WO2014185429A1 - 磁気共鳴イメージング装置 - Google Patents

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柴田　圭一郎
充志 阿部
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株式会社 日立メディコ
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    • G01R33/381—Systems for generation, homogenisation or stabilisation of the main or gradient magnetic field using electromagnets
    • G01R33/3815—Systems for generation, homogenisation or stabilisation of the main or gradient magnetic field using electromagnets with superconducting coils, e.g. power supply therefor

Definitions

  • the present invention relates to a magnetic resonance imaging apparatus (hereinafter also referred to as “MRI (Magnetic Resonance) Imaging” apparatus), and more particularly to an open type MRI apparatus.
  • MRI Magnetic Resonance Imaging
  • a medical MRI apparatus takes a tomographic image of a subject using a nuclear magnetic resonance phenomenon that occurs when an electromagnetic wave is irradiated onto a spherical or elliptical imaging space in which a static magnetic field is uniformly distributed. is there.
  • the MRI apparatus is required to have a magnetic field uniformity of about several ppm in the imaging space because distortion or shading unevenness occurs in the image unless the uniform magnetic field performance of the imaging space is good. Further, in order to improve the S / N ratio of the image and obtain a clear image, the magnetic field of the MRI apparatus is increasing.
  • the MRI apparatus is roughly classified into a tunnel type and an open type according to the shape of the apparatus.
  • the latter can take a wider space around the subject than the former, that is, has a high degree of openness, so that the subject's feeling of blockage can be reduced and the accessibility to the subject is excellent.
  • a typical open-type MRI apparatus a structure in which a main coil that generates a main magnetomotive force and a coil group or a magnetic body for adjusting the magnetic field uniformity are arranged to face each other in a pair of magnetic poles divided in the vertical direction. Has been adopted.
  • Patent Document 1 JP 2003-061931 A (Patent Document 1).
  • the summary of this publication is: “Laminated bodies 24a, 24b of directional silicon steel plates are arranged on the opposing surfaces 32 of the annular protrusions 20a, 20b so that the surfaces of the steel plates and the opposing surfaces 32 are substantially parallel.
  • the magnetic flux generated in the superconducting coils 26a and 26b is changed in the direction of the arrow 33 in the laminated bodies 24a and 24b, and the magnetic field strength of the outer peripheral portion (A portion) of the uniform magnetic field region 12 is increased.
  • paragraph [0056] of this publication states that “in this embodiment, the lower directional silicon steel laminate 48b is disposed and fixed on the inner peripheral side of the lower annular protrusion 20b”. ing.
  • the laminated bodies 24a and 24b are disposed on the surface of the annular projections 20a and 20b, which are magnetic bodies, on the side of the uniform magnetic field region 12. For this reason, the laminated bodies 24a and 24b approach the uniform magnetic field region 12, the gantry gap becomes narrow, and the openness of the MRI apparatus is lowered.
  • the laminated body 48b is arranged on the inner peripheral side of the annular projection 20b, which is a magnetic body, a superconducting coil to which a large electromagnetic force is applied as the magnetic field of the MRI apparatus is increased and a supporting member that supports the magnetic body
  • An increase in the width in the radial direction, and consequently an increase in the coil diameter will reduce the degree of openness of the MRI apparatus.
  • the coil diameter increases, the number of coil turns necessary to obtain a predetermined magnetic field strength increases, and the cost of the MRI apparatus increases due to the increase in the superconducting wire length.
  • Patent Document 1 is a technique (see paragraph [0034] of Patent Document 1) in which magnetic flux is deflected in the direction of the uniform magnetic field region (imaging space) 12 and presents means for solving the above problem. Not what you want.
  • the present invention has been made in view of the problems associated with the high magnetic field of the above-described open-type MRI apparatus, without reducing the openness, and without increasing the apparatus cost due to the increase in superconducting wire, It is an object of the present invention to provide an open type magnetic resonance imaging apparatus with improved uniform magnetic field performance in an imaging space.
  • the present invention provides at least one pair of main coils having a central axis that is coaxial with each other and arranged symmetrically with respect to a plane perpendicular to the central axis, and the main coil At least one pair of shield coils that are arranged radially outside the main coil and opposite to the plane so as to be plane-symmetric with respect to the plane, and generate a magnetic field in a direction opposite to the main coil,
  • a pair of annular first magnetic bodies disposed so as to be plane-symmetric with respect to the plane on the radial inner side of the main coil, and provided on the outer peripheral side of the end surface of the first magnetic body opposite to the plane
  • a magnetic resonance imaging apparatus comprising: a second magnetic body that is a protrusion.
