JPH03139328A - Ｍｒｉ装置用超電導マグネット - Google Patents
Ｍｒｉ装置用超電導マグネットInfo
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- JPH03139328A JPH03139328A JP1275956A JP27595689A JPH03139328A JP H03139328 A JPH03139328 A JP H03139328A JP 1275956 A JP1275956 A JP 1275956A JP 27595689 A JP27595689 A JP 27595689A JP H03139328 A JPH03139328 A JP H03139328A
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- Japan
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- magnetic field
- leakage magnetic
- bedside
- magnet
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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
- G01R33/42—Screening
- G01R33/421—Screening of main or gradient magnetic field
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- G—PHYSICS
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- G01R33/387—Compensation of inhomogeneities
- G01R33/3875—Compensation of inhomogeneities using correction coil assemblies, e.g. active shimming
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- Epidemiology (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】
〔発明の目的〕
（産業上の利用分野）
本発明は、医療用磁気共鳴イメージング装置（ＭＲＩ装
置）の超電導マグネットに関する。
置）の超電導マグネットに関する。
（従来の技術）
ＭＲＩ装置は、高均一高磁界を必要とするので、主に超
電導マグネットが使用される。そのマグネットのコイル
配置の概略を第６図に示す。このように、超電４コイル
ｌａ、 ｔｂ、 ｌａ’は、 マグネット中心０に対し
て、Ｚ軸３方向に対称に配置されるので１診断空間２内
には、高均一高磁界を発生する。
電導マグネットが使用される。そのマグネットのコイル
配置の概略を第６図に示す。このように、超電４コイル
ｌａ、 ｔｂ、 ｌａ’は、 マグネット中心０に対し
て、Ｚ軸３方向に対称に配置されるので１診断空間２内
には、高均一高磁界を発生する。
しかし、マグネット外に高磁界を発生させると、マグネ
ット外の漏洩磁界も大きくなり、周辺への影響が問題と
なる。そのため、通常は、磁気シールドが設けられ、そ
の１例として、第７図に示すように、磁性体で本体４を
囲ってシールドするヨークシールド５がある。このヨー
クシールド５は。
ット外の漏洩磁界も大きくなり、周辺への影響が問題と
なる。そのため、通常は、磁気シールドが設けられ、そ
の１例として、第７図に示すように、磁性体で本体４を
囲ってシールドするヨークシールド５がある。このヨー
クシールド５は。
診断空間２内の磁界の均一性を保つため、マグネット中
心０に対して、超電導コイル１と同様に。
心０に対して、超電導コイル１と同様に。
Ｚ輔３方向に対称に作られる。
そのため、第８図のように漏洩磁界６もマグネット中心
Ｏに対してＺ軸３方向に対称に分布し、（第８図は、Ｍ
ＲＩ装置の漏洩磁界でよく使われる５ガウスラインを示
す。）ＱよとＱ２の距離は等しくなる。
Ｏに対してＺ軸３方向に対称に分布し、（第８図は、Ｍ
ＲＩ装置の漏洩磁界でよく使われる５ガウスラインを示
す。）ＱよとＱ２の距離は等しくなる。
（発明が解決しようとする課題）
第８図のように、装置本体４には、寝台７が取りつけら
れ、病院の診断室８に設置されることになるが、診断室
８を有効に使うため、装置本体４の反接合側Ｒを壁９に
