JPS60244006A - 磁石装置およびその使用方法 - 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】 この発明は磁石装置およびその使用方法に関する。この
発明の磁石装置は特に核磁気共鳴（ＮＭＲ）撮像装置へ
の使用に適している。

ＮＭＲ撮像の分野では、一定領域内でほぼ一様で大きな
強度の磁界を発生する必要がある。すなわち、その領域
での磁界強度の変化率が極めて小さいか零であることが
要求される。このため、従来、円筒上に並置した多数の
円形コイルからなる複合ソレノイドを用いてソレノイド
の形状をシミュレートしていた。後で詳細に述べるよう
に、１個のコイルが発生する磁界の軸方向成分（Ｈｚ）
は次式で宍わされる。

Ｈｚ　＝　ＨＯ＋Ｈ１＋Ｈ１”・”’　十Ｈｎ但し、Ｈ
ｅは磁界の公称強度、高次数項Ｈ８〜Ｈｎは誤差項を示
す。コイルの中心に対し異なる軸位置（すなわち異なる
２値のところ）で、誤差項の符号が変化する。したがっ
て、複合ソレノイドのコイルは、軸に沿う各位置で同じ
誤差項（例えばＨｌ）が各コイルごとに加え合わされた
とき、その和が零に極めて近くなるように配置される。

このようにして、一定かつ一様な合成孔内磁界が発生さ
れる。

このような従来の複合ソレノイドの問題点の一つは、そ
の大きさが比較的大きいことであり、通常的２，５ｍの
長さを有する。用いられる磁界が大きく、したがって、
大きな電流が必要なので、通常は超電導材を使用するが
、これは高価であるばかりでなく大型の冷却装置を必要
とする。さらに、ＮＭＲ撮像の場合、患者の身体の少部
分だけを走査するときでさえ、撮像中はソレノイドによ
って患者を完全に包囲している。このことは患者にとっ
て望ましくないばかりでなく走査過程において臨床医が
行なう患者の観察のさまたげとなっている。

この発明の一態様によれば、磁石装置は複数個の入子式
同軸コイルを有し、これらのコイルのターン数と半径と
が、該コイルに動作電流を流すとき一様領域内にほぼ一
様な磁界か発生されるように設定される。

この発明者は少な（ともある次数の誤差項（Ｈｒ〜Ｈｎ
）が、従来製造されていた磁石装置よりもはるかにコン
パクトな磁石装置を用いて打ち消し得ることを見出した
。

この発明の共軸コイルは従来のシミングコイルとは異な
る。従来のコイルは主磁界コイルに比し小形であり、こ
の発明のコイルと異なり、比較的小さな補正磁界を発生
する。

代表的には、この発明の新規な磁石装置の軸方向長さは
従来の撮像用磁石の軸方向長さの約１７４であるが、そ
れでもこの発明の磁石装置には従来と同じ孔径を形成で
き、磁界強度および純度の点でも同じ性能を有する。身
体全体をＮＭＲ撮像する際でも患者の身長の少部分だけ
包囲すればよい。この発明の１つの重要な応用例として
頭部ＮＲＭ走査の分野への応用がある。したがって、脳
走査専用のＮＭＲスキャナにこの発明の磁石装置を組み
込めば、この種スキャナの広範な利用を低価格で行なえ
る。さらに、患者　５　− に対する収容部を小さくできるので患者へのＮＭＲスキ
ャナの適用が一層容易となる。

磁石装置がコンパクトで、特に超電導導体の量が少なく
てすむので、従来の磁石に比べ極めて廉価になることは
言うまでもない。さらに、磁石の容積が従来の撮像用磁
石よりはるかに小さいので、磁石冷却用の低温槽の熱効
率が上がる。

