットに収容された超電導物質と共に使用しなければならない。試
験を行なうには、更に、こう配コイル装置を準備し、こう配コイル装置は一般に
は抵抗性導体で形成されている、磁気こう配を作業領域内部の磁界上に重畳させ
ねばならない。操作中、検体サンプルは磁石の内腔に挿入され〜該検体サンプル
の領域←様な作業領域内部に位置付けた後、試験が実行される。サンプルに対す
る空間を最大にするため、こう配装置は主コイルの内部表面に近接して位置づけ
られるが、この結果、多くの欠点が引き起こされる。取り分1九こう配コイルと
その周辺の磁気構造との間に、重要なカップリングが存在する。例えば、こう配
コイルの電流が変更された場合、磁石構造の磁束ねじ状導電部分(flux t
hreading conductive parts)が変化し、超電導、及
び妨害うず電流(opposing eddy current)が誘導される
。
これにより、各こう配における変化速度が減少し、試験全体の速度が減少してし
まう。更に、有用な磁気こう配を得るためには、こう配コイルに大きな電流を与
える必要があり、これらの電流における変化によっても、大きなうず電流が引き
起こされてしまう。
本発明によれば、NMR装置に用いる磁界発生アセンブリは、作業領域で実質的
に均等であるような第1の磁界を発生する第1の磁界発生手段と、但し、この第
1の磁界発生手段は、アセンブリ外部から作業領域中へ作業領域を通じる磁界方
向を横切るような方向で検体対象物が導入され得るよう構成されており、また磁
界発生アセンブリは、1つ若しくは2つ以上の磁気こう配を作業領域を通してイ
ンポーズする(impose)こう配磁界発生手段を備えており、但し、このこ
う配磁界発生手段は、第1の磁界発生手段と相対的に移動可能なものとされてお
り、作業領域中の検体対象物の位置に対して局部的に位置づけられる。
本出願人は、磁界発生アセンブリの完全に新しい形態を考案した。このアセンブ
リは、その構成及びNMR装置の使用に対する新たな解決策を意味する。こう配
磁界発生手段(一般には、適当に設計されたコイルの形態とされている)自体を
作業領域に隣接させ、若しくは作業領域内部に位置づけることが可能であり、ま
た、検体対象物に接触させて位置づけることさえ可能である。このため、第1の
磁界発生手段から離間させることができる。これは多数の重要な特徴を有する。
即ち、
1、こう配磁界発生手段と対象物間の分離を減少させることにより、信号対雑音
比が改善される。
2 こう配磁界発生手段と第1の磁界発生手段のオープンアクセス(opena
ccess)によって形成された小さな容積により、それら2つの間のほぼ全て
のうず電流が除去される。
3、人体用NMRイメージングの場合、このオーブンアクセス壓の磁界発生手段
を用いることにより、患者の体を横切る主磁界を用いて患者を適当に位置づける
ことが可能である。このように、患者の体に対して横向きとされた主磁界を用い
ることにより、ソレノイドRFコイルを用いてイメージング試験に必要なRFパ
ルスを与えることができる。
4、実効性をより増大させるため、サンプルに特育のRFコイルを設計し、高い
Qファクタを有するものとすることができる。
5、強力なこう配磁界発生手段を対象物に近接させることにより、解像度が改善
される。
6、急速なこう配傾斜速度(gradient ramp rates)が可能
である。
7、患者に快適であり、発散される音も小さなものにされているため、人体イメ
ージングの場合に特に育用である。
8、従来の高価な素子の代わりに低コストの構成素子を用いることかできる。
9、所定のこう配に必要な電流が従来のNMR装置と比へて小さいため、より高
い実効性が生まれる。
局部的なこう配磁界発生手段を設けるのと同様に、本発明によれば、局部的なR
Fコイルを利用することも可能とされ、また、ある特別な利点を有する装置によ
れば、こう配磁界発生手段とRFコイルを、それが平坦であろうとまた機械装置
に特に有効な小さな円箭形チューブの形態であろうと、同一の巻IJI(for
tner)の上に載置することができる。
第1の磁界発生手段は、例えば、欧州特許第0187691号(米国特許第46
89591号)や欧州特許第0186998号に記述されているように、様々な
形態とすることができ、また更に、C字型磁石も可能である。
第1の磁界発生手段は、一般には、1っ若tべはそれ以上の超電導コイルである
ような超電導装置によって形成されるのであろうが、高温セラミック超電導若し
くは永久磁石を用いた装置とすることもできる。
上述のように、本発明の主な利点の!つとして、局部的に位置づけられたこう配
磁界発生手段がある。ある実施例では、こう配コイル構造(RFプローブと同様
である)を影像する対象物の近接に結合(couple)することにより、どの
走査に対しても、視界領域がこう配フィールドのほぼ直線上の領域に整合するも
のとされている。これは、強烈なこう配パルスを与えてスピンをディフェイズ(
