CN1604240B - 具有用于主磁场调整的可动永久磁体的永久磁体装置 - Google Patents

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Abstract

一种永久磁体装置(11)，包括一个固定的永久磁体(15)和一个可动的永久磁体(22，26)，后者相对于固定的永久磁体可以移动。

Description

具有用于主磁场调整的可动永久磁体的永久磁体装置
技术领域
本发明总的涉及永久磁体装置，尤其涉及用于磁共振成象系统(MRI)的永久磁体装置。
背景技术
有各种使用永久磁体的磁成象系统。这些系统包括磁共振成象(MRI)、磁共振疗法(MRT)和核磁共振(NMR)系统。MRI系统用于对病人身体的一部分成象。MRT系统通常较小并用于监测外科器械在病人体内的位置。NMR系统用于检测一个从被成象的物料来的信号，以测定该物料的成分。这些系统常常使用两个或更多个直接附接在一个支架(常称为轭)的永久磁体。在这些磁体内设置一个成象容积。一个人或物料置于该成象容积中而检出一个图象或信号，然后用一处理器如计算机进行处理。
一个MRI磁体应当保持一个变化狭窄的预设定的主磁场(B0)，因为该系统的中心频率与B0场和射频成线性关系，而放大器/接收器调谐到该频率。射频链的窄带宽限定主磁场中的可允许的变化。在一个超导或电阻MRI磁体中，正确的B0场是通过调整磁体线圈中的电流而获得的。在一永久磁体中，B0场由磁体的磁动势和磁阻决定。但是，由于材料性能的变化和磁体尺寸的制造公差，在永久磁体的真实B0场和其设计值之间常常存在差异。
已提出若干方法用于调整MRI的永久磁体用的B0场。一种方法包括利用铁插塞来增减磁通量回路中的空气间隙，该间隙转而由于磁阻的变化而减小或增大B0场。另一方法包括改变磁体的操作温度。后者改变永久磁体极的磁化程度并因此改变B0场。又一方法包括使用电阻线圈来调整B0场。但是，这些方法实施时常常很复杂，而且有时不能获得所要的B0场。
发明内容
本发明的一个优选实施例提供一种永久磁体装置，该装置包括一个固定的永久磁体和一个可动的永久磁体，后者相对于固定的永久磁 体可以活动。
本发明的另一优选实施例提供一种磁成象设备，该设备包括一个由第一部分、第二部分与连接该第一和第二部分的至少一个第三部分组成的轭，以及一个附接在轭的第一部分上的永久磁体装置，使得在轭的第一和第二部分之间形成一个成象容积，其中该永久磁体装置包括一个固定的永久磁体和一个可动的永久磁体，后者相对于固定的永久磁体可以活动。
本发明的又一优选实施例提供一种制造一个永久磁体装置的方法，该方法包括提供一个固定的永久磁体，提供一个可动的永久磁体，以及相对于该固定的永久磁体的移动该可动的永久磁体来调整该装置的B0场。
附图说明
图1和2是按照本发明的优选实施例的永久磁体装置的右半的侧视截面图。
图3是有一永久磁体插塞的永久磁体装置的透视图。
图4是按照本发明的一个优选实施例的一种永久磁体的透视图。
图5是图4磁体的基底区段的透视图。
图6是图4磁体的空心环区段的透视图。
图7是一种包括本发明优选实施例的永久磁体装置的MRI系统的侧视截面图。
图8是一种包括C形轭的MRI系统的透视图。
图9是一种包括有多个连接杆的轭的MRI系统的侧视截面图。
图10是一种包括管状轭的MRI系统的侧视截面图。
图11和12是按照本发明的另外的优选实施例的成象系统的侧视截面图。
图13、14和15是图11中成象系统的分别为设有永久磁体块件、有正的永久磁体块件和有负的永久磁体块件时的磁场分布的模拟。
图16和17是图12的成象系统根据永久磁体插塞的位置的磁场分布的模拟。
图18是比较具有铁插塞和具有永久磁场插塞的B0场调整能力的图线。
图19是一种用于磁化一适用于用作永久磁体的未磁化材料的线圈罩的透视图。
具体实施方式
本发明已实现可以使用一种相当小的可动的永久磁体来调整一个相当大的固定的永久磁体的磁动势和B0场。最好是，该可动的永久磁体是在B0场调整过程期间相对于该固定的永久磁体可动，而当永久磁体装置处于操作中时并不相对于固定磁体可动。最好是，该可动的永久磁体安置在固定的永久磁体的背面(即固定永久磁体的与其面向成象系统的成象容积的前面或成象面对置的那一面)。这种安置允许机械器具或装置用于该可动的永久磁体的安装、调整和/或移动。因此，该可动的永久磁体的使用提供一种简单、可靠而成本效益好的方法来在永久磁体装置中经历的变化限度内调整B0场。
术语“固定的永久磁体”包括固定在一个静止的或可动的系统支架上的任何永久磁体。优选的是，该系统包括一个成象系统，如MRI、MRT或NMR系统。最优选的是，该系统包括一个MRI系统，该支架包括一个MRI轭，而至少两个MRI永久磁体装置附接在该轭上，在该处在这两个装置之间形成一个成象容积。每个装置包括这些固定的和可动的永久磁体。在MRI系统中，该固定的永久磁体是一个静止的永久磁体，因为它固定在(即不动地附接在)一个静止的轭上。但是，该系统可以包括一个非成象系统，如电动机或发电机。例如，该固定的永久磁体可以固定在一个可动的支架如转子上。
可以使用在B0场调整过程期间相对于该固定永久磁体可以活动的任何合适的可动永久磁体。在一个成象系统中，该可动永久磁体最好安置在成象系统支架和固定永久磁体之间。例如，可动永久磁体可以包括安置在一个永久磁体装置的固定永久磁体的非成象的背面上的可以拆去的永久磁体块件和/或一个可动的永久磁体插塞。最好是，在永久磁体装置操作期间，该可动的永久磁体或者直接固定在该固定的永久磁体上或者该可动的永久磁体固定在该装置的另一部分上。在任一种情况下，在该装置操作期间，该可动的永久磁体最好并不相对于该固定的永久磁体而活动，即使该装置本身在操作期间安置在一转子中或正在运动。
这些永久磁体块件可以包括手动地或机械地安置在该固定永久磁体背面上和从成象系统移去的磁棒、磁盘或其它形状的块件，以便对 一组给定的条件最优化成象系统的性能，如调整永久磁体装置的B0场，以便将该场维持在所要的值的范围内。因此，可以将特定数目的正磁化的和/或负磁化的永久磁体块件安置在该永久磁体装置中或从其移去来调整永久磁体装置的B0场。如果需要，可以使用带不同的永久磁体质量的预磁化的永久磁体块件来进行精细的场调整。这些永久磁体块件通过成象系统支架如一个MRI轭中的孔而安置在该固定的永久磁体的背面上。如果需要，可以向这些永久磁体块件添加一种背衬材料如钢片或其它填充材料来保持该固定永久磁体背面上的材料的总体积恒定。
与加到该系统或从其移去而调整B0场的永久磁体块件相反，永久磁体插塞并不从该系统移去。相反，相对于固定的永久磁体来调整该永久磁体插塞，从而调整B0场。例如，永久磁体插塞可以相对于固定永久磁体的后侧进行升降，以调整B0场。因此，虽然永久磁体块件对该系统提供可变量的永久磁体材料以调整磁场，但永久磁砀插塞提供恒定量的永久磁体材料，而由其位置来调整磁场。当然也可以使用一个组合永久磁体插塞和永久磁体块件的可动永久磁体。该可动永久磁体通过安置在系统内精细调整磁场的可变位置中的可变量的永久磁体材料来调整磁场。
因此，增减永久磁体块件或相对移动永久磁体插塞能增减磁动势和调整主磁场。永久磁体材料的量由测出的B0场确定。因为永久磁体块件或永久磁体插塞与固定永久磁体相比可以有正磁化或负磁化，所以可动的永久磁体增减磁体装置的总磁动势并因而调整B0场。
