JPS61125109A - 超電導磁石装置 - Google Patents

超電導磁石装置

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JPS61125109A
JPS61125109A JP59246057A JP24605784A JPS61125109A JP S61125109 A JPS61125109 A JP S61125109A JP 59246057 A JP59246057 A JP 59246057A JP 24605784 A JP24605784 A JP 24605784A JP S61125109 A JPS61125109 A JP S61125109A
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JP
Japan
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main coil
coil
magnetic field
correction
correction coils
Prior art date
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Pending
Application number
JP59246057A
Other languages
English (en)
Inventor
Koji Kobayashi
孝司 小林
Kunishige Kuroda
黒田 邦茂
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.)
Hitachi Ltd
Original Assignee
Hitachi Ltd
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Filing date
Publication date
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Publication of JPS61125109A publication Critical patent/JPS61125109A/ja
Pending legal-status Critical Current

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    • GPHYSICS
    • G01MEASURING; TESTING
    • G01RMEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
    • G01R33/00Arrangements or instruments for measuring magnetic variables
    • G01R33/20Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
    • G01R33/28Details of apparatus provided for in groups G01R33/44 - G01R33/64
    • G01R33/38Systems for generation, homogenisation or stabilisation of the main or gradient magnetic field
    • G01R33/387Compensation of inhomogeneities
    • G01R33/3875Compensation 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】 〔発明の利用分野〕 本発明は超電導化石装置に係シ、特に、医療用核磁気共
鳴断1−診断装置(以下NMR,−CTと記す)の超電
導磁石において好適な配置および形状を備えた超電導磁
石装置に関する。
〔発明の背景〕
核磁気共鳴装置(以下NM凡装置と記す)Kは試料空間
において、高均一度な磁場が必要とされる。このような
高均一度磁場を達成する従来例には理化学分析用NMR
装置に関するものに特開昭58−140102号公報が
ある。この例では第7図のように、三つのコイル、すな
わち、主コイル1と一対の補正コイル2,2′ から構
成されており、主コイル1の形状は長さと内半径の比が
7.0〜7.5となっている。この比率をもつ主コイル
をNMR,−CT用装置に適用すると主コイルの長さが
非常に大きくなってしまうという欠点があった。
〔発明の目的〕
本発明の目的は高均一度磁場を発生し、かつ、経済的な
配置および形状からなる超電導磁石装置を提供すること
にある。
〔発明の概要〕
NMR,−CTでは、人体の胴体直径程度の球空間にわ
たって、高均一度な磁場が必要であるということは周知
の事実である。一般に磁場の均一度H(ρ、θ)は式(
1)で定義される。
ここでBz(ρ、θ)は第6図のP点での磁場である。
BZ (0)は中心0点での磁場である。
通常0点を中心とする直径ds”40crnの球内でH
(ρ、θ)<10−’〜101の均一度が要求される。
核磁気共鳴を生じさせる磁場を主コイル1で発生させる
が、単一のコイルでは磁場の均一度は不十分であるので
、補正コイルが必要となる。
以下に主コイル1の作る磁場を補正コイルを用いて均一
度の高い磁場を得る方法について述べる。
主コイルlの作る磁場けZ方向では中心から離れるにつ
れて減少し、一方、r方向で増加する。
従って、高均一度磁場分布を得るには、2方向では中心
から離れるにつれて増加し、r方向では減小するような
磁場を主コイル1の作る磁場に重畳することが必要であ
