JPS6130012A - 磁気構造体 - Google Patents

磁気構造体

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JPS6130012A
JPS6130012A JP14761585A JP14761585A JPS6130012A JP S6130012 A JPS6130012 A JP S6130012A JP 14761585 A JP14761585 A JP 14761585A JP 14761585 A JP14761585 A JP 14761585A JP S6130012 A JPS6130012 A JP S6130012A
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JP
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magnetic field
magnetic
coils
superconducting coils
coil
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JP14761585A
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トツド アイヴアーセン スミス
マイケル サンフオード マツカシヤン
ウイリアム マーチン フエアバンク
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Leland Stanford Junior University
Original Assignee
Leland Stanford Junior University
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Publication date
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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】 (産業上の利用分WI) この発明は一般に磁気構造体に関し、特に核磁気共鳴(
NMR)の用途等で使われる磁気構造体に関する。
(従来技術) 磁気共鳴像形成(MRI)と呼ばれることもあるNMR
は、人体の!次元的なスライス像をピrオスクリー/上
へ生ずるのに使える新技術である。
この技術は、患者にイオン化放射線を露出する必要のあ
る市販のコン−エータ化断層写真(CT)スキャナに優
る利点を持つ。又NMRは、多数の異った種類の原子を
観測し、各原子の化学的環境を識別するのに使える。
NMRでは、原子核が奇数の陽子を有する原子を整列さ
せるのに強い磁場を用いる。この第1の磁場に対し通常
直角に印加される第コのRF@@が1それらの核にエネ
ルギーをポンプ吸入してはじくのに使われる。印加磁場
が取除かれると、はじかれ九核が元の状j!IK戻)、
弱いが検出可能な電磁波の形でエネルギーを放出する。
これらの信号がコンピュータで処理され、像を生じる。
NMR像は、数キロガウスの磁場内で陽子によってル成
可能である。しかし、7ツ素やリン等その池の核からの
NMR情報は、数テスラの磁場を必要とする。又陽子に
ついても、/−,2テスラの磁場を用いると多くの利点
が得られる。一方、観察領域外の強い磁場は、有害な生
物学的影響だけでなく、傾斜磁場内の強力な磁力にさら
される強磁性物体からも人間に危険をも九らす可能性が
ある。
従来、端部修正ンレノイド又は糸の対称軸に沿って分布
された複数のコイル(一般に≠個)で、必要な一様磁場
を発生するのが標準的であった。
磁場の一様性は糸の幾何形状と各コイル又は巻線中の相
対的電流によって決まる一方、磁場の大きさは電流の大
きさによって決まる。これらの糸では、全ての異った構
成部品が同一方向に磁場を生じ、巻線から遠く離れると
、磁場は双極子から生じているように見える。つまり、
磁場は磁石からの距離の3乗に反比例して減少する。
これまで、対象領域外における磁場のシールドは2つの
方法で扱われてきた。磁場が公称jガウス制限以上の領
域へのアクセスが各種の手段で制限されるか、あるいは
その磁場が強磁性のシールドを使って閉じ込められる。
磁石全体で一テスラ(wb/ぜ)の場合、磁石から30
又は1ILOフイート(り〜72m)の距離で磁場は!
