JPH021238A - 磁場勾配コイル装置およびそれを用いる磁気共鳴イメージングシステム - Google Patents

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。

Description

【発明の詳細な説明】 ［産業上の利用分野］ 本発明は、一般的には核磁気共鳴（ＮＭＲ）現象を用い
る磁気共鳴システムの技術に関する。それは、さらに特
定的には、そのようなシステムにおいて所定の２軸に沿
う向きの静磁場内に横磁場勾配を生成するために用いら
れる電磁コイル（１１４造に対するものである。そのよ
うなコイル［１′ｌ″ｉ造の有り得る有利な利用法には
、磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ）および／または全身
局所スペクトロスコピーがある。

［従来の技術］ 磁気共鳴イメージングシステムは、今や多数の源から商
業的に利用可能となっている。一般に、当該技術者に知
られているいくつかの技術がある。

いくつかの例示的な技術か、例えば出願され発行された
米国特許第４，２９７，６３７；４゜’３１８，０４３
；４．４７１，３０５および４゜５９９．５６５号にお
いて公にされている。

多くのそのようなＭＲＩシステムにおいて、（例えば、
極低温のハウジング内に保持された超電導ソレノイドに
よって生成される）静磁場ＨＯは、所定の２軸に沿うよ
うに向けられる。

一つの例示的な具体例では、該静磁場は、はぼ３．５１
ｃＧ（キロガウス）の公称磁場強度を有し、水素原子（
亥にほぼ１５ＭＨｚの周波数でＮ　Ｍ　Ｒを生しさせる
。通常の互いに直交するｘ、ｙ、ｚ座標系が仮定され、
適宜なる駆動電流がそれを通過するときに、該静磁場に
ｘ、ｙおよび２方向に沿う勾配をそれぞれ生成するよう
に、補助的なＸ。

ｙ、ｚ（磁場）勾配コイルがその内部に設置される。察
知される通り、Ｘおよびｙ勾配コイルは各々いイ）ゆる
（黄勾配（すなわち、静磁場のｚ　ｌ＋ｈ方向に直交す
る方向に沿う静磁場内の勾配）を生じさせる。そして、
典型的には、Ｘおよびｙ　Ｉ＆勾配コ・ｒル措造は、相
互間での９０°の回転を除いて実質的に同一である。そ
のような典型的な従来の勾配コイル構造が例えばここで
は第１図にそして１９８７年２月２７０に出願された係
属中の米国特許出願第１９，６３１号に示されている。

［発明か解決しようとする課題］ 多くのＭＲＩ技術において、これら種々の勾配コイルを
通過する電流を高速でオン／オフ（そして時には異なる
正確な所定の振幅に）スイッチングすることが、必要で
ある。したがって、そのようなスイッチング動作か達成
され得るための高速性は、全ＭＲＩイメージングシーケ
ンスの全体の速度の決定要素の一つを１１が成し得る。

許容されるコイルスイツチング速度は、第１にはコイル
インダクタンスの関数であるから、もしも横勾配コイル
（あるいはそれらのうちの一つでさえも）の自己インダ
クタンスをどうにかして減少させることができれば、−
層高速の磁場勾配スイッチングシーケンスが実現され得
る。

所要の勾配の大きさを達成するために、一般に、勾配コ
イルの多数のターンに多くのアンペアの電流を通過させ
ることもまた必要である。そのため、コイルおよびそれ
に組み合わされた駆動回路要素におけるＩの２乗Ｒの損
失の浪費のためばかりでなく充分な電流駆動源（例えば
、所要の電流レベルを処理し得る電力増幅器および電力
スイッチ等）を提供するのに、多くのコストが必要であ
る。したがって、（与えられた勾配レベルを得るのに）
必要な勾配コイル駆動電流を減少させるための設計技術
が強く望まれる。