こうした利点が相俟って、小形、軽量の磁石装置をスキ
ャナに使用すれば臨床設備が全体的に簡略化できる。

この発明の実施例では、半径方向で一番外側のコイルが
最大軸方向長さを有しかつ残余のコイルが配置される領
域を定める。これによりコンパクトな構造となる。

好ましくは、少なくとも１組のコイル対がコイル軸に垂
直でかつ該軸の中央点を通る面に対して対称的に配置さ
れる。これにより、コイルアレイが一層簡単に構成でき
、かつ中央面上にすべてのコイルを設けた入子式コイル
よりも電　６− 気的効率がよ（なる。その理由は、コイルを空間的に広
く分離できるので程々の誤差項を平衡させるに要する逆
方向ターンの数を減少できるからである。この効果によ
りコイル内の磁界の値も減少できるので導体（通常は超
電導導体）の効率的使用に寄与する。これとは別に、軸
からずれた非対称のコイルも使用できるが、その場合の
コイルは奇数次数の誤差を平衡させるために対称コイル
以上のアンペアターンのターン数が必要になる。

概して、半径方向外側のコイルの要求されるアンペアタ
ーンのターン数は内側コイルよりも太きい。このため、
半径方向外側に配置されたコイルはどそのターン数を大
きくする。

好ましくは、各コイルの内側および外側半径をコイルの
平均半径に近似させる。この構成は従来の超電導撮像装
置よりも大きな電流を用いなければならないが隣接する
コイルの電流が反対方向である場合に特に有利である。

実際、もし電流ループの半径を増大すると、電流ループ
に起因する第ｎ次数の誤差項の大きさが半径増加のｎ＋
１乗に比例して減少する。したがって、もしコイル半径
の範囲が太きいと外側コイルによる誤差項に対して内側
コイルによる誤差項を平衡させるための効率が悪くなる
。

どの実施例でも、コイルが超電導導体から作られるので
適当な冷却装置が必要となるが、ある場合は、非超電導
材のコイルにすることができる。

コイルを直列に接続すれは１個の電源で動作電流（各コ
イルに対し同一）を供給できるので便利である。コイル
を接続しない場合は１個以上の電源を設ける。

この発明の第２の態様によれば、複数個の入子式同軸コ
イルを有する磁石装置の動作方法は、各コイルの電流の
方向および大きさと各コイルのターン数および半径とが
協働して一様領域内にほぼ一様な磁界を発生するように
、該コイルへ電流を供給する。

多くの場合、一様領域内の磁界はできるだけ一様でなげ
ればならない。しかし、このためには多数のコイル（例
えば８個）を必要とする。

磁石装置がＮＭＲ撮像装置の一部をなす場合でも完全な
一様性は基本的に要求されない。このように制約条件が
緩和されるので、第１次数の誤差項を打ち消さないなら
ば、与えられた磁界強度に対してアンペアターンを大幅
に低減できる。このことは一様領域に亘って線形磁界変
動が存在することを意味する。標準磁石を用いる撮像過
程では、空間内でＮＭＲ信号への基準を頻繁にとるため
に、一様領域内の被撮像体に線形勾配磁界か与えられる
。ある撮像技術を用いれば第１次数の勾配磁界が存在し
ても許容できる。

勾配磁界は単調なので空間内のすべての点で簡単に定め
られ、信号基準と干渉しない。

隣接コイルの電流は反対方向へ流すとよい。

これによって、この発明の他の利点が得られる。従来の
ソレノイド磁石の欠点として、一定の直径に対し磁石の
長さが減少すると、磁石外部の周辺磁界が増大するとい
うことがあった。

　９− 原理的には、複数個の入子式同軸コイルも実質的な周縁
磁界を発生するが、隣接コイルの電流が反対方向に流れ
る場合は、この周縁磁界は実質的に完全に除去される。

この点からも、この発明のＮＭＲ撮像への適用性か得ら
れる。

前述のように、患者に対する収容部の大きさを減少する
のが望ましく、このためには一様領域が磁石装置から少
な（とも部分的に飛び出しているとよい。

このことはこの発明の非常に重要な特徴をなし、磁石装
置をＮＭＲ撮像装置に使用するとき特に有用である。実
際に、一様領域が磁石装置の孔から充分飛び出していれ
ば、患者を磁石装置の端部に配置でき、磁石装置の孔内
に配置する必要は全くない。その結果、３つの重要な効
果を奏する。すなわち、 （１）患者がコイルの２軸（すなわち円筒軸）を横切っ
て配置されるので、撮像に用いられる磁界の成分は患者
の軸に対し直角となる。このため、ソレノイド状のＲ１
ｉ’（無線周波）発信、−１〇− 受信コイルを使用でき、与えられた磁界および周波数に
対するＮＭＲ信号のＳ／Ｎ比を約２倍に増大する。

