JP2002315733A - Ｍｒｉ用磁界発生装置およびそれを用いたｍｒｉ装置 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】 【課題】 画像の乱れが少なく騒音を低減できる、ＭＲ
Ｉ用磁界発生装置およびそれを用いたＭＲＩ装置を提供
する。 【解決手段】 板状継鉄１２ａおよび１２ｂはそれぞ
れ穴部２２ａおよび２２ｂを有し、支持継鉄２０は穴部
２２ａおよび２２ｂに対応する位置に穴部２４を有す
る。穴部２２ａ，２２ｂおよび２４はそれぞれ、接続部
材２６の挿入方向に直線状となる内側面３８，３９およ
び４０を含む。接続部材２６はその挿入方向に直線状と
なる外側面３６を有する。接続部材２６が穴部２２ａお
よび２４に嵌合されることによって板状継鉄１２ａと支
持継鉄２０とが接続され、接続部材２６が穴部２２ｂお
よび２４に嵌合されることによって板状継鉄１２ｂと支
持継鉄２０とが接続される。

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】

【産業上の利用分野】この発明はＭＲＩ用磁界発生装置
およびそれを用いたＭＲＩ装置に関し、より特定的には
永久磁石式でありかつオープンタイプのＭＲＩ用磁界発
生装置およびそれを用いたＭＲＩ装置に関する。

【０００２】

【従来の技術】この種の従来技術の一例が特開２０００
−１３９８７４号において開示されている。ここでは、
永久磁石式でありかつオープンタイプのＭＲＩ用磁界発
生装置が開示されており、機械的強度を向上させ、輸送
中の振動によって磁気回路に狂いが発生しないように、
リブ等の補強部材を用いつつ、ボルトで板状継鉄と支持
継鉄とを固定する構成が提案されている。一方、この種
のＭＲＩ用磁界発生装置では、撮像画像の位置情報を得
るために、傾斜磁界コイルによって発生される傾斜磁界
が磁界発生装置の永久磁石によって空隙に発生される均
一な静磁界に対して重畳される。近年では、より鮮明な
画像を得るためにピーク強度が１５〜２０ｍＴ／ｍ以上
の大きい傾斜磁界が０．２〜０．４Ｔの静磁界に重畳さ
れて撮影が行われている。

【０００３】

【発明が解決しようとする課題】しかし、このような磁
界によって、ＭＲＩ用磁界発生装置を用いたＭＲＩ装置
は撮像時に大きく振動し、このため画像が乱れたり、大
きな騒音が発生し患者に不快感を与えるという問題が顕
著になってきている。発明者らがこの原因について分析
したところ以下のことがわかった。上述の従来技術で
は、図９に示すように、ボルト１が板状継鉄２に挿入さ
れかつ支持継鉄３に螺入されることによって板状継鉄１
と支持継鉄２とが固定されるが、ボルト頭部１ａと板状
継鉄２との間およびボルト本体１ｂと板状継鉄２との間
には、それぞれギャップｇ（Ｍ４８規格ではｇ＝２ｍ
ｍ）がある。したがって、傾斜磁界の発生に伴う強い力
によって、傾斜磁界コイル（図示せず）が振動すると、
板状継鉄２および支持継鉄３も主に水平方向に振動して
しまい、その結果、画像の乱れや騒音を引き起こす。そ
れゆえにこの発明の主たる目的は、画像の乱れが少なく
騒音を低減できる、ＭＲＩ用磁界発生装置およびそれを
用いたＭＲＩ装置を提供することである。

