JP2581536B2 - 磁石装置およびその使用方法 - Google Patents

磁石装置およびその使用方法

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JP2581536B2 JP60094569A JP9456985A JP2581536B2 JP 2581536 B2 JP2581536 B2 JP 2581536B2 JP 60094569 A JP60094569 A JP 60094569A JP 9456985 A JP9456985 A JP 9456985A JP 2581536 B2 JP2581536 B2 JP 2581536B2
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    • G01R33/3875—Compensation of inhomogeneities using correction coil assemblies, e.g. active shimming

Description

【発明の詳細な説明】 この発明は磁石装置およびその使用方法に関する。こ
の発明の磁石装置は特に核磁気共鳴（NMR）撮像装置へ
の使用に適している。
NMR撮像の分野では、一定領域内でほぼ一様で大きな
強度の磁界を発生する必要がある。すなわち、その領域
での磁界強度の変化率が極めて小さいか零であることが
要求される。このため、従来、円筒上に並置した多数の
円形コイルからなる複合ソレノイドを用いてソレノイド
の形状をシミュレートしていた。後で詳細に述べるよう
に、１個のコイルが発生する磁界の軸方向成分（Hz）は
次式で表わされる。
Hz＝H0＋H1＋H2………＋Hn 但し、H0は磁界の公称強度、高次数項H1〜Hnは誤差項
を示す。コイルの中心に対し異なる軸位置（すなわち異
なるＺ値のところ）で、誤差項の符号が変化する。した
がって、複合ソレノイドのコイルは、軸に沿う各位置で
同じ誤差項（例えばH2）が各コイルごとに加え合わされ
たとき、その和が零に極めて近くなるように配置され
る。このようにして、一定かつ一様な合成孔内磁界が発
生される。
このような従来の複合ソレノイドの問題点の１つは、
その大きさが比較的大きいことであり、通常約2.5mの長
さを有する。用いられる磁界が大きく、したがって、大
きな電流が必要なので、通常は超電導材を使用するが、
これは効果であるばかりでなく大型の冷却装置を必要と
する。さらに、NMR撮像の場合、患者の身体の少部分だ
けを走査するときさえ、撮像中はソレノイドによって患
者を完全に包囲している。このことは患者にとって望ま
しくないばかりでなく走査過程において臨床医が行なう
患者の観察のさまたげとなっている。
この発明の一態様によれば、複数個の入子式同軸コイ
ルを有し、少なくとも２個のコイルが動作電流を互いに
反対方向に流すように設けられ、前記複数個のコイルが
コイル軸に直交する面に交差して対称的に配置され、こ
れらのコイルのターン数と半径とが、該コイルに動作電
流を流すときコイル軸上の一定領域内にほぼ一様な磁界
が発生されるように設定されていることを特徴とするも
のである。
この発明者が少なくともある次数の誤差項（H1〜Hn）
が、従来製造されていた磁石装置よりもはるかにコンパ
クトな磁石装置を用いて打ち消し得ることを見出した。
この発明の共軸コイルは従来のシミングコイルとは異
なる。従来のコイルは主磁界コイルに比し小形であり、
この発明のコイルと異なり、比較的小さな補正磁界を発
生する。
代表的には、この発明の新規な磁石装置の軸方向長さ
は従来の撮像用磁石の軸方向長さの約1/4であるが、そ
れでもこの発明の磁石装置には従来と同じ孔径を形成で
き、磁界強度および純度の点でも同じ性能を有する。身
体全体をNMR撮像する際でも患者の身長の少部分だけ包
囲すればよい。この発明の１つの重要な応用例として頭
部NMR走査の分野への応用がある。したがって、脳走査
専用のNMRスキャナにこの発明の磁石装置を組み込め
ば、この種スキャナの広範な利用を低価格で行なえる。
さらに、患者に対する収容部を小さくできるので患者へ
のNMRスキャナの適用が一層容易となる。
磁石装置がコンパクトで、特に超電導導体の量が少な
くてすむので、従来の磁石に比べ極めて廉価になること
は言うまでもない。さらに、磁石の容積が従来の撮像用
磁石よりはるかに小さいので、磁石冷却用の低温槽の熱
効率が上がる。
こうした利点が相俟って、小形、軽量の磁石装置をス
キャナに使用すれば臨床設備が全体的に簡略化できる。
この発明の実施例では、半径方向で一番外側のコイル
が最大軸方向長さを有しかつ残余のコイルが配置される
領域を定める。これによりコンパクトな構造となる。
好ましくは、少なくとも１組のコイル対がコイル軸に
垂直でかつ該軸の中央点を通る面に対して対称的に配置
される。これにより、コイルアレイが一層簡単に構成で
き、かつ中央面上にすべてのコイルを設けた入子式コイ
ルよりも電気的効率がよくなる。その理由は、コイルを
空間的に広く分離できるので種々の誤差項を平衡させる
に要する逆方向ターンの数を減少できるからである。こ
の効果によりコイル内の磁界の値も減少できるので導体
（通常は超電導導体）の効率的使用に寄与する。これと
は別に、軸からずれた非対称のコイルも使用できるが、
その場合のコイルは奇数次数の誤差を平衡させるために
対称コイル以上のアンペアターンのターン数が必要にな
る。
概して、半径方向外側のコイルの要求されるアンペア
ターンのターン数は内側コイルよりも大きい。このた
め、半径方向外側に配置されたコイルほどそのターン数
を大きくする。
好ましくは、各コイルの内側および外側半径をコイル
の平均半径に近似させる。この構成は従来の超電導撮像
装置よりも大きな電流を用いなければならないが隣接す
るコイルの電流が反対方向である場合に特に有利であ
る。実際、もし電流ループの半径を増大すると、電流ル
ープに起因する第ｎ次数の誤差項の大きさが半径増加の
