JPH04288138A - 磁気共鳴装置 - Google Patents
磁気共鳴装置Info
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- JPH04288138A JPH04288138A JP3309493A JP30949391A JPH04288138A JP H04288138 A JPH04288138 A JP H04288138A JP 3309493 A JP3309493 A JP 3309493A JP 30949391 A JP30949391 A JP 30949391A JP H04288138 A JPH04288138 A JP H04288138A
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- JP
- Japan
- Prior art keywords
- magnetic field
- gradient
- magnetic resonance
- resonance apparatus
- coil system
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- 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
- G01R33/385—Systems for generation, homogenisation or stabilisation of the main or gradient magnetic field using gradient magnetic field coils
-
- 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
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- 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
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- Physics & Mathematics (AREA)
- Condensed Matter Physics & Semiconductors (AREA)
- General Physics & Mathematics (AREA)
- Magnetic Resonance Imaging Apparatus (AREA)
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。
め要約のデータは記録されません。
Description
【０００１】
【産業上の利用分野】本発明は静止磁界を発生する磁石
と、勾配コイル系とからなる磁気共鳴装置に係る。
と、勾配コイル系とからなる磁気共鳴装置に係る。
【０００２】
【従来の技術】かかる磁気共鳴装置は米国特許第４８７
８０２３号から公知である。ここに記述の装置では、磁
気共鳴画像を発生する磁石内の測定空間において、空間
及び一時的静止磁界の両方は勾配磁界として印加される
。より大きく進歩した高解像度共鳴画像形成技術で勾配
磁界を発生する為、強く、素早く切換え可能な勾配磁界
が望まれる。
８０２３号から公知である。ここに記述の装置では、磁
気共鳴画像を発生する磁石内の測定空間において、空間
及び一時的静止磁界の両方は勾配磁界として印加される
。より大きく進歩した高解像度共鳴画像形成技術で勾配
磁界を発生する為、強く、素早く切換え可能な勾配磁界
が望まれる。
【０００３】その結果、大きな電力が用いられるべき勾
配増幅器に必要である。勾配コイル供給の電力はより小
さい直径を有する勾配コイルを用いることにより削減さ
れうる。かかるコイル系は、人口の一部がかかるコイル
に嵌入できないくらい非常に大きいので、全身画像には
適してはいない。周辺身体部分にとって、より小さいコ
イル系が適しているが、この場合には、患者の胴への転
換に、勾配磁界直線性に関する問題が度々生じ、その結
果、画像は悪影響を受ける。
配増幅器に必要である。勾配コイル供給の電力はより小
さい直径を有する勾配コイルを用いることにより削減さ
れうる。かかるコイル系は、人口の一部がかかるコイル
