JPS62293704A - 均一磁場発生用コイル装置 - Google Patents
均一磁場発生用コイル装置Info
- Publication number
- JPS62293704A JPS62293704A JP61137890A JP13789086A JPS62293704A JP S62293704 A JPS62293704 A JP S62293704A JP 61137890 A JP61137890 A JP 61137890A JP 13789086 A JP13789086 A JP 13789086A JP S62293704 A JPS62293704 A JP S62293704A
- Authority
- JP
- Japan
- Prior art keywords
- magnetic field
- coil
- ring
- coil pair
- range
- 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
- 238000002595 magnetic resonance imaging Methods 0.000 description 6
- 230000000694 effects Effects 0.000 description 4
- 208000019901 Anxiety disease Diseases 0.000 description 3
- 230000036506 anxiety Effects 0.000 description 3
- 238000003745 diagnosis Methods 0.000 description 2
- 230000003340 mental effect Effects 0.000 description 2
- 238000009434 installation 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】
３、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、医療用磁気共鳴イメージング装置（ＭＲＩ装
置）等に用いられる均一磁場発生用コイル装置に関する
。
置）等に用いられる均一磁場発生用コイル装置に関する
。
（従来の技術）
医療用ＭＲＩ装置において、全身の断層画像を得るため
には、所定の人体断面部が入るほどの大きさの球状の診
断空間を必要とし、さらに、この診断空間内では、所定
の均一度を達成する高均一磁界が必要である。第６図は
、そのような用途に用いられる従来の超電４ＭＲＩ装買
の慨略構成を示すものである。このＭＲＩ装置は、破線
で示す球状の診断空間４に図上左右方向の高均一磁場を
形成するために、円筒状の３組のコイル、すなわちＲＦ
コイル６、傾斜磁場コイルおよびシムコイル５、および
センターコイル１が同心的に配置されている。中間に介
在するコイル５は軸心方向両側に突出しており、その各
端部にはリング状のサイドコイル２Ａ、２Ｂが配置され
ている。これらのコイルをすべて包囲するように円筒状
の装置本体３が配置される。診断対象の患者は寝台７で
運ばれ、診断空間４に位置される。
には、所定の人体断面部が入るほどの大きさの球状の診
断空間を必要とし、さらに、この診断空間内では、所定
の均一度を達成する高均一磁界が必要である。第６図は
、そのような用途に用いられる従来の超電４ＭＲＩ装買
の慨略構成を示すものである。このＭＲＩ装置は、破線
で示す球状の診断空間４に図上左右方向の高均一磁場を
形成するために、円筒状の３組のコイル、すなわちＲＦ
コイル６、傾斜磁場コイルおよびシムコイル５、および
センターコイル１が同心的に配置されている。中間に介
在するコイル５は軸心方向両側に突出しており、その各
端部にはリング状のサイドコイル２Ａ、２Ｂが配置され
ている。これらのコイルをすべて包囲するように円筒状
の装置本体３が配置される。診断対象の患者は寝台７で
運ばれ、診断空間４に位置される。
（発明が解決しようとする問題点）
以上述べたような従来のＭＲＩ装置に用いられる磁場発
生用コイル装置は長円筒型のセンターコイル１と、２組
のサイドコイル２Ａ、２Ｂを備えているので、それを包
囲する装置本体３も長くなり、医療用装置としては大型
となる。
生用コイル装置は長円筒型のセンターコイル１と、２組
のサイドコイル２Ａ、２Ｂを備えているので、それを包
囲する装置本体３も長くなり、医療用装置としては大型
となる。
大型の医療用装置は、広い設ｎ空間を必要とするという