ｎ＋１乗に比例して減少する。したがって、もしコイル
半径の範囲が大きいと外側コイルによる誤差項に対して
内側コイルによる誤差項を平衡させるための効率が悪く
なる。
どの実施例でも、コイルが超電導導体から作られるの
で適当な冷却装置が必要となるが、ある場合は、非超電
導材のコイルにすることができる。
コイルを直列に接続すれば１個の電源で動作電流（各
コイルに対し同一）を供給できるので便利である。コイ
ルを接続しない場合は１個以上の電源を設ける。
この発明の第２の態様によれば、複数個の入子式同軸
コイルを有する磁石装置の動作方法は、各コイルの電流
の方向および大きさと各コイルのターン数および半径と
が協働してコイル軸上の一定領域内にほぼ一様な磁界を
発生するように、該コイルへ電流を供給する。
多くの場合、コイル軸上の一定領域の磁界はできるだ
け一様でなければならない。しかし、このためには多数
のコイル（例えば８個）を必要とする。
磁石装置がNMR撮像装置の一部をなす場合でも完全な
一様性は基本的に要求されない。このように制約条件が
緩和されるので、第１次数の誤差項を打ち消さないなら
ば、与えられた磁界強度に対してアンペアターンを大幅
に低減できる。このことはコイル軸上の一定領域に亘っ
て線形磁界変動が存在することを意味する。標準磁石を
用いる撮像過程では、空間内でNMR信号への基準を頻繁
にとるために、コイル軸上の一定領域内の被撮像体に線
形勾配磁界が与えられる。ある撮像技術を用いれば第１
次数の勾配磁界が存在しても許容できる。勾配磁界は単
調なので空間内のすべての点で簡単に定められ、信号基
準と干渉しない。
隣接コイルの電流は反対方向へ流すとよい。
これによって、この発明の他の利点が得られる。従来
のソレノイド磁石の欠点として、一定の直径に対し磁石
の長さが減少すると、磁石外部の周辺磁界が増大すると
いうことがあった。原理的には、複数個の入子式同軸コ
イルも実質的な周縁磁界を発生するが、隣接コイルの電
流が反対方向に流れる場合は、この周縁磁界は実質的に
完全に除去される。この点からも、この発明のNMR撮像
への適用性が得られる。
前述のように、患者に対する収容部の大きさを減少す
るのが望ましく、このためにはコイル軸上の一定領域が
磁石装置から少なくとも部分的に飛び出しているとよ
い。
このことはこの発明の非常に重要な特徴をなし、磁石
装置をNMR撮像装置に使用するとき特に有用である。実
際に、コイル軸上の一定領域が磁石装置の孔から充分飛
び出していれば、患者を磁石装置の端部に配置でき、磁
石装置の孔内に配置する必要は全くない。その結果、３
つの重要な効果を奏する。すなわち、 （ｉ）患者がコイルのＺ軸（すなわち円筒軸）を横切っ
て配置されるので、撮像に用いられる磁界の成分は患者
の軸に対し直角となる。このため、ソレノイド状のRF
（無線周波）発信、受信コイルを使用でき、与えられた
磁界および周波数に対するNMR信号のS/N比を約２倍に増
大する。
（ii）空間の利用性が高いため、患者を磁石装置の表面
上に配置するのが簡単で、コイル軸上の一定領域の中心
を撮像領域の中心に合わすことができる。その結果、被
検組織の像分解能が増し、周縁ぼけがなくなる。円筒状
磁石の孔内でのコイル軸上の一定領域をこのように用い
ることはできない。
（iii）平坦な磁石においてコイル軸上の一定領域内の
正味の所定磁界に必要なアンペアターン当たりの超電導
導体の量は、ソレノイド状コイル構造で必要な量より少
ない。その理由は、患者がコイル内に入り込まないので
コイルの直径が小さいからである。したがって、患者を
巻線で部分的に包囲するため患者の出入ができるよう充
分大きくなければならない磁石に比し、平坦磁石でのア
ンペアターン当たりの導体の長さは短くなる。
以下、実施例を用いてこの発明を詳細に説明する。
第１図において、コイル１はターン数Ｎを有し、これ
らの巻線に電流Ｉが流れている。このコイルは半径ａを
有し、Ｚ軸を定める。コイル１を流れる電流が発生する
磁界（Hz（b,α））はＺ方向に沿うベクトル量であり、
b,αに従って変化する。２次元で変化するべき級数を用
いて、磁界を次式で表わすことができる。
但しPnはルジヤンドルの多項式である。
説明の便宜上、αが90°でＺ軸そのものに沿う磁界を
考えると、ルジヤンドルの多項式Pnはすべてのｎに対し
て“1"となるから、 Hz＝（b,90）＝H0＋H1＋H2＋………＋Hn となる。ここで、 であり定数Ｋの値はH0の単位に依存する。
H0は原点における１個の円形コイル素子による磁界の
値である。残りの項全体は誤差項と呼ぶことができ、Ｚ
軸上の各点における実際の磁界は誤差項により予想値H0
から若干変化する。
すなわち、 である。
所定のコイルがＺ軸に沿って移動すると、どの誤差項
もその符号が該コイル原位置に対して変化する。したが
って、従来のソレノイドでは、少なくとも顕著な誤差項
が互いに打ち消されるように複数のコイルを配置して複
合ソレノイドを構成することができた。
なお、Ｚ軸上の項について説明したが、もし２個もし
くはそれ以上のコイルによる次数強度に比較してＺ軸上
の所定の次数についての打ち消しが完全に行なわれてい
れば、その所定次数の影響はＺ軸から離れたすべての点
においても零になる。さらに、もしＺ軸上の所定次数の
磁界の値が有限であれば、その所定次数の影響がＺ軸か
ら離れた点にも現れる。Ｚ軸から離れた磁界の値は角度
αの大きさに応じて変化し、ルジヤンドル多項式を用い
て展開した立体調和級数により与えられる。
第２図はこの発明による磁石装置の実施例を示し、共
通のコイル軸７（第１図のＺ軸に対応）を中心軸とする
従来の低温槽６に４個のコイル２〜５が取り付けられて
いる。この例では、コイル軸７の垂直な面８上に対称的
にコイル２〜５が配置されている。各コイル２〜５の巻
線は環状体を形成している。
コイル２〜５は超電導材からなり、これらコイルを約
４゜Kに保つ液体ヘリウム容器９内に装着される。液体ヘ
リウム容器９は内側の熱シールド部材10内に取り付けら
れ、内側熱シールド部材10は液体窒素で冷却された外側
