JP2012115456A - 磁気共鳴イメージング装置 - Google Patents

Abstract

【課題】磁気共鳴イメージング装置において、静磁場の磁束のローレンツ力に起因するケーブルの振動を抑えることで、磁場環境下での消音効果や、ケーブル自体の疲労破断の防止効果を向上させること。
【解決手段】磁気共鳴イメージング装置において、Ｘ軸傾斜磁場コイルに電源供給するケーブルを、Ｘ軸傾斜磁場コイルに電流を入力する導体１６Ｘｉと、Ｘ軸傾斜磁場コイルから電流を出力する導体１６Ｘｉとが一体の同軸ケーブル１６Ｘとし、Ｙ軸傾斜磁場コイルに電源供給するケーブルを、Ｙ軸傾斜磁場コイルに電流を入力する導体１６Ｙｉと、Ｙ軸傾斜磁場コイルから電流を出力する導体１６Ｙｉとが一体の同軸ケーブル１６Ｙとし、Ｚ軸傾斜磁場コイルに電源供給するケーブルを、Ｚ軸傾斜磁場コイルに電流を入力する導体１６Ｚｉと、Ｚ軸傾斜磁場コイルから電流を出力する導体１６Ｚｉとが一体の同軸ケーブル１６Ｚとする。
【選択図】 図５

Description

本発明の一態様としての本実施形態は、磁気共鳴現象を利用して被検体内を画像化する磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ）装置に関する。

磁気共鳴イメージング装置は、静磁場中に置かれた被検体に高周波磁場を印加し、それにより被検体から発せられる磁気共鳴信号を基に画像を再構成する装置である。磁気共鳴イメージング装置は、磁気共鳴信号から位置情報が得られるように、互いに直交するＸ軸、Ｙ軸及びＺ軸に沿って磁場強度が変化する傾斜磁場を撮像空間に発生させる。

そのため、磁気共鳴イメージング装置では、前述した傾斜磁場を発生させる傾斜磁場コイルと、傾斜磁場コイルに電力を供給する傾斜磁場電源とがケーブルを介して接続される。傾斜磁場コイルの接続ケーブルは、通常、撮像空間に静磁場を発生させる静磁場磁石や、傾斜磁場コイルが収容される真空容器によって保持・固定される。

また、傾斜磁場コイルの接続ケーブルを、外部がシールド層で覆われている同軸ケーブルとする磁気共鳴イメージング装置が開示されている（例えば、特許文献１参照。）。

特開２００６−３４６２３４号公報

従来の磁気共鳴イメージング装置による磁場環境下（数１０ガウス〜数テスラ）では、傾斜磁場コイルの接続ケーブルを介してパルス状の電流を流すと、静磁場磁石による静磁場の磁束に起因するローレンツ力によってケーブルが振動する。また、傾斜磁場コイルの接続ケーブルには、ケーブルを傾斜磁場コイル等に剛に固定するためのフラットバー等の部品が取り付けられるが、その部品を介してケーブルに傾斜磁場コイル等に生じる振動が伝わる。

傾斜磁場コイルの接続ケーブルの振動は、騒音源となったり、ケーブル自体の疲労破断の原因となったりする。

傾斜磁場コイルの接続ケーブルの振動を防止するために、従来の磁気共鳴イメージング装置では、傾斜磁場コイルの接続ケーブルを静磁場の磁束に沿うように（磁束に直交しないように）レイアウトする方法等が取られてきた。しかし、その場合、傾斜磁場コイルの接続ケーブルの振動の防止効果が十分でなかったり、傾斜磁場コイルの接続ケーブルの設置方法が制限されたりするという問題があった。

さらに、特許文献１ではそもそも、傾斜磁場コイルの接続ケーブルの振動の防止効果の向上のために同軸ケーブルを用いるものではないので、特許文献１には、同軸ケーブルの具体的な設置箇所や構造についての記載がない。

本実施形態の磁気共鳴イメージング装置は、上述した課題を解決するために、静磁場を発生する静磁場磁石と、前記静磁場に重畳される傾斜磁場を被検体に印加する傾斜磁場コイルと、前記傾斜磁場コイルに電力を供給する傾斜磁場電源と、前記傾斜磁場コイルと前記傾斜磁場電源とを接続するケーブルと、前記被検体から発生する電磁波の磁気共鳴信号を受信して電気信号に変換する高周波コイルと、を備えた磁気共鳴イメージング装置において、前記ケーブルは、前記傾斜磁場コイルの端面を含む平面から外側に少なくとも一部を有し、前記傾斜磁場コイルに電流を入力する入力導体と、前記傾斜磁場コイルから前記電流を出力する出力導体とが一体の同軸ケーブルである。