Ｎ　Ｍ　Ｒ装置のための磁気コイル設計に対する他のい
くつかの従来のアプローチが次の文献に見いたされ得る
。

米国特許第３，５６９，８２３号 ボレー＜Ｇｏｌａｙ）　　（１９７１年）米国特許第３
，６２２，８６９号 ボレー（Ｇｏｌａｙ）　　（１９７１年）米国特許第４
，４５６，８８１号 コンプトン（Ｃｏｍｐｔｏｎ）　　（１９８４年）磁場
プロファイリング：解）バおよび補正コイル設計“　Ｆ
、ロメオおよびり、Ｉ、ホールト、医学における磁気共
鳴（”Ｍａｇｎｅｔｉｃ　ＦｉｅｌｄＰｒｏｌ’ｉｌｉ
ｎｇ：　Ａｎａｌｙｓｉｓ　ａｎｄ　Ｃｏｒｒｅｃｔｉ
ｎｇ　ＣｏｉＤｅｓｉｇｎ”　　　ｂｙ　　　Ｐ、　　
　Ｉンｏｍｅｏ　　ａｎｄ　　Ｄ、　　　１．　　　ｌ
１ｏｕｌｔ、　　　Ｈａｇ。

Ｒｃｓ、　　Ｉｎ　Ｍｅｄｉｃｉｎｅ）　、ｌ　　４４
−６５、　（１，９８４年）１９８７年２　Ｊ１２７日
に提出されたカールソン（Ｃａｒｌｓｏｎ）の出願中の
米国特許出願第１９゜６３１号は、ｚ軸寸法について短
縮化され且つそれによりいっそうコンパクトな勾配コイ
ルのセットがどのようにして実現され得るかということ
を説明している。そのような技術は、望ましい実施例に
おいては、（そのようなコイルの断面寸法に対するｚ軸
に垂直な平面に沿う変化を扱う）本発明についても用い
られ得る。

［課題を解決するための手段および作用］当該技術者に
より、上述において引用されたような勾配コイル設計法
を参照することによって、察知されるであろうように、
従来の勾配コイル設計は、概して、全てほぼ同一寸法を
有し且つ全て一般に円形の患者挿入空間の中心に沿いＺ
軸を中心とするｘ、ｙおよび２勾配コイルセツトに帰結
する。もちろん、３個のコイル全てか同時に同じ空間を
６白゛することか物理的に不可能であることにより必要
とされる（そして、与えられたコイルの種々の巻線と他
のコイルのそれらとの間を電気的に絶縁する必要がある
という理由によっても）種々のｘ、ｙおよびＺコイルセ
ラＩ・の直径においては相違かあるが、最終的なｘ、ｙ
、ｚコイルセット！ＩＸｉ造は、概して、極めて隣接し
１１つほぼ同じ直径であるとともに患者挿入領域の中心
から離間している。

しかしながら、我々は、患者からの勾配コイルの間隔に
そのように意図されたり・ｌ称性を維持する必要がない
ことを見いたした。そのかわりに、我々か見いだしたよ
うに、コイルセットの少なくとも一つ（例えば、ｙ勾配
コイルセット）か他のコイルセットよりも患者の体によ
り近接して配置されることを許容することにより、改善
されたＭＲＩを達成することが可能である。池のＮＭＲ
応用技術においても同（、ｌの敗訴か予想される。

少なくとも一つの勾配コイルセットを患否の体に（例え
ば、患者挿入空間に）より近く近接させるようにするこ
とにより、該コイルセットを通る与えられた電流につい
て患者の体内により強い勾配磁場が生成される。したが
って、該コイルセットを幾分か小さくするか、あるいは
小さな駆動電流を用いるかまたは高いＭＲ＋画像の解像
度（すなイ）も、より強い横ｙ勾配磁場により可能とな
るような）を得るかあるいは、エコーブラナイメジング
（すなわち、ｙ勾配コイルのインダクタンスを減少させ
得るので）のような特定のタイプのＭＲＩイメージング
シーケンスにおいて特に望ましいとされるような、より
早いスイッチングを達成するかを、選定しｉする。特定
のＭＲＩシステムの設置：１者は、我々の新規な勾配コ
イルｔ＋（ｊ造のこれらのＩ−ｆり得る利点の一つまた
はその他を最大とするように選定し得ることもわかるで
あろう。