の熱シールド部材11内に取り付けられる。外側熱シール
ド部材11のまわりには真空ジャケット12を設ける。この
ような装置の頂部には熱交換器を含む小室が設けられ、
ヘリウムガスによりシールド部材10の冷却を行なう。し
かして、上記装置は脚14（第４図）上に搭載される。
コイルの代表的寸法を以下の表１に示す。表１中の寸
法A1，A2,Bの箇所は第３図に示してある。
低温槽６の半径方向内端はコイル軸７へ向かってテー
パ付けされ、約50cmの長さ（幅）および約50cmの直径の
孔15を定める。
この構造において、各コイルに959アンペアの電流を
流すと、１テスラの孔内磁界が得られる。コイル2,4の
「−」符号は、コイル3,5と反対方向に電流が流れるこ
とを表わしている。この孔内磁界は、磁石装置の幾何学
的中心17に中心を持つ球形の一定領域16内で一様であ
る。
孔15は患者を収容するのに充分な寸法を有する。磁石
装置はNMR撮像装置に装着され、患者が孔15内の位置に
置かれても該孔内に充分強くかつ一様な磁界が得られて
撮像が行なわれる。
コイル軸上の一定領域16内に一様な磁界を得るために
は、各コイル２〜５のターン数、半径、電流の大きさそ
して電流の方向が以下に述べるようにして決められてい
る。ターン数と電流の大きさはアンペアターンN2，N3，
N4，N5を用いて表わすとよい。しかして、所定次数まで
の補償を施した磁石装置は以下の連立方程式（マトリッ
クス簡略化した）を解くことによって設計できる。
先に述べた式からわかるように、Hnの符号が半径に応
じて変化することはあまりないので、符号を変えるため
の最も簡単な方法はアンペアターンの符号を変えること
である。すなわち、コイル２〜５に流れる電流の方向を
交互に変える。例えば、コイル2,4に対しては電流を紙
面に入る方向へ流し、コイル3,5に対しては電流を紙面
から出る方向へ流す。
この方法で少なくとも第12次数の誤差項まで誤差の打
ち消しが可能である。
アンペアターンが決まると、電流とターン数は技術的
制約条件に応じて実際上選択される。主な要件は次の通
りである。
ａ）基本円弧と任意のアンペアターンのターン数とを用
いて孔内磁界と必要な誤差項打ち消しとを概算する。
ｂ）供給線、スイッチ、接続点を流れる電流とくに超電
導導体の設計に応じて得られる容量についての経験にも
とづき或る動作電流を選択する。一般的に言って、電流
値をできるだけ大きくしてコイルの全体寸法を極力小さ
くしなければならない。
ｃ）与えられた特定の動作電流に対し、コイル巻線内の
磁界予想値を用いて超電導導体を正確に定める。一連の
磁界を得るために、超電導導体中を流れる電流の値を考
慮して超電導導体を定めることが必要である。
ｄ）各コイルについての基本円弧の原位置の周囲にコイ
ルの寸法を展開することによってコイルの全体寸法を計
算する。各コイルの全体寸法を調整して再び必要な誤差
項打ち消しを行なう。この段階で、すべてのコイル巻線
内の磁界の正確な値を計算する。
ｅ）電流による磁界と巻線半径の積を用いて超電導導体
内の歪みを計算する。この計算を繰り返して巻線内のす
べての点での局在力による歪みの積分値および隣接巻線
に起因する力を算出する。
ｆ）１回の繰り返し計算で満足すべき歪み値を計算でき
ることはまずないので、安全な動作歪み値が得られるま
で（ｃ）〜（ｅ）の過程を繰り返す。こうした繰り返し
計算での可変パラメータとしては電流、導体の大きさが
あり、他のコイル寸法は動作電流および正確なターン数
に応じて変化する。歪みに関する設計基準は殆ど実際的
な経験から得られるものであるから、製造技術や設計上
の材料選択が顕著に反映されることはない。
第５図に磁石装置の第２実施例を示す。
この実施例ではコイルの配置を除き第２図の実施例と
同一であるので、図示を簡単にするため低温槽の詳細は
省略してある。すべてのコイル２〜５が同一面８上に対
称的に設けられた第２図の実施例と異なり、第５図の実
施例は対称面からずれたコイルを含む。
第５図の実施例で、２個の入子式同軸コイル18,19が
コイル軸７のまわりに配置される。さらに、２組のコイ
ル対20,21が設けられ、これらのコイル20,21はそれぞれ
コイル18,19から軸方向にずれている。そして、コイル
対20,21は磁石装置の中央面８に対し対称的に配置され
る。
コイル18,20と19,21は従来の巻型のまわりに配置でき
るので、この実施例は一層簡単に形成できる。その上、
この実施例の構成は先の実施例よりも電気的効率がよ
い。何故ならコイルを空間的に一層拡げて分離配置でき
るからである。
コイル軸上の一定領域16内に1.0テスラの磁界を発生
する磁石装置に用いられるコイル18〜21の寸法およびタ
ーン数を以下の表３に示す。
寸法B1，B2は第５図中の一方のコイル20に対して示し
てある。ターン密度における「−」符号はこれらのコイ
ルに流れる電流が他のコイルに流れる電流と反対方向で
あることを表わしている。
全コイルに1000アンペアの電流を流すと、1.0テスラ
の一様な磁界がコイル軸上の一定領域16内に発生し、ピ
ーク対ピークの磁界誤差は20ppmである。
表1,3を比較すると、第５図の実施例の方が必要とす
るターン数がはるかに少ないことがわかる。また、第５
図の実施例は患者をコイル軸上の一定領域16へ容易に接
近、配置できる点でも有利であり、第２図の実施例同様
に患者に対する収容部の減少効果を達成している。
前述の両実施例共、発生されるコイル軸上の一定領域
の中心は磁石装置の幾何学的中心17に一致しており、コ
イル軸上の一定領域が磁石装置の孔内に在る。このよう
に孔の長さが短いにもかかわらず、磁石装置をNMR撮像
装置に使用した場合、患者に対する実質的な収容部が得
られる。
第６図の磁石装置ではコイル軸上の一定領域が孔から
一部飛び出している。第６図の磁石装置は鉄巻型25に取
り付けた３個の入子式同軸コイル22,23,24を有する。さ
らに、各鉄巻型31〜35に入子式コイル26〜30を設け、こ
れらのコイルはコイル22〜24と同軸である。コイル22〜
