JPS6316604A - コイル装置 - Google Patents
コイル装置Info
- Publication number
- JPS6316604A JPS6316604A JP61161188A JP16118886A JPS6316604A JP S6316604 A JPS6316604 A JP S6316604A JP 61161188 A JP61161188 A JP 61161188A JP 16118886 A JP16118886 A JP 16118886A JP S6316604 A JPS6316604 A JP S6316604A
- Authority
- JP
- Japan
- Prior art keywords
- coil
- coils
- origin
- circular
- axis
- Prior art date
- Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
- Pending
Links
- 208000019901 Anxiety disease Diseases 0.000 abstract description 9
- 230000036506 anxiety Effects 0.000 abstract description 9
- 238000000034 method Methods 0.000 abstract description 3
- 239000002887 superconductor Substances 0.000 abstract description 2
- 230000004323 axial length Effects 0.000 description 5
- 230000000694 effects Effects 0.000 description 3
- 238000003745 diagnosis Methods 0.000 description 2
- 238000004804 winding Methods 0.000 description 2
- VZSRBBMJRBPUNF-UHFFFAOYSA-N 2-(2,3-dihydro-1H-inden-2-ylamino)-N-[3-oxo-3-(2,4,6,7-tetrahydrotriazolo[4,5-c]pyridin-5-yl)propyl]pyrimidine-5-carboxamide Chemical compound C1C(CC2=CC=CC=C12)NC1=NC=C(C=N1)C(=O)NCCC(N1CC2=C(CC1)NN=N2)=O VZSRBBMJRBPUNF-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 1
- 238000005481 NMR spectroscopy Methods 0.000 description 1
- 210000000078 claw Anatomy 0.000 description 1
- 238000010586 diagram Methods 0.000 description 1
- 238000002474 experimental method Methods 0.000 description 1
- 238000005259 measurement Methods 0.000 description 1
Landscapes
- 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M RI (Magnetic Re
sonanceTmag i ng )装置や、N M
R−CT (Nuclear Hagne−tic
Resonance−Computer Tomogr
aphy)装置などに用いるコイル装置に関する。
sonanceTmag i ng )装置や、N M
R−CT (Nuclear Hagne−tic
Resonance−Computer Tomogr
aphy)装置などに用いるコイル装置に関する。
(従来の技術)
最近、医療用MRI装置や、NMR−CT装置では、X
12CT装置と異なった方法、すなわち、原子核の核磁
気共鳴現象を利用した方法で断層像が得られるようにな
り、実際の診断にも使用され始めている。この断層像を
鮮明にし、しかも、短時間で1最影するには、所定の空
間に高均一の分布磁界を発生させる必要がある。この場
合、分布磁界の均一度は診断対象によっても異なるが、
例えば1OcM球内で0.lppm (1x10−7
)である装置も出現している。
12CT装置と異なった方法、すなわち、原子核の核磁
気共鳴現象を利用した方法で断層像が得られるようにな
り、実際の診断にも使用され始めている。この断層像を
鮮明にし、しかも、短時間で1最影するには、所定の空
間に高均一の分布磁界を発生させる必要がある。この場
合、分布磁界の均一度は診断対象によっても異なるが、
例えば1OcM球内で0.lppm (1x10−7