一つの例示的な実施の態様においては、はぼ方形（例え
ば、水平「キーホール」状、または卵形あるいは楕円形
の）患者挿入開口は、中央において約１４インチのオー
ダの垂直寸法とされる。このようにしても、なお直径１
２インチの「、ｆ。

（ラジオ周波数）「頭部コイル」を患者挿入開口内に収
容することができる。他の在来のｒ、ｆ。

コイル構造も、また、患者挿入開口の垂直寸法が相当に
減少したとしても、適応し得る。例えば、通當の円形ｒ
、ｆ、送信コイルは、撮像されるべき患者領域に近接し
て患者挿入領域内において用いられ１１つ患者体内から
のｒ、ｆ、ＮＭＲ信号を受信するために月１いられる、
より小さなサーフェスｒ、ｆ、　　コイルを有する勾配
コイルセット全体の外側に配置され得る。これらの手法
は、当該技術においては現在では良く知られており、特
別なイメージングの１」的（例えば、心臓の検査等のた
め）のための幾分か小さな視野（撮像領域）ばかりでな
く改心されたＳ／Ｎ　（信号対相η比）をしばしば提供
する。

当該技術者ならばわかるであろうように、勾配コイル駆
動電流により、それらがオーディオ周波数でスイッチさ
れるときに可聴音が生成される（例えば、勾配コイルを
流通するパルス電流によって生成される磁場、現存する
静磁場およびそれによって生成される機械的な力の間の
避は難い相互作用によって、勾配コイルセットの物理的
構造を動かし且つある種のラウドスピーカのコーンのよ
うに動作させる）。我々の新たな設計は、幾分より小さ
なコイル構造および／または勾配コイルスイツチングの
より高い周波数および／または与えられた磁場強度のた
めの勾配コイル電流のより低いレベルの使用の許容を達
成することを可能とするので、進行中のＭＲＩシーケン
スに概して関連して生じ得る不愉快な可聴Ｂか幾分低減
され得る。

一つの例示的な実施の態様では、磁場勾配コイル装置は
、Ｚ軸に沿う向きの重畳された静磁場内にｘ、ｙ、ｚ軸
に沿って制御された３次元勾配を生成するためにＭＲＩ
システム内で用いられる。

ＸおよびＺ勾配コイルセグメントは近似的に同じ１６径
で２軸を中心としている。しかしながら、ｙ勾配コイル
セグメントは、ｙ勾配コイルの主要部分を他のコイルセ
ットよりも患者挿入領域の中心に近接させて配置させる
ようにするためにＺｆｌＩＩからオフセットし且つそれ
に平行な輔を中心としている。

要するに、Ｘ、Ｚ勾配コイルセットは、Ｚ輔から第１の
最小の距離に配置されるが、ｙ勾配コイルセグメントは
、Ｚ軸から上記第１の距離よりも実質的に小さい第２の
最小の距離に配置される。

この方法でＸおよびｙ勾配コイルセットが互いに直交し
て配置されることにより、それらはＺ軸に沿って広がり
Ｉ夕１つ上記穴なる第１および第２の最小距離に対応す
るサイズを有するおおむね方形（または卵形またはビｊ
円形）の断面形状を白゛する患者挿入開口を有効に定義
する。

［実施例］ 以ド、図面を参照して本発明の望ましい一実施例を詳細
に説明する。この実施例を注意深く検討すれば本発明の
１」的および効果がより完全に理解されるであろう。

