JPH0838454A - 磁気共鳴映像装置の磁石 - Google Patents
磁気共鳴映像装置の磁石Info
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- JPH0838454A JPH0838454A JP7087102A JP8710295A JPH0838454A JP H0838454 A JPH0838454 A JP H0838454A JP 7087102 A JP7087102 A JP 7087102A JP 8710295 A JP8710295 A JP 8710295A JP H0838454 A JPH0838454 A JP H0838454A
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- JP
- Japan
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- magnet
- wire
- turns
- shim
- magnet according
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- Pending
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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
- G01R33/38—Systems for generation, homogenisation or stabilisation of the main or gradient magnetic field
- G01R33/387—Compensation of inhomogeneities
- G01R33/3873—Compensation of inhomogeneities using ferromagnetic bodies ; Passive shimming
Landscapes
- Physics & Mathematics (AREA)
- Condensed Matter Physics & Semiconductors (AREA)
- General Physics & Mathematics (AREA)
- Magnetic Resonance Imaging Apparatus (AREA)
Abstract
(57)【要約】
【目的】 ＭＲＩ装置の磁石のシムに生じる渦電流を無
くすことにより装置が映す像の品質を改良する。 【構成】 本発明のＭＲＩ装置の磁石は、鉄又は鋼のワ
イヤの相互に絶縁された相隣接する複数のターンから作
られるシムを備える。
くすことにより装置が映す像の品質を改良する。 【構成】 本発明のＭＲＩ装置の磁石は、鉄又は鋼のワ
イヤの相互に絶縁された相隣接する複数のターンから作
られるシムを備える。
Description
【０００１】
【産業上の利用分野】本発明は磁気共鳴映像（ｍａｇｎ
ｅｔｉｃ ｒｅｓｏｎａｎｃｅ ｉｍａｇｉｎｇ＝ＭＲ
Ｉ）装置に関し、特にそのような装置で使用するための
磁石に関する。
ｅｔｉｃ ｒｅｓｏｎａｎｃｅ ｉｍａｇｉｎｇ＝ＭＲ
Ｉ）装置に関し、特にそのような装置で使用するための
磁石に関する。
【０００２】
【従来の技術】ＭＲＩ装置（特に医療に用いられるも
の）の操作の原理、及びその装置で使用される磁石の設
計と製作の要件は全体的に当該技術者にはよく知られて
いる。従って本発明の目的の主題の詳細な論述は不必要
と思われるが、しかし該装置の適正な操作を得るための
基本的な要件について多少記述する。
の）の操作の原理、及びその装置で使用される磁石の設
計と製作の要件は全体的に当該技術者にはよく知られて
いる。従って本発明の目的の主題の詳細な論述は不必要
と思われるが、しかし該装置の適正な操作を得るための
基本的な要件について多少記述する。
【０００３】高品質な映像を行うための原理的な要件の
１つは、映像ボリューム（ｉｍａｇｉｎｇ ｖｏｌｕｍ
ｅ）、即ち患者の走査される部分が置かれる区域に高度
に均等な磁場を作ることである。このような磁場の均等
性は、低温（ｃｒｙｏｇｅｎｉｃ）環状磁石の「温暖ボ
ア（ｗａｒｍ ｂｏｒｅ）」の中に正確に位置決めされ
る軟鋼のシム・リング（ｓｈｉｍｍｉｎｇ ｒｉｎｇ
ｓ）即ちシムとして働くリングを備えることによって改
良されることが知られている。それらシム・リングは、
超伝導磁石を収納するクライオスタッド即ち低温容器の
映像ボリューム側に置かれる。
１つは、映像ボリューム（ｉｍａｇｉｎｇ ｖｏｌｕｍ
ｅ）、即ち患者の走査される部分が置かれる区域に高度
に均等な磁場を作ることである。このような磁場の均等