)である装置も出現している。
ところで、この種の分布磁界を発生させるには、円形コ
イルが多く用いられるが、その中心軸をZ軸とした場合
、Z軸上の磁界82は次式のように展開して表わすこと
ができる。
イルが多く用いられるが、その中心軸をZ軸とした場合
、Z軸上の磁界82は次式のように展開して表わすこと
ができる。
+ a 4 Z p+ ・・・・・・・・・(1)
a、=I−f (Z 、 θ ) ・・
・・・・(2)nCC ただし、 I 2円形コイルに流れる電流 z、:z軸方向の測定位置 Z :円形コイルの7方向の位置 θ :円形コイルのZ軸からの角度 である。
a、=I−f (Z 、 θ ) ・・
・・・・(2)nCC ただし、 I 2円形コイルに流れる電流 z、:z軸方向の測定位置 Z :円形コイルの7方向の位置 θ :円形コイルのZ軸からの角度 である。
ここで、Z=Oの仮想平面に関して1対の円形コイルを
対称に配置し、しかも、これらのコイル対に同じ方向の
電流を供給した場合の中心軸付近の磁界B7は次式のよ
うに偶関数で表わされる。
対称に配置し、しかも、これらのコイル対に同じ方向の
電流を供給した場合の中心軸付近の磁界B7は次式のよ
うに偶関数で表わされる。
8 ・・・・・・・・・(3)
+a8Z、+
また、1対のコイルに限らず、多数のコイル対であって
も(3)式と同じ形で表現でき、係数a2nは次式のよ
うになる。
も(3)式と同じ形で表現でき、係数a2nは次式のよ
うになる。
a =Σ ■、・f2n”’ci、θci)・(412
0、1 1==ま ただし、 M:コイル対数 である。
0、1 1==ま ただし、 M:コイル対数 である。
ところで、上述した係数”2nは円形コイルに流れる電
流とコイルの配置との関数になっているため、これら2
つのパラメータを適切に選ぶことにより係数a2nを零
にすることができる。一方、係数a。は位置に関係しな
い定数項で、均一磁界の成分を表わし、上記n〜0の係
数a2nは逆に均一な磁界分布を乱す誤差成分を表わす
ことになる。
流とコイルの配置との関数になっているため、これら2
つのパラメータを適切に選ぶことにより係数a2nを零
にすることができる。一方、係数a。は位置に関係しな
い定数項で、均一磁界の成分を表わし、上記n〜0の係
数a2nは逆に均一な磁界分布を乱す誤差成分を表わす
ことになる。
かくして、高均一な分布磁界を得るには、誤差成分を表
わす係数a2.(n≧1)を、できる限りnの高いとこ
ろまで零にする必要がある。
わす係数a2.(n≧1)を、できる限りnの高いとこ
ろまで零にする必要がある。
一方、次数が高くなるぼど係数a2oは、Z方向位置Z
Cの増大とともに急激に減少する傾向にあるため、コイ
ルの軸長を長くするほど、高次項の影響が少なくなって
高均一な分布磁界を実現し易いと言える。
Cの増大とともに急激に減少する傾向にあるため、コイ
ルの軸長を長くするほど、高次項の影響が少なくなって
高均一な分布磁界を実現し易いと言える。
かかる観点から高均一の分布磁界を得る従来のコイル装
置として公知文献、例えば、JOURN^L DEPI
IYSrQUE 8THINTERNATIONAL
C0NFERENCE ONMAGNET TECII
NOLOGY、5EPTEHBER5Tll〜9T11
.1983GR[N0BLE (FRANCE)に示さ
れたものがある。
置として公知文献、例えば、JOURN^L DEPI
IYSrQUE 8THINTERNATIONAL
C0NFERENCE ONMAGNET TECII
NOLOGY、5EPTEHBER5Tll〜9T11
.1983GR[N0BLE (FRANCE)に示さ
れたものがある。
このコイル装置は、Z−0の原点を含むように配置した
中心のコイルと、Z=0の仮想平面に対称に配置した1
対のコイルとで構成されている。
中心のコイルと、Z=0の仮想平面に対称に配置した1
対のコイルとで構成されている。
なお、原点を含むように配置した中心のコイルは、やは
り、Z=0の仮想平面に対称な形状になっているので、
このコイルもまた対をなしているものと推定され、結局
、Z=Oの仮想平面に対して2対のコイルが対称に配置
された構成になっていると推定される。そして、このコ
イル装置においては、ZIN1方向最外側端の円形コイ
ルの径方向内側の縁と原点とを結ぶ仮想線分がZ軸に対
して略30.8度になるようなコイル配置になっている
。
り、Z=0の仮想平面に対称な形状になっているので、
このコイルもまた対をなしているものと推定され、結局
、Z=Oの仮想平面に対して2対のコイルが対称に配置
された構成になっていると推定される。そして、このコ
イル装置においては、ZIN1方向最外側端の円形コイ
ルの径方向内側の縁と原点とを結ぶ仮想線分がZ軸に対
して略30.8度になるようなコイル配置になっている
。
一般に、上述した仮想線分がZ軸となす角度をOとし、
θ−63.44度となるようにコイルを配置すると、い
わゆる、ヘルム・ホルツ型のコイル配置となって係数a