本発明の一実施例が適用される典型的な従来からのＭＨ
Ｉシステムの構成が第１図に示される。

ここでは、静磁場コイル（例えば超電導コイル）１０は
、Ｚ輔（典型的には円筒構造１０．１２の軸に一致して
いる）に沿って静磁場ＨＯを生成するように（例えば極
低温の）ハウジング１２内に収容される。ｘ、ｙおよび
Ｚ勾配コイルは、円筒形状に設定され、構造１０．１２
内の中央に配置され、そして静磁場ＨＯ内にｘ、ｙおよ
び２座標に沿って勾配を生じさせるために適切な電流パ
ルスによって駆動される。１黄ｘ、ｙ勾配コイルのため
の一つの典型的な従来の設計は、そのようなコイルＪＸ
ｊ造によって生成される横勾配のリニアリティを最大に
すべく設計されたいわゆる「ボレー」または他の同様な
条件にしたがって配置された８藺の円弧状コイルセグメ
ントを有するいわゆる「サドルコイル」である。典型的
には、Ｘおよびｙ勾配コイルは、相対的な９０’の回転
を除けば実質的に同一である。そして、先に述べたよう
に、できるかぎり、Ｘｒ　　）’、Ｚ勾配コイルは、全
て、概してｚ軸を中心とする円弧を採用し、且つほぼ等
しい半径を有する（必要なコイルの絶縁および／または
他の勾配コイルとの共存配置に適応するために必要な若
干の相違を有する）。

１個以上のラジオ周波数コイルも、患者に対してｒ、ｆ
、エネルギを結合するためにａつ患者からのＮＭＲｒ、
ｆ、　　レスポンスを結合するために使用される。ｘ、
ｙ、ｚ勾配コイルおよびｒ、　　ｆコイルは、ＭＨＩイ
メージングシステムを完成させるために、最終的なＭ　
ＲＩ　ｐｌｊ像をビデオデイスプレィ１６に生成する、
在来のＭＲＩ駆動および制御回路１４に相互に接続され
る。適宜なｆ＋’４成２０成上０運ばれる患者１８は、
Ｚ軸に沿い且つｘ、ｙ、ｚ勾配コイルおよびｒ、ｆ、　
　コイルの入れＴｉｎ５造内の患者挿入領域内に導入さ
れｉＩＩる。

本発明に従った典型的な（例えば小児ｆ１用の）ｘ、ｙ
、ｚ勾配コイル装置が第２図に断面図として示される。

縮尺はほぼ１：３である。しかしながら、勾配コイル内
の個々の導体の描写は、縮尺されおらず、純粋に模式的
である。実際の個々の導体の配置は、在来のボレーまた
はその他の撮像６ｆｔ域内に実質的にリニアな横勾配磁
場を達成するために設計された条件に従っているｍ−そ
して、Ｘコイルとしてのサドルコイルは、ｙコイルに対
して物理的に直交している（すなわち、ｚ軸に対してほ
ぼ９０″回転されている）。当該技術者はわかるであろ
うように、どんな与えられた幾何学およびＮ　Ｍ　Ｒの
応用についても、与えられた導体の配置により生成され
る磁場の在来のコンピュータシミュレートを行なって所
望のパラメータ（例えば均一性）に最適化される導体の
配置を繰り返し捜し得る。

図示のように、Ｘおよび２勾配コ・ｒルセットは近似的
に同じ半径Ｒｘ、ｚでＣＸ、Ｚに位置する患者挿入領域
１００の中心を中心として形成されるが、ｙ勾配コイル
セットは、患者挿入領域１００内に、上側の弧１０２が
オフセット（垂直に下方の）中心Ｃ″ｙを中心として異
なる半径Ｒｙにより形成され、ｙ勾配コイルの下側の弧
１０４がもう１つのオフセット（垂直に上方の）中心Ｃ
′ｙを中心として同じ半径Ｒｙにより形成される。Ｘ勾
配サドルコイル第２図に示される円弧内に配置されるが
、実際の導体は、可能な３６０°のうちの一部のみを占
Ｕする通常のサドルコイルを定義し且つＸ勾配磁場に直
交する所望のＸ勾配磁場を生成するためにグループ化さ
れ間隔があけられることは当該技術者には察知し得るで
あろう。

