JPH06304150A - 磁気共鳴映像のための磁石 - Google Patents
磁気共鳴映像のための磁石Info
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- JPH06304150A JPH06304150A JP6005892A JP589294A JPH06304150A JP H06304150 A JPH06304150 A JP H06304150A JP 6005892 A JP6005892 A JP 6005892A JP 589294 A JP589294 A JP 589294A JP H06304150 A JPH06304150 A JP H06304150A
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- Japan
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- annular
- magnet
- magnetic field
- shim
- coil
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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
-
- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- G01R—MEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
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- G01R33/38—Systems for generation, homogenisation or stabilisation of the main or gradient magnetic field
- G01R33/387—Compensation of inhomogeneities
- G01R33/3873—Compensation of inhomogeneities using ferromagnetic bodies ; Passive 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】
【目的】 MRI装置に適した比較的短い磁石を提供す
る。 【構成】 コイルによって形成される環状電磁石、前記
コイル中に軸を共通にして配置された磁性材料の環状シ
ム、前記コイルの磁場と同じ方向に磁場を有し前記シム
中に軸を共通にして配置された第1の永久磁石手段、お
よび前記第1の永久磁石手段中に軸を共通にして配置さ
れ前記第1の永久磁石手段によって形成される磁場とは
反対の方向に磁場を有する第2の永久磁石手段とから構
成され、これらが前記第2の永久磁石手段内で映像容積
中に形成される磁場を実質的に均一とするように配置さ
れている。
る。 【構成】 コイルによって形成される環状電磁石、前記
コイル中に軸を共通にして配置された磁性材料の環状シ
ム、前記コイルの磁場と同じ方向に磁場を有し前記シム
中に軸を共通にして配置された第1の永久磁石手段、お
よび前記第1の永久磁石手段中に軸を共通にして配置さ
れ前記第1の永久磁石手段によって形成される磁場とは
反対の方向に磁場を有する第2の永久磁石手段とから構
成され、これらが前記第2の永久磁石手段内で映像容積
中に形成される磁場を実質的に均一とするように配置さ
れている。
Description
【0001】
【産業上の利用分野】本発明は磁気共鳴映像(MRI)
に使用される磁石に関し、特に軸の長さが短い磁石に関
する。
に使用される磁石に関し、特に軸の長さが短い磁石に関
する。
【0002】
【従来の技術】優れた映像分解能を得るために、MRI
用の磁石は、映像容積として知られている適当な大きさ
の領域を有する必要がある。磁場はこの領域中で、磁場
に関する調和係数が少なくとも8桁まで実質的に0であ
るような、高度の均一性を有している。
用の磁石は、映像容積として知られている適当な大きさ
の領域を有する必要がある。磁場はこの領域中で、磁場
に関する調和係数が少なくとも8桁まで実質的に0であ
るような、高度の均一性を有している。
【0003】磁石の軸長がその磁石の内径に比べて長い
ような細長い環状磁石では、磁場を高度に均一化するこ
と、および適当な大きさの映像容積を得ることは比較的
簡単である。約2mの長さを有しかつ約1mの口径を有
する、低温磁石を含めたこのような磁石は、普通、体全
体を走査するための装置として用いられている。
ような細長い環状磁石では、磁場を高度に均一化するこ