2=oとなることが知られている。
θ−63.44度となるようにコイルを配置すると、い
わゆる、ヘルム・ホルツ型のコイル配置となって係数a
2=oとなることが知られている。
しかし、上記従来のコイル装置のθが略30.8度にな
っている点を考慮すると、この装置はコイルの軸長を長
くして高次項の影響を除去して高均一の分布磁界を実現
したものと思われる。
っている点を考慮すると、この装置はコイルの軸長を長
くして高次項の影響を除去して高均一の分布磁界を実現
したものと思われる。
(発明が解決しようとする問題点)
MRI装置では、円形コイルとして通常は超電導コイル
を用い、患者はこの超電導コイルの中心部における高均
一の磁界中にて診断を受けることになるので、コイルの
軸方向長さが短いほど患者に不安感を与えないで済む。
を用い、患者はこの超電導コイルの中心部における高均
一の磁界中にて診断を受けることになるので、コイルの
軸方向長さが短いほど患者に不安感を与えないで済む。
しかしながら、従来のコイル装置はコイルの軸方向長さ
が大きいために患者に不安感を与えるという問題点があ
った。
が大きいために患者に不安感を与えるという問題点があ
った。
また、従来のコイル装置では、コイルの軸方向長さが大
きいために、コイルのff1faが増えるという問題点
もあった。
きいために、コイルのff1faが増えるという問題点
もあった。
本発明は上記の問題点を解決するためになされたもので
、患者の不安感を払拭し1!?、史せて、コイル小爪を
著しく軽減することのできるコイル装置の提供を目的と
する。
、患者の不安感を払拭し1!?、史せて、コイル小爪を
著しく軽減することのできるコイル装置の提供を目的と
する。
(問題点を解決するための手段)
本発明は、それぞれ中心軸が一致するように配置される
と共に、前記中心軸上に仮定した原点を合み且つこの中
心軸に垂直な仮想平面に対称に配置された複数の円形コ
イルを備えたコイル装置において、前記原点から見て軸
方向最外側端の前記円形コイルの径方向内側の縁と前記
原点とを結ぶ仮想線分が、前記中心軸に対して34.5
度以上、63.4度以下の角度範囲に収まるように前記
円形コイルを配置したことを特徴とするものである。
と共に、前記中心軸上に仮定した原点を合み且つこの中
心軸に垂直な仮想平面に対称に配置された複数の円形コ
イルを備えたコイル装置において、前記原点から見て軸
方向最外側端の前記円形コイルの径方向内側の縁と前記
原点とを結ぶ仮想線分が、前記中心軸に対して34.5
度以上、63.4度以下の角度範囲に収まるように前記
円形コイルを配置したことを特徴とするものである。
(作 用)
一般に、中心軸が一致するように配置されると共に、中
心軸上に仮定した原点を含み且つこの中心軸に垂直な仮
想平面に対称に配置された複数の円形コイルを備えたコ
イル装置においては、軸方向外側端の径方向内側のコイ
ル縁と原点とを結ぶ仮想線分が中心軸に対してどのよう
な角度範囲にあるかによって分布磁界の均一度が異なる
他、上述した磁界の展開式中の係数a2nの符舅が反対
になったりする。
心軸上に仮定した原点を含み且つこの中心軸に垂直な仮
想平面に対称に配置された複数の円形コイルを備えたコ
イル装置においては、軸方向外側端の径方向内側のコイ
ル縁と原点とを結ぶ仮想線分が中心軸に対してどのよう
な角度範囲にあるかによって分布磁界の均一度が異なる
他、上述した磁界の展開式中の係数a2nの符舅が反対
になったりする。
今、仮想線分がZ軸となす角をθとし、角度θを横軸、
磁界分布を乱す誤差を縦軸として両者の関係を表わすと
第2図のようになる。すなわち、角度θが34°のとき
誤差は約−5ppm (ppmは誤差磁界/中心磁界
を106倍した値)で、角α0が35°のとき誤差は約
5 ppmであり、磁界の誤差はこの二点を結ぶ直線に
従って変化すること、および、角度θが34.5°の近
くで誤差が零になることが発明者等の実験により明らか
になっている。
磁界分布を乱す誤差を縦軸として両者の関係を表わすと
第2図のようになる。すなわち、角度θが34°のとき
誤差は約−5ppm (ppmは誤差磁界/中心磁界
を106倍した値)で、角α0が35°のとき誤差は約
5 ppmであり、磁界の誤差はこの二点を結ぶ直線に
従って変化すること、および、角度θが34.5°の近
くで誤差が零になることが発明者等の実験により明らか
になっている。
したがって、角度Oを34.5°にすることが最良では
あるものの、少イ【りともこの角度以下にすることはコ
イルの軸方向長さを無駄に長くすることに他ならない。
あるものの、少イ【りともこの角度以下にすることはコ
イルの軸方向長さを無駄に長くすることに他ならない。
一方、角度θが63.4°を越えると、上述した係数a
2が負になって、コイルに供給する電流の方向を逆にす
る必要性が生じ、その分だけ線材のtが増大することに
なる。
2が負になって、コイルに供給する電流の方向を逆にす
る必要性が生じ、その分だけ線材のtが増大することに
なる。
そこで、本発明は、角度θが略34.5°以上、63.
