JP2019216870A - 傾斜磁場コイル装置 - Google Patents

Abstract

【課題】分解能と線形性が向上された、磁気共鳴撮像（Magnetic Resonance Imaging：ＭＲＩ）装置の頭部撮像用の傾斜磁場コイルを提供する。【解決手段】ＭＲＩ装置において被検者の頭部を撮像するために用いられる傾斜磁場コイル装置４００は、ＭＲＩ装置の撮像領域に傾斜磁場を形成する複数のコイルと、円筒形状を有し複数のコイルを保持する誘電体とを備える。誘電体における円筒形状の長手方向の少なくとも一方の端部には、長手方向の中央部に比べて半径方向の厚みが薄くされた薄肉部４５０が形成される。複数のコイルの少なくとも一部は薄肉部に保持される。【選択図】図１２

Description

本発明は、傾斜磁場コイル装置に関し、より特定的には、磁気共鳴撮像（Magnetic Resonance Imaging：ＭＲＩ）装置における被検者の頭部撮像用の傾斜磁場コイル装置に関する。

医療分野などにおいて、核磁気共鳴現象を利用して生体内の情報を画像化し、画像化された人体の断面画像に基づいて検査や診断を行なうためのＭＲＩ装置が知られている。ＭＲＩ装置においては、空間的に線形に変化する傾斜磁場を形成するための傾斜磁場コイルを使用して、受信信号に対して撮像領域における空間的な位置を付加する。

ＭＲＩ装置においては、正確な検査や診断を行なうために、撮像画像の空間解像度（鮮明度）を向上させることが望まれる。特に、人の頭部の撮像のように、より鮮明な画像が望まれる場合には、より高い磁場強度を形成することが必要となる。

一般的に、撮像画像の空間解像度を向上させるためには、発生させる傾斜磁場の空間的な変化率（傾斜）を大きくすることが必要となる。コイルにより発生する磁場の強度は、撮像対象物までの距離の二乗に反比例して弱くなるため、全身撮像用コイルのような直径の大きいコイルを使用する場合には、コイルに供給する電流を大きくすることが必要となる。この場合には、多くのエネルギが必要となるだけでなく、コイルからの発熱も多くなるため、電源装置の大型化や適切な冷却機構の追加が必要となる。

このため、人の頭部を撮像する際には、たとえば特開平８−５６９３４号公報（特許文献１）に開示されるような、全身撮像用コイルよりも小さな直径を有する挿入型の傾斜磁場コイルが用いられる場合がある。小径コイルを使用することで、少ないエネルギで高強度の傾斜磁場を形成することができる。

特開平８−５６９３４号公報

傾斜磁場の直線性（線形性）が低い場合、得られた画像の歪みが大きくなる。そのため、撮像対象空間においては、十分に高い傾斜磁場の直線性が必要となる。傾斜磁場コイルは、一般的に円筒形状をしているが、円筒形状の軸方向の傾斜磁場については、円筒の長さが長いほど線形性が向上することが知られている。

しかしながら、頭部撮像のために、頭部が入るくらいの直径を有する傾斜磁場コイルを用いた場合には、被検者の肩と傾斜磁場コイルとが干渉してしまうため、円筒の長さが制限されることになる。

特開平８−５６９３４号公報（特許文献１）には、このような課題に対して、円筒形状の傾斜磁場コイルの一方端における被検者の肩に対応する部分に切欠きを形成することで、傾斜磁場コイル全体の長さを確保しつつ、被検者の肩との干渉を回避する構成が開示されている。

しかしながら、このような切欠部を形成すると、当該切欠部分での磁場が不均一となりやすくなる。さらには、当該切欠部分を避けるように内部のコイルを配置することが必要であるため、切欠部分近傍の特定の箇所にコイルの配線が集中してしまい、局部的な発熱が生じやすくなる。そのため、コイルに供給する電流を制限したり、追加的な冷却機構を設けることが必要となる可能性がある。