d、ephase)するが、エコーコレクション(echo collecti
on)に対してはより弱いこう配を用いて余計なイメージング輻を除去すること
を目的としている。
エコー検出をより早くすることによって非常に重要なS/Nの改善が図られるこ
とになり(信号の指数的(exponentional)な減衰による)、エコ
一時間がT2に比べて短い場合には、連続的なエコーの付加を通じて更に改善が
図られることになる。一般に、2のファクタだけより早いエコー測定を行なうと
、フィールドにおけるファクタはほぼ1.6増加し、この場合、フィールドは0
.24Tである。更に、0.2のエコ一時間の間にT2の速度に対して連続的な
エコーが6個付加された場合、S/Nはほぼ1,5のファクタだけ増加する。こ
れらの特徴を利用するため、10msエコ一時間よりも小さな目標が設定され得
る。「従来」装置て達成されていたのは、一般的なエコ一時間である20m5で
あり、ティッシュ−(tissue) T 2は、50m5若しくはそれより大
きなオーダーであることに注意すべきである。装置本体全体で、約0.1ガウス
/cm〜せいぜい1. 0ガウス/cmを提供し、本出願人は少なくともlOガ
ウス/cmの達成を予定している。また、安定した非均質性(rnhomoge
nerty)を再焦合するためにRFパルスか使用されない場合は、エコーの付
加か常に可能ではないということを認識しなければならない。
非常に重要な特徴である急速なこう配の切換はうず電流を発生させる。永久的な
C字断面磁石は本来的に、構成物質の特性により、より低く且つより小さな安定
した(継続時面かより短い)うず電流特性を育する。うず電流を除去して動作さ
せることにより、画質の点で、多数の利点を得ることができる。うず電流によっ
て発生されるフィールドは、時間依存型のフィールド歪みを作り出し、この歪み
は画像及びより低い解像度を歪ませる。診断情報を駆動するために、画像特性の
何らかの容積分析に基づいてイメージングが実行されている場合に、この歪みは
重要な結果を持ち得る。時間依存壓のフィールドエラーがないため、より長いエ
コー列を得ることが可能とさtk S/Nも改善される。こう配コイル構造を導
電表面から除去することにより、利用可能なフラックスリターンパス(flux
return path)が増大し、この結果うず電流は減少する。また、第1
のこう配コイルと導電表面の間の空間をより大きなものとすることにより、実効
的なこう配シールドアレイ(graclient 5hietd array)
を配置するための空間が増大される。
磁石のBoフィールドの配向(orjentatjon)が、サンプルの主方向
に関して右角度である場合には、サンプルを取り巻くためにソレノイドRFコイ
ルを利用することができる。実効性のより低いサドル形態のコイルは、従来のソ
レノイド磁石と共に使用する必要がある。ソレノイドRFコイルはサンプルを取
り巻いて窩い充填ファクタ(filling factor)を与え、高いコイ
ルQファクタを保持する。これにより、S/Nをサドルコイルよりも3ゲイン程
上昇させることができる。
シングルターン「表面コイル」を用いてサンプルを完全に取り囲むことにより、
影像される領域だけがノイズの原因となるようなときに、より多くのS/Nゲイ
ンを作り出すことができる。マルチスライスイメージング(multtslic
e imaging)の拡張には、完全な取得シーケンス(acquisiti
on 5equence)の闇に活発に切り換えられるような一連のコイルが使
用できることになっている。
視界フィールドの減少と、3Dデータセツトに宵月なRFコイル手段及びサンプ
ルに特育なこう配の両方によるS/Nにおける改善が、可能である。
液体のようなサンプルに存在する陽子をサンプリングする際、所定のRFコイル
体積(coil volume>とレシーバコイル体積速度(receiver
coil volume ratio)に対する対応するボクセル(voxe
l)に対して、概算を行なうことができる。はぼ3cm立方形状のイメージング
体積を必要としサブ(sub)10msエコ一時間を有するサンプルに対しては
、マルチスライスシーケンス(aJltislice 5equence>によ
って約172秒の間にlXlX4mmの解像度が提供されるであろう。他の例と
して、10x1.OX5cmの大きさを有するサンプルは、10以内に、1/2
cmの厚みのスライス(slices)で、3分間の2mmの解像度で、同様に
10m5エコ一時間で、ソレノイドコイルを用いて影像され得る。シート形状の
サンプルに対しては、立方形状の幾何学領域を選択するためにサンプル上部の表
面コイルを使用することができ、この場合、1010X10X5の体積が、5以
内で、1cmの厚みのスライスで、6分間の2mmの解像度を用いて、影像され
るであろう。
真の3Dイメージングに対しては、駆動された平衡シーケンス(equilib
