JPS61125109A - 超電導磁石装置 - Google Patents
超電導磁石装置Info
- Publication number
- 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
- Authority
- JP
- Japan
- Prior art keywords
- main coil
- coil
- magnetic field
- correction
- correction coils
- 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.)
- Pending
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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
- G01R33/38—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
Landscapes
- 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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
(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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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)、$+・・す・・・(3) また、補正コイル2,2′ とソレノイドコイル4お
よびソレノイドコイル5の形状および配置には次のよう
な関係がある。
4(u)ρ’+しa:(K、(r、δ) −Kg (
r、 e) LR(u)、$+・・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。
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。
+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。
(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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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
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)
- 【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。
Priority Applications (1)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
JP59246057A JPS61125109A (ja) | 1984-11-22 | 1984-11-22 | 超電導磁石装置 |
Applications Claiming Priority (1)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
JP59246057A JPS61125109A (ja) | 1984-11-22 | 1984-11-22 | 超電導磁石装置 |
Publications (1)
Publication Number | Publication Date |
---|---|
JPS61125109A true JPS61125109A (ja) | 1986-06-12 |
Family
ID=17142821
Family Applications (1)
Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
---|---|---|---|
JP59246057A Pending JPS61125109A (ja) | 1984-11-22 | 1984-11-22 | 超電導磁石装置 |
Country Status (1)
Country | Link |
---|---|
JP (1) | JPS61125109A (ja) |
Cited By (4)
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 |
-
1984
- 1984-11-22 JP JP59246057A patent/JPS61125109A/ja active Pending
Cited By (7)
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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