图1例示按照本发明的第一优选实施例的一种成象设备的磁体装置11的右半的侧视截面图。装置11的左半是其右半的镜象，为清楚起见不再示出。该磁体装置最好包括至少一个可以选择的软磁材料层13和一固定的永久磁体15(也称为成象系统的一极)，后者包括第一表面17和第二表面19。该第一和第二表面基本上平行于与磁场方向(即Z方向)垂直的X-Y平面。磁场方向(即Z轴方向)用图1中箭头20表示。第一表面17附接在至少一层软磁材料13上。第二表面或成象表面19适合于面对成象设备的成象容积。但是，如果希望，可以省去至少一层软磁材料13。
在本发明的一个优选方面中，固定的永久磁体15的材料包括任何合适的磁化的永磁材料或合金，如CoSm、NdFe或RMB，其中R包括至少一种稀土元素而M包括至少一种过渡族金属如Fe、Co或Fe和Co。优选的是，该材料包括RMB材料，其中R包括至少一种稀土元素而M包括至少一种过渡族金属如至少50(原子)％Fe。最优选的是，该材料包括富镨(Pr)的RMB合金，如此处完全参考合并的美国专利6,120,620中公开的。该富镨(Pr)的RMB合金包括约13～约19(原子)％稀土元素，其中稀土含量基本上由大于50％的镨、有效量的选自铈、镧、钇及其混合物的轻稀土元素及余量的钕；约4～约20(原子)％硼；以及带杂质或不带杂质的余量铁。如此处所用的，短语“富镨的”指该铁-硼-稀土合金中的稀土含量大于50％的镨。在本发明的另一优选方面中，稀土含量中镨的百分率为至少70％，并可高达100％，取决于总稀土含量中存在的轻稀土元素的有效量。轻稀土元素的有效量是总稀土含量中存在的允许磁性能完成等于或大于29MGOe(BH)max和6KOe的本征矫顽磁力(Hci)的量。除铁以外，M还可包括其它元素，如(但不限于)铁、镍、铋、钴、钒、铌、钽、铬、钼、钨、锰、铝、锗、锡、锆、铪及其混合物。因此，该材料最优选地包括13～19(原子)％R，4～20(原子)％B和其余M，其中R包括50(原子)％或以上的Pr，0.1～10(原子)％的Ce、Y、La中至少一种，以及余量Nd。
该至少一层软磁材料13可以包括一层或多层任何软磁材料。软磁材料是一种仅在外加的外磁场的存在下才呈现宏观铁磁性的材料。最好是，装置11包括多层软磁材料13(如2～40层，最好10～20层)的叠层。存在多层的可能性在图1中用虚线表示。单独的各层最好沿基本上平行于由该装置的永久磁体产生的磁场的方向的方向叠层(即软磁层的厚度平行于磁场方向)。但是，如果希望，这些层可以沿任何其它方向叠层，如沿从平行于到垂直于磁场方向而延伸的任何角度。该软磁材料可以包括Fe-Si、Fe-Co、Fe-Ni、Fe-Al、Fe-Al-Si、Fe-Co-V、Fe-Cr-Ni及非晶Fe基或Co基合金中的任何一种或多种。
磁体装置11可以有任何形状或构型。例如，装置11可以有约40cm～约90cm(即约0.4～约0.9米)的宽度或外径。最好是，适合于面对该成象设备的成象体积的第二表面19的形状能使磁场的形状、 强度和均匀性最优化。固定的永久磁体15及其第二表面19的最佳形状可以通过计算机模拟基于成象容积的尺寸、永久磁体的磁场强度、填隙片设计或填隙性能及其它设计构型来确定。例如，该模拟可以包括一种有限元素分析方法。在本发明的一个优选方面中，如图1中所示，第二表面19有一个包含多个同心环21、23、25、27的圆形截面，这些同心环伸出到彼此对应的不同高度。换言之，表面19是分阶的，至少包括四个台阶21、23、25、27。最优选的是，环21、23、25、27的高度从最外环27到最内环即中心环21逐渐减小，如图1中所示。但是，可以有两个、三个或多于四个的环，而任何内环的高度可以大于任何外环的高度，如图2中所示，而且如下面更详细地描述的，取决于系统构型和所涉及的材料。
最好是，从台阶25到表面19的环27的高度18至少为0.05米，如在0.05～0.075米之间，最好约0.0625米，形成一个填充填隙片的空穴。图1中所示的环23和25的高度最好小于0.03米，如0.1～20毫米。换言之，每个环21、23、25的成象表面从一相邻的内环的成象表面伸出不到0.03米。因此，在本发明的一个优选方面中，外环27有至少0.05米的高度，而装置的每个内环23、25有小于0.03米的高度。最好是，至少两个内环21、23机加工在固定永久磁体15的一个区段中，而外环27包括独立制成并附接在包含内环的第一区段上的永久磁体的另一区段。
在图2中例示的第一实施例的另一优选方面中，第一中心(即最内的)实心环21的高度大于围绕该环21的相邻的空心环23的高度。中心环21在该装置的成象表面19中形成一个凸出部。因此，紧邻中心环21的第一内空心环23具有装置11中所有各环的最小高度。最好是，中心环21的高度小于围绕第二环23的第三空心环25的高度并小于外空心环27的高度。最好是，环27的从台阶25到表面19的高度18为至少0.05米，如0.05～0.075米，最好约0.0625米，从而形成一个填充填隙片的空穴。图2中所示的环21和25的高度最好小于0.03米，如0.1～20毫米。
如上讨论的，装置11包括在B0场调整过程期间相对于固定的永久磁体15可以活动的任何合适的可动的永久磁体。该可动主体可以安置在成象系统支架61和固定的永久磁体15之间。例如，如图1和2 中所示，可动的永久磁体可以包括通过该至少一层软磁材料13和支架61而延伸的孔24中的可以移去的永久磁体块体22。另外，该可动的永久磁体可以包括安置在孔24中安置可动的永久磁体插塞26，如图3中所示。
如上所述，永久磁体块体22可以包括通过至少一层软磁材料13中的孔24而手动或机械地安置在固定的永久磁体15的后表面17上的永久磁体的棒、盘或其它形状的块件，如图1和2中所示。因此，可以在装置11中安置或移去特定数目的正磁化和/或负磁化的块件22，以对于一套给定的条件如调整装置11的B0场来最优化该成象系统的性能，从而将该场保持在所要的值的范围内。块件22安置在成象设备支架或轭61中的孔24中或固定的永久磁体15的后表面17上。如果需要，一个金属背衬或填充物如不锈钢片或铁背衬可以插入轭61和永久磁体块件22之间或从其中移出。该背衬可以用于保持装置的金属体积恒定而与加入装置11或从其移出的永久磁体块件22的数目无关。因此，背衬材料的量可以反比于永久磁体块件的量或体积。在获得所要的B0场之后，永久磁体块件22可以紧固在固定的永久磁体15上。但是，这些紧固的永久磁体块件被当成“一个可动的永久磁体”，因为它们在B0场调整过程期间相对于固定的永久磁体是可动的。
或者是，如图3中所示，在孔24中安置一个可动的永久磁体插塞26。永久磁体插塞26可以通过适合于移动该可动的永久磁体插塞的任何合适的驱动器28而相对于固定的永久磁体15而在孔24中上下(即沿孔的轴)移动。例如，驱动器28可以是任何合适的机械或电机械装置如螺杆、滑轮或齿轨，它们被手动或机械地驱动而移动插塞26。最好是，驱动器28为螺杆，当该杆围绕其轴而转动时该螺杆升降插塞26。也可以使用齿轮箱来改善插塞26的移动的容易程度。在驱动器28和插塞26之间可以插入金属背衬29如铁背衬。如果需要，在某些条件下可以从装置11中移出插塞26。在所需的B0场达到后，永久磁体插塞26可以在相对于固定的永久磁体15的优选位置中由驱动器28紧固。但是，该紧固的永久磁体插塞26被看做是“一个可动的永久磁体”，因为在B0场调整过程期间该磁体可以相对于固定的永久磁体15而活动。