る。ところで、主コイル1の端部で主コイル1の中心に
対して対称的に、かつ、同軸上に位置する一対の補正コ
イル2.2′ は磁場分布をしている。従って、適当な
形状および配置の主コイル1と一対の補正コイル2.2
′ の作る磁場を重畳することによって高均一度磁場が
得られる。
ところで主コイル1が中心近傍に作る磁場は式(2)の
ように級数展開であられされる。
ここで用いられているKo(α、β)、ル(α、β)等
は表IVC示し、pt(u)、 p、(u)等はルジャ
ンドル多項式であり表2に示す。
表1 表2 一方、一対の補正コイル2,2′ の作る磁場はgz図
に示すような、内半径a1.外半径at+軸長Ldであ
るソレノイドコイル4の作る磁場から、内半径と外半径
がソレノイドコイル4に等しく、コイルの中心および中
心軸がソレノイドコイル4と一致し、軸長がLsである
ソレノイドコイル5の作る磁場を差し引いた本のである
。従って・補正コイル2,2′ の作る磁場BH(ρ、
θ)は、Bz(ρ、θ)=μoj(a、に、 (r1δ
)”+Ko(r、’)+  (Ky(r、δ)−Kt 
(r、 g) )P2 (u)ρ2a。
+しar(L <r、δ) K4 (r、ε) ) P
 4(u)ρ’+しa:(K、(r、δ) −Kg (
r、 e) LR(u)、$+・・す・・・(3) また、補正コイル2,2′  とソレノイドコイル4お
よびソレノイドコイル5の形状および配置には次のよう
な関係がある。
L=  (Ld+Lg)          −(4)
従って、主コイルlと補正コイル2,2′の合成磁場B
H<ρ、θ)は式(6)で示される。
B ? <ρ、θ)=μoj(aF’ Ko(α、β)
+a、 (&(r、δ)−Ko(r、g)))十μoJ
P4(u)(MK、(a、β)十;1′(L(r、δ)
  KaCr、 g))〕ρ’(a。
・・・(6) 一方、磁場の均一度H(ρ、θ)は式(7)で表される
=I l’o J (”r Ko Cα+β)+al 
(Kn(r+δト→(o(r、1))I−”+・・・ 
           I・・・(7)従って高均一度
の磁場を得るには、式(7)のρのべき項をOICする
ようにすればよい。たとえば、ρ2.ρ4の係数を0に
するような連立方程式、すなわち、 を解くとρ2.ρ4の項は消え、ρ6以降の項は残るの
で、いわゆる、大火のコイルが得られる。
また、同様にρ2 、ρ4.ρ6の係数を0にするよう
な三元連立方程式、すなわち、式(8)、 (9)およ
び(10) を解くと、六次のコイルが得られる。
以下に具体的な設計手順を示す。直径40cWIの球内
で高均一度を得るために主コイル1の内半径は50〜7
0cInとした。この内半径の値で他のコイルの形状、
配置は規格化して示す。
医療用NMR−CT装置は病院などのスペースが限られ
た場所に設置するので、超t4磁石はよシ小型であるこ
とが望ましい。そこで、主コイル1の長さは24〜3.
0とした。また、主コイ/I/1の電流密度を100〜
200 A/w” として主コイル1の中心における磁
場がZ5Tになるように外半径を1.01〜LO5とし
た。
補正コイル2,2′ の内半径Fii、o〜1.14の
範囲で厚みを0.01〜0.2の範囲で、δ、ε、すな
わち、補正コイル2.2′の中心間距離りと軸長fを変
数とする連立方程式(8)、 (9)を解いた。
これらの解のうち均一度が5X10−@を満足するよう
な範囲を第3図に示す。このことから以下のことがわか
った。前記条件を満たすのは補正コイル2,2′の内半
径が1.0〜1.067および厚みが0.033〜0.
14 の範囲である。すなわち、補正コイル2,2′の
内半径は主コイルの内半径とほぼ同じ程度で解が存在し
大きくなると、解が存在しなくなる。補正コイル2,2
′の厚みもあまり薄すぎても厚すぎても解が存在しない
ことがわかる。
これに関連して前記条を満たす補正コイル2゜2′の中
心間距離と厚みの関係を第4図に示す。
この図から補正コイル2,2′ の中心間距離は3.2
6〜4.64の範囲で成立するのがわかる。なお、補正
コイル2.2′の中心間距離と厚みの関係をわかシやす
くするために、主コイル1の形状を、本発明の実施例で
後述するものの形状とした。
すなわち、主コイル1の長さが267、厚みが0.02
93として、補正コイル2,2′の内半径を1.0〜1
.067  間の五通シで示した。
同様に、第5図に前記条件を満たす補正コイル2.2′
の軸長と厚みの関係を示した。軸長が0.28〜1.7
4の範囲で解が存在することがわかる。主コイル1の形
状は第4図に述べたものと同条件である。以上のことを
まとめると表3のようになる。また実際に補正コイル2
,2′を設置する際は、上記条件内で主コイル1と重複
する部分が生じないようにするのは当然である。
表3 〔発明の実施例〕 以下、本発明の一実施例を第1図によ〕説明する。主コ
イル1の内半径は6001111%厚みは17.6園、
軸長け1600mである。また、一対の補正コイA/2
,2’の内半径600m11、厚みは41.8mで軸長
け262wmで、補正コイル2,2′の中心間距離は1
985.6雪である。電流密度は1.2X10’A/c
WI”で中心点0で2.5Tを出すことができる。
この実施例では、主コイル1と補正コイル2゜2′を合
わせた全軸長は2247.6wmで均一度が1.6X1
0″/40cWIdsvが達成できる。すなわち、13
m程度の全軸長で高均一度の磁場が発生できる効果があ
る。
〔発明の効果〕
本発明によれば3コイルの構成により、コイルシステム
全体を経済的に設計でき、かつ、高均一度磁場を得るこ
とができる。
【図面の簡単な説明】
第1図は本発明の一実施例の超電導磁石の構成図、第2
図は本発明の補正コイルの構成図、第3第Z 図 85図 寮6困 寮ワ図