に嵌入できないくらい非常に大きいので、全身画像には
適してはいない。周辺身体部分にとって、より小さいコ
イル系が適しているが、この場合には、患者の胴への転
換に、勾配磁界直線性に関する問題が度々生じ、その結
果、画像は悪影響を受ける。
【０００４】
【発明が解決しようとする課題】本発明の第１の目的は
該欠点を取り除くことであり、このため、前述の種類の
磁気共鳴装置は、検査さるべき対象の形状に適合される
勾配磁界分布を発生するコイルアーク導体が勾配コイル
系に加えられ、コイルアーク導体が勾配コイル系のｘ−
，ｙ−及びｚ−軸コイルと同期して駆動されうることを
特徴とする。
該欠点を取り除くことであり、このため、前述の種類の
磁気共鳴装置は、検査さるべき対象の形状に適合される
勾配磁界分布を発生するコイルアーク導体が勾配コイル
系に加えられ、コイルアーク導体が勾配コイル系のｘ−
，ｙ−及びｚ−軸コイルと同期して駆動されうることを
特徴とする。
【０００５】本発明によるコイル系で発生さるべき勾配
磁界は空間符号化を行い、その結果外部に位置した検査
さるべき対象の一部からかかる範囲内に位置したかかる
部分への作業範囲を再組合することが避けられる。
磁界は空間符号化を行い、その結果外部に位置した検査
さるべき対象の一部からかかる範囲内に位置したかかる
部分への作業範囲を再組合することが避けられる。
【０００６】追加Ｂ０ 磁界として発生され、正しく設
計された高次項からなる追加磁界は主磁界を局部的に均
一化するのに用いられうる。
計された高次項からなる追加磁界は主磁界を局部的に均
一化するのに用いられうる。
【０００７】
【課題を解決するための手段】本発明による望ましい実
施例では、実付加コイル又は関連軸に対する勾配コイル
系に集積される加えられたコイルアーク導体は、ｚ−勾
配コイル系と同期して活性化されうる付加的Ｂ０ 磁界
を発生する磁石コイルを構成する。特に、Ｂ０ 磁界コ
イルは、ｚ−コイル駆動と同期して活性化されて、この
ために望ましい実施例ではｚ−勾配コイル系と直列に接
続されるか、それと一体である。ｚ−勾配磁界と同期し
て切換えられる付加的Ｂ０ 磁界により、適切なラーモ
ア周波数により選択されない人体部分で発生した共鳴信
号が再フォールディング中画像形成を考慮することが防
止される。従って、例えば、首部／咽喉領域に位置した
領域の望ましい画像と共に、胴の副領域が画像形成での
妨害方法にも含まれることが防止される。勿論、妨害共
鳴信号は磁石の空範囲から生じない。超電導である電磁
コイル系では、該ｚ−軸は通常コイルの回転の軸と一致
し、検査さるべき対象の長手方向は通常それと一致する
。この形状は、例えば永久磁気部材の磁石系及び磁極片
間で発生した磁界を有する磁石系にあてはまらないが、
ｚ−軸はここで検査さるべき対象の長手方向を意味する
。
施例では、実付加コイル又は関連軸に対する勾配コイル
系に集積される加えられたコイルアーク導体は、ｚ−勾
配コイル系と同期して活性化されうる付加的Ｂ０ 磁界
を発生する磁石コイルを構成する。特に、Ｂ０ 磁界コ
イルは、ｚ−コイル駆動と同期して活性化されて、この
ために望ましい実施例ではｚ−勾配コイル系と直列に接
続されるか、それと一体である。ｚ−勾配磁界と同期し
て切換えられる付加的Ｂ０ 磁界により、適切なラーモ
ア周波数により選択されない人体部分で発生した共鳴信
号が再フォールディング中画像形成を考慮することが防
止される。従って、例えば、首部／咽喉領域に位置した
領域の望ましい画像と共に、胴の副領域が画像形成での
妨害方法にも含まれることが防止される。勿論、妨害共
鳴信号は磁石の空範囲から生じない。超電導である電磁
コイル系では、該ｚ−軸は通常コイルの回転の軸と一致
し、検査さるべき対象の長手方向は通常それと一致する
。この形状は、例えば永久磁気部材の磁石系及び磁極片
間で発生した磁界を有する磁石系にあてはまらないが、
ｚ−軸はここで検査さるべき対象の長手方向を意味する
。
【０００８】更なる望ましい実施例において、付加的ア
ーク導体は静止磁界磁石の中央からｚ−勾配磁界での直
線性範囲の軸方向変位を得るよう設計される。かかる変
位は、該追加Ｂ０ 磁界コイルで得られ、コイル系の患
者の同じ形状位置決めで、コイル系の測定範囲は手足及
び胴間の遷移領域に更に挿入されるという利点を有する
。
ーク導体は静止磁界磁石の中央からｚ−勾配磁界での直