  • the present invention is made of a material having a saturation magnetization larger than that of the first magnetic body, provided on the outer peripheral surface of the main coil, the shield coil, the first magnetic body, and the first magnetic body. And a third magnetic body.
  • the present invention provides an inner diameter larger than an inner diameter of the main coil, the shield coil, the first magnetic body, and the first magnetic body, and an outer diameter of the shield coil larger than an inner diameter of the main coil.
  • a fourth magnetic body provided on an end surface opposite to the plane of the first magnetic body, and having a small outer diameter.
  • an open-type magnetic resonance imaging apparatus that improves the uniform magnetic field performance of the imaging space without reducing the openness and without increasing the apparatus cost due to the increase in superconducting wire.
  • FIG. 1 is a schematic perspective view of an MRI apparatus according to a first embodiment of the present invention.
  • 1 is a schematic longitudinal sectional view of an MRI apparatus according to a first embodiment of the present invention.
  • It is a conceptual diagram which shows typically the magnetic force line which a superconducting main coil makes.
  • It is a conceptual diagram which shows typically the magnetic field correction effect by the prior art as a comparative example.
  • It is a conceptual diagram which shows typically the magnetic field correction effect by 1st Embodiment of this invention.
  • It is a schematic longitudinal cross-sectional view of the MRI apparatus which concerns on 2nd Embodiment of this invention.
  • It is a schematic longitudinal cross-sectional view of the MRI apparatus which concerns on 3rd Embodiment of this invention.
  • It is a schematic longitudinal cross-sectional view of the MRI apparatus which concerns on 4th Embodiment of this invention.
  • It is a schematic longitudinal cross-sectional view of the MRI apparatus which concerns on 5th Embodiment
  • FIG. 1 is a schematic perspective view of an MRI apparatus 1 according to the first embodiment of the present invention.
  • the MRI apparatus 1 is a high magnetic field open type MRI apparatus.
  • the MRI apparatus 1 is configured by connecting an upper vacuum vessel 11 and a lower vacuum vessel 12 each containing a superconducting coil and a magnetic material by a connecting column 13.
  • a spherical or elliptical imaging space 14 is formed in the center of the MRI apparatus 1, a spherical or elliptical imaging space 14 is formed.
  • the MRI apparatus 1 generates a uniform magnetic field 15 in the direction of the central axis 2 (see FIG. 2) with a high accuracy of several ppm within the imaging space 14.
  • a shim tray 16 is installed so that the imaging space 14 is sandwiched between the upper and lower sides.
  • FIG. 2 is a schematic longitudinal sectional view of the MRI apparatus 1 according to the first embodiment of the present invention.
  • the configuration of the upper half of the MRI apparatus 1 is shown, but the configuration of the lower half is the same (the same applies to FIGS. 6 to 9).
  • the MRI apparatus 1 has a central axis 2 that is coaxial with each other and is symmetrical with respect to an equatorial plane 4 that is a plane that passes through the center 3 of the imaging space 14 perpendicular to the central axis 2.
  • At least one pair of superconducting main coils 21 disposed on the outer side of the superconducting main coil 21 in the radial direction and opposite to the equator plane 4 so as to be coaxial with the superconducting main coil 21 and symmetrical with respect to the equator plane 4.
  • the superconducting main coil 21 and at least one pair of shield coils 22 that generate a magnetic field in the opposite direction are provided.
  • the superconducting main coil 21 generates a main magnetomotive force, and the shield coil 22 reduces a leakage magnetic field.
  • Superconducting main coil 21 and shield coil 22 are installed in refrigerant container 23 and covered with vacuum containers 11 and 12 for heat insulation.
  • illustration of the vacuum vessel 12 is abbreviate
  • the MRI apparatus 1 is provided with a pair of first magnetic bodies 31 for adjusting the magnetic field arranged in a radial direction inside the superconducting main coil 21 so as to be symmetrical with respect to the equator plane 4.
  • a shim tray 16 is installed inside the first magnetic body 31 in the radial direction.
  • the MRI apparatus 1 includes a second magnetic body 32 that is a protrusion provided on the outer peripheral side of the end surface 311 opposite to the equator plane 4 of the first magnetic body 31, that is, on the side close to the outer peripheral surface 313. It has.
  • the second magnetic body 32 has an inner diameter larger than the inner diameter of the first magnetic body 31 and is provided on the end surface 311 opposite to the equator plane 4 of the first magnetic body 31.