と、および適当な大きさの映像容積を得ることは比較的
簡単である。約2mの長さを有しかつ約1mの口径を有
する、低温磁石を含めたこのような磁石は、普通、体全
体を走査するための装置として用いられている。
【0004】
【発明が解決しようとする課題】上記のような比較的長
い磁石も一般には受け入れられているが、例えば、干渉
レントゲン法および***レントゲン造影法などにおける
診断に対しては、短い磁石を用いることが望ましい。短
い磁石を用いることによって、閉所恐怖症の患者を走査
する機会もまた向上する。
い磁石も一般には受け入れられているが、例えば、干渉
レントゲン法および***レントゲン造影法などにおける
診断に対しては、短い磁石を用いることが望ましい。短
い磁石を用いることによって、閉所恐怖症の患者を走査
する機会もまた向上する。
【0005】従って本発明の目的は、MRI装置に適し
た比較的短い磁石を提供することである。
た比較的短い磁石を提供することである。
【0006】
【課題を解決するための手段】本発明によれば、MRI
磁石装置は、コイルによって形成された環状の電磁石
と、このコイル内に軸を共通にして配置された磁性材料
の環状シムと、コイルの磁場と同じ方向の磁場を有し前
記シム内に軸を共通にして配置された第1の永久磁石手
段と、および前記第1の永久磁石手段内に軸を共通にし
て配置され前記第1の永久磁石手段によって形成される
磁場とは反対方向の磁場を有する環状磁性材料とから構
成され、前記環状磁性材料内の映像容積内に形成される
磁場が実質的に均一となるようにされている。
磁石装置は、コイルによって形成された環状の電磁石
と、このコイル内に軸を共通にして配置された磁性材料
の環状シムと、コイルの磁場と同じ方向の磁場を有し前
記シム内に軸を共通にして配置された第1の永久磁石手
段と、および前記第1の永久磁石手段内に軸を共通にし
て配置され前記第1の永久磁石手段によって形成される
磁場とは反対方向の磁場を有する環状磁性材料とから構
成され、前記環状磁性材料内の映像容積内に形成される
磁場が実質的に均一となるようにされている。
【0007】この環状磁性材料は磁石手段によって構成
されあるいはコイルによって発生する主要な磁場によっ
て磁化される柔軟な鋼材によって構成される。後者の方
が恐らく、永久磁石を使う場合よりもより効率的に磁石
を形成することができると思われる。
されあるいはコイルによって発生する主要な磁場によっ
て磁化される柔軟な鋼材によって構成される。後者の方
が恐らく、永久磁石を使う場合よりもより効率的に磁石
を形成することができると思われる。
【0008】この映像容積は事実上楕円形である。シム
は、コイルを巻き付けるための芯となるように配置さ
れ、渦電流を除去するために積層されさらに溝を設けた
シリコン鉄(SiFe)を材料として作られている。
は、コイルを巻き付けるための芯となるように配置さ
れ、渦電流を除去するために積層されさらに溝を設けた
シリコン鉄(SiFe)を材料として作られている。
【0009】磁性材料のコイルまたはリングによる磁場
が、一連のルジャンドル多項式によって示されることは
周知の事実である。この式における係数は磁場における
特定の大きさの不均一性、即ちZ2、Z4、Z6等を示
す。一つの磁源に基づく調和係数Z2、Z4、Z6等の
相対的な大きさは、その磁源と磁場を測定する地点間の
距離に大きく依存している。そのため、例えばこの特許
において提案する磁石では、電磁石は大きな値の−Z2
と小さな値の+Z4とわずかの−Z6を発生する。軟鉄
のシムは+Z2と比較的大きな−Z4および+Z6を発
生する。第1の永久磁石手段は−Z2と比較的大きな+
Z4および−Z6を発生する。永久磁石あるいは柔らか
な鋼材で形成される最も内側の環状磁性材料は高次(Z
6、Z8等)から低次(Z2)の調和係数の多くの部分
を発生する。磁石の種々の成分に基づく調和係数の相対
量は、磁気共鳴映像を実現するために必要な比較的均一
な磁場を達成するために、互いに打ち消し合う。
が、一連のルジャンドル多項式によって示されることは
周知の事実である。この式における係数は磁場における
特定の大きさの不均一性、即ちZ2、Z4、Z6等を示
す。一つの磁源に基づく調和係数Z2、Z4、Z6等の
相対的な大きさは、その磁源と磁場を測定する地点間の
距離に大きく依存している。そのため、例えばこの特許
において提案する磁石では、電磁石は大きな値の−Z2
と小さな値の+Z4とわずかの−Z6を発生する。軟鉄
のシムは+Z2と比較的大きな−Z4および+Z6を発
生する。第1の永久磁石手段は−Z2と比較的大きな+
Z4および−Z6を発生する。永久磁石あるいは柔らか
な鋼材で形成される最も内側の環状磁性材料は高次(Z
6、Z8等)から低次(Z2)の調和係数の多くの部分