ガクスに降下する。この領域へのアク(スが、全側面及
び頂面と底面から制限されねばならない。Oa石の外側
域をシールドするのに鉄を使うのは、多量の鉄を必要と
するため困難且つ高価である。空間が相当広くなるので
、鉄の重量は数十トンに達する。又、建物の構造がこの
鉄の重量を支えられねばならない他、鉄シールドと磁石
の間の力にも細心の注意が払われねばならない。
第1の磁場を相殺する第2の磁場を使うことは、従来周
知である。米国特許第3.IIり3.304を号、第3
.乙7/、902号及び第3.+Lttle、≠タタ号
を参照。しかし、これらの特許はNMR用でなく、従つ
てNMRの用途に伴う制約が考慮されていない。
第3.≠23,30弘号の特許は、発生軸を除き球面全
体く密接して巻かれた単一面の巻線を用い、球状容積内
に一様な磁場を生じる構造体を開示している。軸の近傍
に、小さいアクセスチャネルカ設けである。又、シール
ド巻線が同心円の球面上に設けられ、2つの巻線は直列
で磁気方向が反対罠接続されている。第3.67/、9
02号の特許は、超電導コイルを横及び縦方向の両方か
ら取囲む複数の導電コイルから成る単一超電導コイル庁
がシールドを開示している。第3.弘66、+L?9号
の特許は、第1の導体と同軸状な第2の細長い円筒状導
体から成る細長円崎状導体用のシールドを開示している
。#1.2の導体内に、・・内側のマグネトディスク(
current 5heet )で生じた磁場を減じる
磁場を発生するような方向と大きさを持ったマグネトデ
ィスクが形成される。これらいずれの開示も、NMRの
用途と関連していない。
(発明の目的及び構成) 本発明によれば、NMRの検査領域内に一様な磁場を維
持しながら、N M Rの磁気構造体内で外−磁場の減
少が達成される。本発明による磁気構造体では、ある容
積のm囲に設けられた第1の複数のコイルを用いて、そ
の容積内に第1の一様な磁場を発生する。こ−で重要な
のは、コイル中の電流が容積の中心位置に関する磁束の
各次誘導成分を熾除くように設定されたとき、コイル領
域外側の磁場の対応する多重極モーメントも同時に除去
されるようにコイルの幾何形状を選ぶことである。コイ
ル内の一様な磁場はコイルからの距離の3乗に反比例し
て減少する外側磁場(双極子磁場)と対応する一方、中
心位置におけるn乗に比例して変化する中心磁場の成分
は一般に、中心からの距離の(n+j)乗に反比例して
減少する磁場に対応する。つまり、複数の第1コイル中
の電流が中心に極めて一様な磁場を生ずるように設定さ
れると、外側磁場は極めて純粋な双極子の磁場となる。
第2の複数のコイルが、第1組のコイルのM!囲に設け
られる。第2組のコイルの特性は、第一組によって中心
に発生される磁場の誘導成分及び第2組によって生じる
外側の多重極の間に対応関係がある点で第1組と似てい
る。第一組のコイルは、数及び角度方向の配置において
第1組のコイルと異らせてもよい。従って、第一組のコ
イルは中心に極めて一様な磁場を、その容積外に極めて
純粋な双極子を生じるのに使える。
本発明の一%微によれば、第一組のコイルで生じる双極
子磁場が、第1組のコイルで生じた〃極−子磁場を相殺
又は大巾に減じるように調整される。
残りの外側磁場はその大きさが著しく減少され、コイル
からの距離の非常に高い累乗数に反比例して小さくなる
。第1組のコイル内の全体磁mは高い均質性のままで、
第一組のコイルの磁場によりわずかにだけ減じられる。
好ましくは、第1のコイル手段が複数の第1超″It導
コイルから成り、第2のコイル手段は複数の第2超電導
コイルから成る。第1及び第2のコイル中に、第2コイ
ル外側の双極子磁場が相殺されるか又は大巾に減じられ
るような大きさと方向の電流を発生する手段が設けられ
る。本発明に従って磁気構造体を有効にシールドするこ
とによシ、アクセスが制限されねばならない容積が桁は
ずに減少し、所望に応じて桟りの磁騙をシールドするの
に必要な鉄の量と重量も同様に減少する。又、磁束の低
次誘導成分を取除くことで、容積中の一様な磁場が高め
られる。
従って、本発明の目的はNMR像形成装置で使われる改