（１１）空間の利用性が高いため、患者を磁石装置の表
向上に配置するのが簡単で、一様領域の中心を撮像領域
の中心に合わすことができる。

その結果、被検組織の像分解能が増し、周縁ぼけがなく
なる。円筒状磁石の孔内での一様領域をこのように用い
ることはできない。

０１１）平坦な磁石において一様領域内の生味の所定磁
界に必要なアンペアターン当りの超電導導体の量は、ソ
レノイド状コイル構造で必要な蚤より少ない。その理由
は、患者がコイル内に入り込まないのでコイルの直径が
小さいからである。したがって、患者を巻線で部分的に
包囲するため患者の出入ができるよう充分大きくなけれ
ばならない磁石に比し、平坦磁石でのアンペアターン当
りの導体の長さは短かくなる。

以下、実施例を用いてこの発明の詳細な説明する。

第１図において、コイルｌはターン数Ｎを有し、これら
の巻線に電流■が流れている。このコイルは半径ａを有
し、ｚ軸を定める。コイルｌを流れる電流が発生する磁
界（Ｈｚ（ｂ、α））は２方向に沿うベクトル量であり
、ｂ、αに従って変化する。２次元で変化するべき級数
を用いて、磁界を次式で表わすことができる。

但しＰｎはルジャンドルの多項式である。

説明の便宜上、αが９０’で２軸そのものに沿う磁界を
考えると、ルジャンドルの多項式Ｐｎはすべてのｎに対
してｌｌ″となるから、Ｈｚ＝（ｂ、９０） ＝Ｈｏ　＋　Ｈｌ　＋　Ｈ＊　十”””　十Ｈｎ数にの
値はＨｏの単位に依存する。

Ｈ，は原点における１個の円形コイル素子による磁界の
値である。残りの項全体は誤差項と呼ぶことかでき、２
軸上の各点における実際の磁界は誤差項により予想値Ｈ
８から若干変化する。

すなわち、 である。

所定のコイルが２軸に治って移動すると、どの誤差項も
その符号が該コイルの原位置に対して変化する。したが
って、従来のソレノイドでは、少なくとも顕著な誤差項
が互いに打ち消されるように複数のコイルを配置して複
合ソレノイドを構成することかできた。

なお、軸上の項について説明したが、もし２個もしくは
その以上のコイルによる次数強度に比較して２軸上の所
定の次数についての打ち消しが完全に行なわれていれば
、その所定次数の影響はＺ軸から離れたすべての点にお
いても零になる。さらに、もしｚ軸上の所定次数の磁界
の値が有限であれば、その所定次数の影響が２１３− 軸から離れた点にも現われる。ｚ軸から離れた磁界の値
は角度αの大きさに応じて変化し、ルジャンドル多項式
を用いて展開した立体調和級数により与えられる。

第２図はこの発明による磁石装置の実施例を示し、共通
軸７（第１図のＺＩＩＩＫ対応）を中心軸とする従来の
低温槽６に４個のコイル２〜５が取り付けられている。

この例では、軸７の垂直な面８上に対称的にコイル２〜
５が配置されている。各コイル２〜５の巻線は環状体を
形成している。

コイル２〜５は超電導材からなり、これらコイルを約４
°Ｋに保つ液体ヘリウム容器９内に装着される。液体ヘ
リウム容器９は内側の熱シールド部材１０内に取り付け
られ、内側熱シールド部材ｌＯは液体窒素で冷却された
外側の熱シールド部材１１内に取り付けられる。外側熱
シールド部材１１のまわりには真空ジャケット１２を設
ける。このような装置の頂部には熱交換器を含む小室が
設けられ、ヘリウムガスによ１４− リシールド部材ｌＯの冷却を行う。しかして、上記装置
は脚１４（第４図）上に塔載される。