riumsequences)が「フtッグ・ディスバーサル(fog dis
persal) Jアプローチに良好に適合される。なぜなら、完全な位相エン
コード段階のセットを急速に(lの段階毎に20m5のオーダーで)適用し、数
秒間で第1の2Dイメージを、1分間で3D体積等という具合に与えることがで
きるからである。上の概算は0.5Tにおける「良好なJイメージングに基づい
たものである。
本発明は、本体全部、本体の一部、及び動物用の各磁気共鳴イメージングだけで
なく、識別、特性表示、測定、品質保証、及び物質、部材、及びアセンブリの制
御を含む工業用及び商業用の分野にも適用することができる。他を排するもので
はないが、これらを適用することができる特別な例として、麻薬若しくは爆発物
の識別、グリーンボディセラミック(green body ceramtcs
)の特性表示、オイル飽和及びドリルによる穴の透過性の測定、及びポリマー及
びセラミック処理の品質保証、及び食料品若しくは積層板(Iaminate)
若しくは繊維強化複合材料(fiber reinforced compos
ites)における品質制御がある。
本発明による磁界発生アセンブリの幾つかの例を、添付図面を参照しつつ以下に
説明する。
第1図は、第1の例の透し図。
第2図は、第1図のC字覆磁石の詳細図。
第3図は、第2の例の透し図。
第4図は、第3図に示された第1の磁石の断面の詳細図。
第5図は、一体型のrf及びこう配コイルセットを示す図。
第6図は、Xこう配コイルの実際のトラックと、対象とすることによって相互に
作用して必要とされるこう配B、をXの方向に与えるようなこう配の各半分とを
示す図。
wcT図は、B、の強度がXにおいてどのように変化するかを示す図。
第8図は、第6図の例に基づくこう配装置の一例を示す図。
第1の例は、U字形態とされた鉄性本体2(第2図)と一対のフェライト極片3
を備えたC字形態磁石lを使用したものである。非磁気テーブル4は極片3の間
に配置されており、使用の際、この非磁気テーブル4の上に検体サンプルが横に
される。第1図から明かなように、磁気構造によって囲まれていないほとんどの
サンプルと共に、極片3の間にサンプルを非常に容易に位置付けることができる
。
第2の例か第3図に示されている。この第2の例によれば、ソレノイド磁石5は
テーブル6の片側に位置づけられている。ソレノイド磁石5は、テーブル6がそ
の間を通じるような突出した一様領域を発生する。ソレノイド6の構成を、第4
図でより詳細に見ることができる。このソレノイド6は、本明細書に参考として
組み入れられている欧州特許第0187691号に記述されたソレノイドと同様
である。磁石5は、クライオスタット5B内部に位置付けされた同軸の超電導コ
イル5Aを有する。
第5図は、第1図及び第3図に示された装置両方で用いる一体型のrf及びこう
配コイルセットの一例を示したものである。こう配コイルは一対のZこう配コイ
ル7A、7Bを備える。これらのコイルは、こう配コイルセットの原点8の周辺
に対象的に設けられており、磁気こう配をZ方向に発生する。4組のYこう配コ
イル9A、9Bが、原点8の周辺に対象的に位置づけられており、Y方向に磁気
こう配を発生する。4組のXこう配コイルIOA、IOBが原点8の周辺に対象
的に位置づけられており、X方向にこう開磁界を発生する。
実際には、異なる数のX、Y、及びZこう配コイルを使用することかできる。
ある1つの実用例では、Xこう配コイルを形成する導体は42個存在し、平面Z
=−23Cmi::21個、平面Z=+23cmに21個が、原点8に対して相
対的に存在する。導体はY=−40am−Y=+40cmまで広がっており、こ
れらの導体は、(中央線)±X=4.8.12.16.20.24.28.32
.36.40cm及びX=0に位置づけられている。
こう配コイルに加え、2組のRFコイルIIA、IIB及び12A、12Bが、
原点8の周辺に対象的に設けられている。
全てのこう配及びrfコイルは巻型の上に載置されているため、それらのコイル
を主磁石に対して相対的に移動させ、若しくは検体サンプルに対して局部的に位
置決めすることができる。
第6図は、Xこう配コイルl0AS IOBと、Z方向の磁界成分の強度がXに
おいてどのように変化するかを破線で示したものである。
この変化は第7図にも示されている。
第8図は、第3図及び第4図に示された[平坦」型磁石を用いたこう配コイル装
置の一例を示す。この装置は、第5図に示された型のコイルセットを有する2組
のこう配コイル14.15を備える。作業領域16は、コイルセット14.15
の間に形成されている。これらのコイルセットは、延長ロッドの形態をした支持
部16、]7の各対から吊るされており、これらのロッドはプレート19の開口
18を通じて延長され、また支持プレート20からぶら下がっている。開口18
は、ロッド16.17をある位置に固定するかX方向の圧力下においてはそれら
