JP6454789B2 - 磁気共鳴イメージング装置 - Google Patents

Description

本発明は、静磁場発生装置と傾斜磁場発生装置を備えた磁気共鳴イメージング(以下、ＭＲＩ；Magnetic Resonance Imagingと称す)装置に関する。

ＭＲＩ装置は、原子核の核磁気共鳴現象を利用して撮像空間内に置かれた被検体の物理的性質を表す磁気共鳴画像（断層画像）を得るものである。一般に、ＭＲＩ装置は、撮像空間に均一磁場（静磁場）を発生させる静磁場発生源を有する静磁場発生装置と、被検体の生体組織の原子核に核磁気共鳴を生じさせるための高周波の電磁波を発生させる照射コイルと、核磁気共鳴により発生する核磁気共鳴信号を検出する受信コイルと、核磁気共鳴信号に位置情報を付与するために均一磁場に重畳して線形な傾斜磁場を発生させる傾斜磁場発生源を有する傾斜磁場発生装置を備えている。ＭＲＩ装置の撮影時には、傾斜磁場発生装置によって、所望のパルスシーケンスに従い、均一磁場中に置かれた被検体にＸ、Ｙ、ｚ軸方向に線形傾斜磁場が重畳され、被検体の原子スピンがラーモア周波数で磁気的に励起される。この励起に伴い、磁気共鳴信号が検出され、被検体の磁気共鳴画像、例えば、２次元の断層画像が再構成される。

傾斜磁場発生装置は、被検者の入る空間を最大限に確保して閉塞感を和らげるために、内径（ボア）を大きくすることが望まれている。一方で、静磁場発生装置は内径が小さい方が磁気エネルギーが小さくて済むため、傾斜磁場発生装置の外形を大きくすることは好ましくない。即ち、傾斜磁場発生装置には薄肉であることが望まれる。

一方で、ＭＲＩ装置では静磁場の均一度を調整するために、シム鉄と呼ばれる磁性体片が用いられることがある。シム鉄は、シムトレイと呼ばれる非磁性構造に設けられたポケットに格納され、静磁場発生装置の径方向内側の空間に配置される。しかし、シムトレイが静磁場発生装置と傾斜磁場発生装置の間や傾斜磁場発生装置の内側に配置されると、傾斜磁場発生装置の外形や被検者の入るボアが小さくなり好ましくない。そのため、傾斜磁場発生装置の径方向中央付近に、シムトレイを格納するガイド（シムトレイ穴）を設け、この空間にシムトレイが設置されることがある。

傾斜磁場発生装置と静磁場発生装置には、振動が発生する場合がある。この振動は、断層画像の劣化とＭＲＩ装置周辺における騒音の原因となる場合が考えられる。傾斜磁場発生装置が薄肉化されると、装置全体の剛性が減少して振動が増加する傾向となる。また、シムトレイ穴の径方向寸法は、静磁場発生装置が作る磁場の均一度の調整に必要なシム鉄の物量が収納できるよう決定されるが、傾斜磁場発生装置が薄肉化されても必要なシム鉄の量は変わらないため、傾斜磁場発生装置の径方向に占めるシムトレイ穴の比率が大きくなり、傾斜磁場発生装置の剛性低下に対するシムトレイ穴の寄与が増加する。

ＭＲＩ装置の振動抑制方法に関する従来技術として、シムトレイ穴を気柱と見なし、気柱を閉塞するプラグの設置により音響的な共鳴周波数を調整する技術がある（特許文献１参照）。また、シムトレイ構造に関する従来技術として、シムトレイをポケット単位に分割し、端部のポケットのみを蓋によって固定する技術がある（特許文献２参照）。

特開２０１４−１８０４４６号公報 特開２０１４−１９３３１７号公報

しかし、前記した特許文献１の技術では、特定の周波数に関し音響的に騒音を減らすことができても、騒音源である傾斜磁場発生装置の振動そのものを低減することが難しいと考えられた。また、特許文献２の技術では、シムトレイのうち傾斜磁場発生装置に対して固定されるのが端部のポケットのみであり、それ以外のポケットはシムトレイ穴の内部で個別に振動して新たな騒音源となることが考えられた。ポケット同士が連結部を介して一体となっていてもよい技術であるが、連結部が存在することで連続的な構造よりは振動し易いと考えられた。