良磁気構造体にある。
本発明の別の目的は、限定領域内に強く一様な磁場を生
じるが、その領域外では有効にシールドされる磁気構造
体にある。
本発明の更に別の目的は、構造体外側の磁場が急速く減
じる一方、像形成領域内の磁束は一様にとどまるNMR
用の改良磁気構造体にある。
本発明の特徴は、第1組のコイルの周囲に配置され九第
λ組のコイルを用いて、第一組のコイルの外側領域にお
ける第1組のコイルの双極子磁場を相殺する逆向きの双
極子磁場を発生させることにある。
本発明の別の特徴は、個々に付勢可能な第1組のコイル
を用いて、コイル内の容積中にその容積の中心位置に関
する磁束の低次誘導成分を含まない磁場を発生すると同
時に、はX完全な双極子の磁場に等しい磁場をコイルの
外側に発生することKある。
本発明及びその目的と%#に線、添付の図面を参照した
以下の詳細な説明と特許請求の範囲から容易に理解され
るであろう。
(実 施 例) 図面を参照すると、第1図社本発明によるNMR像形成
で使われる磁気構造体の外側斜視図である。一般的に磁
気構造体は、円筒状の開口12を有するは電球状の真空
ハウジング10から成シ、像形成を行うためvi4[:
112内に患者と寝椅子を受入れる。前述したように1
磁石は開口12内に/〜λテスラの一様な磁場を発生す
るのに充分な強度でなければならない。磁気構造体は・
・ウジングの外側に対し双極子として現われ、その強い
磁場のため、危険の恐れがある高い磁場がハウジングl
Oから数十フィートの距随にまで至る。この磁気構造体
を例えば通常の病院のスペース内で使えるようにするの
に必要なり−ルドは、重量の点から実施不能である。
第2図は一一、21!Iに沿った第1図の磁気構造体の
断面図で、過剰の磁気シールドを必要とせずに外側磁場
を最小限化可能な本発明による磁気構造体の一実施例を
示している。第1組のコイル20゜22.24から成る
第1のコイル手段が円筒状開口12を取囲み、円筒状開
口12内に必要な第1の強く一様な磁場を形成する。図
示のように、超′亀導コイルが適当な支持体で支持され
ている。
第1組のコイル20〜24の周囲にそこから離間して、
第2の褒数のコイル26.28.30に位置する。第一
組のコイルは、第1組のコイル20〜24で発生される
磁場と逆向きの第2の磁場を発生するような方向を持つ
電流によって付勢される。第2磁場の大きさは、磁気構
造体の外側における第1磁場の双極子モーメントを相殺
するように定められる。しかし、第2磁場は開口12内
の第1磁場よシかなり弱く、開口内の磁場は一様である
。開口内の磁場は、2組のコイル中を流れる電流によっ
て形成される。磁気シールドを更に強めるため、磁気構
造体の周囲に強磁性シールド31を設けてもよい。
このような各組のコイル配置は、いわゆるマックメウエ
ルの3コイル構成である。内側の3つのコイルが半径1
0cmの球面上に、外側の3つのコイルが半径1.2j
cILf)球面上にそれぞれ位置する。
外側コイル中の電流は外側双極子を正確に相殺するよう
に調整され(内側コイル中の電流の約440慢)、従っ
て得られる中心磁場は内側コイルだけで生じる磁場の約
7I/LqI!Iに減じられる。この中心磁場は正規化
半径の6乗に比例して変化し、外側磁場は正規化半径の
7乗の逆数(比例して変化する。下記の表に中心磁場の
一様性を示す:中心磁場の一様性 磁場の一様性     容積の直径 /X/θ−7タα /X10−6/3e:IL /X1O−520ctn /X/θ−42り備 第1図の構造体では、磁石装置の一部である専用の冷却
機35を用いて強制低温冷却を行う。この冷却機は飽和
液体ヘリウムの流れを与え、これが超電導巻線と熱接触
する管又はチャネル32内を流れる。これらのチャネル
は必要なら巻線自体と一体化してもよく、又支持点等局
部的に高い熱リーク領域を通るようにしてもよい。磁石
の通過後、液体ヘリウムの流れは飽和したまま冷却機へ
戻る。更に冷却機は20にのヘリウムガスの流れも与え
、室温からの熱輻射と伝導を遮っているシールドを冷却
する。このシールドに加わる熱負荷は、34で示した多
