KR20020026835A - 촬상 장치, 자석 어셈블리 및 ｒｆ 코일 어셈블리 - Google Patents

촬상 장치, 자석 어셈블리 및 ｒｆ 코일 어셈블리 Download PDF

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KR20020026835A
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제이 엘. 차스킨, 버나드 스나이더, 아더엠. 킹
제너럴 일렉트릭 캄파니
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Abstract

대상물(subject)의 자기 공명(Magnetic Resonance; MR) 이미지를 생성하고, 촬상(imaging) 동안에 생성된 음향 잡음(acoustic noise)을 실질적으로 최소화하는 저잡음 촬상 장치(low noise imaging apparatus)가 제공된다. 촬상 장치는 자석 어셈블리(4, 6, 7), 그래디언트 코일 어셈블리(3) 및 rf 코일 어셈블리(2)를 포함하며, 자석 어셈블리, 그래디언트 코일 어셈블리 및 rf 코일 어셈블리 중 적어도 하나는 음향 잡음의 생성 및 전달을 감소시키도록 구성된다.

Description

촬상 장치, 자석 어셈블리 및 ｒｆ 코일 어셈블리{LOW NOISE MRI SCANNER}
본 발명은 전반적으로 자기 공명 촬상(magnetic resonance imaging; MRI) 스캐너(scanner)에 관한 것으로, 보다 구체적으로는 저잡음(low-noise) MRI 스캐너에 관한 것이다.
의료 진단(medical diagnostics)과 같은 다양한 분야에서 사용되는 MRI 스캐너는 전형적으로 컴퓨터를 사용하여, 자석, 그래디언트 코일 어셈블리 및 무선 주파수(radiofrequency) 코일(들)의 동작에 기초한 이미지를 생성한다. 자석은 무선 주파수 여기에 응답하여, 수소 원자 핵(hydrogen atomic nuclei)과 같은 핵을 만드는 균일한 주 자계(main magnetic field)를 생성한다. 그래디언트 코일 어셈블리는 주 자계상에 일련의 펄스형 공간 그래디언트 자계(pulsed, spatial-gradient magnetic field)를 부과하여, 촬상 볼륨(volume)에서의 각 포인트에서 촬상 펄스 시퀀스 동안 그 고유의 자계 세트에 대응하는 공간적 신원(spatial identity)을 제공한다. 무선 주파수 코일은 무선 주파수 코일에 의해 검출되며 이미지를 생성하도록 컴퓨터에 의해 사용되는 발진 가로방향 자화(oscillating transverse magnetization))를 일시적으로 생성하는 여기 주파수 펄스(excitation frequency pulse)를 생성한다. 전형적으로, 자석 내에는 무선 주파수 코일 및 그래디언트 코일 어셈블리가 있다.
MRI 스캐너를 위한 자석은 초전도 코일(superconductive-coil) 자석, 저항성 코일(resistive-coil) 자석 및 영구 자석을 포함한다. 알려진 초전도 자석은 액체 헬륨 냉각(liquid-helium cooled) 및 극저온 냉각기 냉각(cryocooler-cooled) 초전도 자석을 포함한다. 알려진 초전도 자석 설계는 원통형(cylindrical) 자석 및 개방(open) 자석을 포함한다.
전형적으로, 원통형 자석은 원통형의 형상이며, 축지향 정적 자계(axially-directed static magnetic field)를 갖는다. 원통형 자석, 무선 주파수 코일, 그래디언트 코일 어셈블리 및 자석을 기반으로 하는 MRI 시스템은 일반적으로 환상 원통형(annularly-cylindrical)의 형상이고, 일반적으로 동축 정렬(coaxially aligned)되며, 그래디언트 코일 어셈블리는 무선 주파수 코일을 주위에서 둘러싸고, 자석은 그래디언트 코일 어셈블리를 주위에서 둘러싼다.
전형적으로, 개방 자석은 MRI 촬상 동안에 수술 또는 다른 의료 절차를 위해 의료 직원이 접근할 수 있도록 하는, 어셈블리 사이에 공간을 갖는 2개의 이격된 자기 어셈블리를 이용한다. 개방 공간은 원통형 자석 설계에서 겪을 수 있는 폐소 공포증(claustrophobia)의 느낌을 환자가 극복하는데 도움을 준다.
일반적으로, MRI 스캐너의 다양한 구성 요소는 촬상되고 있는 환자에게 그리고 스캐너의 사용자에게 불쾌감을 줄 수 있는 음향 잡음(acoustic noise)의 발생원 및 통로(pathway)를 의미한다. 예를 들어, MRI 스캐너의 그래디언트 코일 어셈블리는 많은 환자들이 불쾌감을 느낄 수 있는 커다란 음향 잡음을 생성한다. 음향 잡음은 스캐너의 바깥쪽에서 뿐만 아니라 스캐너의 환자 보어(bore) 내부에서도 발생된다. 그래디언트 코일 어셈블리 잡음을 감소시키기 위해, 잡음 소거 환자 이어폰(noise-canceling patient earphones)을 포함하는 적극적인 잡음 제어 기술이 이용되어 왔다. 알려진 소극적인 잡음 제어 기술은 그래디언트 코일 어셈블리를 진공 수용부(vacuum enclosure)에 위치시키는 것을 포함한다.
또한, rf 코일 구조는 진동(vibration) 및 음향 잡음의 다른 발생원이다. MRI 시스템은 전기적으로 여기된 그래디언트 코일을 이용하여, 기본(primary) 또는 Bo자계 상에 시변(time varying) 자계를 부과한다. 이들 시변 자계는 rf 코일의 도체(conductor)에 에디 전류(eddy current)를 유도하는 경향이 있으며, 이것은 rf 코일의 기계적인 움직임의 원인이 된다.
음향 잡음의 또다른 발생원 및 통로는 스캐너 내의 기계적인 구성 요소의 진동으로 인한 것이다. 분리 마운트(isolation mount)에 의해 지지되는 기계로부터의 진동이 분리 마운트를 지지하는 주변 구조에 전달되지 않도록 분리 마운트를 설계 및 사용하는 것에 대해서 기계 기술 분야에 알려져 있다. 통상적인 분리 마운트는 탄성체(elastomeric) 타입 및 스프링(spring) 타입의 분리 마운트를 포함한다. 그러한 분리 마운트는 효율적인 진동 분리를 제공하기 위해, 마운트 및 기계의 고유 진동 주파수가 기계의 주요 여기 주파수보다 작아지도록, 기술자에 의해 설계된다.
MRI 스캐너 내의 여러 구성 요소로 인한 음향 잡음을 감소시키기 위한 이들 기술 및 측정은 부분적으로는 효율적이었으나, 환자 및 기술자들은 문제가 되는MRI 스캐너의 내부 및 부근에서 여전히 잡음을 듣게 된다. 스캐너의 내부 및 부근에서의 음향 잡음의 다수의 발생원 및 통로를 해결하는 저잡음 MRI 스캐너가 필요하다.
대상물(subject)의 자기 공명(Magnetic Resonance; MR) 이미지를 생성하고, 촬상 동안에 생성된 음향 잡음을 실질적으로 최소화하는 저잡음 촬상 장치가 제공된다. 촬상 장치는 자석 어셈블리, 그래디언트 코일 어셈블리 및 rf 코일 어셈블리를 포함하며, 자석 어셈블리, 그래디언트 코일 어셈블리 및 rf 코일 어셈블리 중 적어도 하나는 촬상 장치 내부 및 부근에서의 음향 잡음의 생성 및 전달을 감소시키도록 구성된다.
자기 공명 촬상(MRI) 시스템을 위한 무선 주파수(rf) 코일 어셈블리는 무선 주파수 펄스를 전달하고, 대상물 내에 유도된 MR 신호를 수신하고, 촬상 장치 내부 및 부근에서의 음향 잡음의 원인이 되는 에디 전류 여기를 감소시키기 위해 선택된 폭을 각각 갖는 다수의 도체를 포함한다. 더욱이, 음향 흡수 재료(acoustic absorptive material)의 층이 다수의 도체와 환자 보어 튜브(patient bore tube) 사이에 배치될 수 있다.
자기 공명 촬상(MRI) 시스템을 위한 촬상 장치용 자석 어셈블리는 외부 표면과, 외부 표면에 자석을 부착시키기 위한 다수의 서스펜션 부재(suspension member)를 포함한다. 서스펜션 부재는 음향 잡음의 생성 및 전달을 감소시키도록구성된다.
도 1은 본 발명의 바람직한 실시예를 적용할 수 있는 촬상 장치의 개략적인 단면의 측입면도,
도 2는 도 1의 라인 30-30을 따라 취해진, 도 1의 촬상 장치의 개략적인 단면도,
도 3은 본 발명의 바람직한 실시예를 적용할 수 있는 MRI 스캐너의 개략적인 단면의 측입면도,
도 4는 도 1 및 3의 촬상 장치에서 유용한 타입의 rf 코일 어셈블리의 개략적인 도면,
도 5는 도 1 및 3의 촬상 장치에서 유용한 타입의 rf 코일 어셈블리의 개략적인 도면,
도 6은 도 1 및 3의 촬상 장치에서 유용한 타입의 그래디언트 전류 피드 스루(gradient current feed-through) 구성의 개략적인 도면.
도면의 주요 부분에 대한 부호의 설명
2 : rf 코일 어셈블리3 : 그래디언트 코일 어셈블리
4 : 자석 웜 보어6 : 자석 용기
본 발명의 특징 및 이점은 첨부 도면 및 이하의 상세한 설명으로부터 명확히 알 수 있을 것이다.