24、26〜30のそれぞれはコイルの軸37に垂直な中央面36
に対称的に配置される。
先の実施例同様、コイルは超電導材から作られ低温槽
38内に取り付けられる。低温槽38はコイルを収容するヘ
リウム容器39と、内側の放射熱シールド部材40と、外側
の放射熱シールド部材41と、真空容器42とを備える。ヘ
リウム容器39へは出口バルブ43が連通し、外側放射熱シ
ールド部材41を冷却する液体窒素は入り口バルブ44を介
して供給される。
第６図の実施例の磁石装置においては、低温槽38の真
空容器42外に飛び出したコイル軸上の一定領域45内にほ
ぼ一様な磁界が発生する。このためのコイル形状は表４
に示す通りである。
この構成によると、各コイルに386アンペアの電流を
流したとき、コイル軸上の一定領域45内にH0用の1.0テ
スラの磁界が100ppmのピーク対ピーク一様性で得られ
る。
半径方向における各交互のコイルで電流の方向を交互
に変える必要がある。その理由は、中央面の各側に一様
に分布されたコイル対を有する磁石装置のようには奇数
次数の変化度が対称性によって打ち消されないので、各
誤差項ごとにコイルを設けなければならないからであ
る。したがって、この磁石装置は、所定の中央磁界に対
するアンペアターンのターン数の点で長いソレノイド形
の磁石装置に比べ効率的でないが、しかも多くの利点を
有する。
すなわち、この磁石装置をNMR撮像装置に用いると、
低温槽38の表面46を水平状態にできるので、この表面上
に患者を横たわらせることができる。このように、患者
用の収容部が不要となり、患者の軸がコイルの半径方向
（軸方向ではない）に一致する。この実施例のその他の
利点についてはすでに述べた。
低温化の点での重要な利点として、第６図の構成では
低温槽38が平坦なのでその表面積がソレノイド磁石用の
標準形低温槽の表面積の約半分となる。通常、これによ
って低温槽の主要負荷の放射熱エネルギが約78mW〜155m
Wまで低減され低温化のための消費量が節減できる。つ
まり、１時間当たり約0.1リットルのヘリウムが節約で
きる。
飛び出したコイル軸上の一定領域を与える磁石装置の
他の実施例を第７図に示す。第６図の実施例では第７次
数までのすべての誤差項を平衡させるのに７個のコイル
が必要であり、その結果大きなアンペアターンのターン
数が必要とされた。
第７図の実施例では、第６図の実施例の半径25cmのコ
イル軸上の一定領域45に匹敵する半径約5cmの球状コイ
ル軸上の一定領域47が発生される。このように半径を減
少することによって高次数の誤差項の影響を低減できる
のである。例えば、もし25cm半径に対する第ｎ次数の誤
差項に起因する磁界強度をHnで表わすと、5cm半径に対
する同様な磁界強度は Hn（50/250）n で与えられるので高次数の誤差は小さなコイル軸上の一
定領域に影響しない。
第７図に示すように、この実施例の磁石装置はコイル
軸50のまわりに同軸でかつ磁石装置の中央面51上に対称
的に配置された２個のコイル48,49を有する。低温槽52
を概略図示してあるが、コイル48,49が巻かれている巻
型の図示は省略してある。
この磁石装置の第１の重要な特徴は、磁界中の第１次
数の誤差項を打ち消さずに残すことによって与えられた
磁界に対するアンペアターンを大幅に節減した点にあ
る。このことはコイル軸上の一定領域47に亘って線形磁
界変化が存在することを意味する。前述のように、この
ことは磁石装置をNMR撮像装置に用いる場合は障害とな
らない。
この磁石装置の第２の重要な特徴は２個のコイル48,4
9のみですむという点にある。その結果、コイル内の磁
界の値は、第６図の実施例でのしっかりと入子式に形成
されたコイルに比較して、与えられた孔内磁界に対する
比例性が少なくてすむ。このため、印加磁界に応じて臨
界電流を変化できるので、コイル軸上の一定領域での所
定磁界に必要な超電導導体の量の低減を促進できる。
この構成の第３の重要な特徴はアンペアターンのター
ン数が少ないのでコイル48,49内の磁界強度が小さい点
にある。したがって、コイルの電流比を変えることによ
ってコイル軸上の一定領域47の磁気的中心を移動でき
る。コイル48,49が共通軸50のまわりに集中的に配置さ
れているので、コイル軸上の一定領域を磁石装置の平坦
表面53から遠方へ飛び出さすこともできるし、該表面に
近接して飛び出さすこともできる。したがって、NMR撮
像装置に用いた場合、患者は磁石面上でいずれの方向に
も移動できる。
75アンペアの電流でコイル軸上の一定領域47内に1.0
テスラの磁界を生じるコイル寸法の一例を以下の表５に
示す。
この例では、コイル軸上の一定領域47に亘りピーク対
ピーク磁界変化は約10％である。
前述の磁石装置の最も重要な応用の１つとしてNMR撮
像装置への応用がある。第８図はNMR撮像装置の構成を
示すブロック図で磁石系以外は従来装置の構成と同一で
ある。図示の装置の磁石系54は前述の磁石装置のいずれ
かと、電源54′とを備えている。低温槽は従来の低温化
制御系55へ接続されている。
磁石装置により発生されるコイル軸上の一定領域の周
囲の巻型上に多数の変化度付き（勾配）コイル（図示せ
ず）が装着されているので、コイル軸上の一定領域を通
じて異なる磁界勾配が設定されてNMR撮像が可能とな
る。これらの勾配コイルは超電導性コイルではなく、従
来のものと同じ形状である。そして、これらのコイルは
勾配波形発生器58を介して制御論理回路57により制御さ
れる各駆動部56により勾配をもって駆動される。無線周
波（RF）エネルギを発生、受信するコイル（図示せず）
が勾配コイルと同じ巻型上に装着されている。RF発信器
はスペクトロメータ60に接続したRF増幅器59に接続され
ている。スペクトロメータ60に接続した制御論理回路57
によってRFパルスの発生が制御される。スペクトロメー
タ60からのNMRデータは、制御論理回路57により制御さ
れるデータ取り込み系61へ送られる。この系からのデー
タは処理論理回路62へ供給される。
NMR装置全体の制御は、従来のレコード分離インター
