JPH0554977B2 - - Google Patents

Info

Publication number
JPH0554977B2
JPH0554977B2 JP62215778A JP21577887A JPH0554977B2 JP H0554977 B2 JPH0554977 B2 JP H0554977B2 JP 62215778 A JP62215778 A JP 62215778A JP 21577887 A JP21577887 A JP 21577887A JP H0554977 B2 JPH0554977 B2 JP H0554977B2
Authority
JP
Japan
Prior art keywords
coil
magnetic field
wire
symmetry
uniform magnetic
Prior art date
Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
Expired - Lifetime
Application number
JP62215778A
Other languages
English (en)
Other versions
JPS6458247A (en
Inventor
Mitsuru Fujita
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.)
Fuji Electric Co Ltd
Original Assignee
Fuji Electric Co Ltd
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Fuji Electric Co Ltd filed Critical Fuji Electric Co Ltd
Priority to JP62215778A priority Critical patent/JPS6458247A/ja
Priority to US07/235,934 priority patent/US4890082A/en
Priority to GB8820216A priority patent/GB2209223B/en
Priority to DE3829175A priority patent/DE3829175C2/de
Publication of JPS6458247A publication Critical patent/JPS6458247A/ja
Publication of JPH0554977B2 publication Critical patent/JPH0554977B2/ja
Granted legal-status Critical Current

Links

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
    • G01R33/42—Screening
    • G01R33/421—Screening of main or gradient magnetic field
    • 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