도 1, 2 및 3을 참조하면, 본 발명의 실시예를 적용할 수 있는 예시적인 촬상 장치가 도시되어 있다. 촬상 장치는 환자 또는 대상물의 자기 공명(MR) 이미지를 생성하기에 유용한 타입의 장치이다. 도면들을 통해, 유사한 참조 번호는 유사한 구성 요소를 나타낸다. 도 1, 2 및 3은 원통형 초전도 자석에 기초한 MR 시스템을 도시한다. 당업자라면 개방 자석 구성에서 사용된 유사한 구성 요소의 기능 및 설명은 개방 자석 MR 시스템에 대해 적용될 수 있음을 알 것이다.
도 2를 참조하면, MR 촬상과 함께 일반적으로 사용되는 타입의 자석 구성에 대한 단면도가 도시되어 있다. 자석 어셈블리는 일반적으로 원통형 또는 환상의 형상이며, 자석 웜 보어(magnet warm bore)(4)로 불리는 내부 표면, 수동 자석 쐐기(passive magnet shim)(5)(도 1에도 도시되어 있음), 자석 용기(magnet vessel)(6) 및 외부 표면 근처에 방사형으로 배치된 저온 유지 장치 셸(cryostat shell)(7)을 포함한다. 자석 어셈블리는 이하게 보다 상세히 기술된 서스펜션 부재(13) 및 단부 캡 밀봉부(end cap seals)(20)를 더 포함한다.
전형적으로, 자석 용기(6)는 잘 알려진 바와 같이, 각각 커다란 동일 전류를 동일한 방향으로 전달할 수 있는 수 개의 방사형으로 정렬되고 길이방향으로 이격된 초전도 주 코일을 포함하는 초전도 자석(도시되지 않음)을 수용한다. 또한, 초전도 주 코일은 촬상될 대상물이 위치되는 자석의 보어 내에 중심을 둔 구면 촬상 볼륨(spherical imaging volumn) 내에 높은 균일성의 자계를 생성하도록 설계된다. 초전도 주 코일은 Bo로서 알려진, 전형적으로 0.5 T 내지 8 T 범위의 주 정적 자계를 생성한다. 초전도 주 코일은 자석 용기(6)에 의해 수용된다. 일반적으로, 자석 용기(6)는 헬륨 용기 및 알려진 방법으로 자석 권선(winding)을 포함 및 냉각시키기 위한 열 또는 냉각 실드(thermal or cold shield)를 포함한다. 또한, 자석 용기(6)는 초전도 자석으로 열이 전달되는 것을 방지한다. 이하, 자석 용기(6)는 본 명세서에서 일반적으로 초전도 주 코일이라고 지칭되며, 통상적인 열 실드, 액체 헬륨 듀어(liquid-helium dewar) 등은 명료성을 위해 도면으로부터 생략한다. 저온 유지 장치 셸(7)은 자석 어셈블리의 외부 표면을 덮는다. 저온 유지 장치 셸(7)은 일반적으로 금속이며, 전형적으로는 강철(steel) 또는 스테인레스 강철(stainless steel)이다.
도 2를 더 참조하면, rf 코일 어셈블리(2), 그래디언트 코일 어셈블리(3) 및 자석 어셈블리는 일반적으로 환상 원통형의 형상이며, 일반적으로 동축 정렬되고, 그래디언트 코일 어셈블리는 무선 주파수 코일을 주위에서 둘러싸고, 자석은 그래디언트 코일 어셈블리를 주위에서 둘러싼다. 도 1을 참조하면, 촬상 장치의 구성 요소 각각의 상대적인 배치를 도시하는 측입면도(side-elevation view)가 도시되어 있다. 환자 또는 촬상 대상물(200)(도시되지 않음, 도 3 참조)이 환자 보어튜브(1)에 의해 둘러싸인 원통형 촬상 볼륨(101) 내에 위치된다. 환자 또는 대상물(200)은 환자 테이블 또는 장치대(cradle)(104)(도시되지 않음, 도 3 참조) 상에서 중심 축(103)을 따라 촬상 장치 내로 삽입된다. 중심 축(103)은 Bo자계의 방향과 평행한 자석 어셈블리의 축을 따라 정렬된다. 보어 튜브(1)는 바람직하게 FRP(fiberglass-reinforced plastic)와 같은 전기적으로 저전도성(low-conducting) 또는 비전도성(non-conducting)의 재료로 만들어진다. 본 실시예에서, rf 코일 어셈블리(2)는 균일한 무선 주파수(rf) 자계를 유지하기 위해, 통상적인 버드케이지(birdcage) rf 코일 구성에서의, 예를 들면 환자 보어 튜브 외부 표면을 따라 이격된 다수 도체 및 용량성 소자와 같은 환자 보어 튜브(1)의 외부 표면 상에 탑재된다. MR 촬상 분야에 잘 알려져 있는 바와 같이, rf 코일 어셈블리(2)는 무선 주파수 자계 펄스를 환자 또는 대상물(200)에 인가하고, 대상물(200)로부터 MRI 정보를 되수신하는데 사용된다. 그래디언트 코일 어셈블리(3)는 이격된 동축 관계로 배치되며, 알려진 방법으로 시간 종속적(time-dependent) 그래디언트 자계 펄스를 생성한다. 그래디언트 코일 어셈블리(3) 부근에는 웜 보어(4), 자석 용기(6) 및 저온 유지 장치 셸(7)을 포함하는 자석 어셈블리가 방사형으로 배치되며, 전술한 바와 같이 MRI 이미지를 생성하는데 필요한 정적 자계를 생성한다.
도 1을 더 참조하면, 일반적으로 웜 보어(4)는 자석 어셈블리의 내부 원통형 표면을 의미한다. 이러한 자석 웜 보어는 전형적으로 금속으로 만들어진다. 웜 보어(4)의 내부 원통형 표면 상에는 수동 자석 쐐기(5)가 있다. 쐐기(5)는 정적 자계에 대해 작은 조절을 행하기 위해 알 잘려진 방법으로 이용된다. 전형적으로, 쐐기는 얇은 철(iron) 또는 강철 스트립(strip)이다.
도 1을 더 참조하면, 촬상 장치는 촬상 장치의 구성 요소를 수용하기 위한 한 쌍의 단부 캡(12)을 더 포함한다. 단부 캡(12)은 환자 보어 튜브(1)의 끝 부분을 자석 어셈블리에 고정적으로 부착함으로써 적절한 위치에 환자 보어 튜브(1)를 유지한다. 단부 캡 밀봉부(20)는 단부 캡(12)과 환자 보어 튜브(1) 사이의 밀폐 밀봉(airtight seal)으로서 작용하며, 또한 그래디언트 코일 어셈블리(3)를 수용하기 위한 진공 공간(11)을 유지한다. 진공 공간(11)에 바람직한 진공 상태를 유지하도록, 전형적으로 단부 캡 밀봉부(20)는 3/4 내지 1 인치의 두께를 갖는 유연한 가스켓 재료(compliant gasket material)로 만들어진다. 단부 캡 밀봉부(20)는 자석 저온 유지 장치 셸(7)과 단부 캡(12) 사이에 진동 분리를 제공할 수 있도록 선택된 탄성 속성을 갖는다.
도 3을 참조하면, 촬상 장치의 다른 구성 요소는 대상물(200)을 촬상 볼륨(101) 내로 삽입 및 위치시키기 위해, 환자 코치(couch) 또는 장치대(104)와 같은 지지 구조를 포함한다. 환자 장치대(104)는 로울러(roller)를 구비하는 것과 같이, 알려진 방법으로 브리지(bridge)(102)를 따라 미끄러질 수 있다. 브리지(102)는 전단 브리지 지지부(front bridge support)(105) 및 후미 브리지 지지부(rear bridge support)(106)에 의해 지지된다. 각 브리지 지지부는 마루 또는 자석 어셈블리에 고정된다. 더욱이, 장치대 전자장치 유닛(cradle electronics unit)이 브리지(102) 또는 장치대(104)에 연결되어 환자 장치대(104)의 움직임을제어한다.
일반적으로, 그래디언트 코일 어셈블리(3)는 MR 촬상 시스템에서 음향 잡음의 2 가지 발생원의 원인이 되는데, 즉 1) 그래디언트 코일에 작용하는 로렌쯔(Lorentz) (전자기) 힘으로 인한 진동, 2) 그래디언트 코일 어셈블리와 접촉하지 않는 전도성 부분에서의 로렌쯔 힘으로 인한 잡음이다. 그래디언트 코일 어셈블리(3)는 원하는 그래디언트 자계를 발생시키는 형태로 형성된 전형적인 배선 또는 편평한 전도성 스트립인 그래디언트 권선을 포함한다. 그래디언트 권선 배선은 강한 자계 내에 있으며, 따라서 로렌쯔 힘을 겪게 되는데, 여기서는 배선의 소정 부분에서의 전류이고,는 정적 자계이다. 더욱이, 배선에서의 전류는 전형적으로 수 백 암페어(Amp)이며, 정적 자계는 전형적으로 0.5 T 내지 8 T의 범위를 갖는다. 따라서, 로렌쯔 힘은 매우 크게 변할 수 있으며, 그래디언트 어셈블리의 커다란 진동을 발생시킨다. 이들 진동은 공기를 이동시켜 들을 수 있는 소리를 발생시킨다. 또한, 그래디언트 어셈블리 진동은 자석 시스템 구조를 통해 기계적으로 전달될 수 있으며, 구조의 다른 부분에서의 진동 및 후속 소리 발생의 원인이 된다. 음향 잡음의 제 2 발생원은 그래디언트 어셈블리와 접촉하지 않는 전도성 부분에서의 로렌쯔 힘에 의해 발생된다. 예를 들어, 이들 힘은 그래디언트 펄스 자계가 MRI 시스템의 다양한 전도성 부분에 에디 전류를 유도하기 때문에 발생되는 것이며, 이들 에디 전류는 정적 자계와 상호 작용하여 전술한 바와 같은로렌쯔 힘을 발생시킨다.