のロッドを摺動させるような取付具(図示していない)を含む。プレート19の
横方向位置、Z軸に沿ったコイルセット14.15は、支持部23の開口22に
摺動可能に装着されたロッド2I上のプレートを支持することによって制御され
る。支持部23は、支持部23の開口25を通じて延長されている円形ガイド2
4上に摺動的に載置されているため、支持部23をガイドにそって摺動させるこ
とか可能であり、故に、こう配コイルセット14.15はY方向に移動すること
になる。
局部的に位置づけられたこう配コイルの利点を理解するため、本出願人はソレノ
イドこう配コイルの使用に基づいて、幾つかの簡単な計算を実行した。これらの
計算によると、アーク半径を減少させた場合に、BOフィールドは1/r増大さ
れ、第1のオーダのこう配は1/r”増大される。このことは、円筒形巻型を直
径750mmから150mmに減少させることにより、こう配強度は理論上、2
5倍に増大することを意味する。ホールド直線性(hold 1inearit
y)に対する調整を行なうことによってこのゲインは減少され、平らなセットで
は、円筒形のセットとしてアンプ(amp)毎に同一の長さを有することは不可
能である。しかしながら、サンプルに特有の形態におけるこう配コイルの強度を
、大きさのオーダーだけ増大させることができることは明かである。
電力放散におけるこう配コイル強度の増大及び駆動要請は、コストの点て重要で
ある。より小さな電流によって従来のこう配強度が作り出され、コイルインダク
タンスか減少されることにより、同一の駆動電圧によってこう配フィールドを高
速に切り換えることができる。本出願人は以下の表に、1.2Mの長さを有する
ディスク磁石を固定するためのこう配セットに関して、この点について図示して
いる。平坦なサンプル特有のこう配コイルをソレノイド磁石の内腔に近接して取
り付けている円筒形セットよりも高速に(おそらく2〜3倍は)駆動することが
できるが、このときても約150アンプ、150vを定格とした低コストの直線
電力増幅器を使用している。NMRの本体全体で利用可能なものよりも、より強
いこう配、おそらくこれは高速切換で20mT/mより大きい、を利用すること
ができるため、エーロホイルのような大きなサンプルを扱うこともできる。直線
性は調査されていないが、ストリーム関数(stream functions
)を用いるコイルの本体全体に関して開発された技術を使用することにより、許
容できるようなコイル実効率に必要とされる直線性を作り出すことができると思
われる。
以下のパラメータは、磁石の長さが1.2mのものに基づいている。ピーク電流
は140Aと仮定されている。1.9〜2,0のオーバー・シュート(over
−shoot)及び10%の動作周期のうず電流を設けた場合、DC動作電流は
70A(はぼ)であった。「クラウン(crown) Jタイプの増幅器に対し
て実効的な抵抗を与えて実効的に作動させるため、導体は3.2mm”の断面を
有すると仮定されている。全てのコイルセットが、50cm d、s、v、上に
±20%の直線性をを作り出すよう設計されている。
直径650mmのコイル
こう配長さ 1rnsの上昇に対する 動放散の近似ピークPSU V (Ap
prox Power dissipation)mT/m−I Vo I t
s kW/a x i slo、0 178 2.5
12、 5 262 3.7 15.0 401 5.6直径750mmのコイ
ル
10.0 287 4.0
12.5 423 5.9
15.0 6B7 8.5
直径850mmのコイル
10.0 465 6.5
12.5 667 9.3
15、 0 860 12. 0
浄書(内容に変更なし)
要約書
NMR装置で使用する磁界発生アセンブリは、作業領域(16)において実質的
に均等であるような第1の磁界を発生する第1の磁界発生器(5)を備える。
この第1の磁界発生器は、検査対象物がアセンブリ外部から作業領域(I6)中
へ、作業領域を通じる磁界方向を横切るような方向で導入されるように構成され
ている。磁気こう配コイル(14,15)は、1つ若しくは2つ以上の磁界こう
配を作業領域中にインポーズするために設けられている。磁気こう配コイルは第
1の磁界発生器(5)に関して移動可能とされており、作業領域内の検査対象物
の位置に対して局部的に位置決めされる。
平成 年 月 日
Claims (6)
- 1.NMR装置で使用する磁界発生アセンブリにおいて、該磁界発生アセンブリ は、作業領域において実質的に均等であるような第1の磁界を発生する第1の磁 界発生手段を備え、この第1の磁界発生手段は、アセンブリ外部から前記作業領 域中へ作業領域を通じる磁界方向を横切るような方向で検査対象が導入され得る ようにして構成されており、前記磁界発生アセンブリは更に、1つ若しくは2つ 以上の磁気こう配を作業領域を通してインポーズする磁気こう配発生手段を備え ており、このこう配発生手段は、前記第1の磁界発生手段と相対的に移動可能と されており、作業領域内の検査対象の位置に対して局部的に位置付けられること を特徴とする磁界発生アセンブリ。
