JPH0353584B2 - - Google Patents
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- JPH0353584B2 JPH0353584B2 JP59212786A JP21278684A JPH0353584B2 JP H0353584 B2 JPH0353584 B2 JP H0353584B2 JP 59212786 A JP59212786 A JP 59212786A JP 21278684 A JP21278684 A JP 21278684A JP H0353584 B2 JPH0353584 B2 JP H0353584B2
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- magnetic field
- coil
- magnetic resonance
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- G01R33/381—Systems for generation, homogenisation or stabilisation of the main or gradient magnetic field using electromagnets
- G01R33/3815—Systems for generation, homogenisation or stabilisation of the main or gradient magnetic field using electromagnets with superconducting coils, e.g. power supply therefor
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- G—PHYSICS
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- G01R—MEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
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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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- G01R33/421—Screening of main or gradient magnetic field
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Description
【発明の詳細な説明】
本発明は、磁石アセンブリ内部の測定空間内に
均一な磁界を生起する磁石アセンブリを具える核
磁気共鳴（NMR）装置に関するものである。
均一な磁界を生起する磁石アセンブリを具える核
磁気共鳴（NMR）装置に関するものである。
NMR断層撮影装置の形での核磁気共鳴装置
は、1981年のコンピユータトモグラフイ
（Computertomographie）１、第２〜10頁により
既知である。この種の装置では比較的強い漂遊磁
界が磁石の外方に生ずる。これら漂遊磁界につい
ては1983年４月の診断撮影（Diagnostic
Imaging）の記事に広範囲に亘つて論じられてい
る。その中で注目することは、このような漂遊磁
界は、永久磁石よりなる磁気装置には生じないこ
とである。このような磁気装置の欠点についても
上記記事は言及している。一方、外部に配設され
た機器、更には人体に対する漏洩磁束による悪影
響を低減することを目的とした磁気装置として、
特開昭52−90293号公報に開示されたものがある。
しかしながら、この装置はプラズマ放出装置のエ
ネルギー貯蔵装置であつて、本質的に磁石内での
磁界の均一性を問題とするものでなく、また磁界
の発生を問題とするものでもない。更に、この磁
気装置にあつては、高エネルギー貯蔵のために超
伝導コイルを用いる必要があり、エネルギー放出
を可能とすべく短絡させるものであつて、単に、
漂遊磁界の外部に対する影響を解決する一例を開
示するものに過ぎない。外部漂遊磁界の不都合な
点は、漂遊磁界が大変強いので、特にNMR断層
撮影装置では磁石の外部に配設した装置を妨害し
やすいばかりでなく、磁石内の測定磁界が漂遊磁
界の外部変動、たとえば磁気材料の比較的大きな
部分の移動により妨害されやすい。特にNMR断
層撮影装置として用いられる超伝導磁石を具える
NMR装置では、磁界及び漂遊磁界も常に存在す
ることに注意しなくてはならない。特に診断用の
NMR断層撮影装置に使われる超伝導磁石につい
ての一層詳しい記事は、WBサウンダース・コム
パニ（Saunbers Company）の1983年に出版さ
れたC.L.パーテイン（partain）等著“核磁気共
鳴撮影（Nuclear Magnetic Resonance
Imaging）”と言う本の第116−127頁の“超伝導
性”の章に詳しい。この方法を以後NMRイメー
ジングと呼ぶ。
は、1981年のコンピユータトモグラフイ
（Computertomographie）１、第２〜10頁により
既知である。この種の装置では比較的強い漂遊磁
界が磁石の外方に生ずる。これら漂遊磁界につい
ては1983年４月の診断撮影（Diagnostic
Imaging）の記事に広範囲に亘つて論じられてい
る。その中で注目することは、このような漂遊磁
界は、永久磁石よりなる磁気装置には生じないこ
とである。このような磁気装置の欠点についても
上記記事は言及している。一方、外部に配設され
た機器、更には人体に対する漏洩磁束による悪影
響を低減することを目的とした磁気装置として、
特開昭52−90293号公報に開示されたものがある。
しかしながら、この装置はプラズマ放出装置のエ
ネルギー貯蔵装置であつて、本質的に磁石内での
磁界の均一性を問題とするものでなく、また磁界
の発生を問題とするものでもない。更に、この磁
気装置にあつては、高エネルギー貯蔵のために超
伝導コイルを用いる必要があり、エネルギー放出
を可能とすべく短絡させるものであつて、単に、
漂遊磁界の外部に対する影響を解決する一例を開
示するものに過ぎない。外部漂遊磁界の不都合な
点は、漂遊磁界が大変強いので、特にNMR断層
撮影装置では磁石の外部に配設した装置を妨害し
やすいばかりでなく、磁石内の測定磁界が漂遊磁
界の外部変動、たとえば磁気材料の比較的大きな