또한, rf 코일 어셈블리는 MR 촬상 시스템에서의 음향 잡음의 발생원이다.전형적으로, rf 코일 어셈블리(2)는 버드케이지 구성에 탑재된 대용량(large-colume) rf 코일이며, 에칭된 패턴의 도체를 사용하여 만들어지며, 이들 도체는 전형적으로 몇 인치(a few inches)의 폭을 갖는다. 대용량 rf 코일은 전형적으로 환자 보어의 길이의 대략 절반이며, 환자 보어 튜브(1)의 전체 주변 둘레를 감싸며, 환자 보어 튜브(1)에 견고하게 탑재된다. 그러나, 대용량 rf 코일은 그래디언트 어셈블리(3)로부터의 펄스형 그래디언트 자계의 영향을 받는다. 이들 펄스형 자계는 대용량 rf 코일의 도체에 에디 전류를 유도하며, 에디 전류는 전적 자계와 함께, 환자 보어 튜브(1)가 진동하도록 하는로렌쯔 힘을 발생시킨다. 그 후, 이들 진동은 환자 및 시스템 조작자에게 들릴 수 있는 음향 잡음을 생성한다.
대상물의 MR 이미지를 생성하기 위한 촬상 장치의 실시예에서, 촬상 장치는 그래디언트 코일 어셈블리, rf 코일 어셈블리 및 자석 어셈블리를 포함하고, 각각의 어셈블리는 촬상 동안에 촬상 장치 내부 및 부근에서의 음향 잡음의 생성 및 전달을 감소시키도록 선택적으로 구성된다. 그래디언트 어셈블리, rf 코일 어셈블리, 자석 어셈블리 및 MRI 시스템의 다른 구성 요소 각각은 음향 잡음에 대한 발생원 및 통로의 원인이 된다. 각 어셈블리에서의 음향 잡음을 감소시키기 위한 실시예가 제공된다. 특정 응용의 경우, 어셈블리 및 구성 요소에 대한 각 실시예의 특성은 촬상 장치의 보다 적은 음향 잡음과 조합될 수 있다. 이와 달리, 각 어셈블리는 음향 잡음의 생성 및 전달을 독립적으로 감소시키도록 선택적으로 구성될 수 있다. 본 명세서에서 사용된 것으로서, "구성된다(configured to)"라는 말은 언급한 기능을 수행하기 위한 구조 및 성능을 갖는 구성 요소를 의미한다.
그래디언트 코일 어셈블리(3)는 그래디언트 코일에 작용하는 로렌쯔 힘으로 인한 진동 및 그래디언트 코일 어셈블리(3)와 접촉하지 않는 전도성 부분으로 인한 진동을 감소시키도록 바람직하게 구성된다. 전형적으로, 그래디언트 코일 어셈블리는, 내부 및 외부의, 2개의 권선을 포함하고, 이들 권선은 에폭시 충진물(epoxy filling)에 의해 함께 유지된다. 알려진 방법으로, 에폭시 충진물은 그래디언트 어셈블리의 중량(weight)을 강화 및 증가시켜, 진동 및 결과적인 잡음을 감소시킨다. 그래디언트 코일 어셈블리(3)의 제 1 실시예에서, 그래디언트 코일 어셈블리(3)는 또다른 진동 분리를 제공하는 방법으로 자석 어셈블리 내에 더 탑재된다. 도 1을 참조하면, 그래디언트 어셈블리(3)의 각 단부는 선반(bracket)(8)에 부착되고, 대응 선반(9)은 자석의 각 대응 단부에 부착된다. 선반(8, 9) 사이에는 유연한 분리 스택(compliant isolation stack)(10)이 배치되며, 이것은 각각 바람직하게 3-10 mm의 두께를 갖는다. 유연한 분리 스택(10)은 그래디언트 어셈블리와 그래디언트 어셈블리를 탑재하는 자석 사이에, 그래디언트 어셈블리로부터 자석 또는 MRI 시스템의 다른 부분으로의 진동 전달을 감소시키는 방법으로, 진동 분리를 제공한다. 그래디언트 코일 어셈블리(3)의 다른 실시예에서, 그래디언트 코일 어셈블리(3)는 환자 보어 튜브(1), 자석 웜 보어(4) 및 단부 캡(12)에 의해 경계가 정해지는 진공(11) 내에 더 포함된다. 효율적인 음향 잡음 감소를 위해, 이러한 진공은 바람직하게 200 Torr 미만이다.
바람직하게, 무선 주파수(rf) 코일 어셈블리(2)는 대용량 rf 코일 진동 및 후속 잡음을 완화시킴으로써, 촬상 동안에 생성된 음향 잡음을 감소시키도록 구성된다. 도 4 및 5는 rf 코일 어셈블리(2)의 도체에서의 에디 전류로 인한 진동 및 후속 잡음을 완화시키는, 감소된 잡음의 rf 코일 어셈블리의 변형된 실시예를 도시한다. 도 4를 참조하면, 대용량 rf 코일(400)은 버드케이지 구성에서 원통(401)(도 1, 2 및 3의 환자 보어 튜브(1)의 외부 표면) 둘레를 감싸는 16개의 도체(402)를 포함한다. rf 코일을 공명(resonating)시키기 위해 캐패시터(403)가 제공된다. 본 실시예에서, 에디 전류를 여기하는데 이용가능한 영역이 감소되고, 그에 따라 힘도 감소되도록, 도체(402)는 바람직하게 폭이 좁게 만들어진다. 도체(402)의 양 및 폭은 원하는 자석 성능 및 자계 균일성에 따라 바람직하게 선택된다. 본 명세서에서의 "폭"이라는 용어는 일반적으로 치수(measurement or dimension)를 의미한다. 전형적으로, 통상적인 대용량 rf 코일 도체는 대략 50 mm의 폭을 갖는다. 도 4에 도시된 실시예에서, 에디 전류를 여기하는데 이용가능한 영역이 감소되고, 그에 따라 음향 잡음을 감소시키면서도, 원하는 rf 성능을 유지할 수 있도록, 도체(402)의 폭은 50 mm 미만이 되도록 선택된다. 폭은 원하는 rf 성능 및 에디 전류 감소를 달성하도록 선택됨을 알아야 한다. 다른 대안적인 실시예에서, 도체(402)와 원통(401) 사이에 음향 흡수 재료의 층이 배치되어, 도체(402)와 원통(401) 사이의 진동을 최소화한다.
다른 대안적인 실시예에서, 에디 전류 패턴을 간섭하고, 그에 따라 에디 전류 및 관련된 로렌쯔 힘을 감소시키도록, 도체에 절단부(cut)를 형성함으로써 잡음 감소가 달성된다.
도 5를 참조하면, 음향 잡음의 생성 및 전달을 감소시키도록 구성된 rf 코일의 다른 실시예가 도시된다. rf 코일 어셈블리(500)는 바람직하게 3 mm 내지 12 mm의 외부 직경을 갖는 Cu 배관(tubing)으로 만들어진 16개의 도체(502)를 포함한다. 도체(502)는 버드케이지 구성으로 원통(501) 둘레에 위치되며, rf 코일을 공명시키도록 캐패시터(503)에 연결된다. 또한, 도체(502)는 도체와 환자 보어 튜브 사이의 진동 분리 재료(504)와 함께 FRP 원통(501)(내부 표면은 도 1, 2 및 3의 환자 보어 튜브(1)를 하우징함)의 외부 표면에 바람직하게 탑재된다. 바람직하게, 진동 분리 재료(504)는 도체(502)와 원통(501) 사이의 소정의 간격(gap)을 실질적으로 감소시키는 두께를 갖는 유연한 재료로 이루어진다. 스트랩(strap)(505)은 도체(502) 및 진동 분리 재료(504)를 원통(501) 상의 적절한 위치에 고정적으로 유지하는데 사용된다.
감소된 잡음 rf 코일 어셈블리의 다른 실시예에서, 대용량 rf 코일은 환자 보어 튜브와 기계적인 접속이 없도록 만들어진다. 도 1을 더 참조하면, 일반적으로 환자 보어 튜브(1)는 그 자신의 외부 표면에서 rf 코일 어셈블리와 접속된다. 본 실시예에서, rf 코일 어셈블리(2)는 바람직하게 환자 보어 튜브(1)와 접촉되지 않도록 탑재되며, 그 대신에 그래디언트 어셈블리(3)의 내부 상에 탑재된다. 본 실시예에서, rf 코일 어셈블리는 그 전체가 진공 공간(11) 내에 포함되므로, rf 코일 어셈블리로부터의 음향 잡음은 기계적 수단을 통하거나 또는 공기에 의해 환자 보어 튜브로 직접 전달되지 않는다.