そこで、本発明が解決しようとする課題は、傾斜磁場発生装置の肉厚を増加させず、振動の低減が可能なＭＲＩ（磁気共鳴イメージング）装置を提供することにある。

前記課題を解決するために、本発明の磁気共鳴イメージング装置は、少なくとも片側に開口部が形成された円筒形状の静磁場発生源を有する静磁場発生装置と、前記静磁場発生源の径方向内側に配置され、前記静磁場発生源と同側に開口部が形成された円筒形状の傾斜磁場発生源を有する傾斜磁場発生装置と、を備え、前記傾斜磁場発生源は、傾斜磁場メインコイルと、傾斜磁場シールドコイルと、前記傾斜磁場メインコイルと前記傾斜磁場シールドコイルとの間を充填し固定する充填部材と、を構成に含み、前記充填部材には磁場調整用磁性体が挿入される第１ガイド領域および第２ガイド領域が形成され、前記第１ガイド領域は、前記傾斜磁場発生源の一端から他端まで達する長さを有する柱状の領域であって、前記第２ガイド領域は、前記傾斜磁場発生源の一端から他端に向かう長さが前記第１ガイドよりも短い柱状の領域であることを特徴としている。

本発明によれば、傾斜磁場発生装置の肉厚を増やさず、振動の低減が可能なＭＲＩ（磁気共鳴イメージング）装置を提供できる。

本発明の第１の実施形態に係るＭＲＩ（磁気共鳴イメージング）装置の概略斜視図である。 本発明の第１の実施形態に係るＭＲＩ装置の概略縦断面図である。 本発明の第１の実施形態に係るＭＲＩ装置の傾斜磁場発生装置の概略縦断面図である。 本発明の第２の実施形態に係るＭＲＩ装置の傾斜磁場発生装置の概略縦断面図である。 本発明の第３の実施形態に係るＭＲＩ装置の傾斜磁場発生装置の概略縦断面図である。 本発明の第４の実施形態に係るＭＲＩ装置の傾斜磁場発生装置の概略縦断面図である。 本発明の第１の実施形態に係るＭＲＩ装置におけるシムトレイの概略図である。

次に、本発明の実施形態について、適宜図面を参照しながら詳細に説明する。なお、各図において、共通する部分には同一の符号を付し重複した説明を省略する。

（第１の実施形態）
図１に、本発明の第１の実施形態に係るＭＲＩ（磁気共鳴イメージング）装置１の概略斜視図を示す。ＭＲＩ装置１は、被検体１０を内部の撮像空間８に導入可能な円筒形状の静磁場発生装置２と、導入された被検体１０の生体組織を構成する原子核に核磁気共鳴を起こさせるために高周波信号を照射する照射コイル４と、被検体１０から発せられる各々の信号に位置情報を与えるための傾斜磁場発生装置３と、静磁場発生装置２が作る磁場の均一度を調整する磁性体であるシム鉄を格納したシムトレイ１２（図７参照）と、シムトレイ１２（磁場調整用の磁性体を固定する器具）を収納するために傾斜磁場発生装置３の内部に設けられるシムトレイ穴１３（図３参照）と、被検体１０から発せられる信号を受信するための受信コイル２２と、被検体１０を積載する寝台６等で構成されている。

静磁場発生装置２は、被検体１０の生体組織を構成する原子のスピンを配向させるために、撮像空間８に均一磁場７（図２参照）を生成する。その均一磁場７の磁場を補正し、その均一度を高めるため、シム鉄を格納したシムトレイ１２（図７参照）の他にシムコイル（図示せず）が静磁場発生装置２の撮像空間８側に設けられている。

静磁場発生装置２は、真空容器支持脚２ｆで支えられている。静磁場発生装置２は、水平方向に平行なｚ軸を中心軸とする円筒形状をしている。傾斜磁場発生装置３は、静磁場発生装置２の撮像空間８側に設けられている。

傾斜磁場発生装置３は、静磁場発生装置２と中心軸を共通とする（ｚ軸を中心軸とする）円筒状もしくは楕円状の形状をしており、複数の傾斜磁場メインコイル（傾斜磁場発生源）３ａ（図３参照）と、複数の傾斜磁場シールドコイル（傾斜磁場発生源）３ｂ（図３参照）を有している。また、メインコイル３ａとシールドコイル３ｂとは、ビーズやガラス繊維クロス等の積層構造を含んだレジン３ｃ（充填部材、図３参照）によって固定されている。