を発生する。磁石の種々の成分に基づく調和係数の相対
量は、磁気共鳴映像を実現するために必要な比較的均一
な磁場を達成するために、互いに打ち消し合う。
【0010】前記第1の永久磁石手段は一個の環状磁石
で構成される。前記環状磁性材料は軸方向に間隔をおい
て配置されかつ前記第1の環状磁石手段または柔らかい
鋼材あるいは軟鉄の環に対して対称となるように配置さ
れた一対の環状磁石で構成することもできる。
で構成される。前記環状磁性材料は軸方向に間隔をおい
て配置されかつ前記第1の環状磁石手段または柔らかい
鋼材あるいは軟鉄の環に対して対称となるように配置さ
れた一対の環状磁石で構成することもできる。
【0011】この永久磁石はネオジム鉄ボロン(NeF
eB)、サマリウムコバルト(SmCo)あるいは他の
適当な永久磁石材料で製造される。磁性材料の環状シム
は軟鉄を材料として製造される。
eB)、サマリウムコバルト(SmCo)あるいは他の
適当な永久磁石材料で製造される。磁性材料の環状シム
は軟鉄を材料として製造される。
【0012】
【実施例】以下に本発明の一実施例を添付の図面を参照
して説明する。この図面は磁石の概略的な断面図であ
る。
して説明する。この図面は磁石の概略的な断面図であ
る。
【0013】さて図面を参照すると(正確に縮尺されて
はいないが、大きさについての一般的な概念を与えるた
めに、その大きさを示してある)、磁石は電磁石として
働く環状コイル1で構成されている。このコイルはコイ
ル1内に軸を共通にして配置された環状軟鉄シム2上に
巻き付けられている。この環状シム2内に軸を共通にし
て環状磁石3が配置され、この環状磁石3内にさらに2
個の環状磁石4および5が配置されている。磁石4およ
び5は環状磁石3に対して対称にかつ軸を共通にして配
置されている。
はいないが、大きさについての一般的な概念を与えるた
めに、その大きさを示してある)、磁石は電磁石として
働く環状コイル1で構成されている。このコイルはコイ
ル1内に軸を共通にして配置された環状軟鉄シム2上に
巻き付けられている。この環状シム2内に軸を共通にし
て環状磁石3が配置され、この環状磁石3内にさらに2
個の環状磁石4および5が配置されている。磁石4およ
び5は環状磁石3に対して対称にかつ軸を共通にして配
置されている。
【0014】この配置により、磁石4および5内に合成
された磁場で、破線6内に示す実質的に均一な映像容積
が形成される。この映像容積内の磁場の均一性は、磁場
に関する調和係数を少なくとも8桁まで実質的に0とす
ることによって達成される。このような効果的な結果が
どのようにして達成されるのかを理解する手助けとし
て、個々の部分によって形成される磁場の寄与分を以下
に詳細に説明する。
された磁場で、破線6内に示す実質的に均一な映像容積
が形成される。この映像容積内の磁場の均一性は、磁場
に関する調和係数を少なくとも8桁まで実質的に0とす
ることによって達成される。このような効果的な結果が
どのようにして達成されるのかを理解する手助けとし
て、個々の部分によって形成される磁場の寄与分を以下
に詳細に説明する。
【0015】再び図面を参照すると、コイル1は矢印7
で示す方向の磁場を形成するように配置されている。当
業者にとって容易に理解しうるように、この磁場によっ
て形成される主要な調和係数の寄与分はZ0および−Z
2である。望ましくないZ2調和係数を除去するために
環状シム2が設けられているが、しかしこれは−Z2を
補償するのと同様に調和係数−Z4に大きな寄与分を与
える。環状シム2による磁場は矢印8で示される。−Z
4調和係数を除去するために、矢印9で示す方向の磁場
を有する永久磁石3が設けられている。磁石3は、環状
シム2によって形成される調和係数−Z4と大きさが同
じで符号が反対の寄与分を与えるように選択される。磁
石3はまた、コイル1および環状シム2の大きさを決定
する場合に考慮されるZ0および−Z2寄与分を形成す
ることが望ましい。しかしながら、磁石3は−Z6調和
係数寄与分および+Z8調和係数寄与分を形成する。こ
れらの好ましくない調和係数を除去するために、協同し
て矢印10で示す磁場を形成する環状磁石4および5を
設ける。なおこれらの磁石で形成される磁場は磁石3に
よって形成される磁場とは反対の方向を有している。磁
石4および5の効果はこのように調和係数Z8およびZ
6を実質的に0とするものである。
で示す方向の磁場を形成するように配置されている。当
業者にとって容易に理解しうるように、この磁場によっ
て形成される主要な調和係数の寄与分はZ0および−Z
2である。望ましくないZ2調和係数を除去するために
環状シム2が設けられているが、しかしこれは−Z2を
補償するのと同様に調和係数−Z4に大きな寄与分を与