可动的永久磁体22、26可以包括同样的或不同的永久磁体材料如 固定的永久磁体15。与固定的永久磁体15相比较，该可动的永久磁体可以有正的磁化或负的磁化。该可动的永久磁体相对于固定的永久磁体15而移动，以调整磁体装置的B0场，从而将该场保持在所要的值的范围内。
如果需要，用于可动的永久磁体22、26的孔24可以从背面17延伸到固定的永久磁体15中，如图2中所示。这样，可动的磁体22、26可以移入移出孔24而分别填充安置在固定的永久磁体15中的孔24的端部和从其倒空出来。最好是，孔24仅仅延伸通过固定的永久磁体15的路径的一部分。孔24可以有适当的直径，例如5～30cm。可动的永久磁体可以有装入孔24的任何合适的尺寸，如高度20～30cm，宽度5～30cm。孔和可动的永久磁体也可以使用其它合适的尺寸，取决于系统的尺寸，驱动器28的上升功率和通过固定的永久磁体15的通量路径上的孔24的影响。
最好是，孔24的中心轴线与固定的永久磁体15的中心对准。因此，可动的永久磁体22、26受到调整(即安置或移动)并定中心于固定的永久磁体15的中央。但是，如果需要，可动的磁体22、26可以相对于固定的永久磁体15的中心离开中心而安置。其次，如果需要，罩住多个永久磁体22、26的多个孔24可以安置在该系统内以进行精细的磁场调整。当需要时，这多个孔24可以相对于固定的永久磁体15的中心对称地或非对称地配置。该多个孔24中的每个孔可以包括相同或不同磁化和/或相对于固定的永久磁体的相同或不同的位置和/或与其它可动的永久磁体相同或不同的尺寸的可动的永久磁体22和/或26。
在本发明的另一优选的实施例中，该固定的永久磁体15包括至少两个区段。优选的是，这些区段沿一垂直于磁场方向的方向是叠层的(即区段的厚度平行于磁场方向)。最优选的是，每个区段由用一胶粘物质胶粘在一起的多个方形、六边形、梯形、环状扇形或其它形状的块体组成。一种环状扇形是一个有一凹形顶部或短侧边和一凸形底部或长侧边的梯形。
图4中示出磁体15的一种优选构型。磁体15包括一个如图5中示出的永久磁体基底区段或主体31和一个如图6中示出的永久磁体的空心环区段或主体35。一个填充填隙片的空穴33通过磁体15的成象表面19中的台阶而形成。
基底区段31最好有一如图5中示出的圆柱形构型。基底区段31的第一主表面41和第二主表面42为该圆柱的“底”表面和“顶”表面(即圆柱的两个底面)。主表面41、42具有比圆柱31的边缘表面43的高度更大的直径。最好是(但并非必须)，第一或底表面41为平面。第一表面41对应于如图1和2中所示的适合于附接在该至少一层软磁材料13上的第一表面17。
第二表面42是台阶式的，最好有至少三个台阶21、23、25。基底区段31的第二表面42中的至少两个台阶如内台阶21、23是机加工在第二表面42中的。如果需要，外台阶25可以包括基底区段31的原始表面。第二表面42的内部部分如台阶21、23和台阶25的内部部分组成永久磁体装置11的成象表面19的内部部分。如上所述，内台阶23、25有一小于0.03米的高度。如果需要，该最内部的中心台阶21可以包括一如图2中所示的凸出部而非一如图4和5中所示的凹部。
空心环区段35附接在基底区段31的第二表面42的外部部分。空心环区段35也具有圆柱构型，第一主表面48和第二主表面49是环形圆柱35的基底表面，如图6中所示。主表面48、49的直径大于环区段的边缘表面50的高度。空心环区段35有一从第一基底表面48延伸到第二基底表面49而平行于磁场20的方向的圆孔51。空心环区段35形成于基底区段31的第二主表面42的上方，使得环21、23、25的台阶通过孔51而露出。区段35的第一主表面48附接在区段31的第二表面42上，而区段35的第二主表面49包括永久磁体装置11的成象表面19的一个外部部分。因此，基底区段的第一和第二表面与空心环区段的第一和第二表面配置成基本上垂直于该磁体装置的磁场方向。
最好是，环区段35的第二表面49在基底主体31的第二表面42上的外台阶25上方伸出至少0.05米，如约0.05～约0.075米。环区段35的宽度(即内径和外径之差)优选地为至少0.05米，例如约0.1～0.5米，最好为约0.25～约0.3米。换言之，环区段35的高度和宽度最好为至少0.05米。环区段35的内径形成一个空穴33。空穴33填充金属填隙片。最好是，这些填隙片用非永久磁体材料如铁和其它合适的金属或合金制成。
固定的永久磁体15的区段31和35可以通过任何合适的方法如胶粘层、托架和/或螺栓而彼此附接并附接到磁性材料层上。最好是，在 基底区段31的第二表面42和空心环主体35的第一表面48之间安置一层胶粘物质52如环氧树脂或胶水。
最好是，圆柱形的基底主体31和空心环主体35包括多个方形的、六角形的、梯形的或环状扇形的用胶粘物质如环氧树脂粘合在一起的永久磁体材料块体54。但是，主体31和35可以由一体化的主体形成而非由单独的块体制成。最好是，基底区段31包括至少两层永久磁体块体54。例如，基底区段31可以包括如图1中所示的三层永久磁体块体54。
本发明的优选实施例的磁体装置11优选地用于成象系统如MRI、MRT或NMR系统中。最优选的是，这些优选实施例的至少两个磁体装置用于一个MR系统。这些磁体装置附接在一个MRI系统中的一个轭或一个支架上。
任何合适形状的轭可以用于支承这些磁体装置。例如，一个轭通常包括一个第一部分、一个第二部分和至少一个连接该第一和第二部分的第三部分，例如在第一和第二部分之间形成一个成象容积。图7例示按照本发明的一个优选方面的一种MRI系统60的侧视截面图。该系统包括一个有一支承第一磁体装置11的底部部分或板62和一支承第二磁体装置111的顶部部分或板63的轭61。应当理解，“顶部”和“底部”是相对用语，因为MRI系统60可以在其侧面上转动，使得该轭包括左右两部分而非顶部和底部。该成象容积65安置在这些磁体装置之间。
如上所述，第一磁体装置11包括至少一个包含一暴露于成象容积65的成象(即第二)表面19的固定的永久磁体15和一个可动的永久磁体以及至少一层软磁材料层13，后者安置在该至少一个固定的永久磁体15的后(即第一)表面17和第一轭部分62之间。第二磁体装置111最好与第一装置11相同。第二磁体装置111包括一个包含一暴露于成象容积65的成象(即第二)表面119的固定的永久磁体115和一个可动的永久磁体以及至少一层软磁材料层113，后者安置在该至少一个固定的永久磁体115的后(即第一)表面117和第二轭部分63之间。表面19和119之间的成象容积65的最小高度最好为约0.2～约0.6米。
MRI系统60的操作最好没有在第一磁体装置11和第二磁体装置111的固定永久磁体15和115的成象表面19和119与成象容积65之 间形成的极块件。但是，如果需要，可以加入非常薄的极块件以进一步减小或消除涡流的产生。MRI系统还包括常规的电子部件，如一个可以选择的梯度线圈、一个射频线圈67和一个图象处理器68如计算机，后者将数据/信号从射频线圈67转换成图象并可以选择地储存、传递和/或显示该图象。如果需要，可以省去梯度线圈。这些元件示意地例示于图7中。
图7还例示MRI系统60的各种可以选择的细部。例如，系统60可以任选地包括一个支承其身体正被成象的病人69的床或病人支架70。系统60也可以任选地包括一个止动件71，后者刚性地保持病人身体的一部分如头、臂或腿，以防止病人69移动正被成象的身体部分。磁体装置11、111可以通过螺栓或其它机构如托架和/或通过胶水而附接在轭61上。