部分の移動により妨害されやすい。特にNMR断
層撮影装置として用いられる超伝導磁石を具える
NMR装置では、磁界及び漂遊磁界も常に存在す
ることに注意しなくてはならない。特に診断用の
NMR断層撮影装置に使われる超伝導磁石につい
ての一層詳しい記事は、WBサウンダース・コム
パニ（Saunbers Company）の1983年に出版さ
れたC.L.パーテイン（partain）等著“核磁気共
鳴撮影（Nuclear Magnetic Resonance
Imaging）”と言う本の第116−127頁の“超伝導
性”の章に詳しい。この方法を以後NMRイメー
ジングと呼ぶ。
本発明目的は、外部漂遊磁界を減少させた均一
な磁界を生じさせる電磁コイル装置を具えた
NMR装置を提供することにある。この目的を達
成するため、本発明にあつては、磁石アセンブリ
内部の測定空間内に均一な磁界を生起する磁石ア
センブリが、測定空間を囲繞して第１定常磁界
H1を生起する第１電磁コイル装置と、第１電磁
コイル装置の周りに同心に配設されて第２定常磁
界H2を生起する第２電磁コイル装置とを具え、
それら二つの磁界が、測定空間内に均一な磁界Ｈ
を生起すると共に、少なくとも部分的に磁石アセ
ンブリの外側で互いに補償し、また、それらコイ
ル装置の電磁コイルを電気的に直列に接続してな
る。
な磁界を生じさせる電磁コイル装置を具えた
NMR装置を提供することにある。この目的を達
成するため、本発明にあつては、磁石アセンブリ
内部の測定空間内に均一な磁界を生起する磁石ア
センブリが、測定空間を囲繞して第１定常磁界
H1を生起する第１電磁コイル装置と、第１電磁
コイル装置の周りに同心に配設されて第２定常磁
界H2を生起する第２電磁コイル装置とを具え、
それら二つの磁界が、測定空間内に均一な磁界Ｈ
を生起すると共に、少なくとも部分的に磁石アセ
ンブリの外側で互いに補償し、また、それらコイ
ル装置の電磁コイルを電気的に直列に接続してな
る。
本発明のNMR装置によれば、外部漂遊磁界が
補償されるので、漂遊磁界による妨害が相殺され
ることとなる。このことにより、装置を使用する
際の手順並びにその設置が容易なものとなる。そ
して、外部から作用する漂遊磁界による、既知の
装置の測定空間における磁界の不均一性を回避す
ることができる。また、磁性材料からなるシール
ドを用いた遮蔽方法に比べて、装置の占有空間及
び重量を充分に低減することができる。なお、シ
ールドされた超伝導磁石装置それ自身は、特開昭
52−90293号により既知であるが、核磁気共鳴装
置に必要不可欠な測定空間内における磁界の均一
性に関する情報を何ら示唆するものではない。
補償されるので、漂遊磁界による妨害が相殺され
ることとなる。このことにより、装置を使用する
際の手順並びにその設置が容易なものとなる。そ
して、外部から作用する漂遊磁界による、既知の
装置の測定空間における磁界の不均一性を回避す
ることができる。また、磁性材料からなるシール
ドを用いた遮蔽方法に比べて、装置の占有空間及
び重量を充分に低減することができる。なお、シ
ールドされた超伝導磁石装置それ自身は、特開昭
52−90293号により既知であるが、核磁気共鳴装
置に必要不可欠な測定空間内における磁界の均一
性に関する情報を何ら示唆するものではない。
断面積O1、磁界強度H1の第１コイル装置を有
する好適な実施例では、第２コイル装置は、断面
積O2をしておりH1×O1＝−H2×O2となるような
磁界強度H2を生起するようになつている。この
場合、面積O2は、たとえばO1のほぼ1.4〜４倍に
等しい。従つて円環状のコイル装置の場合には、
２個のコイル装置の直径の比は約1.2と２との間
の値を取る。この構成は適当に使用できる直径の
磁石装置と、特に内側のコイルに対して２個のコ
イル装置より成る許容し得る空間および許容し得
る電流とを合わせ持つ。コイルの断面積の比が２
であると、第１コイル装置の電流導体に作用する
ローレンツ力が零となるので特に有利な構成を得
る。
する好適な実施例では、第２コイル装置は、断面
積O2をしておりH1×O1＝−H2×O2となるような
磁界強度H2を生起するようになつている。この
場合、面積O2は、たとえばO1のほぼ1.4〜４倍に
等しい。従つて円環状のコイル装置の場合には、
２個のコイル装置の直径の比は約1.2と２との間
の値を取る。この構成は適当に使用できる直径の
磁石装置と、特に内側のコイルに対して２個のコ
イル装置より成る許容し得る空間および許容し得
る電流とを合わせ持つ。コイルの断面積の比が２
であると、第１コイル装置の電流導体に作用する
ローレンツ力が零となるので特に有利な構成を得
る。
他の好適な実施例では、第２コイル装置の電流
導体を電気的に互いに接続する。その結果、第１
コイル装置に生起された磁束は、前述した状況を
満足するような磁束を第２コイル装置に誘導す
る。同様に第１コイル装置を短絡回路とすること
もでき、さらには、対応する巻線電流が流れるよ
う両コイル装置を互いに接続して磁石装置の安定
性を高める。
導体を電気的に互いに接続する。その結果、第１
コイル装置に生起された磁束は、前述した状況を
満足するような磁束を第２コイル装置に誘導す
る。同様に第１コイル装置を短絡回路とすること
もでき、さらには、対応する巻線電流が流れるよ
う両コイル装置を互いに接続して磁石装置の安定
性を高める。
特に医療診断に使用されるNMR断層撮影装置
では、磁石装置を超伝導コイル装置で構成するの
が良い。短絡回路の場合には、電気的接続部も超
伝導材料で構成する。コイルに対する所望の磁束
は磁束ポンプにより生起することができる。測定
磁界が超伝導磁石におけるシールドにより減少さ
れると言う欠点は、コイルを介して超伝導材料の
電流を増大させることにより容易に緩和すること
ができる。磁石装置を適当に構成すると、電流の
増大は問題とならない。と言うのは存在する装置
の電流がらせん状に流れる領域における外部磁界
は、許容される電流に対する拘束的な要素として
作用し（NMRイメージング、第116〜120頁参
照）、この磁界は完全に消去されるか、あるいは
十分減少するからである。
では、磁石装置を超伝導コイル装置で構成するの
が良い。短絡回路の場合には、電気的接続部も超
伝導材料で構成する。コイルに対する所望の磁束
は磁束ポンプにより生起することができる。測定
磁界が超伝導磁石におけるシールドにより減少さ
れると言う欠点は、コイルを介して超伝導材料の
電流を増大させることにより容易に緩和すること
ができる。磁石装置を適当に構成すると、電流の
増大は問題とならない。と言うのは存在する装置
の電流がらせん状に流れる領域における外部磁界
は、許容される電流に対する拘束的な要素として