フェース232を介してオオペレータ入力部64へ接続され
たコンピュータ63により行なわれる。コンピュータ63か
らの情報はディスク駆動部65に記憶される。撮像結果は
コンピュータ63により表示系66へ送られる。この表示系
は患者の身体の「断層」をモニタ67上へ表示する。
使用時、患者の身体は磁石装置により発生されたコイ
ル軸上の一定領域の一部分を横切るように位置決めされ
る。この場合、第２図の実施例の磁石装置を使用してい
れば患者は磁石装置の孔内に配置され、第６図および第
７図の実施例の磁石装置を使用していれば、患者は平坦
表面上へ横たえられる。
【図面の簡単な説明】
第１図はコイルを説明するための概略図、第２図はこの
発明の磁石装置の第１実施例を示す部分断面側面図、第
３図は代表的なコイルの寸法を説明するための断面図、
第４図は第２図の磁石装置の正面図、第５図はこの発明
の磁石装置の第２実施例の概略側面図、第６図はこの発
明の磁石装置の第３実施例の側面図、第７図はこの発明
の磁石装置の第４実施例の概略側面図、第８図は撮像装
置のブロック図である。 ２〜５……コイル、16……コイル軸上の一定領域
フロントページの続き (72)発明者 ジヨン モーリス バード イギリス国，オクスフオード，チヤール ベリ，スタート ロード，ストーン リ ー（番地無し) (56)参考文献 特開 昭56−132551（ＪＰ，Ａ) 特開 昭56−130905（ＪＰ，Ａ)

Claims (9)

    (57)【特許請求の範囲】
  1. 【請求項１】複数個の入子式同軸コイル（２〜５）を有
    し、少なくとも２個のコイルが動作電流を互いに反対方
    向に流すように設けられ、前記複数個のコイル（２〜
    ５）がコイル軸（７）に直交する面（８）に交差して対
    称的に配置され、これらのコイルのターン数と半径と
    が、該コイルに動作電流を流すときコイル軸上の一定領
    域（16）内にほぼ一様な磁界が発生されるように設定さ
    れていることを特徴とする磁石装置。
  2. 【請求項２】特許請求の範囲第１項において、半径方向
    で一番外側のコイル（５）が最大軸方向長さを有すると
    共に他のコイル（２〜４）が配置される領域を定めてい
    ることを特徴とする磁石装置。
  3. 【請求項３】特許請求の範囲第１項または第２項におい
    て、半径方向外側に配置されたコイルほどそのターン数
    が大きいことを特徴とする磁石装置。
  4. 【請求項４】特許請求の範囲第１項、第２項または第３
    項のいずれかにおいて、少なくとも一組のコイル対（2
    0,21）がコイル軸に垂直でかつ該軸の中央点（17）を通
    る面（８）に対して対称的に配置されてなることを特徴
    とする磁石装置。
  5. 【請求項５】特許請求の範囲第１項、第２項、第３項ま
    たは第４項のいずれかにおいて、各コイルの内側および
    外側半径（A1，A2）がコイルの平均半径に近いことを特
    徴とする磁石装置。
  6. 【請求項６】特許請求の範囲第１項、第２項、第３項、
    第４項、または第５項のいずれかにおいて、コイル軸上
    の一定領域内の対象物の核磁気共鳴像が撮像できるほぼ
    一様な磁界を発生させる磁石装置。
  7. 【請求項７】複数個の入子式同軸コイル（２〜５）を有
    する磁石装置の使用方法であって、少なくとも２個のコ
    イルを流れる電流が互いに反対方向であり、各コイルの
    電流の方向および大きさと各コイルのターン数および半
    径とが協働してコイル軸上の一定領域（16）内にほぼ一
    様な磁界を発生するように、該コイルへ電流を供給する
    ことを特徴とする磁石装置の使用方法。
  8. 【請求項８】特許請求の範囲第７項において、半径方向
    に離間した隣接コイルの電流方向が互いに反対方向であ
    ることを特徴とする磁石装置の使用方法。
  9. 【請求項９】特許請求の範囲第７項または第８項におい
    て、コイル軸上の一定領域（45,47）が磁石装置から少
    なくとも部分的に飛び出していることを特徴とする磁石
    装置の使用方法。
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Families Citing this family (57)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
USRE36782E (en) * 1983-11-11 2000-07-18 Oxford Medical Limited Magnet assembly for use in NMR apparatus
US4506247A (en) * 1984-05-23 1985-03-19 General Electric Company Axisymmetric correction coil system for NMR magnets
GB8500248D0 (en) * 1985-01-04 1985-02-13 Oxford Magnet Tech Solenoids
DE3616078A1 (de) * 1986-05-13 1987-11-19 Bruker Analytische Messtechnik Elektromagnetsystem fuer die kernspintomographie
GB8615854D0 (en) * 1986-06-28 1986-08-06 Turner R Magnetic field coils
DE3628161A1 (de) * 1986-08-20 1988-02-25 Spectrospin Ag Vorrichtung zum kompensieren von zeitvarianten feldstoerungen in magnetfeldern