촬상 장치의 다른 실시예에서, 자석 어셈블리는 촬상 장치 내부 및 부근에서의 음향 잡음의 생성 및 전달을 감소시키도록 바람직하게 구성된다. 자석 어셈블리에서의 음향 잡음의 한 가지 발생원은 수동 쐐기(5)로 인한 것이다. 전형적으로, 쐐기는 얇은 강철 판(sheet)이다. 강철 판은 그래디언트 어셈블리로부터의 펄스형 자계에 의해 그 내부에 유도된 에디 전류를 가지며, 에디 전류는 정적 자계와 함께, 전술한 바와 같이 자석 웜 보어(4)가 진동하도록 하는로렌쯔 힘을 발생시킨다. 이들 진동은 (만약, 진공이 없는 경우) 공기를 통하거나, 또는 저온 유지 장치로부터 환자 보어 튜브로의 기계적인 통로를 경유하여 자석의 외부로 전달될 수 있다. 자석 저온 유지 장치 또는 환자 보어 튜브의 외부의 후속 진동은 환자 및 MRI 시스템 조작자에게 들릴 수 있는 상당한 음향 잡음을 생성한다.
도 1을 참조하면, 감소된 잡음을 위한 자석 어셈블리의 제 1 실시예에서, 바람직하게 수동 쐐기(5)는 에폭시와 같은 비전도성 폴리머(polymer)와 혼합된 후에 판(sheet)으로 몰딩되는 정교하게 분할된 자기 재료로 만들어진다. 본 실시예에서, 쐐기(5)는 100 메시 스틸 파우더(mesh steel powder)(Ancorsteel 300 SC) 및 폴리에틸렌(polyethylene)(Dowlex 2045, 밀도) 혼합되어, 0.25 - 1.3 mm 범위의 두께로 프레싱되며, 스트립으로 절단(cutting)된다. 이들 판은 자기 쐐기(magnetic shimming)를 허용하는 자기 속성을 갖지만, 전기적으로 저전도성 또는 비전도성 쐐기 재료는 바람직하게 에디 전류를 지원하지 않으며, 따라서 쐐기(5)는 펄스형 그래디언트 자계의 영향을 받을 때에도 진동하지 않을 것이다. 제 2 실시예에서, 수동 쐐기(5)는 바람직하게 자석 웜 보어로부터 진동이 분리된다. 일실시예에서, 쐐기와 자석 보어 사이에 진동 분리 재료의 층이 배치된다. 본 실시예에서, 쐐기로부터 자석 웜으로의 소정의 진동 에너지의 추가적인 전달이 바람직하게 감소된다.
또한, 자석 어셈블리의 웜 보어도 음향 잡음의 발생원이다. 자석 웜 보어는 전형적으로 전도성 재료로 이루어지므로, 펄스형 그래디언트 자계에 의해 생성된 에디 전류를 또한 지원할 수 있다. 그에 따른 웜 보어의 진동은 공기를 경유하거나 또는 기계적 진동에 의해 환자 또는 MRI 시스템 조작자에게 전달되는 음향 잡음을 생성할 수 있다.
음향 잡음을 감소시키기 위한 자석 어셈블리의 다른 실시예에서, 자석 웜 보어(4)는 음향 잡음의 생성 및 전달을 감소시키도록 구성된다. 일실시예에서, 바람직하게 자석 웜 보어(4)는 비전도성 재료, 예를 들면 FRP로 만들어진다. 또다른 실시예에서, 자석 웜 보어를 둘러싸는 진공은 자석 웜 보어로부터 공기에 의해 소리가 전달되는 것을 방지한다. 진공 밀봉 뿐만 아니라 진동 분리를 수행하도록, 자석 웜 보어와 자석 구조의 나머지 사이에 밀봉부가 만들어질 수 있다. 밀봉부가 자석 구조의 나머지로부터 웜 보어를 진동 분리시킬 수 있다면, 그래디언트 자계 펄스에 의해 웜 보어에 유도된 진동은 저온 유지 장치 셸(7)의 외부로 기계적으로 전달되지 않을 것이다. 따라서, 진공을 통해 자석 웜 보어를 분리시키는 것과 기계적 분리에 의해 자석 웜 보어를 분리시키는 것을 합치면, 환자 또는 MRI 시스템 조작자에게 들릴 수 있는 음향 잡음을 발생시키는 웜 보어의 진동 능력을 바람직하게 방지 또는 감소시킬 수 있다. 또다른 실시예에서, 대기(atmosphere)로부터 웜 보어의 표면을 통한 가스 및 물의 침투를 감소시키기 위해, FRP는 (미크론(micron) 또는 서브미크론(submicron) 두께의) 매우 얇은 (금속화된) 금속층으로 바람직하게 코팅된다. 금속층이 (미크론 또는 서브미크론 두께로) 충분히 얇게 만들어진다면, 금속층에서 에디 전류가 실질적으로 최소화되어, 그에 따른 에디 전류 유도 진동(eddy-current-induced vibration)이 될 것이다.
도 2를 더 참조하면, 자석 어셈블리의 다른 실시예는 음향 잡음의 전달을 가소시키도록 구성된 서스펜션 부재(13)를 포함한다. 자석 용기(6)는 얇은 서스펜션 부재(13)에 의해 저온 유지 장치 셸(7)에 접속된다. 전형적으로, 이들 부재는 저온 유지 장치 셸(7)로부터 초전도 자석을 포함하는 자석 용기(6)로의 열 흐름을 최소화하도록 설계된다. 본 실시예에서, 서스펜션 부재(13)는 저온 유지 장치 셸(7)로부터 자석 용기(6)를 바람직하게 진동 분리하도록 구성된다. 본 실시예에서, 서스펜션 부재(13)는 서스펜션 스트랩(14)의 중간에 부착된 차단부(blocking mass)(15)를 포함한다. 차단부(15)는 비전도성 재료로 만들어진다. 스트랩(14)은 잘 알려진 탄소 섬유(carbon fiber) 재료로 구성될 수 있다. 서스펜션 부재(13)를 따라서 발생하는 고주파수의 전달은 차단부(15)를 서스펜션 부재의 중간에 부착시킴으로써, 그에 따라 서스펜션 부재를 따라 이동하는 에너지를 반영하는 경향이 있는 진동 임피던스 부정합(vibrational impedance mismatch)를 생성함으로써 바람직하게 감소된다.
자석 어셈블리의 다른 실시예는 저온 유지 장치 셸에 기인한 음향 잡음을 감소시키는 저온 유지 장치 셸(7)의 실시예를 포함한다. 저온 유지 장치 셸은 일반적으로 금속이며, 전형적으로는 강철 또는 스테인레스 강철이다. 저온 유지 장치 셸의 진동은, 펄스형 그래디언트 자계로부터의 직접적인 전자기 여기로서 이건, 장치내의 소정의 위치에서 발생하는 기계적으로 전달된 진동의 결과로서 이건, 환자 또는 MRI 시스템 조작자에 의해 들리는 음향 잡음을 발생시킬 수 있다.
다른 실시예에서, 저온 유지 장치 셸(7)은 바람직하게 FRP와 같은 비전도성 재료로 만들어진다. 또다른 실시예에서, 대기로부터 저온 유지 장치 셸을 통한 가스 및 물의 침투를 감소시키기 위해, FRP는 (미크론 또는 서브미크론 두께의) 매우 얇은 (금속화된) 금속층으로 바람직하게 코팅된다. 금속층이 (미크론 또는 서브미크론 두께로) 충분히 얇게 만들어진다면, 금속층에서 에디 전류가 실질적으로 최소화되어, 그에 따른 에디 전류 유도 진동이 될 것이다.
도 2를 더 참조하면, 다른 실시예에서, 저온 유지 장치 셸(7)는 잠재적인 진동을 차단 및 흡수함으로써 음향 잡음이 실내(room) 및 환자 보어(1)로 방사되는 것을 방지하는 음향 흡수 재료의 층(17)에 의해 덮여진다. 층(17)은 음향 흡수를 위해 설계된 사운드코트사(Soundcoat Cpmpany)에 의한 "사운드폼(Soundfoam)"과 같은 개방 셀 폼(open-cell foam)과 같은 재료이며, 본 실시예에서는 대략 6 mm 내지 13 mm의 두께를 갖는다. 층(17)과 저온 유지 장치 셸 사이에는 저온 유지 장치 셸에 대해 스트립으로서 바람직하게 적용되는 CLD(constrained-layer-damping)의 층이 배치된다. 일반적으로, CLD는 그것에 적용된 음향 댐핑(acoustically damping) 재료를 갖는 얇은 판으로 이루어진다. CLD 재료는 댐핑될 구조(저온 유지 장치 셸(7))에 적용되어, 댐핑 재료가 얇은 판과 구조 사이에 샌드위치되도록 한다. 진동이 구조를 통해 전달됨에 따라, 구조 플렉스(flex) 및 그에 따른 구조와 얇은 판 사이의 시어(shear)는 샌드위치된 음향 댐핑 재료에 댐핑을 발생시킨다. 이 재료는때로는 소리의 레벨을 증가시키는 경향이 있는 기계적 공명의 영향을 제거하는데 효율적일 수 있다. 다른 실시예에서, CLD 재료(100)가 웜 보어(4)의 내부 표면에 적용된다. 또다른 실시예에서, CLD 재료(100)는 그래디언트 어셈블리(3)의 내부 및/또는 외부 표면에 적용된다.