本発明は、上記のような課題を解決するためになされたものであって、その目的は、ＭＲＩ装置における頭部撮像用に用いられる傾斜磁場コイル装置について、空間分解能と線形性を向上することである。

本発明による傾斜磁場コイル装置は、磁気共鳴撮像（Magnetic Resonance Imaging：ＭＲＩ）装置において被検者の頭部の撮像に用いられる。傾斜磁場コイル装置は、ＭＲＩ装置の撮像領域に傾斜磁場を形成する複数のコイルと、円筒形状を有し、上記の複数のコイルを保持する誘電体とを備える。誘電体における円筒形状の長手方向の少なくとも一方の端部には、長手方向の中央部に比べて半径方向の厚みが薄くされた薄肉部が形成される。複数のコイルの少なくとも一部は薄肉部に保持されている。

好ましくは、薄肉部は、誘電体の円筒断面の中心に対して対称な溝部により形成される。

好ましくは、薄肉部は、誘電体の両端部に、円筒形状の長手方向の中央部に対して対称に形成される。

好ましくは、円筒形状の長手方向の中央部における円筒断面中心を原点とし、第１の半径方向をＸ軸、Ｘ軸に直交する第２の半径方向をＹ軸、Ｘ軸およびＹ軸に直交する長手方向をＺ軸とした場合、傾斜磁場の強度は、Ｘ軸、Ｙ軸、Ｚ軸の各方向において、原点に対して点対称となるように形成される。

好ましくは、傾斜磁場コイル装置は、撮像時にＭＲＩ装置に追加的に配置される挿入型傾斜磁場コイル装置であり、傾斜磁場コイル装置がＭＲＩ装置に適用された状態において、長手方向が水平方向となるように配置される。誘電体の円筒断面における水平方向の半径方向をＸ軸、鉛直方向をＹ軸、長手方向をＺ軸とすると、溝部はＸ軸の方向に形成される。

好ましくは、円筒形状の長手方向の中央部における円筒断面中心に被検者の頭部が配置された場合に、誘電体の一方の端部の薄肉部は、被検者の肩部を収容可能な位置に形成される。

好ましくは、円筒形状の長手方向の中央部における誘電体の内面の直径は、被検者の頭部の幅よりも大きく、かつ、被検者の肩幅よりも小さい。薄肉部における誘電体の内面の直径は、被検者の肩幅よりも大きい。

好ましくは、円筒形状の長手方向の中央部における誘電体の内面の直径は、３５０ｍｍ〜４００ｍｍである。薄肉部における誘電体の内面の直径は、５００ｍｍ〜６００ｍｍである。

本発明によれば、円筒形状の傾斜磁場コイル装置の端部に薄肉部を設けることによって、傾斜磁場コイル装置内に頭部が挿入された場合に、傾斜磁場コイル装置が人体の肩部分と干渉することを回避しつつ、円筒形状の長さを長くすることができる。また、傾斜磁場を形成する複数のコイルの少なくとも一部のコイルが当該薄肉部に保持されるため、発生する磁場の線形性が確保できるとともに、コイルの線密度が高くなることによる発熱を抑制することができる。これにより、磁場強度を高めることによる空間分解能を向上させるとともに、傾斜磁場の線形性を向上させることが可能となる。

ＭＲＩ装置の全体図である。 ＭＲＩ装置の構成を説明するためのブロック図である。 全身用傾斜磁場コイルの一例を示す図である。 各座標軸方向に生じる傾斜磁場を説明するための図である。 Ｘ軸方向に生じる傾斜磁場を説明するための図である。 Ｙ軸方向に生じる傾斜磁場を説明するための図である。 Ｚ軸方向に生じる傾斜磁場を説明するための図である。 頭部撮像用の傾斜磁場コイル装置の概略構造を説明するための図である。 複数の種類の傾斜磁場コイル装置の比較を説明するための図である。 比較例としての切欠部を有する傾斜磁場コイル装置の概略図である。 図１０の傾斜磁場コイル装置における、切欠部周辺のコイルパターンの一例を示す図である。 本実施の形態に従う傾斜磁場コイル装置の構造を説明するための図である。 図１２の傾斜磁場コイルの薄肉部を含む円筒断面を示す図である。 複数の種類の傾斜磁場コイル装置の各々についての特性を比較を説明するための図である。 本実施の形態に従う傾斜磁場コイル装置の変形例の構造を説明するための図である。

