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메인 자석 및 B 0 필드 MRI 시스템의 주 자석은 MRI에 필요한 강력하고 균일하며 안정적인 B 0 필드를 제공합니다. 영구 자석 또는 저항성 전자석 (전류를 전달하는 저항 와이어로 만든)은 일반적으로 B 0 ≤ 0.4T 인 전신 MRI 스캐너에 사용되는 반면, 초전도 자석 (대전류를 전달하는 초전도 와이어로 만든)은 더 높은 전계 강도에서 필요합니다. 29 , 30 전 세계적으로 설치된 MR 시스템의 75 % 이상이 우수한 B 0 강도, 균일 성, 안정성 및 낮은 수명주기 비용으로 인해 초전도 시스템입니다. B 0이 있는 원통형 자석 30 개축 방향으로 정렬된 것이 가장 일반적이며 95 % 이상의 초전도 MR 시스템을 차지합니다. 30 환자의 머리-발 방향에 수직 인 B 0 방향의 개방 / 양면 자석 29 , 30 은 중재 절차와 같은 특정 응용 분야에 유용하며 B 0 강도는 제한적이지만 (일반적으로 1.2T 미만) 환자의 편안함을 향상합니다. 내재된 물리학 및 공학적 제약에 MRI 자석 설계는 원하는 이미징 볼륨에서 타깃 B 0 균질성, 표 유장 최소화, 낮은 자석 비용 (예 : 초전도 와이어 길이 최소화), 낮은 운영 비용 (예 : 낮은 헬륨)을 포함하여 여러 요구 사항과 제약을 고려해야 하는 복잡한 프로세스입니다. 및 전력 소비), 경량, 소형화, 접근성 및 설치 / 유지 보수 요구 사항. 30 EM 모델링은 자석 설계 및 최적화에 중요한 역할을 합니다. 3.A.1. 자석 설계 및 최적화 초전도 자석은 지정된 이미징 볼륨에서 목표 B 0 필드를 제공하기 위해 다양한 크기의 정밀하게 감기고 배치된 초전도 와이어 번들로 구성됩니다. 31 EM 모델링은 필요한 권선 구성을 계산하는 데 필수적인 도구입니다. (에 맞춰 성분 자기장의 축 성분 B 0 원형 루프 전류에 의해 생성된 필드) I를 수득할 수 있다. 여기서, 는 urn : x-wiley : 00942405 : media : mp12103 : mp12103-math-0018 자유 공간의 투자율, urn : x-wiley : 00942405 : media : mp12103 : mp12103-math-0019 그리고 urn : x-wiley : 00942405 : media : mp12103 : mp12103-math-0020 필드 관찰 소스 점의 공간적 위치는 각각 (도. 있는 3 ) 및 urn : x-wiley : 00942405 : media : mp12103 : mp12103-math-0021르장 드르 함수가 관련된다. 동축에 위치한 M 개의 전류 루프에 의해 생성된 총 필드는 자석의 전체 크기와 전류 루프의 수를 고려할 때 루프의 최적 크기, 위치 및 전류는 Monte Carlo, 32 시뮬레이션 어닐링, 33 및 유전 알고리즘과 같은 다양한 최적화 방법을 통해 얻을 수 있습니다. 34 그림 4는 도체의 양, 이미징 볼륨의 필드 비균질성 및 자석 외부의 표유 필드를 최소화하는 차폐 자석을 설계하기 위해 Monte Carlo 최적화를 적용하는 방법을 보여줍니다. 먼저 원하는 B 0 필드와 초기 조건 (예 : 전류 루프 수, 허용 가능한 위치 범위 및 최대 반복 횟수 등)이 정의됩니다. 무작위로 선택된 루프 위치 모음 urn : x-wiley : 00942405 : media : mp12103 : mp12103-math-0025식에서. 8에서 루프에 의해 전달되는 전류가 해결되어 0 차 항이 원하는 B 0과 동일합니다. 강도와 다음 몇 개의 고차 항은 무효화됩니다. 성능 매개 변수 (도체의 총량, 이미징 볼륨 내부의 비균질성 및 자석 외부의 표유 필드)가 계산됩니다. 프로세스가 반복되고 각 반복에 대해 성능 매개 변수가 이전 반복과 비교됩니다. 자석 구성은 성능 매개 변수가 개선된 경우에만 저장됩니다 (감소된 값 표시). 성능 매개 변수의 개선은 결국 최적 설계에 도달하고 최적화 프로세스가 종료됨에 따라 정점에 도달합니다. 표 유장을 억제하기 위해 오늘날의 MR 스캐너는 일반적으로 능동 차폐를 사용합니다. 