系统60可以任何所要的尺寸。系统的每个部分的尺寸是根据所要的磁场强度、用于构造轭61和装置11、111的材料的种类以及其它设计因素而选择的。
在本发明的一个优选方面中，MRI系统60仅包括一个连接轭61的第一部分62和第二部分63的第三部分64。例如，轭61可以有一如图8中所示的“C”形构型。“C”形轭61有一个连接轭的底部62和顶部63的直的或弯曲的连接杆或连接柱64。
在本发明的另一优选方面中，MRI系统60有一不同构型的轭61，该构型包括多个连接杆或连接柱64，如图9中所示。例如，两个、三个、四个或更多的连接杆或连接柱64可以连接支承磁体装置11、111的轭部分62和63。
在本发明的又一优选方面中，轭61包括一个有一圆形或多边形截面如图10中所示的六边形截面的一件式管状主体66。第一磁体装置11附接在管状主体66的内壁的第一部分62上，而第二磁体装置111附接在轭61的管状主体66的内壁的对置部分63上，如果需要，可以有多于两个的磁体装置附接到轭61上。成象容积65位于管状主体66的空心中央部分中。
然后该成象设备如包括永久磁体装置11的MRI 60用于磁共振成象技术来对病人身体的一部分进行成象。在成象前，相对于固定的永久磁体15调整可动的永久磁体22，26的位置。例如，将永久磁体块 件22插入MRI系统或从该系统中移出和/或相对于固定的永久磁体的后侧上下移动永久磁体插塞。永久磁体块件22可以通过轭中的孔24插入和取出。永久磁体插塞26通过驱动器28而在孔中上下移动。如果孔24伸入固定的永久磁体15中，可动的永久磁体22、26可以安置在固定的永久磁体内的孔24中。
病人69进入MRI系统60的成象容积65中，如图7和8中所示。用射频线圈67从位于容积65中的病人69的身体的一部分检出信号，该检出的信号利用处理器68如计算机进行处理。该处理包括从射频线圈67将数据/信号转换为图象，并可以选择地储存、传送和/或显示该图象。
应当注意，代替MRI系统可以利用一个对非活体进行成象的NMR系统。其次，包括可动的永久磁体和固定的永久磁体的永久磁体装置可以安置在一个不是成象系统的系统中，如电动机或发电机中。
在本发明的另一实施例中，固定的永久磁体15有一不同于图1～6中所示的构型。例如，固定的永久磁体15的成象表面可以有不同数目的台阶和/或不同的台阶构型。另外，如图11和12中所示，固定的永久磁体15可以有一平面的而非台阶式的成象表面19。其次，如图11和12中所示，成象系统的多个磁体装置可以具有可动的永久磁体22、26。最好是，每个永久磁体装置11、111包括同样的可动永久磁体。但是，如果需要，每个装置11、111可以包括完全不同的可动永久磁体或没有永久磁体。例如，如图11中所示，两个装置11、111包括位于每个装置的各自的孔24、124中的同样的永久磁体块件22、122。同样，如图12中所示，两个装置11、111包括位于位于每个装置的每个相应的孔24、124中的同样位置的同样的永久插塞26、126。每个永久磁体插塞26、126包括一个对应的驱动器28、128和背衬部件29、129。
图13、14、15比较图1的磁体装置11没有永久磁体装置22(图13)、有正的永久磁体块件22(图14)或有负的永久磁体块件22(图15)之间的模拟磁场分布。例如，如这些图中所示在极(即固定的永久磁体)15上安置九个5×5×5cm3的块形永久磁体块件22能增减B0场约35高斯，取决于永久磁体的极性。
如图12中所示，将带有固定量的永久磁体材料的永久磁体插塞26和一个铁背衬块件29安置在装置11的固定永久磁体15的中心处。通 过驱动器28使插塞26上下移动以调整永久磁体插塞26和固定永久磁体15(即极)之间的间隙，从而调整B0场，图16和17例示该场是如何随图12的系统中不同的插塞一极间隙而变化的。该间隙在图16中为零cm而图17中为6cm。
永久磁体插塞26在B0场的调整中比铁插塞要有效得多。图18比较使用一个永久磁体插塞或一个铁插塞的永久磁体装置的计算的B0场调整能力(ΔB/B0)，曲线为极和插塞之间的间隙的函数。如图18中所示，一块15×15cm3的永久磁体插塞26对于一个大到10cm的间隙能够提供至少约1.15％的B0场调整能力，该值约为用同一尺寸的铁插塞所能得到的值的大到四倍。
利用永久磁体块件22或永久磁体插塞26来调整B0场可以与磁体填隙过程的初始相位结合而进行。可动的永久磁体22、26主要改变B0 场，但也可以冲击磁体的均一性。填隙用于降低磁体的不均一性，但它也能小量地调整磁体的B0场。因此，B0场的调整最好结合使用可动的永久磁体和粗的填隙过程。换言之，利用可动的永久磁体来调整B0 场是考虑粗的填隙的B0场的影响而完成的，而粗的填隙是考虑可动的永久磁体对均一性的影响而完成的。在该过程的最后，达到了所要的B0场范围而除去了大部分不均一性。如果需要，然后可以继续精细的填隙而不用添加、移去或调整该可动的永久磁体。
因此，如上所述，一个永久磁体材料的相当小的量能够充分地变化磁动势和B0场的调整。将可动的永久磁体安置在固定永久磁体的后侧而非前侧是优选的，因为它允许将后侧机械器具用于干扰系统操作的可动永久磁体的安装和/或间隔调整。用于在MRI永久磁体中经历的变化限度内调整B0场的该方法简单、可靠而成本效益高。
现在根据本发明的另一优选实施例来描述制造永久磁体装置11和MRI系统60的方法。一种由第一未磁化材料组成的母体附接在成象设备的支架或轭上，然后磁化该第一未磁化材料而形成第一永久磁体。例如，该母体可以是由上述区段31和35与未磁化的可动磁体22或26制成的固定磁体15。
最好在将未磁化的母体附接在成象设备支架上之后通过磁化该未磁化的母体而形成上述永久磁体。但是，如果需要，永久磁体可在附接到支架或轭上之前先磁化。
一种制造一成象装置如MRI、MRT或NMR系统的方法包括：提供一支架，将一种包括一第一未磁化材料的第一母体附接在第一支承部分上，以及磁化该第一未磁化材料而在附接该第一母体后形成一个第一永久磁体。最好是，一种包括与第一材料相同的或不同的未磁化材料的第二母体附接在第二支承部分上并磁化而在附接该第二母体后形成一个第二永久磁体。
该支架最好包括第一部分、第二部分和至少一个连接第一和第二部分的第三部分，使得在第一和第二部分之间形成一个成象容积。例如，该支架可以包括图7、8、9或10中MRI系统60的轭61。该第一和第二母体可以包括任何适合于用作永久磁体如固定的永久磁体的未磁化材料和任选的可动永久磁体。最好是，这些母体包种一个由多个RMB合金的块体组成的组件，如上所述，其中R包括至少一种稀土元素，而M包括至少一种过渡族金属。
如果需要，如上所述的至少一层软磁材料层13附接在未磁化材料的第一和第二母体与轭的相应部分之间，然后磁化母体的未磁化材料。软磁材料层13可以在附接母体之前附接到轭上，或者层13可以先附接在每个母体上，随后可以将层13和母体两者附接在轭上。
在母体附接到轭或支架上之后，可以用任何所要的磁化方法磁化母体的未磁化材料。例如，磁化第一母体的优选步骤包括围绕第一母体安置一线圈，向第一母体外加一脉冲磁场以便将第一母体的未磁化材料转换成至少一个第一永久磁体，以及从第一永久磁体移去线圈。同样，磁化第二母体(如果该母体存在的话)的步骤包括围绕第二母体安置一线圈，向第二母体外加一脉冲磁场以便将第二母体的至少一个未磁化材料转换成至少一种永久磁体，并从第二母体周围移去线圈。