【０００４】

【課題を解決するための手段】上述の目的を達成するた
めに、請求項１に記載のＭＲＩ用磁界発生装置は、板状
継鉄、支持継鉄、および板状継鉄と支持継鉄とを接続す
る接続部材を備え、板状継鉄は接続部材の挿入方向に直
線状となる内側面を含む第１穴部を有し、支持継鉄は接
続部材の挿入方向に直線状となる内側面を含む第２穴部
を第１穴部に対応する位置に有し、接続部材はその挿入
方向に直線状となる外側面を有しかつ第１穴部および第
２穴部に嵌合可能に構成され、接続部材が第１穴部およ
び第２穴部に嵌合されることによって板状継鉄と支持継
鉄とが接続されることを特徴とする。請求項２に記載の
ＭＲＩ用磁界発生装置は、請求項１に記載のＭＲＩ用磁
界発生装置において、接続部材と第１穴部との間のギャ
ップ、および接続部材と第２穴部との間のギャップが、
それぞれ０．２ｍｍ以上かつ１ｍｍ以下であることを特
徴とする。

【０００５】請求項３に記載のＭＲＩ用磁界発生装置
は、請求項１または２に記載のＭＲＩ用磁界発生装置に
おいて、板状継鉄、支持継鉄および接続部材は、それぞ
れ０．２ｗｔ％以下のカーボンを含む軟鉄によって形成
されることを特徴とする。請求項４に記載のＭＲＩ用磁
界発生装置は、請求項１から３のいずれかに記載のＭＲ
Ｉ用磁界発生装置において、接続部材の挿入方向端部が
テーパ状に形成されることを特徴とする。請求項５に記
載のＭＲＩ用磁界発生装置は、請求項１から４のいずれ
かに記載のＭＲＩ用磁界発生装置において、オープンタ
イプのＭＲＩ用磁界発生装置に用いられることを特徴と
する。

【０００６】請求項６に記載のＭＲＩ用磁界発生装置
は、請求項１から５のいずれかに記載のＭＲＩ用磁界発
生装置において、接続部材の太さが支持継鉄の厚みの１
／１０以上かつ２／３以下に設定されることを特徴とす
る。請求項７に記載のＭＲＩ用磁界発生装置は、請求項
１から６のいずれかに記載のＭＲＩ用磁界発生装置を用
いたことを特徴とする。

【０００７】請求項１に記載のＭＲＩ用磁界発生装置で
は、接続部材と第１穴部との間および接続部材と第２穴
部との間に殆どギャップなく接続部材を第１穴部および
第２穴部に嵌合できるので、板状継鉄および支持継鉄の
位置決め精度を向上できるとともに両継鉄を強固に接続
でき磁界発生装置の剛性を向上できる。したがって、稼
働時におけるＭＲＩ用磁界発生装置の振動を抑制できる
ので、それを用いたＭＲＩ装置では画像の乱れを少なく
できかつ騒音を低減できる。

【０００８】接続部材と第１穴部との間のギャップ、お
よび接続部材と第２穴部との間のギャップが、それぞれ
０．２ｍｍ未満であれば接続部材を第１穴部および第２
穴部に挿入するのが難しくなり、一方、１ｍｍを超えれ
ば接続部材による板状継鉄と支持継鉄との固定強度が小
さくなり、ＭＲＩ装置の稼働時において板状継鉄に対し
て支持継鉄がずれる恐れがある。請求項２に記載のＭＲ
Ｉ用磁界発生装置では、接続部材と第１穴部との間のギ
ャップ、および接続部材と第２穴部との間のギャップ
を、それぞれ０．２ｍｍ以上かつ１．０ｍｍ以下とする
ことによって、接続部材を第１穴部および第２穴部に円
滑に挿入できるとともに板状継鉄と支持継鉄とを強固に
接続でき、ＭＲＩ装置の撮像時における板状継鉄および
支持継鉄の振動およびずれを抑制できる。０．２ｗｔ％
以下のカーボンを含む軟鉄は強磁性体で高透磁率の材料
として用いられるが一般的に柔らかいので、板状継鉄と
支持継鉄との固定が弱くなる傾向がある。しかし、請求
項３に記載のＭＲＩ用磁界発生装置ではこのような材料
を用いても板状継鉄と支持継鉄とを強固に接続できる。