近づける場合がある。この場合、反接合側１くの漏洩磁
界が壁９の外に対して影響を及ぼす可能性があり、問題
となる。
れ、病院の診断室８に設置されることになるが、診断室
８を有効に使うため、装置本体４の反接合側Ｒを壁９に
近づける場合がある。この場合、反接合側１くの漏洩磁
界が壁９の外に対して影響を及ぼす可能性があり、問題
となる。
本発明は、装置の反接合側を壁に近づけても、その漏洩
磁界が壁の外へ影響を及ぼさないＭＲＩ装置用超屯δマ
グネットを提供することを目的とする。
磁界が壁の外へ影響を及ぼさないＭＲＩ装置用超屯δマ
グネットを提供することを目的とする。
〔発明の構成〕
（課題を解決するための手段）
本発明においては、漏洩磁界をＺ軸方向に非対称とし、
寝台側よりも反接合側を小さくする。
寝台側よりも反接合側を小さくする。
（作用）
このようにすると反接合側の漏洩磁界が弱まるので、Ｍ
ＨＩ装置のうしろを従来よりも壁に近づけても部屋の外
の磁界を小さくすることができる。
ＨＩ装置のうしろを従来よりも壁に近づけても部屋の外
の磁界を小さくすることができる。
（実施例）
本発明の実施例を第１図に示す。この例は、ヨークシー
ルド５の反接合側の開口部φ８を寝台側の開口部φＦよ
り小さくしたものである。
ルド５の反接合側の開口部φ８を寝台側の開口部φＦよ
り小さくしたものである。
第１図のように、反接合側のヨークシールドの開口部φ
Ｒを寝台側のヨークシールドの開口部φ１よりも小さく
すれば、反接合側において、マグネットからの漏洩磁界
をより多く吸収するので、反接合側のシールド効果が高
まり、反接合側の漏洩磁界が小さくなる。すなわち、第
２図のように、漏洩磁界の５ガウスライン６がマグネッ
ト本体４の中心Ｏに対してＺ軸方向に非対称となる。す
なわち、Ｑよ’＜Ｑ２’となる。したがって、装置の漏
洩磁界の小さい側（反接合側）を診断室８の壁９に近づ
けられるので、診断室を有効に使うことができる。
Ｒを寝台側のヨークシールドの開口部φ１よりも小さく
すれば、反接合側において、マグネットからの漏洩磁界
をより多く吸収するので、反接合側のシールド効果が高
まり、反接合側の漏洩磁界が小さくなる。すなわち、第
２図のように、漏洩磁界の５ガウスライン６がマグネッ
ト本体４の中心Ｏに対してＺ軸方向に非対称となる。す
なわち、Ｑよ’＜Ｑ２’となる。したがって、装置の漏
洩磁界の小さい側（反接合側）を診断室８の壁９に近づ
けられるので、診断室を有効に使うことができる。
なお、ヨークシールド５を非対称にしたことによる、診
断空間内の磁界の誤差に関しては、超電導コイルで対応
する。
断空間内の磁界の誤差に関しては、超電導コイルで対応
する。
マグネットをヨークシールド５（磁性体）で囲むと、マ
グネットの漏洩磁界は、その磁性体に吸収されるので、
ヨークシールド５で囲った時の漏洩磁界は、囲まない時
の漏洩磁界に比べて小さくなる。ヨークシールドで囲っ
た時の漏洩磁界の大きさを決めるパラメータとして、ヨ
ークシールドの厚さや、ａａ口部の径などがある。
グネットの漏洩磁界は、その磁性体に吸収されるので、
ヨークシールド５で囲った時の漏洩磁界は、囲まない時
の漏洩磁界に比べて小さくなる。ヨークシールドで囲っ
た時の漏洩磁界の大きさを決めるパラメータとして、ヨ
ークシールドの厚さや、ａａ口部の径などがある。
第３図（ａ）に示すように、ヨークシールド５の開口部
φが大きいと、マグネット本体４からの漏洩磁界の吸収
の度合が小さいが、同図（ｂ）のように２開口部φを小
さくしてφ′とすると、 （φ〉φ′）漏洩磁界Ｂの吸
収度合が大きくなり、 漏洩磁界が小さくなる（Ｂ＜Ｂ
’）。 また、同図（ｃ）のように、ヨークシールド５
の厚さしか薄い場合には、漏洩磁界Ｂの吸収の度合が小
さいが、同図（ｄ）のようにヨークシールド５の厚さｔ
を厚くして、ｔ′とすると（ｔ＜ｔ’）漏洩磁界Ｂの吸
収の度合は大きくなり、漏洩磁界が小さくなる（Ｂ＜Ｂ
’）。したがって、漏洩磁界を小さくしたい側。
φが大きいと、マグネット本体４からの漏洩磁界の吸収
の度合が小さいが、同図（ｂ）のように２開口部φを小
さくしてφ′とすると、 （φ〉φ′）漏洩磁界Ｂの吸
収度合が大きくなり、 漏洩磁界が小さくなる（Ｂ＜Ｂ
’）。 また、同図（ｃ）のように、ヨークシールド５
の厚さしか薄い場合には、漏洩磁界Ｂの吸収の度合が小
さいが、同図（ｄ）のようにヨークシールド５の厚さｔ
を厚くして、ｔ′とすると（ｔ＜ｔ’）漏洩磁界Ｂの吸
収の度合は大きくなり、漏洩磁界が小さくなる（Ｂ＜Ｂ
’）。したがって、漏洩磁界を小さくしたい側。
すなわち、反接合側のヨークシールドの開口部を小さく