Description

【発明の詳細な説明】 〔産業上の利用分野〕 この発明は空心の筒状コイルの内部空間に少な
くとも近似的に均一な磁場を発生させる磁場コイ
ル、ことに核磁気共鳴コンピユータ断層撮影装置
（以下MRIという）用のマグネツトに関する。
〔従来の技術〕
MRI用マグネツトとしての均一磁場コイルは、
コイル内に被検体である人体を収納するために、
内径が１ｍに近い筒状または複数のリング状のコ
イル配列で構成され、被検体である人体を判定す
るに足る断層像を得るためには、人体が収納され
るコイル内空間部における磁場の強さには百万分
の１のレベルの均一性が求められる。この磁場の
強度とその均一性を満たすために、同軸配置のリ
ング状コイルを複数個組み合わせて磁場の均一度
も最も良い配置、電流値を選んで均一磁場コイル
を構成する方法が知られている。更に、このよう
な均一磁場コイルが生起した均一磁場が外部空間
に漏れ出すことによつて近傍の電子装置の誤動作
の原因になるばかりでなくMRIの近傍の強磁性
体がこの漏れ磁場を受けて磁場を歪ませそれが均
一磁場空間に影響を及ぼす結果、均一磁場コイル
のみでは高度の均一性を生起したにも係わらず
MRIを設置し使用環境において期待する磁場の
均一性が得られないという問題が生ずることか
ら、漏れ磁場が外部に拡散するのを防ぐために磁
気シールドを均一磁場コイルの外部に施す方法が
取られる。その場合、強磁性体を用いて漏れ磁場
を吸収する方式は超電導MRIのように高い均一
磁場強度の場合には漏れ磁場の量も大きいことか
ら強磁性体シールドの重量が過大になりMRIを
設置する部屋の強度が耐えられないといような問
題があるので、特に超電導MRIの漏れ磁束対策
として同じ超電導コイルで漏れ磁場を打ち消す方
式が採用されるようになつてきた。
この方式は磁性体を使用せずしかも漏れ磁場が
打ち消されることによつてMRI近傍の磁性体の
均一磁場空間への影響が殆どないことから、均一
磁場コイルの設計上必要な磁場解析が容易になる
ことから、特に高均一磁場空間が要求される超電
導MRIのマグネツトとして有効なコイルである。
このような超電導MRIマグネツトとしての均一
磁場コイルを同じく超電導コイルで漏れ磁場を打
ち消す方式をアクテイブシールド型超電導MRI
マグネツトと称される（以下アクテイブシールド
型と称する）が、このアクテイブシールド型が満
足しなければならない必須要件は、所定空間内
に所定均一度の均一磁場の形成、MRIを中心
にする所定の範囲外の漏れ磁場を所定の値以下に
する、の２つである。均一磁場の均一度は前記の
ごとく数PPMの高均一性が要求され、漏れ磁場
の強さも均一空間の磁場強度が1T程度に対して
MRIから所定の距離離れた空間において5G
（0.5mT）以下という非常に小さい磁場強度とす
ることが要求されるので、この双方を同時に満足
しながらより実際的な要件として次のような事項
をも考慮しなければならない。
患者が検査時にMRI内に入つた時の閉所感
やこれに基づく恐怖感等をなるべく少なくする
ために均一磁場コイル長さ寸法を極力小さくす
ること。
既成の部屋にMRIを設置する際の部屋の大
きさや天井までの高さ等の制約から均一磁場コ
イルの径寸法がなるべく小さいこと。
さらに高度の均一度と漏れ磁場強度の抑制を達
成するための設計製作上の要件として、均一磁
場コイル設計の必須手法である磁場解析に容易な
構成、条件設定であること。
磁場均一度を確保するに要するコイル製作精
度を達成し得る構成であること、の２つがあ
る。
所定の均一空間を確保するためには均一磁場コ
イルそのものが或る程度大きいことが必要である
が、前述のように限られた部屋の空間内に収納さ
れるためにはその大きさに限界があるので装置が
小さい方が汎用性に富むことになり、コストの面
からもMRIマグネツトは小さい方が良いので、
なるべく小さい均一磁場コイルでより均一空間を
確保するのが望ましい。均一磁場コイルが小さい
方が良いといつてもその中に被検体である人体が
入りその外側に高周波コイル、勾配コイルなどの
多数のコイルが入り、超電導マグネツトの場合は
コイルはクライオスタツトに収納されてその中で
熱絶縁のための寸法も必要であることから均一磁
場コイルの内径にも最小寸法があり、概ねその直
径は１ｍ前後である。一方、均一磁場空間の大き
さは被検体である人体の大きさに関係し、概ね40
cm直径程度の球が均一空間として要求されるのが
普通である。また、超電導マグネツトの場合はそ
の発生磁場が0.5T乃至2Tであり、常電導マグネ
ツトが0.1T前後であるのに対して約10倍の大き
さなので、要求される均一度も１桁高い数PPM
の高い均一度が要求される。
このような高い均一度の均一空間をより大きく
作る均一磁場コイルのコイル構成としては均一磁
場コイルを構成する線輪の数を増やすことによつ
て達成することができる。しかし、この線輪の数
を増やして線輪数に見合つた均一度を確保する寸
法構成として時にはこの軸方向寸法が増加し、前
記のように被検者の閉所感を増す要因になるとい
う問題が生ずるとともに線輪数が増加することか
ら当然MRIマグネツトの製作コストが上昇する
し、軸方向寸法が増加することはコイルのアンペ
アターンが同一だと均一磁場空間の磁場強度が小
さくなるので同じ磁場強度を確保するためにはア
ンペアターンを増加する必要があり、このことは
使用材料の増加、直流電源の容量増加となりこの
点についても重量の増加とコイル増加の要因にな
ることになり、均一度がよいからといつてやたら
に線輪の数をふやして良いものではない。
アクテイブシールド型についてはすでに先願特
許があり、その主なものとしては、特開昭59−
98344「核磁気共鳴装置」、特開昭59：123756「磁石
装置」、特願昭60−217608「均一磁場コイル」など
があるが、いずれもこのような総合的な観点に立
つた均一磁場コイルの最適構成について記載され
ていない。
〔発明が解決しようとする問題点〕
このようにアクテイブシールド型超電導MRI
マグネツトについてすでに種々の提案がなされて
いるが総合的な最適構成についての提案がないの
で、実際に均一磁場コイルを設計製作する際には
最適構成に比較して、その寸法が増大し、またコ
ストも増加する均一磁場コイルとなつており、ま
た、被検患者の閉所感に関係の不快均一磁場コイ
ルの軸方向寸法がアクテイブシールド型の場合、
外側のコイルによつて全体の軸方向寸法が大きく
なるという欠点がある。
この発明は、アクテイブシールド型超電導
MRIマグネツトについて、要求される高度の均
一度とこの均一度を達成されるべき均一空間の大
きさ、MRIマグネツトから所定の距離隔たつた
位置での漏れ磁場の強度の低減、均一磁場コイル
の採用できる径方向寸法の上下限などを考慮し、
かつ被検患者の閉所感を増大させる最も大きな要
因である均一磁場コイルの軸方向寸法を最小にす
る最適均一磁場コイル構成を提供することを目的
とする。
〔問題を解決するための手段〕
上記問題点を解決するために、この発明によれ