線性範囲の軸方向変位を得るよう設計される。かかる変
位は、該追加Ｂ０ 磁界コイルで得られ、コイル系の患
者の同じ形状位置決めで、コイル系の測定範囲は手足及
び胴間の遷移領域に更に挿入されるという利点を有する
。
【０００９】更なる望ましい実施例では、勾配コイル系
は遮蔽コイル系を設けられる。遮蔽アーク導体は、例え
ばｚ−方向の線形軌道の望ましい位置での比較的に短い
コイル系が得られるよう勾配コイル系に位置されうる。 従って、非対象コイル系が実現されうる。
は遮蔽コイル系を設けられる。遮蔽アーク導体は、例え
ばｚ−方向の線形軌道の望ましい位置での比較的に短い
コイル系が得られるよう勾配コイル系に位置されうる。 従って、非対象コイル系が実現されうる。
【００１０】特にｚ−勾配磁界及びＢ０ 磁界は各所望
の磁界分布からずれる。ｚ−軸に沿って測定されると、
このずれは磁石系の中央（ｚ＝０）から始まり、増した
り、減じたりの両方を行う。勾配磁界とＢ０ 磁界のず
れの大きさ及び記号の適切な選択により、ｚ−方向での
直線性範囲は検査さるべき対象方向にシフトされうる。 直線性範囲の程度は変わらないままである更なる望まし
い実施例において、勾配コイル系は、半径方向に重ねら
れえ、アーク導体が設けられ、半径方向に向いた導体部
分に対する開口を有するセグメントからなる。かかる構
造は内部から築くコイル部分の重ねにより勾配磁石系を
築くのを可能にし、従って容易に近づき易く、一方単純
な方法では、所望の電気接続がなされうる。
の磁界分布からずれる。ｚ−軸に沿って測定されると、
このずれは磁石系の中央（ｚ＝０）から始まり、増した
り、減じたりの両方を行う。勾配磁界とＢ０ 磁界のず
れの大きさ及び記号の適切な選択により、ｚ−方向での
直線性範囲は検査さるべき対象方向にシフトされうる。 直線性範囲の程度は変わらないままである更なる望まし
い実施例において、勾配コイル系は、半径方向に重ねら
れえ、アーク導体が設けられ、半径方向に向いた導体部
分に対する開口を有するセグメントからなる。かかる構
造は内部から築くコイル部分の重ねにより勾配磁石系を
築くのを可能にし、従って容易に近づき易く、一方単純
な方法では、所望の電気接続がなされうる。
【００１１】本発明による勾配磁石系は、静止磁界磁石
の一体部分を構造的に形成しえ、結果的にその内側又は
その横壁に取付けられるが、挿入コイル系として特別の
検査用に構成されうる。
の一体部分を構造的に形成しえ、結果的にその内側又は
その横壁に取付けられるが、挿入コイル系として特別の
検査用に構成されうる。
【００１２】
【実施例】図１に示す種類の磁気共鳴装置は、静止均一
磁界を発生する磁石系２と、勾配磁界を発生する磁石系
４と、夫々磁石系２及び磁石系４用の供給源６及び８か
らなる。無線周波数源１２に接続されたｒｆ交番磁界を
発生するのに役立つ磁気コイル１０は、同時に検査さる
べき対象のｒｆ透過磁界により発生された磁気共鳴信号
を検出するのに役立ち、このために信号増幅器１４に接
続される。信号増幅器１４は、中央制御装置１８に接続
される位相感知整流器１６に接続される。中央制御装置
１８は更に無線周波数源１２用変調器２０と、勾配コイ
ル用供給源８と、画像発生用モニター２２とを制御する
高周波数発振器２４は変調器２０と測定信号を処理する
位相感知の整流器１６の両方を制御する。磁石系２及び
４内に配置された送信器コイル１０は医療−診断測定用
装置で患者を収容するのに充分な空間を提供する測定空
間２８を覆う。測定空間２８において、画像さるべき断
面図の位置選択用静止勾配磁界及び空間均一無線周波数
交番磁界が発生されうる。
磁界を発生する磁石系２と、勾配磁界を発生する磁石系
４と、夫々磁石系２及び磁石系４用の供給源６及び８か
らなる。無線周波数源１２に接続されたｒｆ交番磁界を
発生するのに役立つ磁気コイル１０は、同時に検査さる
べき対象のｒｆ透過磁界により発生された磁気共鳴信号
を検出するのに役立ち、このために信号増幅器１４に接
続される。信号増幅器１４は、中央制御装置１８に接続
される位相感知整流器１６に接続される。中央制御装置
１８は更に無線周波数源１２用変調器２０と、勾配コイ
ル用供給源８と、画像発生用モニター２２とを制御する
高周波数発振器２４は変調器２０と測定信号を処理する
位相感知の整流器１６の両方を制御する。磁石系２及び
４内に配置された送信器コイル１０は医療−診断測定用