作用し（NMRイメージング、第116〜120頁参
照）、この磁界は完全に消去されるか、あるいは
十分減少するからである。
超伝導コイル装置を具える他の好適な実施例で
は、第２コイル装置を超伝導材料よりなる比較的
肉厚の薄い単一のシリンダ又は複数のシリンダで
構成し、同心にあいは一定順序に配設する。第２
コイル装置に対する所望の磁界は、この第２コイ
ル装置内の第１コイル装置により誘導して生起す
る。第２コイル装置を構成する場合、軸線方向に
見て第１コイル装置より長いので、漂遊磁界に対
する補償を一層改善することができる。超伝導磁
石を使用する時に超伝導材料よりなる半径方向に
延在した素子を第２のコイル装置の軸線方向端部
に設けることによりさらに補償を改善することが
できる。なお、このエレメントはたとえば平板環
状あるいはらせん状をしている。これらエレメン
トは、第１コイル装置の巻線部分を超えて突出さ
せ、生起すべき超伝導電流に起因する２個のコイ
ル装置の間の空間に向けて磁力線を押し込むよう
にするのが良い。
は、第２コイル装置を超伝導材料よりなる比較的
肉厚の薄い単一のシリンダ又は複数のシリンダで
構成し、同心にあいは一定順序に配設する。第２
コイル装置に対する所望の磁界は、この第２コイ
ル装置内の第１コイル装置により誘導して生起す
る。第２コイル装置を構成する場合、軸線方向に
見て第１コイル装置より長いので、漂遊磁界に対
する補償を一層改善することができる。超伝導磁
石を使用する時に超伝導材料よりなる半径方向に
延在した素子を第２のコイル装置の軸線方向端部
に設けることによりさらに補償を改善することが
できる。なお、このエレメントはたとえば平板環
状あるいはらせん状をしている。これらエレメン
トは、第１コイル装置の巻線部分を超えて突出さ
せ、生起すべき超伝導電流に起因する２個のコイ
ル装置の間の空間に向けて磁力線を押し込むよう
にするのが良い。
第２コイル装置が第１コイル装置の熱シールド
として作用する時には、超伝導性に対して比較的
高い遷移温度の材料を第２コイル装置に用いるの
が有利である。こうすると、第１コイル装置に対
する付加的な保護を与えるばかりでなく、たとえ
ば第２装置を外部から冷却する場合に（NMRイ
メージング、第126頁参照）ヘリウムの消費に関
し、実質的に節約することができる。最小寸法の
全磁石装置を得るためには、両コイル装置を液体
ヘリウムで満たした単一のデユーア容器内に収納
するのが良い。第２コイル装置は、原則として第
１コイル装置のまわりに出来るだけ接近させて配
設するので測定磁界における比較的大きな減少が
起こる。従つて第１コイル装置は、比較的混高い
超伝導電流を流すことができる材料で造るのが良
い。好適な実施例では、本発明装置の磁石装置内
のグラジエント・コイルは、測定空間内に位置決
定用の勾配磁場を生起するため、グラジエント・
コイル巻回部分近傍での磁界の補償が最適である
ように構成する。
として作用する時には、超伝導性に対して比較的
高い遷移温度の材料を第２コイル装置に用いるの
が有利である。こうすると、第１コイル装置に対
する付加的な保護を与えるばかりでなく、たとえ
ば第２装置を外部から冷却する場合に（NMRイ
メージング、第126頁参照）ヘリウムの消費に関
し、実質的に節約することができる。最小寸法の
全磁石装置を得るためには、両コイル装置を液体
ヘリウムで満たした単一のデユーア容器内に収納
するのが良い。第２コイル装置は、原則として第
１コイル装置のまわりに出来るだけ接近させて配
設するので測定磁界における比較的大きな減少が
起こる。従つて第１コイル装置は、比較的混高い
超伝導電流を流すことができる材料で造るのが良
い。好適な実施例では、本発明装置の磁石装置内
のグラジエント・コイルは、測定空間内に位置決
定用の勾配磁場を生起するため、グラジエント・
コイル巻回部分近傍での磁界の補償が最適である
ように構成する。
以下図面を参照して本発明を詳述する。
第１図に示すNMR装置は、電磁コイル装置１
を有する磁石アセンブリを具え、本実施例では装
置１は４個の巻回部分２を具え、コイル装置１内
に位置する測定空間３内に強力で定常的に均一の
第１定常磁界を発生する。種々の適当なコイル装
置についてはNMRイージングの第121〜122頁に
詳述されている。以後詳述するNMR断層撮影装
置として使用するため、すなわち被測定物をスラ
イス状に撮影するため、グラジエント・コイル４
を用いる。NMR分光測定装置、すなわち、被測
定物の元素または分子の核スピンのそれぞれの特
徴を見い出す装置ではグラジエント・コイルは必
要でない。
を有する磁石アセンブリを具え、本実施例では装
置１は４個の巻回部分２を具え、コイル装置１内
に位置する測定空間３内に強力で定常的に均一の
第１定常磁界を発生する。種々の適当なコイル装
置についてはNMRイージングの第121〜122頁に
詳述されている。以後詳述するNMR断層撮影装
置として使用するため、すなわち被測定物をスラ
イス状に撮影するため、グラジエント・コイル４
を用いる。NMR分光測定装置、すなわち、被測
定物の元素または分子の核スピンのそれぞれの特
徴を見い出す装置ではグラジエント・コイルは必
要でない。
さらに高周波電磁界用の伝送コイルおよび核磁
気共鳴により生起された核磁気共鳴信号用の検出
コイルとして作用する無線周波（RF）コイル５
を測定空間のまわりに比較的接近させて配設す
る。あるいは、別個のコイルを上記２つの機能に
あわせて用いることもできる。被測定物のRF電
磁界により励起された核磁気共鳴信号を信号増幅
器６を介してピツクアツプし、位相判別増幅器８
を介して中央演算および制御ユニツト１０に印加
する。さらに、RF電力供給源１４用の変調器１
２、メイン・コイル装置用の電力供給源１６、グ
ラジエント・コイル用の電力供給源１７、画像表
示用の高周波発振器１８およびモニタ２０を図示
する。発振器１８は、測定信号を処理する整流器
１０と同様にRF磁界用の変調器２０を制御する。
気共鳴により生起された核磁気共鳴信号用の検出
コイルとして作用する無線周波（RF）コイル５
を測定空間のまわりに比較的接近させて配設す
る。あるいは、別個のコイルを上記２つの機能に
あわせて用いることもできる。被測定物のRF電
磁界により励起された核磁気共鳴信号を信号増幅
器６を介してピツクアツプし、位相判別増幅器８
を介して中央演算および制御ユニツト１０に印加
する。さらに、RF電力供給源１４用の変調器１
２、メイン・コイル装置用の電力供給源１６、グ
ラジエント・コイル用の電力供給源１７、画像表
示用の高周波発振器１８およびモニタ２０を図示
する。発振器１８は、測定信号を処理する整流器