ば、共通の対称軸とこの対称軸に垂直な対称面に
対称な少なくとも１つの線輪でなる第１コイル
と、前記対称軸と前記対称面に対称な少なくとも
１のつ線輪でなる第２コイルとの２つのコイルで
なり、前記第２コイルを構成する線輪の最小半径
が前記第１コイルを構成する線輪の最大外径より
も大きい均一磁場コイルにおいて、前記第１コイ
ルは３対の線輪であり、前記第２コイルは２対の
線輪でなり、前記第１コイルと前記第２コイルの
磁気能率の大きさが同じで方向が逆であり、前記
第１コイルはこの第１コイルと前記第２コイルと
が生起する磁場の前記対称軸上の磁場分布の軸方
向座標変数に関するテーラー級数展開の２次から
10次までの項の係数を実質的に零であるものとす
る。
〔作用〕
この発明の構成において、内側に配置される第
１コイルの線輪数を３対にすることにより、第２
コイルが生起する磁場も含めて超電導MRIマグ
ネツトに要求される均一度と均一空間の大きさを
達成し得ることができ、外側に配置される第２コ
イルを２対にすることにより、第１コイルと第２
コイルとの軸方向寸法を一致させることにより均
一磁場コイルとしての軸方向寸法を最小にした際
の第２コイルの条件は第２コイル単独での均一度
に関する最適条件から大きく外れないので、この
第２コイルが生起する磁場を含めた第１コイルに
よる最適均一空間の生成に際して第１コイルを無
理のない構成にすることができ、第１コイルと第
２コイルとの磁気能率の絶対値を一致させその方
向を反対にすることによりコイルの外部に漏れる
漏れ磁場を理想的に打ち消してMRI装置から所
定の距離隔たつた位置でき漏れ磁場の強度の所定
の上限を充分下回る漏れ磁場強度にすることがで
き、第１コイルを構成する線輪の電流と寸法配置
を適正に選ぶことにより第２コイルが生起する磁
場も含むて対称軸上の磁場の強度分布を奇数次数
の他に偶数次数の２から10までの次数の項の係数
を零にすることにより、３対構成とした第１コイ
ルによつて達成できる最高の均一空間を生成する
均一磁場コイルとすることができる。
〔実施例〕
以下この発明を実施例に基づいて説明する。第
１図はこの発明の実施例の均一磁場コイル構成図
で、１は対称軸、２は対称面、３は第１コイル、
４は第２コイル、３１，３２，３３は第１コイル
３を構成する線輪、４１，４２は第２コイル４を
構成する線輪、５１は線輪３１，３２，３３を巻
回する巻枠、５２は線輪４１，４２を巻回する巻
枠である。この図では均一磁場コイル全体の右半
分と上部のコイル断面部のみ示しているが、実際
はこれらの線輪３１，３２，３３，４１，４２は
対称軸１を回転軸とするリング状線輪であり、巻
枠５１，５２を同じく対称軸１を回転軸とする円
筒であり、また、対称面１にたいしてこれらは面
対称であるのでこの図の対称面２の右側に左側と
対称な線輪群と巻枠がある訳であり、この第１図
では対になつた線輪の一方のみを示していること
になる。
図に示していない対称面の左側の線輪も含めて
第１コイル３を構成する線輪に流れる電流は全て
同じ方向に流れており、同じく第２コイル４を構
成する線輪に流れる電流も全て同じ方向に流れて
いるがその方向は第１コイル３のそれとは反対で
ある。また、線輪が対称軸１を回転軸とする回転
対称体であるとともに対称面２に対しても対称で
あるので、これらの線輪が生起する磁場もまたこ
の対称軸１と対称面２に対称である。
L1を対称面２と線輪３１の対称面２から離れ
た面との距離を第１コイルの軸方向寸法、L2を
対称面２と線輪４１の対称面２から離れた面との
距離を第２コイルの軸方向寸法とし、第１図では
この軸方向寸法L1とL2とを略一致させてある。
均一磁場コイルとしての軸方向寸法Ｌはこの２つ
の軸方向寸法L1，L2の大きい方の値となる。第
１コイル３と第２コイル４との磁気能率は設計上
は数値計算の可能な精度の範囲で一致させてある
が、ここでいう磁気能率は次の式で簡単に計算で
きる。
今、断面が充分小さく一本の導体でなる円形状
の線輪があるとすると、この線輪の磁気能率はこ
の導体が囲む円の面積と導体を流れる電流の積と
して表される。つまり、 ｍ＝si ……(1) ここで、 ｍ；この線輪の磁気能率 ｓ；この線輪の導体が囲む円の面積（半径をｒと
すると、ｓ＝πr2） ｉ；導体に流れる電流 第１コイル３の磁気能率をM1とすると、この
M1はこの第１コイル３を構成する核線輪につい
て超電導線ごとについて上記(1)式を積算すればよ
い。すなわち、 M1＝μ0｛C1 〓N=1 C1 〓j=1 πr2 Nj｝I1 ……(2) ここで、 μ0；真空中の透磁率（4π×10-7） C1；第１コイルの線輪数（この実施例では４） NN；Ｎ番目の線輪の巻数 rNj；その超電導線の半径位置 I1；第１コイルの超電導線の電流値 また、第２コイル４の磁気能率M2は上式でイ
ンデツクス１を２に変えればよい。ただし、電流
の方向は逆なので、第１コイル３の磁気能率を正
に取ると、第２コイル４のそれは負である。前記
の２つのコイル磁気能率の関係をM1，M2を用い
て表すと次式となる。
M1＋M2＝０ ……(3) また、これらのコイルから充分離れた位置での
第１コイル３が生起する磁場の磁束密度B1rは近
似的に次式で表される。
B1r＝M1／2π｛k3１／r3＋k5a2／1e／r5＋…｝……(4
) ここで、 ｒ；コイル中心からの距離 a1e；第１コイルの等価半径 K3，K5；級数展開での各次数の項の係数（等価
半径a1eには関係ない） この式で分かるように、一つのコイルによつて
生起される磁場のコイル外部への漏れ磁場の強度
は主としてコイル中心からの距離の３乗に反比例
して減少することを表すが、直径約１ｍ、中心に
生起する磁束密度が1T前後である超電導MRIマ
グネツトの場合はMRI装置から数ｍ離れた隣の
部屋とかマグネツト以外のMRI装置などにこの
漏れ磁場の影響を及ぼさない程度の減衰は期待で
きないのである。この点からアクテイブシールド
型としての第２コイルを設けることが必要にな
る。
第１コイル３と同じようにして第２コイル４の
磁束密度Bzrは次式で表される。
Bzr＝M2｛k3１／r3＋k5a2e／r5＋…｝ ……(5) これらの２つのコイルで生起される磁場は前記
(4)式と(5)式の和として表され、次式となる。
Br＝k3M1＋M2／r3＋k5a2／1eM1＋a2／2eM2／r5＋… ……(6) この式に(3)式を代入すると次のように整理でき
る。
Br＝k5（a2／2e−a2／1e）M1／r5＋… ……(7) すなわち、第１コイル３と第２コイル４の２つ
のコイルの磁気能率をその値を一致させ方向を逆
にすることにより、漏れ磁場の強度はコイル中心
からの距離の３乗に反比例する成分が零になり５
乗に反比例して減少する成分がその主体になるの
で、コイル中心からの距離の増加によつて急激に
漏れ磁場が減少することになる。たとえば、第１
コイル３の半径を0.5ｍ、第２コイル４の半径を
0.7ｍとし、これらの２つのコイルが生起するコ
イル中心の均一磁場の磁束密度を1Tとすると、
コイル中心から３ｍ離れた位置の漏れ磁場の磁束