コイルの代表的寸法を以下の表１に示す。表１中の寸法
Ａｌｅ　Ａ、　ｔ　Ｂの箇所は第３図に示しである。

（以下余白） 低温槽６の半径方向内端は軸７へ向ってテーパ付けされ
、約５０菌の長さく幅）および約５０鋼の直径の孔１５
を定める。

この構造において、各コイルに９５９アンペアのｍｃ流
を流すと、ｌテスラの孔内磁界が得られる。コイル２，
４の「−」符号は、コイル３゜５と反対方向に電流が流
れることを衣わしている。この孔内磁界は、磁石装置の
幾何学的中心１７に中心を持つ球形領域１６内で一様で
ある。

孔１５は患者を収容するのに充分な寸法を有する。磁石
装置はＮＭＲ撮像装置に装着され、患者が孔１５内の位
置に置かれても該孔内に充分強くかつ一様な磁界が得ら
れて撮像が行なわれる。

一様領域１６内に一様な磁界を得るためには、各コイル
２〜５のターン数、半径、電流の大きさそして電流の方
向が以下に述べるようにして決められる。ターン数と電
流の大きさはアンペアターンＮ、　、　Ｎ、　、　Ｎ４
．　Ｎ、を用いて表わすとよい。

しかして、所定次数までの補償を施こした磁石１７− 装置は以下の連立方程式（マ）　ＩＪソックス略化した
）を解くことによって設計できる。

（以下余白） １８− 先に述べた式かられかるように、Ｈｎの符号が半径に応
じて変化することはあまりないので。

符号を変えるための最も簡単な方法はアンペアターンの
符号を変えることである。すなわち、コイル２〜５に流
れる電流の方向を交互に変える。例えば、コイル２，４
に対しては電流を紙面に入る方向へ流し、コイル３，５
に対しては電流を紙面から出る方向へ流す。

この方法で少なくとも第１２次数の誤差項まで誤差の打
ち消しが可能である。

アンペアターンが決まると、′ａ流とターン数は技術的
制約条件に応じて実際上選択される。

主な要件は次の通りである。

ａ）基本円弧と任意のアンペアターンのターン数とを用
いて孔内磁界と必要な誤差項打ち消しとを概算する。

ｂ）供給線、スイッチ、接続点を流れる′電流と（に超
電導導体の設計に応じて得られる容量についての経験に
もとづき成る動作電流を選択する。一般的に盲って、電
流値をできるだけ大きくしてコイルの全体寸法を極力小
さくしなければならない。

Ｃ）与えられた特定の動作電流に対し、コイル巻線内の
磁界予想値を用いて超電導導体を正イ１＋ｔ；に定める
。一連の磁界を得るために、超電導導体内を流れる電流
の値を考慮して超電等得体を定めることが必要である。

ｄ）各コイルについての基本円弧の原位置の周囲にコイ
ルの寸法を展開することによってコイルの全体寸法を削
算する。各コイルの全体寸法を調’Ｉにして古び必要な
誤差項打ち消しを行なう。この段階で、すべてのコイル
巻勝内の磁界の正確な値を計算する。

ｅ）電流による磁界と巻線半径の損を用いて超電導導体
内の歪みを計算づ−る。この計算を練り返して巻線内の
すべての点での局在力による歪みの積分値および論接咎
線に起因する力を算出する。

ｆ）　１回の繰り返し計算で満足すべき歪み値を計算で
きることは先ずないので、安全な動作２１− 歪み値が得られるまで（ｃ）〜（、）の過程を繰り返す
。こうした繰り返し針具での可変・ξラメータとしては
電流、導体の大きさがあり、他のコイル寸法は動作電流
および正確なターン数に応じて変化する。歪みに関する
設計基準は殆んど実際的な経験から得られるものである
から、製造技術や設計上の材料選択が顕著に反映される
ことはない。