磁化第一和第二母体可使用同一的或不同的线圈。例如，可以在第一母体周围安置一第一线圈而在第二母体周围安置一第二线圈。将一脉冲电流或电压同时或顺序地外加到线圈上，以便对第一和第二母体外加一脉冲磁场。或者是，可以只用一个线圈来顺序地磁化第一和第二母体。该线圈首先安置成围绕第一母体而外加一磁场来磁化第一母体。其后，该同一线圈安置成围绕第二母体而外加一磁场来磁化第二母体。
最好是，如图19中所示，安置在母体周围的线圈装在罩73中， 后者整齐地配合在置于轭61的一部分62上的母体75的周围。例如，对于有一圆柱形构型如图4中所示的磁体15的母体75，罩73由一空心环组成，空心环的内径稍许大于母体75的外径。线圈安置在罩75的壁内。
最好是，罩73内同时设置一冷却系统以改善磁化过程。例如，该冷却系统可以包括在罩73的壁内的一个或多个液氮流动通道。液氮是在磁化步骤期间通过罩73提供的。优选的是，通过该线圈提供一个大于2.5泰斯拉最好大于3.0泰斯拉的磁场来磁化母体的未磁化材料如RMB合金。
因此，如果需要，可以通过在可动的和固定的两永久磁体周围安置线圈而外加一脉冲磁场来像固定的永久磁场一样地同时磁化可动的永久磁体，或者是，可以在与固定的永久磁体不同的时间磁化可动的永久磁体。例如，因为可动的永久磁体小于固定的永久磁体，所以可动的永久磁体可以在设置于MRI系统中之前磁化。相反，较大的固定永久磁体可以在其附接到MRI轭之后再磁化，以改善装卸该磁体的安全和容易程度。
最好是，固定永久磁体15的空穴33填充金属填隙片，如铁或其它金属填隙片。最好是，固定的永久磁体15、可动的永久磁体22和/或26以及填隙片的尺寸是同时设计的，而该固定的和可动的永久磁体及填隙片是根据该设计而形成的。例如，可以调整永久磁体装置的尺寸来获得最容易填隙的永久磁体设计。
当设计填隙片和永久磁体的尺寸时，给定设计点的不规则扰动的填隙片系统的容量受到检验。然后设计永久磁体的形状和尺寸，以最优化该装置的B0场和填隙性能，同时在操作期间考虑温度梯度。然后可以使用计算机模拟来对每个设计点确定一个不均一性的范围，以决定如何调整扰动来对每个点产生一种填隙性能成绩而胜任传输功能，并为了填隙性能而最优化磁体装置的设计。
为了例示和描述的目的已提供了本发明的上列描述。这些描述不是穷举的，也并不期望将本发明限制在已公开的精确形式上，可以按照上述说明或可以根据本发明的实践来进行修改和变化。附图和描述是为了说明本发明的原理及其实际应用而选择的。预定本发明的范围由附属的权利要求书及其等效内容来限定。
部件清单
11                磁体装置
13                软磁材料层
15                固定的永久磁体
17                第一表面
17                后表面
18                高度
19                第二表面或成象表面
20                磁场方向
22，122           可以移去的永久磁体块件
24，124           孔
26，126           可动的永久磁体插塞
21，23，25，27    台阶
28，128           驱动器
29，129           背衬
31                永久磁体基底区段或主体
33                空穴
35                永久磁体空心环区段或主体
41，42            主表面
43                边缘表面
48，49            主表面
51                圆孔
52                胶粘物质层
54                块体
60                MRI系统
61                成象设备支架或轭
62                轭部分或板
63                轭部分或板
64                轭部分
65                成象容积
66                管状主体
67                射频线圈
68                图象处理器
69                病人
70                病人支架
71     止动器
73     罩
75     母体
111    第二磁体装置
113    固定的永久磁体
117    表面
119    成象表面

Claims (3)

1.一种安置在成象系统内的永久磁体装置(11)，包括：
一个固定的永久磁体(15)，该固定的永久磁体(15)具有成象表面(19)和后表面(17)，该成象表面(19)面对该成象系统的成象容积(65)，该后表面(17)和成象表面(19)基本上垂直于该成象系统中的磁场方向(20)；
多层软磁材料(13)的叠层，该后表面(17)附接在该叠层上；和
一个安置在通过该叠层和支架而延伸的孔(24)中的可动的永久磁体插塞(26)，该孔(24)具有轴线，该可动的永久磁体插塞(26)能够通过一个驱动器(28)沿着该孔(24)的轴线移入和移出该孔(24)并且相对于该固定的永久磁体(15)可以活动。
2.一种磁性成象设备(60)，包括：
一个轭(61)，包括第一轭部分(62)、第二轭部分(63)和至少一个连接第一轭部分(62)和第二轭部分(63)的第三轭部分(64)，使得在第一轭部分(62)和第二轭部分(63)之间形成一个成象容积(65)；以及
一个附接在第一轭部分(62)上的第一永久磁体装置(11)，其中该永久磁体装置(11)包括一个固定的永久磁体(15)、多层软磁材料(13)的叠层和一个可动的永久磁体插塞(26)，该固定的永久磁体(15)具有成象表面(19)、后表面(17)和孔(24)，该成象表面(19)面对该成象容积(65)，该后表面(17)和成象表面(19)基本上垂直于该成象设备(60)中的磁场方向(20)，该后表面(17)附接在该叠层上，孔(24)具有轴线并且通过该叠层和第一轭部分(62)而延伸，并且仅仅从该后表面(17)延伸通过该固定的永久磁体(15)的路径的一部分，该可动的永久磁体插塞(26)安置在该孔(24)中，该可动的永久磁体插塞(26)能够通过驱动器(28)沿着该孔(24)的轴线移入和移出该孔(24)内并且相对于该固定的永久磁体(15)可以活动。
3.权利要求2的设备，其特征在于：
固定的永久磁体(15)被固定在轭(61)的第一轭部分(62)上；以及
在第一永久磁体装置(11)的B0磁场调整期间，可动的永久磁体 插塞(26)相对于该固定永久磁体(15)可以活动，并适合于当设备(60)处于操作中时不相对于该固定永久磁体(15)而活动。 
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Families Citing this family (26)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US7423431B2 (en) * 2003-09-29 2008-09-09 General Electric Company Multiple ring polefaceless permanent magnet and method of making
