JP2570044B2 - Ｍｒｉ用超電導マグネットアセンブリ及びｍｒｉ診断装置 - Google Patents

Ｍｒｉ用超電導マグネットアセンブリ及びｍｒｉ診断装置

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JP2570044B2
JP2570044B2 JP4001318A JP131892A JP2570044B2 JP 2570044 B2 JP2570044 B2 JP 2570044B2 JP 4001318 A JP4001318 A JP 4001318A JP 131892 A JP131892 A JP 131892A JP 2570044 B2 JP2570044 B2 JP 2570044B2
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Description

【発明の詳細な説明】
【０００１】
【産業上の利用分野】本発明は、均一磁場の発生に好適
なＭＲＩ用超電導マグネットアセンブリ及びＭＲＩ用診
断装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】従来のＭＲＩ用超電導マグネットの例と
しては、米国特許第4,876,510 号『Apparatus for Nucl
ear Spin Tomography Having Superconducting BaseFie
ld Coils and a Radiation Shield』に記載の、平均巻
半径がほぼ等しい６個の小超電導コイルを、マグネット
の中央面と対称かつマグネットの中心軸に沿って同軸に
配置するものが知られている。
【０００３】
【発明が解決しようとする課題】本発明の目的は、上記
超電導マグネットの中央部磁場に含まれる不整磁場の内
で、２次から１２次、２次から１４次ないし２次から１
６次の不整磁場がない、磁場均一度が従来以上に良好な
ＭＲＩ用超電導マグネットアセンブリ及びＭＲＩ用診断
装置を提供することにある。
【０００４】上記超電導コイルの構成において、各小超
電導コイルの位置と起磁力を調節すると、マグネット中
央のほぼ球形の領域において２次から１０次の不整磁場
がない、良好な均一磁場を発生することができる。しか
し、核磁気共鳴イメージングの分野では、さらに高品質
の断層画像を得るために、より高均一磁場が求められて
いる。
【０００５】
【課題を解決するための手段】中心軸に関して軸対称な
構造の超電導コイルを有するＭＲＩ用超電導マグネット
において、超電導コイルを、マグネットの中央面に関し
て対称かつ中心軸に沿って同軸に配置した７個，８個な
いし９個の小超電導コイルから構成することにより達成
される。
【０００６】次に、上記を実現する不整磁場の低減方法
について説明する。
【０００７】不整磁場は、超電導コイルと磁気シールド
体による不整磁場の和である。磁気シールド体として
は、鉄板，コイル等がある。磁気シールド体は一体型で
も、複数に分割した型でもよく、個数，形状にこだわら
ない。２次から１２次の不整磁場をゼロにするために
は、超電導コイルによる不整磁場が、磁気シールドによ
る不整磁場と絶対値が等しく、逆向きになるように、各
小超電導コイルの相対位置と起磁力配分を最適化すれば
よい。このように小超電導コイルによる磁場を決めるこ
とにより、両者が打ち消し合って２次から１２次の不整
磁場がなくなる。以上で述べた最適な小超電導コイルの
相対位置と起磁力配分は、磁気シールドによる磁場の精
密計算とコイル配置の最適化機能を有する計算機プログ
ラムを用いて求めることができる。
【０００８】
【作用】超電導コイルを構成する小超電導コイルの数が
７個の場合、マグネット中央に位置する小超電導コイル
の起磁力をａｔ1 、軸方向外側に向かって第１，第２，
第３の小超電導コイルの平均巻半径、中央面からの平均
距離及び起磁力を、それぞれｒ2 ，ｚ2 及びａｔ2 ，ｒ
