JPH0472540B2 - - Google Patents

Description

【発明の詳細な説明】 ［発明の目的］ （産業上の利用分野） 本発明は、磁気共鳴（MR：magnetic
resonance）現象を利用して生体である被検体の
特定の断面における特定原子核スピンの密度分布
に基づくいわゆるコンピユータ断層（CT：
computed tomography）によりCT像
（computed tomogram）とて画像化（imaging）
する磁気共鳴イメージング装置に関し、特に、普
及型となりうる小型の磁気共鳴イメージング装置
に関する。

（従来の技術） 例えば生体診断に用いる医用磁気共鳴イメージ
ング装置では、生体である被検体の特定部位にお
ける断層像を得るために、第４図に示すように被
検体Ｐに対して図示Ｚ方向に沿う非常に均一な静
磁界H₀を図示しない静磁界マグネツトにより発
生させて作用させ、さらに一対のグラジエントコ
イル１００Ａ，１００Ｂにより上記静磁界H₀に
線形磁界勾配G_Xを印加する。ここで静磁界H₀に
対する特定原子核は、次式で示される角周波波数
ω₀で共鳴する。

ω₀＝γH₀ …(1) この(1)式において、γは磁気回転比であり、原
子核の種類に固有のものである。そこでさらに、
特定原子核のみを共鳴させる角周波数ω₀の回転
磁界H₁をRFコイル（プローブヘツド）内に設け
られた例えば一対の送信コイル２００Ａ，２００
Ｂを介して被検体Ｐに作用させる。

このようにすると、上記線型磁界勾配G_Xによ
りＺ軸方向について選択設定される図示ｘ−ｙ平
面部分についてのみ選択的に作用し、断層像を得
る特定のスライス部分Ｓ（平面上の部分であるが
現実にはある厚みを持つ）のみに磁気共鳴現象が
生じる。この磁気共鳴現象は上記RFコイル内に
設けられた例えば一対の受信コイル３００Ａ，３
００Ｂを介して自由誘導減衰信号（free
induction decay：以下「FID信号」と略称す
る。）として観測され、MR信号として用いられ
る。このFID信号をフーリエ変換することによ
り、特定原子核スペンの回転周波数について単一
スペクトルが得られる。

断層像をCT像として得るには、スライス部分
Ｓのｘ−ｙ平面内の多方向についての投影が必要
である。そのため、スライス部分Ｓを励起して磁
気共鳴現象を生じさせた後、第５図に示すように
磁界H₀にx′軸方向（ｘ軸より角度θ回転した座
標系）に直線的な傾斜を持つ線型磁界勾配G_XYを
図示しないグラジエントコイルにより作用させる
と、被検体Ｐのスライス部分Ｓにおける等磁界線
Ｅは直線となり、この等磁界線Ｅ上の特定原子核
スピンの回転周波数は上記(1)式であらわされる。

ここで説明の便宜上、等磁界線E₁〜Enとし、
これら等磁界線E₁〜En上の磁界により一種の
FID信号である信号D₁〜Dnをそれぞれ生ずると
考える。信号D₁〜Dnの振幅はそれぞれスライス
部分Ｓを貫く等磁界線E₁〜En上特定原子核スピ
ン密度に比例することになる。ところが、実際に
観測されるFID信号は、信号D₁〜Dnを全て加え
合わせた合成FID信号となる。そこで、合成FID
信号をフーリエ変換することによつてスライス部
分Ｓのx′軸への投影情報（一次元像）PDを得る。
次に、このx′軸をｘ−ｙ平面内で回転させるが、
これはたとえば二対のグラジエントコイルによる
ｘ，ｙ方向についての磁界勾配G_X，G_Yの合成磁
場として磁界勾配G_XYを作り、上記磁界勾配G_X，
G_Yの合成比を変化させることにより行う。この
磁界勾配G_XYの回転により上記と同様にしてｘ−
ｙ平面内の角方向への投影情報が得られ、これら
の情報に基づいてCT像が合成されることになる。

以上が磁気共鳴イメージングの原理であるが、
次に具体例として、第６図に従来の磁気共鳴イメ
ージング装置を示す。被検体すなわち患者１はベ
ツド２の上に載置される。この患者１を取り囲ん
でRFコイル（プローブヘツド：高周波送受信コ
イル）５、更にその外周に磁界補正用のシムコイ
ル１９、傾斜磁界発生用のグラジエントコイル４
が配置されている。これらすべてのコイル系は、
大型の全身用マグネツト２０の常温ボアー２１
（通常はボアー内径約１ｍ）内部に収納されてい
る。全身用マグネツトとしては、超電導磁石、常
電導磁石、永久磁石のいずれかが使用される。