える。環状シム2による磁場は矢印8で示される。−Z
4調和係数を除去するために、矢印9で示す方向の磁場
を有する永久磁石3が設けられている。磁石3は、環状
シム2によって形成される調和係数−Z4と大きさが同
じで符号が反対の寄与分を与えるように選択される。磁
石3はまた、コイル1および環状シム2の大きさを決定
する場合に考慮されるZ0および−Z2寄与分を形成す
ることが望ましい。しかしながら、磁石3は−Z6調和
係数寄与分および+Z8調和係数寄与分を形成する。こ
れらの好ましくない調和係数を除去するために、協同し
て矢印10で示す磁場を形成する環状磁石4および5を
設ける。なおこれらの磁石で形成される磁場は磁石3に
よって形成される磁場とは反対の方向を有している。磁
石4および5の効果はこのように調和係数Z8およびZ
6を実質的に0とするものである。
【0016】本発明の他の実施例では、磁石4および5
は軟鉄環あるいはシリコン鉄環によって置き換えること
ができる。なおこれらは渦電流を減少させるために積層
されあるいは溝が形成されている。
は軟鉄環あるいはシリコン鉄環によって置き換えること
ができる。なおこれらは渦電流を減少させるために積層
されあるいは溝が形成されている。
【0017】磁場の不均一性に関係する重要な偶数番目
の調和係数を積極的に取り除く目的で、以上に説明した
ような種々の磁石部材を使用するが、これによってMR
I***レントゲン造影法あるいはMRIの整形外科的応
用に適した、実質的に楕円形の映像容積を有する非常に
短い環状磁石が形成された。図示する環状磁石は、ネオ
ジム鉄ボロン磁石および軟鉄の環状シムを用いることに
よって、約 .2T の映像容積中に実質的に均一な磁場を
形成することができる。
の調和係数を積極的に取り除く目的で、以上に説明した
ような種々の磁石部材を使用するが、これによってMR
I***レントゲン造影法あるいはMRIの整形外科的応
用に適した、実質的に楕円形の映像容積を有する非常に
短い環状磁石が形成された。図示する環状磁石は、ネオ
ジム鉄ボロン磁石および軟鉄の環状シムを用いることに
よって、約 .2T の映像容積中に実質的に均一な磁場を
形成することができる。
【0018】高磁場の存在下では永久磁石はその磁気を
取り除かれ易いため、現時点で入手可能な永久磁石材料
を用いることによって、本発明の磁石は多分に比較的低
い磁場の下での設計に限定される。
取り除かれ易いため、現時点で入手可能な永久磁石材料
を用いることによって、本発明の磁石は多分に比較的低
い磁場の下での設計に限定される。
【0019】前述の構成に対して本発明の範囲を逸脱す
ることなく種々の変更が可能である。例えば、使用され
る磁石の正確な個数、大きさおよびその位置を変更する
ことによっても、同等の結果を得ることが可能である。
ることなく種々の変更が可能である。例えば、使用され
る磁石の正確な個数、大きさおよびその位置を変更する
ことによっても、同等の結果を得ることが可能である。
【図1】本発明の一実施例にかかる磁石の概略断面図。
1 コイル 2 環状シム 3 環状磁石 4 磁石 5 磁石 6 均一な映像容積 7、8、9、10 磁場の方向
Claims (11)
- 【請求項1】 コイルによって形成される環状電磁石、
前記コイル中に軸を共通にして配置された磁性材料の環
状シム、前記コイルの磁場と同じ方向に磁場を有し前記
シム中に軸を共通にして配置された第1の永久磁石手
段、および前記第1の永久磁石手段中に軸を共通にして
配置され前記第1の永久磁石手段によって形成される磁
場とは反対の方向に磁場を有する環状磁性材料とから構
成され、これらが前記環状磁性材料内で映像容積中に形
成される磁場を実質的に均一とするように配置されてい
ることを特徴とするMRI磁石装置。 - 【請求項2】 前記シムはコイルを巻き付けるための芯
として働くものである、請求項1に記載の磁石装置。 - 【請求項3】 前記第1の永久磁石手段は一個の環状磁
石からなるものである、請求項2に記載の磁石装置。 - 【請求項4】 前記環状磁性材料は、前記第1の環状磁
性手段に関して対称にかつ軸方向に間隔をおいて配置さ
れた一対の環状磁石で構成される、前記各請求項に記載
の磁石装置。 - 【請求項5】 前記永久磁石はネオジム鉄ボロン(Nb
FeB)から製造されるものである、前記各請求項に記
載の磁石装置。 - 【請求項6】 前記環状磁性材料は、前記第1の環状磁
石手段に関して対称にかつ軸方向に離れて配置された一
対の環からなるものである、請求項1から3に記載の磁
石装置。 - 【請求項7】 前記の環は軟鉄あるいはシリコン鉄によ
って形成されるものである、請求項6に記載の磁石装
置。 - 【請求項8】 前記の環は渦電流を減少させるために溝