性は、低温（ｃｒｙｏｇｅｎｉｃ）環状磁石の「温暖ボ
ア（ｗａｒｍ ｂｏｒｅ）」の中に正確に位置決めされ
る軟鋼のシム・リング（ｓｈｉｍｍｉｎｇ ｒｉｎｇ
ｓ）即ちシムとして働くリングを備えることによって改
良されることが知られている。それらシム・リングは、
超伝導磁石を収納するクライオスタッド即ち低温容器の
映像ボリューム側に置かれる。
【０００４】不都合なことに、主磁場グラジェント・コ
イル（ｐｒｉｍａｒｙ ｍａｇｎｅｔｉｃ ｆｉｅｌｄ
ｇｒａｄｉｅｎｔ ｃｏｉｌｓ）にパルスがオン−オ
フされるとき（このパルスは映像プロセスの基本的部分
である）、それらシム内に渦電流が生じ、この渦電流は
像の品質に悪影響を及ぼす。
イル（ｐｒｉｍａｒｙ ｍａｇｎｅｔｉｃ ｆｉｅｌｄ
ｇｒａｄｉｅｎｔ ｃｏｉｌｓ）にパルスがオン−オ
フされるとき（このパルスは映像プロセスの基本的部分
である）、それらシム内に渦電流が生じ、この渦電流は
像の品質に悪影響を及ぼす。
【０００５】そのような悪影響をできるだけ少なくする
ため、所定区域内の磁場グラジェントを消去する作用を
もったシールド磁場を作る副グラジェント・コイル（ｓ
ｅｃｏｎｄａｒｙ ｇｒａｄｉｅｎｔ ｃｏｉｌ）によ
って実際的な遮蔽が行われる。実際的磁気シールド・グ
ラジェントは普通、シムから数センチメートル離間した
区域にゼロ磁場を作るように設計され、従って、最適の
磁気均等性を得るのに必要とされるように、特にシムが
主グラジェント・コイルと副グラジェント・コイルとの
間あるいは「温暖ボア」又はコイルの患者側に設置され
る場合、妥当な設計を行うことは不可能ではないにして
も相当に困難である。
ため、所定区域内の磁場グラジェントを消去する作用を
もったシールド磁場を作る副グラジェント・コイル（ｓ
ｅｃｏｎｄａｒｙ ｇｒａｄｉｅｎｔ ｃｏｉｌ）によ
って実際的な遮蔽が行われる。実際的磁気シールド・グ
ラジェントは普通、シムから数センチメートル離間した
区域にゼロ磁場を作るように設計され、従って、最適の
磁気均等性を得るのに必要とされるように、特にシムが
主グラジェント・コイルと副グラジェント・コイルとの
間あるいは「温暖ボア」又はコイルの患者側に設置され
る場合、妥当な設計を行うことは不可能ではないにして
も相当に困難である。
【０００６】
【発明が解決しようとする課題】本発明の目的は、ＭＲ
Ｉ装置の磁石のシム・リング内に生じる渦電流を消去、
又は少なくとも実質的に減少させ、これによって像の品
質を改良することにある。
Ｉ装置の磁石のシム・リング内に生じる渦電流を消去、
又は少なくとも実質的に減少させ、これによって像の品
質を改良することにある。
【０００７】
【課題を解決するための手段】本発明によれば、ＭＲＩ
装置の磁石は、鉄又は鋼のワイヤの相互に絶縁された相
隣接する複数のターン即ち複数の巻きから作られるシム
（ｓｈｉｍ）を備える。
装置の磁石は、鉄又は鋼のワイヤの相互に絶縁された相
隣接する複数のターン即ち複数の巻きから作られるシム
（ｓｈｉｍ）を備える。
【０００８】ワイヤは矩形又は正方形の断面を有するも
のとされ、これによって高い詰込み密度を得ることがで
きる。
のとされ、これによって高い詰込み密度を得ることがで
きる。
【０００９】矩形断面ワイヤの幅に対する厚さの比は、
最適の詰込み密度及び／又は最適の渦電流伝播防止特性
を得られるように選択される。
最適の詰込み密度及び／又は最適の渦電流伝播防止特性
を得られるように選択される。
【００１０】前記相互に絶縁されたターンを作るのに使
用される絶縁は好適には、それらターンによって形成さ
れる巻線の全長に亘って実質的に均一な厚さにされる。
用される絶縁は好適には、それらターンによって形成さ
れる巻線の全長に亘って実質的に均一な厚さにされる。
【００１１】絶縁はエナメル又は、例えばエポキシ樹脂
コーティングのようなプラスチック・コーティングで形
成される。
コーティングのようなプラスチック・コーティングで形
成される。
【００１２】絶縁は湿式被覆方法を使って静電付着され
る。
る。
【００１３】あるいは又、絶縁はテープ又は編製品（ｂ
ｒａｉｄｉｎｇ）その他同様なもので構成される。
ｒａｉｄｉｎｇ）その他同様なもので構成される。
【００１４】巻線は、絶縁破壊を起させる可能性のあ
る、そこに誘導される電圧の作用を実質的に消去するよ
うに巻かれる２つ又はそれ以上のサブ巻線を備えるよう
に構成される。
る、そこに誘導される電圧の作用を実質的に消去するよ
うに巻かれる２つ又はそれ以上のサブ巻線を備えるよう
に構成される。
【００１５】シムは、磁石と作動に関して関連する低温
維持装置即ちクライオスタット（ｃｒｙｏｓｔａｔ）内
に装架されたプロフィル付き成形具（ｐｒｏｆｉｌｅｄ
ｆｏｒｍｅｒ）上に直接湿式又は乾式で巻付けられ