자석 어셈블리의 다른 대안적인 실시예는 진동 및 결과적인 음향 잡음을 방지하는 탑재 방안을 포함한다. 예를 들어, 저온 유지 장치 셸의 진동은 저온 유지 장치 셸(7)로부터 단부 캡(12)을 거쳐 환자 보어 튜브(1)로 기계적 경로에 의해 환자 보어 튜브로 또한 전달될 수 있다. 자석 어셈블리를 탑재하기 위한 실시예에서, 기계적 경로는 단부 캡(12)과 저온 유지 장치 셸(7) 사이에 밀봉부(20)를 보장함으로써 바람직하게 단절되며, 그것은 그래디언트 어셈블리 부근에 진공을 유지하고, 진동 분리로서 작용한다. 본 실시예에서, 저온 유지 장치로부터의 진동은 환자 보어 튜브로 전달되지 않도록 방지될 것이다. 밀봉부(20)는 저온 유지 장치 셸(7)과 단부 캡(12) 사이에 분리를 제공하도록 선택된다. 소정의 실시예는 Durometer 40 Buna-N 고무와 같은 O 링(O-ring) 재료 또는 다른 그러한 재료로 만들어지는 밀봉부(20)를 포함한다.
도 2를 더 참조하면, 다른 실시예에서, 환자 보어 튜브(1)는 그 내부 표면 상에 배치된 "사운드폼"과 같은 음향 흡수 재료의 층을 포함한다. 전형적으로, 환자 보어 튜브는 FRP와 같은 단단한 저전도성 또는 비전도성 재료로 만들어진다. 환자 보어 튜브(1)는 기계적 접촉 또는 공기를 통해 환자 튜브로 전달된 진동을 증폭시키는 경향이 있는 기계적 공명을 가질 수 있다. 다른 실시예에서, 비전도성CLD(100)를 스트립으로서 환자 보어 튜브(1)의 외부 또는 내부 표면에 적용함으로써 환자 튜브 공명으로 댐핑이 도입될 수 있다.
도 6을 참조하면, 그래디언트 코일에 전력을 공급하는 리드(lead)로 인한 음향 잡음의 발생원을 감소시키기 위한 다른 실시예가 도시되어 있다. 그래디언트 코일에 전력을 공급하는 리드는 많은 전류, 전형적으로는 200 A 또는 그 이상의 전류를 운반하며, 따라서 커다란 로렌쯔 힘의 영향을 받을 수 있다. 도 1을 참조하면, 리드 또는 배선(도시되지 않음)이 그래디언트 피드 스루 어셈블리(600)를 통해 단부 캡(12) 중 하나를 통과한다. 이들 리드는 외부 전원(power supply)으로부터 그래디언트 어셈블리로 가야 하므로, 따라서 진공 수용부를 침투해야 한다. 그래디언트 리드 상의 커다란 로렌쯔 힘은 바람직하지 못하게 배선이 진동하게 한다. 그래디언트 리드 피드 스루 어셈블리는 단부 캡(12)에 단단히 부착된다면, 그래디언트 리드 상의 힘은 단부 캡이 진동하도록 할 수 있다. 비교적 큰 영역의 단부 캡의 진동은 많은 양의 공기를 이동시키고, 높은 강도의 소리를 생성하므로, 이것은 바람직하지 못한 것이다.
도 6을 더 참조하면, 그래디언트 피드 스루 어셈블리(600)는 진동을 단부 캡(12)으로 전달하는 문제점을 완화시키도록 구성된다. 본 실시예에서, 단부 캡 벽(wall)(601) 상에 통과 홀(clearance hole)(602)이 제공되어, 외부 전원으로부터의 전력이 단부 캡 벽(601)을 통과하도록 한다. 가느다란 막대(threaded rod)(603)가 통과 홀(602) 및 고무 디스크(604)를 지나고, 가느다란 막대(603)는 부착된 배선(608)으로부터 러그(lug)(607)를 통해 통과하는 전류에 대한 도체로서의 역할을한다. 따라서, 배선(608), 러그(607) 및 가느다란 막대(603)는 전력을 위한 전도 경로로서 역할을 한다. 더욱이, 워셔(washer)(605) 및 너트(nut)(606)가 제공되어, 단부 캡 벽(601)에 대해 피드 스루 어셈블리(600)를 보호하고, 너트(606)는 또한 전도 경로의 부분으로서 역할을 한다. 단부 캡 벽(601)의 각 측면에 인접하여 분리 장치(604)의 쌍이 있으며, 예를 들면, 부드러운, 밀집하게 끼우 맞춰진(soft, tightly-fitting) 고무 스페이서와 같은 절연 재료로 만들어진다. 바람직하게, 고무 분리 재료는 피드 스루 어셈블리가 내부, 외부, 경사에 있어서 작은 범위의 움직임을 갖도록 하고, 그로 인해 진동 및 후속 음향 잡음이 감소되도록 한다. 또한, 분리 장치(604)는 진공을 유지하도록 밀폐 밀봉을 생성하는 역할을 한다.
도 3을 참조하면, 장치대 전자장치 유닛(300)에 기인한 다른 음향 잡음의 발생원 및 통로가 있을 수 있으며, 전자장치 유닛은 다양한 rf 코일로부터의 신호를 전형적으로 스캐너의 외부에 위치하는 시스템 전자장치로 인터페이싱하는데 사용된다. 전형적으로, 장치대 전자장치 유닛(300)은 펄스 촬상 그래디언트에 의해 영향을 받을 때 에디 전류를 생성할 수 있는 금속 부분을 갖는 전자 모듈을 포함하며, 이들 에디 전류는 진동 및 그에 따른 소리 생성의 원인이 될 수 있다. 몇몇 전형적인 전자 모듈은 사전증폭기(preamplifier) 또는 금속 박스에 포함된 다른 전자 회로일 수 있으며, 전형적으로 그 치수는 약 50 mm 또는 그 이상이다. 만약, 이들 전자장치가 환자 코치(104)에 부착되거나 또는 촬상 동안에 촬상 볼륨 내로 도입되는 소정의 전자장치 운반 캐리지에 단단히 볼트로 고정된다면, 전자장치의 진동은 장치대 또는 코치를 진동시킬 수 있다. 장치대는 비교적 커다란 표면 영역을 가질 수있으므로, 그 진동은 음향 소리를 효율적으로 생성한다. 따라서, 전자장치를 진동 분리하고, 전자장치로부터의 소리가 환자 또는 시스템 조작자에게 도달하는 것을 방지하는 것이 바람직하다.
다른 실시예에서, 유닛(300) 내의 전자 모듈을 유닛(300) 내의 고무 패드와 같은 진동 흡수 또는 분리 재료 상에 위치시킴으로써, 고무가 전자장치의 진동이 캐리지에 도달하는 것을 방지하도록 하는 것이 바람직하다. 또한, 폐쇄 셀 음향 폼(closed-cell acoustic foam) 또는 섬유 유리 배팅(fiberglass batting)과 같은 소리 흡수 재료가 제어 유닛(300) 둘레를 감쌀 수 있다.
당업자라면, 본 발명이 바람직한 실시예를 참조하여 기술되었으나, 본 발명은 이들 실시예에 한정되지 않음을 알 것이다. 당업자라면 본 발명의 영역 내에서, 전술한 실시예들에 대한 변형이 가능함을 이해할 것이다.
본 발명에 의하면, 대상물의 자기 공명(MR) 이미지를 생성하고, 촬상 동안에 생성된 음향 잡음을 실질적으로 최소화하는 저잡음 촬상 장치가 제공된다.

Claims (42)

  1. 촬상 볼륨(imaging volume)(101)을 정의하는 환자 보어 튜브(patient bore tube) 내에 포함된 대상물(subject)(200)의 자기 공명(Magnetic Resonance; MR) 이미지를 생성하고, 촬상 동안에 생성된 음향 잡음(acoustic noise)을 실질적으로 최소화하는 촬상 장치에 있어서,
    정적 자계(static magnetic field)를 생성하기 위한 자석 어셈블리(magnet assembly)(4, 6, 7)와,
    상기 자석 어셈블리 내에 배치되어, MR 이미지를 생성에 이용하기 위한 자계 그래디언트(gradient)를 생성하는 그래디언트 코일 어셈블리(3)와,
    상기 그래디언트 코일 어셈블리와 상기 환자 보어 튜브 사이에 포함되어, 무선 주파수 펄스(radiofrequency pulse)를 전송하고 상기 대상물로부터 유도된 MR 신호를 수신하는 무선 주파수(rf) 코일 어셈블리(2)를 포함하되,
    상기 자석 어셈블리, 그래디언트 코일 어셈블리 및 rf 코일 어셈블리 중 적어도 하나는 음향 잡음의 생성 및 전달을 감소시키도록 선택적으로 구성되는
    촬상 장치.
  2. 제 1 항에 있어서,
    상기 자석 코일 어셈블리(4, 6, 7), 그래디언트 코일 어셈블리 및 rf 코일어셈블리는 각각 전반적으로 환상 원통형의 형상(annularly, cylindrically shaped)인 촬상 장치.
  3. 제 1 항에 있어서,
    상기 그래디언트 코일 어셈블리(3)는 상기 자석 어셈블리 내의 진공 수용부(vacuum enclosure)(11) 내에 배치되며, 상기 진공은 약 0.1 내지 약 200 Torr 사이인 촬상 장치.
  4. 제 1 항에 있어서,
    상기 그래디언트 코일 어셈블리(3)를 상기 자석 어셈블리(4, 6, 7) 내에 탑재하고, 진동 전달로 인한 음향 잡음을 감소시키는 적어도 하나의 분리 탑재 장치(isolation mounting device)(10)를 더 포함하는 촬상 장치.
  5. 제 1 항에 있어서,
    상기 대상물(200)을 상기 촬상 볼륨 내로 안내(guiding) 및 지지하기 위한 대상물 지지 구조(subject support structures)(102, 104, 105, 106)를 더 포함하되, 상기 환자 보어 튜브(1) 및 상기 대상물 지지 구조의 내부 표면 중 적어도 하나는 음향 흡수 재료의 층을 포함하도록 구성되는 촬상 장치.