32 , 35 및 모든 전류 루프 (자석 및 차폐)의 최적 구성이 함께 해결됩니다. 자석 설계 최적화는 변형 접근법으로도 달성할 수 있습니다. 36 , 37 또 다른 유형의 방법은 필요한 자기장을 생성할 수 있는 원통형 표면의 연속 전류 밀도를 해결 한 다음 설루션을 개별 와이어 번들로 이산화 합니다. MRI 자석 근처의 높은 수준의 표 유장은 전자 장비를 방해합니다. 32 특히 5 가우스 (5 × 10-4 Tesla)를 초과하는 자기장 은 활성 이식 의료 기기 (예 : 심박 조율기)의 작동을 방해할 수 있습니다. 25 표유 필드는 적절한 차폐로 억제해야 합니다. 그래야 필드가 통제된 액세스 영역 외부에서 5 가우스 미만입니다. 40 앞서 언급 한 능동 차폐 외에도 수동 차폐는 자석 스위트의 벽이나 베어 자석 주변에 강자성 시트를 도입합니다. 32 마그넷 보어 내부와 실드 외부의 자기장은 분석적으로 계산할 수 있으며 실드 구성 (예 : 재료의 길이, 직경, 두께 및 투과성)의 함수로 실드의 효과를 얻을 수 있습니다. 41 어떤 경우에는 자기장을 계산하기 위해 수치 적 방법이 필요합니다. 한 가지 예는 통합 의료용 선형 가속기 용으로 설계된 이중 평면 개방 자석입니다. 42 전체 자석 구조를 많은 수의 사면체 요소로 분할하는 유한 요소법은 초전도 와이어 외에 비 원통형 강자성 요크 구조를 포함하는 자석의 자기장을 계산하는 데 사용됩니다. 42 자기장은 자석의 성능을 평가하기 위해 최적화 프로세스의 각 반복이 끝날 때 계산됩니다. 3.A.2. B 0 시밍 여러 가지 이유로 (예 : 제조 결함) B 0 필드 동질성은 이론적 설계 예측을 달성하지 못합니다. B 0 비균질성은 또한 다른 조직 또는 조직과 공기 간의 자기 감수성 차이로 인해 발생합니다. 따라서 B 0 시밍은 패시브 시밍 43 (강자성 재료 사용) 또는 액티브 시밍 44 (전류 전달 와이어 사용)에 의해 설계 사양에 대한 필드 균질성을 복원하는 데 필요합니다. 철근에 의해 생성된 자기장은 구면 고조파 확장으로 계산 및 분석되어 B 0을 감소시키는 패시브 시밍의 최적 구성을 결정합니다. 약 100 배의 불균일성. 43 특정 필드 프로파일을 생성하기 위해 전류 소스를 결정해야 하는 능동 시밍의 설계 및 최적화는 종종 자석 및 경사 코일 설계와 유사한 방법을 사용합니다. 예를 들어, 전류 요소 (예 : 루프 또는 호)에 의해 생성된 자기장은 구형 고조파로 확장될 수 있으며, 여러 요소의 전략적 배열은 원하는 구형 고조파 항만 생성하는 동시에 다른 요소는 억제하도록 결정할 수 있습니다.. 44 - 46 다르게는, 타깃 필드 법 47 연속 전류 밀도 (일반적으로 원통형 표면)에 의해 생성된 자기장을 푸리에-베셀 시리즈의 관점에서 기록하고 "대상 필드"가 관심 영역에 지정된 경우 역 푸리에 변환으로 전류를 해결합니다. 변형은 다양한 심 코일을 설계하는 데 사용되었습니다. 48 - 54 또한, 필드 계산 이해 및 예측하는 데 사용된 B 0 감수성의 차이로 인한 불균일, 55 - 62 상기 특정 주제의 개발 활용할 수 B 0 shimming, 63 , 64 특정 이미지 아티팩트의 보정을 65 ,66 및 MR 서열의 개발. 3.A.3. 강한 B 0 장 과 관련된 생물학적 효과 같은 현기증, 메스꺼움, 금속성 맛 등의 감각은 MR 시험, 받은 환자에서 보고 된 69 현기증 자석 구멍에 배웠어 MR 노동자에 의해보고 된 급성을. (70 개) 이 생물학적 효과가 높은 B 더 중요할 수 있습니다 0. 69 강한 B 0 자기장 에서의 움직임 (걷기, 구부리기 또는 환자용 소파의 자석 구멍으로 이동 등) 은 인체에 전기장과 와전류를 유도하여 원치 않는 생물학적 효과를 유발할 수 있습니다. 한 이론적 모델은 전정 반응이 큐 풀라에 추가 압력을 유도하는 로렌츠 힘에 의해 설명될 수 있다고 제안했습니다. 71EM 모델링은 또한 72 주위를 이동하거나 자석 쪽으로 기울어진 경우 직업 근로자를 나타내는 인간 모델에서 상세한 전기장 및 와전류 분포를 계산하는 데 사용되었습니다. 73 결과는 규제 기관에서 권장하는 수준을 초과하는 전기장 또는 와전류 밀도를 유도할 수 있음을 나타냅니다.