US4945446A (en) * 1987-06-23 1990-07-31 Mitsubishi Denki Kabushiki Kaisha Magnetic field compensating apparatus
JPS6458247A (en) * 1987-08-29 1989-03-06 Fuji Electric Co Ltd Uniform magnetic field coil
US4812797A (en) * 1988-03-22 1989-03-14 General Electric Company Compensation coil for temporal drift of a superconducting magnet
JPH01243503A (ja) * 1988-03-25 1989-09-28 Toshiba Corp 磁気共鳴イメージング装置用静磁界磁石
US5138326A (en) * 1988-10-14 1992-08-11 Oxford Medical Limited Magnetic field generating assembly and method
GB8825529D0 (en) * 1988-11-01 1988-12-07 Oxford Magnet Tech Magnetic field generating assembly
DE3907927A1 (de) * 1989-03-11 1990-09-20 Bruker Analytische Messtechnik Magnetsystem
GB8912601D0 (en) * 1989-06-01 1989-07-19 Oxford Magnet Tech Magnetic field generating apparatus
GB9002863D0 (en) * 1990-02-08 1990-04-04 Oxford Instr Ltd Magnetic field generating assembly
DE4010032C2 (de) * 1990-03-29 1994-03-03 Bruker Analytische Messtechnik Magnetsystem
US5095271A (en) * 1990-05-14 1992-03-10 General Atomics Compact open NMR systems for in situ measurement of moisture, salinity, and hydrocarbons
NL9001300A (nl) * 1990-06-08 1992-01-02 Koninkl Philips Electronics Nv Magneetstelsel voor magnetische resonantie.
JPH04240440A (ja) * 1991-01-23 1992-08-27 Toshiba Corp Ｍｒｉ装置用マグネット
EP0535735A1 (en) * 1991-10-03 1993-04-07 Koninklijke Philips Electronics N.V. Magnetic resonance apparatus comprising a shielded magnet
DE4142263C2 (de) * 1991-12-20 1994-03-24 Bruker Analytische Messtechnik Gradientenspulensystem
US5382904A (en) * 1992-04-15 1995-01-17 Houston Advanced Research Center Structured coil electromagnets for magnetic resonance imaging and method for fabricating the same
US5389879A (en) * 1992-12-18 1995-02-14 Pulyer; Yuly M. MRI device having high field strength cylindrical magnet with two axially spaced electromagnets
US5378988A (en) * 1993-01-22 1995-01-03 Pulyer; Yuly M. MRI system having high field strength open access magnet
US5596303A (en) * 1993-02-22 1997-01-21 Akguen Ali Superconductive magnet system with low and high temperature superconductors
US5428292A (en) * 1994-04-29 1995-06-27 General Electric Company Pancake MRI magnet with modified imaging volume
DE4424580C2 (de) * 1994-07-13 1996-09-05 Bruker Analytische Messtechnik NMR-Scheibenspule
US5396207A (en) * 1994-08-05 1995-03-07 General Electric Company On-shoulder MRI magnet for human brain imaging
US5402094A (en) * 1994-08-15 1995-03-28 Enge; Harald A. MRI mammography magnet
US5818319A (en) * 1995-12-21 1998-10-06 The University Of Queensland Magnets for magnetic resonance systems
US5568110A (en) * 1996-02-20 1996-10-22 General Electric Company Closed MRI magnet having reduced length