結果として、多くのｙ勾配コイルセグメント１０２．１
０４が、ｘ、ｚ勾配コイルよりも患者挿入領域１００の
中心ＣＸ、Ｚに相当近接して配置されることが理解され
得る。また、患者挿入領域１００は、断面において、概
して、ｙ勾配コイルセグメント１０２，１０４で定義さ
れる垂直寸法をＨし、ｘ、ｚコイル円弧に近接して配置
されるサポートセグメントＩＣ１６，１０８により定義
される水平寸法を有する方形または卵形または楕円形を
白″することも理解されｊする。

個々のコイル巻線１１０のうちの少数は、実際の導体配
置を示そうとしている訳ではないにもかかわらず一一第
２図に断面が模式的に描かれている。（Ｚ勾配磁場が典
型的にはソレノイド状であるので、第２図の１＋＝而と
１ろ行に走る巻線を持つこのコイルについては導体の断
面は示されていない。）典型的な実施例においては、こ
れらは（はぼ０．１インチｑ＝方の）正方形の銅の導体
から形成されている。そのような導体は、典型的には導
体エツジ間の０．５インチの絶縁空隙で絶縁され得る。

そのような絶縁は、当該技術において現（１ミ通常に用
いられているように、エナメルまたはガラステープと実
質的にリジッドな強化されたファイバガラスｔ＋ｓ”＋
進向に収容することとの組合イっせにより実現され得る
。コイル設３１の詳細（ターン数、ターン間間隔、コイ
ル半径および配置）は、特定の所望のＭＲ［設置に対し
てカスタマイズされる。しかしながら、（縮尺１：３の
）第２図に示すような断面寸法をほぼａする典型的な一
実施例において、患者挿入領域１００の最大垂直寸法は
、直径１２インチのラジオ周波数頭部コイルに適合させ
るためほぼ１４インチである。同じ実施例で、Ｘおよび
ｙコイルは、それぞれほぼ等しく間隔かあけられ（導体
間０．０５インチ）且つ配置された巻線を持つ２５ター
ンの０．１インチ平Ｊｊ”の銅導体により構成され、Ｚ
コイルは、はぼ１５ターンの同じタイプの導体により構
成される。

側方または上方から見ると、各サドルコイル部（Ｘコイ
ルセット４個およびｙコイル上１８４個）は、所望の円
弧形状および位置に従った方形領域の外側境界の回りに
配置される２５ターンにより＋＋−１成される。一実施
例においては、各Ｘコイルサドルセグメントの最大ｚ軸
長さは１６．００インチであり、そして各Ｘコイルサド
ルセグメントのそれは１５．７５インチである。同じ実
施例において、Ｘコイルセグメントの内側エツジは、撮
像８Ｊ′ｉ域の中心線から２．０９インチ離間しており
、Ｘコイルセグメントの内側エツジはそれから１．２３
インチ離間している。

第２図の典型的な実施例においては、Ｘおよびｙ勾配コ
イルセグメントは、Ｃｘ、ｚに位置するｚ軸を中心とし
、ｙ勾配コイルセグメント１０２゜１０４は、それぞれ
Ｚ軸からオフセットされ■っ該２軸（該Ｚ軸は、第２図
に垂直で且っＣｘ、ｚに一致している）に平行な輔Ｃ″
ｙおよびＣ′ｙを中心とする。したがって、Ｘ、Ｚコイ
ルセグメントは、ｚ軸から第１の最小距離（例えば、半
径ＲＸ、Ｚ）に配置され、ｙ勾配コイルセグメントは、
Ｚ輔から、Ｘ、Ｚ勾配コイルセグメントよりも実質的に
小さい、第２の最小距離に配置される。さらに、ｘ、Ｘ
コイルセグメントは、互いに直交するように配置される
ので、ｚ軸に沿って広がり且つ上記光なる第１および第
２の最小距離に対応するサイズのおおむね方形（または
卵形または楕円形）断面形状を有する患者挿入開口１０
０を定義する。典型的な実施例においては、患者挿入開
口１００は、水平にはＺ軸を中心とする円弧の間に、垂
直にはＺ軸の上方および下方にオフセットされた各軸を
中心とするより大きな半径の円弧の間に広がる断面領域
を持つ。