密度は約1.3Gになり充分の低減効果となつてい
る。ちなみに第１コイルのみでコイル中心に1T
の均一磁場を生起するとした時のコイル中心から
３ｍ離れた位置の漏れ磁場の磁束密度は約50Gと
なり、漏れ磁場の強度の許容値である5Gに比べ
はるかに大きい値になる。
このように２つのコイルの磁気能率の値を一致
させることにより漏れ磁場の強度を打ち消すこと
ができるが、この磁気能率はコイルを構成する線
輪の巻数や寸法を設定すれば簡単に計算すること
ができるので、均一磁場コイルを設計する過程で
常にこの磁気能率が一致する条件を満足するよう
にしながら計算を進めることができるので、効率
的な設計計算が可能となつている。
第２図に第２コイルを単独で２対コイルとして
の最適均一度を確保した場合の巻線配置図を示
す。第２コイル４Ａの外側の線輪４１Ａは第１図
よりも図の右側に移動した位置にありその軸方向
寸法L2は第１図の軸方向寸法L2に比べて大きい
値になつており、また、第１コイルの軸方向寸法
L1も第２図の方が大きいが図のように軸方向寸
法L1に比べL2の方が大きいので均一磁場コイル
としての軸方向寸法ＬはこのL2によつて決まる。
第１図では線輪４１が第２図に示す線輪４１Ａの
最適位置から対称面２の方に近寄つた位置にある
ので第２コイル４単独での均一性の最適条件は満
足していず、最適条件の場合は対称軸１上の磁場
強度分布のテーラー級数展開した時の各次数の項
のうち６次の項まで零にすることができるが、線
輪４１の位置を最適位置からずらしたことにより
第２コイル４によつて発生する磁場は２，４，６
の次数の項の係数も零でなくなつている。とはい
つてもこの第２コイル４は最適条件に近い寸法条
件になつているのでこれらの最適条件ならば零に
なるはずの係数はそんなに大きな値にはなつてい
ない。
第２図にいおて、第１コイル３Ａはこのコイル
単独で最適な条件から少しずれた位置に各線輪が
配置されているが、その理由の一つは第２コイル
４Ａは最適条件になつていてもこの第２コイル４
Ａの磁場強度分布は８次以上の項の係数は零でな
いのでこれらの高次成分が均一磁場を歪ませる要
素になつているが、３対である第１コイル３Ａは
10次までの項の係数を零にすることができるの
で、第２コイル４Ａが生起する８次、10次の項の
成分をも含めて２次から10次までの項の係数を零
にするように寸法やアンペアターンを定めている
ので、第１コイル単独での３対コイルとしての最
適条件からはずれていることになり、さらに第１
図では、第２コイル４もこのコイル単独での最適
条件からずれているのでこれによつて生ずる２次
から６次の項も含めて第１コイル３によつて10次
までの項を零にしているので第２図の場合よりも
なおのこと第１コイル３はこのコイル単独の最適
条件からずれていることになる。
第１図において、第２コイルの軸方向寸法L2
を第１コイルの軸方向寸法L1に合わせるには、
まず第２図に示すように第２コイル３だけで最適
の条件を設定した上でこの第２コイル４と第１コ
イル３によつて生ずる磁場の２次から10次までの
項の係数を零にするよう第１コイル３の条件を設
定する。この条件では前記のごとく軸方向寸法
L2の値は軸方向寸法L1よりも大きい値となつて
いるので、軸方向寸法じ2を軸方向寸法L1より少
し小さい値に設定して、改めて第１コイルを計算
して第２コイルを含んだ磁場強度が２次から10次
までの項の係数が零になるような条件を求める。
この結果、軸方向寸法L1と軸方向寸法L2との差
は最初の差よりも小さくなつており、このような
計算をさらに二三度繰り返せば軸方向寸法L1と
いL2とが実質的に一致した条件が得られる。こ
の軸方向寸法L1とL2との差は磁場強度の均一性
には余り関係しないので精度の高い一致は必要で
ない。また、計算の結果では、軸方向寸法L2を
軸方向寸法L1より小さくした方が軸方向寸法L1
も小さくなるので単に均一磁場コイルの軸方向寸
法Ｌを最小にするためには軸方向寸法L2を軸方
向寸法L1よりさらに小さくした方が良い。
第３図に軸方向寸法L2を変えたときの軸方向
寸法L1と第１コイルと第２コイルとのアンペア
ターンの絶対値の和との関係を示す。この図で第
１図の条件はL2＝660（mm）の場合であり、第１
図はL2＝688（mm）の場合である。この図に示す
ように軸方向寸法L2を小さくすることによつて
所定の均一磁場強度を維持するための第１コイル
と第２コイルとのアンペアターンの絶対値の和が
増加する傾向があるので、軸方向寸法L2を小さ
くし過ぎるのは超電導線をより多く必要とするこ
とから経済的な見地からかえつて良くないことに
なるので、結局総合的な見地から言つて前記のご
とく第１コイルと第２コイルとの軸方向寸法を略
同じにくするのが最適であると考えて良い。
第２コイルが単独では均一性において最適でな
くとも第１コイルによつて最適均一性を確保でき
ることから、この均一磁場コイルの均一性に関す
る要件を満足するためにはこの第１コイルの対の
数が重要な条件になるが、被検体である人体の大
きさから要求される均一空間は50cm直径の球であ
り、均一磁場コイルの内径は最小の許容値が１ｍ
直径程度であり、かつ要求される均一度がPPM
レベルであることから、第１コイルの線輪の数が
２対の場合の達成可能な均一度はせいぜい数十
ppm程度であるので２対では少なく、線輪数を３
対にすれば達成可能な均一度は数ppmとなり、所
定の条件を満足することができる。４対にすれば
更に高い均一度が得られるが、製作精度を考慮す
ればその実現は容易ではないし、またその必要も
ないといつてよく４対構成はむしろ過剰品質とい
つてよい。すなわち、人体が被検体であるアクテ
イブシールド型超電導MRIマグネツトにおいて
は主体となる前記第１コイルの線輪数は３対、す
なわち、６つの線輪で構成されるのが妥当と結論
づけられる。
第２コイルは第１コイルにくらべ自由度の高い
選択が可能であり、たとえば、単に１つの線輪の
みで構成し、対称面の近くに集中して置くことも
考えられる。このような配置でも３対の第１コイ
ルを最適配置にすることにより10次の項まで零に
することが可能であるが、その際の第１コイルの
各線輪の位置とアンペアターン型の配分は対称面
２近くに接近した線輪に大きいアンペアターンを
配分をすることによつて第２コイルの不均一成分
を打ち消す形になるので、これらの互いに磁場を
打ち消す度合いが大きくなるのでアンペアターン
の有効活用の点で不利となり、所定の均一磁場の
強度を確保するたはめにはより大きなアンペアタ
ーンを必要とするという欠点が生じるので望まし
いことではない。この欠点を避けるために１つの
線輪を第１コイルの軸方向寸法に合わせてアンペ
アターンを広く分布させることも考えられるが、
この場合は巻枠上に広く広がつて巻回される超電
導線の軸方向の固定に問題が生ずることになり、
これも実際上有効な方法ではない。
また、第２コイルを２つの線輪で構成する場合
も１つの線輪で構成する場合と余り変わらない欠
点が生ずるのでこれも望ましくはない。結論とし