る。
維持装置即ちクライオスタット（ｃｒｙｏｓｔａｔ）内
に装架されたプロフィル付き成形具（ｐｒｏｆｉｌｅｄ
ｆｏｒｍｅｒ）上に直接湿式又は乾式で巻付けられ
る。
【００１６】次に、ＭＲＩ装置で使用される超伝導磁石
の一部分の概略断面図を示す添付図面を参照にしながら
本発明の実施例を説明する。
の一部分の概略断面図を示す添付図面を参照にしながら
本発明の実施例を説明する。
【００１７】
【実施例】図面に示されるように、ＭＲＩ装置の超伝導
磁石は磁石コイル１ａ，１ｂ，１ｃ及び２ａ，２ｂ，２
ｃを備え、これらコイルは液体ヘリウムを詰めた槽３の
中に設置されている。磁石は、断面図が取られる長手方
向軸心４を中心にして対称形であり、従って図面を簡単
にするためにその断面図の上半分だけが図示されてい
る。磁石は又垂直方向軸心５に関しても全体的に対称的
であり、そして図面に見られるように磁石コイル１ａ，
１ｂ，１ｃは垂直方向軸心５の右側に設置され、又同様
にコイル２ａ，２ｂ，２ｃは軸心５の左側に設置されて
いる。
磁石は磁石コイル１ａ，１ｂ，１ｃ及び２ａ，２ｂ，２
ｃを備え、これらコイルは液体ヘリウムを詰めた槽３の
中に設置されている。磁石は、断面図が取られる長手方
向軸心４を中心にして対称形であり、従って図面を簡単
にするためにその断面図の上半分だけが図示されてい
る。磁石は又垂直方向軸心５に関しても全体的に対称的
であり、そして図面に見られるように磁石コイル１ａ，
１ｂ，１ｃは垂直方向軸心５の右側に設置され、又同様
にコイル２ａ，２ｂ，２ｃは軸心５の左側に設置されて
いる。
【００１８】槽３は密封された外側室の壁６の中に収納
され、そしてこの外側室壁６と槽３との間のスペース７
は、対流による熱ゲインを最少にし、これによって良好
な絶縁がなされるようにするため真空にされる。更に放
射による熱ゲインを最少にするため、真空スペース７の
中に内側と外側のアルミニウムのクライオシールド（ｃ
ｒｙｏｓｈｉｅｌｄ）８と９が備えられる。
され、そしてこの外側室壁６と槽３との間のスペース７
は、対流による熱ゲインを最少にし、これによって良好
な絶縁がなされるようにするため真空にされる。更に放
射による熱ゲインを最少にするため、真空スペース７の
中に内側と外側のアルミニウムのクライオシールド（ｃ
ｒｙｏｓｈｉｅｌｄ）８と９が備えられる。
【００１９】環状超伝導磁石コイル１ａ，１ｂ，１ｃと
２ａ，２ｂ，２ｃの中に置かれる円筒形の区域（しばし
ば磁石の「温暖ボア」として記述される）は、破線１０
で示されるような全体的に球形の映像ボリュームを含
み、これの中で磁場の最適な均等性が得られ、そしてそ
の中に患者の走査される部分が置かれる。この区域の中
に主グラジェント・コイル１１が副シールド・グラジェ
ント・コイル１２と共に設置される。この副グラジェン
ト・コイル１２は、主グラジェント・コイル１１が作る
磁場に対向するシールド磁場を作る。「温暖ボア」内の
磁場の均等性を作るため、主及び副グラジェント・コイ
ル１１と１２の間にシム１３ａ，１３ｂと１４ａ，１４
ｂが備えられる。図面においてシム１３ａ，１３ｂ，１
４ａ，１４ｂは両グラジェント・コイル１１と１２の間
に備えられるようになっているが、それらシムは変化形
として副シールド・グラジェント・コイル１２の上方の
スペース１５内に、あるいは又主グラジェント・コイル
１１の下方のスペース１６内に設置することもできる。
２ａ，２ｂ，２ｃの中に置かれる円筒形の区域（しばし
ば磁石の「温暖ボア」として記述される）は、破線１０
で示されるような全体的に球形の映像ボリュームを含
み、これの中で磁場の最適な均等性が得られ、そしてそ
の中に患者の走査される部分が置かれる。この区域の中
に主グラジェント・コイル１１が副シールド・グラジェ
ント・コイル１２と共に設置される。この副グラジェン
ト・コイル１２は、主グラジェント・コイル１１が作る
磁場に対向するシールド磁場を作る。「温暖ボア」内の
磁場の均等性を作るため、主及び副グラジェント・コイ
ル１１と１２の間にシム１３ａ，１３ｂと１４ａ，１４
ｂが備えられる。図面においてシム１３ａ，１３ｂ，１
４ａ，１４ｂは両グラジェント・コイル１１と１２の間
に備えられるようになっているが、それらシムは変化形
として副シールド・グラジェント・コイル１２の上方の
スペース１５内に、あるいは又主グラジェント・コイル
１１の下方のスペース１６内に設置することもできる。
【００２０】シム・リング１３ａ，１３ｂ及び１４ａ，
１４ｂ内に望ましくない渦電流の増大が生じるのを防止
するため、それらリングは、巻線技術を使って、相互に
絶縁された鉄又は軟鋼で作られる複数のターン（ｔｕｒ
ｎｓ）によって製作される。それらワイヤを巻いたシム
の磁気機能は、ボア内のそれらの位置を物理的に移動さ