経済面のほかに、診断対象の患者に余分な精神的不安感
を与えるという問題がある。
経済面のほかに、診断対象の患者に余分な精神的不安感
を与えるという問題がある。
したがって本発明は、小型に構成し得る均一磁場発生用
コイル装置を提供することを目的とするものである。
コイル装置を提供することを目的とするものである。
（発明の構成〕
（問題点を解決するための手段）
本発明の均一磁場発生用コイル装置は、複数対のリング
状コイルを主磁場の基準点を中心とじてその両側に同軸
状に、前記基準点から見た軸心に対する角度が所定の範
囲内に収まるように対称に配置することにより、前記基
準点の領域に軸心に平行な均一主磁場を発生するように
すると共に、前記複数対のリング状コイルは、主磁場の
方向とは逆向ぎの誤差Ｉｉ揚場補正磁界を発生する少な
くとも一対の補正用リング状コイルを含んでいることを
特徴とする。
状コイルを主磁場の基準点を中心とじてその両側に同軸
状に、前記基準点から見た軸心に対する角度が所定の範
囲内に収まるように対称に配置することにより、前記基
準点の領域に軸心に平行な均一主磁場を発生するように
すると共に、前記複数対のリング状コイルは、主磁場の
方向とは逆向ぎの誤差Ｉｉ揚場補正磁界を発生する少な
くとも一対の補正用リング状コイルを含んでいることを
特徴とする。
（原理と作用）
コイル装置をコンパクトにまとめるためのコイル配δと
して第３図の構成を参照する。ここでは比較的短い円筒
状の装置本体３内において、最内側に図上左右方向の磁
界を発生する円筒状のＲＦコイル１２Ａが、その外周上
の上位置および下位置に上下方向の磁界を発生するリン
グ状の傾斜磁場コイル１２Ｂ、１２Ｇが、さらにその外
周（上下）に上下方向の磁界（主磁場〉を発生する３対
のリング状コイル８１Ａ、８１Ｂ、８２Ａ、８２Ｂ、８
３Ａ、８３Ｂが対称に設けられている。これらのリング
状コイルを配置するコイル位置（図示ハツチング部分）
をコイル配置領域８とする。
して第３図の構成を参照する。ここでは比較的短い円筒
状の装置本体３内において、最内側に図上左右方向の磁
界を発生する円筒状のＲＦコイル１２Ａが、その外周上
の上位置および下位置に上下方向の磁界を発生するリン
グ状の傾斜磁場コイル１２Ｂ、１２Ｇが、さらにその外
周（上下）に上下方向の磁界（主磁場〉を発生する３対
のリング状コイル８１Ａ、８１Ｂ、８２Ａ、８２Ｂ、８
３Ａ、８３Ｂが対称に設けられている。これらのリング
状コイルを配置するコイル位置（図示ハツチング部分）
をコイル配置領域８とする。
ところで、第４図に示ずように、Ｒ（１３９に対して対
称に、半径ｒ。の一対のリング状コイル１゜Ａ、１０Ｂ
をＲ軸に直交するＺ軸上の位置Ｚ＝±Ｚｏの所に配置し
たときに、コイル１０Ａ。
称に、半径ｒ。の一対のリング状コイル１゜Ａ、１０Ｂ
をＲ軸に直交するＺ軸上の位置Ｚ＝±Ｚｏの所に配置し
たときに、コイル１０Ａ。
１０Ｂが７＝ΔＺで発生する磁場Ｂは、Ｚ軸上で（ｒ
＋（Ｚ ＋Δｚ）２）３／２Ｃ ・・・・・・・・・（１） となる。Δ２−＝０では、級数展開することにより、Ｚ
ｃ ａ＝ □ ・・・・・・・・・（２）Ｃ と表わされる。ｚ＝７ と２＝−２６の位置に一部 対のリング状コイルＩＯＡ、１０Ｂを配置し、両コイル
に同じ方向に通電した場合には、（２）式中のｉは偶数
次のみになり、 ｑ４ （ａ）・（ΔＺ） ＋・・・ ・・・・・・（
３）という磁場を発生する。
＋（Ｚ ＋Δｚ）２）３／２Ｃ ・・・・・・・・・（１） となる。Δ２−＝０では、級数展開することにより、Ｚ
ｃ ａ＝ □ ・・・・・・・・・（２）Ｃ と表わされる。ｚ＝７ と２＝−２６の位置に一部 対のリング状コイルＩＯＡ、１０Ｂを配置し、両コイル
に同じ方向に通電した場合には、（２）式中のｉは偶数
次のみになり、 ｑ４ （ａ）・（ΔＺ） ＋・・・ ・・・・・・（
３）という磁場を発生する。
（３）式において、Ｚ軸上での磁場の成分として必要な
項は第１項の（１０（ａ）のみであり、他の項は誤差項
であり、不要項ということになる。
項は第１項の（１０（ａ）のみであり、他の項は誤差項
であり、不要項ということになる。
２Ｎ次（Ｎ＝１．２．３・・・）までの誤差磁場を発生
させないようにするには、” ２（Ｎ＋１）” ０とな
る位置に各コイル対を配置すればよく、その場合、その
コイル系は２（Ｎ＋１）次の磁場を発生することはない
。
させないようにするには、” ２（Ｎ＋１）” ０とな
る位置に各コイル対を配置すればよく、その場合、その
コイル系は２（Ｎ＋１）次の磁場を発生することはない
。
