JPH0563087B2 - - Google Patents

Info

Publication number
JPH0563087B2
JPH0563087B2 JP63294865A JP29486588A JPH0563087B2 JP H0563087 B2 JPH0563087 B2 JP H0563087B2 JP 63294865 A JP63294865 A JP 63294865A JP 29486588 A JP29486588 A JP 29486588A JP H0563087 B2 JPH0563087 B2 JP H0563087B2
Authority
JP
Japan
Prior art keywords
coil
gradient
magnetic field
arrangement
outer coils
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 - Lifetime
Application number
JP63294865A
Other languages
English (en)
Other versions
JPH01212412A (ja
Inventor
Baanaado Roemaa Piitaa
Mareru Buratsudosho Kenesu
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.)
General Electric Co
Original Assignee
General Electric Co
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 General Electric Co filed Critical General Electric Co
Publication of JPH01212412A publication Critical patent/JPH01212412A/ja
Publication of JPH0563087B2 publication Critical patent/JPH0563087B2/ja
Granted legal-status Critical Current

Links

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
    • G01R33/42Screening
    • G01R33/421Screening of main or gradient magnetic field
    • G01R33/4215Screening of main or gradient magnetic field of the gradient magnetic field, e.g. using passive or active shielding of the gradient magnetic field

Description

【発明の詳細な説明】 発明の背景 この発明は全般的に核磁気共鳴(NMR)装置
に用いられるコイル、更に特定して云えば、自己
遮蔽された勾配コイルの平衡形に関する。
磁気共鳴作像(MRI)装置は、人体の内部の
解剖学的な部分の断層写真像を形成する為に現在
用いられている。この装置では、患者が静磁界の
中に配置され、核スピンを励振する為の無線周波
の電磁パルスがかけられる。患者の原子核の磁気
共鳴を受信コイルを用いて検出して情報を取出
し、それからこう云う原子核を含む患者の部分の
像を形成することができる様にする。磁界は、共
鳴する原子核の位置を決定することができる様
に、各々の検出順序の間、パルス式にオン駆動さ
れる勾配を持つている。物質の性質及び構造を分
析する為の磁気共鳴分光法でも、同じ現象が用い
られている。
遮蔽形に勾配コイルが1986年2月6日に出願さ
れた係属中の米国特許出願番号第826650号に記載
されている。遮蔽形勾配コイルは、勾配磁界と、
種磁界磁石の様な他の構造との種々相互作用を抑
える為に望ましい。この相互作用は、磁界の空間
的及び時間的な歪み、エネルギーの散逸及び煩し
い可聴音を含む。
以前に考えられた発明の好ましい実施励では、
各々の勾配軸に対し、同心の内側及び外側コイル
が用いられている。各軸に対する内側及び外側コ
イルを直列に接続する。各々のコイル装置の表面
電流分布により、コイル装置の内側と勾配磁界
と、コイル装置の外側の略ゼロの磁界とが生ず
る。
典型的なMRI装置は、x、y及びz方向の3
つの直交軸に沿つて勾配磁界を用いる。z軸は普
通、主静磁界の方向(これが普通は円筒形の主軸
線に沿つている)と一致するものとして定めら
れ、x及びy軸はこの静磁界に対して垂直であ
る。各軸に対する勾配コイル装置は、夫々の勾配
増幅器を持ち、これが作像装置によつて制御され
る。
コイル装置は互いにごく接近して動作させなけ
ればならない。然し、勾配コイルのパルス形動作
中、別々のコイル装置の間の相互作用の為に問題
が起ることが分つた。例えば、勾配増幅器が不安
定になることがある。
従つて、この発明の目的は、MRI装置の勾配
装置の動作を改善することである。
別の目的は、ごく接近したコイル装置間の相互
作用を少なくし又は補償することである。
この発明の別の目的は、自己遮蔽形勾配コイル
に関連して使われる勾配増幅器の不安定な動作を
避けることである。
発明の要約 上記並びにその他の目的が、磁気共鳴装置内に
磁界を発生するコイル装置によつて達成される。
このコイル装置は、内側コイル、外側オイル、及
び内側及び外側コイルの間の特定の相互接続手段
で構成される。他の勾配の軸に対し、別のコイル
装置を設けることができる。
特に外側コイルは内側コイルと同軸に配置され
される。内側及び外側コイルの協働作用により、
コイル装置の内部に予定の磁界が発生され、コイ
ル装置の外側の磁界は略ゼロになる。相互接続手
段が、コイル装置に対する付勢電流が、内側及び
外側コイルの一方の一部分、他方のコイルの少な
くとも一部分、そしてその後前記一方のコイルの
別の一部分を通つて流れる様に、内側及び外側コ
イルを電気的に相互接続する。こうすることによ
り、コイル装置のインピーダンスが対称的に平衡
し、相互作用を避けることができる。
この発明の新規な特徴は特許請求の範囲に具体
的に記載してあるが、この発明自体の構成、作用
及びその他の目的並びに利点は、以下図面につい
て説明する所から最もよく理解されよう。