この全身用マグネツト２０は、励磁電源２２に
より電流リード２３を介して励消磁される（永久
磁石方式の場合は、これは不用）。尚、超電導磁
石の場合は、永久電流モードで運転されるためと
冷媒である液体ヘリウム消費量を低減させるため
に通常は電流リード２３は励磁後に取りはずし
て、常に磁場が発生している状態となつている。
通常この静磁界の方向は、多くのマグネツトでは
図示の２４方向、すなわち患者１の体軸方向であ
るグラジエントコイル４は、Ｘ軸方向の磁界傾斜
を与えるGXコイル、Ｙ軸方向のGYコイル、Ｚ
軸方向のGZコイルより構成され、それぞれ励磁
電源２５，２６，２７に接続されている。これら
励磁電源２５，２６，２７は中央制御装置２８に
接続されている。RFコイル５は送信コイルと受
信コイルにより構成され、それぞれRF発振装置
２９、RF受信装置３０に接続され、これらは更
に中央制御装置２８に接続されている。中央制御
装置２８は表示・操作盤３１に接続され、これに
より運転操作される。

次に、上記のように構成された従来の磁気共鳴
イメージング装置の動作について述べる。

患者１の全身断層画像を得るために、磁界均一
空間３２は通常40〜50cm球と広く、しかも50ppm
以下の高均一度を要求される。このため、全身用
マグネツト２０は、例えば、超電導方式の場合長
さ2.4ｍ、幅２ｍ、高さ2.4ｍ、重量５〜６トンと
巨大なものが必要となる。

このように大きなマグネツトであつても、マグ
ネツトのみによる40〜50cm球内の均一度はせいぜ
い数百ppmにしかならない。これを50ppm以下と
するために磁界補正用のシムコイル１９が使用さ
れる。この磁界均一空間３２内に患者の診断部位
をもつてくる。そして、静磁界２４と直角方向に
RF発振装置２９、RFコイル５により高周を印加
し人体細胞内の所要の原子核、例えば水素原子核
を励起させる。又、これと同時にGX励磁電源２
５、GY励磁電源２６、GZ励磁電源２７およびグ
ラジエントコイル４により傾斜磁界をＸ，Ｙ，Ｚ
方向に印加する。

このRFとグラジエントコイルのパルスシーケ
ンスは病変部位および画像処理方法によつて最適
な方法が選択される。

このパルスシーケンス動作は、中央制御装置２
８により制御される。グラジエント、RF印加後
に、患者１の体内より磁気共鳴信号が発せられ
る。この信号はRF受信装置３０により受信・増
幅され、中央制御装置２８に入力される。ここで
画像処理され、所要の人体断層画像が表示・操作
盤３１のCRT上に表示される。

ところで、このように構成された従来の磁気共
鳴イメージング装置には次のような不具合があ
る。すなわち、 (A) 40〜50cmの磁界均一空間を実現させるため
に、巨大な全身用マグネツトを必要とする。こ
のため、 マグネツトの製造コストが高くなり、診断
装置をも含めたシステム価格が高額となりユ
ーザの購買力を超えてしまう。

マグネツトが大型・重量物であるため、既
存の診断室には設置できず、建屋を改造する
か新らしく作る必要が生ずる。

以上のため、磁気共鳴イメージング装置が広く
普及することを阻害している。

(B) 患者は、非常に狭いマグネツトポアー内部に
すつぽりとおおわれてしまうため、閉所恐怖症
を呈することが多い。又、診断する医師の側か
らすれば診断中に患者を観察することができな
いので、患者容態の急変などに緊急対応できな
いという欠点がある。

（発明が解決しようとする問題点） このように従来の技術にあつては、大型マグネ
ツトを必要とするので、大型化、高価格化等によ
り普及をさまたげており、また、患者に心理的圧
迫感を与えるという問題点があつた。

そこで、本発明の目的は、患者体軸方向の静磁
界マグネツト長さを短かくし患者への心理的圧迫
感がなく、ダイナミツク診断も可能な小型、軽
量、低コスト、据付容易な普及型となり得る磁気
共鳴イメージング装置を提供することにある。