以下、本発明の実施の形態について、図面を参照しながら詳細に説明する。なお、図中同一または相当部分には同一符号を付してその説明は繰り返さない。

（ＭＲＩ装置の全体構成）
図１は、磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ）装置１０の本体装置１００の全体概略図である。図１を参照して、ＭＲＩ装置１０は、いわゆるトンネル型のＭＲＩ装置である。本体装置１００は、超電導マグネット１１０と、傾斜磁場コイル１２０と、ＲＦ（Radio Frequency）コイル１３０とを含む。超電導マグネット１１０、傾斜磁場コイル１２０、ＲＦコイル１３０は、概略的には円筒型の形状を有している。

被検者１７０は、検査用テーブル１６０上に横たえられた状態で、円筒型の本体装置１００の空洞部（トンネル）内に挿入される。トンネル内に発生する磁場を用いて、被検者１７０の検査対象部位の断面画像が撮像される。

図２は、ＭＲＩ装置１０の構成をより詳細に説明するためのブロック図である。図２を参照して、ＭＲＩ装置１０は、本体装置１００に加えて、制御装置３００と、表示部３１０と、入力部３２０とを備える。

本体装置１００は、上述した超電導マグネット１１０、傾斜磁場コイル１２０、ＲＦコイル１３０に加えて、シムコイル１５０をさらに含む。また、超電導マグネット１１０は、超電導材料（たとえば、ニオブ系金属超電導材料など）で形成された超電導コイル１１５を含む。超電導コイル１１５、傾斜磁場コイル１２０、およびシムコイル１５０が励磁されると、トンネル内に磁場が発生する。なお、図２には示されていないが、超電導状態を形成するために、超電導コイル１１５を冷却するための冷却装置が設けられる。

超電導コイル１１５は、トンネル内に空間的および時間的に均一な静磁場を生成するためのコイルである。超電導コイル１１５で生じる静磁場によって、被検者１７０の検査対象部位の水素原子核の持つ核スピンを一定方向に整列させることができる。

シムコイル１５０は、超電導コイル１１５によって生成される静磁場を補正するための磁場を生成するためのコイルである。シムコイル１５０は、たとえば常電導材料あるいは超電導材料で形成される。

ＭＲＩ装置１０における静磁場の磁場均一性は、標準的には撮像領域内で１０ｐｐｍ以下に抑える必要がある。しかしながら、超電導コイル１１５により生成される静磁場は、ＭＲＩ装置１０に含まれる各機器や、当該装置が設置される建物の鉄筋等の構造物の影響等により少なからず歪みが生じてしまうため、一般的には、超電導コイル１１５のみでは均一した静磁場を得ることは困難である。そのため、たとえばシムコイル１５０を用いて、これらの影響を相殺するような磁場を形成することによって、トンネル内に発生する静磁場を均一化する。

傾斜磁場コイル１２０（または勾配磁場コイル）は、空間的に線形に変化する傾斜磁場を形成するためのコイルである。この傾斜磁場によって、検査対象部位の水素原子核が出す信号の周波数を空間的に線形に変化させることができる。したがって、ＲＦコイル１３０によって受信される受信信号に対して位置情報を付加することができる。なお、本実施の形態においては、被検者１７０の頭部を撮像する場合には、挿入型の傾斜磁場コイル装置４００が用いられる。傾斜磁場コイル装置４００の詳細については後述する。

ＲＦコイル１３０は、被検者１７０に対して所定の周波数のＲＦパルス信号を送信する。検査対象部位に対してＲＦパルス信号が照射されると、ＲＦパルスにより与えられるエネルギによって検査対象部位の水素原子核が励起される。そして、ＲＦパルス信号が停止されると水素原子核が励起状態から復帰する。ＲＦコイル１３０は、この励起状態から復帰する間に観測される磁気共鳴信号を受信する。なお、図２においては、ＲＦコイル１３０により、ＲＦパルス信号の送信、および、磁気共鳴信号の受信を行なわれるものとしているが、送信用コイルと受信用コイルとが分離された構成としてもよい。