Claims (1)

  1. 【特許請求の範囲】 1、主コイルと、この主コイルの軸方向の端部で、かつ
    、同軸上に設けられた一対の補正コイルとで構成された
    超電導磁石装置において、 前記主コイルの内半径を1としたとき前記主コイルの外
    半径を1.01〜1.05、軸長を2.4〜3.0とし
    、前記補正コイルはこの内半径を1.0〜1.067、
    径方向の厚みを0.033〜0.14、軸長を0.28
    〜1.74とする寸法をもち、かつ、前記補正コイルの
    中心間隔を3.26〜4.64の寸法比でかつ、前記補
    正コイルと前記主コイルとの重複する部分が生じない範
    囲で位置し、前記主コイルの中心空間部近傍での磁場分
    布を均一にするように構成したことを特徴とする超電導
    磁石装置。
JP59246057A 1984-11-22 1984-11-22 超電導磁石装置 Pending JPS61125109A (ja)

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Cited By (4)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPS6457605A (en) * 1987-08-28 1989-03-03 Hitachi Ltd Superconducting device
JPH02270308A (ja) * 1990-03-26 1990-11-05 Mitsubishi Electric Corp 超電導偏向電磁石およびその励磁方法
WO1997020326A1 (fr) * 1995-11-30 1997-06-05 Hitachi Medical Corporation Dispositif a aimant supraconducteur
WO2012086644A1 (ja) * 2010-12-20 2012-06-28 株式会社日立メディコ 静磁場コイル装置、核磁気共鳴撮像装置および静磁場コイル装置のコイル配置方法

Cited By (7)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPS6457605A (en) * 1987-08-28 1989-03-03 Hitachi Ltd Superconducting device
JPH02270308A (ja) * 1990-03-26 1990-11-05 Mitsubishi Electric Corp 超電導偏向電磁石およびその励磁方法
WO1997020326A1 (fr) * 1995-11-30 1997-06-05 Hitachi Medical Corporation Dispositif a aimant supraconducteur
US6580346B1 (en) 1995-11-30 2003-06-17 Hitachi Medical Corporation Magnetic resonance imaging apparatus
US6816047B2 (en) 1995-11-30 2004-11-09 Hitachi Medical Corporation Magnetic resonance imaging apparatus
WO2012086644A1 (ja) * 2010-12-20 2012-06-28 株式会社日立メディコ 静磁場コイル装置、核磁気共鳴撮像装置および静磁場コイル装置のコイル配置方法
JP5752711B2 (ja) * 2010-12-20 2015-07-22 株式会社日立メディコ 静磁場コイル装置および核磁気共鳴撮像装置

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