照射コイル４は、傾斜磁場発生装置３の撮像空間８側に設けられている。照射コイル４は、静磁場発生装置２と中心軸を共通とする（ｚ軸を中心軸とする）円筒状もしくは楕円状の形状をしている。照射コイル４は、被検体１０の生体組織を構成する原子の原子核に核磁気共鳴を起こさせるために、高周波信号を照射する。また、受信コイル２２が、核磁気共鳴による磁気共鳴信号を受け取るために、寝台６に取り付けられている。

シムトレイ穴１３のうち長シムトレイ穴１３ａ（第１ガイド領域、図３参照）は、傾斜磁場発生装置３のメインコイル３ａとシールドコイル３ｂの間の領域に、少なくとも撮像空間８のｚ軸方向両側に亘って連続的に設けられており、傾斜磁場発生装置３をｚ軸方向に貫通していても良い。一方、シムトレイ穴１３のうち短シムトレイ穴１３ｂ、１３ｃ（第２ガイド領域、図３参照）は、傾斜磁場発生装置３のメインコイル３ａとシールドコイル３ｂの間の領域に、傾斜磁場発生装置３のｚ軸方向の両端側に設けられており、傾斜磁場発生装置３のレジン３ｃで中心軸方向に分断されている。これにより、傾斜磁場発生装置３は、ｚ軸方向の中心側よりも端部側において、より多くのシムトレイ穴１３を備えることとなる。

シムトレイ穴１３ａ（図３参照）には、図７に示されるように、静磁場調整のためのシム鉄（磁場調整用磁性体）（図示せず）を格納した容器である長シムトレイ１２ａが挿入される。同様に、短シムトレイ穴１３ｂ、１３ｃ（図３参照）には、シム鉄を格納した短シムトレイ１２ｂ、１２ｃがそれぞれ格納される。

図２に、本発明の第１の実施形態に係るＭＲＩ装置１の概略縦断面図を示す。静磁場発生装置２は、超電導コイルである複数のメインコイル（静磁場発生源）２ａと、超電導コイルである複数のシールドコイル（静磁場発生源）２ｂと、超電導コイルであるメインコイル２ａとシールドコイル２ｂを冷媒と共に収納し冷却する冷却容器２ｅと、冷却容器２ｅを内包する構造を有し、真空容器２ｃから放射される輻射熱からシールドする輻射シールド板２ｄと、冷却容器２ｅと輻射シールド板２ｄとを真空環境下に収納し断熱する真空容器２ｃと、真空容器２ｃを設置床面に支持する真空容器支持脚２ｆ（図１参照）と、冷却容器２ｅと輻射シールド板２ｄを真空容器２ｃ内に断熱支持する荷重支持体（図示せず）等を有している。

メインコイル（静磁場発生源）２ａはリング形状を有しており、その中心軸はｚ軸と一致する。本実施例においては、メインコイル２ａは、ｚ軸方向に沿って複数（図２の例では４個）配置されている。

メインコイル２ａは、撮像空間（空間）８に、均一磁場７である静磁場を生成する。なお、メインコイル２ａは、撮像空間８以外にも、静磁場を生成し、特に、撮像領域を中心としてｚ軸方向において、メインコイル２ａよりも遠くの位置に漏れ磁場を生成させる。シールドコイル（静磁場発生源）２ｂは、この漏れ磁場の大きさを小さくすることができる。

シールドコイル２ｂは、リング形状を有しており、その中心軸はｚ軸と一致する。シールドコイル２ｂは、ｚ軸方向に複数（図２の例では２個（一対））配置されている。シールドコイル２ｂは、ｚ軸方向において複数個配列されているメインコイル２aのうち両端に配置された一対のメインコイル２ａの近傍に配置されている。シールドコイル２ｂは、撮像領域９を中心としたときに、ｚ軸方向において両端に配置された一対のメインコイル２ａよりも遠くに配置されている。