したり、または、厚さを厚くす”れば良いことになる。
したり、または、厚さを厚くす”れば良いことになる。
前述のように、ヨークシールドの反接合側の開口部を小
さくすれば、反接合側の漏洩磁界をより多く吸収するの
で１反寝台側の漏洩磁界が小さくなり、装置を壁に近づ
けられるので、診断室を有効に利用でき、また、比較的
小さな診断室にも、装置を設置できる効果がある。
さくすれば、反接合側の漏洩磁界をより多く吸収するの
で１反寝台側の漏洩磁界が小さくなり、装置を壁に近づ
けられるので、診断室を有効に利用でき、また、比較的
小さな診断室にも、装置を設置できる効果がある。
（他の実施例）
第４図に本発明の第２の実施例を示す。この例は、反接
合側のヨークシールドの厚さｔＲを寝台側の厚さｔＦよ
り厚くしたもの（ｔＲ＞ｔ、Ｆ）である。このようにす
ることにより１反寝台側の漏洩磁界をより多く吸収する
ため１反寝台側の漏洩磁界が第２図のように小さくなり
、第１図に示す例と同じ効果があり、装置を設置するに
あたって有利となる。
合側のヨークシールドの厚さｔＲを寝台側の厚さｔＦよ
り厚くしたもの（ｔＲ＞ｔ、Ｆ）である。このようにす
ることにより１反寝台側の漏洩磁界をより多く吸収する
ため１反寝台側の漏洩磁界が第２図のように小さくなり
、第１図に示す例と同じ効果があり、装置を設置するに
あたって有利となる。
（他の実施例）
第５図に本発明の第３の実施例を示す。この例は、反寝
台側の超電導コイノ；、・に、マイナスの電流（主磁界
を作る超電導コイルに流す電流とは逆向きの電流）を流
すコイルｌｃを配置したものである。このような構成に
することにより、反寝台側の超電導コイル自身の漏洩磁
界が小さくなるので、ヨークシールド５を取り付けたこ
とによる最終的な漏洩磁界においても、第２図のように
、反寝台側の漏洩磁界が小さくなり、前述の実施例と同
様な効果がある。
台側の超電導コイノ；、・に、マイナスの電流（主磁界
を作る超電導コイルに流す電流とは逆向きの電流）を流
すコイルｌｃを配置したものである。このような構成に
することにより、反寝台側の超電導コイル自身の漏洩磁
界が小さくなるので、ヨークシールド５を取り付けたこ
とによる最終的な漏洩磁界においても、第２図のように
、反寝台側の漏洩磁界が小さくなり、前述の実施例と同
様な効果がある。
以上述べたように、本発明のＭＲＩ用超用心電導マグネ
ットいては、漏洩磁界が、マグネット中心に対してＺ軸
方向に非対称となっているため、ＭＲＩ装置を診断室に
設置した時に１反省台側を壁に近づけても、漏洩磁界の
影響を考慮する必要がなく、診断室を有効に利用できる
効果がある。
ットいては、漏洩磁界が、マグネット中心に対してＺ軸
方向に非対称となっているため、ＭＲＩ装置を診断室に
設置した時に１反省台側を壁に近づけても、漏洩磁界の
影響を考慮する必要がなく、診断室を有効に利用できる
効果がある。
また、装置を比較的せまい診断室にも設置できる効果が
ある。
ある。
第１図は本発明の第１の実施例を示しヨークシールドの
反寝台側の開口部が小さい例の図、第２図は本発明にお
ける漏洩磁界を示す図、第３図（ａ）、（ｂ）、（ｃ）
、（ｄ）は本発明の作用を示す図、第４図は本発明の第
２の実施例を示しヨークシールドの反寝台側の厚さを厚
くした例の図、第５図は本発明の第３の実施例を示し超
電導コイルに逆向きの電流を流すコイルを付加した例の
図、第６図は従来の超電導コイルを示す図、第７図は従
来のヨークシールド付ＭＲＩ装置を示す断面図、第８図
は従来装置の漏洩磁界を示す図である。 １ 、 ｌａ、 ｌａ’、 ｌｂ、 ｌｃ−超電導コイ
ル３・・・Ｚ軸 ４・・・マグネット本体５
・・・ヨークシールド ６・・・漏洩磁界（５ガウスライン） ７・・・寝台 ０・・・マグネット中心第１
図 第３図 第２図 ￥ｉ４図 第 ５ 図 第 図
反寝台側の開口部が小さい例の図、第２図は本発明にお
ける漏洩磁界を示す図、第３図（ａ）、（ｂ）、（ｃ）
、（ｄ）は本発明の作用を示す図、第４図は本発明の第
２の実施例を示しヨークシールドの反寝台側の厚さを厚
くした例の図、第５図は本発明の第３の実施例を示し超
電導コイルに逆向きの電流を流すコイルを付加した例の
図、第６図は従来の超電導コイルを示す図、第７図は従
来のヨークシールド付ＭＲＩ装置を示す断面図、第８図
は従来装置の漏洩磁界を示す図である。 １ 、 ｌａ、 ｌａ’、 ｌｂ、 ｌｃ−超電導コイ
ル３・・・Ｚ軸 ４・・・マグネット本体５
・・・ヨークシールド ６・・・漏洩磁界（５ガウスライン） ７・・・寝台 ０・・・マグネット中心第１
図 第３図 第２図 ￥ｉ４図 第 ５ 図 第 図
Claims (4)
- （１） 円筒状をなしその軸方向の漏洩磁界がマグネッ