第５図に磁石装置の第２実施例を示す。

この実施例ではコイルの配置を除き第２図の実施例と同
一であるので、図示を拘単にするため低温槽の詳細は省
略しである。すべてのコイル２〜５が同一面８上に対称
的に設けられた第２図の実施例と異なり、第５図の実施
例は対称面からずれたコイルを含む。

第５丙の実施例で、２個の入子式同軸コイル１８．１９
が軸７のまわりに配置される。さらに。

２組のコイル対２０．２１か設けられ、これらのコイル
２０．２１はそれぞれコイル１８．１９から軸方向にず
れている。そして、コイル対２０．２１２２− は磁石装置の中央面８に対し対称的に配置される。

コイル１８．２０と１９．２１は従来の巻型のまわりに
配置できるので、この実施例は一層簡単に形成できる。

その上、この実施例の栴或は先の実施例よりも電気的効
率がよい。何故ならコイルを空間的に一層拡げて分離配
置できるからである。

一様領域１６内に１．０テスラの磁界を発生する磁石装
置に用いられるコイル１８〜２１（７）寸法およびター
ン数を以下の表３に示す。

（以下余白） 寸法ＢＩｔＢ１は第５図中の一方のコイル２ｏに対して
示しである。ターン密度における「−」符号はこれらの
コイルに流れる電流が他のコイルに流れる電流と反対方
向であることを表わしている。

全コイルに１０００アンペアＯｔｇを流すと、１．０テ
スラの一様な磁界か一様領域１６内に発生し、ピーク対
ピークの磁界誤差は２０　ｐｐｍである。

表１．３を比較すると、第５図の実施例の方が必要とす
るターン数がはるかに少ないことがわかる。また、第５
図の実施例は患者を一様領域１６へ容易に接近、配置で
きる点でも有利であり、第２図の実施例同様に患者に対
する収容部の減少効果を達成している。

前述の両実施例共１発生される一様領域の中心は磁石装
置の幾例学的中心１７に一致しており、一様領域が磁石
装置の孔内に在る。このように孔の長さが短いにもかか
わらす、磁石装置をＮＭＲ撮像装置に使用した場合、患
者に対する２５− 実質的な収容部が得られる。

第６図の磁石装置では一様領域か孔から一部飛び出して
いる。第６図の磁石装置は鉄拳型２５に取り付けた３個
の入子式同軸コイル２２゜２３．２４を有する。さらに
、各鉄拳型３１〜３５に入子式コイル２６〜３ｏを設け
、これらのコイルハコイル２２〜２４と同軸である。コ
イル２２〜２４．２６〜３０のそれぞれはコイルの鞘３
７に垂直な中央向３６に対称的に配置される。

先の実施例同様、コイルは超電導材から作られ低温＋＠
３８内に取り付けられる。１戊温槽３８を備える。ヘリ
ウム容器３９へは出ロパルブ４３が連通し、外側放射熱
シールド部材４１を冷却する液体窒素は入口バルブ４４
を介して供給される。

第６図の実施例の磁石装置においては、低温槽３８の真
企容器４２外に飛び出した一様な領域４５内にほぼ一様
な磁界が発生する。このた２６− めのコイルの形状は表４に示す通りである。

〔以下余白〕

この構成によると、各コイルに３８６７７ペアの電流を
流したとき、一様領域４５内にＨ８用の１．０テスラの
磁界が１００　ｐｐｍのピーク対ピーク一様性で得られ
る。

半径方向における各交互のコイルで電流の方向を交互に
変える必要がある。その理由は、中央面の各側に一様に
分布されたコイル対を有する磁石装置のようには奇数次
数の変化腹が対称性によって打ち消されないので、各誤
差項ごとにコイルを設けなければならないからである。

したがって、この磁石装置は、所定の中央磁界に対する
アンペアターンのターン数の点で長いソレノイド形の磁
石装置に比べ効率的でないが、しかも多くの利点を有す
る。

すなわち、この磁石装置をＮＭＲ撮像装置に用いると、
低温槽３８の表面４６を水平状態にできるので、この表
面上に患者を横たわらせることができる。このように、
患者用の収容部が不要となり、患者の軸かコイルの半径
方向（軸方向ではない）に一致する。この実施例のその
他２９− の利点についてはすでに述べた。