  • the second magnetic body 32 has a line 6 (see FIG. 5) along the direction of magnetization passing through the end point 315 on the inner peripheral surface 314 side of the end surface 312 on the equatorial plane 4 side of the first magnetic body 31 on the superconducting main coil 21 side. It has a function to make it close to.
  • the material of the first magnetic body 31 and the second magnetic body 32 for example, iron can be used.
  • the 1st magnetic body 31 and the 2nd magnetic body 32 may be comprised by couple
  • FIG. 2 in addition to members directly related to the present invention, other magnetic materials for adjusting the magnetic field, for example, are omitted for convenience of explanation (the same applies to the following drawings).
  • FIG. 3 is a conceptual diagram schematically showing magnetic field lines created by the superconducting main coil.
  • FIG. 4 is a conceptual diagram schematically showing the magnetic field correction effect according to the related art as a comparative example.
  • FIG. 5 is a conceptual diagram schematically showing the magnetic field correction effect according to the first embodiment of the present invention.
  • magnetic field lines 5 are formed by the superconducting main coil 21 that generates the main magnetomotive force.
  • the magnetic field lines 5 are concentrated in the radial direction, that is, on the central axis 2 side in the vicinity of the north pole 141 that is the upper end in the direction of the central axis 2 and the south pole 142 that is the lower end.
  • the density of 5 decreases. For this reason, the magnetic field uniformity of the imaging space 14 is deteriorated.
  • FIG. 4 schematically shows the lines of magnetic force 5 when the first magnetic body 31 is installed, and the state of magnetization in the first magnetic body 31.
  • the first magnetic body 31 reinforces the magnetic field in the direction of the central axis 2 by using the magnetization in the direction of the central axis 2 in the first magnetic body 31, and at the end surface 312 of the first magnetic body 31 on the equator plane 4 side.
  • the magnetic field lines 5 are near the north pole 141 and the south pole 142 in the imaging space 14, radially inward, That is, it is installed to obtain an effect (magnetic field correction effect) that suppresses concentration on the central axis 2 side.
  • the magnetic field correction effect by the first magnetic body 31 is centered on the installation position of the first magnetic body 31 as the radial width in the longitudinal section (cut surface by the vertical plane) of the first magnetic body 31 increases.
  • the radial width of the first magnetic body 31 is increased, the radial width of the support member (not shown) that supports the magnetic body such as the superconducting main coil 21 and the first magnetic body 31 is increased, and consequently the coil. This increases the diameter and decreases the openness of the MRI apparatus 1.
  • the number of coil turns necessary to obtain a predetermined magnetic field strength increases, and the cost of the MRI apparatus 1 increases due to the increase in the superconducting wire length.
  • the gantry gap is narrowed and the degree of opening of the MRI apparatus 1 is reduced.
  • FIG. 5 schematically shows the lines of magnetic force 5 and the state of magnetization in the first magnetic body 31 when the second magnetic body 32 is provided on the outer peripheral side of the end surface 311 opposite to the equator plane 4 of the first magnetic body 31. It shows.
  • the line 6 along the direction of magnetization passing through the end point 315 on the inner peripheral surface 314 side in the end surface 312 on the equatorial plane 4 side of the first magnetic body 31 is The action of approaching the superconducting main coil 21 side is further strengthened.
  • the magnetic field correction effect can be increased without increasing the radial width of the first magnetic body 31.
  • the magnetic force lines 5 concentrated on the central axis 2 side in the vicinity of the north pole 141 and the south pole 142 that are the upper and lower ends in the central axis 2 direction in the imaging space 14 are attracted to the superconducting main coil 21 side. Therefore, the magnetic field uniformity of the imaging space 14 is improved.
  • the installation positions of the first magnetic body 31 and the second magnetic body 32 may be inside or outside the vacuum containers 11 and 12, and may be outside or inside the refrigerant container 23. May be.
  • the second magnetic body 32 of the first embodiment is installed using the space on the opposite side of the equator plane 4 of the first magnetic body 31, the gantry gap is not narrowed and the MRI apparatus 1 It does not reduce the degree of openness. Moreover, since the radial width of the first magnetic body 31 is not increased, an increase in the cost of the MRI apparatus 1 due to an increase in the superconducting wire length accompanying an increase in the coil diameter can be suppressed.
  • the second magnetic body 32 that is a protrusion is provided on the outer peripheral side of the end surface 311 opposite to the equator plane 4 of the first magnetic body 31.