トの中心に対して非対称となっていることを特徴とする
ＭＲＩ装置用超電導マグネット。 - （２） 磁性体の磁気シールドの端部の開口部の径の大
きさが装置の寝台側と反寝台側とで異ることを特徴とす
る請求項（１）記載のＭＲＩ装置用超電導マグネット。 - （３） 磁気シールドの端部の開口部における厚さが装
置の寝台側と反寝台側とで異ることを特徴とする請求項
（１）記載のＭＲＩ装置用超電導マグネツト。 - （４） 装置の反寝台側に位置する所に主磁界を発生す
るコイルとは逆向きの電流を流すコイルを配置したこと
を特徴とする請求項（１）記載のＭＲＩ装置用超電導マ
グネット。
Priority Applications (4)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP1275956A JPH03139328A (ja) | 1989-10-25 | 1989-10-25 | Ｍｒｉ装置用超電導マグネット |
| US07/509,199 US5136273A (en) | 1988-10-17 | 1990-04-16 | Magnet apparatus for use in a magnetic resonance imaging system |
| EP90107267A EP0424600B1 (en) | 1989-10-25 | 1990-04-17 | Magnet apparatus for use in a magnetic resonance imaging system |
| DE1990629077 DE69029077T2 (de) | 1989-10-25 | 1990-04-17 | Magnetgerät verwendet in einer magnetischen Resonanzabbildungsanordnung |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP1275956A JPH03139328A (ja) | 1989-10-25 | 1989-10-25 | Ｍｒｉ装置用超電導マグネット |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH03139328A true JPH03139328A (ja) | 1991-06-13 |
Family
ID=17562767
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP1275956A Pending JPH03139328A (ja) | 1988-10-17 | 1989-10-25 | Ｍｒｉ装置用超電導マグネット |
Country Status (3)
| Country | Link |
|---|---|
| EP (1) | EP0424600B1 (ja) |
| JP (1) | JPH03139328A (ja) |
| DE (1) | DE69029077T2 (ja) |
Cited By (3)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2009259923A (ja) * | 2008-04-15 | 2009-11-05 | Japan Superconductor Technology Inc | 超電導マグネットおよびそれを備えたマグネット装置 |
| WO2012153712A1 (ja) * | 2011-05-10 | 2012-11-15 | 株式会社 東芝 | 磁気共鳴イメージング装置、磁気共鳴イメージング装置用の磁場調整具、磁気共鳴イメージング方法及び磁気共鳴イメージング装置の磁場調整方法 |
| JP2016202791A (ja) * | 2015-04-28 | 2016-12-08 | 株式会社神戸製鋼所 | 超電導マグネットおよびマグネット装置 |
Families Citing this family (3)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPH04240440A (ja) * | 1991-01-23 | 1992-08-27 | Toshiba Corp | Ｍｒｉ装置用マグネット |
| EP0535735A1 (en) * | 1991-10-03 | 1993-04-07 | Koninklijke Philips Electronics N.V. | Magnetic resonance apparatus comprising a shielded magnet |