装置で患者を収容するのに充分な空間を提供する測定空
間２８を覆う。測定空間２８において、画像さるべき断
面図の位置選択用静止勾配磁界及び空間均一無線周波数
交番磁界が発生されうる。
【００１３】勾配磁石系４は測定空間を対称的に２つの
部分に細分割し、磁石系のｚ軸に横断する点ｚ＝０に向
けられる。対称３０の半径方向面に通常対称である。静
止磁石系で発生した静止磁界は２の場合にｚ軸に沿って
向けられる。磁気共鳴装置の勾配磁石系は普通座標方向
の夫々に対してコイル系からなり、その活性化により、
勾配磁界はこれらの方向の夫々で発生されえ、対象の点
状画像が得られうる。図２は磁気共鳴装置用磁石系の、
概略的に結合した静止磁界及びｘ−及びｙ−勾配磁界磁
石系３０を示す。これらの系において、夫々が個々の磁
界アーク導体パケット３４及び遮蔽導体パケット３６か
らなるコイルパケット４０−５０を有するｚ−勾配コイ
ル系３２が示される。コイル系は更に磁界アーク導体巻
線６０−７０及び遮蔽戻り導体６１−７１を有するＢ０
磁界コイル系５６からなる。かかる系によって、安定
磁界及び勾配磁界は３つの直交方向の磁石内の測定範囲
内で発生されうる。Ｂ０ コイルがｚ勾配コイルと当時
に活性化される事実により、ｚ−勾配磁界はｚ−方向に
シフトされ、その結果、軸方向コイル対称面８０に関し
てＺ−勾配磁界の非対称性が得られる。例えば側部８２
から導入された患者について、過剰に高いラーモア周波
数が状況で増加磁界により維持するので共鳴信号の戻り
は結果的に生じない。系の逆部分８３は、ラーモア周波
数が調整された軌道内に事実あるにしても、まったく共
鳴信号がそこで発生しないのでそこから共鳴信号が記録
されえないように空のままにある。Ｂ０ コイルは、ア
ーク導体が一方で巻線パケットに加えられ、巻線パケッ
トのアーク巻線は他端で省かれる事実によりｚコイルの
一部を形成する。ｘ−及びｙ−方向の線形領域のシフト
はもし適切なら同じ方法で導かれうる。
部分に細分割し、磁石系のｚ軸に横断する点ｚ＝０に向
けられる。対称３０の半径方向面に通常対称である。静
止磁石系で発生した静止磁界は２の場合にｚ軸に沿って
向けられる。磁気共鳴装置の勾配磁石系は普通座標方向
の夫々に対してコイル系からなり、その活性化により、
勾配磁界はこれらの方向の夫々で発生されえ、対象の点
状画像が得られうる。図２は磁気共鳴装置用磁石系の、
概略的に結合した静止磁界及びｘ−及びｙ−勾配磁界磁
石系３０を示す。これらの系において、夫々が個々の磁
界アーク導体パケット３４及び遮蔽導体パケット３６か
らなるコイルパケット４０−５０を有するｚ−勾配コイ
ル系３２が示される。コイル系は更に磁界アーク導体巻
線６０−７０及び遮蔽戻り導体６１−７１を有するＢ０
磁界コイル系５６からなる。かかる系によって、安定
磁界及び勾配磁界は３つの直交方向の磁石内の測定範囲
内で発生されうる。Ｂ０ コイルがｚ勾配コイルと当時
に活性化される事実により、ｚ−勾配磁界はｚ−方向に
シフトされ、その結果、軸方向コイル対称面８０に関し
てＺ−勾配磁界の非対称性が得られる。例えば側部８２
から導入された患者について、過剰に高いラーモア周波
数が状況で増加磁界により維持するので共鳴信号の戻り
は結果的に生じない。系の逆部分８３は、ラーモア周波
数が調整された軌道内に事実あるにしても、まったく共
鳴信号がそこで発生しないのでそこから共鳴信号が記録
されえないように空のままにある。Ｂ０ コイルは、ア
ーク導体が一方で巻線パケットに加えられ、巻線パケッ
トのアーク巻線は他端で省かれる事実によりｚコイルの
一部を形成する。ｘ−及びｙ−方向の線形領域のシフト
はもし適切なら同じ方法で導かれうる。
【００１４】頭部−首部挿入コイル系は例えば一体であ
ろうとなかろうと、遮蔽ｘ−勾配コイル系、遮蔽ｙ−勾
配コイル系及び遮蔽Ｂ０ 磁界コイル系を有する遮蔽ｚ
−勾配コイル系からなる。かかるコイル系の線形領域を
特にｚ−方向にシフトするために、コイル系は、例えば
アーク導体、別な直径を有する導体への遷移用の半径方
向導体及びｚ勾配コイル用遮蔽アーク導体を有する追加
導体が設けられる。従って、ｚ−線形領域は大きくシフ
トされうる。
ろうとなかろうと、遮蔽ｘ−勾配コイル系、遮蔽ｙ−勾
配コイル系及び遮蔽Ｂ０ 磁界コイル系を有する遮蔽ｚ
−勾配コイル系からなる。かかるコイル系の線形領域を
特にｚ−方向にシフトするために、コイル系は、例えば