GB2422905B (en) * 2005-02-04 2007-02-14 Siemens Magnet Technology Ltd Material for electrical isolation and vibro-acoustic performance
US7710081B2 (en) * 2006-10-27 2010-05-04 Direct Drive Systems, Inc. Electromechanical energy conversion systems
US7759938B2 (en) * 2007-02-05 2010-07-20 Morpho Detection, Inc. Apparatus and method for varying magnetic field strength in magnetic resonance measurements
EP1962100A1 (en) * 2007-02-20 2008-08-27 Esaote S.p.A. Magnetic structure for MRI machines and MRI machine particularly for orthopedic or rheumatologic applications
WO2008109126A1 (en) * 2007-03-06 2008-09-12 Harvard University Otd (Office Of Technology Development) Permanent magnet system
DE102007014224A1 (de) * 2007-03-24 2008-09-25 Abiomed Europe Gmbh Blutpumpe mit Mikromotor
JP5012572B2 (ja) * 2008-02-29 2012-08-29 富士通株式会社 マグネトロンスパッタ装置用磁石ユニット
US20110175694A1 (en) * 2008-06-24 2011-07-21 Fallone B Gino Magnetic assembly and method for defining a magnetic field for an imaging volume
US8253298B2 (en) * 2008-07-28 2012-08-28 Direct Drive Systems, Inc. Slot configuration of an electric machine
US8604794B2 (en) 2009-04-21 2013-12-10 Aspect Imaging Ltd Permanent magnet arrangement with solid facing plate and scanning magnet head
EP3605131A1 (en) 2009-06-30 2020-02-05 Aspect Imaging Ltd. Cage for generating a magnetic field in a magnetic resonance device
US8448110B2 (en) * 2009-11-24 2013-05-21 International Business Machines Corporation Method to reduce delay variation by sensitivity cancellation
AU2010327289B2 (en) * 2009-12-02 2015-05-28 Nanalysis Corp. Method and apparatus for producing homogeneous magnetic fields
US11278461B2 (en) 2010-07-07 2022-03-22 Aspect Imaging Ltd. Devices and methods for a neonate incubator, capsule and cart
US10076266B2 (en) 2010-07-07 2018-09-18 Aspect Imaging Ltd. Devices and methods for a neonate incubator, capsule and cart
WO2014102641A1 (en) * 2012-12-26 2014-07-03 Koninklijke Philips N.V. Accessible magnetic resonance imaging scanner system and method of operation thereof
CN107533895B (zh) * 2015-04-01 2020-07-28 佛罗里达州立大学研究基金有限公司 铁基超导永磁体及其制造方法
JP7218988B2 (ja) 2015-06-19 2023-02-07 マグネート ベー．フェー． パックスクリーン型磁気熱量素子
CN105390229B (zh) * 2015-12-10 2018-11-06 沈阳东软医疗系统有限公司 一种永磁磁体及用于核磁共振成像系统的磁体装置
US10224135B2 (en) 2016-08-08 2019-03-05 Aspect Imaging Ltd. Device, system and method for obtaining a magnetic measurement with permanent magnets
US11988730B2 (en) 2016-08-08 2024-05-21 Aspect Imaging Ltd. Device, system and method for obtaining a magnetic measurement with permanent magnets
US11287497B2 (en) 2016-08-08 2022-03-29 Aspect Imaging Ltd. Device, system and method for obtaining a magnetic measurement with permanent magnets
US10847294B2 (en) 2017-07-10 2020-11-24 Aspect Imaging Ltd. System for generating a magnetic field
CN108375744A (zh) * 2018-03-21 2018-08-07 苏州佳祺仕软件技术有限公司 一种磁铁固定治具
US11204405B1 (en) 2019-07-22 2021-12-21 Andrew F. McDowell Dynamic stabilization of magnetic fields

Citations (4)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US4672346A (en) * 1984-04-11 1987-06-09 Sumotomo Special Metal Co., Ltd. Magnetic field generating device for NMR-CT