層絶縁によって制御される。
しかし、この多層絶縁は最高の能力に必ずしもしなくと
もよい。シールド冷却ガスも、冷却機へ約1.OKの温
度で戻る。磁気構造体は真空容器34の内部にある。磁
気構造体36はファイバグラス強化ストラッグ38t−
含めて各コイルを支持し、熱輻射7−ルド40がコイル
と真空容器340間に配置されている。又、非伝導性の
多孔管とコイル−7オイル熱絶縁シールド42が1磁気
構造体の中心開口近くに設けられる。閉サイクル、強制
流れ方式の低温系が、ブール沸騰方式を用い丸糸と比べ
磁気構造体の桁外れの簡単化を可能とする。
第3図は、逆向きの磁場が存在する場合における磁気構
造体外側の合計磁場を示している。中心領域の磁場は/
、jテスラである。同図から明らかなように、jガウス
の等高銀は磁気構造体から約7〜.2m以内の距離に制
限されている。従ってこの構造体は、一般的な病院う〆
室内のNMR像形成装置に使用できる。第弘図は本構造
による外側磁場を、従来のNMR像形成磁石による外側
磁場と比較している。いずれの磁石によっても、生じる
内側磁場は/、jテスラである。
本発明は、長いソレノイドで数学的に記述できる。但し
、ソレノイドの使用は簡単に検討するその他の系の利点
を与えないことが強調されねばならない。ソレノイドの
軸における磁場は次式で書ここで2はソレノイドの中心
から軸に沿った距離1Lはソレノイドの長さ、aは半径
%BOは中心での磁場。上式を//zの乗数の形で表わ
すことは簡単で、2がし及びaと比べて大きいとき次の
よ今、λつの同心円状ソレノイドで対称的な糸を形成す
るものとする。又簡単化のため、両ンレノイドの長さは
同じで、半径に比べて長く(a2+ L2/弘) / 
L = //2  が成立つものとする。
−tして両ンレノイド中の電流を、 Bol al + BO32−0””’ (3)となる
ように調整すると、双極子磁場のない糸が得られ、大き
いχにおける磁場は//z’に比例して低下する。系の
中心における磁場は次式で表わされる: 外側磁場を減少させる丸めに支払わねばならない不利は
、相殺コイルなしの場合と同じ中心磁場を生ずる丸めに
、コイル中の電流が増加することにある。通常の導電コ
イルの場合、この不利は非常に厳しい問題だが、超電導
系では巻線の重量と複雑さが増すだけである。
球状殻の表面上に位置したコイル系は、上記のソレノイ
ド状の例よりもつと興味深い。球状殻を流れる電流によ
って生じる磁場は殻内において絶対的に一様で、電流密
度がsinαに比例して変化するなら、殻外側で完全な
双極子磁場となる。但し、αは内側磁場と殻に対するベ
クトルの間の角度である。
外側磁場が完全な双極子であるという事実は、λつの殻
上における電流密度の比が双極子を相殺するようKv1
4整されている限シ、λつの同心円状球状殻のうち大き
い方の外側磁場がゼロに等しくなることを保証する。小
さい殻内の磁場は幾分減少されるが、それは尚絶対的に
一様である。すなわち、殻内磁場のwzw成分はl/a
に比例する一方、外側磁場はl/a(a/z)3に比例
する。一つの殻が存在すれば、 11 aff + 12 ’a5 = O””” (5
)が外側磁場をゼロとする。従って、小さい方の殻の内
側磁場は次式で与えられる: 但し、Bよは内側殻のみによって生じる磁場。
一つの同心円状殻によって生じる磁場は上記の視点から
見て理想的だが、その形状は一般にあまり実用的でない
。勿動、問題は一様な磁場領域へのアクセス(ある。α
が一定の平面に沿って両殻を空間的に開放することによ
ってアクセスが得られるが、固有のアクセス可能性を4
える離散的な平面状コイルで生じる磁場の方が、多くの
目的す有利である。
このため、殻の表面上に離散角αjで巻かれた有限数の
コイルを含む単一の球状殻について考える。勿論こ\で
は、各コイルの平面が相互に平行とされる。これらの平
面に直角な方向を121軸とすれば、軸に沿った1番目
のコイルで生じる磁場は次式で与えられる: ・・・・・(7) 又は ・・・・・(8) これらの式中、11とα1は半径aの球状炊上に位置し