【０００９】請求項４に記載のＭＲＩ用磁界発生装置で
は、接続部材の挿入方向端部がテーパ状に形成されてい
るので、第１穴部および第２穴部への接続部材の挿入が
容易になり、板状継鉄および支持継鉄の組立が容易にな
る。画像の乱れや騒音を引き起こすという上述の問題
は、特にオープンタイプのＭＲＩ用磁界発生装置におい
て発生し易いが、請求項５に記載のＭＲＩ用磁界発生装
置では板状継鉄と支持継鉄とを強固に接続できるのでオ
ープンタイプのＭＲＩ用磁界発生装置であっても上述の
弊害を防止できる。

【００１０】接続部材の太さが支持継鉄の厚みの１／１
０未満であれば、接続部材の強度が小さくなるので板状
継鉄と支持継鉄との固定強度が小さくなる。一方、接続
部材の太さが支持継鉄の厚みの２／３を超えれば、接続
部材の強度は上昇するが、支持継鉄のうち接続部材が嵌
合される部分の強度が低下するので好ましくない。請求
項６に記載のＭＲＩ用磁界発生装置では、接続部材の太
さを支持継鉄の厚みの１／１０以上かつ２／３以下に設
定することによって、このような弊害を防止できる。請
求項７に記載のように、上述のＭＲＩ用磁界発生装置を
用いれば、画像の乱れを少なくできかつ騒音を低減でき
るＭＲＩ装置が得られる。

【００１１】

【発明の実施の形態】以下、図面を参照してこの発明の
実施形態について説明する。図１および図２を参照し
て、この発明の一実施形態のＭＲＩ用磁界発生装置１０
は、オープンタイプのＭＲＩ用磁界発生装置であり、空
隙を形成して対向配置される一対の板状継鉄１２ａおよ
び１２ｂを含む。板状継鉄１２ａおよび１２ｂのそれぞ
れの対向面側にはたとえばネオジム磁石等の永久磁石１
４ａおよび１４ｂが配置され、永久磁石１４ａおよび１
４ｂのそれぞれの対向面側には、磁極片１６ａおよび１
６ｂが固着される。なお、磁極片１６ａおよび１６ｂの
それぞれの環状突起１８ａおよび１８ｂによって、磁極
片１６ａおよび１６ｂ間で発生する磁界の均一化が図ら
れる。

【００１２】板状継鉄１２ａおよび１２ｂは一枚の板状
の支持継鉄２０によって磁気的に結合される。すなわ
ち、支持継鉄２０の上端面に板状継鉄１２ａの一端縁側
下面が、支持継鉄２０の下端面が板状継鉄１２ｂの一端
縁側上面にそれぞれ位置するように、支持継鉄２０が板
状継鉄１２ａおよび１２ｂに接続される。したがって、
板状継鉄１２ａおよび１２ｂと支持継鉄２０とは、その
接続部が略９０度の角度を有し側面視コ字状になるよう
に接続される。なお、板状継鉄１２ａおよび１２ｂ、支
持継鉄２０ならびに接続部材２６（後述）は、より多く
の磁束を通すためにそれぞれ０．２ｗｔ％以下のカーボ
ンを含む軟鉄等によって形成される。

【００１３】ここで注目すべきは板状継鉄１２ａおよび
１２ｂと支持継鉄２０との接続部である。図３および図
４からわかるように、板状継鉄１２ａの一端縁側下面に
は円筒状の２つの穴部２２ａが形成され、板状継鉄１２
ｂの一端縁側上面にも円筒状の２つの穴部２２ｂが形成
される。また、支持継鉄２０の上端面には板状継鉄１２
ａの穴部２２ａに対応する位置に計２つの穴部２４が形
成され、支持継鉄２０の下端面には板状継鉄１２ｂの穴
部２２ｂに対応する位置に計２つの穴部２４が形成され
る。そして、板状継鉄１２ａおよび１２ｂと支持継鉄２
０とはそれぞれ接続部材２６を用いて接続される。