また、その位置のＲＺ平面上での軌跡がＺ軸との間にな
す角度θｊは、 ・・・・・・・・・（４） で求まる。ここで、Ｑｉ （０）ｊは、（７ｉ
（ａ）−〇となるｊ個目の解である。
す角度θｊは、 ・・・・・・・・・（４） で求まる。ここで、Ｑｉ （０）ｊは、（７ｉ
（ａ）−〇となるｊ個目の解である。
第５図に、ＲＺ平面の第１象限における、Ｚ２（二次）
の誤差を発生しない軌跡１３、及びＺ４（四次）の誤差
を発生しない軌跡１４Ａ、１４Ｂを示す。軌跡１３はＺ
軸から６３°、軌跡１４Ａ。
の誤差を発生しない軌跡１３、及びＺ４（四次）の誤差
を発生しない軌跡１４Ａ、１４Ｂを示す。軌跡１３はＺ
軸から６３°、軌跡１４Ａ。
１４Ｂはそれぞれ４０．５°、７４．５’の所にある。
また、同図゛において、軌跡１４Ａ、１４Ｂによって区
分される範囲Ａ、Ｂ、Ｃ１及び軌跡１３によって区分さ
れる範囲り、Ｅのうちのどれか一つの範囲内に複数個の
リング状コイルを配置した場合には、その複数個のコイ
ルのすべてが同符号の係数をもったＺ 次の誤差成
分を発生２（Ｎ＋１） する。したがって、そのＺ 次の誤差成分が大きく
なり、診断空間４（第３図）の磁場均一度に１１１を及
ぼすことになるので、複数個のコイルの中の一部に電流
を逆に流し、Ｚ２（Ｎ＋１）次の項の係数を異符号とす
ることにより、そのＺ２（Ｎ＋１）項の誤差を抑制し、
診ｍｌ空間４の磁場の均一度を確保することができる。
分される範囲Ａ、Ｂ、Ｃ１及び軌跡１３によって区分さ
れる範囲り、Ｅのうちのどれか一つの範囲内に複数個の
リング状コイルを配置した場合には、その複数個のコイ
ルのすべてが同符号の係数をもったＺ 次の誤差成
分を発生２（Ｎ＋１） する。したがって、そのＺ 次の誤差成分が大きく
なり、診断空間４（第３図）の磁場均一度に１１１を及
ぼすことになるので、複数個のコイルの中の一部に電流
を逆に流し、Ｚ２（Ｎ＋１）次の項の係数を異符号とす
ることにより、そのＺ２（Ｎ＋１）項の誤差を抑制し、
診ｍｌ空間４の磁場の均一度を確保することができる。
（実施例）
本発明の実施例を第１図に示ず。この実施例は、第５図
の８の範囲に主磁場発生コイルを収めたものであり、装
置本体３内に３対の主コイル、すなわち、リング状コイ
ル１５Ａ、１５Ｂからなる第１のコイル対と、リング状
コイル１６Ａ、１６Ｂからなる第２のコイル対と、リン
グ状コイル１７Ａ、１７Ｂからなる第３のコイル対とが
７４の誤差を発生しない軌跡１４Ａ、１４Ｂの範囲内に
各コイル横断面が収まるように配置されている。
の８の範囲に主磁場発生コイルを収めたものであり、装
置本体３内に３対の主コイル、すなわち、リング状コイ
ル１５Ａ、１５Ｂからなる第１のコイル対と、リング状
コイル１６Ａ、１６Ｂからなる第２のコイル対と、リン
グ状コイル１７Ａ、１７Ｂからなる第３のコイル対とが
７４の誤差を発生しない軌跡１４Ａ、１４Ｂの範囲内に
各コイル横断面が収まるように配置されている。
ＲＦコイル１２Ａおよび傾斜磁場コイル１２Ｂ。
１２Ｇは、第３図を参照してすでに述べたように主コイ
ルの内側に配置されている。
ルの内側に配置されている。
第１図のようなコイル配置とした場合、コイル配置が、
Ｚ２の誤差を発生しない軌跡１３の両側にまたがってい
るので、Ｚ２の誤差はあまり大きくならないが、Ｚ４の
誤差に関しては、Ｚ４の誤差の係数が３対のコイルとも
すべて同符号となるため、誤差が大きくなってしまう。
Ｚ２の誤差を発生しない軌跡１３の両側にまたがってい
るので、Ｚ２の誤差はあまり大きくならないが、Ｚ４の
誤差に関しては、Ｚ４の誤差の係数が３対のコイルとも
すべて同符号となるため、誤差が大きくなってしまう。
そのため、第２のコイル対１６Ａ、１６Ｂには、第１の
コイル対１５Ａ、１５Ｂ及び第３のコイル対１７Ａ。
コイル対１５Ａ、１５Ｂ及び第３のコイル対１７Ａ。
１７Ｂの電流とは逆向きの電流を流し、第２のコイル対
１６Ａ、１６Ｂの発生するＺ４の誤差の係数を、第１の
コイル対及び第３のコイル対の発生するＺ４の誤差の係
数とは異符号とすることにより、Ｚ４の誤差を小さくす
る。
１６Ａ、１６Ｂの発生するＺ４の誤差の係数を、第１の
コイル対及び第３のコイル対の発生するＺ４の誤差の係
数とは異符号とすることにより、Ｚ４の誤差を小さくす
る。
このような構成とすることにより、装置本体３内の主磁
場発生コイル群を、より狭い範囲内に配置し、本体をコ
ンパクトに構成することができ、患者に鞘神的不安感を
もたせない効果があるとともに、忠部の診断のための所
定の磁場均一度を確保することができる。
場発生コイル群を、より狭い範囲内に配置し、本体をコ