発明の詳しい説明 第1図について説明すると、一対のコイルが内
側コイル10及び同心の外側コイル13を含み、
その各々は円筒形で、z軸と整合している。コイ
ル装置は、その内部の作像容積内に勾配磁界を発
生する為に、主静磁界B0に対して縦方向に配置
されている。
内側コイル10が円筒形基板11を持ち、これ
がその一部分を12aに示す様な勾配巻線を持つ
ている。同様に、外側コイル13が基板14と、
15a及び15bを含む勾配巻線とを持つてい
る。典型的には、基板は可撓性印刷配線板材料で
形成することができ、巻線は典型的にはエツチン
グされた導体であり、これは配線板の片側又は両
側にあつてよく、絶縁材料で覆われる。各々の配
線板上の巻線は、直交勾配磁界を発生する様に相
互接続された4つの指紋(第5図参照)と似てい
る。コイル上の各々空間的な位置は、第1図に示
す様に、そのx、y及びz座標又は円柱座標z、
r及びθによつて特定することができる。
第2図は、x勾配∂Bz/∂yを発生するx勾配コ
イル装置20と、y勾配∂Bz/∂yを発生する同心
のy勾配コイル装置21とを示す。各々コイル装
置が別個の電源に接続され、別々の勾配を独立に
パルス駆動することができる。例えば、普通のス
ピン捩れ形作像パルス順序では、空間的な符号化
工程の間y、勾配をパル駆動し、その後、NMR
信号読取工程の間、x勾配をパルス駆動すること
がある。x及びy勾配を同時にパルス駆動するこ
とも普通である。
第3図は第2図のコイル装置に対する典型的な
電源の接続を示す。x勾配装置20が内側コイル
23及び外側コイル24を持ち、これらがx勾配
マスタ増幅器25及びx勾配スレーブ増幅器26
と直列に接続されている。同様に、y勾配コイル
装置21が内側コイル30及び外側コイル31を
持ち、これらがy勾配マスタ増幅器32及びy勾
配スレーブ増幅器33と直列に接続されている。
夫々一対の増幅器の間の接続点が大地に接続され
ている。
マスタ増幅器25,32がNMR装置(図面に
示していない)から夫々の電流指令を受取る。指
令された電流が実際に勾配コイルに流れる様に保
証する為、マスタ増幅器25,32は、電流感知
抵抗の様な電流センサーを用いた閉ループ・フイ
ードバツク制御を用いる。スレーブ増幅器26,
33は夫々のマスタ増幅器にそのまま追従する
が、マスタによつて開放ループで制御される。
各々のスレーブ増幅器がマスタに対して反対方向
の電圧を発生する。この為、増幅器は電流で見る
と積重ねになり、レール電圧の望ましい増加をも
たらす。
各々のコイル装置を形成する為に多量の導体面
積が使われている為に、並びにコイル装置の間が
ごく接近している為、コイル装置の間には大きな
静電容量が生ずる。この静電容量が第3図に固有
の静電容量35として示されている。一方のコイ
ル装置から別のコイル装置への静電容量35を含
む低インピーダンス通路36が、勾配のパルス駆
動の間、勾配増幅器の不安定性又はその他の問題
を招くことがある。
設計により、各々の外側コイル24,31は磁
束の鎖交がない(良好な遮蔽の為にこう云うこと
が要求される)。従つて、各々の外側コイルは、
電流パルスの間でも、小さな抵抗による電圧降下
を別とすると、略一定の電位にある。外側コイル
がマスタ・スレーブ増幅器の組合せの片側に接続
されると、それがパルス駆動された時の増幅器の
その側の電位一杯(内側コイルの両端の電圧降下
の略全部)まで上昇する。従つて、容量性電流が
パルス駆動された外側コイルから他方のコイル装
置の巻線へ流れ、他方のコイル装置のマスタ又は
スレーブ増幅器を通つて大地に流れる。この電流
が両方の勾配軸のマスタ増幅器によつて感知さ
れ、それが、何れも他方によつて励振された電流
を補正しようとする増幅器の間の不安定性を招
く。
マスタ増幅器は電流フイードバツクで動作する
から、マスタ増幅器25又は32に指令されてい
ない電流が流れないのが理想的である。しかし、
典型的な増幅器でも、容量性の電流の流れを防ぐ
ことができない。この為、電流がマスタ及びスレ
ーブの両方に流れ得る(即ち、通路36は考えら
れる幾つかの通路の内の1つに過ぎない)。
コイル装置の間の相互作用に伴う問題をなくす
為、この発明は、第4図に示す様に勾配コイルを
接続することにより、容量性電流の流れを実質的
に除く。x勾配コイル装置では、内側コイル23
を両半分23a,23bに分割する。外側コイル
24が内側コイルの両半分23a,23bの間に
接続される。一方又は両方のコイルのこの他の分
割形式も、その形式が対照的であつて、コイル装
置のインダクタンスが静電容量に対して平衡して
いれば用いることができる。各々勾配軸に対して
対称的に平衡したコイル装置を使うことにより、
局部的な電流があれば、コイル装置の間の他のど
こかに同じ大きさで反対向きの電流があるから、
別々の勾配軸の間で正味の電流の流れがない。
内側又は外側勾配コイルの何れか又は両方を分
割することができるが、第4図に示す様に、内側
コイル23,30を分割することが好ましい。通
常、外側コイルはシム・コイルの様な他の構造に
ごく接近して配置されるから、内側コイルで余分
な接続をする為の場所のほうが一層大きいのが普
通である。更に、外側コイルは一層大きな静電容
量を持ち、この為、外側コイル全体を(分割電源
増幅器の形式により)ゼロ電位又はその近くにお
くことは全体としての局部的な電流の流れが少な
くなる。
第5図は第4図の実施例に対する巻線の形式を
更に詳しく示す。即ち、マスタ増幅器から、内側
コイルの半分(2つの指紋)、外側コイル24の
全部、内側コイル23の残り半分を介してスレー
ブ増幅器に至る直列通路ができる。この為、コイ
ル装置の間の相互作用を少なくし又はなくし、勾
配増幅器の不安定性を避ける様な対称的に平衡し
たコイル装置が得られる。
この発明の好ましい実施例を図面に示して説明
したが、この実施例は例に過ぎないことを承知さ
れたい。当業者には、この発明の範囲内で種々の
変更が考えられよう。従つて、特許請求の範囲
は、この発明の範囲内の属するこの様な全ての変
更を包括するものであることを承知されたい。
【図面の簡単な説明】
第1図は自己遮蔽形の一対の勾配コイルの斜視
図、第2図は2つの直交勾配磁界を発生する2つ
のコイル装置の端面図、第3図は従来の相互接続
方式を示す回路図、第4図はこの発明の相互接続
方式を示す回路図、第5図は好ましい実施例の内
側及び外側コイルの配線図である。 主な符号の説明、23a,23b:内側コイル
の各半分、24:外側コイル。