  6. 제 1 항에 있어서,
    상기 자석 어셈블리의 내부 표면(4)은 비전도성 재료를 포함하는 촬상 장치.
  7. 제 1 항에 있어서,
    상기 자석 어셈블리의 외부 표면(7)은 비전도성 재료를 포함하는 촬상 장치.
  8. 제 1 항에 있어서,
    상기 자석 어셈블리의 외부 표면(7)은 대기(atmosphere)로부터의 공기 및 수증기의 침투를 방지하기 위해, 얇은 금속층을 갖는 비전도성 재료를 포함하는 촬상 장치.
  9. 제 1 항에 있어서,
    상기 rf 코일 어셈블리(2)는 무선 주파수 펄스를 전송하고, 상기 대상물(200)에서 유도된 MR 신호를 수신하기 위한 다수의 도체(402, 502)를 포함하되, 상기 도체는 음향의 원인이 되는 에디 전류 여기(eddy current excitation)를 감소시키기 위해 선택된 각각의 폭을 갖는 촬상 장치.
  10. 제 9 항에 있어서,
    상기 도체(502)는 대략 3 mm 내지 12 mm의 외부 직경을 갖는 Cu 배관(tubing)을 포함하는 촬상 장치.
  11. 제 9 항에 있어서,
    상기 도체(402)는 Cu 스트립(strip)을 포함하고, 상기 각각의 폭은 대략 50 mm 미만인 촬상 장치.
  12. 제 1 항에 있어서,
    상기 rf 코일 어셈블리(2)는 무선 주파수 펄스를 전송하고, 상기 대상물에서 유도된 MR 신호를 수신하기 위한 다수의 도체(502)―상기 도체는 상기 촬상 장치 내부 및 부근에서의 음향 잡음의 원인이 되는 에디 전류 여기를 감소시키기 위해 선택된 각각의 폭을 가짐―와,
    상기 다수의 도체(502)와 상기 환자 보어 튜브(1) 사이에 배치된 진동 분리재료의 층(504)을 포함하는 촬상 장치.
  13. 제 12 항에 있어서,
    상기 도체(502)는 대략 3 mm 내지 12 mm의 외부 직경을 갖는 배관을 포함하는 촬상 장치.
  14. 제 13 항에 있어서,
    상기 도체 및 상기 진동 분리 재료의 층(504)을 상기 환자 보어 튜브(1) 상에 고정적으로 유지하기 위한 다수의 스트랩(strap)(505)을 더 포함하는 촬상 장치.
  15. 제 1 항에 있어서,
    상기 자석 어셈블리는 상기 정적 자계를 조절하기 위해 상기 자석 어셈블리의 내부 표면(4) 상에 고정된 수동 자석 쐐기(passive magnet shims)(5)를 더 포함하되, 상기 수동 쐐기는 비전도성 재료를 포함하는 촬상 장치.
  16. 제 1 항에 있어서,
    상기 자석 어셈블리는 상기 정적 자계를 조절하기 위해 상기 자석 어셈블리의 내부 표면(4) 상에 고정된 수동 자석 쐐기(5)를 더 포함하되, 상기 수동 쐐기는 비전도성 재료 및 쿠션(cushioning) 재료의 각 층으로 구성되는 촬상 장치.
  17. 제 1 항에 있어서,
    상기 환자 보어 튜브(1)는 비전도성 재료로 구성되는 촬상 장치.
  18. 제 1 항에 있어서,
    상기 환자 보어 튜브의 내부 표면(4)은 음향 흡수 재료의 층을 포함하는 촬상 장치.
  19. 제 1 항에 있어서,
    상기 환자 보어 튜브(1)의 각 단부(end)를 상기 자석 어셈블리(4, 6, 7)의 각 단부에 탑재하기 위한 한 쌍의 단부 캡(end cap)(12)을 더 포함하는 촬상 장치.
  20. 제 19 항에 있어서,
    상기 환자 보어 튜브(1)에 대한 상기 단부 캡(12)과 상기 자석 어셈블리(4, 6, 7) 사이에 배치된 단부 캡 밀봉부(end caps seals)(20)를 더 포함하는 촬상 장치.
  21. 제 19 항에 있어서,
    상기 단부 캡(12)과 상기 환자 보어 튜브(1) 및 상기 자석 어셈블리(4, 6, 7)의 각 단부 사이에 밀봉된 간격이 배치되는 촬상 장치.
  22. 제 1 항에 있어서,
    상기 rf 코일 어셈블리(2)는 그것이 상기 환자 보어 튜브(1)와 이격된 관계를 갖도록 탑재되는 촬상 장치.
  23. 제 1 항에 있어서,
    상기 그래디언트 코일 어셈블리(3)는 외부 전원(power supply)으로부터의 그래디언트 리드(lead)에 대한 진동 분리 피드 스루 어셈블리(vibration isolatingfeed-through assembly)(600)를 더 포함하는 촬상 장치.
  24. 제 1 항에 있어서,
    상기 자석 어셈블리는 상기 자석 어셈블리의 내부 표면(4) 및 외부 표면(7) 중 적어도 하나의 근처에 배치된 CLD(constrained-layer-damping) 재료(16)를 더 포함하는 촬상 장치.
  25. 제 1 항에 있어서,
    상기 환자 보어 튜브(1)의 외부 표면 및 내부 표면 중 적어도 하나 근처에 배치된 CLD 재료(100)를 더 포함하는 촬상 장치.
  26. 제 5 항에 있어서,
    상기 rf 코일 어셈블리(2)와 외부 시스템 전자장치 사이의 인터페이싱을 위한 전자장치 유닛(electronics unit)(300)을 더 포함하되, 상기 전자장치 유닛은 음향 잡음을 감소시키도록 구성되는 촬상 장치.
  27. 제 1 항에 있어서,
    상기 자석 어셈블리의 내부 표면(4)은 대기로부터의 공기 및 수증기의 침투를 방지하기 위해, 얇은 금속층을 갖는 비전도성 재료를 포함하는 촬상 장치.
  28. 촬상 볼륨(101)을 정의하는 환자 보어 튜브(1) 내에 포함된 대상물(200)의 자기 공명(MR) 이미지를 생성하고, 촬상 동안에 생성된 음향 잡음을 실질적으로 최소화하는 촬상 장치에 있어서,
    비전도성 재료의 내부 표면(4) 및 음향 흡수 재료(17)의 외부 표면(7)을 갖는 정적 자계를 생성하기 위한 자석 어셈블리(4, 6, 7)와,
    상기 자석 어셈블리 내의 진공 수용부(11) 내에 배치되어, MR 이미지 생성에 이용하기 위한 자계 그래디언트를 생성하는 그래디언트 코일 어셈블리(3)―상기 그래디언트 코일은 상기 그래디언트 코일 어셈블리와 상기 자석 어셈블리 사이의 진동 전달을 감소시키도록, 적어도 하나의 분리 탑재 장치(10)를 갖는 상기 자석 어셈블리 내에 탑재됨―와,
    상기 환자 보어 튜브(1)의 외부 표면 근처에 배치되고, 상기 그래디언트 코일 어셈블리(3) 내에 포함되며, 무선 주파수 펄스를 전송하고, 상기 대상물(200)로부터 유도된 MR 신호를 수신하는 rf 코일 어셈블리(2)―상기 rf 코일 어셈블리의 각 단부는 상기 rf 코일 어셈블리와 상기 자석 어셈블리 사이의 음향 잡음의 생성및 전달을 감소시키도록, 상기 자석 어셈블리의 각 단부에 탑재됨―와,
    상기 대상물(200)을 상기 촬상 볼륨(101) 내로 안내 및 지지하기 위한 지지 구조(102, 104, 105, 106)―상기 지지 구조는 음향 잡음의 생성 및 전달을 감소시키도록 구성됨―를 포함하는
    촬상 장치.
  29. 제 28 항에 있어서,
    상기 자석 어셈블리, 그래디언트 코일 어셈블리 및 rf 코일 어셈블리는 전반적으로 환상 및 원통형의 구조를 형성하는 촬상 장치.
  30. 제 28 항에 있어서,
    상기 환자 보어 튜브(1) 및 상기 대상물 지지 구조의 내부 표면 중 적어도 하나는 음향 흡수 재료의 층을 포함하도록 구성되는 촬상 장치.
  31. 제 28 항에 있어서,
    상기 자석 어셈블리는 상기 정적 자계를 조절하도록 적응된, 상기 자석 어셈블리의 내부 표면(4) 상에 고정된 수동 자석 쐐기(5)를 더 포함하되, 상기 수동 쐐기는 비전도성 재료로 구성되는 촬상 장치.
  32. 제 28 항에 있어서,
    상기 자석 어셈블리는 상기 정적 자계를 조절하기 위해 상기 자석 어셈블리의 내부 표면(4) 상에 고정된 수동 자석 쐐기(5)를 더 포함하되, 상기 수동 쐐기는 비전도성 재료 및 쿠션 재료의 각 층으로 구성되는 촬상 장치.
  33. 제 28 항에 있어서,
    상기 환자 보어 튜브(1)의 외부 또는 내부 표면 중 적어도 하나 및 상기 자석 어셈블리의 외부 표면(7) 또는 내부 표면(4) 중 적어도 하나 근처에 배치되어 진동을 댐핑(damping)하는 CLD 재료(100)를 더 포함하는 촬상 장치.