3 ，ｚ3 及びａｔ3 ，ｒ4 ，ｚ4 及びａｔ4 とする。各
小超電導コイルの平均巻半径はほぼ等しいので、このマ
グネットにおいて、大きさを独立に調節可能な無次元の
パラメタとしては、小超電導コイルの相対位置を表すｚ
2／ｒ2，ｚ3／ｒ3及びｚ4／ｒ4、小超電導コイルの起磁
力配分を表すａｔ2／ａｔ1，ａｔ3／ａｔ1及びａｔ4／
ａｔ1の６種類を選ぶことができる。このことから、こ
の超電導マグネットの自由度は６と見なすことができ
る。
【０００９】なお、本特許では、マグネット中央部にお
ける磁場均一度と各小超電導コイルの相対位置に注目し
ているので、無次元化した量を用いた。
【００１０】一方、超電導マグネットの中心軸をｚ軸、
ｒ及びθをマグネット中央を原点とする極座標、Ｐn（c
osθ）をｎ次のルジャンドル関数とすると、マグネット
中央部付近におけるｚ方向磁場は、
【００１１】
【数１】
【００１２】の形に展開して表すことができる。ここ
に、ｄ0 は均一磁場、ｄ2 ，ｄ4 ，ｄ6 ，…は磁場均一
度を悪化させる不整磁場の強度である。
【００１３】上の式は、直交関数による展開式である。
したがって、各項の磁場はそれぞれ独立であり、互いに
従属することはない。このことから、上の６つの独立パ
ラメタを調節することにより、自由度の数だけ、上の展
開項の強度を概ね任意の値に設定することが可能であ
る。
【００１４】本特許は、上記の原理に従って６つの独立
パラメタを調節することにより、不整磁場の最初の６項
の係数（ｄ2 ，ｄ4 ，ｄ6 ，ｄ8 ，ｄ10，ｄ12）をゼロ
にするものである。これにより、２次から１２次の不整
磁場がなくなるので、従来以上に良好な均一磁場を得る
ことができる。
【００１５】超電導コイルを８個ないし９個の小超電導
コイルで構成した超電導マグネットの場合については、
これらのマグネットの自由度は７ないし８と見なすこと
ができるので、上と同様の理由から、各小超電導コイル
の相対位置と起磁力配分を適切な値にすることにより、
２次から１４次ないし２次から１６次までの不整磁場を
ゼロにすることができる。これにより、更に良好な均一
磁場を得ることができる。
【００１６】
【実施例】以下、本発明の一実施例を図１ないし３によ
り説明する。
【００１７】図１は、本発明の実施例によるＭＲＩ用超
電導マグネットの断面図。
【００１８】非磁性材の巻枠６には、小超電導コイル１
と、３種類の小超電導コイル２，２′，３，３′及び
４，４′が巻付けてある。これら７個の小超電導コイル
は、概ね等しい平均巻半径を有し、マグネットの中央面
（ｚ＝０）に関して対称に配置してある。また、各小超
電導コイルの中心軸は、ｚ軸と一致している。
【００１９】図２は、本発明の実施例によるＭＲＩ用超
電導マグネットの回路図であり、電源９、永久電流スイ
ッチ１０、保護抵抗１１、小超電導コイル１、２，
２′，３，３′及び４，４′、磁気シールド体８から構
成されている。上記７個の小超電導コイルは図２に示す
ように、電気的に直列接続してあり、電流の向きはいず
れの小超電導コイルにおいても同じであり、小超電導コ
イルが作る磁束（矢印）が磁気シールドの中を通過し、
閉回路を形成している様子を表わしている。以上で説明
した巻枠６及び超電導コイルは、クライオスタット７に
収納され、クライオスタット７の外側には鉄製の磁気シ
ールド体８が取付けてある。
【００２０】上記小超電導コイルの相対位置及び起磁力
配分を適当な値に選ぶことにより、マグネット中央部に
おいて、２次から１２次までの不整磁場がない、良好な
均一磁場を発生することができる。例えば、マグネット
中央部の均一磁場が１.５Ｔ、小超電導コイルの電流密
度が２００Ａ／mm2 、磁気シールド体８内の最大磁束密
度が約１.５Ｔ 、すべての小超電導コイルの平均巻半径
が等しい場合のマグネットを対象に計算機シミュレーシ
ョンを実施すると、２次から１２次までの不整磁場がゼ