本実施形態のＭＲＩ装置の全体構成を示す概略図。 本実施形態のＭＲＩ装置の静磁場磁石によって発生する静磁場の磁束を示す図。 従来のＭＲＩ装置の真空容器、傾斜磁場コイルユニット、及びケーブルを示す斜視図。 本実施形態のＭＲＩ装置の真空容器、傾斜磁場コイルユニット、及び同軸ケーブルを示す斜視図である。 本実施形態のＭＲＩ装置の同軸ケーブルの構造例を示す断面図。 本実施形態のＭＲＩ装置の同軸ケーブルの設置例を示す図。

本実施形態の磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ：ｍａｇｎｅｔｉｃ ｒｅｓｏｎａｎｃｅ ｉｍａｇｉｎｇ）装置の実施形態について、添付図面を参照して説明する。

図１は、本実施形態のＭＲＩ装置の全体構成を示す概略図である。

図１は、本実施形態のＭＲＩ装置１を示す。ＭＲＩ装置１は、架台装置（ガントリ）１０、静磁場磁石１１、真空容器１２、傾斜磁場コイル（ＡＳＧＳ：ａｃｔｉｖｅｌｙ ｓｈｉｅｌｄ ｇｒａｄｉｅｎｔ ｃｏｉｌ：ＡＳＧＣ）ユニット１３、ＲＦコイル１４、傾斜磁場電源ユニット１５、同軸ケーブル１６、送信部１７、受信部１８、シーケンス制御装置１９、寝台装置２０、及びコンピュータ２１によって構成される。

架台装置１０は、Ｚ軸方向に軸を有する円筒状の空洞（ボア）Ｂを形成する。被検体は、空洞ＢをＺ軸方向に沿って進入及び退避する。

静磁場磁石１１は、Ｚ軸方向に軸を有する円筒状の磁石である。静磁場磁石１１は、励起される際に静磁場電源（図示せず）に接続され、静磁場電源から供給される電流により、円筒内部に形成された撮像空間に静磁場を発生させる。

図２は、本実施形態のＭＲＩ装置１の静磁場磁石１１によって発生する静磁場の磁束を示す図である。

図２に示すように、静磁場磁石１１によって発生する静磁場の磁束は、空洞Ｂ内では軸方向に沿うが、空洞Ｂ外では、空洞Ｂの開口部付近から外側に向けて略放射状に拡がるように形成される。

図１に示す真空容器１２は、Ｚ軸方向に軸を有する円筒状に形成され、静磁場磁石１１の内側に配置されている。真空容器１２によって、円筒の外壁と内壁との間には密閉された内部空間が形成されている。真空容器１２の内部空間は、診断時には、真空ポンプ（図示せず）によって大気圧よりも実質的に低い気圧（真空）となるように調整される。

傾斜磁場コイルユニット１３は、Ｚ軸方向に軸を有する円筒状に形成され、真空容器１２の内部空間に配置される。傾斜磁場コイルユニット１３は、傾斜磁場電源ユニット１５から供給される電流により、互いに直交するＸ軸方向、Ｙ軸方向、及びＺ軸方向に沿った傾斜磁場を静磁場磁石１１の内側に発生させる。傾斜磁場コイルユニット１３は、Ｘ軸方向の傾斜磁場を発生させるＸ軸傾斜磁場コイル、Ｙ軸方向の傾斜磁場を発生させるＹ軸傾斜磁場コイル、Ｚ軸方向の傾斜磁場を発生させるＺ軸傾斜磁場コイル、及び、傾斜磁場コイルユニット１３を冷却する冷却パイプ等が積層されて形成されている。

ＲＦコイル１４は、静磁場磁石１１の開口部内で被検体Ｐに対向するように配設されたコイルである。ＲＦコイル１４は、送信部１７及び受信部１８と接続される。ＲＦコイル１４は、送信部１７からラーモア周波数（共鳴周波数）の高周波（ＲＦ：ｒａｄｉｏ ｆｒｅｑｕｅｎｃｙ）信号を受けて被検体Ｐに高周波磁場パルスを送信する機能と、被検体Ｐの原子核スピンの高周波信号による励起に伴って発生したＭＲ信号を受信して受信部１８に与える機能とを有する。