上記の傾斜磁場コイル１２０によって生成される傾斜磁場によって、ＲＦコイル１３０で受信される各位置からの受信信号はその位相が異なったものとなる。そのため、印加する傾斜磁場とＲＦパルス信号の周波数とを適切に調整することで、得られた受信信号から当該信号を放出した水素原子核の位置を特定することができる。この受信信号を平面的あるいは三次元的に配列することによって、検査対象部位を画像化することができる。

制御装置３００は、入力部３２０から入力されるユーザからの情報を受ける。ユーザからの情報には、たとえば使用する磁場強度の情報、被検者１７０に関する情報などが含まれる。

制御装置３００は、傾斜磁場コイル１２０およびシムコイル１５０についての励磁電流を調整する。また、制御装置３００は、ＲＦコイル１３０に対してＲＦパルス信号を出力するとともに、当該ＲＦパルス信号に対してＲＦコイル１３０で受信された受信信号を受ける。制御装置３００は、この受信信号に基づいて、検査対象部位の断面を画像化し、表示部３１０に表示する。

（傾斜磁場コイルの説明）
図３は、全身撮像に用いられる傾斜磁場コイル１２０の一例を示す図である。図３に示されるように、被検者１７０がＭＲＩ装置１０のトンネル内に水平に位置された状態において、円筒形状のトンネルにおける水平方向の半径方向をＸ軸とし、鉛直方向の半径方向をＹ軸とし、円筒の長手方向をＺ軸とする。言い換えれば、トンネルの軸方向がＺ軸、被検者の正面側がＹ軸、被検者の側面側がＸ軸とされる。傾斜磁場コイル１２０は、Ｘ軸方向に傾斜磁場を形成するＸ軸コイル１２２と、Ｙ軸方向に傾斜磁場を形成するＹ軸コイル１２４と、Ｚ軸方向に傾斜磁場を形成するＺ軸コイル１２６とで構成される。

なお、ＭＲＩ装置１０の円筒形状のトンネルの軸方向が水平方向でない場合（たとえば、軸方向が鉛直方向または斜めの方向）においても、トンネルの軸方向がＺ軸、被検者の正面側がＹ軸、被検者の側面側がＸ軸とされる。

Ｘ軸コイル１２２は、被検者１７０を挟んでＸ軸方向に対向する二対の鞍型コイルを含む。これらのコイルに供給する電流を調整することによって、図４（Ａ）に示すような、Ｘ軸方向に線形に強度が変化する傾斜磁場を形成することができる。ここで、図４における矢印の大きさは、発生する磁場強度の大きさを示している。たとえば、図５に示されるように、トンネルの長手方向の中央部における円筒断面中心を原点とした場合、図５における被検者１７０の左側（Ｘ軸の正方向）のコイルと、被検者１７０の右側（Ｘ軸の負方向）のコイルとに、互いに逆極性の磁場が生じるような電流をそれぞれ供給することによって、原点を中心としてＸ軸方向に点対称（ＹＺ平面に面対称）となる強度を有する傾斜磁場を形成することができる。

Ｙ軸コイル１２４は、被検者１７０を挟んでＹ軸方向（鉛直方向）に対向する二対の鞍型コイルを含む。これらのコイルに供給する電流を調整することによって、図４（Ｂ）に示すような、Ｙ軸方向に線形に強度が変化する傾斜磁場を形成することができる。たとえば、Ｙ軸コイル１２４についても、図６に示されるように、被検者１７０正面側（Ｙ軸の正方向）のコイルと、背面側（Ｙ軸の負方向）のコイルとに、互いに逆極性の磁場が生じるような電流をそれぞれ供給することによって、原点を中心としてＹ軸方向に点対称（ＺＸ平面に面対称）となる強度を有する傾斜磁場を形成することができる。