ロになるパラメタの値として、 ｚ2／ｒ2＝０.２８３、 ｚ3／ｒ3＝０.６３７、 ｚ4／ｒ4＝１.２８８ 並びに、 ａｔ2／ａｔ1＝１.１０８、 ａｔ3／ａｔ1＝１.５８６、 ａｔ4／ａｔ1＝４.２１６ が得られる。ここに、上式の記号は作用で用いた記号と
同じ意味を持つ。
【００２１】図３に上記超電導マグネットの断面におけ
る磁場均一度の計算結果を示す。この図は、磁場均一度
が±５ppm の等高線を示したものである。超電導コイル
の内半径の５０％程度が均一磁場領域になり、従来の６
個の小超電導コイルよりなる超電導マグネットと比較し
て、約１０％程度均一磁場領域の大きさが増大する。ま
た、等高線は全部で２８箇所の凹凸を有することから、
１４次の不整磁場が主成分であり、２次から１２次まで
の不整磁場がほぼゼロになっていることが分かる。
【００２２】上記の計算例では、７個ある小超電導コイ
ルの平均巻半径をすべて等しくした。しかし、平均巻半
径が多少異なるコイル配置を採用してもかまわない。各
小超電導コイルの平均巻半径をコイルの厚さ程度、個別
にずらした場合について、上記パラメタの範囲を計算機
シミュレーションにより調べると、概ね ０.２７≦ｚ2／ｒ2≦０.３１、 ０.６０≦ｚ3／ｒ3≦０.６９、 １.２１≦ｚ4／ｒ4≦１.４３ 並びに、 １.０４≦ａｔ2／ａｔ1≦１.１６、 １.４８≦ａｔ3／ａｔ1≦１.６８、 ３.９５≦ａｔ4／ａｔ1≦４.６５ となり、良好な磁場均一度を維持することができる。
【００２３】以上で説明したように、本実施例によれ
ば、２次から１２次までの不整磁場がなくなるので、従
来に比べて１０％程度広い範囲に高均一磁場が得られる
効果がある。
【００２４】なお、磁気シールド体８がない超電導マグ
ネットの場合についても上記７個の小超電導コイルの相
対位置と起磁力配分を調整することにより、２次から１
２次までの不整磁場がなくなり、上と同様の効果を得る
ことができる。この場合の各小超電導コイルの相対位置
及び起磁力配分は、上記実施例の磁気シールド体８付き
超電導マグネットと比較して、各パラメタの値が数％程
度異なるだけで、上で述べたパラメタの範囲に入ってい
る。
【００２５】図４に本発明の他の実施例を示す。本実施
例では、超電導コイルは、４種類の小超電導コイル１，
１′，２，２′，３，３′及び４，４′より構成する。
これら８個の小超電導コイルは、第１の実施例と同様
に、概ね等しい平均巻半径を有し、マグネットの中央面
（ｚ＝０）に関して対称に配置してある。また、各小超
電導コイルの中心軸は、ｚ軸と一致している。上記８個
の小超電導コイルは第２図と同様に電気的に直列接続し
てあり、電流の向きはいずれの小超電導コイルにおいて
も同じである。
【００２６】小超電導コイルの相対位置及び起磁力配分
を上と同様の計算機シミュレーションにより求めると、 ０.１１≦ｚ1／ｒ1≦０.１３、 ０.３６≦ｚ2／ｒ2≦０.４１、 ０.６７≦ｚ3／ｒ3≦０.７９、 １.２６≦ｚ4／ｒ4≦１.５５ 並びに、 １.１１≦ａｔ2／ａｔ1≦１.２４、 １.６２≦ａｔ3／ａｔ1≦１.８４、 ４.４３≦ａｔ4／ａｔ1≦５.２０ のパラメタの範囲となり、中央部磁場に含まれる２次か
ら１４次までの不整磁場をなくすることができる。
【００２７】本実施例において、図３と同様に、超電導
マグネットの断面において磁場均一度をプロットする
と、磁場均一度が±５ppm 以上の均一磁場領域は、従来
の６個の小超電導コイルよりなる超電導マグネットと比
較して、約２０％程度、領域の大きさが増大する。ま
た、等高線は全部で３２箇所の凹凸を有し、１６次の磁
場が不整磁場になる。
【００２８】更に、本実施例により、超電導コイル及び
磁気シールド体８が作る磁場の関係を、計算値を用いて
詳しく説明する。
【００２９】図４において、例えば、磁気シールド内周
面の半径及び軸方向長さがそれぞれ８００mm，２１００
mm、磁気シールドの厚さが至る所１５０mm、各小超電導
コイルの平均巻半径が４２０mm、中心磁場の強度が１.