１０と同様にRF磁界用の変調器２０を制御する。
本発明の装置では、巻回部分２を具える第１磁
気コイル装置の周囲に第２磁気コイル装置２２を
配設する。抵抗コイルを第１磁気コイル装置用に
用いたならば、好適には、第２磁気コイル装置も
抵抗コイルを具えるのが良い。しかしながら第１
磁気コイル装置に超伝導磁気コイルを用いる時に
は、第２磁気コイル装置も超伝導磁気コイルを具
えるの良い。第２磁気コイル装置に、超伝導磁石
におけるフラツクスポンプと同様に電流源である
電力供給源２４により電力を供給することができ
る。抵抗磁石の場合には電力供給源を連続的に駆
動して巻回部分と関連して閉回路を形成するが、
超伝導磁石の場合には永久電流を生起するために
電力供給源を駆動すれば良い。単一のソレノイド
等である第２磁気コイル装置の形状と付勢とを適
当に選択することにより、二つの磁気コイル装置
の外方で、この区域で優勢である第１磁気コイル
装置の磁気漂遊磁界を補償する磁界を生起する。
従つてそうでなければこの区域で生じる極めて有
害な漂遊磁界を大幅に相殺するので、電磁石外方
の人員および器具を保護するための非常に厳密な
測定が必要でないばかりか、漂遊磁界の揺ぎによ
る妨害に対して測定磁界をシールドする。このシ
ールドは測定空間における一層均一な磁界を生
じ、従つて分光測定法の場合のスペクトルと同様
に断層撮影法の場合の分解能を、すなわち空間的
に高める。
気コイル装置の周囲に第２磁気コイル装置２２を
配設する。抵抗コイルを第１磁気コイル装置用に
用いたならば、好適には、第２磁気コイル装置も
抵抗コイルを具えるのが良い。しかしながら第１
磁気コイル装置に超伝導磁気コイルを用いる時に
は、第２磁気コイル装置も超伝導磁気コイルを具
えるの良い。第２磁気コイル装置に、超伝導磁石
におけるフラツクスポンプと同様に電流源である
電力供給源２４により電力を供給することができ
る。抵抗磁石の場合には電力供給源を連続的に駆
動して巻回部分と関連して閉回路を形成するが、
超伝導磁石の場合には永久電流を生起するために
電力供給源を駆動すれば良い。単一のソレノイド
等である第２磁気コイル装置の形状と付勢とを適
当に選択することにより、二つの磁気コイル装置
の外方で、この区域で優勢である第１磁気コイル
装置の磁気漂遊磁界を補償する磁界を生起する。
従つてそうでなければこの区域で生じる極めて有
害な漂遊磁界を大幅に相殺するので、電磁石外方
の人員および器具を保護するための非常に厳密な
測定が必要でないばかりか、漂遊磁界の揺ぎによ
る妨害に対して測定磁界をシールドする。このシ
ールドは測定空間における一層均一な磁界を生
じ、従つて分光測定法の場合のスペクトルと同様
に断層撮影法の場合の分解能を、すなわち空間的
に高める。
軸線方向の磁界H1を生起する第１磁気コイル
装置の半径方向の断面積がO1であり、これに逆
向きの軸線方向の磁界H2を生起する第２磁気コ
イル装置の半径方向の断面積がO2である第２ａ
図に示す構造において、たとえばO1×H1＝−O2
×H2であると、合外部磁界はほとんど相殺する
ことができる。もしたとえばO2＝２×H1すなわ
ち円形コイル巻回部がR2＝√２×R1であればH1
＝−２×H2である。従つて測定空間に生ずる磁
界H3は−H2または1/2H1に等しくなる。この場
合、第１の磁気コイル装置により包囲された磁束
は、２個のコイル装置の間の空間により包囲され
るフラツクスに関して等しくかつ逆向きであるの
で有効である。従つて、全体的にコイル装置によ
り包囲されたフラツクスが存在しないので、コイ
ル装置の周囲に漂遊磁界の形で存在する磁束はな
い。測定空間での磁界強度は、この構成での元の
値の半分に減少する。これは、満足すべきもので
ないと考えられるが、この減少は第１磁気コイル
装置を大きく付勢することによつて補償すること
ができる。比較的小さな磁石、たとえば被測定物
に関する分光測定法に対しては、このことは問題
とならない。患者の断層撮影用あるいは分光測定
法用の抵抗磁石では、装置が比較的大きくなり、
この問題は本発明装置の使用を問題の多いものと
する。超伝導コイル装置の場合に、この欠点は、
エネルギー、消費または熱放散の観点からは問題
とならない。永久電流は高い値まで増大すること
ができる。本発明装置の非常に魅力的な付加的長
所は、永久電流の強度に関する既知の制限
（NMRイメージング、第116〜121頁参照）を、
上述した好適な構成において完全に取り払うこと
ができる。と言うのは、第１磁気コイル装置の巻
回部分の区域では外部磁界の強さが生じないの
で、ローレンツ力またはNMRイメーシング、第
120頁に述べられているケンチングによる妨害を
受けることがないからである。
装置の半径方向の断面積がO1であり、これに逆
向きの軸線方向の磁界H2を生起する第２磁気コ
イル装置の半径方向の断面積がO2である第２ａ
図に示す構造において、たとえばO1×H1＝−O2
×H2であると、合外部磁界はほとんど相殺する
ことができる。もしたとえばO2＝２×H1すなわ
ち円形コイル巻回部がR2＝√２×R1であればH1
＝−２×H2である。従つて測定空間に生ずる磁
界H3は−H2または1/2H1に等しくなる。この場
合、第１の磁気コイル装置により包囲された磁束
は、２個のコイル装置の間の空間により包囲され
るフラツクスに関して等しくかつ逆向きであるの
で有効である。従つて、全体的にコイル装置によ
り包囲されたフラツクスが存在しないので、コイ
ル装置の周囲に漂遊磁界の形で存在する磁束はな
い。測定空間での磁界強度は、この構成での元の
値の半分に減少する。これは、満足すべきもので
ないと考えられるが、この減少は第１磁気コイル
装置を大きく付勢することによつて補償すること
ができる。比較的小さな磁石、たとえば被測定物
に関する分光測定法に対しては、このことは問題
とならない。患者の断層撮影用あるいは分光測定
法用の抵抗磁石では、装置が比較的大きくなり、
この問題は本発明装置の使用を問題の多いものと
する。超伝導コイル装置の場合に、この欠点は、
エネルギー、消費または熱放散の観点からは問題
とならない。永久電流は高い値まで増大すること
ができる。本発明装置の非常に魅力的な付加的長
所は、永久電流の強度に関する既知の制限
（NMRイメージング、第116〜121頁参照）を、
上述した好適な構成において完全に取り払うこと
ができる。と言うのは、第１磁気コイル装置の巻
回部分の区域では外部磁界の強さが生じないの
で、ローレンツ力またはNMRイメーシング、第
120頁に述べられているケンチングによる妨害を
受けることがないからである。
この好適な実施例では、第１磁気コイル用の永