【００１４】接続部材２６は、図５に示すように、略円
筒状の本体２８と、本体２８の一端面に設けられかつ本
体２８より径が小さいねじ部３０とを含む。本体２８の
外側面３６が、接続部材２６の矢印Ａで示す挿入方向に
凹凸なく直線状となる。また、接続部材２６の両端部に
はテーパ部３２および３４が形成され、これによって穴
部２２ａ，２２ｂおよび２４への接続部材２６の挿入が
容易になり、板状継鉄１２ａおよび１２ｂと支持継鉄２
０との組立が容易になる。

【００１５】図４および図６を参照して、板状継鉄１２
ａの穴部２２ａの内側面３８は、接続部材２６の挿入方
向（矢印Ａで示す）に凹凸なく直線状に形成され、接続
部材２６の本体２８が嵌合可能となる。板状継鉄１２ｂ
の穴部２２ｂの内側面３９（図４（ｂ）参照）も同様
に、接続部材２６の挿入方向に凹凸なく直線状に形成さ
れ、接続部材２６の本体２８が嵌合可能となる。また、
支持継鉄２０の穴部２４は、内側面４０と、内側面４０
より径が小さくかつ接続部材２６のねじ部３０が螺入さ
れるねじ孔４２とを含む。穴部２４の内側面４０は、穴
部２２ａおよび２２ｂのそれぞれの内側面３８および３
９と同一径を有しかつ接続部材２６の挿入方向に凹凸な
く直線状に形成される。

【００１６】したがって、ねじ部３０をねじ孔４２に螺
入しかつ本体２８の下部を穴部２４に嵌合して接続部材
２６を支持継鉄２０に取り付け、さらに、その状態で支
持継鉄２０の上端面から露出している接続部材２６の本
体２８を板状継鉄１２ａの穴部２２ａに嵌合することに
よって、支持継鉄２０と板状継鉄１２ａとが接続・固定
される。支持継鉄２０と板状継鉄１２ｂとについても同
様に接続部材２６を穴部２４および２２ｂに嵌合するこ
とによって接続・固定される。このとき、接続部材２６
と板状継鉄１２ａの穴部２２ａおよび支持継鉄２０の穴
部２４とのギャップＧは０．２ｍｍ以上かつ１ｍｍ以下
であることが好ましい。同様に、接続部材２６と板状継
鉄１２ｂの穴部２２ｂおよび支持継鉄２０の穴部２４と
のギャップＧも同様に、０．２ｍｍ以上かつ１ｍｍ以下
であることが好ましい。ギャップＧがこの範囲内であれ
ば、接続部材２６を穴部２２ａおよび２４ならびに穴部
２２ｂおよび２４に円滑に挿入できるとともに板状継鉄
１２ａおよび１２ｂと支持継鉄２０とを強固に接続で
き、ＭＲＩ装置１００（後述）の撮像時における板状継
鉄１２ａ，１２ｂおよび支持継鉄２０の水平方向の振動
およびずれを抑制できる。

【００１７】また、接続部材２６の太さ（ここでは直
径）Ｂは支持継鉄２０の厚みＣの１／１０以上かつ２／
３以下に設定されることが好ましい。この範囲内であれ
ば、接続部材２６について必要な強度が得られ板状継鉄
１２ａ，１２ｂと支持継鉄２０との固定強度を大きくで
きる。また、支持継鉄２０における接続部材１２ａおよ
び１２ｂが嵌合される部分の強度低下を防ぐことができ
る。なお、接続部材２６の太さＢが支持継鉄２０の厚み
Ｃの１／８以上かつ１／２以下に設定されることがより
好ましい。