５Ｔ とする。この条件のもとで、コイル配置の最適化
計算を実施し、超電導コイル及び磁気シールドが作る磁
場の展開関数ｄn を、各次数毎に比較する。先ず、０
次、即ち、均一磁場の成分ｄ0 については、１.４０７
及び０.０９３Ｔとなり、合計が１.５Ｔ になる。２次
の項については、超電導コイル及び磁気シールド体が作
る磁場の展開係数ｄ2 は、それぞれ、−０.０４３及び
＋０.０４３Ｔ／ｍ2 となり、２次の不整磁場がなくな
る。以下、４次から１４次まで同様のことが成り立つ。
【００３０】以上で説明したように、本実施例の最適コ
イル配置においては、数値計算上、２次から１４次まで
の不整磁場をほぼ完全に取り除くことができる。上記の
超電導コイル及び磁気シールド８が作る磁場の関係は、
第１の実施例及び次に述べる第３の実施例についても言
える。
【００３１】本実施例によれば、２次から１４次までの
不整磁場がなくなるので、従来に比べて２０％程度広い
範囲に高均一磁場が得られる効果がある。
【００３２】図５に本発明の他の実施例を示す。本実施
例では、超電導コイルは、小超電導コイル１と、４種類
の小超電導コイル２，２′，３，３′，４，４′及び
５，５′より構成する。これら９個の小超電導コイル
は、第１の実施例と同様に、概ね等しい平均巻半径を有
し、マグネットの中央面（ｚ＝０）に関して対称に配置
してある。また、各小超電導コイルの中心軸は、ｚ軸と
一致している。上記９個の小超電導コイルは第２図と同
様に電気的に直列接続してあり、電流の向きはいずれの
小超電導コイルにおいても同じである。
【００３３】小超電導コイルの相対位置及び起磁力配分
を上と同様の計算機シミュレーションにより求めると、 ０.２０≦ｚ2／ｒ2≦０.２４、 ０.４４≦ｚ3／ｒ3≦０.５０、 ０.７４≦ｚ4／ｒ4≦０.８８、 １.３２≦ｚ5／ｒ5≦１.６３ 並びに、 １.００≦ａｔ2／ａｔ1≦１.１２、 １.２１≦ａｔ3／ａｔ1≦１.３８、 １.８０≦ａｔ4／ａｔ1≦２.１２、 ４.９６≦ａｔ5／ａｔ1≦６.０７ のパラメタの範囲となり、中央部磁場に含まれる２次か
ら１６次までの不整磁場をなくすることができる。
【００３４】本実施例において、図３と同様に、超電導
マグネットの断面において磁場均一度をプロットする
と、磁場均一度が±５ppm 以上の均一磁場領域は、従来
の６個の小超電導コイルよりなる超電導マグネットと比
較して、約３０％程度、領域の大きさが増大する。ま
た、等高線は全部で３６箇所の凹凸を有し、１８次の磁
場が不整磁場になる。
【００３５】本実施例によれば、２次から１６次までの
不整磁場がなくなるので、従来に比べて３０％程度広い
範囲に高均一磁場が得られる効果がある。
【００３６】なお、以上で述べた本発明の実施例では、
磁気シールド体８の断面構成は、コの字型の比較的単純
な形状であるが、より複雑な形状であっても構わない。
【００３７】図５は、本発明のＭＲＩ診断装置の構成図
である。
【００３８】被検体すなわち患者２１はベツト２２の上
に載置される。この患者２１を取り囲んで核磁気共鳴信