4°以下の角度範囲に収まるように円形コイルを配置す
ることにより、患者の不安感を払拭すると共に、コイル
重囲の軽減を図るようにしている。
4°以下の角度範囲に収まるように円形コイルを配置す
ることにより、患者の不安感を払拭すると共に、コイル
重囲の軽減を図るようにしている。
(実施例)
第1図は本発明の一実施例の構成を示す縦断面図である
。同図において、円形コイル(以下、単にコイルと言う
)1.1’および2は、それぞれ超電導体を巻枠3上に
巻回したもので、このうち、コイル2はコイル1.1′
の中間に配置されている。
。同図において、円形コイル(以下、単にコイルと言う
)1.1’および2は、それぞれ超電導体を巻枠3上に
巻回したもので、このうち、コイル2はコイル1.1′
の中間に配置されている。
この場合、コイル1,1′および2は円筒状の巻枠3に
巻かれており、コイル1.1′はコイル2の両側に対称
に配置されている。
巻かれており、コイル1.1′はコイル2の両側に対称
に配置されている。
今、巻枠3の中心軸、すなわら、コイル1゜1′および
2の中心軸を7、コイル2の中心、すなわち原点をOl
この原点Oを含み、ZIIlIlに重直な仮想平面をR
とする。また、原点0より見て、Z軸方向の最外側にJ
3けるコイル1の(¥方向内側の縁4と原点Oとを結ぶ
線分を仮想線分りとし、この仮想線分りとZ軸とのなす
角をθとづる。
2の中心軸を7、コイル2の中心、すなわち原点をOl
この原点Oを含み、ZIIlIlに重直な仮想平面をR
とする。また、原点0より見て、Z軸方向の最外側にJ
3けるコイル1の(¥方向内側の縁4と原点Oとを結ぶ
線分を仮想線分りとし、この仮想線分りとZ軸とのなす
角をθとづる。
ここで、コイル1.1′および2はそれぞれ中心軸が一
致するように配置され、さらに、仮想平面Rに対称に配
置されている。また、角度θは略34.5′以上、63
.4度以下の範囲に収まるようにコイル1.1′が配置
されている。
致するように配置され、さらに、仮想平面Rに対称に配
置されている。また、角度θは略34.5′以上、63
.4度以下の範囲に収まるようにコイル1.1′が配置
されている。
かかる構成により、原点Oを含む所定の空間5の磁界に
、負の誤差成分が含まれることを防止し、しか−b、上
記(4)式の関数fの符号の変化に対応して電流の向き
を逆にする必要性を除去している。
、負の誤差成分が含まれることを防止し、しか−b、上
記(4)式の関数fの符号の変化に対応して電流の向き
を逆にする必要性を除去している。
この結果、コイルの軸方向長さを抑えて患者の不安感を
払拭すると共に、コイル重量のli’f減が図られてい
る。
払拭すると共に、コイル重量のli’f減が図られてい
る。
なお、1−記実施例では3個のコイルを用いたが、多数
のコイルであっても、要は、中心軸を一致させて仮想平
面Rに対して対称に配置し、角度θが略34.5°以上
、63.4°以下の範囲に収まるように配置しておけば
、上jホしたと同様な効果が19られることは明らかで
ある。
のコイルであっても、要は、中心軸を一致させて仮想平
面Rに対して対称に配置し、角度θが略34.5°以上
、63.4°以下の範囲に収まるように配置しておけば
、上jホしたと同様な効果が19られることは明らかで
ある。
第3図は本発明の他の実施例の構成を示す縦断面図であ
り、仮想、平面Rに対してコイル2、コイル6.6’
、コイル1.1′を対称に配置しているが、原点Oを囲
むように配置したコイル2の内径が最も小さく、原点O
より見てZ軸方向外側のコイルはど、その内径を犬ぎく
している。なお、この場合も角度θは略34.5°以上
、63.4°以下に収まるようなコイル形状とコイル配
置になっている。
り、仮想、平面Rに対してコイル2、コイル6.6’
、コイル1.1′を対称に配置しているが、原点Oを囲
むように配置したコイル2の内径が最も小さく、原点O
より見てZ軸方向外側のコイルはど、その内径を犬ぎく
している。なお、この場合も角度θは略34.5°以上
、63.4°以下に収まるようなコイル形状とコイル配
置になっている。
かかる構成によれば、中央部のコイルの内径を小さくし
た分だけ、さらに、litを軽減することができろ。
た分だけ、さらに、litを軽減することができろ。
次に、第4図は本発明のもう一つ他の実施例の構成を示
1縦斯面図である。同図において、コイル2、コイル6
.6′およびコイル1.1′は仮想平面Rに対して対称
に配置されているが、原点0を囲むように配置されたコ
イル2の内径が最も大きく、Z軸方向外側のコイルはど
、その内径が小さくなっている。なお、この場合も角度
θは略34.5′以上、63.4°以下に収まるような
コイル形状とコイル配置になっている。
1縦斯面図である。同図において、コイル2、コイル6
.6′およびコイル1.1′は仮想平面Rに対して対称
に配置されているが、原点0を囲むように配置されたコ
イル2の内径が最も大きく、Z軸方向外側のコイルはど
、その内径が小さくなっている。なお、この場合も角度
θは略34.5′以上、63.4°以下に収まるような