久電流の電流強度は、従つて、付加的な磁界なし
に使用される材料に関する臨界値によつてのみ制
限される。なおこの値は既知の超伝導磁石装置に
おける値より何倍も大きい。
久電流の電流強度は、従つて、付加的な磁界なし
に使用される材料に関する臨界値によつてのみ制
限される。なおこの値は既知の超伝導磁石装置に
おける値より何倍も大きい。
磁気装置を付勢した時にローレンツ力の不都合
な影響を避けるため、好適には両コイル装置を同
時に付勢する。この付勢を本実施例のコイル装置
では、線図的に示した接続線２６を介して電気的
に第２コイル装置の巻線の端部を短絡させて行な
う。超伝導コイルの場合には、この短絡回路も超
伝導材料で構成する。第１コイル装置を電流源ま
たはフラツクスポンプを介して付勢すると、第２
コイル装置に電流が誘導され第２コイル装置が合
フラツクスを包囲しないような強度の磁界を生起
する。すなわち、漂遊磁界を最適に補償するに必
要な磁界強度である。第１コイル装置は、測定空
間における両装置の合磁界強度が測定に必要な値
となるように付勢する。同様な超伝導電気短絡回
路２８も第１コイル装置に使用することができ
る。
な影響を避けるため、好適には両コイル装置を同
時に付勢する。この付勢を本実施例のコイル装置
では、線図的に示した接続線２６を介して電気的
に第２コイル装置の巻線の端部を短絡させて行な
う。超伝導コイルの場合には、この短絡回路も超
伝導材料で構成する。第１コイル装置を電流源ま
たはフラツクスポンプを介して付勢すると、第２
コイル装置に電流が誘導され第２コイル装置が合
フラツクスを包囲しないような強度の磁界を生起
する。すなわち、漂遊磁界を最適に補償するに必
要な磁界強度である。第１コイル装置は、測定空
間における両装置の合磁界強度が測定に必要な値
となるように付勢する。同様な超伝導電気短絡回
路２８も第１コイル装置に使用することができ
る。
両コイル装置を適当な形成とし、好適にはコイ
ル表面の比を２：１に保持し、両コイル装置を連
続電流導体で構成することによつて同時に付勢を
行なうこともできる。従つて両コイル装置におけ
る電流強度が常に等しいので、非常に安定した装
置を得る。このような装置を超伝導材料で造つた
ものも電流源あるいはフラツクスポンプで付勢で
きる。
ル表面の比を２：１に保持し、両コイル装置を連
続電流導体で構成することによつて同時に付勢を
行なうこともできる。従つて両コイル装置におけ
る電流強度が常に等しいので、非常に安定した装
置を得る。このような装置を超伝導材料で造つた
ものも電流源あるいはフラツクスポンプで付勢で
きる。
第２ｂ図に示す実施例では第２コイル装置は、
互いに共軸にあるいは軸線方向に配設した１個ま
たは２個以上の超伝導シリンダ３０を具える。第
２コイル装置の短絡回路接続による磁界の妨害の
危険性が従つてない。この構造では、第２コイル
装置を好適には第１コイル装置の誘導によつて付
勢する。第１コイル装置も同様なシリンダで構成
することができる。シリンダまたは第２コイル装
置のシリンダ材料として比較的高い遷移温度の超
伝導材料を選択した時には、第２コイル装置は第
１コイル装置の熱シールドとして作用する。その
時第２コイル装置のシリンダを、たとえば外部冷
却器により冷却できる。これはヘリウムの消費に
関して好ましい効果がある。
互いに共軸にあるいは軸線方向に配設した１個ま
たは２個以上の超伝導シリンダ３０を具える。第
２コイル装置の短絡回路接続による磁界の妨害の
危険性が従つてない。この構造では、第２コイル
装置を好適には第１コイル装置の誘導によつて付
勢する。第１コイル装置も同様なシリンダで構成
することができる。シリンダまたは第２コイル装
置のシリンダ材料として比較的高い遷移温度の超
伝導材料を選択した時には、第２コイル装置は第
１コイル装置の熱シールドとして作用する。その
時第２コイル装置のシリンダを、たとえば外部冷
却器により冷却できる。これはヘリウムの消費に
関して好ましい効果がある。
第２ｃ図は、軸線方向から見て第２コイル装置
２２が第１コイル装置１より長い実施例を示して
いる。その両端部には半径方向を向いた環状プレ
ート３２が設けてある。リング又はら線状にも形
成できるこれらプレートにおいては、さらに第１
コイル装置の磁力線を２個のコイル装置の間に強
制的に押し込む円環電流が誘導されるので、外部
フラツクスは一層改善される。上述した各コイル
装置には、合磁界を一層均一化するため補助コイ
ルを設けることができる。これら補助コイルは超
伝導材料で構成し、フラツクスポンプ、または電
流源により所望の永久電流が生じるよう閉じた巻
線を形成するのが良い。
２２が第１コイル装置１より長い実施例を示して
いる。その両端部には半径方向を向いた環状プレ
ート３２が設けてある。リング又はら線状にも形
成できるこれらプレートにおいては、さらに第１
コイル装置の磁力線を２個のコイル装置の間に強
制的に押し込む円環電流が誘導されるので、外部
フラツクスは一層改善される。上述した各コイル
装置には、合磁界を一層均一化するため補助コイ
ルを設けることができる。これら補助コイルは超
伝導材料で構成し、フラツクスポンプ、または電
流源により所望の永久電流が生じるよう閉じた巻
線を形成するのが良い。
２個のコイル装置の表面の比を２：１とするの
が特に望ましいが、この値に限定されるものでは
ない。実際には構造的に実現可能な比率を選ぶこ
とができる。一方のコイル装置をできるだけ接近
させて他のコイル装置のまわりに配設したような
装置であつては、空間をかなり節約することがで
きることになる。特に超伝導磁石の場合には、ヘ
リウムデユーア容器も節約できる。しかしながら
測定空間での合磁界はいく分小さくなる。第１コ
イル装置が0.5m、第２コイル装置が0.6mの直径
の場合に、表面の比率はほぼ３：４であり、測定
空間における磁界強度は、補償コイル装置のない
磁界強度の1/4となる。従つて同一の条件下では、
第１コイル装置の永久電流を４倍にしなければな
らない。なぜなら第１コイル装置の巻線近くの磁
界は、この幾何学形状を用いる場合に完全に補償
されず、ある種の利用には不都合となる。この不
都合は、たとえばコイルスクリーンの適切なシー
ルドが強く必要な分光測定法、特に装置を包囲す
る比較的小さな超伝導装置の場合には生じない。
これに対して、比較的大きな直径の第２コイル装
置は、ほんの僅か測定磁界が減少するのみであ
る。第１コイル装置の表面に比べ10倍も大きな表
面をした第２コイル装置は、僅か10％だけ測定磁
界が減少するだけである。大きなことがすでに不
利である上にシールドが完全でなくなることは不
都なことである。第２コイル装置を超伝導構造と