ンパクトに構成することができ、患者に鞘神的不安感を
もたせない効果があるとともに、忠部の診断のための所
定の磁場均一度を確保することができる。
本発明の伯の実施例を第２図に示す。この実施例は、第
５図のＤの範囲に主磁場発生コイルを収めたものである
。装置本体３内に、３対の主コイル、すなわち、第１の
コイル対１８Ａ、１８Ｂ。
５図のＤの範囲に主磁場発生コイルを収めたものである
。装置本体３内に、３対の主コイル、すなわち、第１の
コイル対１８Ａ、１８Ｂ。
第２のコイル対１９Ａ、１９Ｂ、第３のコイル対２ＯＡ
、２０Ｂを範囲り内に設けている。
、２０Ｂを範囲り内に設けている。
このようにコイルを配置した場合、コイル配置が７４の
誤差を発生しない軌跡１４の両側にまたがっているので
、Ｚ４の誤差はあまり大きくならないが、２ の誤差に
関しては、Ｚ２の誤差の係数が３対のコイルともすべて
同符号となるので、誤差が大きくなってしまう。そのた
め、第３のコイル対２ＯＡ、２０Ｂには、第１のコイル
対１８Ａ、１８Ｂ及び第２のコイル対１９Ａ、１９Ｂの
電流とは逆向きの電流を流し、第３のコイル対の発生す
るＺ２の誤差の係数を、第１のコイル対及び第２のコイ
ル対の発生するＺ２の誤差の係数とは異符号とすること
により、Ｚ２の誤差を小さくする。
誤差を発生しない軌跡１４の両側にまたがっているので
、Ｚ４の誤差はあまり大きくならないが、２ の誤差に
関しては、Ｚ２の誤差の係数が３対のコイルともすべて
同符号となるので、誤差が大きくなってしまう。そのた
め、第３のコイル対２ＯＡ、２０Ｂには、第１のコイル
対１８Ａ、１８Ｂ及び第２のコイル対１９Ａ、１９Ｂの
電流とは逆向きの電流を流し、第３のコイル対の発生す
るＺ２の誤差の係数を、第１のコイル対及び第２のコイ
ル対の発生するＺ２の誤差の係数とは異符号とすること
により、Ｚ２の誤差を小さくする。
このような構成とすることにより、主磁場発生コイル群
を、より狭い範囲内に収め、前述の実施例と同等の作用
効果を達成することができる。
を、より狭い範囲内に収め、前述の実施例と同等の作用
効果を達成することができる。
なお、各コイルは超電導コイルとして構成されるのが一
般的であるが、常電導コイルによって構成しても本発明
を適用可能であることはもちろんである。
般的であるが、常電導コイルによって構成しても本発明
を適用可能であることはもちろんである。
本発明によれば、装置本体をコンパクトに構成しながら
診断空間に高均一磁場を得ることができ、したがって、
患者に精神的不安感を与えずに所要の診断を行なうこと
ができる。
診断空間に高均一磁場を得ることができ、したがって、
患者に精神的不安感を与えずに所要の診断を行なうこと
ができる。
また、本体がコンパクトになることにＪ−り、安価・経
世となり、装置を設置する空間が少なくて済むという経
済的効果がある。
世となり、装置を設置する空間が少なくて済むという経
済的効果がある。
第１図、第２図は本発明の異なる実施例を示す縦断面図
、第３図、第４図は本発明の詳細な説明するためのコイ
ル配置を示す縦断面図、第５図はＲＺ平面において二次
および四次の誤差磁場成分を発生しないコイル配置位置
の軌跡を示す図、第６図は従来の医療用磁気共鳴イメー
ジング装置の概略構成を示す縦断面図である。 １２Ａ・・・ＲＦコイル、１２Ｂ、１２Ｃ・・・傾斜磁
場コイル、１５Ａ、１５Ｂ：１８Ａ、１８Ｂ・・・第１
のコイル対、１６Ａ、１６８；１９Ａ、１９Ｂ・・・第
２のコイル対、１７Ａ、１７８ ； ２ＯＡ。 ２０Ｂ・・・第３のコイル対。 出願人代理人 佐 藤 雄ら １ 図 た２ 図 ５３ 図 昆４ 図 汽５ 図 ６６ 図
、第３図、第４図は本発明の詳細な説明するためのコイ
ル配置を示す縦断面図、第５図はＲＺ平面において二次
および四次の誤差磁場成分を発生しないコイル配置位置
の軌跡を示す図、第６図は従来の医療用磁気共鳴イメー
ジング装置の概略構成を示す縦断面図である。 １２Ａ・・・ＲＦコイル、１２Ｂ、１２Ｃ・・・傾斜磁
場コイル、１５Ａ、１５Ｂ：１８Ａ、１８Ｂ・・・第１
のコイル対、１６Ａ、１６８；１９Ａ、１９Ｂ・・・第
２のコイル対、１７Ａ、１７８ ； ２ＯＡ。 ２０Ｂ・・・第３のコイル対。 出願人代理人 佐 藤 雄ら １ 図 た２ 図 ５３ 図 昆４ 図 汽５ 図 ６６ 図
Claims (1)
- 【特許請求の範囲】 １、複数対のリング状コイルを主磁場の基準点を中心と
してその両側に同軸状に、前記基準点から見た軸心に対
する角度が所定の範囲内に収まるように対称に配置する
ことにより、前記基準点の領域に軸心に平行な均一主磁