コイル形状とコイル配置になっている。
この]イル装置は、上記第1図に示したコイル装置と比
べて、Z軸方向外側のコイル1.1′の内径を小さくし
た分だけ中心のコイル2の内径を大きくした形になって
おり、コイルff1fflが同一であったとしても、患
者が置かれる周囲の空間が著しく拡げられ、これによっ
て患者の不安感を確実に除去することができる。
べて、Z軸方向外側のコイル1.1′の内径を小さくし
た分だけ中心のコイル2の内径を大きくした形になって
おり、コイルff1fflが同一であったとしても、患
者が置かれる周囲の空間が著しく拡げられ、これによっ
て患者の不安感を確実に除去することができる。
なお、角度θが同じである場合、第1図および第3図に
それぞれ示したコイル装置に比べて、第4図に示したコ
イル装置の軸方向長さが最も短くなる。したがって、こ
の面でも患者の不安感を和らげることができる。
それぞれ示したコイル装置に比べて、第4図に示したコ
イル装置の軸方向長さが最も短くなる。したがって、こ
の面でも患者の不安感を和らげることができる。
以上の説明によって明らかなように、この発明によれば
、軸方向外側端の円形コイルの径方向内側の縁と原点と
を結ぶ仮想線分が、中心軸に対して略34.5°以上、
63.4°以下の角度範囲に収まるように円形コイルを
配置したので、この装置を区療用MRI装首等に適用し
た場合に、患者に与える不安感を確実に除去し1.7る
と共に、コイル手足を軽減して、いわゆる、コンパクト
化しjりるという効果がある。
、軸方向外側端の円形コイルの径方向内側の縁と原点と
を結ぶ仮想線分が、中心軸に対して略34.5°以上、
63.4°以下の角度範囲に収まるように円形コイルを
配置したので、この装置を区療用MRI装首等に適用し
た場合に、患者に与える不安感を確実に除去し1.7る
と共に、コイル手足を軽減して、いわゆる、コンパクト
化しjりるという効果がある。
第1図は本発明の一実施例の縦断面図、第2図は本発明
の詳細な説明するために、円形コイルに接するように引
いた仮想線分のなす角度と磁界の誤差との関係を示す線
図、第3図は本発明の他の実施例の縦断面図、第4図は
本発明のもう一つ仙の実施例の縦断面図である。 1.1’ 、2.2’ 、6.6’ ・・・円形コイル
、3・・・巻枠、O・・・原点、Z・・・中心軸、R・
・・仮想平面、L・・・仮想線分。 出願人代理人 佐 藤 −雄 ち 1 図
の詳細な説明するために、円形コイルに接するように引
いた仮想線分のなす角度と磁界の誤差との関係を示す線
図、第3図は本発明の他の実施例の縦断面図、第4図は
本発明のもう一つ仙の実施例の縦断面図である。 1.1’ 、2.2’ 、6.6’ ・・・円形コイル
、3・・・巻枠、O・・・原点、Z・・・中心軸、R・
・・仮想平面、L・・・仮想線分。 出願人代理人 佐 藤 −雄 ち 1 図
Claims (1)
- それぞれ中心軸が一致するように配置されると共に、
前記中心軸上に仮定した原点を含み且つこの中心軸に垂
直な仮想平面に対称に配置された複数の円形コイルを備
えたコイル装置において、前記原点から見て軸方向最外
側端の前記円形コイルの径方向内側の縁と前記原点とを
結ぶ仮想線分が、前記中心軸に対して略34.5度以上
、63.4度以下の角度範囲に収まるように前記円形コ
イルを配置したことを特徴とするコイル装置。
Priority Applications (1)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
JP61161188A JPS6316604A (ja) | 1986-07-09 | 1986-07-09 | コイル装置 |
Applications Claiming Priority (1)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
JP61161188A JPS6316604A (ja) | 1986-07-09 | 1986-07-09 | コイル装置 |
Publications (1)
Publication Number | Publication Date |
---|---|
JPS6316604A true JPS6316604A (ja) | 1988-01-23 |
Family
ID=15730259
Family Applications (1)
Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
---|---|---|---|
JP61161188A Pending JPS6316604A (ja) | 1986-07-09 | 1986-07-09 | コイル装置 |
Country Status (1)
Country | Link |
---|---|
JP (1) | JPS6316604A (ja) |
Cited By (3)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