- 2.請求項1記載のアセンブリにおいて、更に、前記磁気こう配発生手段と共に 移動可能であるようにして載置されたRFコイルを備えているアセンブリ。
- 3.請求項1若しくは2に記載のアセンブリにおいて、前記作業領域が前記第1 の磁界発生手段によって形成された体積を越えて突出されているアセンブリ。
- 4.請求項1若しくは2に記載のアセンブリにおいて、前記第1の磁界発生手段 はC字磁石を備えるアセンブリ。
- 5.請求項1〜4のいづれかに記載のアセンブリにおいて、前記第1の磁界発生 手段は超電導磁石を備えるアセンブリ。
- 6.請求項1〜5のいづれかに記載のアセンブリにおいて、前記磁気こう配発生 手段は、磁気こう配発生手段を前記作業領域に関していづれか1つ若しくは2つ 以上の3つの直交方向に移動可能とさせるような支持構造に装着されているアセ ンブリ。
Applications Claiming Priority (3)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
GB909009577A GB9009577D0 (en) | 1990-04-27 | 1990-04-27 | Magnetic field generating assembly |
GB9009577.9 | 1990-04-27 | ||
PCT/GB1991/000663 WO1991017454A1 (en) | 1990-04-27 | 1991-04-26 | Magnetic field generating assembly |
Publications (1)
Publication Number | Publication Date |
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JPH05507005A true JPH05507005A (ja) | 1993-10-14 |
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ID=10675153
Family Applications (1)
Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
---|---|---|---|
JP91508226A Pending JPH05507005A (ja) | 1990-04-27 | 1991-04-26 | 磁界発生アセンブリ |
Country Status (6)
Country | Link |
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US (1) | US5337001A (ja) |
EP (1) | EP0526514B1 (ja) |
JP (1) | JPH05507005A (ja) |
DE (1) | DE69121095T2 (ja) |
GB (1) | GB9009577D0 (ja) |
WO (1) | WO1991017454A1 (ja) |
Cited By (1)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
WO1999033398A1 (fr) * | 1996-11-19 | 1999-07-08 | Sumitomo Special Metals Co., Ltd. | Generateur de champ magnetique pour irm |
Families Citing this family (18)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
EP0552542A1 (en) * | 1991-11-27 | 1993-07-28 | Otsuka Electronics | Multiple independent mobile imaging gradient coil transport system |
US5706813A (en) * | 1992-03-09 | 1998-01-13 | University Of Washington | Focal neurographic magnetic resonance imaging system |
DE69409833T2 (de) * | 1993-06-04 | 1998-09-10 | Univ Washington | Bilderzeugungssystem mittels magnetischer resonanz zur fokal-graphischen darstellung von nerven |