アーク導体、別な直径を有する導体への遷移用の半径方
向導体及びｚ勾配コイル用遮蔽アーク導体を有する追加
導体が設けられる。従って、ｚ−線形領域は大きくシフ
トされうる。
【図１】本発明による磁気共鳴装置を示す図である。
【図２】追加Ｂ０ 磁界コイルを有するこの装置用の勾
配コイル系の概略を示す図である。
配コイル系の概略を示す図である。
２，４ 磁石系
６，８ 供給源
１０ 磁石コイル
１２ 無線周波数源
１４ 信号増幅器
１６ 位相感知整流器
１８ 中央制御装置
２０ 変調器
２２ モニタ
２４ 高周波数発振器
２８ 測定空間
３０ 対称
３２ ｚ−勾配コイル系
３４ 磁界アーク導体パケット
３６ 遮蔽導体パケット
４０−５０ コイルパケット
５６ Ｂ０ 磁界コイル系
Claims (12)
- 【請求項１】 静止磁界を発生する磁石と、ｘ−，ｙ
−，ｚ−勾配コイル系とからなり、検査さるべき対象の
形状に適合される勾配磁界分布を発生するコイルアーク
導体が勾配コイル系に組込まれ、コイルアーク導体は勾
配コイル系のｘ−，ｙ−及びｚ−勾配コイル系と同期し
て駆動されうることを特徴とする磁気共鳴装置。 - 【請求項２】 加えられたアーク導体は、ｚ−勾配コ
イル系と同期して活性化されうる付加的Ｂ０ 磁界を発
生する磁石コイルを構成することを特徴とする請求項１
記載の磁気共鳴装置。 - 【請求項３】 相互同期駆動用Ｂ０ コイルはｚ−勾
配コイル系との直列配列に含まれることを特徴とする請
求項２記載の磁気共鳴装置。 - 【請求項４】 付加的アーク導体は静止磁界の中央か
らｚ−勾配磁界の直線性範囲の軸方向変位を実現するよ
う設計されることを特徴とする請求項１，２及び３のう
ちいずれか一項記載の磁気共鳴装置。 - 【請求項５】 戻りアーク導体により遮蔽された勾配
コイル系はどんな方向に変位された範囲に作用する勾配
磁界を得るためのアーク導体が設けられることを特徴と
する請求項１記載の磁気共鳴装置。 - 【請求項６】 付加的アーク導体は、コイル系の少な
くとも１つの開口が円錐形になるように位置し、半径方
向に測定され、軸方向に遮蔽測定されることを特徴とす
る請求項１乃至５のうちいずれか一項記載の磁気共鳴装
置。 - 【請求項７】 勾配コイル系は、半径方向に重ねられ
うるセグメントからなり、アーク導体が設けられ、導体
部分を半径方向に拡張する凹部を有することを特徴とす
る請求項１乃至６のうちいずれか一項記載の磁気共鳴装
置。 - 【請求項８】 勾配コイル系は交換可能なように構成
されていることを特徴とする請求項１乃至７のうちいず
れか一項に記載の磁気共鳴装置。 - 【請求項９】 勾配コイル系は静止磁界用磁石と構造
的に一体であることを特徴とする請求項１乃至７のうち
いずれか一項記載の磁気共鳴装置。 - 【請求項１０】 付加的Ｂ０ 磁界を発生するアーク
導体はｚ−勾配コイル系の一部を形成することを特徴と
する請求項９記載の磁気共鳴装置。 - 【請求項１１】 請求項８記載の磁気共鳴装置での変
換使用に適している勾配コイル系。 - 【請求項１２】 静止磁界及び軸方向非対象のｚ−勾
配磁界を発生するコイルアーク導体が設けられた勾配磁
界を発生する磁石系。
Applications Claiming Priority (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| NL9002574A NL9002574A (nl) | 1990-11-27 | 1990-11-27 | Magnetisch resonantieapparaat. |
| NL9002574 | 1990-11-27 |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH04288138A true JPH04288138A (ja) | 1992-10-13 |
Family
ID=19858035
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP3309493A Pending JPH04288138A (ja) | 1990-11-27 | 1991-11-25 | 磁気共鳴装置 |
Country Status (4)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US5256970A (ja) |