せることによって及び／又は追加の均衡（ｂａｌａｎｃ
ｉｎｇ）ターンを巻くことによって調節される。均衡タ
ーンに使用されるワイヤは、シムを作るワイヤに対応す
る又は対応しない適当な形状と寸法のものにされよう。
シムのワイヤ巻線は製作を容易にし、又シム上に均衡タ
ーンを備えるのを可能にする。巻線の張力を一定レベル
に維持することにより一定した詰込み密度が保たれる。
これらのファクタはワイヤ巻線を、他の積層技術、例え
ば鋼プレートのシートを積重ねるものよりも優れたもの
にする。
１４ｂ内に望ましくない渦電流の増大が生じるのを防止
するため、それらリングは、巻線技術を使って、相互に
絶縁された鉄又は軟鋼で作られる複数のターン（ｔｕｒ
ｎｓ）によって製作される。それらワイヤを巻いたシム
の磁気機能は、ボア内のそれらの位置を物理的に移動さ
せることによって及び／又は追加の均衡（ｂａｌａｎｃ
ｉｎｇ）ターンを巻くことによって調節される。均衡タ
ーンに使用されるワイヤは、シムを作るワイヤに対応す
る又は対応しない適当な形状と寸法のものにされよう。
シムのワイヤ巻線は製作を容易にし、又シム上に均衡タ
ーンを備えるのを可能にする。巻線の張力を一定レベル
に維持することにより一定した詰込み密度が保たれる。
これらのファクタはワイヤ巻線を、他の積層技術、例え
ば鋼プレートのシートを積重ねるものよりも優れたもの
にする。
【００２１】詰込み密度を良好なものにするため、シム
を形成するように巻かれるワイヤは好適にはその断面が
正方形又は矩形にされ、そしてその幅対厚さの比は、最
適な詰込み密度と渦電流伝播防止特性を備えるように選
択される。ワイヤは、例えばエナメル又はプラスチック
・コーティングのような適当な技術を使って絶縁され、
そして静電付着湿式被覆方法を用いることができる。し
かし又変化形として、その絶縁は巻付けられたテープ又
は編製されたカバーで構成することもできる。絶縁の品
質は、グラジェント・パルスが発せられる際に作られる
電圧に応じて必要な破断電圧に対する考慮を行いながら
選択される。絶縁される前にワイヤ材料は、適当な軟性
磁気特性（ｓｏｆｔ ｍａｇｎｅｔｉｃ ｐｒｏｐｅｒ
ｔｉｅｓ）を作るように完全に焼鈍される。鉄又は軟鋼
ワイヤが、０．０１％以下の炭素含有率を有するシムに
は適当である。典型的には他の残留元素の存在は０．４
％以下に維持される。好適にはワイヤは圧延又は引抜き
によって製造され、そしてこの製作工程の最終段階とし
て焼鈍が行われる。
を形成するように巻かれるワイヤは好適にはその断面が
正方形又は矩形にされ、そしてその幅対厚さの比は、最
適な詰込み密度と渦電流伝播防止特性を備えるように選
択される。ワイヤは、例えばエナメル又はプラスチック
・コーティングのような適当な技術を使って絶縁され、
そして静電付着湿式被覆方法を用いることができる。し
かし又変化形として、その絶縁は巻付けられたテープ又
は編製されたカバーで構成することもできる。絶縁の品
質は、グラジェント・パルスが発せられる際に作られる
電圧に応じて必要な破断電圧に対する考慮を行いながら
選択される。絶縁される前にワイヤ材料は、適当な軟性
磁気特性（ｓｏｆｔ ｍａｇｎｅｔｉｃ ｐｒｏｐｅｒ
ｔｉｅｓ）を作るように完全に焼鈍される。鉄又は軟鋼
ワイヤが、０．０１％以下の炭素含有率を有するシムに
は適当である。典型的には他の残留元素の存在は０．４
％以下に維持される。好適にはワイヤは圧延又は引抜き
によって製造され、そしてこの製作工程の最終段階とし
て焼鈍が行われる。
【００２２】グラジェント・パルス発生時に誘導される
電圧を消去するため、好適にはターンの複数の層又はタ
ーンの層の複数のグループは相互に反対方向に巻かれ
る。更に、又は変化形として、誘導される電圧が増大し
ないようにするため、巻線はセグメントに分割してもよ
い。又、誘導される電圧の増大を防ぐため、電気的に連
続的でないワイヤを使用してもよい。
電圧を消去するため、好適にはターンの複数の層又はタ
ーンの層の複数のグループは相互に反対方向に巻かれ
る。更に、又は変化形として、誘導される電圧が増大し
ないようにするため、巻線はセグメントに分割してもよ
い。又、誘導される電圧の増大を防ぐため、電気的に連
続的でないワイヤを使用してもよい。
【００２３】以上述べてきた構成には、本発明の範囲か
ら外れずに様々な変化形が可能であり、そしてここでは
例えば超伝導磁石に関して記述したが、同様な技術が他
の高磁束非超伝導磁石組立体にも適用できることは理解
されよう。
ら外れずに様々な変化形が可能であり、そしてここでは
例えば超伝導磁石に関して記述したが、同様な技術が他
の高磁束非超伝導磁石組立体にも適用できることは理解
されよう。
【図１】ＭＲＩ装置で使用される超伝導磁石の一部分の