EP0797103B1 (de) * 1996-03-28 1999-06-02 Siemens Aktiengesellschaft Magnetanordnung für die bildgebende magnetische Resonanz mit zwei getrennten Abbildungsvolumina
DE19620926C2 (de) * 1996-05-24 2001-08-09 Bruker Analytik Gmbh Magnetanordnung für ein NMR-Tomographiesystem, insbesondere für Haut- und Oberflächenuntersuchungen, Verfahren zur Herstellung der Magnetanordnung und Gradientenspulensystem
US5721523A (en) * 1996-08-26 1998-02-24 General Electric Company Compact MRI superconducting magnet
US5677630A (en) * 1996-10-21 1997-10-14 General Electric Company Planar superconducting MRI magnet
JP2002505596A (ja) 1997-05-23 2002-02-19 トランサージカル，インコーポレイテッド Ｍｒｉ誘導治療装置及び方法
US6208143B1 (en) 1998-04-10 2001-03-27 The Board Of Trustee Of The Leland Stanford Junior University Biplanar homogeneous field electromagnets and method for making same
US6255822B1 (en) 1998-10-09 2001-07-03 U.S. Philips Corporation MRI apparatus having a short uniform field magnet with an internal space
US6208142B1 (en) 1998-12-07 2001-03-27 Transurgical, Inc. Magnetic resonance apparatus and methods with shim adjustment
US6278351B1 (en) 1999-01-11 2001-08-21 Transurgical, Inc. Multi-coil MRI magnet
AUPQ198899A0 (en) * 1999-08-03 1999-08-26 University Of Queensland, The A method of magnet design and magnet configuration
DE60032295T2 (de) * 1999-08-03 2007-05-03 NMR Holdings No. 2 Pty Ltd., Woolloomooloo Entwurfsverfahren für supraleitende Magnete
GB0007018D0 (en) * 2000-03-22 2000-05-10 Akguen Ali Magnetic resonance imaging apparatus and method
JP3847079B2 (ja) * 2000-11-21 2006-11-15 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
US6700468B2 (en) * 2000-12-01 2004-03-02 Nmr Holdings No. 2 Pty Limited Asymmetric magnets for magnetic resonance imaging
JP4045769B2 (ja) * 2001-10-10 2008-02-13 株式会社日立製作所 磁場発生装置及びこれを用いるｍｒｉ装置
DE102004043988B3 (de) * 2004-09-11 2006-05-11 Bruker Biospin Gmbh Supraleitfähige Magnetspulenanrordnung
JP4503405B2 (ja) * 2004-09-29 2010-07-14 株式会社日立メディコ 超電導磁石装置及びこれを用いた磁気共鳴イメージング装置
US7425828B2 (en) * 2005-10-11 2008-09-16 Regents Of The University Of Minnesota Frequency swept excitation for magnetic resonance
JP4813884B2 (ja) * 2005-12-08 2011-11-09 株式会社神戸製鋼所 超電導コイル
US7786729B2 (en) * 2006-10-31 2010-08-31 Regents Of The University Of Minnesota Method for magnetic resonance imaging
WO2008064231A1 (en) * 2006-11-21 2008-05-29 Steady State Imaging Magnet for magnetic resonance imaging
GB0625600D0 (en) * 2006-12-21 2007-01-31 Oxford Instr Plc Magnetic field generating system and method
EP2283374A4 (en) * 2008-05-08 2012-01-04 Univ Queensland ARRANGEMENT OF SPOOLS FOR AN MRI DEVICE