なお、上述した静磁場磁石１１、真空容器１２、傾斜磁場コイルユニット１３、及びＲＦコイル１４は、架台装置１０にそれぞれ搭載されている。

傾斜磁場電源ユニット１５は、シーケンス制御装置１９からの指示に基づいて、同軸ケーブル１６を介して傾斜磁場コイルユニット１３に電源を供給する。傾斜磁場電源ユニット１５は、傾斜磁場コイルユニット１３のＸ軸傾斜磁場コイルに接続されるＸ軸傾斜磁場電源１５Ｘと、Ｙ軸傾斜磁場コイルに接続されるＹ軸傾斜磁場電源１５Ｙと、Ｚ軸傾斜磁場コイルに接続されるＺ軸傾斜磁場電源１５Ｚとを備える。

同軸ケーブル１６は、傾斜磁場電源ユニット１５への電源供給用のケーブルである。傾斜磁場コイルユニット１５の１つの傾斜磁場コイルにパルス状の電流を入力する入力導体と、当該傾斜磁場コイルからパルス状の電流を出力する出力導体とが一体となったケーブル、すなわち、電流が流れる向きが逆向きの２つの導体が一体となったケーブルである。同軸ケーブル１６の設置箇所及び構造については後述する。

送信部１７は、シーケンス制御装置１９からの指示に基づいて、ＲＦコイル１４にＲＦパルスを送信する装置である。

受信部１８は、ＲＦコイル１４によって受信されたＭＲ信号を検出し、検出したＭＲ信号をデジタル化することによって得られる生データをシーケンス制御装置１９に対して送信する。

シーケンス制御装置１９は、コンピュータ２１による制御に従って、傾斜磁場電源１５、送信部１７、及び受信部１８をそれぞれ機能させることによって被検体Ｐのスキャンを行なう装置である。シーケンス制御装置１９は、スキャンを行なった結果、受信部１８から生データが送信されると、その生データをコンピュータ２１に送信する。

寝台装置２０は、被検体Ｐが載置される天板２０ａを備える。寝台装置２０は、天板２０ａをＺ軸方向に駆動させて、架台装置１０に設けられた空洞内の撮像領域に、天板２０ａ上の被検体Ｐを進入及び退避させる。

コンピュータ２１は、ＭＲＩ装置１全体を制御する装置である。コンピュータ２１は、技師等の操作者から各種入力を受け付ける入力部と、操作者から入力される撮像条件に基づいてシーケンス制御装置１９にスキャンを実行させるシーケンス制御部と、シーケンス制御装置１９から送信された生データに基づいて画像を再構成する画像再構成部と、再構成された画像などを記憶する記憶部と、再構成された画像等の各種情報を表示する表示部と、操作者からの指示に基づいて各機能部の動作を制御する主制御部等を有する。

続いて、図３及び図４を用いて、従来技術のＭＲＩ装置と、本実施形態のＭＲＩ装置１との構成の違いを説明する。

図３は、従来のＭＲＩ装置の真空容器５２、傾斜磁場コイルユニット５３、及びケーブル５６を示す斜視図である。

図３に示すように、傾斜磁場コイルユニット５３には、６本の単線ケーブル５６が接続される。６本の単線ケーブル５６は、単線ケーブル５６Ｘｉ，５６Ｘｏ，５６Ｙｉ，５６Ｙｏ，５６Ｚｉ，５６Ｚｏによって構成される。単線ケーブル５６Ｘｉは、Ｘ軸傾斜磁場コイルに電流を入力するための導体を有する。単線ケーブル５６Ｘｏは、Ｘ軸傾斜磁場コイルから電流を出力するための導体を有する。単線ケーブル５６Ｙｉは、Ｙ軸傾斜磁場コイルに電流を入力するための導体を有する。単線ケーブル５６Ｙｏは、Ｙ軸傾斜磁場コイルから電流を出力するための導体を有する。単線ケーブル５６Ｚｉは、Ｚ軸傾斜磁場コイルに電流を入力するための導体を有する。単線ケーブル５６Ｚｏは、Ｚ軸傾斜磁場コイルから電流を出力するための導体を有する。