ては第１図に示したように第２コイルの構成を４
つの線輪、すなわち、２対で構成するのが総合的
には最も良い構成であるといえる。このように第
２コイルを２対にすると前記のように第２コイル
自身が最適に近い寸法やアンペアターン分布とす
ることができるので、第１コイルの最適寸法、ア
ンペアターン分布の設定にも無理のない条件にす
ることができ、また、所定の均一磁場強度を確保
する上でのアンペアターンの大きさも適正にな
る。以上記したようにアクテイブシールド型超電
導MRIマグネツトにおける均一磁場コイルの構
成は内側の第１コイルが３対、外側の第２コイル
が２対という組み合わせが最適であるということ
ができる。また、第２コイルはその軸方向寸法を
第１コイルに合うよう双方のコイル寸法やアンペ
アターンを設定するのが均一磁場コイルとしての
総合的な最適条件と言える。
これらのコイルを構成する各線輪の半径方向寸
法は共通のクライオスタツトに収納することを考
えればなるべくこの寸法の違いが少ないことが望
ましいが、第１コイルと第２コイルとは半径方向
が異なることによつて外部磁場を打ち消す効果を
生んでいるのであり、また、その差を小さくする
と磁界の打ち消しの効果が大きくなつて所定の均
一磁場強度を確保するのに大きなアンペアターン
を必要とすることから、均一磁場コイルの大きさ
が許される範囲で第２コイルの半径をなるべく大
きくする方が有利であるという点があるので、第
２コイルの半径を適正に選ぶ必要があるが、それ
ぞれのコイルを構成する線輪の半径寸法はなるべ
く同一であることが望ましい。
第２コイルの場合、その自身均一度において最
適である必要がなく寸法設定上の自由度が高いこ
とから、各線輪の半径寸法を合わせることは容易
であるし、特に内径を合わせることにより同一巻
枠上に巻回できることから寸法精度と機械的強度
の両方の点で有利である。
第１コイルの場合、このコイルを構成する線輪
の寸法とアンペアターンの分配によつて均一磁場
コイルとしての均一度を確保しなければならない
ので、半径寸法に関する自由度が確保できるかど
うかが問題になるが、磁場強度分布の10次の項の
係数までを零にするためには、５つの変数が可変
であれば良いのであるが、第１図にいおて、線輪
３１と３２のアンペアターンを線輪３３の比率に
おいて変数とすることができるし、線輪３１，３
２，３３の軸方向位置も変数とすることができる
ので、結局これらの５つの変数を未知数として最
適条件を計算することで第１コイルの各線輪の内
径も同じに設定することができる。
また、第１コイルの各線輪のアンペアターンや
軸方向位置を変数として10次の項まで消去できた
としても、実際の線輪におけるアンペアターンは
一本の超電導線に流れる電流と巻数との積であ
り、この巻数は整数でなければならないので、線
輪間のアンペアターンの比率は整数比でなければ
ならないし、くこの巻数を軸方向と半径方向に割
り振る場合に、半径方向の巻数と軸方向の巻数と
の積がその線輪の巻数であるように長方形断面状
に超電導線を配置しその巻線順序は軸方向に隣接
して巻回する超電導線を半径方向に重てゆくとい
う方法をとることから必然的に線輪の巻数は軸方
向巻数の整数倍であるという制約があることにな
る。このような各線輪の巻数に制約があることか
ら前記の方法で求めた第１コイルの最適条件はそ
のまま実際の均一磁場コイルとして実現はできな
い。
したがつて、前記のごとく各線輪のアンペアタ
ーンを連続量と見なして得られた最適条件に近く
かつ各線輪に適合した巻数になるよう各線輪の巻
数を設定した上で、今度は第１コイル、第２コイ
ルの５対の線輪の軸方向位置を変数として改めて
10次までの項の係数を零にする条件を探索する。
この際、前記のごとく10次までの項の係数を零に
するに必要な未知数の数は５でなければならない
が、前記のように均一磁場コイルの線輪の対の数
が丁度この数に合致していることが第２コイルと
して２対の線輪で構成することとしたことの効果
である。
これらの最適条件探索は全て電算機による数値
計算で行うのであるが、その際の計算精度は、通
常高精度計算に使用される16バイトで一つの実数
を表すいわゆる倍精度実数を使用することにより
有効桁数が15桁になるので例え100万分の１レベ
ルの精度を確保するための最適女権探索において
も充分の計算精度を維持することができる。
前記において対称軸上の磁場の強度の分布のテ
ーラー級数展開での10次の項の係数まで零にする
という最適条件探索の方法は数学的には非線型連
立方程式を解くことであり、その場合の連立方程
式の係数は各線輪の対称軸上に生起する磁場の強
度、もしくはこの強度の対称軸の方向の座標関数
に関する微係数の形で求めることが出来るし、そ
の際の磁場強度の計算式はよく知られているよう
に円形コイルがその回転軸上に生起する磁束密度
の計算式でこの式は単純な代数式であることから
前記の非線形連立方程式の係数の計算の実行は容
易であり、通常の汎用コンピユータによつて迅速
な計算が可能である。また、非線型連立方程式と
いつてもその未知数は５なので発散しないよう適
切な初期値を設定しなければならないという実務
上の問題点を除けばこれも例えばニユートンラプ
ソン法などの反復計算法を用いれば所定の精度の
解を得ることができる。
〔発明の効果〕
この発明は前述のように、アクテイブシールド
型超電導MRIに使用される均一磁場コイルの構
成を内側コイルである第１コイルを３対とするこ
とにより、所定の均一空間に所定の均一度を確保
することができ、第１コイルの電流とそのコイル
が囲む円の面積との積に比例するそのコイルの磁
気能率を第１のそれと同じ大きさで方向を逆にす
ることにより、れ理想的に外部漏れ磁場を打ち消
し、また、この第２コイルの線輪の数を２対にす
ることにより、この第２コイルを最適条件に近い
条件のもとで第１コイルの軸方向寸法と合わせる
ことができることにより、均一磁場コイルとして
の軸方向寸法を最小するすることができ、第１コ
イル、第２コイルともこれらを構成する線輪の内
径を合わせることにより第１コイル、第２コイル
ともそれぞれを構成する線輪を同じ巻枠に巻回す
ることができることから、寸法精度の高い巻枠を
製作使用することができ、強固なコイルにするこ
とができる。
さらに、第１コイルと第２コイルの線輪の対数
の合計が５であることから、最適条件探索計算の
最終段階としての各線輪の巻数を線輪ごとの制約
条件を満足するよう設定し、超電導対の断面寸
法、絶縁フイルムの挿入なども含めた各線輪の断
面構成を確定した上で線輪の軸方向位置を未知数
として２次から10までの偶数項の５つの項の係数
を零にする最終的な最適条件を探索することがで
きるという実務上有利であるという効果もある。
【図面の簡単な説明】
第１図はこの発明の実施例の巻線構成図、第２
図はこの発明の別の巻線構成図、第３図は線グラ
フ。 １……対称軸、２……対称面、３……第１コイ
ル、４……第２コイル、３１，３２，３３，４
１，４２……線輪、５１，５２……巻枠。