【００１８】図１および図２に戻って、板状継鉄１２ｂ
と支持継鉄２０との接続部内面側のうち永久磁石１４ｂ
から最も遠い位置（この実施の形態では板状継鉄１２ｂ
と支持継鉄２０との接続部内面側の両端）に、それぞれ
補強部材４４が形成され、これらの補強部材４４は、図
２に示すように支持継鉄２０の外面から螺入される２本
の固定ボルト４６ｂによって支持継鉄２０に固定され
る。同様に、板状継鉄１２ａと支持継鉄２０との接続部
内面側のうち永久磁石１４ａから最も遠い位置（この実
施の形態では板状継鉄１２ａと支持継鉄２０との接続部
内面側の両端）からやや内側の位置に、それぞれ補強部
材４４が形成され、これらの補強部材４４は、図２に示
すように板状継鉄２０の外面から螺入される２本の固定
ボルト４６ａによって支持継鉄２０に固定される。した
がって、この実施の形態では、合計４個の補強部材４４
が用いられ、板状継鉄１２ａと支持継鉄２０とが、板状
継鉄１２ｂと支持継鉄２０とがそれぞれより強く固定さ
れる。各補強部材４４はたとえば鉄などの磁性体によっ
て形成される。

【００１９】さらに、図２に示すように、板状継鉄１２
ａには磁界調整ボルト４８ａおよび４８ｂが螺入され
る。磁界調整ボルト４８ａおよび４８ｂとしては、それ
ぞれたとえば六角穴付止めねじからなる押しボルトが用
いられ、磁界調整ボルト４８ａはその先端５０ａが補強
部材４４に当接するように、磁界調整ボルト４８ｂはそ
の先端５０ｂが支持継鉄２０の上端面に当接するよう
に、それぞれ板状継鉄１２ａに螺入される。磁界調整ボ
ルト４８ａおよび４８ｂの螺入を調整することによっ
て、点Ｐを支点として板状継鉄１２ａの位置を調整で
き、それによって一対の板状継鉄１２ａおよび１２ｂの
相対位置を調整することができ、さらには板状継鉄１２
ａを上下方向に平行移動させることもできる。

【００２０】調整作業を行った後、固定ボルト５２ａに
よって板状継鉄１２ａと補強部材４４とが最終固定され
る。また、固定ボルト５２ｂによって板状継鉄１２ｂと
補強部材４４とが最終固定される。なお、固定ボルト４
６ａ，４６ｂ，５２ａおよび５２ｂ、磁界調整ボルト４
８ａおよび４８ｂは、たとえば鉄またはステンレス等で
構成される。また、板状継鉄１２ｂの下面には、４つの
脚部５４が取り付けられる。

【００２１】このようなＭＲＩ用磁界発生装置１０にお
いて板状継鉄１２ａおよび１２ｂと支持継鉄２０とを組
み立てるとき、まず支持継鉄２０の上端面および下端面
に接続部材２６を取り付ける。その後、下側の板状継鉄
１２ｂの穴部２２ｂに支持継鉄２０の下端面から露出す
る接続部材２６を嵌め込んで、板状継鉄１２ｂと支持継
鉄２０とが一体化される。さらに、支持継鉄２０の上端
面から露出する接続部材２６を上側の板状継鉄１２ａの
穴部２２ａに嵌め込んで、支持継鉄２０と板状継鉄１２
ａとが一体化される。

【００２２】このようなＭＲＩ用磁界発生装置１０によ
れば、接続部材２６と穴部２２ａ，２２ｂおよび穴部２
４との間にギャップＧは殆どなく、支持継鉄２０の上側
において接続部材２６を穴部２２ａおよび２４に嵌合で
き、支持継鉄２０の下側において接続部材２６を穴部２
２ｂおよび２４に嵌合できる。すなわち、支持継鉄２０
と板状継鉄１２ａとの間、および支持継鉄２０と板状継
鉄１２ｂとの間にそれぞれ接続部材２６を埋め込むこと
によって、図９に示すようにボルトを用いる従来とは異
なり、接続部材２６と板状継鉄１２ａ，１２ｂおよび支
持継鉄２０との間に大きなギャップがなくなる。したが
って、板状継鉄１２ａおよび１２ｂと支持継鉄２０とを
強固に接続できＭＲＩ用磁界発生装置１０の剛性を向上
でき、撮像時におけるＭＲＩ用磁界発生装置１０の振動
を抑制できる。特に、撮像時において発生する水平方向
の力に対して十分な強度を与えることができるので、板
状継鉄１２ａ，１２ｂおよび支持継鉄２０の水平方向の
ずれを防止でき、位置決め精度が向上する。