単線ケーブル５６Ｘｉの導体の一端は、Ｘ軸傾斜磁場コイルのマイナス端子に、単線ケーブル５６Ｘｏの導体の一端はＸ軸傾斜磁場コイルのプラス端子に接続される。単線ケーブル５６Ｙｉの導体の一端は、Ｙ軸傾斜磁場コイルのマイナス端子に接続される。単線ケーブル５６Ｙｏの導体の一端は、Ｙ軸傾斜磁場コイルのプラス端子に接続される。単線ケーブル５６Ｚｉの導体の一端は、Ｚ軸傾斜磁場コイルのマイナス端子に接続される。単線ケーブル５６Ｚｏの導体の一端は、Ｚ軸傾斜磁場コイルのプラス端子に接続される。一方、６本の単線ケーブル５６の導体の他端は、傾斜磁場電源ユニットにそれぞれ接続される。

また、単線ケーブル５６は、真空容器５２の内部の傾斜磁場コイルユニット５３と真空容器５２の外部の傾斜磁場電源とを接続するため、ＭＲＩ装置１は、６本の単線ケーブル５６が真空容器５２を貫通する構成を有する。６本の単線ケーブル５６の真空容器５２に対する貫通部分は、真空容器５２の内部からの真空漏れ防止と、単線ケーブル５６の振動の防止を兼ねるためにゴムブッシュ構造とする。

図４は、本実施形態のＭＲＩ装置１の真空容器１２、傾斜磁場コイルユニット１３、及び同軸ケーブル１６を示す斜視図である。図５は、本実施形態のＭＲＩ装置１の同軸ケーブル１６の構造例を示す断面図である。

図４に示すように、傾斜磁場コイルユニット１３には、３本の同軸ケーブル１６が接続される。３本の同軸ケーブル１６は、同軸ケーブル１６Ｘ，１６Ｙ，１６Ｚによって構成される。図５に示すように、同軸ケーブル１６Ｘは、Ｘ軸傾斜磁場コイルに電流を入力する導体１６Ｘｉと、Ｘ軸傾斜磁場コイルから電流を出力するための導体１６Ｘｏとを一体として有する。同軸ケーブル１６Ｙは、Ｙ軸傾斜磁場コイルに電流を入力するための導体１６Ｙｉと、Ｙ軸傾斜磁場コイルから電流を出力するための導体１６Ｙｏとを一体として有する。同軸ケーブル１６Ｚは、Ｚ軸傾斜磁場コイルに電流を入力するための導体１６Ｚｉと、Ｚ軸傾斜磁場コイルから電流を出力するための導体１６Ｚｏとを一体として有する。

図５に示すように、同軸ケーブル１６Ｘは、大きくは、中心部の導体１６Ｘｉと、導体１６Ｘｉの周囲の複数の導体１６Ｘｏと、絶縁体１６Ｘｎとによって構成される。同軸ケーブル１６Ｘは、導体１６Ｘｉの断面積と、複数の導体１６Ｘｏの断面積の合計とが略同一であることが望ましい。Ｘ軸傾斜磁場コイルへの電源供給は、ＲＦコイル１４への電源供給とは異なり高周波ではないので、電流が同軸ケーブル１６の導体１６Ｘｉ，１６Ｘｏの表面ではなく内部を流れるからである。同軸ケーブル１６Ｙ，１６Ｚについても同様である。

また、同軸ケーブル１６Ｘの導体１６Ｘｉの一端は、Ｘ軸傾斜磁場コイルのマイナス端子に接続される。同軸ケーブル１６Ｘの導体１６Ｘｏの一端は、Ｘ軸傾斜磁場コイルのプラス端子に接続される。同軸ケーブル１６Ｙの導体１６Ｙｉの一端は、Ｙ軸傾斜磁場コイルのマイナス端子に接続される。同軸ケーブル１６Ｙの導体１６Ｙｏの一端は、Ｙ軸傾斜磁場コイルのプラス端子に接続される。同軸ケーブル１６Ｚの導体１６Ｚｉの一端は、Ｚ軸傾斜磁場コイルのマイナス端子に接続される。同軸ケーブル１６Ｚの導体１６Ｚｏの一端は、Ｚ軸傾斜磁場コイルのプラス端子に接続される。一方、３本の同軸ケーブル１６の他端は、図１に示す傾斜磁場電源ユニット１５にそれぞれ接続される。