  • the second magnetic body 32 has a line 6 (see FIG. 5) along the direction of magnetization passing through the end point 315 on the inner peripheral surface 314 side of the end surface 312 on the equatorial plane 4 side of the first magnetic body 31 on the superconducting main coil 21 side. To act closer.
  • the magnetic field lines 5 concentrated on the central axis 2 side near the upper and lower ends (north and south poles) in the central axis 2 direction in the imaging space 14 are attracted to the superconducting main coil 21 side, and the magnetic field uniformity of the imaging space 14 Will improve.
  • the uniform magnetic field performance of the imaging space 14 without reducing the openness of the MRI apparatus 1 and without increasing the apparatus cost due to the increase in the superconducting wire length. Can be improved.
  • the openness of the MRI apparatus 1 is further improved by reducing the radial width of the first magnetic body 31.
  • the MRI apparatus 1 superconducts the line 6 (see FIG. 5) along the direction of magnetization passing through the end point 315 on the equatorial plane 4 side in the inner peripheral surface 314 of the first magnetic body 31.
  • a magnetic body for approaching the main coil 21 side does not approach the equator plane 4 more than the first magnetic body 31 (without narrowing the gantry gap), and without increasing the radial width of the first magnetic body 31.
  • the technical significance is that the first magnetic body 31 is continuously provided.
  • other embodiments having the same technical significance as the first embodiment will be described.
  • FIG. 6 is a schematic longitudinal sectional view of an MRI apparatus 1a according to the second embodiment of the present invention.
  • the superconducting main coil 21 and the shield coil 22 are installed in a refrigerant container 23 and covered with vacuum containers 11 and 12 for heat insulation.
  • illustration of the vacuum vessel 12 is abbreviate
  • the MRI apparatus 1 a includes a pair of annular first magnetic bodies 31 a for adjusting a magnetic field, which are arranged so as to be plane-symmetric with respect to the equator plane 4 inside the superconducting main coil 21 in the radial direction.
  • a shim tray 16 is installed inside the first magnetic body 31 in the radial direction.
  • the MRI apparatus 1a according to the second embodiment is provided on the outer peripheral surface 313a of the first magnetic body 31a instead of the second magnetic body 32 of the MRI apparatus 1 according to the first embodiment, and is more than the first magnetic body 31a.
  • a third magnetic body 33 made of a material having a large saturation magnetization (high) is provided.
  • Examples of the material of the third magnetic body 33 include a material having a saturation magnetization larger than that of iron, which is a magnetic body normally used as the material of the first magnetic body 31a, such as a silicon steel plate and permendur.
  • the line 6 along the direction of magnetization passing through the end point 315 on the inner peripheral surface 314 side in the end face 312 on the equatorial plane 4 side of the first magnetic body 31a is provided.
  • the action of bringing (see FIG. 5) closer to the superconducting main coil 21 side is further strengthened.
  • the lines of magnetic force 5 concentrated on the central axis 2 side near the upper and lower ends (north and south poles) in the central axis 2 direction in the imaging space 14 are attracted to the superconducting main coil 21 side and imaged.
  • the magnetic field uniformity of the space 14 is improved.
  • the magnetic field correction effect that suppresses the magnetic field lines 5 from being concentrated on the central axis 2 side in the vicinity of the upper and lower ends (north and south poles) of the imaging space 14 is obtained by making the third magnetic body 33 from the same material as the first magnetic body 31a.
  • the case where the third magnetic body 33 is made of a material having a saturation magnetization larger than that of the first magnetic body 31a as in the second embodiment is larger than the case where it is configured. Therefore, in the second embodiment, the outer diameter of the first magnetic body 31a is made smaller than the outer diameter of the first magnetic body 31 of the first embodiment, and the radial directions of the first magnetic body 31a and the third magnetic body 33 are set. Is set within the radial width of the first magnetic body 31 of the first embodiment. Even with this setting, the magnetic field correction effect can be sufficiently increased without widening the radial width.
  • the installation positions of the first magnetic body 31a and the third magnetic body 33 may be inside or outside the vacuum containers 11 and 12, and may be outside or inside the refrigerant container 23. May be.
  • the uniform magnetic field performance of the imaging space 14 without reducing the openness of the MRI apparatus 1a and without increasing the apparatus cost due to the increase in the superconducting wire length. Can be improved.
  • FIG. 7 is a schematic longitudinal sectional view of an MRI apparatus 1b according to the third embodiment of the present invention.
  • the end surface opposite to the equator plane 4 of the third magnetic body 33a is from the end surface 311 opposite to the equator plane 4 of the first magnetic body 31a.