概略断面図である。
概略断面図である。
１ 超伝導磁石コイル ２ 超伝導磁石コイル ３ 液体ヘリウム槽 ４ 長手方向軸心 ５ 垂直方向軸心 ６ 外側真空室 ７ スペース ８ クライオシールド ９ クライオシールド １０ 映像ボリューム １１ グラジェント主コイル １２ グラジェント副コイル １３ シム １４ シム １５ スペース １６ スペース
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (72)発明者 フィリップ ナイジェル スミス イギリス国ミルトン ケインズ，カルバー トン レーン，オークヒル コテージズ １
Claims (11)
- 【請求項１】 磁気共鳴映像（ＭＲＩ）装置の磁石にお
いて、鉄又は鋼のワイヤの相互に絶縁された相隣接する
複数のターンから作られるシムを備える磁石。 - 【請求項２】 該ワイヤが矩形又は正方形の断面を有す
る、請求項１の磁石。 - 【請求項３】 該ワイヤ断面の幅に対する厚さの比が、
最適の詰込み密度及び／又は最適の渦電流伝播防止特性
を得られるように選択される、請求項２の磁石。 - 【請求項４】 該相互に絶縁されたターンを作るのに使
用される絶縁が、それらターンによって形成される巻線
の全長に亘って実質的に均一な厚さである、請求項１か
ら請求項３までのいずれか１項の磁石。 - 【請求項５】 該絶縁がエナメル又はプラスチック・コ
ーティングで形成される、請求項１から請求項４までの
いずれか１項の磁石。 - 【請求項６】 該コーティングがエポキシ樹脂である、
請求項５の磁石。 - 【請求項７】 該絶縁が湿式被覆方法を使って静電付着
される、請求項１から請求項６までのいずれか１項の磁
石。 - 【請求項８】 該絶縁がテープ又は編製品その他同様な
もので構成される、請求項１から請求項４までのいずれ
か１項の磁石。 - 【請求項９】 該複数のターンで形成される１つの巻線
が、そこに誘導される電圧の作用を実質的に消去するよ
うに巻かれる２つ又はそれ以上のサブ巻線を備える、請
求項１から請求項８までのいずれか１項の磁石。 - 【請求項１０】 該シムが、該磁石と作動について関連
するクライオスタット内に装架されたプロフィル付き成
形具上に直接湿式又は乾式で巻付けられる、請求項１か
ら請求項９までのいずれか１項の磁石。 - 【請求項１１】 請求項１から請求項１０までのいずれ
か１項の磁石を備える磁気共鳴映像装置。
Applications Claiming Priority (4)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| GB9407309A GB9407309D0 (en) | 1994-04-13 | 1994-04-13 | Improvements in or relating to magnetic resonance imaging apparatus |
| GB94073095 | 1994-04-29 | ||
| GB94085438 | 1994-04-29 | ||
| GB9408543A GB2288464B (en) | 1994-04-13 | 1994-04-29 | Improvements in or relating to magnetic resonance imaging apparatus |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH0838454A true JPH0838454A (ja) | 1996-02-13 |
Family
ID=26304697
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP7087102A Pending JPH0838454A (ja) | 1994-04-13 | 1995-04-12 | 磁気共鳴映像装置の磁石 |
Country Status (3)
| Country | Link |
|---|---|
| EP (1) | EP0677751B1 (ja) |
| JP (1) | JPH0838454A (ja) |
| DE (1) | DE69519121T2 (ja) |
Cited By (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| WO2011065357A1 (ja) * | 2009-11-24 | 2011-06-03 | 株式会社日立製作所 | Ｍｒｉ装置用磁場調整方法 |
| KR20230136942A (ko) * | 2022-03-21 | 2023-10-04 | 재단법인 한국마이크로의료로봇연구원 | 자성입자 탐지를 위한 개방형 rf 송수신코일 시스템 |