他の典型的な実施例が第３図に示される。ここでは、第
２図の場合と類似したエレメントを描くのに類似した参
照番号か用いられている。しかしながら、ｙ勾配コイル
の大きさは、ここでは、断面において（水平）「キーホ
ール」状とも呼ばれ得る依然としておおむね方形の患者
挿入領域１１００（線で示されるような、ｙおよびＸコ
イルセグメントの間に挟まれた適宜な物理的空間の境界
を自゛する）を定義するように、−層小さくなっている
。

＋ｄ円コイル弧状部により生成される磁場は、（コイル
円弧よりも）解析が一層困難であるが、そのような構成
は患者の体により近接してｙ勾配コイルを配置すること
を可能とするという利点もある。そのような実施例か第
４図に示される。この場合、Ｘ＋Ｙ＋　　ｚコイルセグ
メントは、全て本質的に焦点ｆ１およびｆ２を有する患
者挿入領域１００の楕円境界に共存配置される。Ｘ勾配
コイル導体は、ｙ楕円コイル弧状部における導体（該導
体はｙ勾配コイルを提供する）に直交するＸ楕１１コイ
ル弧状部内の通常のサドルコイル構造の内部に配置され
得ることは、明らかである。ここで、円状、楕円状ある
いは他の形状の弧状部の組合４っせも、１個以上の勾配
コイルの断面形状として用いることができることも明ら
かである。

本発明のいくつかの実施例についてのみ詳細に説明した
けれども、当該技術者ならば上記実施例を種々変形して
も本発明の新規な特徴および利点を得ることかできるこ
とはわかるであろう。したかって、そのような変形は全
て本発明の概念に含まれる。

［発明の効用］ 本発明によれば、少なくとも一つの勾配コイルセットを
患者の体に（例えば、患者挿入空間に）より近く近接さ
せるようにすることにより、該コイルセットを通る与え
られた電流について患者の体内により強い勾配磁場を生
成させ得る。したがって、本発明によれば、コイルセッ
トをより小さくすること、あるいは駆動電流をより小さ
くすること、またはより早いスイッチングをｉ＋Ｊ能と
することのうちの任意の少なくとも１つを実現しｉ“、
；る。

【図面の簡単な説明】

第１図は、本発明の実施例の適用される典型的なＭＲ＋
システムにおけるｘ、ｙ、ｚ勾配コイルを示す分解斜視
図、 第２図は、本発明に従って構成されたｘ、　　ｙＺ勾配
コイルセッ！・装置の一実施例を模式的に示す断面図、 第３図は、本発明の他の実施例の構成を模式的に示す断
面図、 第４図は、本発明のその他の実施例の構成を模式的に示
す断面図である。 ］００・・・患者挿入領域、１０２，１０４・・・ｙ勾
配コイル、１．０６，１０８・・・サポートセグメント
。

Claims (12)