低温化の点での重要な利点として、第６図の構成では低
温槽３８が平坦なのでその表面積がソレノイド磁石用の
標準形低温槽の表面積の約半分となる。通常、これによ
って低温槽の主要負荷の放射熱エネルギか約１８ｔｎＷ
〜１５５　ｍＷ　まで低減され低温化のための消費量が
節減できる。

つまり、１時間当り約０．１リツトルのヘリウムが節約
できる。

飛び出した一様領域を与える磁石装置の他の実施例を第
７図に示す。第６図の実施例では第７次数までのすべて
の誤差項を平衡させるのに７個のコイルが必要であり、
その結果大きなアンペアターンのターン数が必要とされ
た。

第７図の実施例では、第６図の実施例の半径２５ｃｍの
一様領域４５に匹敵する半径約５ｃＩＬの球状一様領域
４７が発生される。このように半径を減少することによ
って高次数の誤差項の影響を低減できるのである。例え
ば、もし２５ｃ１１半径に対する第ｎ次数の誤差項に起
因する磁界３０− 強度をＨｎで表わすと、５１半径に対する同様な磁界強
度は Ｉｎ　（５０／２５０　）” で与えられるので高次数の誤差は小さな一様領域に影響
しない。

第７図に示すように、この実施例の磁石装置は軸５０の
まわりに同軸でかつ磁石装置の中央面５１上に対称的に
配置された２個のコイル４８．４９を有する。低温槽５
２を概略図示しであるが、コイル４８．４９が巻かれて
いる巻型の図示は省略しである。

この磁石装置の第１の１要な特徴は、磁界中の第１次数
の誤差項を打ち消さずに残すことによって与えられた磁
界に対するアンペアターンを大幅に節減した点にある。

このことは一様領域４７に亘って線形磁界変化が存在す
ることを意味する。前述のように、このことは磁石装置
をＮＭＲ撮像装置に用いる場合は障害とならない。

この磁石装置の第２の重要な特徴は２個のコイル４８．
４９のみですむという点にある。その結果、コイル内の
磁界の値は、第６図の実施例でのしっかりと入子形に形
成されたコイルに比較して、与えられた孔内磁界に対す
る比例性が少な（てすむ。このため、印加磁界に応じて
臨界電流を変化できるので、一様領域での所定磁界に必
要な超電導導体の量の低減を促進できる。

この構成の第３の重要な特徴はアンペアターンのターン
数が少ないのでコイル４８．４９内の磁界強度が小さい
点にある。したがって、コイルの電流比を変えることに
よって一様領域４７の磁気的中心を移動できる。コイル
４８．４９か共通軸５０のまわりに集中的に配置されて
いるので、一様領域を磁石装置の平坦表面５３から遠方
へ飛び出さすこともできるし、該表面に近接して飛び出
さすこともできる。したがって。

ＮＭＲ撮像装置に用いた場合、患者は磁石面上でいずれ
の方向にも移動できる。

７５アンペアの電流で一様領域４７内に１．０テスラの
磁界を生じるコイル寸法の一例を以下の表５に示す。

表　５ この例では、一様領域４７に亘りピーク対ピーク磁界変
化は約ｌＯ％である。

前述の磁石装置の最も重要な応用の一つとしてＮＭＲ撮
像装置への応用がある。第８図はＮＭＲ撮像装置の構成
を示すブロック図で磁石系以外は従来装置の構成と同一
である。図示の装置の磁石系５４は前述の磁石装置のい
ずれかと、電源５４′とを備えている。低温槽は従来の
低温化制御系５５へ接続されている。