図２のうち傾斜磁場発生装置３について示したのが図３である。

傾斜磁場発生装置３は、図２では記載を省略して１個記載したが実際には複数のメインコイル（傾斜磁場発生源）３ａを有している。また、傾斜磁場発生装置３は、図２では記載を省略して１個記載したが実際には複数のシールドコイル（傾斜磁場発生源）３ｂを有している。そして、傾斜磁場発生装置３は、メインコイル３ａとシールドコイル３ｂを互いに固定するレジン３ｃを有している。

メインコイル（傾斜磁場発生源）３ａは、ｚ軸を中心軸とする円筒状もしくは楕円状をした環状の領域に断面が配置される。メインコイル３ａは、撮像空間８に、均一磁場７に重畳する傾斜磁場９を生成する。メインコイル３ａは、撮像空間８以外には、漏れ磁場を生成させる。シールドコイル（傾斜磁場発生源）３ｂは、この漏れ磁場の大きさを小さくすることができる。シールドコイル３ｂは、ｚ軸を中心軸とする円筒状もしくは楕円状の領域に配置される。シールドコイル３ｂは、ｚ軸に対して、メインコイル３ａよりも遠くに配置されている。このように、メインコイル３ａとシールドコイル３ｂとはｚ軸を中心とする円形または楕円形をした環状の領域に断面が配置されるため、傾斜磁場発生装置３もこの配置を反映し、ｚ軸と垂直な断面が円形または楕円形をした円筒状の構造をしている。
シールドコイル３ｂは、メインコイル３ａに対して、静磁場発生装置２の側に配置されている。傾斜磁場発生装置３は、取付部材２１（図２参照）を介して真空容器２ｃに取り付けられている。

長シムトレイ穴１３ａは、傾斜磁場発生装置３のメインコイル３ａとシールドコイル３ｂの間の領域に、少なくとも撮像空間８のｚ軸方向両側に亘って連続的に設けられており、傾斜磁場発生装置３をｚ軸方向に貫通していても良い。

短シムトレイ穴１３ｂ、１３ｃは、傾斜磁場発生装置３のメインコイル３ａとシールドコイル３ｂの間の領域に、傾斜磁場発生装置３のｚ軸方向に対し両端側に設けられており、それぞれの中心側端部は、被検体１０を導入する方向において、撮像空間８のｚ軸方向両端よりも外側に位置している。

これらのシムトレイ穴１３が、メインコイル３ａとシールドコイル３ｂとの間に配置されるとともに、レジン３ｃが、メインコイル３ａ、シールドコイル３ｂ、シムトレイ穴１３を固定し、一個の構造体として傾斜磁場発生装置３を形成する。

すなわち、本実施例のＭＲＩ装置１は、少なくとも片側に開口部が形成された円筒形状の静磁場発生源を有する静磁場発生装置２と、静磁場発生源の径方向内側に配置され、静磁場発生源と同側に開口部が形成された円筒形状の傾斜磁場発生源を有する傾斜磁場発生装置３を備えている。なお、好ましくは静磁場発生源と傾斜磁場発生源は両端に開口部を有する円筒形状である。また、ここで言う円筒形状とは、水平軸に対する断面が厳密に円形であるものに限らず、これに類似する断面が楕円形状であるものや、または断面が多角形であるものも含む。

傾斜磁場発生源は傾斜磁場メインコイル３ａと、傾斜磁場シールドコイル３ｂとを有し、かつ傾斜磁場メインコイル３ａと傾斜磁場シールドコイル３ｂとの間を充填し固定する充填部材（例えばレジン３ｃ）と、を構成に含んでいる。この充填部材には磁場調整用磁性体が挿入される長シムトレイ穴１３ａおよび短シムトレイ穴１３ｂ、ｃが形成されている。図３に示すように長シムトレイ穴１３ａは、傾斜磁場発生源の一端から他端まで達する長さを有する柱状の領域であって、一方、は、短シムトレイ穴１３ｂ、１３ｃは傾斜磁場発生源の一端から他端に向かう長さが、長シムトレイ穴１３ａよりも短い。

望ましくは短シムトレイ穴１３ｂ、ｃは長シムトレイ穴１３ａの半分よりも短いことが好ましい。また長シムトレイ穴１３ａと短シムトレイ穴１３ｂや１３ｃは傾斜磁場発生源の周回方向において交互に設けられることが、後述する磁場調整（シミング）の観点からは望ましい。