同軸ケーブル１６Ｘ，１６Ｙ，１６Ｚの接続部分（端部）には、銅パイプを曲げてつぶしたラグ端子、又は、鋳物等で作るラグ等が圧着される。同軸ケーブル１６Ｘ，１６Ｙ，１６Ｚの接続部分は、エポキシ樹脂やシリコン樹脂等で含浸構造とすることもできる。

なお、同軸ケーブル１６Ｘの導体１６ＸｉをＸ軸傾斜磁場コイルに電流を入力する導体とし、導体１６ＸｏをＸ軸傾斜磁場コイルから電流を出力するための導体として説明したが、逆であってもよいことは言うまでもない。同軸ケーブル１６Ｙ，１６Ｚについても同様である。さらに、図４を用いて、傾斜磁場コイルユニット１３の一方の端面に３本の同軸ケーブル１６が接続される場合を説明したが、傾斜磁場コイルユニット１３の一方の端面に２本の同軸ケーブル１６が、他方の端面に１本の同軸ケーブル１６が接続される場合であってもよい。

ＭＲＩ装置１による磁場環境下（数１０ガウス〜数テスラ）では、同軸ケーブル１６Ｘを介してパルス状の電流を流すと、静磁場磁石１１による静磁場の磁束（図２に図示）によって同軸ケーブル１６の導体１６Ｘｉの電荷と導体１６Ｘｏの電荷とがローレンツ力を受ける。そして、導体１６Ｘｉの電荷が受けるローレンツ力の向きと、導体１６Ｘｏの電荷が受けるローレンツ力の向きとが相反することになる。同軸ケーブル１６Ｙ，１６Ｚについても同軸ケーブル１６Ｘと同様なことがいえる。よって、静磁場磁石１１による静磁場の磁束によって同軸ケーブル１６Ｘが受けるローレンツ力が互いに打ち消されるので、ローレンツ力に起因する同軸ケーブル１６Ｘ，１６Ｙ，１６Ｚの振動がなくなり、同軸ケーブル１６Ｘ，１６Ｙ，１６Ｚの振動が大幅に抑えられる。さらに、同軸ケーブル１６Ｘ，１６Ｙ，１６Ｚの振動が大幅に抑えられ、同軸ケーブル１６Ｘ，１６Ｙ，１６Ｚを傾斜磁場コイルユニット１３に剛に固定する必要がなくなるので、傾斜磁場コイルユニット１３から固定部品を介して同軸ケーブル１６Ｘ，１６Ｙ，１６Ｚに伝わる振動を抑えることができる。

したがって、ＭＲＩ装置１によれば、同軸ケーブル１６Ｘ，１６Ｙ，１６Ｚの振動が大幅に抑えられるので、ＭＲＩ装置１による磁場環境下での消音効果が向上すると共に、ケーブル自体の疲労破断の防止効果が向上する。

また、ＭＲＩ装置１は、真空容器１２の内部の傾斜磁場コイルユニット１３と真空容器１２の外部の傾斜磁場電源１５とが同軸ケーブル１６Ｘ，１６Ｙ，１６Ｚを介して接続されるため、同軸ケーブル１６Ｘ，１６Ｙ，１６Ｚが真空容器１２を貫通する構造を有する。したがって、ＭＲＩ装置１によれば、同軸ケーブル１６Ｘ，１６Ｙ，１６Ｚの振動が大幅に抑えられるので、同軸ケーブル１６Ｘ，１６Ｙ，１６Ｚの真空容器１２に対する各貫通部分におけるシール効果を向上できる。さらに、同軸ケーブル１６Ｘ，１６Ｙ，１６Ｚの真空容器１２に対する貫通部分において同軸ケーブル１６Ｘの防振措置を講じる必要がないので、貫通部分を、真空容器５２の内部からの真空漏れ防止に特化したゴム質のシール部材ブーツ構造等とすることができる。したがって、ＭＲＩ装置１において、貫通部分をゴム質のシール部材やブーツ構造等とすれば、同軸ケーブル１６Ｘ，１６Ｙ，１６Ｚの真空容器１２に対する各貫通部分におけるシール効果をさらに向上できる。貫通部分をゴム質のシール部材とする場合、シール部材の外壁の形状を円錐状とし、円錐の底面に平行な面の直径が大きい側のシール部材の厚みが、直径が小さい側のシール部材の厚みよりも大きくなるように形成することが望ましい。

さらに、ＭＲＩ装置１によれば、真空容器１２に対する貫通部分のケーブルが３本となるので、貫通部分のケーブルが６本である従来のＭＲＩ装置と比較してシール効果をさらに向上できる。