Families Citing this family (4)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US5804968A (en) * | 1997-01-29 | 1998-09-08 | Picker International, Inc. | Gradient coils with reduced eddy currents |
| DE10147984B4 (de) * | 2001-09-28 | 2007-10-11 | Siemens Ag | Magnetresonanz-Untersuchungsgerät mit einer Einrichtung zur Erzeugung eines homogenen Magnetfeldes und Verfahren zur Verbesserung der Homogenität eines Magnetfeldes |
| US6965236B2 (en) * | 2003-11-20 | 2005-11-15 | Ge Medical Systems Global Technology Co., Llc | MRI system utilizing supplemental static field-shaping coils |
| US7295012B1 (en) | 2006-04-28 | 2007-11-13 | General Electric Company | Methods and apparatus for MRI shim elements |
Family Cites Families (4)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPH0620438B2 (ja) * | 1984-01-18 | 1994-03-23 | 株式会社日立メディコ | Νｍｒイメ−ジング装置 |
| NL8502340A (nl) * | 1985-08-26 | 1987-03-16 | Philips Nv | Magnetisch resonantie apparaat met veld homogeniserende magnetische elementen. |
| JP2592920B2 (ja) * | 1988-09-02 | 1997-03-19 | 株式会社東芝 | 磁気共鳴イメージング装置の超電導マグネット |
| NL9001300A (nl) * | 1990-06-08 | 1992-01-02 | Koninkl Philips Electronics Nv | Magneetstelsel voor magnetische resonantie. |
-
1995
- 1995-03-20 EP EP19950104102 patent/EP0677751B1/en not_active Expired - Lifetime
- 1995-03-20 DE DE1995619121 patent/DE69519121T2/de not_active Expired - Fee Related
- 1995-04-12 JP JP7087102A patent/JPH0838454A/ja active Pending
Cited By (3)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| WO2011065357A1 (ja) * | 2009-11-24 | 2011-06-03 | 株式会社日立製作所 | Ｍｒｉ装置用磁場調整方法 |
| JP2011110065A (ja) * | 2009-11-24 | 2011-06-09 | Hitachi Ltd | Ｍｒｉ装置用磁場調整 |
| KR20230136942A (ko) * | 2022-03-21 | 2023-10-04 | 재단법인 한국마이크로의료로봇연구원 | 자성입자 탐지를 위한 개방형 rf 송수신코일 시스템 |
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| Publication number | Publication date |
|---|---|
| DE69519121D1 (de) | 2000-11-23 |
| EP0677751B1 (en) | 2000-10-18 |
| DE69519121T2 (de) | 2001-05-17 |
| EP0677751A1 (en) | 1995-10-18 |
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