  • the second embodiment is different from the second embodiment in that it protrudes on the opposite side to the equator plane 4.
  • the same effect as the second embodiment can be obtained, and the magnetic field uniformity correction effect can be further increased without narrowing the gantry gap. Become.
  • FIG. 8 is a schematic longitudinal sectional view of an MRI apparatus 1c according to the fourth embodiment of the present invention.
  • the superconducting main coil 21, the shield coil 22, the first magnetic body 31 for adjusting the magnetic field, and the fourth magnetic body 34 are installed in the refrigerant container 23, and are vacuum containers for heat insulation. 11 and 12.
  • illustration of the vacuum vessel 12 is abbreviate
  • a shim tray 16 is installed inside the first magnetic body 31 in the radial direction.
  • the MRI apparatus 1c according to the fourth embodiment is larger than the inner diameter of the first magnetic body 31 and the inner diameter of the superconducting main coil 21.
  • a fourth magnetic body 34 having an outer diameter that is larger than the outer diameter of the shield coil 22 and provided on the end surface 311 opposite to the equator surface 4 of the first magnetic body 31 is provided.
  • the fourth magnetic body 34 has the first magnetic body 31 and the second magnetic body 32 of the first embodiment installed in the refrigerant container 23, and the second magnetic body 32 has a larger outer diameter.
  • the superconducting main coil 21 extends outward in the radial direction to a position facing the end surface opposite to the equator plane 4.
  • the 1st magnetic body 31 and the 4th magnetic body 34 may be comprised by couple
  • the fourth magnetic body 34 can draw out the magnetic field lines that circulate around the superconducting main coil 21 to the outside of the coil, and reduce the empirical magnetic field of the superconducting main coil 21.
  • the critical temperature can be increased by reducing the empirical magnetic field of the superconducting wire, it is possible to reduce the probability of occurrence of quench due to a local temperature rise, and the MRI apparatus An increase in running cost and a reduction in operating rate can be prevented.
  • FIG. 9 is a schematic longitudinal sectional view of an MRI apparatus 1d according to the fifth embodiment of the present invention.
  • the superconducting main coil 21, the shield coil 22, the first magnetic body 31a for adjusting the magnetic field, the third magnetic body 33 made of a material having a saturation magnetization larger than that of the first magnetic body 31a, and the first The 5 magnetic body 35 is installed in the refrigerant container 23 and covered with the vacuum containers 11 and 12 for heat insulation.
  • illustration of the vacuum vessel 12 is abbreviate
  • the shim tray 16 is installed in the radial direction inner side of the 1st magnetic body 31a.
  • the first magnetic body 31a and the third magnetic body 33 of the second embodiment are installed in the refrigerant container 23, and in addition to the third magnetic body 33, the first magnetic body 31a and the third magnetic body 33 are further It has an inner diameter larger than the inner diameter of the magnetic body 31 a and an outer diameter larger than the inner diameter of the superconducting main coil 21 and smaller than the outer diameter of the shield coil 22, and on the end surface opposite to the equator plane 4 of the third magnetic body 33.
  • the fifth magnetic body 35 is provided and is made of a material having a saturation magnetization larger than that of the first magnetic body 31a.
  • the fifth magnetic body 35 is disposed on the side opposite to the equator plane 4 of the first magnetic body 31a, and radially outward to a position facing the end surface on the side opposite to the equator plane 4 of the superconducting main coil 21. Has been stretched.
  • the material of the fifth magnetic body 35 examples include a material having a saturation magnetization larger than that of iron, which is a magnetic body normally used as the material of the first magnetic body 31a, such as a silicon steel plate and permendur. Note that the material of the fifth magnetic body 35 may be the same as or different from the material of the third magnetic body 33. Further, the third magnetic body 33 and the fifth magnetic body 35 may be configured by being formed as separate bodies and then coupled, or may be formed integrally.
  • the superconducting main coil 21 is made more than the fourth embodiment described above. It is possible to further reduce the empirical magnetic field of the superconducting main coil 21 by sucking the circulating magnetic field lines further to the outside of the coil.
  • the fifth magnetic body 35 is provided on the end surface of the third magnetic body 33 on the side opposite to the equator plane 4.
  • the present invention is not limited to this. It may be provided on the opposite side to the equator plane 4 on the outer peripheral surface of the body.
  • the fifth magnetic body 35 is preferably provided on the outer peripheral surface of the third magnetic body 33a.