た1番目のコイルの電流と座標をそれぞれ表わす。P^
(×)は標準的表記の対応したルジャンドル多項式、2
は球の中心から軸に沿った距離。尚、コイルの直径はs
inαi で与えられる。
2組のコイルによって生じる合計磁場は、上式(7)と
(8)で与えられる各コイルの寄与を加算するこjl−
1 とによって得られる。2  項のいずれの係数も内側磁
場についてゼロとなるように一組のコイルのα1 と1
を選べば、z−(m+2)  項の係数もゼロになるこ
とが明らかであろう。
最大限に一様な磁場を球内に生ずるためには、できるだ
け多くのzm−1項(但しm≠1)を取除くようにαi
 と 11 を選ぶべきことが自明である。
(zm0 で最大限に一様な磁場とするか、又はある特
定の領域にわたる平均の一様度を最大限にするか、又は
その他の特定条件を満たすようにするかに応じ、手順の
詳細は異ってくるが、基本の考えは同じである。)m=
1項の存在は、内11[K一様な磁場を与え、外側に双
極子を与える。又、内側における各2  項゛の除去は
、外側におけるz −(rn”2)多極項を自動的に取
除く。つまp1内側磁場がより一様になるにつれ、外側
磁場はより完全な双極子となる。
次に、例としてλコイル糸と3コイル糸を検討する。コ
イy′t−z=00平面(α=π/2)を中心に対称的
に配置し励起すると、広がシ磁場における各項の半分が
自動的に消える。この対称を仮定すると、2コイル糸は
次のように書ける:(nは奇数) ・・・・・ (9) 消える。従って、球の内1ll(軸上)と外側の磁場は
次式で表わせる: ・・・・・(10) Z>a  ・・・・・(11) 各コイルの半径はsinα2で与えられ、コイルの分離
は2a cosαで与えられるので、cos2α=11
5と選べばコイルの半径が分離と等しくなる。この幾何
形状はへルムホルツの構成として知られている。
3コイル系の場合罠は、次のように書ける:(nは奇数
) ・・・・・ (12) 上記した対称の条件から、α。=π12゜こ\で、z2
  どz4  両頂が消えるように10/l□ とα1
 を選ぶ。これら一つの条件は、 (Pi(cosα)z−sin α(21COS’α−
14cos2α+1))だから次のように表わせるニ − −10+311sin  α1(5cos α1−
1)=0・・・・−(13) ・・・・・(14) て満たされる。このように選べば、Bzは欠のように書
ける: z<a   ・・・・−(15) ヘルムホルツのコイルはど知うれてない3コイル構成は
、マックスウェルの幾何形状と呼ばれる。
周知なこれらの例の目的は、球の外側における(双極子
以外の)多重極成分がゼロに減じられると同時に、Bの
空間的誘導成分が球内でゼロ罠なる点を示すことにある
通常のコイル配置の場合、外側の双極子磁場がますます
完全になることはむしろ好ましくない。
双極子磁場は大きく、多量の磁束を生じる。モード値(
a / Z )における双極子磁場中の小摂動は、磁場
の一様性とシールドの問題上極めて好ましくない。
しかし、殻半径aの異る一組のコイル幾何形状を使えば
、様相は一変する。つまシ前述したように、一方の組の
コイルが他方の組の双極子磁場を相殺するのに使うこと
ができる。この場合には、大きい球の外側磁場だけが高
次の多重極成分を含み、これは2の増加につれ極めて急
速に減少する。
次に一例として、一組の3コイル幾何形状について検討
する。小さい方の組がその中心コイルで電流量 を有し
、半径がa。とする。又大きい方の組のコイルが電流1
1を何し1半径が81とする。両コイルは同心円状で同
軸上にあるので、軸上に生じる磁場は次のように書ける
: こ\で、双極子の項がゼロとなるように、1□/1゜(
a1/ ao)  −−1と選べば次式が得られる:・
・・・・(20) これらから、内側磁場は外側の球による磁場がないとき
のその値から、1− (a0/a□)3 だけ減少して
いることが解る。しかし、外−磁場は意図した通シ極め
て急激に変化する。
特定の一例として、外側コイルが半径/2jcm上に、
内側コイルが半径10t:m上にそれぞれあるものとす