US5600245A (en) * | 1993-10-08 | 1997-02-04 | Hitachi, Ltd. | Inspection apparatus using magnetic resonance |
DE4422781C1 (de) * | 1994-06-29 | 1996-02-01 | Siemens Ag | Aktiv geschirmte planare Gradientenspule für Polplattenmagnete |
DE4425997C1 (de) * | 1994-07-22 | 1996-01-25 | Bruker Analytische Messtechnik | Teilbares, bewegliches Gradientensystem für NMR-Tomographen |
US5402094A (en) * | 1994-08-15 | 1995-03-28 | Enge; Harald A. | MRI mammography magnet |
DE4434951C2 (de) * | 1994-09-29 | 1996-08-22 | Siemens Ag | Kernspintomographiegerät mit einer Kombination aus Hochfrequenzantenne und Gradientenspule |
US5585724A (en) * | 1995-06-12 | 1996-12-17 | Picker International, Inc. | Magnetic resonance gradient coils with interstitial gap |
US5977771A (en) * | 1997-11-03 | 1999-11-02 | Picker International, Inc. | Single gradient coil configuration for MRI systems with orthogonal directed magnetic fields |
US6144204A (en) * | 1997-11-28 | 2000-11-07 | Picker Nordstar Oy | Gradient coils for magnetic resonance meeting |
US6208141B1 (en) * | 1998-06-11 | 2001-03-27 | Picker International, Inc. | Method and apparatus for mounting gradient tube to diagnostic imaging device |
US6124753A (en) * | 1998-10-05 | 2000-09-26 | Pease; Robert A. | Ultra low voltage cascoded current sources |
US7688987B2 (en) * | 2002-04-24 | 2010-03-30 | Knowles Electronics, Llc | Electret microphone buffer circuit with significantly enhanced power supply rejection |
DE102004012248A1 (de) * | 2004-03-12 | 2005-09-29 | Siemens Ag | Kernspintomographiegerät mit verbesserter Anbindung von Versorgungsleitungen beim Einsatz von Insert-Gradientenspulen |
ITGE20120059A1 (it) * | 2012-06-22 | 2013-12-23 | Esaote Spa | Metodo per la correzione della disomogeneità del campo magnetico statico generato dal magnete di una macchina mri e dispositivo per l'attuazione di tale metodo |
WO2015040473A1 (en) * | 2013-09-17 | 2015-03-26 | Synaptive Medical (Barbados) Inc. | Coil assembly for magnetic resonance imaging |
EP4053579A1 (en) | 2020-04-17 | 2022-09-07 | Siemens Healthcare GmbH | Magnet system with decoupled gradient coils for a magnetic resonance imaging system |