Claims (1)

  1. 【特許請求の範囲】 １ 共通の対称軸とこの対称軸に垂直な対称面に
    対称な少なくとも１つの線輪でなる第１コイル
    と、前記対称軸と前記対称面に対称な少なくとも
    １つの線輪でなる第２コイルとの２つのコイルで
    なり、前記第２コイルを構成する線輪の最小内径
    が前記第１コイルを構成する線輪の最大外径より
    も大きい均一磁場コイルにおいて、前記第１コイ
    ルは３対の線輪でなり、前記第２コイルは２対の
    線輪でなり、前記第１コイルと前記第２コイルの
    磁気能率の大きさが同じで方向が逆であり、前記
    第１コイルはこの第１コイルと前記第２コイルと
    が生起する磁場の前記対称軸上の磁場分布の軸方
    向座標変数に関するテーラー級数展開の２次から
    10次までの項の係数を実質的に零であることを特
    徴とする均一磁場コイル。 ２ 特許請求の範囲第１項記載のものにおいて、
    第２コイルの軸方向外寸法が第１コイルのそれよ
    り小さいか実質的に同一であることを特徴とする
    均一磁場コイル。 ３ 特許請求の範囲第１項記載のものにおいて、
    第１のコイルを構成する線輪の内径が同じで、第
    ２コイルを構成する線輪の内径が同じであること
    を特徴とする均一磁場コイル。
JP62215778A 1987-08-29 1987-08-29 Uniform magnetic field coil Granted JPS6458247A (en)