| EP (1) | EP0488445A1 (ja) |
| JP (1) | JPH04288138A (ja) |
| NL (1) | NL9002574A (ja) |
Families Citing this family (3)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| EP0797103B1 (de) * | 1996-03-28 | 1999-06-02 | Siemens Aktiengesellschaft | Magnetanordnung für die bildgebende magnetische Resonanz mit zwei getrennten Abbildungsvolumina |
| DE10151667C2 (de) | 2001-10-19 | 2003-10-16 | Siemens Ag | Verfahren zur Berechnung eines schaltbaren Gradientensystems für ein Magnet-Resonanz-Tomographiegerät |
| DE102017213026A1 (de) * | 2017-07-28 | 2019-01-31 | Siemens Healthcare Gmbh | Gradientenspule zur Erzeugung eines Magnetfeldgradienten und eines Magnetfeldes höherer Ordnung |
Family Cites Families (6)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPS5985651A (ja) * | 1982-11-08 | 1984-05-17 | 株式会社東芝 | 診断用核磁気共鳴装置 |
| GB8321236D0 (en) * | 1983-08-05 | 1983-09-07 | Technicare Corp | Gradient null displacement coil |
| GB8500248D0 (en) * | 1985-01-04 | 1985-02-13 | Oxford Magnet Tech | Solenoids |
| NL8701948A (nl) * | 1987-08-19 | 1989-03-16 | Philips Nv | Magnetisch resonantie-apparaat met verbeterd gradient spoelenstelsel. |
| NL8701947A (nl) * | 1987-08-19 | 1989-03-16 | Philips Nv | Magnetisch resonantie apparaat met geluidsarme gradientspoel. |
| NL8903066A (nl) * | 1989-12-14 | 1991-07-01 | Philips Nv | Magnetisch resonantie apparaat met beeldfout reductie. |
-
1990
- 1990-11-27 NL NL9002574A patent/NL9002574A/nl not_active Application Discontinuation
-
1991
- 1991-11-19 EP EP91203000A patent/EP0488445A1/en not_active Withdrawn
- 1991-11-25 JP JP3309493A patent/JPH04288138A/ja active Pending
- 1991-11-26 US US07/797,847 patent/US5256970A/en not_active Expired - Fee Related
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| EP0488445A1 (en) | 1992-06-03 |
| NL9002574A (nl) | 1992-06-16 |
| US5256970A (en) | 1993-10-26 |
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