場を発生するようにすると共に、前記複数対のリング状
コイルは、主磁場の方向とは逆向きの誤差磁場補正用磁
界を発生する少なくとも一対の補正用リング状コイルを
含んでいることを特徴とする均一磁場発生用コイル装置
。 ２、すべてのリング状コイルの横断面の中心が、前記角
度の０°〜４０．５°の範囲内と、これに対称な１３９
．５°〜１８０°の範囲内にあることを特徴とする特許
請求の範囲第１項記載の均一磁場発生用コイル装置。 ３、すべてのリング状コイルの横断面の中心が、前記角
度の４０．５°〜７４．５°の範囲内と、これに対称な
１０５．５°〜１３９．５°の範囲内にあることを特徴
とする特許請求の範囲第１項記載の均一磁場発生用コイ
ル装置。 ４、すべてのリング状コイルの横断面の中心が、前記角
度の７４．５°〜１０５．５°の範囲内にあることを特
徴とする特許請求の範囲第１項記載の均一磁場発生用コ
イル装置。 ５、すべてのリング状コイルの横断面の中心が、前記角
度の０°〜６３．０°の範囲内と、これに対称な１１７
．０°〜１８０°の範囲内にあることを特徴とする特許
請求の範囲第１項記載の均一磁場発生用コイル装置。 ６、すべてのリング状コイルの横断面の中心が、前記角
度の６３．０°〜１１７．０°の範囲内にあることを特
徴とする特許請求の範囲第１項記載の均一磁場発生用コ
イル装置。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP61137890A JPS62293704A (ja) | 1986-06-13 | 1986-06-13 | 均一磁場発生用コイル装置 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP61137890A JPS62293704A (ja) | 1986-06-13 | 1986-06-13 | 均一磁場発生用コイル装置 |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPS62293704A true JPS62293704A (ja) | 1987-12-21 |
Family
ID=15209068
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP61137890A Pending JPS62293704A (ja) | 1986-06-13 | 1986-06-13 | 均一磁場発生用コイル装置 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPS62293704A (ja) |
Cited By (4)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US5136273A (en) * | 1988-10-17 | 1992-08-04 | Kabushiki Kaisha Toshiba | Magnet apparatus for use in a magnetic resonance imaging system |
| US5343182A (en) * | 1991-01-23 | 1994-08-30 | Kabushiki Kaisha Toshiba | Magnet device for generating static magnetic field in MRI |
| EP1036541A1 (en) * | 1997-12-01 | 2000-09-20 | Hitachi Medical Corporation | Magnet apparatus and mri apparatus |
| JP2005324036A (ja) * | 2005-05-23 | 2005-11-24 | Hitachi Medical Corp | 超電導磁石及び磁気共鳴イメージング装置 |
-
1986
- 1986-06-13 JP JP61137890A patent/JPS62293704A/ja active Pending
Cited By (5)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US5136273A (en) * | 1988-10-17 | 1992-08-04 | Kabushiki Kaisha Toshiba | Magnet apparatus for use in a magnetic resonance imaging system |