するには、この構造はあまり魅力あるものではな
い。なぜなら確実に２個の別異なコイル装置を使
用しなければならないからである。抵抗磁石の場
合には、この構造は第１コイル装置のエネルギー
消費があまり増大しないので有利である。第１コ
イル装置よりかなり大きなヘルムホルツコイルよ
り形成された極端な場合には、測定磁界はほとん
ど減少しない。これらヘルムホルツコイルも超伝
導材料で造ることができる。
が特に望ましいが、この値に限定されるものでは
ない。実際には構造的に実現可能な比率を選ぶこ
とができる。一方のコイル装置をできるだけ接近
させて他のコイル装置のまわりに配設したような
装置であつては、空間をかなり節約することがで
きることになる。特に超伝導磁石の場合には、ヘ
リウムデユーア容器も節約できる。しかしながら
測定空間での合磁界はいく分小さくなる。第１コ
イル装置が0.5m、第２コイル装置が0.6mの直径
の場合に、表面の比率はほぼ３：４であり、測定
空間における磁界強度は、補償コイル装置のない
磁界強度の1/4となる。従つて同一の条件下では、
第１コイル装置の永久電流を４倍にしなければな
らない。なぜなら第１コイル装置の巻線近くの磁
界は、この幾何学形状を用いる場合に完全に補償
されず、ある種の利用には不都合となる。この不
都合は、たとえばコイルスクリーンの適切なシー
ルドが強く必要な分光測定法、特に装置を包囲す
る比較的小さな超伝導装置の場合には生じない。
これに対して、比較的大きな直径の第２コイル装
置は、ほんの僅か測定磁界が減少するのみであ
る。第１コイル装置の表面に比べ10倍も大きな表
面をした第２コイル装置は、僅か10％だけ測定磁
界が減少するだけである。大きなことがすでに不
利である上にシールドが完全でなくなることは不
都なことである。第２コイル装置を超伝導構造と
するには、この構造はあまり魅力あるものではな
い。なぜなら確実に２個の別異なコイル装置を使
用しなければならないからである。抵抗磁石の場
合には、この構造は第１コイル装置のエネルギー
消費があまり増大しないので有利である。第１コ
イル装置よりかなり大きなヘルムホルツコイルよ
り形成された極端な場合には、測定磁界はほとん
ど減少しない。これらヘルムホルツコイルも超伝
導材料で造ることができる。
第１図は、本発明の核磁気共鳴装置を線図的に
示す図、第２図は、第１図に示す装置に使用する
コイル装置のそれぞれ変型例を示す図である。 １……電磁コイル、２……巻回部分、３……測
定空間、４……グラジエント・コイル、５……無
線周波コイル、６……信号増幅器、８……位相判
別増幅器、１０……中央演算および制御ユニツ
ト、１２……変調器、１４，１６，２４……電力
供給源、１８……高周波発振器、２０……モニ
タ、２２……第２磁気コイル装置、２６……接続
線、２８……超伝導電気気短絡回路、３０……超
伝導シリンダ。
示す図、第２図は、第１図に示す装置に使用する
コイル装置のそれぞれ変型例を示す図である。 １……電磁コイル、２……巻回部分、３……測
定空間、４……グラジエント・コイル、５……無
線周波コイル、６……信号増幅器、８……位相判
別増幅器、１０……中央演算および制御ユニツ
ト、１２……変調器、１４，１６，２４……電力
供給源、１８……高周波発振器、２０……モニ
タ、２２……第２磁気コイル装置、２６……接続
線、２８……超伝導電気気短絡回路、３０……超
伝導シリンダ。
Claims (1)
- 【特許請求の範囲】 １ 内部の測定空間３内に均一な磁界Ｈを生起す
る磁石アセンブリを具える核磁気共鳴装置におい
て、 磁石アセンブリは、測定空間を囲繞して第１定
常磁界H1を生起する第１電磁コイル装置と、第
１電磁コイル装置の周りに同心に配設されて第２
定常磁界H2を生起する第２電磁コイル装置とを
具え、それら二つの磁界が、測定空間内に均一な
磁界Ｈを生起すると共に、少なくとも部分的に磁
石アセンブリの外側で互いに補償し、また、それ
らコイル装置の電磁コイルを電気的に直列に接続
したことを特徴とする核磁気共鳴装置。 ２ コイル装置の電流導体を超伝導材料で構成
し、それら導体を直列に連結して超伝導電流ルー
プを構成した特許請求の範囲第１項に記載の核磁
気共鳴装置。 ３ 第２電磁コイル装置が、半径方向及び／また
は軸線方向に配設された超伝導材料よりなる複数
のシリンダを具える特許請求の範囲第１項に記載
の核磁気共鳴装置。 ４ 第２電磁コイル装置の長さを第１電磁コイル
装置の長さより長くした特許請求の範囲第１〜３
項の何れか１項に記載の核磁気共鳴装置。 ５ 第２電磁コイル装置を超伝導材料で構成する
と共に、少なくとも一端に、超伝導材料よりなり
少なくとも第１電磁コイル装置の端まで半径方向
に延在する素子を設けた特許請求の範囲第１〜３
項の何れか１項に記載の核磁気共鳴装置。 ６ 第２電磁コイル装置を、第１電磁コイル装置
を構成する材料より比較的高い遷移温度を有し第
１電磁コイル装置の熱シールドとして作用する超
伝導材料で構成した特許請求の範囲第１〜５項の
何れか１項に記載の核磁気共鳴装置。 ７ 第１及び第２電磁コイル装置に超伝導材料を
使用し、第２電磁コイル装置を第１電磁コイル装
置の周りにできるだけ近接させて配設した特許請
求の範囲第１〜６項の何れか１項に記載の核磁気
共鳴装置。 ８ 第１及び第２電磁コイル装置に超伝導材料を
使用し、それら装置のコイルを共にヘリウムデユ
ーア容器内に収容した特許請求の範囲第１〜７項
の何れか１項に記載の核磁気共鳴装置。 ９ 均一な磁界Ｈを形成するよう、適合する断
面、配置そして巻回数の第１及び第２電磁コイル
装置のコイルを使用し、同等の永久電流が流れる
よう全てのコイルを超伝導とすると共に、超伝導
的に直列に接続した特許請求の範囲第１〜８項の
何れか１項に記載の核磁気共鳴装置。 １０ 磁石アセンブリは、磁界を更に均一にする
補助コイルを具える特許請求の範囲第１〜９項の
何れか１項に記載の核磁気共鳴装置。 １１ 磁石アセンブリに付加される電磁コイル装
置及びグラジエント・コイルの電流導体の形状
を、電磁コイル装置の磁界に起因する局所的な磁
界によるローレンツ力が最小となるようにした特
許請求の範囲第１〜１０項の何れか１項に記載の
核磁気共鳴装置。
Applications Claiming Priority (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| NL8303533A NL8303533A (nl) | 1983-10-14 | 1983-10-14 | Kernspinresonantie apparaat. |