る。この場合、内側磁場は補償されない値の約7グチと
なる。しかし、内側磁場がtjテスラの値に維持される
なら、外側磁場はコ、Imの距離でタガウスに降下する
。双極子の項が相殺されないと、この距離は//、jm
となる。又上記の両式は、外側の磁場が急激に低下する
としても、中心領域における磁場の一様性は優れている
ことを示している。本例において、磁場は直径り傭の容
積にわたり/θ のオーダーで部分的にのみ変化するか
、又は直径/3tymの容積にわたD/θ6のオーダー
で部分的に変化する。
近くに強磁性物質又はその池の磁場源が存在すると、磁
石の優れた磁場の一様性は保たれない。
勿論この問題は、こ\で論じ九特定の巻線幾何形状に特
有なものでない。上記問題は一般に1邪岸な磁場と傾斜
をゼロにする補正巻線を用いることによって解決される
。外部の磁場源を時間と位置において一定とし、又あま
り近づけないことも必要である。多くの磁場源(自動車
、トラック、工レペータ、器具カート等)は容易に制御
できないので、一様な磁場を含む部屋を強磁性のシール
ドで取囲むこともしばしば必要である。通常の巻線構成
では、これが更にシールド外゛傭の磁場を許容レベルに
減少させる。
従来の磁石と組合せて強磁性シールドを行うことには、
必要な物質の重量が巨大になるという問題がある。こ\
で論じた自己シールド式磁石では、必要な物質がはるか
に少くてよい。以下の簡単なモデルは、両方の磁石間で
必要な物質の重量が500以上の7アクターで異ること
を示している。
ある磁石の外側磁界が//「nに比例して低下するもの
とする。従って、磁場は lsl = as(a、/r )’ と表わせる。但し
、Ssは磁石外側の半径asの球面上における平均磁場
半径asの外側へ戻らなければならない磁束は:φn’
; /8− dA =−sna’、、  (n>2)−
・−(21)この磁束が、シールド物質の内側へ、飽和
されずにその最小厚を設定するという条件を通じて戻さ
れねばならない。
必要な条件を示すため、上述の6コイル自己シ一ルド式
磁石を従来の3コイル磁石と比較する。
球状シールドが3mの半径で、中心磁場がAjテス2と
する。興味深いことに、こ\で用いたモデルの場合、従
来の磁石でのシールド重量はシールド半径と独立してい
る。シールド半径における磁場は一部の磁石について約
3.rガウス、他方の磁石について約、2♂0ガウスで
、戻シ磁束はそれぞれ3/ガウスゴ、76キロガウスd
となる。シールド物質が10kgで飽和するとすれば、
0. / 11mm sざ’、 j anの厚さについ
て各々3 /i、/、A−が必要である。これを半径3
mの鉄球で上記厚さの重量へ密K 7. j I / 
cm  として換算すると、従来磁石は♂Oトンを必要
とするのに対し、自己シールド式磁石はわずか300ボ
ンドでよい。
シールド重量に加えて、シールドと磁石の間の力を考慮
する必要はない。これらの力は、シールド位置における
シールドの大きさと磁場の傾斜との積に比例する。自己
シールド式磁石の磁場傾斜は従来の磁石より大きいが、
磁場の大きさが小さいので、3m地点におけゐ自己シー
ルド方式の力は従来方式の力のわずか//2000であ
る。
上記の計算は、球面上の等しく理想的なマグネトディス
クの近似としてフィラメント状の電流ルー2から成る理
想的なコイルに基いている。実際の糸は、有限寸法のコ
イルで作製しなければならず、上記の各式の一部を変更
する必要がある。本発明の考え方の利点が少くともコテ
スラの中心磁場につい°C実際の設計で笑現できること
を示すため、実コイルの寸法を用いた数値計算に関し充
分な検討が行われた。また上記実施例では、コイルが球
面とに位置するとした。しかし、コイルはその近似も含
め、任意のは!長球の面上に配置することもでき、近似
はコイルの断面等数多くの因子に依存する。
この点が第5図の、異ったコイル断面を持つ数組の内側
コイルの断面図に示しである。
コイル50は第1組を形成し、アスペクト比(高さ対中
h/w)はl;コイル52は第一組を形成し、アスペク
ト比は0. /で;コイル54はアスペクト比が0. 