Claims (1)

  1. 【特許請求の範囲】 1 磁気共鳴装置内に磁界を発生するコイル装置
    に於いて、 内側コイルと、 該内側コイルと同軸に配置された外側コイル
    と、前記内側及び外側コイルを電気的に相互接続
    する相互接続手段とを有し、前記内側及び外側コ
    イルは前記内側コイルの内部に予定の磁界を発生
    すると共に前記外側コイルの外部の磁界を略ゼロ
    にする様になつており、 コイル装置に対する付勢電流が、前記内側及び
    外側コイルの一方の一部分、前記内側及び外側コ
    イル他方の少なくとも一部分、そしてその後前記
    一方のコイルの別の一部分を通つて流れて、コイ
    ル装置のインピーダンスが対称的に平衡する様に
    したコイル装置。 2 前記内側及び外側コイルの各々が、配線板に
    エツチングした導体で構成されており、該導体が
    複数個の指紋の形をしている請求項1記載のコイ
    ル装置。 3 前記予定の磁界が予定の方向に沿つて線形勾
    配を持つ請求項1記載のコイル装置。 4 磁気共鳴装置内に直交する勾配磁界を発生す
    る装置に於いて、 第1の内側コイル及び外側コイルを持つてい
    て、該内側及び外側コイルは、当該第1のコイル
    装置に対する付勢電流が、一方のコイルの一部
    分、他方のコイルの少なくとも一部分、そしてそ
    の後前記一方のコイルの別の一部分を通つて流れ
    る様に相互接続されている様な、第1の勾配磁界
    を発生する第1のコイル装置と、 該第1のコイル装置と同軸に配置されていて、
    第2の内側コイル及び第2の外側コイルを持ち、
    該第2の内側コイル及び第2の外側コイルは、当
    該第2のコイル装置に対する付勢電流が一方のコ
    イルの一部分、他方のコイルの少なくも一部分、
    そしてその後前記一方のコイルの別の一部分を通
    つて流れる様に相互接続されていて、前記第1の
    勾配磁界と直交する第2の勾配磁界を発生する第
    2のコイル装置とを有し、 この為、容量結合された局部的な電流が相殺し
    て、前記第1のコイル装置及び前記第2のコイル
    装置の間に正味の電流が流れない様にした装置。 5 前記内側及び外側コイルの各々が、配線板に
    エツチングした導体で構成され、該導体が複数個
    の指紋の形に形成されている請求項4記載の装
    置。 6 夫々前記第1及び第2のコイル装置に接続さ
    れていて、前記付勢電流を供給する第1及び第2
    の増幅器を有する請求項4記載の装置。 7 前記第1及び第2の増幅器がマスタ・スレー
    ブ増幅器で構成される請求項6記載の装置。 8 核磁気共鳴装置内で自己遮蔽された勾配コイ
    ル装置に接続された勾配増幅器を安定に動作させ
    る方法に於いて、 各々のコイル装置の内側及び外側コイルを、付
    勢電流が一方のコイルの一部分、他方コイルの少
    なくとも一部分、そしてその後前記一方のコイル
    が別の一部分に流れる様に相互接続し、 前記コイル装置に流れる電流によつて勾配磁界
    を誘起する様に前記勾配増幅器を付勢する工程を
    含む方法。
JP63294865A 1987-11-25 1988-11-24 コイル装置 Granted JPH01212412A (ja)

Applications Claiming Priority (2)

Application Number Priority Date Filing Date Title
US07/125,659 US4794338A (en) 1987-11-25 1987-11-25 Balanced self-shielded gradient coils
US125,659 1987-11-25

Publications (2)

Publication Number Publication Date
JPH01212412A JPH01212412A (ja) 1989-08-25
JPH0563087B2 true JPH0563087B2 (ja) 1993-09-09

Family

ID=22420803

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
JP63294865A Granted JPH01212412A (ja) 1987-11-25 1988-11-24 コイル装置

Country Status (7)

Country Link
US (1) US4794338A (ja)
EP (1) EP0317775B1 (ja)
JP (1) JPH01212412A (ja)
CA (1) CA1275693C (ja)
DE (1) DE3855493T2 (ja)
FI (1) FI884398A (ja)
IL (1) IL87965A (ja)

