JP4617596B2 - Mri用磁界発生装置およびそれを用いたmri装置 - Google Patents
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Description
【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=2mm)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MRI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MRI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1/10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14aおよび14bが配置され、永久磁石14aおよび14bのそれぞれの対向面側には、磁極片16aおよび16b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12b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12a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20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20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12a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39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12a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12a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46a,46b,52aおよび52b、磁界調整ボルト48a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12a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24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22b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10、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102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16a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128、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132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MRI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60と第1部分60より径が小さい略円柱状の第2部分62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26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12a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。
【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)
- 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。 - 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。
- 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。
- 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MRI用磁界発生装置。
- 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MRI用磁界発生装置。
- 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。
- 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、MRI装置。
Priority Applications (1)
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