| NL8303533 | 1983-10-14 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPS6098344A JPS6098344A (ja) | 1985-06-01 |
| JPH0353584B2 true JPH0353584B2 (ja) | 1991-08-15 |
Family
ID=19842557
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP59212786A Granted JPS6098344A (ja) | 1983-10-14 | 1984-10-12 | 核磁気共鳴装置 |
Country Status (7)
| Country | Link |
|---|---|
| EP (1) | EP0138270B1 (ja) |
| JP (1) | JPS6098344A (ja) |
| CA (1) | CA1253916A (ja) |
| DE (1) | DE3471526D1 (ja) |
| FI (1) | FI92256C (ja) |
| IL (1) | IL73233A (ja) |
| NL (1) | NL8303533A (ja) |
Families Citing this family (28)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US4587504A (en) * | 1983-11-11 | 1986-05-06 | Oxford Magnet Technology Limited | Magnet assembly for use in NMR apparatus |
| GB8330198D0 (en) * | 1983-11-11 | 1983-12-21 | Oxford Magnet Tech | Magnet assembly |
| USRE36782E (en) * | 1983-11-11 | 2000-07-18 | Oxford Medical Limited | Magnet assembly for use in NMR apparatus |
| JPS60217608A (ja) * | 1984-04-12 | 1985-10-31 | Fuji Electric Corp Res & Dev Ltd | 均一磁場コイル |
| AU579530B2 (en) * | 1984-07-06 | 1988-11-24 | Board Of Trustees Of The Leland Stanford Junior University | Magnetic structure for NMR applications and the like |
| GB2162641B (en) * | 1984-07-11 | 1989-05-17 | Magnex Scient Limited | Nuclear magnetic resonance |
| EP0365065B1 (en) * | 1985-09-20 | 2003-03-12 | Btg International Limited | Magnetic field screens |
| GB8615854D0 (en) * | 1986-06-28 | 1986-08-06 | Turner R | Magnetic field coils |
| DE3628161A1 (de) * | 1986-08-20 | 1988-02-25 | Spectrospin Ag | Vorrichtung zum kompensieren von zeitvarianten feldstoerungen in magnetfeldern |
| JPS6350003A (ja) * | 1986-08-20 | 1988-03-02 | Toshiba Corp | 磁気共鳴イメ−ジング装置用磁石装置 |
| JPS64715A (en) * | 1987-06-23 | 1989-01-05 | Mitsubishi Electric Corp | Superconducting electromagnet device |
| JPS6458247A (en) * | 1987-08-29 | 1989-03-06 | Fuji Electric Co Ltd | Uniform magnetic field coil |
| DE3730148A1 (de) * | 1987-09-09 | 1989-03-30 | Bruker Medizintech | Verfahren zum erzeugen von spin-echo-impulsfolgen mit einem kernspin-tomographen und zur durchfuehrung des verfahrens ausgebildeter kernspin-tomograph |
| JP2643384B2 (ja) * | 1988-02-03 | 1997-08-20 | 富士電機株式会社 | 超電導マグネット |
| NL8801162A (nl) * | 1988-05-04 | 1989-12-01 | Philips Nv | Supergeleidend magneetstelsel met supergeleidende cylinders. |
| US5136273A (en) * | 1988-10-17 | 1992-08-04 | Kabushiki Kaisha Toshiba | Magnet apparatus for use in a magnetic resonance imaging system |
| DE3900725A1 (de) * | 1989-01-12 | 1990-07-19 | Bruker Analytische Messtechnik | Supraleitende magnetanordnung |
| 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 |
| JP2726499B2 (ja) * | 1989-07-06 | 1998-03-11 | 古河電気工業株式会社 | 超電導利用機器 |
| NL9002621A (nl) * | 1990-11-30 | 1992-06-16 | Koninkl Philips Electronics Nv | Magnetisch resonantie apparaat met afschermende magneet. |