| 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 |
Family Cites Families (9)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| GB2070254B (en) * | 1980-01-21 | 1984-10-17 | Oxford Instr Group Ltd | Nuclear magnetic resonance apparatus and methods |
| DE3123493A1 (de) * | 1981-06-13 | 1982-12-30 | Bruker Analytische Meßtechnik GmbH, 7512 Rheinstetten | Elektromagnet fuer die nmr-tomographie |
| US4595899A (en) * | 1984-07-06 | 1986-06-17 | The Board Of Trustees Of The Leland Stanford Junior University | Magnetic structure for NMR applications and the like |
| GB8500248D0 (en) * | 1985-01-04 | 1985-02-13 | Oxford Magnet Tech | Solenoids |
| DE3764502D1 (de) * | 1986-03-19 | 1990-10-04 | Siemens Ag | Grundfeldmagnet fuer bildgebende einrichtungen der kernspinresonanz-technik. |
| JPS63281410A (ja) * | 1987-05-13 | 1988-11-17 | Mitsubishi Electric Corp | 磁気シ−ルド付電磁石 |
| JP2643384B2 (ja) * | 1988-02-03 | 1997-08-20 | 富士電機株式会社 | 超電導マグネット |
| JPH01243503A (ja) * | 1988-03-25 | 1989-09-28 | Toshiba Corp | 磁気共鳴イメージング装置用静磁界磁石 |
| DE3907927A1 (de) * | 1989-03-11 | 1990-09-20 | Bruker Analytische Messtechnik | Magnetsystem |
-
1989
- 1989-10-25 JP JP1275956A patent/JPH03139328A/ja active Pending
-
1990
- 1990-04-17 DE DE1990629077 patent/DE69029077T2/de not_active Expired - Lifetime
- 1990-04-17 EP EP90107267A patent/EP0424600B1/en not_active Expired - Lifetime
Cited By (3)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2009259923A (ja) * | 2008-04-15 | 2009-11-05 | Japan Superconductor Technology Inc | 超電導マグネットおよびそれを備えたマグネット装置 |
| WO2012153712A1 (ja) * | 2011-05-10 | 2012-11-15 | 株式会社 東芝 | 磁気共鳴イメージング装置、磁気共鳴イメージング装置用の磁場調整具、磁気共鳴イメージング方法及び磁気共鳴イメージング装置の磁場調整方法 |
| JP2016202791A (ja) * | 2015-04-28 | 2016-12-08 | 株式会社神戸製鋼所 | 超電導マグネットおよびマグネット装置 |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| DE69029077T2 (de) | 1997-04-03 |
| DE69029077D1 (de) | 1996-12-12 |
| EP0424600B1 (en) | 1996-11-06 |
| EP0424600A1 (en) | 1991-05-02 |
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