Ｚ軸コイル１２６は、Ｚ軸方向に間隔を隔てて配置された一対の円形コイルを含む。これらのコイルに供給する電流を調整することによって、図４（Ｃ）に示すような、Ｚ軸方向に線形に強度が変化する傾斜磁場を形成することができる。たとえば、図７に示されるように、各コイルに互いに逆極性の磁場が生じるような電流をそれぞれ供給することによって、原点を中心としてＺ軸方向に点対称（ＸＹ平面に面対称）となる強度を有する傾斜磁場を形成することができる。

一般的に、コイルの中心に形成される傾斜磁場の強度は、コイルに供給する電流の大きさ、および、コイル中心までの距離（すなわち、コイルの半径）に依存することが知られている。図３に示したような全身撮像用の傾斜磁場コイル１２０においては、円筒内部に全身が入るように、比較的大きなコイル径に設計される。

頭部の撮像の場合には、撮像領域が狭いため、鮮明な画像を得るためにはより高強度でかつ線形性が確保された傾斜磁場の方が有利になる。これを実現するために、図２に示したような、全身撮像用の傾斜磁場コイル１２０よりもコイル径が小さい、挿入型の傾斜磁場コイル装置４００が用いられる。

（頭部用傾斜磁場コイルの説明）
図８は、本実施の形態に用いられる頭部撮像用の傾斜磁場コイル装置４００の概略構造を説明するための図である。図８を参照して、傾斜磁場コイル装置４００は、円筒型の形状を有しており、シールドコイル４２０と、プライマリコイル４３０と、これらのコイルを支持する誘電体４１０とを含む。

プライマリコイル４３０は、基本的には、図３等で説明した全身撮像用の傾斜磁場コイル１２０と同様に、Ｘ軸，Ｙ軸，Ｚ軸の各々に傾斜磁場を形成するためのコイルを有している。

シールドコイル４２０は、プライマリコイル４３０よりも円筒の外周側に配置されており、プライマリコイル４３０で発生した磁場の外部への漏洩を防止する。

上述のように、発生する磁場の強度を高めるためには、傾斜磁場コイル装置４００の内径をできるだけ小さくすることが望ましい。また、傾斜磁場の線形性を得るためには、円筒の長さをある程度長くする必要がある。

しかしながら、磁場強度を高めるために、コイル径を頭部の大きさに適した寸法とすると、被検者の肩部にコイルが干渉してしまうことになる。ここで、傾斜磁場コイル装置により発生する磁場は、磁場によって生じるローレンツ力に起因する装置の歪みの影響や、発生する磁場の状態確認の容易さなどから、傾斜磁場コイル装置について対称となることが必要とされる。そのため、コイルの対称性を確保した場合、被検者の肩部との干渉のために円筒の長さが制限されることになる。

このように、頭部用傾斜磁場コイルにおいては、傾斜磁場の強度、線形性、および対称性の特性を調和させる必要がある。

図９は、傾斜磁場コイル装置のいくつかの例を説明するための図である。図９（Ａ）は、図２で示したような全身撮像用の傾斜磁場コイル１２０である。この全身撮像用の傾斜磁場コイル１２０は、円筒長さが比較的長いため傾斜磁場の線形性は優れており、また、傾斜磁場コイル１２０の中心に被検者１７０の頭部を配置した場合のコイルの対称性も確保できる。ただし、コイル内径が大きいため、発生する磁場の強度を大きくできないという欠点を有している。

図９（Ｂ）の傾斜磁場コイル装置４００Ａは、コイル内径を頭部に適応した大きさに縮小したタイプ（短縮型）である。傾斜磁場コイル装置４００Ａは、発生する磁場の強度は大きくできる。一方で、磁場の対称性を確保するために、円筒の長さが制限されてしまうため、傾斜磁場の線形性が十分に確保できない。