Priority Applications (4)

Application Number Priority Date Filing Date Title
JP62215778A JPS6458247A (en) 1987-08-29 1987-08-29 Uniform magnetic field coil
US07/235,934 US4890082A (en) 1987-08-29 1988-08-24 Coil for generating a homogeneous magnetic field
GB8820216A GB2209223B (en) 1987-08-29 1988-08-25 Coil for generating a homogeneous magnetic field
DE3829175A DE3829175C2 (de) 1987-08-29 1988-08-28 Spulenanordnung zur Erzeugung eines homogenen Magnetfelds

Applications Claiming Priority (1)

Application Number Priority Date Filing Date Title
JP62215778A JPS6458247A (en) 1987-08-29 1987-08-29 Uniform magnetic field coil

Publications (2)

Publication Number Publication Date
JPS6458247A JPS6458247A (en) 1989-03-06
JPH0554977B2 true JPH0554977B2 (ja) 1993-08-13

Family

ID=16678072

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
JP62215778A Granted JPS6458247A (en) 1987-08-29 1987-08-29 Uniform magnetic field coil

Country Status (4)

Country Link
US (1) US4890082A (ja)
JP (1) JPS6458247A (ja)
DE (1) DE3829175C2 (ja)
GB (1) GB2209223B (ja)

Families Citing this family (24)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2527554B2 (ja) * 1987-03-23 1996-08-28 大阪府 超電導磁気遮蔽体
JPH0632641B2 (ja) * 1988-12-14 1994-05-02 株式会社日立メディコ 傾斜磁場コイル装置
DE3907927A1 (de) * 1989-03-11 1990-09-20 Bruker Analytische Messtechnik Magnetsystem
IL90050A (en) * 1989-04-23 1992-07-15 Elscint Ltd Integrated active shielded magnet system
DE3914243A1 (de) * 1989-04-29 1990-10-31 Bruker Analytische Messtechnik Magnetsystem mit supraleitenden feldspulen
US5220302A (en) * 1990-01-22 1993-06-15 The University Of Texas System Board Of Regents Nmr clinical chemistry analyzer and method of forming a shield
NL9001300A (nl) * 1990-06-08 1992-01-02 Koninkl Philips Electronics Nv Magneetstelsel voor magnetische resonantie.
US5077782A (en) * 1990-11-21 1991-12-31 Sprint International Communications Corp. External analog loopback
JPH04240440A (ja) * 1991-01-23 1992-08-27 Toshiba Corp Ｍｒｉ装置用マグネット
GB2257521B (en) * 1991-07-04 1995-10-04 Magnex Scient Limited Electromagnets
EP0535735A1 (en) * 1991-10-03 1993-04-07 Koninklijke Philips Electronics N.V. Magnetic resonance apparatus comprising a shielded magnet
JP2727877B2 (ja) * 1992-07-15 1998-03-18 株式会社日立製作所 核磁気共鳴装置用マグネットのコイル構成方法
US5428292A (en) * 1994-04-29 1995-06-27 General Electric Company Pancake MRI magnet with modified imaging volume
JP3556052B2 (ja) * 1995-07-27 2004-08-18 株式会社東芝 磁気共鳴イメージング装置
GB2307046B (en) * 1995-11-09 2000-04-12 Elscint Ltd Single former active shield magnets
US5818319A (en) * 1995-12-21 1998-10-06 The University Of Queensland Magnets for magnetic resonance systems
US5568102A (en) * 1996-02-20 1996-10-22 General Electric Company Closed superconductive magnet with homogeneous imaging volume
US5594401A (en) * 1996-02-20 1997-01-14 General Electric Company Closed superconductive magnet with uniform imaging volume
US5721523A (en) * 1996-08-26 1998-02-24 General Electric Company Compact MRI superconducting magnet
AUPO841397A0 (en) * 1997-08-05 1997-08-28 University Of Queensland, The Compact magnets for high field magnetic resonance
US7212004B2 (en) * 2005-07-19 2007-05-01 Magnetica Limited Multi-layer magnet
PL393899A1 (pl) * 2011-02-09 2012-08-13 Politechnika Poznańska Sposób wytwarzania pól magnetycznych o dużej jednorodności w obrębie badanego obiektu i kompensacja zewnętrznego pola rozproszonego i układ do jego realizacji
JP6001784B2 (ja) * 2013-07-09 2016-10-05 株式会社日立製作所 磁場調整支援装置、磁場調整支援方法、ｍｒｉ装置および磁石装置
CN114200360B (zh) * 2021-11-10 2023-08-15 北京自动化控制设备研究所 三维线圈磁场均匀性测试方法及系统