【特許請求の範囲】
1. （１）ｚ軸に沿う方向の磁場を有する磁気共鳴イメージ
   ングシステムにおけるｘ、ｙ、ｚ軸に沿う制御された３
   次元磁場勾配を生成するのに用いるための磁場勾配コイ
   ル装置であって、 上記磁場勾配コイルは、他の部材よりも実質的に上記ｚ
   軸に近く配置され、それらの内部にｚ軸に沿う患者挿入
   空間を定義するとともに、該患者挿入空間がその垂直寸
   法よりも実質的に大きな水平寸法を持つ横断面を有する
   少なくともいくつかのコイル導体を具備することを特徴
   とする磁場勾配コイル装置。
2. （２）静磁場生成構造内に配置され、且つＭＲＩイメー
   ジングシーケンスの間上記勾配コイルを介して電流パル
   スの所定のシーケンスを実行させるためのＭＲＩ駆動お
   よび制御回路手段に電気的に接続される第１項の磁場勾
   配コイル装置を有する磁気共鳴イメージングシステム。
3. （３）ｘおよびｚ勾配コイルセグメントは、上記ｚ軸か
   らほぼ等しく離間した位置に配置され、少なくともいく
   つかのｙ勾配コイルセグメントは、上記ｚ軸に対して上
   記ｘおよびｚ勾配コイルセグメントよりも実質的に近接
   した位置に配置される 第１項の磁場勾配コイル装置。
4. （４）少なくともコイルセグメントの第１のセットは、
   上記ｚ軸から第１の最小の距離に配置され、少なくとも
   コイルセグメントの第２のセットは、上記ｚ軸から実質
   的に上記代１の距離よりも短い第２の最小の距離に配置
   され、 上記コイルセグメントの第１および第２のセットは、上
   記ｚ軸に沿う概ね方形の患者挿入開口を定義するように
   配置される 第１項の磁場勾配コイル装置。
5. （５）上記患者挿入開口は、それぞれ異なる寸法の対向
   する複数のアーク対により形成されるキーホール構造を
   有する第４項の装置。
6. （６）上記アークの少なくとも１つは楕円状である第５
   項の装置。
7. （７）ｚ軸に沿って形成され、概ね方形の断面形状を有
   し且つ上記異なる第１および第２の最小距離に応じたサ
   イズを有する、患者挿入開口を定義するように、上記コ
   イルセグメントの１つは、他のコイルセグメントに対し
   て直交配置される第４項の装置。
8. （８）上記患者挿入開口は、上記ｚ軸を中心とする円弧
   の間に水平に広がり、且つ上記ｚ軸の上方および下方に
   オフセットされた各軸を中心とする円弧の間に垂直に広
   がる断面を有する第４項の装置。
9. （９）上記ｚ軸に沿って配向される静磁場内に上記ｚ軸
   に沿う勾配を生成するように配置されるコイルセグメン
   トを有するｚ軸磁場勾配コイルと、上記静磁場内に上記
   ｘ軸に沿う勾配を生成するように配置されるコイルセグ
   メントを有するｘ軸磁場勾配コイルと、 上記静磁場内に上記ｙ軸に沿う勾配を生成するように配
   置されるコイルセグメントを有するｙ軸磁場勾配コイル
   と をさらに具備し、且つ 上記ｙ軸コイルセグメントの少なくともいくつかは、上
   記ｘ軸コイルセグメントよりも上記ｚ軸に実質的に近接
   して配置される ことを特徴とする第１項の装置。
10. （１０）上記コイルセグメントは、弓形をなし、且つ上
    記ｘおよびｚ軸コイルセグメントはｚ軸を中心とし、上
    記ｙ軸コイルセグメントは、上記ｚ軸からオフセットさ
    れた軸を中心とする第９項の装置。
11. （１１）上記コイルの少なくとも１つは、少なくとも一
    部において、それらの間にｚ軸に沿って広がる非円形患
    者挿入開口を定義するための非円形断面を有する 第１項の複数の磁場勾配コイルからなる装置。
12. （１２）ｘおよびｚ勾配コイルセグメントは、上記ｚ軸
    を中心とし、 且つ少なくともいくつかのｙ勾配コイルセグメントは、
    上記ｚ軸に対する平行線からオフセットされた軸を中心
    とする 第１項の複数の磁場勾配コイルからなる装置。