| EP0535735A1 (en) * | 1991-10-03 | 1993-04-07 | Koninklijke Philips Electronics N.V. | Magnetic resonance apparatus comprising a shielded magnet |
| JPH0669027A (ja) * | 1991-10-24 | 1994-03-11 | Hitachi Ltd | 磁場発生装置 |
| 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 |
| US5426366A (en) * | 1992-12-11 | 1995-06-20 | U.S. Philips Corporation | Magnetic resonance apparatus comprising a superconducting magnet |
| DE10041677C2 (de) * | 2000-08-24 | 2002-07-11 | Bruker Ag Faellanden | Zusätzliche Strompfade zur Optimierung des Störverhaltens einer supraleitenden Magnetanordnung und Verfahren zu deren Dimensionierung |
| DE10060284C2 (de) * | 2000-12-05 | 2003-07-17 | Bruker Biospin Ag Faellanden | Magnetanordnung mit einem aktiv abgeschirmten supraleitenden Magnetspulensytem und einem zusätzlichen Strompfad zur Streufeldunterdrückung im Quenchfall |
Family Cites Families (5)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US3495162A (en) * | 1967-05-19 | 1970-02-10 | Varian Associates | Pulsed gyromagnetic resonance spectrometer employing an internal control sample and automatic homogeneity control |
| GB1285694A (en) * | 1968-09-10 | 1972-08-16 | Perkin Elmer Ltd | Flux stabilized magnets |
| US3564398A (en) * | 1969-07-18 | 1971-02-16 | Varian Associates | Magnetic field homogenizing coil sets having spatial independence and spectrometer means using same |
| JPS5290293A (en) * | 1976-01-22 | 1977-07-29 | Fuji Electric Co Ltd | Super conduction energy storing unit |
| DE2951018A1 (de) * | 1979-12-19 | 1982-02-11 | Wilfried H. Dr. 5483 Bad Neuenahr Bergmann | Verfahren und vorrichtung zur verbesserung der empfindlichkeit und des signal-rausch-verhaeltnisses von spin-echo-messungen an proben, die bei ihrer eigentemperatur vermessen werden muessen und die elektrische leitfaehigkeit besitzen |
-
1983
- 1983-10-14 NL NL8303533A patent/NL8303533A/nl not_active Application Discontinuation
-
1984
- 1984-10-05 EP EP84201432A patent/EP0138270B1/en not_active Expired
- 1984-10-05 DE DE8484201432T patent/DE3471526D1/de not_active Expired
- 1984-10-11 CA CA000465184A patent/CA1253916A/en not_active Expired
- 1984-10-11 FI FI844001A patent/FI92256C/fi not_active IP Right Cessation
- 1984-10-12 JP JP59212786A patent/JPS6098344A/ja active Granted
- 1984-10-14 IL IL73233A patent/IL73233A/xx not_active IP Right Cessation
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| EP0138270A3 (en) | 1985-06-12 |
| FI844001A0 (fi) | 1984-10-11 |
| IL73233A0 (en) | 1985-01-31 |
| NL8303533A (nl) | 1985-05-01 |
| EP0138270A2 (en) | 1985-04-24 |
| DE3471526D1 (en) | 1988-06-30 |
| FI92256B (fi) | 1994-06-30 |
| EP0138270B1 (en) | 1988-05-25 |
| FI92256C (fi) | 1994-10-10 |
| JPS6098344A (ja) | 1985-06-01 |
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| IL73233A (en) | 1988-11-30 |
| CA1253916A (en) | 1989-05-09 |
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| EXPY | Cancellation because of completion of term |