| US5343182A (en) * | 1991-01-23 | 1994-08-30 | Kabushiki Kaisha Toshiba | Magnet device for generating static magnetic field in MRI |
| EP1036541A1 (en) * | 1997-12-01 | 2000-09-20 | Hitachi Medical Corporation | Magnet apparatus and mri apparatus |
| EP1036541A4 (en) * | 1997-12-01 | 2005-11-02 | Hitachi Medical Corp | MAGNETIC DEVICE AND MRI DEVICE |
| JP2005324036A (ja) * | 2005-05-23 | 2005-11-24 | Hitachi Medical Corp | 超電導磁石及び磁気共鳴イメージング装置 |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| JP3527310B2 (ja) | 開放形磁気共鳴イメージング磁石 | |
| JP4733742B2 (ja) | 磁気共鳴画像化手段を含む粒子線治療装置 | |
| EP0687920B1 (en) | MRI magnet | |
| JP3786460B2 (ja) | 磁気共鳴装置 | |
| JPS60244006A (ja) | 磁石装置およびその使用方法 | |
| NL8502340A (nl) | Magnetisch resonantie apparaat met veld homogeniserende magnetische elementen. | |
| US5361054A (en) | Magnet system | |
| US4468622A (en) | Gradient coil system for nuclear magnetic resonance apparatus | |
| US6853281B1 (en) | Magnet apparatus and mri apparatus | |
| JPS63272335A (ja) | 磁気共鳴イメ−ジング装置 | |
| US5343148A (en) | Gradient coil system | |
| JP2001327478A (ja) | Ｍｒｉ用傾斜磁場コイル | |
| JP3801564B2 (ja) | 横磁界を有する開放型超伝導ｍｒｉ磁石 | |
| US6351123B1 (en) | Gradient coil system for a magnetic resonance tomography apparatus | |
| EP0690312B1 (en) | Asymmetric gradient coils for magnetic resonance imaging | |
| JP2004174243A (ja) | 能動遮蔽式の高磁界開放型ｍｒｉ磁石の低温マス支持構造体及びヘリウム容器 | |
| US7271590B2 (en) | MRI magnet apparatus for vertically and circularly suppressing the magnetic fringe field | |
| JP3583528B2 (ja) | 磁気共鳴結像装置に使用するための電磁石 | |
| JPS62293704A (ja) | 均一磁場発生用コイル装置 | |
| WO1999021476A1 (fr) | Dispositif magnetique et appareil d'irm l'utilisant | |
| JPH0471324B2 (ja) | ||
| US20040015074A1 (en) | Radio frequency coil for resonance imaging analysis of pediatric patients | |
| EP1300111A1 (en) | Magnetic resonance imaging apparatus | |
| US6291998B1 (en) | Basic field magnet for an MRI apparatus with a displaceable homogeneity volume | |
| JP2002531196A (ja) | 磁気共鳴撮像システム |