［発明の構成］ （問題点を解決するための手段） 本発明による磁気共鳴イメージング装置は上記
問題点を解決し且つ目的を達成するために次のよ
うに構成する。すなわち、所要強度の静磁界を発
生させる超電導コイルと、このコイルを収納する
液体ヘリウムタンク外面および真空容器内面に多
数個配置された不均一磁界補正用の鉄片シムとか
ら成るコイル系によつて、体軸方向に軸を有する
円筒形状磁界均一空間であつて、その直径Ｄと筒
長（厚さ）Ｔの比Ｄ／Ｔが1.5以上となる磁界均
一空間を発生させることにより、超電導マグネツ
トの体軸方向長さを短かくし、更に、磁気シール
ドどの組合せ構成において真空容器端板の常温ボ
アー側を切り欠き構成とし、円錐形グラジエント
コイルを上記磁気シールドの切り欠き部に密着さ
せることにより、一層、体軸方向の長さを短かし
たことを特徴とする。

（作 用） このように構成することで、超電導マグネツト
は体軸方向が短かくして磁気共鳴現象が生じさせ
ることが可能となり、よつて、小さい磁界均一空
間により小型化が実現され、普及型構成となり、
また、体軸方向が短かいことから、患者に対する
心理的圧迫感も小さいものとすることができる。

（実施例） 以下本発明の磁気共鳴イメージング装置の一実
施例を第１図〜第３図を参照して説明する。

第１図は本実施例の構成を示す体軸方向に沿う
断面図である。本実施例では静磁界を発生する超
電導マグネツト３、傾斜磁界を発生するグラジエ
ントコイル４、RF磁界の生成及び磁気共鳴信号
の検出を行なうRFコイル５より構成される磁石
系の中にベツド２の上に載置された患者１が挿入
されるようになつている。

患者１には、50ppm以下の磁界均一度を有する
薄いスライス状の円筒形磁界均一空間６が印加さ
れるようになる。

この円筒形磁界均一空間は、患者１の体軸に直
角方向の直径Ｄと体軸方向の長さＴの比Ｄ／Ｔが
1.5以上となる形状を有している。例えば、Ｄ＝
350mm、Ｔ＝10mmである。ここのような円筒形磁
界は次のような超電導マグネツト構成および鉄片
シム７ａ，７ｂ，７ｃによつて得られる。

超電導マグネツト３は、超電導コイル８、超電
導コイル８を超電導状態に保つ液体ヘリウム９を
貯めておく液体ヘリウムタンク１０、これらを収
納し真空状態に保つための真空容器１１、および
超電導コイル８により発生する漏洩磁界をシール
ドするための磁気シールド１２より構成されてい
る。

超電導コイル８は、磁気共鳴現象に必要な磁界
強度を発生させるためのみに使用される。磁界強
度としては、例えば0.5テスラ、1.5テスラであ
る。この超電導コイル８にて発生する磁界に対し
ては、均一度の要求はしない。従つて、比較的粗
い精度の巻き線構成でよい。例えば、単純ソレノ
イドコイル、ノツチ付ソレノイドコイル、ヘルム
ホルツコイル等である。この巻き線構成に限定は
ない。

また、円筒形磁界均一空間６における均一度
は、鉄片シム７ａ，７ｂ，７ｃによつて調整され
る。

鉄片シム７ａは、液体ヘリウムタンク１０の外
面に取りつけられている。鉄片シム７ｂは、真空
容器１１の内面に取りつけられている。鉄片シム
７ｃは、真空容器１１の内面常温ボアーに取りつ
けられている。鉄片シム７ａ，７ｂは、超電導マ
グネツト３の製造途中で配置される。これら鉄片
シム７ａ，７ｂの配置されるべき位置は、超電導
コイル８、鉄片シム７ａ，７ｂ、磁気シールド１
２により構成されるコイル、磁性体の含まれた電
磁気回路の式を解き、この回路により発生する磁
界が円筒形磁界均一空間６の形状になるように鉄
片シム７ａ，７ｂの位置を決めれば良い。

鉄片シム７ｃは、超電導マグネツト３が組立て
完了した後に、磁界均一度を微調整する際に使用
する。

真空容器１１の常温ボアー側端板は、第１図に
示すように逆台形状に切欠かれている（切欠き部
Ｘ）。磁気シールド１２は、真空容器１１の常温
ボアーと切欠き部Ｘを除いた外面に取りつけられ
ており、磁界均一度劣化の影響をなくすために超
電導コイル８の長さより磁気シールドの長さを充
分に長くしてある。