号検出用の無線周波（ＲＦ）コイル２３、傾斜磁界発生
用のグラジェントコイル２５が配置されている。これら
すべてのコイル系は、大型の超電導マグネット２６の常
温ボア２７内部に収納されている。この超電導マグネッ
ト２６は、励磁電源２８により電源リード２９を介して
励磁及び消磁される。グラジェントコイル２５は磁界傾
斜を与えるコイルより構成され、励磁電源３１に接続さ
れている。この励磁電源１１は中央制御装置３４に接続
されている。
【００３９】ＲＦコイル２３は送信コイルと受信コイル
により構成され、それぞれＲＦ送信装置３５，ＲＦ受信
装置３６に接続され、これらは更に中央制御装置３４に
接続されている。中央制御装置３４は表示・操作盤３７
に接続されている。
【００４０】本発明のＭＲＩ診断装置により、磁場均一
度が±５ppm 以上の均一磁場領域は、従来の６個の小超
電導コイルよりなる超電導マグネットアセンブリを用い
た場合と比較して、約１０ないし３０％程度、磁場均一
領域の大きさを増大できた。
【００４１】
【発明の効果】本発明によれば、従来ＭＲＩ用超電導マ
グネットに比べて、より広い範囲に均一磁場を発生する
ことができるので、超電導マグネットのコンパクトかつ
低コスト化が図れる。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明の一実施例におけるＭＲＩ用超電導マグ
ネットの断面図。
【図２】本発明の一実施例におけるＭＲＩ用超電導マグ
ネットの回路図。
【図３】ＭＲＩ用超電導マグネットの断面における磁場
均一度の等高線図。
【図４】本発明の他の実施例におけるＭＲＩ用超電導マ
グネットの断面図。
【図５】本発明の他の実施例におけるＭＲＩ用超電導マ
グネットの断面図。
【図６】本発明のＭＲＩ診断装置の構成図。
【符号の説明】
１，１′，２，２′，３，３′，４，４′，５，５′…
小超電導コイル、６…非磁性巻枠、７…クライオスタッ
ト、８…磁気シールド体、９…電源、１０…永久電流ス
イッチ、１１…保護抵抗、２１…患者、２２…台、２３
…ＲＦコイル、２５…グラジェントコイル、２６…超電
導マグネット、２７…常温ボア、２８…励磁電源、２９
…電源リード、３４…中央制御装置、３５…ＲＦ送信装
置、３６…ＲＦ発信装置、３７…表示・操作盤。

Claims (8)

    (57)【特許請求の範囲】
  1. 【請求項１】中心軸に関して軸対称かつ該中心軸に沿っ
    て同軸に配設した小超電導コイルと、 該小超電導コイルを巻き付けてなる非磁性の巻枠と、 該巻枠及び該小超電導コイルを収納するクライオスタッ
    トと、 該クライオスタットの外側に取り付けた磁気シールド体
    から構成されるＭＲＩ用超電導マグネットアセンブリに
    おいて、該小超電導コイルのコイル巻数を外側ほど大き
    くなるように、該小超電導コイルを７ないし９個設置し
    たことを特徴とするＭＲＩ用超電導マグネットアセンブ
    リ。
  2. 【請求項２】請求項１記載のＭＲＩ用超電導マグネット