Ojの一組を形成している。各コイルの配置を、理想的
なアイ2メントコイル56の配置と比べることができる
。各組のコイル50〜54は、実際のコイル構成のIK
関する磁場方程式の積分に基き、コイル中の電流密度を
一様としたシールコイルのコンピュータクミュレーシi
ンニヨって求められた。
外側磁場の相殺法に関する上記のeiA論は、コイルの
内部領域における所望磁場が一様である例に集中された
。しかし、この相殺法は明らかに、極めて低い外側磁場
という特性を保ちながら、中心領域内に任意な形状の磁
場を発生させる場合に適用可能である。その−例は、N
MRfi形成で必要な一様な傾斜磁場の発生である。こ
れらの磁場は一般にパルス状で、大きな一様磁場上に菫
畳されねばならない。この場合、近くの導体中に生じる
渦電流の誘導が1大な問題となる。こ−で示した外側磁
場相殺法を用いれば、渦電流による問題を著しく減じな
がら傾斜磁場を発生させられる。
以上、本発明を特定の実施例について説明し九が、1配
の説明は発明を例示するもので、それを制限するものと
解釈されるべきでない。特許請求の範囲に記載した発明
の真の精神及び範囲を逸脱しない限り、各種の変更及び
応用が当業者にとって可能である。
【図面の簡単な説明】
第1図は本発明の一実施例による磁気構造体の斜視図; 第2図は一一、2mに沿った第1図の磁気構造体の断面
図; 第3図は第2図の磁気構造体に利用可能な磁気シールド
を示す; 第4図は本発明による外側磁場と従来の磁石(よる外−
磁場を示す;及び 第5図は興ったコイル断面の場合のコイル配置を示す各
組コイルの断面図である。 12・・・開 口、20,22,24.50・・・第1
組IF) =x 4 k、26.2B、30.52−−
−778一組ノコイル。 FIG、−2

Claims (1)

  1. 【特許請求の範囲】 1、核磁気共鳴用に使われる磁気構造体であつて: ある容積の周囲に設けられ且つ個々に独立して付勢され
    る第1組の超電導コイルで、上記容積内に磁束の低次誘
    導成分が抑制された磁場を形成し、該第1組の超電導コ
    イルの外側に高次の磁気モーメントを持つ双極子を形成
    すること;及び 上記第1組の超電導コイルの周囲に設けられ且つ個々に
    独立して付勢され、上記容積内の磁場の一様性には実質
    上影響を及ぼさずに、第1組の超電導コイルの双極子と
    逆向きの磁場を生ずる第2組の超電導コイル; から成る磁気構造体。 2、前記磁気構造体が患者を受入れる開口を有し、前記
    第1組の超電導コイルと第2組の超電導コイルがほゞ球
    状の表面上に配置された特許請求の範囲第1項記載の磁
    気構造体。 3、前記第1及び2組の超電導コイルが、第1及び2組
    の超電導コイル内の磁束の低次誘導成分を抑制し、第2
    組の超電導コイル外側における磁束の対応する多重極モ
    ーメントを抑制するように構成及び付勢され、第1及び
    2組の超電導コイルが前記構造体外側における多重極モ
    ーメントを抑制する特許請求の範囲第1項記載の磁気構
    造体。 4、核磁気共鳴像形成で使われる磁気構造体を有効にシ
    ールドする方法であつて: 第1の長球面を限定する第1組のコイルを設ける段階; 上記第1組のコイルをそれぞれ付勢し、第1長球面内に
    一様な磁場、第1長球面外に双極子を形成する段階; 上記第1長球面と同心円状で、その外側に位置する第2
    の長球面を限定する第2組のコイルを設ける段階;及び 上記第一組のコイルをそれぞれ付勢し、第1長球面内の
    上記磁場の一様性に実質上影響を及ぼさずに、上記双極
    子を相殺する磁場を第2長球面に外側に形成する段階; から成る方法。 5、前記第1組のコイルの各コイルが独立して付勢され
    、前記一様な磁場内の位置に関して磁束の低次誘導成分
    を抑制すると同時に、第1長球面外側の低次磁気モーメ
    ントを抑制する特許請求の範囲第4項記載の方法。
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Cited By (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPS62143012A (ja) * 1985-09-20 1987-06-26 ブリティッシュ・テクノロジー・グループ・リミテッド 磁気遮蔽

Families Citing this family (16)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
GB2162641B (en) * 1984-07-11 1989-05-17 Magnex Scient Limited Nuclear magnetic resonance
US4737716A (en) * 1986-02-06 1988-04-12 General Electric Company Self-shielded gradient coils for nuclear magnetic resonance imaging
FR2606624A1 (fr) * 1986-11-14 1988-05-20 Thomson Cgr Installation d'imagerie par resonance magnetique nucleaire