２つのグラジエントコイル４は、互いに頂点側
を対合させ、真空容器１１の切欠き部Ｘに密着す
る形状となつており、第２図に示すように、略円
錐状の構造となつている。

グラジエントコイル４は、第２図に示すよう
に、Ｚ軸（体軸）方向の傾斜磁界を与える円形コ
イルGZコイル１３、Ｘ軸（体軸に直交）方向の
傾斜磁界を与える鞍形コイル対GXコイル１４、
Ｙ軸（体軸、Ｘ軸に直交）方向の傾斜磁界を与え
られる鞍形コイル対GYコイル１５からなり、こ
れらは略円錐状の巻枠に巻回されている。左右の
グラジエントコイル４は同一形状であり、左右一
組で、グラジエントコイル４を構成している。こ
こで、グラジエントコイル４が呈する円錐状は、
真空容器１１の切欠き部に密着する形状となつて
いる。

超電導マグネツト３、グラジエントコイル４、
RFコイル５は化粧カバー１６によりおおわれて
一体物となり、ガントリー１７となる。第３図に
示すガントリー回転機構１８により、ガントリー
１７は垂直位置から任意の角度傾けることができ
る。

次に、上記のように構成された本実施例の磁気
共鳴イメージング装置の作用を説明する。

従来形の超電導マグネツトのように、50cm球と
いう比較的大きな空間に超電導コイルのみで、あ
る程度の均一度、例えば数百ppmを得ようとする
と、そのコイルは長くなり通常２ｍ近い長さのコ
イルとなつてしまう。

そこで、本実施例の超電導コイル８は、所要の
磁界強度を発生する目的のみに使用し、均一空間
６もコイル長方向すなわち体軸方向は10〜20mm程
度と薄くすれば、超電導コイル８は極端に短かく
できる。更に均一度にする制約がないので、従来
型の如く複雑なコイル配置にする必要がなく、単
純なソレノイドあるいはヘルムホルツ配置でコイ
ルを構成すればよい。

円筒形磁界均一空間６を少なくとも50ppmの均
一度にするために、鉄片シム７ａ，７ｂを用いる
鉄片シム７ａ，７ｂはその配置の仕方により非均
一磁界成分のあらゆる成分、次数、例えばXY，
X²Y，XY²等々、を消す事ができる。通常、非
均一磁界成分としてはＺ方向成分が大きく、Ｘ，
Ｙ方向成分は比較的小さい。今必要としている円
筒形磁界均一空間６は、Ｚ方向には非常に薄いた
め、Ｚ方向非均一磁界成分はほとんど影響しな
い。従つて、元々その大きさの小さなＸ，Ｙ方向
非均一磁界成分が残つているだけなので、鉄片シ
ム７ａ，７ｂのみで所要の50ppm以下まで調整す
ることは可能である。鉄片シム７ａは、液体ヘリ
ウムタンク１０の外面に取り付け、鉄片シム７ｂ
は、真空容器１１の内面に取り付ける。こうする
ことにより、広い範囲にわたつて非均一磁界の成
分、次数を任意に調整することができる。

超電導コイル８により発生する磁界の非均一成
分、次数は解析により求めることができる。この
非均一成分・次数を打ち消す鉄片シム７ａ，７ｂ
の配置も同様に解析により求められ。この解析に
よつて得られた位置に鉄片シム７ａ，７ｂを超電
導マグネツト３の製作途中に取付けておく。

漏洩磁界を低減させるために、磁気シールド１
２を真空容器１１の外面に取付ける。この時、磁
気シールド１２の長さを超電導コイル８と同程度
あるいは、磁気シールド１２の端板の内径を超電
導コイル８の外径より小さくすると円筒形磁界均
一空間６の均一度が著しく劣化し鉄片シム７ａ，
７ｂをしても調整しきれなくなる。

そのため、第１図に示す如く、磁気シールド１
２は超電導コイル長より長く、更に磁気シールド
１２の端板の内径は超電導コイル外径より大きく
する。しかしながら、このように構成するとせつ
かく超電導コイル長さを短かくしても、磁気シー
ルドおよびそれに合わせて真空容器長が長くなり
超電導マグネツト３の長さを短かくし患者の圧迫
感をなくそうという本来の主旨に反してしまう。
そこで、見かけ上超電導マグネツト３の長さを短
かくし患者への圧迫感を無くすために磁気シール
ド１２でおおわれていない真空容器部分に第１図
に示すような切欠き部Ｘをつける。こうすること
により、見かけ上超電導マグネツト３は短かくな
る。