さらに短シムトレイ穴１３ｂや１３ｃは、図３に示すように傾斜磁場発生源の両端側からそれぞれの他端に向かって形成されることが望ましい。なお、この際には、傾斜磁場発生源の両端から形成される短シムトレイ１３ｂと１３ｃとは、互いに対向して形成されていてもよい。

また、シムトレイ穴１３は、傾斜磁場発生装置３の周方向については、離散的に配置される。シムトレイ穴１３は、傾斜磁場発生装置３に機械的に結合している。シムトレイ穴１３は傾斜磁場発生装置３のメインコイル３ａとシールドコイル３ｂの間という傾斜磁場の大きい領域に配置されるため、傾斜磁場発生装置３に通電した際にシムトレイ穴１３に渦電流が生じることのないよう、シムトレイ穴１３のｚ軸方向に直交する断面あたりの電気抵抗率は、傾斜磁場発生装置３の外壁と同等もしくは高くなっていることが望ましい。

シムトレイ１２（図７参照）は、シムトレイ穴１３に挿入され、傾斜磁場発生装置３のｚ軸方向両端側のシムトレイ穴１３の開口部付近において、傾斜磁場発生装置３に機械的に固定される。固定方法としては、シムトレイ１２を直接ネジで締結したり、シムトレイ１２のｚ軸方向外側に固定部材を接触させて固定部材をネジ締結や嵌め込みで固定したりする方法があるが、静磁場調整の作業をＭＲＩ装置１の検査室据付後に実施する必要があるため、固定方法としては、検査室内においてシムトレイ１２を着脱可能な方法が必要である。

次に、ＭＲＩ装置１における振動の抑制について説明する。

撮影時には、静磁場発生装置２によって、撮像空間８に、均一磁場７が生成されるが、同時に、傾斜磁場発生装置３が配置されている領域にも、静磁場が生成されている。このように静磁場の影響を受けた状況下で、傾斜磁場発生装置３が有するメインコイル３ａとシールドコイル３ｂにパルス状の電流が流れる。そうすると傾斜磁場発生装置３が配置された領域に生じている静磁場と、このパルス状の電流のカップリングによりパルス状のローレンツ力がメインコイル３ａとシールドコイル３ｂに作用して、傾斜磁場発生装置３が振動する。

そして、この傾斜磁場発生装置３の振動は、傾斜磁場発生装置３を静磁場発生装置２に取り付けている取付部材２１を介して真空容器２ｃに伝搬し、真空容器２ｃから荷重支持体を介して輻射シールド板２ｄや冷却容器２ｅに伝播することで、静磁場発生装置２の各部材が振動する。なお、ここでは傾斜磁場発生装置３が静磁場発生装置２に取り付けられる例を挙げたが、これに限らず、例えば真空容器２ｃなど、ＭＲＩ装置１を構成する他の部材に傾斜磁場発生装置３が取り付けられる場合も、振動は同様に発生し連結された箇所を介して伝達される。

なお、長シムトレイ穴１３ａは、従来技術である特許文献１や特許文献２で用いられている略貫通したシムトレイ穴に比べ、傾斜磁場発生装置３の周方向の寸法を小さく設計してもよい。

長シムトレイ穴１３ａを、従来技術におけるシムトレイ穴よりも幅が小さくなるように設計することによって、傾斜磁場発生装置３の剛性が従来技術よりも高くなる。また短シムトレイ穴１３ｂ、１３ｃは、傾斜磁場発生装置３の剛性を下げる側に作用するが、ｚ軸方向の長さが短いため、剛性の低下量は小さい。例えば、傾斜磁場発生装置３が曲げ変形を生ずる場合、変形量は長さの３乗に比例するため、短シムトレイ穴１３ｂ、１３ｃによる剛性低下量は、長シムトレイ穴１３ａによる剛性低下量よりも十分小さいと考えられる。以上のように、従来技術よりも傾斜磁場発生装置３の剛性が高くなるため、振動による傾斜磁場発生装置３の変形が減少する。