    において、小超電導コイル７個の場合、該マグネット中
    央に位置する小超電導コイルの起磁力をａｔ1 、軸方向
    外側に向かって第１，第２，第３の小超電導コイルの平
    均巻半径、該中央面からの平均距離及び起磁力を、それ
    ぞれｒ2 ，ｚ2 及びａｔ2 ，ｒ3 ，ｚ3 及びａｔ3 ，ｒ
    4 ，ｚ4 及びａｔ4 としたとき、 ０.２７≦ｚ2／ｒ2≦０.３１、 ０.６０≦ｚ3／ｒ3≦０.６９、 １.２１≦ｚ4／ｒ4≦１.４３ 並びに、 １.０４≦ａｔ2／ａｔ1≦１.１６、 １.４８≦ａｔ3／ａｔ1≦１.６８、 ３.９５≦ａｔ4／ａｔ1≦４.６５ となるように各小超電導コイルの位置及び起磁力を設定
    したことを特徴とするＭＲＩ用超電導マグネットアセン
    ブリ。
  3. 【請求項３】請求項１記載のＭＲＩ用超電導マグネット
    において、小超電導コイル８個の場合、該マグネット中
    央面から軸方向外側に向かって第１，第２，第３，第４
    の小超電導コイルの平均巻半径、該中央面からの平均距
    離及び起磁力を、それぞれｒ1 ，ｚ1 及びａｔ1 ，
    ｒ2 ，ｚ2 及びａｔ2 ，ｒ3 ，ｚ3 及びａｔ3 ，ｒ4 ，
    ｚ4 及びａｔ4 としたとき、 ０.１１≦ｚ1／ｒ1≦０.１３、 ０.３６≦ｚ2／ｒ2≦０.４１、 ０.６７≦ｚ3／ｒ3≦０.７９、 １.２６≦ｚ4／ｒ4≦１.５５ 並びに、 １.１１≦ａｔ2／ａｔ1≦１.２４、 １.６２≦ａｔ3／ａｔ1≦１.８４、 ４.４３≦ａｔ4／ａｔ1≦５.２０ となるように各小超電導コイルの位置及び起磁力を設定
    したことを特徴とするＭＲＩ用超電導マグネットアセン
    ブリ。
  4. 【請求項４】請求項１記載のＭＲＩ用超電導マグネット
    において、小超電導コイル９個の場合、該マグネット中
    央に位置する小超電導コイルの起磁力をａｔ1 、軸方向
    外側に向かって第１，第２，第３，第４の小超電導コイ
    ルの平均巻半径、該中央面からの平均距離及び起磁力
    を、それぞれｒ2，ｚ2及びａｔ2 ，ｒ3 ，ｚ3 及びａｔ
    3 ，ｒ4 ，ｚ4 及びａｔ4 ，ｒ5 ，ｚ5 及びａｔ5 とし
    たとき、 ０.２０≦ｚ2／ｒ2≦０.２４、 ０.４４≦ｚ3／ｒ3≦０.５０、 ０.７４≦ｚ4／ｒ4≦０.８８、 １.３２≦ｚ5／ｒ5≦１.６３ 並びに、 １.００≦ａｔ2／ａｔ1≦１.１２、 １.２１≦ａｔ3／ａｔ1≦１.３８、 １.８０≦ａｔ4／ａｔ1≦２.１２、 ４.９６≦ａｔ5／ａｔ1≦６.０７ となるように各小超電導コイルの位置及び起磁力を設定
    したことを特徴とするＭＲＩ用超電導マグネットアセン
    ブリ。
  5. 【請求項５】被検体を載置する台と、 該被検体を取り囲む核磁気共鳴信号検出用無線周波（Ｒ
    Ｆ）コイルと、 該ＲＦコイルの外周に設置する傾斜磁場発生用グラジェ
    ントコイルと、 該グラジェントコイルの外周に設置する超電導マグネッ
    トと、 該超電導マグネット、該シムコイル、該グラジェントコ