Families Citing this family (54)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPS6430206A (en) * 1987-07-27 1989-02-01 Mitsubishi Electric Corp Superconducting electromagnet
US5063934A (en) * 1987-10-07 1991-11-12 Advanced Techtronics, Inc. Permanent magnet arrangement
US4910462A (en) * 1989-04-28 1990-03-20 General Electric Company Etched Z-axis gradient coils for NMR system
JP2752156B2 (ja) * 1989-05-30 1998-05-18 株式会社東芝 Mri装置用コイル部品の製造方法
US5036282A (en) * 1989-06-16 1991-07-30 Picker International, Inc. Biplanar gradient coil for magnetic resonance imaging systems
US5424643A (en) * 1989-06-16 1995-06-13 Picker International, Inc. Magnetic resonance gradient sheet coils
DE4029477C2 (de) * 1989-09-29 1994-06-01 Siemens Ag Tesserale Gradientenspule für Kernspin-Tomographiegeräte
US5406205A (en) * 1989-11-08 1995-04-11 Bruker Analytische Messtechnik Gmbh Gradient-generation system, nuclear spin tomograph, and process for the generation of images with a nuclear-spin tomograph
DE3937148A1 (de) * 1989-11-08 1991-05-16 Bruker Analytische Messtechnik Gradientenerzeugungssystem, kernspintomograph und verfahren zur bilderzeugung mit einem kernspintomographen
JPH03182232A (ja) * 1989-12-11 1991-08-08 Toshiba Corp 磁気共鳴イメージング装置
US5481191A (en) * 1990-06-29 1996-01-02 Advanced Nmr Systems, Inc. Shielded gradient coil for nuclear magnetic resonance imaging
US5243286A (en) * 1990-06-06 1993-09-07 Advanced Nmr Systems, Inc. Split shield for magnetic resonance imaging
US5159929A (en) * 1990-06-14 1992-11-03 Morris G Ronald Insulated rf shield
JP2928595B2 (ja) * 1990-06-27 1999-08-03 株式会社東芝 傾斜磁場発生装置
JPH04144543A (ja) * 1990-10-04 1992-05-19 Yokogawa Medical Syst Ltd Mri用2重形コイル
JPH04337614A (ja) * 1991-05-15 1992-11-25 Toshiba Corp 傾斜磁場コイルの製造方法
GB2257521B (en) * 1991-07-04 1995-10-04 Magnex Scient Limited Electromagnets
US5266913A (en) * 1991-08-27 1993-11-30 British Technology Group Usa Inc. Screened electromagnetic coil of restricted length having optimized field and method
EP0560396B1 (en) * 1992-03-13 2001-11-07 Kabushiki Kaisha Toshiba Nuclear magnetic resonance imaging with improved image quality and operation efficiency
US5349297A (en) * 1992-03-27 1994-09-20 Picker International Inc. Combined self shielded gradient coil and shimset
US5568051A (en) * 1992-05-12 1996-10-22 Kabushiki Kaisha Toshiba Magnetic resonance imaging apparatus having superimposed gradient coil
JP3141562B2 (ja) * 1992-05-27 2001-03-05 富士電機株式会社 薄膜トランス装置
US5760582A (en) * 1992-07-23 1998-06-02 Fonar Corporation Optimized gradient coils and shim coils for magnetic resonance scanning systems
US5365173A (en) * 1992-07-24 1994-11-15 Picker International, Inc. Technique for driving quadrature dual frequency RF resonators for magnetic resonance spectroscopy/imaging by four-inductive loop over coupling
US5289129A (en) * 1992-10-13 1994-02-22 The Trustees Of The University Of Pennsylvania Multiple winding MRI gradient coil
US5311135A (en) * 1992-12-11 1994-05-10 General Electric Company Multiple tap gradient field coil for magnetic resonance imaging
DE4422781C1 (de) * 1994-06-29 1996-02-01 Siemens Ag Aktiv geschirmte planare Gradientenspule für Polplattenmagnete
US5655533A (en) * 1994-06-30 1997-08-12 Picker International, Inc. Actively shielded orthogonal gradient coils for wrist imaging