また、シムトレイ１２に格納されたシム鉄には、撮像時の傾斜磁場に伴ってローレンツ力が生じ、シムトレイ１２が振動する場合がある。また、傾斜磁場発生装置３に生じた振動に伴って、シムトレイ１２が振動する場合がある。シムトレイ１２は、傾斜磁場発生装置３にｚ軸方向両端部で固定されるため、シムトレイ穴１３の内側ほど、シムトレイ１２の傾斜磁場発生装置３に対する相対的な振動は大きくなる。これに対し本実施例では、長シムトレイ１２ａは、従来技術のシムトレイに比べ格納されるシム鉄の量は同等であり、傾斜磁場発生装置３に対する相対的な振動は同等と考えられる。一方、短シムトレイ１２ｂ、１２ｃは、格納されるシム鉄の量はＺ軸方向における位置が同じであれば長シムトレイ１２ａと同等であるが、ｚ軸方向の長さが短いため、傾斜磁場発生装置３に対する相対的な振動は長シムトレイ１２ａより小さくなる。

なお、長シムトレイ穴１３ａの幅を従来技術よりも小さくすることで、長シムトレイ１２ａに配置できるシム鉄の量が少なくなる。しかしながら、一般にシム鉄物量のｚ軸方向の分布は、両端側で多く中心側で少ない。これは、両端側は撮像空間から遠く感度が低いため、静磁場を調整するために多くのシム鉄を置く必要があるためであり、中心側は撮像空間に近く少ないシム鉄でも静磁場を調整できるためである。このため従来技術では、ｚ軸方向両端側で必要となるシム鉄の物量を基準として、シムトレイの幅が決定されていると考えられる。しかし、本実施例のＭＲＩ装置１であれば、後述するようにｚ軸方向の両端に多くのシム鉄を配置することが可能であるため、長シムトレイ穴１３ａについては中心側で必要となるシム鉄の物量を基準とし、シムトレイの幅を狭めることができる。

次にｚ軸方向両端側については、長シムトレイ穴１３ａの幅が小さくなることで、長シムトレイ１２ａに配置できるシム鉄の量が少なくなる。ｚ軸方向両端側では、上記のように多くのシム鉄が必要とされるが、本実施例ではｚ軸方向両端側に短シムトレイ穴１３ｂ、１３ｃが配置されているため、短シムトレイ１２ｂ、１２ｃにシム鉄を配置することで、ｚ軸方向両端側に多くのシム鉄を配置できる。

上記のような構成とした結果、撮像時において傾斜磁場発生装置３にパルス状にローレンツ力が生じたとしても、傾斜磁場発生装置３のｚ軸方向に関する曲げ剛性が向上しているため、ローレンツ力による傾斜磁場発生装置３の振動振幅は抑制され、空気中に伝搬する放射音（騒音）が小さくなる。また、シム鉄の配置に関しては、従来技術と同様の配置が可能であり、静磁場の均一度を調整できる。このように、空間を効率的に利用することで、ＭＲＩ装置の大型化を抑制することができる。

また、先に述べた傾斜磁場発生装置３を静磁場発生装置２に対して固定するＭＲＩ装置１であれば、傾斜磁場発生装置３の振動が減少することで、静磁場発生装置２への振動伝播も減少し、静磁場発生装置２の振動も抑制され、これに起因する誤差磁場による画像劣化を抑制することができる。

また、傾斜磁場発生装置３の振動は、傾斜磁場９を振動させるため、断層画像の撮影に対して誤差磁場の影響で断層画像が劣化する可能性があるが、傾斜磁場発生装置３の振動が低減することで、誤差磁場の影響を小さくでき、画像劣化を抑制することができる。

このように、傾斜磁場発生装置３に撮像空間８のｚ軸方向両側に亘って連続的に設けられ長シムトレイ穴１３ａと、傾斜磁場発生装置３のｚ軸方向に対し両端側に設けられた短シムトレイ穴１３ｂ、１３ｃによって、静磁場の均一度の調整能力は同等のままで、傾斜磁場発生装置３の剛性を高めることができ、傾斜磁場発生装置３の肉厚を増やすことなく、振動抑制効果を得ることができる。これにより、空間を効率的に利用したコンパクトかつ大型ボアを有する低騒音のＭＲＩ装置を提供することができる。