    イルを駆動する電源と、 該電源を制御する制御装置から構成するＭＲＩ診断装置
    において、該超電導マグネットを構成する小超電導コイ
    ルのコイル巻数を外側ほど大きくなるように、７ないし
    ９個設置したことを特徴とするＭＲＩ診断装置。
  6. 【請求項６】請求項５記載のＭＲＩ診断装置において、
    小超電導コイル７個の場合、該マグネット中央に位置す
    る小超電導コイルの起磁力をａｔ1 、軸方向外側に向か
    って第１，第２，第３の小超電導コイルの平均巻半径、
    該中央面からの平均距離及び起磁力を、それぞれｒ2 ，
    ｚ2 及びａｔ2 ，ｒ3 ，ｚ3 及びａｔ3 ，ｒ4 ，ｚ4 及
    びａｔ4 としたとき、 ０.２７≦ｚ2／ｒ2≦０.３１、 ０.６０≦ｚ3／ｒ3≦０.６９、 １.２１≦ｚ4／ｒ4≦１.４３ 並びに、 １.０４≦ａｔ2／ａｔ1≦１.１６、 １.４８≦ａｔ3／ａｔ1≦１.６８、 ３.９５≦ａｔ4／ａｔ1≦４.６５ となるように各小超電導コイルの位置及び起磁力を設定
    したことを特徴とするＭＲＩ診断装置。
  7. 【請求項７】請求項５記載のＭＲＩ診断装置において、
    小超電導コイル８個の場合、該マグネット中央面から軸
    方向外側に向かって第１，第２，第３，第４の小超電導
    コイルの平均巻半径、該中央面からの平均距離及び起磁
    力を、それぞれｒ1 ，ｚ1 及びａｔ1 ，ｒ2 ，ｚ2 及び
    ａｔ2 ，ｒ3 ，ｚ3 及びａｔ3 ，ｒ4 ，ｚ4及びａｔ4と
    したとき、 ０.１１≦ｚ1／ｒ1≦０.１３、 ０.３６≦ｚ2／ｒ2≦０.４１、 ０.６７≦ｚ3／ｒ3≦０.７９、 １.２６≦ｚ4／ｒ4≦１.５５ 並びに、 １.１１≦ａｔ2／ａｔ1≦１.２４、 １.６２≦ａｔ3／ａｔ1≦１.８４、 ４.４３≦ａｔ4／ａｔ1≦５.２０ となるように各小超電導コイルの位置及び起磁力を設定
    したことを特徴とするＭＲＩ診断装置。
  8. 【請求項８】請求項５記載のＭＲＩ診断装置において、
    小超電導コイル９個の場合、該マグネット中央に位置す
    る小超電導コイルの起磁力をａｔ1 、軸方向外側に向か
    って第１，第２，第３，第４の小超電導コイルの平均巻
    半径、該中央面からの平均距離及び起磁力を、それぞれ
    ｒ2，ｚ2及びａｔ2 ，ｒ3 ，ｚ3 及びａｔ3 ，ｒ4 ，ｚ
    4 及びａｔ4 ，ｒ5 ，ｚ5 及びａｔ5 としたとき、 ０.２０≦ｚ2／ｒ2≦０.２４、 ０.４４≦ｚ3／ｒ3≦０.５０、 ０.７４≦ｚ4／ｒ4≦０.８８、 １.３２≦ｚ5／ｒ5≦１.６３ 並びに、 １.００≦ａｔ2／ａｔ1≦１.１２、 １.２１≦ａｔ3／ａｔ1≦１.３８、 １.８０≦ａｔ4／ａｔ1≦２.１２、 ４.９６≦ａｔ5／ａｔ1≦６.０７ となるように各小超電導コイルの位置及び起磁力を設定
    したことを特徴とするＭＲＩ用診断装置。
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