  34. 제 28 항에 있어서,
    상기 그래디언트 코일 어셈블리(3)는 외부 전원으로부터의 그래디언트에 대한 진동 분리 피드 스루 어셈블리(600)를 더 포함하는 촬상 장치.
  35. 자기 공명 촬상(MRI) 시스템을 위한 촬상 장치용 자석 어셈블리―상기 시스템은 정적 자계 생성을 위한 전반적으로 환상 및 원통형의 주 자석과, 상기 자석의 내부 표면(4) 내에 위치되어 MR 이미지 생성에 이용하기 위한 자계 그래디언트를 생성하는 그래디언트 코일 어셈블리(3)와, 상기 그래디언트 코일 어셈블리 내에 배치되어 무선 주파수 펄스를 전송하고 상기 촬상 장치에서 촬상될 대상물(200)로부터 유도된 MR 신호를 수신하는 rf 코일 어셈블리(2)를 구비함―에 있어서,
    외부 표면(7)과,
    상기 자석을 상기 외부 표면에 부착시키기 위한 다수의 서스펜션 부재(suspension member)(13)―상기 서스펜션 부재는 음향 잡음의 생성 및 전달을 감소시키도록 구성됨―를 포함하는
    자석 어셈블리.
  36. 제 35 항에 있어서,
    상기 서스펜션 부재(13) 각각은 상기 자석 어셉블리의 진동을 분리시키기 위해, 서스펜션 스트랩(14)에 부착된 차단부(blocking mass)(15)를 포함하는 자석 어셈블리.
  37. 제 35 항에 있어서,
    상기 외부 표면(7)은 비전도성 재료를 포함하는 자석 어셈블리.
  38. 자기 공명 촬상(MRI) 시스템을 위한 촬상 장치용 rf 코일 어셈블리―상기 시스템은 정적 자계 생성을 위한 전반적으로 환상 및 원통형의 주 자석과, 상기 자석의 내부 표면(4) 내에 위치되어 MR 이미지 생성에 이용하기 위한 자계 그래디언트를 생성하는 그래디언트 코일 어셈블리(3)를 구비하고, 상기 rf 코일 어셈블리는 상기 그래디언트 코일 어셈블리 내에 배치되어 무선 주파수 펄스를 전송하고 상기 촬상 장치의 촬상 볼륨(101)에서 촬상될 대상물로부터 유도된 MR 신호를 수신함―에 있어서,
    무선 주파수 펄스를 전송하고, 상기 대상물에서 유도된 MR 신호를 수신하고, 상기 촬상 장치 내부 및 부근에서 음향 잡음의 원인이 되는 에디 전류 여기를 감소시키기 위해 선택된 폭을 갖는 다수의 도체(502)와,
    상기 다수의 도체와 환자 보어 튜브(1) 사이에 배치된 진동 분리 재료의 층(504)―상기 환자 보어 튜브는 상기 대상물을 상기 촬상 볼륨(101) 내로 받아들이기 위한 것임―을 포함하는
    rf 코일 어셈블리.
  39. 제 38 항에 있어서,
    상기 다수의 도체(504)는 대략 3 mm 내지 12 mm의 외부 직경을 갖는 Cu 배관으로 구성되는 rf 코일 어셈블리.
  40. 제 38 항에 있어서,
    상기 도체(502)는 Cu 스트랩으로 구성되고, 상기 폭은 대략 5 mm 미만인 rf 코일 어셈블리.
  41. 제 38 항에 있어서,
    상기 도체(502) 및 상기 진동 분리 재료의 층(504)을 상기 환자 보어 튜브(1) 상에 고정적으로 유지하기 위한 다수의 스트랩(505)을 더 포함하는 rf 코일 어셈블리.
  42. 제 1 항에 있어서,
    상기 자석 어셈블리는 개방 자석(open magnet)인 촬상 장치.
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Cited By (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
KR100971013B1 (ko) * 2008-09-04 2010-07-20 한양대학교 산학협력단 자기공명장비용 모터 및 그 제어방법
KR100971554B1 (ko) * 2008-10-20 2010-07-21 한양대학교 산학협력단 자기공명장비용 브러쉬리스 모터 및 그 제어방법
KR20130028677A (ko) * 2011-09-09 2013-03-19 지멘스 악티엔게젤샤프트 자기 공명 장치
KR20150030160A (ko) * 2013-09-11 2015-03-19 지멘스 악티엔게젤샤프트 고정 장치를 갖는 기기
CN111090066A (zh) * 2018-10-24 2020-05-01 通用电气公司 磁共振成像方法和装置中的射频线圈和屏蔽罩

Families Citing this family (70)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US6954068B1 (en) 2000-01-21 2005-10-11 Kabushiki Kaisha Toshiba Magnetic resonance imaging apparatus
US6556012B2 (en) 2000-01-21 2003-04-29 Kabushiki Kaisha Toshiba Magnetic resonance imaging apparatus
US6567685B2 (en) * 2000-01-21 2003-05-20 Kabushiki Kaisha Toshiba Magnetic resonance imaging apparatus
DE10011034C2 (de) * 2000-03-07 2002-06-06 Siemens Ag Magnetresonanzgerät mit einem Gradientenspulensystem mit einer Spulenanordnung
WO2002052292A1 (en) * 2000-12-22 2002-07-04 Koninklijke Philips Electronics N.V. Medical examination apparatus provided with at least one magnet and noise-absorbing material
US6822448B2 (en) * 2001-04-20 2004-11-23 General Electric Company RF coil for very high field magnetic resonance imaging
JP3878434B2 (ja) * 2001-05-10 2007-02-07 ジーイー・メディカル・システムズ・グローバル・テクノロジー・カンパニー・エルエルシー 磁気共鳴撮像用コイル構造体および磁気共鳴撮像装置
DE10127822B4 (de) * 2001-06-07 2008-04-03 Siemens Ag Magnetresonanzgerät mit einem Grundfeldmagneten
US6627003B2 (en) * 2001-10-24 2003-09-30 Ge Medical Systems Global Technology Company, Llc NMR shim forming method
DE10200861A1 (de) * 2002-01-11 2003-07-31 Siemens Ag Magnetresonanzgerät mit einem Wirbelstromerzeuger
US6806558B2 (en) 2002-04-11 2004-10-19 Triquint Semiconductor, Inc. Integrated segmented and interdigitated broadside- and edge-coupled transmission lines
WO2003087862A1 (de) * 2002-04-11 2003-10-23 Siemens Aktiengesellschaft Kapselung eines magnetresonanz-tomographiegeräts zur dämpfung niedriger schallfrequenzen
DE10393061D2 (de) * 2002-05-10 2005-06-16 Siemens Ag Reduktion der Schallemission von dünnwandigen Bauteilen in Magnetresonazgeräten
DE10253701B4 (de) * 2002-11-18 2005-12-08 Siemens Ag Vergossene HF-Bauteile, vergossene Gradientenspule für Magnetic Resonance Imaging Scanner, mit Aktoren zur aktiven Lärmbekämpfung sowie Verfahren zu deren Herstellung und Vorrichtung zur Ausführung des Verfahrens
US6894498B2 (en) * 2003-03-12 2005-05-17 Mrscience Llc Active vibration compensation for MRI gradient coil support to reduce acoustic noise in MRI scanners
US7495441B2 (en) * 2003-05-30 2009-02-24 Koninklijke Philips Electronics N.V. Magnetic resonance imaging scanner with molded fixed shims
US7068033B2 (en) * 2003-08-18 2006-06-27 Ge Medical Systems Global Technology Company, Llc Acoustically damped gradient coil
US8354837B2 (en) 2003-09-24 2013-01-15 Ge Medical Systems Global Technology Company Llc System and method for electromagnetic tracking operable with multiple coil architectures
DE102004004294A1 (de) * 2004-01-28 2005-08-18 Siemens Ag Vakuumgehäuse für ein Magnetresonanzgerät
US7508208B2 (en) 2004-03-03 2009-03-24 Koninklijke Philips Electronics N.V. Magnetic resonance imaging scanner with booster iron
US7372271B2 (en) 2004-03-15 2008-05-13 Koninklijke Philips Electronics N. V. Main magnet perforated eddy current shield for a magnetic resonance imaging device
ATE482406T1 (de) * 2004-04-26 2010-10-15 Koninkl Philips Electronics Nv Elektrooptischer magnetresonanzwandler
JP4822439B2 (ja) * 2004-05-31 2011-11-24 株式会社日立メディコ 磁気共鳴イメージング装置
DE602005012265D1 (de) 2004-06-17 2009-02-26 Koninkl Philips Electronics Nv Magnetresonanzabbildungssystem mit eisenunterstütztem magnetfeldgradientensystem
EP1815263A1 (en) * 2004-11-17 2007-08-08 Koninklijke Philips Electronics N.V. Magnetic resonance system with reduced noise
US7705701B2 (en) * 2005-07-15 2010-04-27 General Electric Company Thin metal layer vacuum vessels with composite structural support
US7599728B2 (en) * 2006-04-03 2009-10-06 General Electric Company Magnetic resonance imaging
US7671593B2 (en) * 2006-06-15 2010-03-02 General Electric Company RF body coil with acoustic isolation of conductors
JP4237786B2 (ja) * 2006-09-27 2009-03-11 株式会社日立製作所 核磁気共鳴信号用ソレノイドコイル及び核磁気共鳴用プローブ
JP5032189B2 (ja) * 2007-04-18 2012-09-26 ジーイー・メディカル・システムズ・グローバル・テクノロジー・カンパニー・エルエルシー Ｍｒｉ装置およびｒｆパルス生成回路
DE102007025096B4 (de) * 2007-05-30 2013-04-25 Siemens Aktiengesellschaft Verfahren zur Bestimmung des Designs eines Hauptmagneten einer Magnetresonanzeinrichtung mit wenigstens einem Gradientenspulensystem
EP2191287A1 (en) * 2007-09-07 2010-06-02 Koninklijke Philips Electronics N.V. Magnetic resonance examination system with reduced acoustic noise
GB2459502B (en) * 2008-04-25 2010-03-03 Siemens Magnet Technology Ltd Vacuum vessel for cooled equipment