（第２の実施形態）
図４に、本発明の第２の実施形態に係るＭＲＩ装置１の傾斜磁場発生装置３の概略縦断面図を示す。第２の実施形態のＭＲＩ装置１が、第１の実施形態のＭＲＩ装置１と異なっている点は、長シムトレイ穴１３ａの径方向寸法が、短シムトレイ穴１３ｂ、１３ｃの径方向寸法より小さい点である。すなわち、傾斜磁場発生源の径方向（Ｚ軸を中心に発散する方向）における短シムトレイ穴の寸法は、同方向における長シムトレイ穴の寸法よりも大きい。このような構成によれば、傾斜磁場発生装置３がより高剛性となることによって、傾斜磁場発生装置３の振動を抑制できる。

長シムトレイ穴１３ａの径方向寸法、即ち厚みが小さくなることで、傾斜磁場発生装置３の剛性が増加する。例えば、傾斜磁場発生装置３が曲げ変形を生ずる場合、傾斜磁場発生装置３の曲げ剛性が、シムトレイ穴１３の曲げ剛性の分だけ減少すると考えられるが、曲げ剛性は厚みの３乗に反比例するため、長シムトレイ穴１３ａによる曲げ剛性の減少が小さくなる。これにより、傾斜磁場発生装置３の振動を抑制でき、撮像時に生じる騒音を低減することができる。

（第３の実施形態）
図５に、本発明の第３の実施形態に係るＭＲＩ装置１の傾斜磁場発生装置３の概略縦断面図を示す。第３の実施形態のＭＲＩ装置１が、第１の実施形態のＭＲＩ装置１と異なっている点は、傾斜磁場発生装置３のメインコイル３ａ及びシールドコイル３ｂとの間で、長シムトレイ穴１３ａの存在しない領域に、シールドコイル３ｂのボビンが突出している点である。このような構成によれば、傾斜磁場発生装置３がより高剛性となることによって、傾斜磁場発生装置３の振動を抑制できる。

すなわち、シールドコイル３ｂを固定する巻枠は、中心部、例えばＺ軸方向において撮像空間８と重なる領域において、傾斜磁場発生源の周回方向（Ｚ軸を中心に周回する）に関して凹凸部を繰り返し形成しており、長シムトレイ穴１３ａは、その巻枠の凹部を通るように形成される。なお、短シムトレイ穴１３ｂ，１３ｃの端部をボビンの突出部（凸部）と一致させて形成してもよい。すなわち、短シムトレイ穴１３ｂ、１３ｃは傾斜磁場発生源の両端からシールドコイル３ｂのボビンに達する程度の長さを有する柱状の領域としてレジン３ｃに形成される。

シールドコイル３ｂのボビンの弾性係数は、傾斜磁場発生装置３のレジン３ｃと同等もしくは大きいのが一般的である。シールドコイル３ｂのボビンが径方向内側に突出することによって、シールドコイル３ｂの剛性が増加し、レジン３ｃを介して一体化された傾斜磁場発生装置３の剛性が増加する。これにより、傾斜磁場発生装置３の振動を抑制でき、撮像時に生じる騒音を低減することができる。

（第４の実施形態）
図６に、本発明の第４の実施形態に係るＭＲＩ装置１の傾斜磁場発生装置３の概略縦断面図を示す。第４の実施形態のＭＲＩ装置１が、第１の実施形態のＭＲＩ装置１と異なっている点は、傾斜磁場発生装置３のメインコイル３ａ及びシールドコイル３ｂとの間で、長シムトレイ穴１３ａの存在しない領域に、傾斜磁場発生装置３を冷却する冷却部材１４が埋設されている点である。すなわち、傾斜磁場発生源は、短シムトレイ穴１３ｂ、１３ｃとの間に前記傾斜磁場発生装置を冷却する冷却部材１４を備えている。
このような構成によれば、傾斜磁場発生装置３がより高剛性となることによって、傾斜磁場発生装置３の振動を抑制できる。

傾斜磁場発生装置３の冷却部材１４の例としては、冷却水配管が挙げられるが、その構成材料は、傾斜磁場発生装置３のレジン３ｃよりも弾性係数が高いのが一般的である。そのため、レジン３ｃに代わって冷却部材１４が埋設されることによって、傾斜磁場発生装置３の剛性が増加する。これにより、傾斜磁場発生装置３の振動を抑制でき、撮像時に生じる騒音を低減することができる。