JPS63144505A (ja) * 1986-12-09 1988-06-16 Mitsubishi Electric Corp 漏洩磁界キヤンセル装置
EP0299325B1 (de) * 1987-07-17 1991-12-18 Siemens Aktiengesellschaft Aktiv geschirmter, supraleitender Magnet eines Kernspin-Tomographen
US4743880A (en) * 1987-09-28 1988-05-10 Ga Technologies Inc. MRI magnet system having shield and method of manufacture
IL89743A0 (en) * 1989-03-26 1989-09-28 Elscint Ltd Compact shielded gradient coil system
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
GB8912601D0 (en) * 1989-06-01 1989-07-19 Oxford Magnet Tech Magnetic field generating apparatus
NL9000163A (nl) * 1990-01-23 1991-08-16 Datawell Nv Hoeksnelheidsmeter in combinatie met hoekstand uit magneetveld.
NL9002621A (nl) * 1990-11-30 1992-06-16 Koninkl Philips Electronics Nv Magnetisch resonantie apparaat met afschermende magneet.
JPH04240440A (ja) * 1991-01-23 1992-08-27 Toshiba Corp Mri装置用マグネット
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
US5633587A (en) * 1995-02-14 1997-05-27 Kabushiki Kaisha Toshiba Magnetostatic field generating magnet for use in an MRI system having an active magnetic shield
WO2002049513A1 (fr) * 2000-12-05 2002-06-27 Hitachi, Ltd. Aimant a champ magnetique a faible fuite et ensemble bobinage blinde

Family Cites Families (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
AU1942983A (en) * 1982-08-04 1984-02-23 Oldendorf, W.H. Adjustable magnet suitable for in vivo nmr imaging and method of adjusting the same
DE3245944A1 (de) * 1982-12-11 1984-06-14 Bruker Analytische Meßtechnik GmbH, 7512 Rheinstetten Elektromagnet fuer die nmr-tomographie
DE3245945A1 (de) * 1982-12-11 1984-06-14 Bruker Analytische Meßtechnik GmbH, 7512 Rheinstetten Elektromagnet fuer die nmr-tomographie
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

Cited By (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPS62143012A (ja) * 1985-09-20 1987-06-26 ブリティッシュ・テクノロジー・グループ・リミテッド 磁気遮蔽

Also Published As

Publication number Publication date
EP0167243A3 (en) 1987-05-27
EP0167243A2 (en) 1986-01-08
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IL74941A0 (en) 1985-08-30
DE3572538D1 (en) 1989-09-28
CA1253201A (en) 1989-04-25
IL74941A (en) 1988-11-15
AU4097885A (en) 1986-01-09
AU579530B2 (en) 1988-11-24

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