Family Cites Families (8)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
GB8500248D0 (en) * | 1985-01-04 | 1985-02-13 | Oxford Magnet Tech | Solenoids |
US4791370A (en) * | 1985-08-23 | 1988-12-13 | Resonex, Inc. | Gradient field structure and method for use with magnetic resonance imaging apparatus |
JP2652863B2 (ja) * | 1987-06-02 | 1997-09-10 | ジエネラル エレクトリツク セージェーエール エス.アー. | 勾配コイルを保持するマンドレルの固定・調節装置 |
NL8701949A (nl) * | 1987-08-19 | 1989-03-16 | Philips Nv | Magnetisch resonantie apparaat met geintegreerde gradient-rf spoelen. |
US4829252A (en) * | 1987-10-28 | 1989-05-09 | The Regents Of The University Of California | MRI system with open access to patient image volume |
FI80796C (fi) * | 1988-09-12 | 1990-07-10 | Instrumentarium Oy | Arrangemang foer materialundersoekning. |
DE3833591A1 (de) * | 1988-10-03 | 1990-04-05 | Philips Patentverwaltung | Vorrichtung zum anordnen von gradientenspulen in einem homogenen feld |
US4920316A (en) * | 1989-03-30 | 1990-04-24 | Siemens Medical Systems, Inc. | Method and apparatus for reducing base field shifts in a magnetic resonance device due to pulsed magnetic field gradients |
-
1990
- 1990-04-27 GB GB909009577A patent/GB9009577D0/en active Pending
-
1991
- 1991-04-26 WO PCT/GB1991/000663 patent/WO1991017454A1/en active IP Right Grant
- 1991-04-26 DE DE69121095T patent/DE69121095T2/de not_active Expired - Fee Related
- 1991-04-26 EP EP91908206A patent/EP0526514B1/en not_active Expired - Lifetime
- 1991-04-26 US US07/941,430 patent/US5337001A/en not_active Expired - Lifetime
- 1991-04-26 JP JP91508226A patent/JPH05507005A/ja active Pending
Cited By (1)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
WO1999033398A1 (fr) * | 1996-11-19 | 1999-07-08 | Sumitomo Special Metals Co., Ltd. | Generateur de champ magnetique pour irm |
Also Published As
Publication number | Publication date |
---|---|
US5337001A (en) | 1994-08-09 |
DE69121095T2 (de) | 1997-02-20 |
GB9009577D0 (en) | 1990-06-20 |
EP0526514A1 (en) | 1993-02-10 |
DE69121095D1 (de) | 1996-08-29 |
EP0526514B1 (en) | 1996-07-24 |
WO1991017454A1 (en) | 1991-11-14 |
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