図９（Ｃ）の傾斜磁場コイル装置４００Ｂは、傾斜磁場の線形性を高めるために、円筒の長さを上方側に延長したものである（非対称型）。しかしながら、この場合には、撮像対象である頭部が、傾斜磁場コイル装置４００Ｂの中心に配置できないため、コイルの対称性が確保できない。

図９（Ｄ）は、特開平８−５６９３４号公報（特許文献１）で開示されたタイプの傾斜磁場コイル装置４００Ｃであり、コイルの内径を小さくし、傾斜磁場の線形性を高めるために円筒の長さを延長し、さらに、肩部と干渉する部分を切除した構成を有している（切欠型）。

図１０は、図９（Ｄ）の傾斜磁場コイル装置４００Ｃを別の角度から示した概略図である。傾斜磁場コイル装置４００Ｃは、円筒形状の一方の端部に、肩部との干渉を回避するための切欠部４５０Ｃが形成されている。この切欠部４５０Ｃにより、肩部との干渉は回避されるが、一方の端部のみに切欠部４５０Ｃが形成されているため、円筒の長さ方向の磁場の対称性が確保されにくくなる。

また、図１１には、傾斜磁場コイル装置４００Ｃにおけるプライマリコイル４３０Ｃのコイルパターンの例を示しているが、切欠部４５０Ｃを迂回するために、切欠部４５０Ｃ付近においてコイルの線密度が高くなる部分が生じる。このような局所的に線密度が高くなる部分においては、他の部分に比べて発熱が大きくなるため、傾斜磁場コイル装置４００Ｃの供給する電流を制限したり、あるいは、冷却機構を設けたりする必要が生じ得る。

本実施の形態に係る傾斜磁場コイル装置４００においては、図９（Ｅ）および図１２に示すように、被検者の肩部と干渉する部分を完全に除去するのではなく、円筒内側の誘電体の一部を溝状に除去して薄肉化した薄肉部４５０を形成するとともに、当該薄肉部４５０に傾斜磁場コイルの少なくとも一部が保持されるような構成とする（部分切欠型）。

なお、傾斜磁場コイル装置４００において、薄肉部４５０における内径をｄ１とし、薄肉部４５０以外の部分（たとえば、円筒形状の長手方向の中央部）の内径をｄ２とすると、ｄ１＝３５０ｍｍ〜４００ｍｍ、ｄ２＝５００ｍｍ〜６００ｍｍとすることが好ましい。また、対称性を確保するために、傾斜磁場コイル装置の双方の端部に薄肉部を形成することが好ましい。

図１３は、傾斜磁場コイル装置４００の薄肉部４５０のある位置における、円筒断面を示す図である。図１３に示すように、薄肉部４５０は、誘電体の内面に、断面中心に対して対称な位置に溝部を形成することによって形成される。そして、その薄くなった誘電体の部分に傾斜磁場コイルのＸ軸コイル４３０Ｘが配置される。このような構成とすることによって、肩部との干渉を抑制しつつ、コイルの対称性および円筒の長さを確保することができる。これにより、傾斜磁場の強度および線形性を確保するとともに、コイルパターンの局所的な集中を防止することができる。

図１４は、図９で示した傾斜磁場コイル装置の例について、頭部撮像に使用する場合の「最大傾斜磁場強度」，「線形性」，「発熱性」の観点でその特性を比較した図である。図１４中において、「Ａ」は「優れている」、「Ｂ」は「普通」、「Ｃ」は「不適」を意味している。

最大傾斜磁場強度については、全身用のものを除けば、いずれも小径コイルを使用しているために十分な強度を得ることができる。線形性については、円筒長さが短い短縮型は適しておらず、非対称型および切欠型については、発生する傾斜磁場の対称性の観点において、全身用または部分切欠型よりも劣っている。発熱性については、円筒長さの短い短縮型、非対称型の中心から片方向の部分および切欠型では、コイルの線密度が高くなる部分が生じ得るため、発熱が生じる可能性が高くなる。