GB2295020B (en) * 1994-11-03 1999-05-19 Elscint Ltd Modular whole - body gradient coil
DE19503833C2 (de) * 1995-02-06 1998-05-14 Siemens Ag Kernspintomographiegerät mit einer Kombination aus Hochfrequenzantenne und Gradientenspule
JP3654463B2 (ja) * 1996-03-29 2005-06-02 株式会社日立メディコ 磁気共鳴イメージング装置
US6100692A (en) * 1998-01-05 2000-08-08 Picker International, Inc. Gradient coil set with a finite shield current
US6311389B1 (en) * 1998-07-01 2001-11-06 Kabushiki Kaisha Toshiba Gradient magnetic coil apparatus and method of manufacturing the same
US6236203B1 (en) 1998-09-28 2001-05-22 Picker International, Inc. Super shielding of finite length structures in open magnetic and electric systems
US6049207A (en) * 1998-11-25 2000-04-11 Picker International, Inc. Double-duty gradient coil assembly having two primary gradient coil sets and a common screening coil set
US6552448B1 (en) * 1999-09-08 2003-04-22 Harman International Industries, Incorporated Energy management system for series connected amplifiers
US6278275B1 (en) 1999-10-18 2001-08-21 Picker International, Inc. Gradient coil set with non-zero first gradient field vector derivative
US6262576B1 (en) 1999-11-16 2001-07-17 Picker International, Inc. Phased array planar gradient coil set for MRI systems
US6278276B1 (en) 1999-11-16 2001-08-21 Picker International, Inc. Phased array gradient coil set with an off center gradient field sweet spot
US6342787B1 (en) 2000-11-22 2002-01-29 Philips Medical Systems (Cleveland) Real-time multi-axis gradient distortion correction using an interactive shim set
US6456076B1 (en) 2001-01-31 2002-09-24 The Trustees Of The University Of Pennsylvania Z gradient shielding coil for canceling eddy currents
US6920312B1 (en) 2001-05-31 2005-07-19 Lam Research Corporation RF generating system with fast loop control
GB0213131D0 (en) * 2002-06-07 2002-07-17 Tesla Engineering Ltd Coil arrangements
DE10235056A1 (de) * 2002-07-31 2004-02-12 Siemens Ag Gradientenspulensystem und Verfahren zum Herstellen des Gradientenspulensystems
AU2003272029A1 (en) * 2002-11-20 2004-06-15 Koninklijke Philips Electronics N.V. Self-shielded gradient field coil for magnetic resonance imaging
US7230426B2 (en) * 2003-06-20 2007-06-12 General Electric Company Split-shield gradient coil with improved fringe-field
GB2419416A (en) * 2004-10-20 2006-04-26 Gen Electric Method of manufacturing gradient coil for MRI device
US7482809B1 (en) 2007-07-18 2009-01-27 Hitachi Medical Systems America, Inc. Method of optimized gradient coil design
US7852086B2 (en) * 2008-03-17 2010-12-14 Siemens Aktiengesellschaft Arrangement to correct eddy currents in a gradient coil
GB2483889A (en) * 2010-09-22 2012-03-28 Tesla Engineering Ltd Gradient coil sub assemblies
US8890529B2 (en) 2011-05-31 2014-11-18 General Electric Company System and apparatus for providing interconnections in a gradient coil assembly
JP5819215B2 (ja) * 2012-02-17 2015-11-18 株式会社日立メディコ 傾斜磁場コイル、及び、磁気共鳴イメージング装置
CN104678334B (zh) * 2013-11-29 2019-01-08 西门子(深圳)磁共振有限公司 一种梯度线圈组件、梯度线圈和磁共振成像系统
EP3564694A1 (en) * 2018-04-30 2019-11-06 Koninklijke Philips N.V. Gradient shield coil with meandering winding for a magnetic resonance imaging apparatus