【００２３】また、板状継鉄１２ａ，１２ｂ、支持継鉄
２０および接続部材２６が０．２ｗｔ％以下のカーボン
を含む軟鉄で構成されても、ＭＲＩ用磁界発生装置１０
によれば、板状継鉄１２ａおよび１２ｂと支持継鉄２０
とを強固に接続できる。この発明は、図１に示すような
画像の乱れや騒音を引き起こしやすいオープンタイプの
ＭＲＩ用磁界発生装置１０において特に効果がある。オ
ープンタイプとは、支持継鉄が２本以下であるものもし
くは磁極片１６ａ，１６ｂの中心部を中心として開口部
が１８０゜以上連続しているものをいう。この場合、開
口部が大きくなりどうしても不安定な支持構造となるの
で、本発明の適用がより効果的となる。

【００２４】ＭＲＩ用磁界発生装置１０は、図７に示す
ようなＭＲＩ装置１００に適用できる。図７を参照し
て、ＭＲＩ装置１００は、磁気共鳴（ＮＭＲ）現象を利
用して被検体１０２の断層画像を得るものであり、必要
十分な大きさの開口をもったＭＲＩ用磁界発生装置１
０、中央処理装置（以下、ＣＰＵという）１０４、シー
ケンサ１０６、送信系１０８、傾斜磁界発生系１１０、
受信系１１２および信号処理系１１４を含む。ＭＲＩ用
磁界発生装置１０は、被検体１０２の周りにその体軸方
向または体軸と直角方向に均一な磁束を発生させる。シ
ーケンサ１０６は、ＣＰＵ１０４の制御によって動作さ
れ、被検体１０２の断層画像のデータ収集に必要な種々
の命令を、送信系１０８、傾斜磁界発生系１１０および
受信系１１２に送る。

【００２５】送信系１０８は、高周波発振器１１６、変
調器１１８、高周波増幅器１２０および送信側高周波コ
イル１２２ｂを含む。高周波発振器１１６から出力され
た高周波パルスがシーケンサ１０６の命令に従って変調
器１１８で振幅変調され、この振幅変調された高周波パ
ルスが高周波増幅器１２０で増幅された後に、被検体１
０２に近接して配置された高周波コイル１２２ｂに供給
されることによって、電磁波が被検体１０２に照射され
る。傾斜磁界発生系１１０は、Ｘ、Ｙ、Ｚの３方向に巻
かれた傾斜磁界コイル１２４ａ、１２４ｂおよびそれぞ
れのコイルを駆動する傾斜磁界電源１２６を含む。シー
ケンサ１０６からの命令に従ってそれぞれのコイルの傾
斜磁界電源１２６が駆動されることによって、Ｘ、Ｙ、
Ｚの３方向の傾斜磁界Ｇｘ、Ｇｙ、Ｇｚが被検体１０２
に印加される。傾斜磁界Ｇｘ、Ｇｙ、Ｇｚの加え方によ
って、被検体１０２に対するスライス面を設定すること
ができる。

【００２６】なお、高周波コイル１２２ｂおよび傾斜磁
界コイル１２４ｂは、磁極片１６ｂの珪素鋼板（図示せ
ず）の主面に配置され、同様に、高周波コイル１２２ａ
（後述）および傾斜磁界コイル１２４ａは、磁極片１６
ａの珪素鋼板（図示せず）の主面に配置される。受信系
１１２は、受信側高周波コイル１２２ａ、増幅器１２
８、シフター１３０、直交位相検波器１３２およびＡ／
Ｄ変換器１３４を含む。送信側の高周波コイル１２２ｂ
から被検体１０２に電磁波が照射され、被検体１０２か
らの応答の電磁波（ＮＭＲ信号）が、被検体１０２に近
接して配置された高周波コイル１２２ａで検出され、増
幅器１２８、シフター１３０および直交位相検波器１３
２を介してＡ／Ｄ変換器１３４に入力されてデジタル量
に変換される。この際、Ａ／Ｄ変換器１３４はシーケン
サ１０６からの命令によるタイミングで、直交位相検波
器１３２から出力された２系列の信号をサンプリング
し、２系列のデジタル信号を出力する。それらのデジタ
ル信号は信号処理系１１４に送られフーリエ変換され
る。