US7936170B2 (en) * 2008-08-08 2011-05-03 General Electric Co. RF coil and apparatus to reduce acoustic noise in an MRI system
JP5582756B2 (ja) * 2008-11-28 2014-09-03 株式会社東芝 高周波コイルユニットおよび磁気共鳴診断装置
JP5586201B2 (ja) * 2009-10-05 2014-09-10 株式会社東芝 磁気共鳴診断装置
EP2519786B1 (en) * 2009-12-28 2019-03-27 Koninklijke Philips N.V. Cryo-cooling system with a tubular thermal switch
JP2011143033A (ja) * 2010-01-13 2011-07-28 Toshiba Corp 磁気共鳴イメージング装置
JP5558863B2 (ja) * 2010-02-22 2014-07-23 株式会社東芝 Ｍｒｉ装置
EP2388610A1 (en) * 2010-05-20 2011-11-23 Koninklijke Philips Electronics N.V. Magnetic Resonance Imaging Gradient Coil, Magnet Assembly, and System
US20120025829A1 (en) * 2010-07-27 2012-02-02 General Electric Company Acoustically damped gradient coil
DE102010033330B4 (de) * 2010-08-04 2014-04-30 Siemens Aktiengesellschaft Magnetresonanz-Antennenanordnung, Magnetresonanzgerät und Verfahren zur Akquisition von Magnetresonanzsignalen
JP2011031103A (ja) * 2010-11-24 2011-02-17 Toshiba Corp 核磁気共鳴イメージング装置
JP6104505B2 (ja) * 2011-01-13 2017-03-29 東芝メディカルシステムズ株式会社 磁気共鳴イメージング装置
US8710842B2 (en) * 2011-03-07 2014-04-29 General Electric Company Apparatus and method to reduce noise in magnetic resonance imaging systems
US20120280688A1 (en) * 2011-05-03 2012-11-08 M2M Imaging Corp. Magnetic Resonance (MR) Radio Frequency (RF) Coil and/or High Resolution Nuclear Magnetic Resonance
US8884620B2 (en) 2011-05-16 2014-11-11 General Electric Company RF body coil for reduced acoustic noise in an MR system
US20120313643A1 (en) * 2011-06-13 2012-12-13 Edelstein William A Magnetic resonance imaging (mri) device noise dampening system
DE102011082402B4 (de) * 2011-09-09 2015-01-08 Siemens Aktiengesellschaft Magnetresonanzvorrichtung
DE102011082410B4 (de) * 2011-09-09 2015-02-12 Siemens Aktiengesellschaft Magnetresonanzvorrichtung
DE102011082401B4 (de) * 2011-09-09 2015-01-08 Siemens Aktiengesellschaft Magnetresonanzvorrichtung
DE102012201485B4 (de) * 2012-02-02 2019-02-21 Siemens Healthcare Gmbh Medizinische Bildgebungsvorrichtung mit einer eine Verkleidungsschale aufweisende Gehäuseeinheit sowie ein Verfahren zur Herstellung einer Verkleidungsschale der medizinischen Bildgebungsvorrichtung
US9581665B2 (en) * 2012-04-20 2017-02-28 General Electric Company Systems and methods for damping common-mode energy
US9846207B2 (en) 2012-04-30 2017-12-19 Children's Hospital Medical Center Acoustic noise reducing RF coil for magnetic resonance imaging
GB2503460B (en) * 2012-06-26 2014-08-13 Siemens Plc Method and apparatus for reduction of gradient coil vibration in MRI systems
KR101417781B1 (ko) * 2012-09-24 2014-08-06 삼성전자 주식회사 자기공명영상장치 및 그 제조방법
US9964615B2 (en) * 2013-03-21 2018-05-08 Koninklijke Philips N.V. MR image reconstruction using compressed sensing
DE102013213538B4 (de) * 2013-07-10 2018-08-16 Siemens Healthcare Gmbh Patienten-Bore mit integrierter HF-Rückflussraumformung zur Minimierung der Kopplung zwischen einer Energiekette und lokalen HF-Sendespulen
US9989605B2 (en) * 2013-11-22 2018-06-05 Toshiba Medical Systems Corporation Magnetic resonance imaging apparatus
JP6296576B2 (ja) * 2014-05-08 2018-03-20 株式会社日立製作所 磁気共鳴イメージング装置
US10132882B2 (en) 2015-06-09 2018-11-20 General Electric Company Systems and methods for MRI body coil support structures
CN106443530A (zh) * 2015-08-13 2017-02-22 上海联影医疗科技有限公司 一种用于磁共振成像的磁体组件及其制造方法
CN105352690B (zh) * 2015-11-26 2018-01-23 清华大学 医疗器械在磁场中的振动测量方法
CN107768064B (zh) * 2016-08-19 2020-09-15 上海联影医疗科技有限公司 一种超导磁体组件
CN106443531B (zh) * 2016-12-05 2024-04-12 苏州朗润医疗系统有限公司 一种复合式降噪装置和实施复合降噪的方法
CN107907844B (zh) * 2017-11-03 2020-04-24 上海联影医疗科技有限公司 磁共振成像设备及其匀场方法
CN108287173A (zh) * 2018-01-12 2018-07-17 中国石油大学(北京) 便携式核磁共振探测装置
CN109163099B (zh) * 2018-09-21 2021-03-02 国网湖南省电力有限公司 一种旋转机械用低噪轴端密封结构
DE102020201522A1 (de) 2020-02-07 2021-08-12 Bruker Switzerland Ag NMR-Messanordnung mit kalter Bohrung des Kryostaten
CN113702884A (zh) * 2021-08-26 2021-11-26 深圳市联影高端医疗装备创新研究院 医疗影像设备

Family Cites Families (16)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US4840700A (en) 1983-11-02 1989-06-20 General Electric Company Current streamline method for coil construction
JPH0284935A (ja) * 1988-06-14 1990-03-26 Toshiba Corp 磁気共鳴イメージング装置
US5235283A (en) * 1991-02-07 1993-08-10 Siemens Aktiengesellschaft Gradient coil system for a nuclear magnetic resonance tomography apparatus which reduces acoustic noise
US5179338A (en) * 1991-09-13 1993-01-12 General Electric Company Refrigerated superconducting MR magnet with integrated gradient coils
JP3161008B2 (ja) * 1992-03-18 2001-04-25 株式会社日立製作所 磁気共鳴イメージング装置
US5489848A (en) 1992-09-08 1996-02-06 Kabushiki Kaisha Toshiba Magnetic resonance imaging apparatus
DE4432747C2 (de) * 1993-09-17 1997-03-27 Hitachi Medical Corp Vorrichtung und Verfahren zur Geräuschdämpfung in einem Kernspintomographen
DE19531216C2 (de) * 1995-08-24 1998-01-29 Siemens Ag Magnetresonanzgerät mit wenigstens einer an einer Halterung befestigten Gradientenspule
US5570021A (en) 1995-10-10 1996-10-29 General Electric Company MR gradient set coil support assembly
US5793210A (en) 1996-08-13 1998-08-11 General Electric Company Low noise MRI scanner
US5760584A (en) 1996-08-16 1998-06-02 General Electric Company Shield for MR system RF coil provided with multiple capacitive channels for RF current flow
JP3619623B2 (ja) * 1996-10-17 2005-02-09 株式会社東芝 磁気共鳴イメージング装置および磁気共鳴イメージングの遮音方法
DE19722481C2 (de) * 1997-05-28 2000-02-10 Siemens Ag Kernspintomograph und Verwendung einer Geräuschminderungseinrichtung bei einem Kernspintomographen
US5990681A (en) * 1997-10-15 1999-11-23 Picker International, Inc. Low-cost, snap-in whole-body RF coil with mechanically switchable resonant frequencies
US6157276A (en) 1998-08-14 2000-12-05 General Electric Company MRI magnet assembly with non-conductive inner wall
DE19838390A1 (de) * 1998-08-24 2000-03-02 Siemens Ag Lärmreduziertes diagnostisches Magnetresonanzgerät

Cited By (6)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
KR100971013B1 (ko) * 2008-09-04 2010-07-20 한양대학교 산학협력단 자기공명장비용 모터 및 그 제어방법
KR100971554B1 (ko) * 2008-10-20 2010-07-21 한양대학교 산학협력단 자기공명장비용 브러쉬리스 모터 및 그 제어방법
KR20130028677A (ko) * 2011-09-09 2013-03-19 지멘스 악티엔게젤샤프트 자기 공명 장치
KR20150030160A (ko) * 2013-09-11 2015-03-19 지멘스 악티엔게젤샤프트 고정 장치를 갖는 기기
US9970995B2 (en) 2013-09-11 2018-05-15 Siemens Aktiengesellschaft Apparatus having a fixing device
CN111090066A (zh) * 2018-10-24 2020-05-01 通用电气公司 磁共振成像方法和装置中的射频线圈和屏蔽罩

Also Published As

Publication number Publication date
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