Family Cites Families (13)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US3474295A (en) * 1967-02-08 1969-10-21 Varian Associates Superconductive magnet employing one power supply for sequential energization of separate winding sections
DE2840178A1 (de) * 1978-09-15 1980-03-27 Philips Patentverwaltung Magnetspulenanordnung zur erzeugung von linearen magnetischen gradientenfeldern
DE3140319A1 (de) * 1981-10-10 1983-04-21 Klaus 3300 Braunschweig Münter Elektrisch abgeschirmte breitbandantenne zur phasenrichtigen erfassung der magnetischen komponente eines elektromagnetischen wechselfeldes
JPS58139053A (ja) * 1982-02-13 1983-08-18 Shimadzu Corp 核磁気共鳴測定用装置
FR2530816A1 (fr) * 1982-07-21 1984-01-27 Inst Physique Biolog Systeme d'antennes radiofrequence pour l'examen des corps volumineux par resonance magnetique nucleaire et appareil d'imagerie utilisant un tel systeme
US4617516A (en) * 1983-09-06 1986-10-14 General Electric Company Axial magnetic field gradient coil suitable for use with NMR apparatus
US4646024A (en) * 1983-11-02 1987-02-24 General Electric Company Transverse gradient field coils for nuclear magnetic resonance imaging
US4587504A (en) * 1983-11-11 1986-05-06 Oxford Magnet Technology Limited Magnet assembly for use in NMR apparatus
JPS60171439A (ja) * 1984-02-16 1985-09-04 Yokogawa Hokushin Electric Corp Νmr画像診断装置用コイル
US4737716A (en) * 1986-02-06 1988-04-12 General Electric Company Self-shielded gradient coils for nuclear magnetic resonance imaging
US4680666A (en) * 1986-04-07 1987-07-14 General Electric Company MR magnet wiring harness circuit
US4733189A (en) * 1986-06-03 1988-03-22 Massachusetts Institute Of Technology Magnetic resonance imaging systems
US4724412A (en) * 1987-08-03 1988-02-09 General Electric Company Method of determining coil arrangement of an actively shielded magnetic resonance magnet