US5431165A (en) * 1993-04-08 1995-07-11 Oxford Magnet Technology Limited MRI magnets
US20020097122A1 (en) * 2001-01-25 2002-07-25 Uri Rapoport Field adjusting mechanisms and methods for permanent magnet arrangement with backplate
CN1400473A (zh) * 2001-07-27 2003-03-05 武汉宏建电气技术有限公司 磁共振成像系统用永久磁体装置及磁性材料在其内的分布

Family Cites Families (65)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
GB1509923A (en) * 1974-04-30 1978-05-04 Strathearn Audio Ltd Pivoted gramophone pick-up arm control arrangements
US3899762A (en) * 1974-10-03 1975-08-12 Permag Magnetics Corp Permanent magnetic structure
US4496395A (en) 1981-06-16 1985-01-29 General Motors Corporation High coercivity rare earth-iron magnets
US4540453A (en) 1982-10-28 1985-09-10 At&T Technologies Magnetically soft ferritic Fe-Cr-Ni alloys
JPH03170643A (ja) 1983-08-04 1991-07-24 Sumitomo Special Metals Co Ltd 永久磁石用合金
JPS60166110U (ja) * 1984-04-11 1985-11-05 住友特殊金属株式会社 磁界発生装置
JPS60239005A (ja) * 1984-05-11 1985-11-27 Sumitomo Special Metals Co Ltd 磁界発生装置
JPS61218120A (ja) * 1985-03-23 1986-09-27 Sumitomo Special Metals Co Ltd 磁界発生装置
US4667123A (en) 1985-11-20 1987-05-19 The Garrett Corporation Two pole permanent magnet rotor construction for toothless stator electrical machine
JPS62139304A (ja) * 1985-12-13 1987-06-23 Hitachi Metals Ltd 磁界均一性のよい磁気回路
US4679022A (en) 1985-12-27 1987-07-07 Sumitomo Special Metal Co. Ltd. Magnetic field generating device for NMR-CT
US4827235A (en) * 1986-07-18 1989-05-02 Kabushiki Kaisha Toshiba Magnetic field generator useful for a magnetic resonance imaging instrument
EP0262880B1 (en) 1986-09-27 1992-06-10 Sumitomo Special Metals Co. Ltd. Magnetic field generating device for nmr-ct
US4931760A (en) 1986-10-08 1990-06-05 Asahi Kasei Kogyo Kabushiki Kaisha Uniform magnetic field generator
JPS63241905A (ja) 1987-03-27 1988-10-07 Sumitomo Special Metals Co Ltd 磁界発生装置
US4998976A (en) 1987-10-07 1991-03-12 Uri Rapoport Permanent magnet arrangement
US5320103A (en) 1987-10-07 1994-06-14 Advanced Techtronics, Inc. Permanent magnet arrangement
US5063934A (en) 1987-10-07 1991-11-12 Advanced Techtronics, Inc. Permanent magnet arrangement
US4953555A (en) 1987-10-20 1990-09-04 The United States Of Americas As Represented By The Secretary Of The Army Permanent magnet structure for a nuclear magnetic resonance imager for medical diagnostics
JPH02141501A (ja) 1988-11-22 1990-05-30 Tdk Corp 永久磁石用合金粉末
JPH03131234A (ja) 1989-07-07 1991-06-04 Sumitomo Special Metals Co Ltd Ｍｒｉ用磁界発生装置
JPH0394732A (ja) * 1989-09-08 1991-04-19 Sumitomo Special Metals Co Ltd Ｍｒｉ用磁界発生装置
JPH03180006A (ja) * 1989-12-08 1991-08-06 Seiko Epson Corp 磁界発生装置
GB9009579D0 (en) 1990-04-27 1990-06-20 Oxford Advanced Tech Magnetic field generating assembly
US5252924A (en) * 1991-11-18 1993-10-12 Sumitomo Special Metals Co., Ltd. Magnetic field generating apparatus for MRI
JP2808198B2 (ja) 1990-07-02 1998-10-08 住友特殊金属株式会社 Ｍｒｉ用磁界発生装置とその製法
FR2665297B1 (fr) 1990-07-30 1992-10-09 Centre Nat Rech Scient Aimant permanent pour installation d'imagerie par resonance magnetique nucleaire.