Family Cites Families (9)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US3287630A (en) * 1964-03-02 1966-11-22 Varian Associates Apparatus for improving the uniformity of magnetic fields
US4385277A (en) * 1980-01-21 1983-05-24 The Oxford Instruments Group Limited Topical nuclear magnetic resonance spectrometer and method
NL8303533A (nl) * 1983-10-14 1985-05-01 Koninkl Philips Electronics Nv Kernspinresonantie apparaat.
US4587504A (en) * 1983-11-11 1986-05-06 Oxford Magnet Technology Limited Magnet assembly for use in NMR apparatus
JPS60217608A (ja) * 1984-04-12 1985-10-31 Fuji Electric Corp Res & Dev Ltd 均一磁場コイル
GB8410972D0 (en) * 1984-04-30 1984-06-06 Oxford Magnet Tech Magnet assembly
DE3764502D1 (de) * 1986-03-19 1990-10-04 Siemens Ag Grundfeldmagnet fuer bildgebende einrichtungen der kernspinresonanz-technik.
JP2643384B2 (ja) * 1988-02-03 1997-08-20 富士電機株式会社 超電導マグネット
JPH0698344A (ja) * 1992-09-11 1994-04-08 Canon Inc ホワイトバランス制御装置

Also Published As

Publication number Publication date
DE3829175C2 (de) 1994-04-21
GB8820216D0 (en) 1988-09-28
GB2209223B (en) 1991-10-02
GB2209223A (en) 1989-05-04
JPS6458247A (en) 1989-03-06
US4890082A (en) 1989-12-26
DE3829175A1 (de) 1989-03-16

Similar Documents

Publication Publication Date Title
JPH0554977B2 (ja)
US4724412A (en) Method of determining coil arrangement of an actively shielded magnetic resonance magnet
EP0216404B1 (en) Magnetic resonance imaging apparatus including-homogenizing magnetic elements
US5168211A (en) Magnet system
JP2581536B2 (ja) 磁石装置およびその使用方法
US5162768A (en) Magnetic field generating assembly
WO2011065455A1 (ja) 傾斜磁場コイル、核磁気共鳴撮像装置およびコイルパターンの設計方法
US7212004B2 (en) Multi-layer magnet
JP2643402B2 (ja) 電磁石およびその製造方法
US6853281B1 (en) Magnet apparatus and mri apparatus
US5396208A (en) Magnet system for magnetic resonance imaging
US7952454B2 (en) Method and device for generating a homogeneous magnetic field in an area of interest, especially for NMR imaging
US5084677A (en) Magnetic field generating apparatus
US4728895A (en) System of coils for producing additional fields for obtaining polarization fields with constant gradients in a magnet having polarization pole pieces for image production by nuclear magnetic resonance
US5545997A (en) Therapy tomograph with homogeneity device
US5939882A (en) Gradient coil arrangement for a nuclear magnetic resonance tomography apparatus
US4656447A (en) Superconducting filter coils for high homogeneity magnetic field
CN104349654B (zh) 基于闭合超导线圈组的磁场屏蔽系统及磁场屏蔽设备
US5581223A (en) Superconducting magnet
US4931759A (en) Magnetic resonance imaging magnet having minimally symmetric ferromagnetic shield
JPH0314214B2 (ja)
GB2184243A (en) Electromagnet arrangements
JPH01191405A (ja) 均一磁場コイル
EP3924744A1 (en) Magnets and magnetic resonance imaging systems
JPS621207A (ja) 均一磁場コイル