JPH04240440A - Ｍｒｉ装置用マグネット - Google Patents

Ｍｒｉ装置用マグネット

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JPH04240440A
JPH04240440A JP3006486A JP648691A JPH04240440A JP H04240440 A JPH04240440 A JP H04240440A JP 3006486 A JP3006486 A JP 3006486A JP 648691 A JP648691 A JP 648691A JP H04240440 A JPH04240440 A JP H04240440A
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JP
Japan
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coil
magnetic field
magnet
main
space
Prior art date
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Pending
Application number
JP3006486A
Other languages
English (en)
Inventor
Tadatoshi Ota
太田　忠利
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
Toshiba Corp
Original Assignee
Toshiba Corp
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Filing date
Publication date
Application filed by Toshiba Corp filed Critical Toshiba Corp
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Priority to US07/824,504 priority patent/US5343182A/en
Publication of JPH04240440A publication Critical patent/JPH04240440A/ja
Pending legal-status Critical Current

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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
    • G01R33/387—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。

Description

【発明の詳細な説明】
［発明の目的］
【０００１】
【産業上の利用分野】本発明はＭＲＩ装置（医療用磁気
共鳴イメージング装置）に用いられるマグネットに関す
る。
【０００２】
【従来の技術】ＭＲＩ装置では、時間的に安定した高均
一な高磁界が必要なため、その磁界を発生させるのに超
電導マグネットが普及し、主流となっている。この超電
導マグネットの中心付近に、直径３０ｃｍ〜５０ｃｍの
球状の診断空間を設定し、ここを高均一界磁（例えば、
中心磁界に対する誤差が２０ｐｐｍ以下）にしようとす
ると、一般に軸長の長いマグネットとなる。これは、球
状の空間では、中心軸方向の磁界が中心から離れるにつ
れて誤差が大きくなっていくので、軸長を長くして誤差
を小さくする必要があるためである。
【０００３】図６に従来のＭＲＩ装置用超電導マグネッ
トの断面図を示す。主磁場Ｂを発生させる超電導主コイ
ル１ａ，１ｂ，１ｃは液体ヘリウム容器２内に収納され
、液体ヘリウム容器２は、真空容器４内に収納される。 液体ヘリウム容器２と真空容器４との間には、液体ヘリ
ウムの蒸発量を最小限にするために小型冷凍機６で冷却
される２重の熱シールド板３ａ，３ｂがある。また、真
空容器４の外側には、周囲への磁場の影響を低減させる
ための磁気シールド５が配置される。
【０００４】このように、ＭＲＩ装置用の超電導マグネ
ットでは、超電導コイルの外側に、熱シールド板、真空
容器、磁気シールド等が配置されるので、全長（中心軸
方向の長さ）が他の診断装置に比べて長くなり、一般的
に２ｍ前後の長さとなる。
【０００５】
【発明が解決しようとする課題】このように、３０〜５
０ｃｍの診断空間を設定したＭＲＩ用超電導マグネット
は、軸長が長くなり、装置の大型化や、患者に不安感を
与えてしまうという問題がある。本発明は、軸長が短か
く、かつ診断空間も確保したＭＲＩ装置用超電導マグネ
ットを提供し、装置の小型化と患者の不安定の低減を目
的とする。［発明の構成］
【０００６】
【課題を解決するための手段】本発明においては、超電
導主コイル中に逆励磁コイルを配置して、診断空間を径
方向に長軸のある回転だ円体または偏平球の形とする。
【０００７】
【作用】このような構成にすると、特に逆励磁コイルの
働きによって磁界均一空間のコイル軸方向の長さが短く
なる。
【０００８】
【実施例】本発明の実施例を図１に示す。これは、逆励
磁する副コイル９ａ，９ｂを外側から２番目に配置し、
また径方向に長軸のある回転だ円体の診断空間を設定し
たものである。
【０００９】図１のように、超電導主コイル１ａ，１ｂ
，１ｃに加えて、主コイルとは逆励磁する超電導副コイ
ル９ａ，９ｂを配置し、その副コイル９ａ，９ｂは軸方
向外側から２番目の位置、すなわち、副コイル９ａは主