以上のように構成された超電導コイル８は、鉄
片撲シム７ａ，７ｂ、磁気シールド１２により円
筒形均一空間６が得られるわけであるが、実際に
は超電導マグネツト３の製作精度あるいは、設置
環境の磁性体条件等により円筒形均一空間に所要
の均一度が得られぬ場合がある。その時は、真空
容器１１の内面に鉄片シム７ｃを配置することに
より、均一度を別調整し所要の均一度を達成する
ことができる。

次に、グラジエントコイル４を本装置に取付け
る場合、従来の円筒形巻枠に巻回されたグラジエ
ントコイルを使用すると、コイル長が長くなつて
しまい（例えば１ｍ）、上記の如く真空容器に切
欠きを入れ超電導マグネツトを短かくしたのに、
このグラジエントコイルにより再び全体の長さが
長くなつてしまうという欠点が生じる。これを取
り除くために、第２図に示す円錐形グラジエント
コイル４を真空容器１１の切欠き部Ｘに装着す
る。円錐形グラジエントコイル４はその内部コイ
ル構成は従来形と同一なので性能上は従来と同等
である。グラジエントコイル４を用いることによ
り見かけ上装置長さを短かくすることができる。
RFコイルは従来と同一の物が使用できる。

次に本装置を用いた画像処理方法について述べ
る。本装置は基本的にはＸ線−CTと同じ横断面
像を得る事により診断を行なうものである。円筒
形磁界均一空間６の診断部位がくるようにベツド
２を移動させる。従来の磁気共鳴イメージング装
置と同様にRFコイル５およびグラジエントコイ
ル４により適当なパルスシーケンスを作り、円筒
形磁界均一空間６内の横断画像を得る。もし、診
断部位の冠状又は矢状断面の画像を得たい時は、
例えば脊髄の診断を行ないたい場合は（その要求
は多々ある。）まず、円筒形磁界均一空間６の体
軸方向長さＴの画像をとる。次に、ベツド２をＴ
だけ移動し再び長さＴの画像をとる。この動作を
必要回数（例えばnT長さの環状又は矢状断面像
を得たい時はｎ回くり返す）行ない、得られた画
像を、中央制御装置２８内で再構成し一つの冠状
または矢状断面画像にすればよい。

更に、オブリーク画像、例えば心臓の診断を行
ないたい場合は（その要求が多々ある）、次のよ
うにする。診断部位を円筒形磁界均一空間６の位
置にもつてくる。ガントリー回転機構１８により
オブリーク画像をとるのに必要な角度だけガント
リー１７すなわち超電導マグネツト３を傾斜させ
る。こうすることにより、円筒形磁界均一空間６
も同じ角度だけ傾むき、この状態で画像をとれ
ば、所要のオブリーク画像が得られる。

本装置の均一磁界空間６は従来の磁気共鳴イメ
ージング装置のそれに比較して体軸方向に薄くな
つているが、上記の手順を行なうことにより従来
装置で得られるのと同等の各種画像が得られる。

以上説明したように本実施例によれば次に列挙
するような効果がある。

(1) 磁界均一空間６を体軸方向に薄くし、しかも
磁界均一度は超電導マグネツト３の内部に配置
された鉄片シム７ａ，７ｂで達成させる構成と
したので、超電導コイル８は短かくなる。この
ため超電導マグネツト３が体軸方向に短かくで
きる。例えば、１ｍ以下。これにより、患者の
体のほとんどは装置から外部に露出するので、
患者に対する圧迫感が無くなる。医師が常に患
者の容態を見ながら診断ができる。更には腕部
が露出しているので、ここより、Gd−DTPA
等の造影剤を投与することによつて時々刻々の
病片部位変化を診断できるいわゆるダイナミツ
ク診断が可能となり、診断手法が一層拡大する
という効果がある。

(2) 従来機種に比べて著しく小形軽量化される。
例えば、長さは従来機の半分以下の１ｍ以下、
重量は磁気シールドを付属しても３トン以下と
なるので、漏洩磁界を押えた状態で既設の病院
建屋に容易に据付けることができる、という効
果がある。

(3) 上記(1)に述べたように超電導コイル８は磁界
均一度に寄与しなくてよい。従つて、巻線も従
来の超電導コイルに比べて粗い精度で巻けばよ
く、しかも、超電導線材自身も短かくてすむの
で、材料費、巻線加工費共に低減され、低コス
トの超電導マグネツトになるという効果があ
る。