なお、ＭＲＩ装置１では、傾斜磁場コイルユニット１３と傾斜磁場電源１５とを接続するケーブルの全体を同軸ケーブル１６とする場合について説明した。しかしながら、ＭＲＩ装置１では、図６に示すように、傾斜磁場コイルユニット１３と傾斜磁場電源１５とを接続するケーブルの全体のうち、静磁場磁石１１の静磁場の磁束によってケーブルにローレンツ力が発生し得る部分、すなわち、傾斜磁場コイルユニット１３の端面１３ａを含むＸＹ平面Ｆから外側の部分（図６中のケーブルの破線部分を除く部分）が少なくとも同軸ケーブル１６であればよい。

本実施形態のＭＲＩ装置１によると、傾斜磁場コイルユニット１３への電源供給用のケーブルを同軸ケーブル１６とすることで、静磁場磁石１１の静磁場の磁束のローレンツ力に起因する同軸ケーブル１６の振動がなくなり、同軸ケーブル１６の振動が大幅に抑えられるので、磁場環境下での消音効果や、ケーブル自体の疲労破断の防止効果が向上する。

また、本実施形態のＭＲＩ装置１によると、傾斜磁場コイルユニット１３への電源供給用のケーブルを同軸ケーブル１６とすることで、真空容器１２のシール効果が向上する。

なお、本実施形態のＭＲＩ装置１は、本発明の理解を容易にするために記載されたものであって、本発明を限定するために記載されたものではない。したがって、本実施形態のＭＲＩ装置１に開示された各要素は、本発明の技術的範囲に属する全ての設計変更や均等物をも含む趣旨である。

１ ＭＲＩ装置（磁気共鳴イメージング装置）
１０ 架台装置（ガントリ）
１１ 静磁場磁石
１２ 真空容器
１３ 傾斜磁場コイルユニット
１５ 傾斜磁場電源ユニット
１５Ｘ Ｘ軸傾斜磁場電源
１５Ｙ Ｙ軸傾斜磁場電源
１５Ｚ Ｚ軸傾斜磁場電源
１６，１６Ｘ，１６Ｙ，１６Ｚ 同軸ケーブル
１６Ｘｉ，１６Ｘｏ，１６Ｙｉ，１６Ｙｏ，１６Ｚｉ，１６Ｚｏ 導体
１６Ｘｎ，１６Ｙｎ，１６Ｚｎ 絶縁体

Claims (6)

1. 静磁場を発生する静磁場磁石と、
   前記静磁場に重畳される傾斜磁場を被検体に印加する傾斜磁場コイルと、
   前記傾斜磁場コイルに電力を供給する傾斜磁場電源と、
   前記傾斜磁場コイルと前記傾斜磁場電源とを接続するケーブルと、
   前記被検体から発生する電磁波の磁気共鳴信号を受信して電気信号に変換する高周波コイルと、を備えた磁気共鳴イメージング装置において、
   前記ケーブルは、
   前記傾斜磁場コイルの端面を含む平面から外側に少なくとも一部を有し、前記傾斜磁場コイルに電流を入力する入力導体と、前記傾斜磁場コイルから前記電流を出力する出力導体とが一体の同軸ケーブルであることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
2. 前記傾斜磁場コイルを内部空間に配置するような形状である真空容器をさらに有し、
   前記同軸ケーブルは前記真空容器を貫通する構成とすることを特徴とする請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。
3. 前記真空容器を貫通する部分に配置されるゴム質のシール部材を介して前記真空容器を貫通する構成とすることを特徴とする請求項２に記載の磁気共鳴イメージング装置。
4. 前記シール部材の外壁の形状を円錐状とし、円錐の底面に平行な面の直径が大きい側のシール部材の厚みが、直径が小さい側のシール部材の厚みよりも大きくなるように形成することを特徴とする請求項３に記載の磁気共鳴イメージング装置。
5. 前記同軸ケーブルは、前記入力導体及び前記出力導体のうち一方の内部導体と、前記内部導体の周囲に配置される他方の複数の外部導体とによって構成されることを特徴とする請求項１乃至４のうちいずれか一項に記載の磁気共鳴イメージング装置。
6. 前記内部導体の断面積と、前記複数の外部導体の断面積の合計とが略同一であることを特徴とする請求項５に記載の磁気共鳴イメージング装置。

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