が形成されあるいは積層されている、請求項7に記載の
磁石装置。 - 【請求項9】 磁性材料の前記環状シムは軟鉄によって
形成されるものである、前記各請求項に記載の磁石装
置。 - 【請求項10】 前記シムは渦電流を減少させるために
溝が形成されあるいは積層されているものである、請求
項9に記載の磁石装置。 - 【請求項11】 前記各請求項に記載の磁石を含む磁気
共鳴映像システム。
Applications Claiming Priority (2)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
GB9307368A GB2276945B (en) | 1993-04-08 | 1993-04-08 | Improvements in or relating to MRI magnets |
GB93073682 | 1993-04-08 |
Publications (1)
Publication Number | Publication Date |
---|---|
JPH06304150A true JPH06304150A (ja) | 1994-11-01 |
Family
ID=10733572
Family Applications (1)
Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
---|---|---|---|
JP6005892A Pending JPH06304150A (ja) | 1993-04-08 | 1994-01-24 | 磁気共鳴映像のための磁石 |
Country Status (5)
Country | Link |
---|---|
US (1) | US5400786A (ja) |
EP (1) | EP0619500B1 (ja) |
JP (1) | JPH06304150A (ja) |
DE (1) | DE69319090T2 (ja) |
GB (1) | GB2276945B (ja) |
Cited By (2)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
JP2000262486A (ja) * | 1999-03-17 | 2000-09-26 | Hitachi Ltd | 静磁場発生装置及び方法 |
WO2014171463A1 (ja) * | 2013-04-15 | 2014-10-23 | 株式会社東芝 | 磁気共鳴イメージング装置 |
Families Citing this family (28)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
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DE4424580C2 (de) * | 1994-07-13 | 1996-09-05 | Bruker Analytische Messtechnik | NMR-Scheibenspule |
US5635839A (en) * | 1994-11-04 | 1997-06-03 | Picker International, Inc. | High order passive shimming assembly for MRI magnets |
GB2295673B (en) * | 1994-11-29 | 1999-04-28 | Oxford Magnet Tech | Improvements in or relating to cryogenic mri magnets |
GB2295672B (en) * | 1994-11-29 | 1999-05-12 | Oxford Magnet Tech | Improvements in or relating to cryogenic MRI magnets |
US5623430A (en) * | 1995-01-17 | 1997-04-22 | General Electric Company | Method for passively shimming an open magnet |
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US6157278A (en) * | 1997-07-23 | 2000-12-05 | Odin Technologies Ltd. | Hybrid magnetic apparatus for use in medical applications |
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