(4) 体軸方向に薄い磁界均一空間を使用している
が、ベツドを移動し、この均一磁界空間で得ら
れる画像を必要枚数再構成することにより、従
来機種で得られるのと同一の冠状断層や矢状断
層の画像が得られる。また、超電導マグネツト
を回転機構１８により回転させることにより、
オブリーク画像も得れる。従つて、薄い均一磁
界空間ではあるが、従来機と同等の各種画像が
得られるという効果がある。

(5) 超電導マグネツト端部を切り欠き構造とし、
しかも、その部分に適合する円錐形グラジエン
トコイル４を採用することにより、見かけ上、
ガントリーの体軸方向長さは一層短かくなり、
前述(1)で述べた効果がより一層強まる。

(6) 鉄片シム７ａ，７ｂを超電導マグネツト３の
内部に配置できるようにしたので、従来の常温
ボアー内面にのみ配置した鉄片シムに比べて、
その調整範囲および自由度が拡大し、均一度を
調整しやすくなる。

［発明の効果］ 以上述べたように本発明によれば、患者体軸方
向長さが短かい磁気シールド付超電導マグネツト
と、円錐形グラジエントコイルとガントリー回転
機構とから構成されているので、患者への心理的
圧迫感がなく、ダイナミツク診断も可能な小型・
軽量・低コスト・据付容易な普及型となし得る磁
気共鳴イメージング装置が提供できる。

【図面の簡単な説明】

第１図は本発明にかかる磁気共鳴イメージング
装置の一実施例を示す構成図、第２図は同実施例
のグラジエントコイルを示す構成図、第３図は同
実施例のガントリー回転機構を示す構成図、第４
図及び第５図は磁気共鳴イメージングの原理を示
す図、第６図は従来の磁気共鳴イメージング装置
を示す構成図である。 １…患者、２…ベツド、３…超電導マグネツ
ト、４…グラジエントコイル、５…RFコイル、
６…円筒形磁界均一空間、７ａ，７ｂ，７ｃ…鉄
片シム、８…超電導コイル、９…液体ヘリウム、
１０…液体ヘリウムタンク、１１…真空容器、１
２…磁気シールド、１３…GZコイル、１４…GX
コイル、１５…GYコイル、１６…化粧カバー、
１７…ガントリー、１８…ガントリー回転機構、
１９…シムコイル、２０…全身用マグネツト、２
１…常温ボアー、２２…励磁電源、２３…電流リ
ード、２４…患者体軸方向、２５…GX励磁電
源、２６…GY励磁電源、２７…GZ励磁電源、２
８…中央制御装置、２９…RF発振装置、３０…
RF受信装置、３１…表示操作盤、３２…磁界均
一空間。

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 １ 静磁界マグネツトにより発生させた静磁界内
   に被検体を配置すると共に該静磁界にグラジエン
   トコイルにより発生した傾斜磁場を重畳しかつ
   RFコイルにより励起回転磁場を印加することに
   より磁気共鳴現象を生じせしめ、上記被検体の断
   層面内の特定の原子核のイメージングあるいはス
   ペクトロスコピーを画像処理により実施する磁気
   共鳴イメージング装置において、上記静磁界マグ
   ネツトは、液体ヘリウムタンク外面と真空容器と
   の内面に配置された鉄片シムと超電導コイルとか
   らなる超電導マグネツトを用いて、上記被検体の
   体軸方向厚さＴ、この体軸に垂直な面に於ける直
   径Ｄの比Ｄ／Ｔが1.5以上となる円筒形磁界均一
   空間を形成するものとして構成され、この超電導
   コイルは、静磁界発生のみに寄与し、均一度達成
   は上記鉄片シムによつてのみ行なわれ、上記真空
   容器を直におおつている円筒形磁気シールド長さ
   は、上記超電導コイル長より長く、かつ上記磁気
   シールドの端板内径は、上記超電導コイル外径よ
   り大きく、更に、上記磁気シールドは、上記真空
   容器の外周面および端板のみをおおい、上記磁気
   シールドでおおわれていない上記真空容器の端板
   は、上記真空容器の常温ポアー側に向つて切り欠
   かれてなり、上記グラジエントコイルは、円錘型
   巻枠に巻回され、上記真空容器切り欠き部に密着
   収納される構成となつていることを特徴とする磁
   気共鳴イメージング装置。 ２ 静磁界マグネツトは、ベツドおよび鉛直方向
   のそれぞれに直交する軸まわりに回転させるため
   の回転機構を有したことを特徴とする特許請求の
   範囲第１項記載の磁気共鳴イメージング装置。