US5283544A (en) 1990-09-29 1994-02-01 Sumitomo Special Metals Co., Ltd. Magnetic field generating device used for MRI
JP2816256B2 (ja) * 1991-03-25 1998-10-27 株式会社日立製作所 コイル体
JPH04371136A (ja) * 1991-06-19 1992-12-24 Hitachi Medical Corp Ｍｒｉ装置用静磁場発生装置
EP0541872B1 (en) 1991-11-15 2000-01-26 Sumitomo Special Metals Co., Ltd. Magnetic field generating apparatus for MRI
JP2767659B2 (ja) 1991-12-17 1998-06-18 信越化学工業株式会社 磁場発生装置
US5383978A (en) 1992-02-15 1995-01-24 Santoku Metal Industry Co., Ltd. Alloy ingot for permanent magnet, anisotropic powders for permanent magnet, method for producing same and permanent magnet
IL106779A0 (en) 1992-09-11 1993-12-08 Magna Lab Inc Permanent magnetic structure
FR2704975B1 (fr) 1993-05-03 1995-06-23 Commissariat Energie Atomique Structure d'aimant permanent pour la production d'une induction magnétique stable et homogène dans un volume donné.
DE69419096T2 (de) 1993-09-29 1999-10-28 Oxford Magnet Tech Verbesserungen an Magneten der Bilderzeugung mittels magnetischer Resonanz
JPH0831635A (ja) 1994-07-08 1996-02-02 Sumitomo Special Metals Co Ltd Ｍｒｉ用磁界発生装置
JP3106084B2 (ja) * 1995-03-13 2000-11-06 信越化学工業株式会社 磁石対向型永久磁石磁気回路
JP3014319B2 (ja) 1996-04-12 2000-02-28 信越化学工業株式会社 磁石対向型永久磁石回路
US5900793A (en) * 1997-07-23 1999-05-04 Odin Technologies Ltd Permanent magnet assemblies for use in medical applications
US6150911A (en) * 1996-07-24 2000-11-21 Odin Technologies Ltd. Yoked permanent magnet assemblies for use in medical applications
WO1999033397A1 (fr) * 1996-08-26 1999-07-08 Sumitomo Special Metals Co., Ltd. Generateur de champ magnetique pour irm
JPH10174681A (ja) 1996-12-17 1998-06-30 Shin Etsu Chem Co Ltd 永久磁石磁気回路
IT1294051B1 (it) 1997-04-29 1999-03-15 Esaote Spa Struttura magnetica per la generazione di campi magnetici adatti all'uso nel rilevamento d'immagine in risonanza magnetica nucleare
AU9364698A (en) 1997-09-25 1999-04-12 Odin Technologies Ltd. Magnetic apparatus for mri
JPH11127561A (ja) * 1997-10-22 1999-05-11 Denso Corp 磁石併用型回転電機の回転子及びその製造方法
IT1298022B1 (it) * 1997-12-05 1999-12-20 Esaote Spa Magnete permanente per il rilevamento d'immagini in risonaza magnetica nucleare.
US6255670B1 (en) * 1998-02-06 2001-07-03 General Electric Company Phosphors for light generation from light emitting semiconductors
EP1058933A4 (en) * 1998-02-09 2006-03-01 Odin Medical Technologies Ltd CONSTRUCTION PROCEDURE OF OPEN MAGNETS AND OPEN MAGNETIC DEVICE FOR MRI / MRI SENSORS
IT1305960B1 (it) * 1998-05-11 2001-05-21 Esaote Spa Struttura di magnete in particolare per macchine per il rilevamentod'immagine in risonanza magnetica nucleare.
US6281775B1 (en) * 1998-09-01 2001-08-28 Uri Rapoport Permanent magnet arrangement with backing plate
GB2341447B (en) * 1998-09-11 2003-08-20 Oxford Magnet Tech Temperature control system for a permanent magnetic mri system
US5942962A (en) 1998-10-02 1999-08-24 Quadrant Technology Dipole magnetic structure for producing uniform magnetic field
US6259252B1 (en) * 1998-11-24 2001-07-10 General Electric Company Laminate tile pole piece for an MRI, a method manufacturing the pole piece and a mold bonding pole piece tiles
US6120620A (en) 1999-02-12 2000-09-19 General Electric Company Praseodymium-rich iron-boron-rare earth composition, permanent magnet produced therefrom, and method of making
CN1251252C (zh) 1999-02-12 2006-04-12 通用电气公司 含有铈、钕和/或镨的铁－硼－稀土型永磁材料及其生产方法
US6489872B1 (en) * 1999-05-06 2002-12-03 New Mexico Resonance Unilateral magnet having a remote uniform field region for nuclear magnetic resonance
KR100319923B1 (ko) * 1999-05-10 2002-01-09 윤종용 자기공명영상장치용 자기장 발생 장치
EP1102077B1 (en) * 1999-11-16 2006-03-08 Neomax Co., Ltd. Pole-piece unit for an MRI magnet
US6467157B1 (en) * 2000-01-26 2002-10-22 Odin Technologies, Ltd. Apparatus for construction of annular segmented permanent magnet
US20030011451A1 (en) 2000-08-22 2003-01-16 Ehud Katznelson Permanent magnet assemblies for use in medical applications
JP3559262B2 (ja) * 2000-10-06 2004-08-25 株式会社Ｎｅｏｍａｘ 磁界調整用装置、磁界調整方法および記録媒体
US6448772B1 (en) * 2000-10-06 2002-09-10 Sumitomo Special Metals Co., Ltd. Magnetic field adjusting apparatus, magnetic field adjusting method and recording medium
US6518754B1 (en) * 2000-10-25 2003-02-11 Baker Hughes Incorporated Powerful bonded nonconducting permanent magnet for downhole use
US6518867B2 (en) * 2001-04-03 2003-02-11 General Electric Company Permanent magnet assembly and method of making thereof

Patent Citations (4)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US4672346A (en) * 1984-04-11 1987-06-09 Sumotomo Special Metal Co., Ltd. Magnetic field generating device for NMR-CT
US5431165A (en) * 1993-04-08 1995-07-11 Oxford Magnet Technology Limited MRI magnets
US20020097122A1 (en) * 2001-01-25 2002-07-25 Uri Rapoport Field adjusting mechanisms and methods for permanent magnet arrangement with backplate
CN1400473A (zh) * 2001-07-27 2003-03-05 武汉宏建电气技术有限公司 磁共振成像系统用永久磁体装置及磁性材料在其内的分布

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