【００２７】信号処理系１１４は、ＣＰＵ１０４、磁気
ディスク１３４および磁気テープ１３６等の記録装置、
ならびにＣＲＴ等のティスプレイ１３８を含む。デジタ
ル信号を用いてフーリエ変換、補正係数計算、像再構成
等の処理を行い、任意断面の信号強度分布あるいは複数
の信号に適当な演算を行って得られた分布が画像化され
て、ディスプレイ１３８に表示される。このようにＭＲ
Ｉ用磁界発生装置１０を用いれば、画像の乱れを少なく
できかつ騒音を低減できるＭＲＩ装置１００が得られ
る。

【００２８】なお、ＭＲＩ用磁界発生装置１０におい
て、図８に示すような接続部材５４、板状継鉄１２ａの
穴部５６および支持継鉄２０の穴部５８が用いられても
よい。すなわち、接続部材５４は略円柱状の第１部分６
０と第１部分６０より径が小さい略円柱状の第２部分６
２とを含み、第１部分６０が穴部５６に嵌合され、第２
部分６２が穴部５８に嵌合され、これによって板状継鉄
１２ａと支持継鉄２０とが接続・固定される。接続部材
５４の第１部分６０および第２部分６２のそれぞれの外
側面は矢印Ａで示す接続部材５４の挿入方向に凹凸なく
直線状に形成され、同様に、穴部５６および５８のそれ
ぞれの内側面も矢印Ａで示す接続部材５４の挿入方向に
凹凸なく直線状に形成される。また、接続部材５４の両
端部にはテーパ部が形成される。なお、この場合も図６
に示す場合と同様に、ギャップＧの寸法、および接続部
材５４（第２部分６２）の太さＢと支持継鉄２０の厚み
Ｃとの比率等が設定される。板状継鉄１２ｂと支持継鉄
２０との接続部についても同様に、図８に示す構造を適
用できる。この場合も図６に示す場合と同様の効果が得
られる。

【００２９】なお、ＭＲＩ用磁界発生装置１０の組立時
には、下側の板状継鉄１２ｂの穴部２２ｂに接続部材２
６を取り付けた後、板状継鉄１２ｂから露出する接続部
材２６を支持継鉄２０の穴部２４に嵌め込んで、板状継
鉄１２ｂと支持継鉄２０とを一体化してもよい。また、
上側の板状継鉄１２ａの穴部２２ａに接続部材２６を取
り付けた後、板状継鉄１２ａから露出する接続部材２６
を支持継鉄２０の穴部２４に嵌め込んで、板状継鉄１２
ａと支持継鉄２０とを一体化してもよい。接続部材２６
および５４においてテーパ部は、それぞれ本体２８側端
部および第１部分６０側端部にのみ形成されてもよい。

【００３０】ついで、実験例について説明する。実験で
は、図１に示すようなオープンタイプのＭＲＩ用磁界発
生装置を用い、板状継鉄と支持継鉄との接続・固定に、
本件発明では図５に示す埋め込み用接続部材を用い、比
較例では図９に示すボルトを用いた。そして、それぞれ
の場合について、板状継鉄の突き出し方向中央部の側面
（図１において矢印Ｄで示す部分）をハンマーでたた
き、板状継鉄の突き出し方向先端（図１において矢印Ｅ
で示す部分）に測定器を設置して固有振動周波数を測定
した。なお、ＭＲＩ用磁界発生装置の剛性が向上するほ
ど、その固有周波数は高くなる。実験の結果、本件発明
の方が比較例より固有周波数が高くなったことが確認さ
れた。したがって、本件発明によればＭＲＩ用磁界発生
装置の剛性を向上できることがわかる。