コイル１ａと１ｂの間に、副コイル９ｂは主コイル１ｂ
と１ｃの間に配置する。このようにすることで、コイル
軸長を短かくしたことによる診断空間の誤差磁場の増大
を低減する。
【００１０】また、図２にあるコイル配置での各コイル
の起磁力の例を示す。総起磁力は、６３２　ＫＡＴで、
中心磁界は０．３５テスラである。逆励磁する副コイル
は、５２．９ＫＡＴなので、総起磁力の約８．４　％と
なっている。
【００１１】また、図３に、図１のマグネットの電気回
路図を示す。超電導主コイル１ａ，１ｂ，１ｃ及び副コ
イル９ａ，９ｂはすべて直列に接続される。直源電源Ｅ
は、永久電流スイッチ１１によりコイルが永久電流状態
になった後、切り離される。また、保護抵抗１０は、超
電導コイルが常電導転移（クエンチ）した時のエネルギ
ーを吸収するためのものである。
【００１２】図４に、超電導コイルの電流分布を示す。 通常、ＭＲＩ装置用の超電導コイルは、数個のコイルで
構成され、中心面（Ｚ＝０）に対して対称に配置され、
中心付近よりも両端のコイルの方がより多くの電流を流
すように設定される。これは、中心付近の診断空間で、
中心から離れるほど、磁場の値が小さくなるため、両端
のコイルに電流を多く流し、均一磁界とするためである
。
【００１３】図４のグラフの分布ａは、ある程度軸長の
長いコイルの電流分布で、すべて（＋）の電流となって
いるが、軸長を短かくすると、同図の分布ｂのようにな
り、端から２番目のコイルが（−）の電流で、逆励磁と
なる。（この時の計算条件は、診断空間の大きさと、そ
こでの誤差を同じとした場合である。）このように、逆
励磁コイルを配置すれば、診断空間において、高均一磁
場が保てる。
【００１４】また、図５に診断空間付近の等磁場分布の
１例を示す。ｅ，ｆ，ｇはそれぞれ中心磁場に対する誤
差が−１，−３，−５ｐｐｍを示し、ｈ，ｉは＋１，＋
３ｐｐｍを示し、ｃは従来の球状の診断空間である。中
心軸（Ｚ軸）方向よりも、中心（Ｚ＝０）における径方
向の磁場分布の方が誤差が小さいので、図中ｄのように
、径方向に長軸のある回転だ円体の診断空間をとること
が可能である。このようにして、診断空間８は、径方向
に広い領域をとれることから、径方向に長軸のある回転
だ円体とし、診断空間の拡大をはかる。
【００１５】このように、超電導主コイル中に、逆励磁
する副コイルを、主コイルの軸方向外側から２番目に配
置することで、軸長の短かいコイルを可能とし、装置の
小型化、患者の不安感の低減などの効果がある。また、
診断空間を径方向に長軸のある回転だ円体とすることで
診断できる領域を広げられるという効果がある。上記実
施例は、超電導マグネットの例を示したが、常電導マグ
ネットに適用しても、同様の効果がある。
【００１６】
【発明の効果】以上述べたように、本発明では、主磁場
を発生させる主コイル中に、主コイルとは逆励磁する副
コイルを配置し、その副コイルは、軸方向の端から２番
目に位置させることで、マグネット軸長を短かくするこ
とを可能にし、装置の小型化、患者の不安感の低減とい
う効果がある。また、診断時間を径方向に広げることで
、診断領域の拡大という効果をもつ。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明の実施例のＭＲＩ装置用マグネットの上
半分の断面図。
【図２】上記実施例における各コイルの励磁力を示す表
。
【図３】上記実施例における各コイルの接続図。
【図４】上記実施例における電流分布の図。
【図５】診断空間付近の等磁場分布の図。
【図６】従来のＭＲＩ装置用マグネットの診断図。
【符号の説明】
１ａ，１ｂ，１ｃ…超電導主コイル　　　　２…液体ヘ
リウム容器 ４…真空容器　　　　　　　　　　　　　　　　　　　
　　　　　８…診断空間９ａ，９ｂ…超電導副コイル

Claims (2)

    【特許請求の範囲】
  1. 【請求項１】　　主磁界を発生させる主コイルにその主
    磁界とは逆向きの磁界を発生させる同軸の副コイルを１
    対含み、その副コイルはコイル群の中で軸方向外側から
    ２番目に位置し、診断をするために必要な均一磁界の空
    間が径方向に長軸のある回転だ円体または偏平球の形を
    していることを特徴とするＭＲＩ装置用マグネット。
  2. 【請求項２】　　主コイル及び副コイルは、すべて直列
    に接続されていることを特徴とする請求項１記載のＭＲ
    Ｉ装置用マグネット。
JP3006486A 1991-01-23 1991-01-23 Ｍｒｉ装置用マグネット Pending JPH04240440A (ja)

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EP92100993A EP0496368B1 (en) 1991-01-23 1992-01-22 Magnetic device for generating static magnetic field in MRI
DE69215114T DE69215114T2 (de) 1991-01-23 1992-01-22 Magnet-Vorrichtung zur Erzeugung eines statischen Magnetfeldes bei der Bildgebung mittels magnetischer Resonanz
US07/824,504 US5343182A (en) 1991-01-23 1992-01-23 Magnet device for generating static magnetic field in MRI

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