Also Published As

Publication number Publication date
DE3855493T2 (de) 1997-03-27
IL87965A0 (en) 1989-03-31
CA1275693C (en) 1990-10-30
DE3855493D1 (de) 1996-10-02
EP0317775A2 (en) 1989-05-31
JPH01212412A (ja) 1989-08-25
EP0317775A3 (en) 1990-11-07
EP0317775B1 (en) 1996-08-28
US4794338A (en) 1988-12-27
IL87965A (en) 1991-12-12
FI884398A0 (fi) 1988-09-26
FI884398A (fi) 1989-05-26

Similar Documents

Publication Publication Date Title
JPH0563087B2 (ja)
EP0231879B1 (en) Self-shielded gradient coils for nuclear magnetic resonance imaging
US5185576A (en) Local gradient coil
US5311135A (en) Multiple tap gradient field coil for magnetic resonance imaging
US4607225A (en) Apparatus and method for reducing spurious currents in NMR imaging apparatus induced by pulsed gradient fields
CA1248585A (en) Nuclear magnetic resonance apparatus with surface coil detection
US20100060282A1 (en) Three-dimensional asymmetric transverse gradient coils
JPS5999239A (ja) 核磁気共鳴トモグラフイ−装置
US5744960A (en) Planar open magnet MRI system
KR910001860B1 (ko) 핵자기 공명 영상화용 횡 그레디언트 자계코일구성 및 그 제조방법
US6002255A (en) Planar open magnet MRI system having active target field shimming
Morgan et al. A readout magnet for prepolarized MRI
WO2007108190A1 (ja) 磁気共鳴撮像装置および磁気共鳴撮像装置用rfコイル
Kuehne et al. Pair of resonant fiducial markers for localization of endovascular catheters at all catheter orientations
JPH1085199A (ja) 相乗りコイルmr画像の再構築用の基準コイルシステムを有するmr装置
US5293126A (en) Local transverse gradient coil
US5914600A (en) Planar open solenoidal magnet MRI system
JPS6145959A (ja) 磁気共鳴装置
CN107110925A (zh) 用于体线圈导体中的集成拾波器环的系统和方法
US5381093A (en) Magnetic resonance imaging apparatus
US5389879A (en) MRI device having high field strength cylindrical magnet with two axially spaced electromagnets
US6850066B2 (en) Systems and methods for gradient compensation in magnetic resonance imaging
JPH0828296B2 (ja) 電気コイル
JPS62266042A (ja) 磁気共鳴イメ−ジング装置
Wang Measurement of the magnetic field of an RF-encoding birdcage-coil design for magnetic resonance imaging

Legal Events

Date Code Title Description
R250 Receipt of annual fees

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250

R250 Receipt of annual fees

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250

R250 Receipt of annual fees

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250

FPAY Renewal fee payment (event date is renewal date of database)

Free format text: PAYMENT UNTIL: 20080909

Year of fee payment: 15

FPAY Renewal fee payment (event date is renewal date of database)

Free format text: PAYMENT UNTIL: 20090909

Year of fee payment: 16

EXPY Cancellation because of completion of term
FPAY Renewal fee payment (event date is renewal date of database)

Free format text: PAYMENT UNTIL: 20090909

Year of fee payment: 16