【００３１】

【発明の効果】この発明によれば、稼働時におけるＭＲ
Ｉ用磁界発生装置の振動を抑制できるので、それを用い
たＭＲＩ装置では画像の乱れを少なくできかつ騒音を低
減できる。

【図面の簡単な説明】

【図１】この発明の一実施形態を示す斜視図である。

【図２】図１の実施形態の要部を示す図解図である。

【図３】図１の実施形態の要部を示す分解斜視図であ
る。

【図４】（ａ）は図１の実施形態の要部を示す分解正面
図であり、（ｂ）はその分解側面図である。

【図５】（ａ）は図１の実施形態で用いられる接続部材
を示す正面図であり、（ｂ）はその斜視図である。

【図６】図１の実施形態における板状継鉄と支持継鉄と
の接続部を示す図解図である。

【図７】図１の実施形態が用いられたＭＲＩ装置の一例
を示す電気的ブロック図である。

【図８】板状継鉄と支持継鉄との接続部の他の例を示す
図解図である。

【図９】従来技術における板状継鉄と支持継鉄との接続
部を示す図解図である。

【符号の説明】

１０ ＭＲＩ用磁界発生装置 １２ａ、１２ｂ 板状継鉄 １４ａ、１４ｂ 永久磁石 １６ａ，１６ｂ 磁極片 ２０ 支持継鉄 ２２ａ，２２ｂ，２４，５６，５８ 穴部 ２６，５４ 接続部材 ３２，３４ 接続部材のテーパ部 ３６ 接続部材の外側面 ３８，３９ 板状継鉄の穴部の内側面 ４０ 支持継鉄の穴部の内側面 １００ ＭＲＩ装置 Ａ 接続部材の挿入方向 Ｂ 接続部材の太さ Ｃ 支持継鉄の厚み Ｇ ギャップ

Claims (7)

【特許請求の範囲】
1. 【請求項１】 板状継鉄、支持継鉄、および前記板状継
   鉄と前記支持継鉄とを接続する接続部材を備え、 前記板状継鉄は前記接続部材の挿入方向に直線状となる
   内側面を含む第１穴部を有し、 前記支持継鉄は前記接続部材の挿入方向に直線状となる
   内側面を含む第２穴部を前記第１穴部に対応する位置に
   有し、 前記接続部材はその挿入方向に直線状となる外側面を有
   しかつ前記第１穴部および前記第２穴部に嵌合可能に構
   成され、 前記接続部材が前記第１穴部および前記第２穴部に嵌合
   されることによって前記板状継鉄と前記支持継鉄とが接
   続される、ＭＲＩ用磁界発生装置。
2. 【請求項２】 前記接続部材と前記第１穴部との間のギ
   ャップ、および前記接続部材と前記第２穴部との間のギ
   ャップが、それぞれ０．２ｍｍ以上かつ１ｍｍ以下であ
   る、請求項１に記載のＭＲＩ用磁界発生装置。
3. 【請求項３】 前記板状継鉄、前記支持継鉄および前記
   接続部材は、それぞれ０．２ｗｔ％以下のカーボンを含
   む軟鉄によって形成される、請求項１または２に記載の
   ＭＲＩ用磁界発生装置。
4. 【請求項４】 前記接続部材の挿入方向端部がテーパ状
   に形成される、請求項１から３のいずれかに記載のＭＲ
   Ｉ用磁界発生装置。
5. 【請求項５】 オープンタイプのＭＲＩ用磁界発生装置
   に用いられる、請求項１から４のいずれかに記載のＭＲ
   Ｉ用磁界発生装置。
6. 【請求項６】 前記接続部材の太さが前記支持継鉄の厚
   みの１／１０以上かつ２／３以下に設定される、請求項
   １から５のいずれかに記載のＭＲＩ用磁界発生装置。
7. 【請求項７】 請求項１から６のいずれかに記載のＭＲ
   Ｉ用磁界発生装置を用いた、ＭＲＩ装置。