また、冷却部材１４が配置される傾斜磁場発生装置３のメインコイル３ａ及びシールドコイル３ｂとの間で、長シムトレイ穴１３ａの存在しない領域とは、一般にメインコイル３ａ及びシールドコイル３ｂの配線の密度が高い領域であり、傾斜磁場を発生させる時のコイル導体のジュール発熱が大きい領域である。このため、上記領域に冷却部材１４を配置することで、冷却効率が高くなり、傾斜磁場発生装置３の温度上昇を抑制できる。更に、傾斜磁場発生装置３の温度が上昇すると、シムトレイ１２を介してシム鉄の温度が上昇し、シム鉄の磁化が変化して撮像空間８の磁場均一度が悪化することがあるが、傾斜磁場発生装置３の温度上昇が抑制されることで、シム鉄の磁化の変化を抑制でき、画像劣化を抑制することができる。

なお、前記した第１から第４の実施形態では、静磁場発生源２ａと２ｂとして超電導コイルを取り上げたが、これに限らない。静磁場発生源２ａと２ｂとして常電導コイルや永久磁石を用いてもよい。

１ 磁気共鳴イメージング装置
２ 静磁場発生装置
２ａ 静磁場発生源（メインコイル）
２ｂ 静磁場発生源（シールドコイル）
２ｃ 真空容器（静磁場発生装置の外壁）
２ｄ 輻射シールド板
２ｅ 冷却容器
２ｆ 真空容器支持脚
３ 傾斜磁場発生装置
３ａ 傾斜磁場発生源（メインコイル）
３ｂ 傾斜磁場発生源（シールドコイル）
３ｃ レジン
４ 照射コイル
６ 寝台
７ 均一磁場
８ 撮像空間
９ 傾斜磁場
１０ 被検体
１２ シムトレイ
１２ａ 長シムトレイ
１２ｂ、１２ｃ 短シムトレイ
１３ シムトレイ穴
１３ａ 長シムトレイ穴（第１ガイド領域）
１３ｂ、１３ｃ 短シムトレイ穴（第２ガイド領域）
１４ 冷却部材
２２ 受信コイル

Claims (8)

1. 少なくとも片側に開口部が形成された円筒形状の静磁場発生源を有する静磁場発生装置と、
   前記静磁場発生源の径方向内側に配置され、前記静磁場発生源と同側に開口部が形成された円筒形状の傾斜磁場発生源を有する傾斜磁場発生装置と、
   を備え、
   前記傾斜磁場発生源は、
   傾斜磁場メインコイルと、
   傾斜磁場シールドコイルと、
   前記傾斜磁場メインコイルと前記傾斜磁場シールドコイルとの間を充填し固定する充填部材と、
   を構成に含み、
   前記充填部材には磁場調整用磁性体が挿入される第１ガイド領域および第２ガイド領域が形成されており、
   前記第１ガイド領域は、前記傾斜磁場発生源の一端から他端まで達する長さを有する柱状の領域であって、
   前記第２ガイド領域は、前記傾斜磁場発生源の一端から他端に向かう長さが前記第１ガイド領域の長さよりも短い柱状の領域である
   磁気共鳴イメージング装置。
2. 前記第１ガイド領域および前記第２ガイド領域は、前記傾斜磁場発生源の周回方向において交互に設けられている
   請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。
3. 前記第２ガイド領域は、前記傾斜磁場発生源の一端から他端に向かう長さが前記第１ガイド領域の長さの半分よりも短い
   請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。
4. 前記第２ガイド領域は、前記傾斜磁場発生源の両端側からそれぞれの他端に向かって形成される
   請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。
5. 前記第２ガイド領域は、前記傾斜磁場発生源の両端側からそれぞれの他端に向かって、互いに対向して形成されている
   請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。
6. 前記傾斜磁場発生源の径方向における前記第２ガイド領域の寸法は、前記傾斜磁場発生源の径方向における前記第１ガイド領域の寸法よりも大きい
   請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。
7. 前記傾斜磁場シールドコイルを固定する巻枠は、前記傾斜磁場発生源の周回方向において凹凸部を有し、
   前記第１ガイド領域は前記巻枠の凹部を通るように形成されている
   請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。
8. 前記傾斜磁場発生源は、前記第２ガイド領域と前記傾斜磁場発生源の他端との間に前記傾斜磁場発生装置を冷却する冷却部材を備えている
   請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。

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