US5396208A (en) * | 1990-06-08 | 1995-03-07 | U.S. Philips Corporation | Magnet system for magnetic resonance imaging |
JP2008086582A (ja) * | 2006-10-03 | 2008-04-17 | Hitachi Metals Ltd | 磁界発生装置 |
JP2009216424A (ja) * | 2008-03-07 | 2009-09-24 | Kobe Steel Ltd | 磁石位置測定方法および磁場測定装置 |
Citations (1)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
JPS61100644A (ja) * | 1984-10-24 | 1986-05-19 | Hitachi Ltd | 均一磁界発生電磁石 |
-
1986
- 1986-07-09 JP JP61161188A patent/JPS6316604A/ja active Pending
Patent Citations (1)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
JPS61100644A (ja) * | 1984-10-24 | 1986-05-19 | Hitachi Ltd | 均一磁界発生電磁石 |
Cited By (3)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
US5396208A (en) * | 1990-06-08 | 1995-03-07 | U.S. Philips Corporation | Magnet system for magnetic resonance imaging |
JP2008086582A (ja) * | 2006-10-03 | 2008-04-17 | Hitachi Metals Ltd | 磁界発生装置 |
JP2009216424A (ja) * | 2008-03-07 | 2009-09-24 | Kobe Steel Ltd | 磁石位置測定方法および磁場測定装置 |
Similar Documents
Publication | Publication Date | Title |
---|---|---|
EP0162369B1 (en) | Axisymmetric correction coil stem for nmr magnets | |
WO2011065455A1 (ja) | 傾斜磁場コイル、核磁気共鳴撮像装置およびコイルパターンの設計方法 | |
JPH0554977B2 (ja) | ||
US5343148A (en) | Gradient coil system | |
JP3238425B2 (ja) | 磁気共鳴画像用磁石装置 | |
JP3801564B2 (ja) | 横磁界を有する開放型超伝導mri磁石 | |
EP1340456A1 (en) | Low-leakage magnetic-field magnet and shield coil assembly | |
JPH0314216B2 (ja) | ||
JPS6316604A (ja) | コイル装置 | |
US7271590B2 (en) | MRI magnet apparatus for vertically and circularly suppressing the magnetic fringe field | |
US5431164A (en) | Therapy tomograph | |
JPH01128411A (ja) | マグネットシステム | |
JPS63307711A (ja) | 磁石装置 | |
US20240230803A1 (en) | Static field magnet and mri apparatus | |
JPH0315802B2 (ja) | ||
JPH0632641B2 (ja) | 傾斜磁場コイル装置 | |
JPS61172040A (ja) | 核磁気共鳴用磁場発生装置 | |
JPS62293704A (ja) | 均一磁場発生用コイル装置 | |
US6657527B2 (en) | Apparatus and method for fabricating magnet support structure | |
EP1546750B1 (en) | Magnetic field generating assembly and method | |
US20220155393A1 (en) | Magnetic resonance imaging device | |
JPH01191405A (ja) | 均一磁場コイル | |
JP2617917B2 (ja) | 磁界補正コイル | |
JPS62169311A (ja) | Nmrイメ−ジング用超伝導磁石装置 | |
JPS63109846A (ja) | 磁場補正装置 |