以上より、本実施の形態に従う部分切欠型の傾斜磁場コイル装置では、使用時の発熱を抑制しつつ、発生する傾斜磁場の強度および線形性を確保することが可能となる。

なお、上記で説明した傾斜磁場コイル装置４００においては、被検者の肩部に干渉する部分のみに薄肉部を形成するものとして説明したが、図１５の傾斜磁場コイル装置４００Ｄに示すように、円筒形状の端部の全周にわたって薄肉部を形成するようにしてもよい。

今回開示された実施の形態はすべての点で例示であって制限的なものではないと考えられるべきである。本発明の範囲は上記した説明ではなくて特許請求の範囲によって示され、特許請求の範囲と均等の意味および範囲内でのすべての変更が含まれることが意図される。

１０ ＭＲＩ装置、１００ 本体装置、１１０ 超電導マグネット、１１５ 超電導コイル、１２０ 傾斜磁場コイル、１２２，４３０Ｘ Ｘ軸コイル、１２４，４３０Ｙ Ｙ軸コイル、１２６ Ｚ軸コイル、１３０ ＲＦコイル、１５０ シムコイル、１６０ 検査用テーブル、１７０ 被検者、３００ 制御装置、３１０ 表示部、３２０ 入力部、４００，４００Ａ〜４００Ｄ 傾斜磁場コイル装置、４１０ 誘電体、４２０ シールドコイル、４３０，４３０Ｃ プライマリコイル、４５０ 薄肉部、４５０Ｃ 切欠部。

Claims (7)

1. 磁気共鳴撮像（Magnetic Resonance Imaging：ＭＲＩ）装置において被検者の頭部の撮像に用いられる傾斜磁場コイル装置であって、
   前記ＭＲＩ装置の撮像領域に傾斜磁場を形成する複数のコイルと、
   円筒形状を有し、前記複数のコイルを保持する誘電体とを備え、
   前記誘電体における前記円筒形状の長手方向の少なくとも一方の端部には、前記長手方向の中央部に比べて半径方向の厚みが薄くされた薄肉部が形成されており、
   前記複数のコイルの少なくとも一部は前記薄肉部に保持されている、傾斜磁場コイル装置。
2. 前記薄肉部は、前記誘電体の円筒断面の中心に対して対称な溝部により形成される、請求項１に記載の傾斜磁場コイル装置。
3. 前記薄肉部は、前記誘電体の両端部に、前記中央部に対して対称に形成される、請求項１または２に記載の傾斜磁場コイル装置。
4. 前記中央部における円筒断面中心を原点とし、第１の半径方向をＸ軸、前記Ｘ軸に直交する第２の半径方向をＹ軸、前記Ｘ軸および前記Ｙ軸に直交する前記長手方向をＺ軸とした場合、
   前記Ｘ軸、前記Ｙ軸、前記Ｚ軸の各方向において、前記傾斜磁場の強度は、前記原点に対して点対称となるように形成される、請求項１〜３のいずれか１項に記載の傾斜磁場コイル装置。
5. 前記傾斜磁場コイル装置は、撮像時に前記ＭＲＩ装置に追加的に配置される挿入型傾斜磁場コイル装置であり、前記傾斜磁場コイル装置が前記ＭＲＩ装置に適用された状態において、前記長手方向が水平方向となるように配置され、
   前記誘電体の円筒断面における水平方向の半径方向をＸ軸、鉛直方向をＹ軸、前記長手方向をＺ軸とすると、前記溝部は前記Ｘ軸の方向に形成される、請求項２に記載の傾斜磁場コイル装置。
6. 前記中央部における円筒断面中心に前記被検者の頭部が配置された場合に、前記誘電体の一方の端部の前記薄肉部は、前記被検者の肩部を収容可能な位置に形成される、請求項１〜５のいずれか１項に記載の傾斜磁場コイル装置。
7. 前記中央部における前記誘電体の内面の直径は、前記被検者の頭部の幅よりも大きく、かつ、前記被検者の肩幅よりも小さく、
   前記薄肉部における前記誘電体の内面の直径は、前記被検者の肩幅よりも大きい、請求項１〜５のいずれか１項に記載の傾斜磁場コイル装置。