磁石装置により発生される一様領域の周囲の巻型上に多
数の変化度付き（勾配）コイル（図示せず）が装着され
ているので、一様領域を通じて異なる磁界勾配が設定さ
れてＮＭＲ撮像が可能となる。これらの勾配コイルは超
電導性コイ３３− ルではなく、従来のものと同じ形状である。そして、こ
れらのコイルは勾配波形発生器５８を介して制御論理回
路５７により制御される各駆動部５６により勾配をもっ
て駆動される。無線周波（ＲＦ）エネルギを発生、受信
するコイル（図示せず）が勾配コイルと同じ巻型上に装
着されている。ＲＦ発信器は分光計６０に接続したＲＦ
増幅器５９に構成されている。分光計６０に接続した制
御論理回路５７によってＲＦノｑルスの発生が制御され
る。分光計６０からのＮＭＲデータは、制御論理回路５
７により制御されるデータ取り込み系６１へ送られる。

この糸からのデータは処理論理回路６２へ供給される。

ＮＭＲ装置全体の制御は、従来のレコード分離インター
フェース２３２を介してオペレータ入力部６４へ接続さ
れたコンピュータ６３により行なわれる。コンピュータ
６３からの情報はディスク駆動部６５に記憶される。一
方、撮像結果はコンピュータ６３により表示系６６へ送
られる。この表示系は患者の身体の「断層」をモ３４− ニタ６７上へ表示する。

使用時、患者の身体は磁石装置により発生された一様領
域の一部分を横切るように位置決めされる。この賜金、
第２図の実施例の磁石装置を使用していれば患者は磁石
装置の孔内に配置され、第６図および第７図の実施例の
磁石装置を使用していれば、患者は平坦表面上へ横たえ
られる。

【図面の簡単な説明】

第１図はコイルを説明するための概略図、第２図はこの
発明の磁石装置の第１実施例を示す部分断面側面図、第
３図は代表的コイルの寸法をｄ発明するための断面図、
第４図は第２図の磁石装置の正面図、第５図はこの発明
の磁石組装置の第２実施例の概略側面図、第６図はこの
発明の磁石装置の第３実施例の側面図、第７図はこの発
明の磁石装置の第４実施例の概略側面図。 第８図は撮像装置のブロック図である。 ２〜５・・・コイル　１６・・・一様領域３５− ｌ

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 （１）　複数個の入子式同軸コイル（２〜５）を有し、
   これらのコイルのターン数と半径とが、該コイルに動作
   電流を流すとき一様領域（１６）内にほぼ一様な磁界が
   発生されるように設定されていることを特徴とする磁石
   装置。 （２、特許請求の範囲第１項において、半径方向で一番
   外側のコイル（５）か最大軸方向長さを有すると共に他
   のコイル（２〜４）が配置される領域を定めていること
   を特徴とする磁石組体。 （３）％許請求の範囲第１項または第２項において、半
   径方向外側に配置されたコイルはどそのターン数が大き
   いことを特徴とする磁石装置。 （４）特許請求の範囲第１項、第２項または第３項にお
   いて、少なくとも一組のコイル対（２０゜２１）がコイ
   ル軸に垂直でかつ該軸の中央点（１７）を通る面（８）
   に対して対称的に配置されてなることを特徴とする磁石
   装置。 （５）　特許請求の範囲第１項、第２項、第３項または
   第４項において、各コイルの内側および外側半径（Ａｍ
   　＊　Ａｍ　）がコイルの平均半径に近いことを特徴と
   する磁石装置。 （６）複数個の入子式同軸コイル（２〜５）を有する磁
   石装置の使用方法であって、各コイルの電流の方向およ
   び大きさと各コイルのターン数および半径とが協働して
   一様領域（１６）内にほぼ一様な磁界を発生するように
   、該コイルへ電流を供給することを特徴とする磁石装置
   の使用方法。 （７）　特許請求の範囲第６項において、半径方向に離
   間した隣接コイルの電流方向が互いに反対方向であるこ
   とを特徴とする磁石装置の使用方法。 （８）特許請求の範囲第６項または第７項において、前
   記一様領域（４５，４７）が磁石装置から少なくとも部
   分的に飛び出していることを特徴とする磁石装置の使用
   方法。