IT1396080B1 (it) 2009-10-19 2012-11-09 Fond Istituto Italiano Di Tecnologia Complesso magnetico aperto, particolarmente per la formazione di immagini per risonanza magnetica.
US9638776B2 (en) 2014-08-22 2017-05-02 General Electric Company Nested coil configuration of active shims in MRI systems
US11949311B2 (en) * 2017-10-26 2024-04-02 Roberto Sanchez Catalan Electromagnetic Halbach array, devices, and methods

Family Cites Families (14)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US3199021A (en) * 1960-12-19 1965-08-03 Varian Associates Apparatus for improving the homogeneity of a magnetic field
US3256464A (en) * 1963-05-13 1966-06-14 Nat Res Corp Process for operating plural superconductive coils
US3283277A (en) * 1963-11-21 1966-11-01 Westinghouse Electric Corp Superconducting solenoid formed from a niobium-base alloy of varying composition
US3406333A (en) * 1966-04-07 1968-10-15 Varian Associates Scanned intensity magnet having field homogeneity correction coils in common with its scanning coils
US3394330A (en) * 1967-01-16 1968-07-23 Rca Corp Superconductive magnet construction
US4038622A (en) * 1976-04-13 1977-07-26 The United States Of America As Represented By The United States Energy Research And Development Administration Superconducting dipole electromagnet
FR2475282B1 (fr) * 1980-02-05 1985-10-04 Radiologie Cie Gle Systeme de bobines electromagnetiques pour l'examen de corps volumineux par resonance magnetique nucleaire, et appareil d'imagerie du corps humain utilisant un tel systeme
FR2475281A1 (fr) * 1980-02-05 1981-08-07 Radiologie Cie Gle Aimant sans circuit magnetique, a haute homogeneite, notamment pour imagerie par resonance magnetique nucleaire
DE3125502A1 (de) * 1981-06-29 1983-01-13 Siemens AG, 1000 Berlin und 8000 München Geraet zur ausmessung der kernspinresonanz von proben
US4456881A (en) * 1982-01-18 1984-06-26 Technicare Corporation Gradient-coil apparatus for a magnetic resonance system
DE3245944A1 (de) * 1982-12-11 1984-06-14 Bruker Analytische Meßtechnik GmbH, 7512 Rheinstetten Elektromagnet fuer die nmr-tomographie
US4587504A (en) * 1983-11-11 1986-05-06 Oxford Magnet Technology Limited Magnet assembly for use in NMR apparatus
GB8407098D0 (en) * 1984-03-19 1984-04-26 Picker Int Ltd Nuclear magnetic resonance apparatus
JPS60227403A (ja) * 1984-04-26 1985-11-12 Yokogawa Hokushin Electric Corp 磁場発生用コイル

Also Published As

Publication number Publication date
JPS60244006A (ja) 1985-12-03
US4701736A (en) 1987-10-20
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EP0160350B1 (en) 1989-03-29
EP0160350A1 (en) 1985-11-06
DE3569160D1 (en) 1989-05-03

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