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Abstract

　磁気共鳴イメージング装置（１）は、互いに同軸となる中心軸（２）を有しかつ該中心軸（２）に垂直な赤道面（４）に関して面対称となるように配置された少なくとも１対の超電導メインコイル（２１）と、超電導メインコイル（２１）と同軸でかつ赤道面（４）に関して面対称となるように超電導メインコイル（２１）の径方向外側かつ赤道面（４）と反対側に配置され、超電導メインコイル（２１）と逆方向の磁場を発生する少なくとも１対のシールドコイル（２２）と、超電導メインコイル（２１）の径方向内側に赤道面（４）に関して面対称となるように配置された１対の環状の第１磁性体（３１）と、第１磁性体（３１）の赤道面（４）と反対側の端面（３１１）における外周側に設けられた突起部である第２磁性体（３２）とを備える。これにより、開放度を低下させず、超電導線材の増加による装置コストを増加させずに、撮像空間の均一磁場性能を向上させる。

Description

磁気共鳴イメージング装置
　本発明は、磁気共鳴イメージング装置（以下、「ＭＲＩ（Magnetic Resonance Imaging）装置」ともいう）に関し、特に、開放型のＭＲＩ装置に関する。
　医療用のＭＲＩ装置は、静磁場が均一に分布している球状又は楕円球状の撮像空間に電磁波を照射した際に生じる核磁気共鳴現象を利用して被検者の断層画像を撮影するものである。ＭＲＩ装置は、撮像空間の均一磁場性能が良好でないと、画像に歪みあるいは濃淡のムラが発生するため、撮像空間内で数ｐｐｍ程度の磁場均一度が要求される。また、画像のＳ／Ｎ比を向上させ鮮明な画像を得るためにＭＲＩ装置の高磁場化が進んでいる。
　ＭＲＩ装置は、装置の形状からトンネル型と開放型とに大別されている。後者は、前者に比べて被検者周囲の空間を広く取れる、すなわち開放度が大きいことから、被検者の閉塞感を低減でき、かつ被検者へのアクセス性に優れている。典型的な開放型のＭＲＩ装置では、鉛直方向に分割された一対の磁極内に、主起磁力を生成するメインコイル、および磁場均一度調整用のコイル群あるいは磁性体を対向させて配置する構造が採られている。
　本技術分野の背景技術として、特開２００３－０６１９３１号公報（特許文献１）がある。この公報の要約には、「環状突起部２０ａ、２０ｂの対向面３２上に方向性珪素鋼板の積層体２４ａ、２４ｂが鋼板の面と対向面３２がほぼ平行になるように配設されている。超電導コイル２６ａ、２６ｂで発生した磁束は積層体２４ａ、２４ｂの部分では矢印３３の方向に向きを変え、均一磁場領域１２の外周部（Ａ部）の磁場強度を増加する。」と記載されている。また、この公報の段落［００５６］には、「本実施例では、下側の方向性珪素鋼板の積層体４８ｂは下側の環状突起部２０ｂの内周側に配置、固定され」と記載されている。
特開２００３－０６１９３１号公報
　しかしながら、特許文献１に記載の技術においては、磁性体である環状突起部２０ａ、２０ｂの均一磁場領域１２側の面に、積層体２４ａ、２４ｂが配設されている。このため、積層体２４ａ、２４ｂが均一磁場領域１２に近づいてしまい、ガントリーギャップが狭くなって、ＭＲＩ装置の開放度を低下させることになる。
　また、磁性体である環状突起部２０ｂの内周側に積層体４８ｂを配置した場合には、ＭＲＩ装置の高磁場化に伴って大きな電磁力が加わる超電導コイルおよび磁性体を支持する支持部材の径方向の幅の増加、ひいてはコイル直径の増加を招き、ＭＲＩ装置の開放度を低下させることになる。さらに、コイル直径が増加すると、所定の磁場強度を得るために必要なコイル巻数が増加し、超電導線材長の増加により、ＭＲＩ装置のコストが増大する。
　一方、高磁場開放型のＭＲＩ装置では、撮像空間におけるコイル中心軸方向の上下端付近で、磁力線がコイル中心軸側に集中する結果、磁場均一度が劣化するという問題がある。しかし、特許文献１に記載の技術は、磁束を均一磁場領域（撮像空間）１２の方向に偏向させる技術（特許文献１の段落［００３４］参照）であって、前記問題を解決する手段を提示するものではない。
　本発明は、前記した開放型のＭＲＩ装置の高磁場化に伴う問題に鑑みてなされたものであり、開放度を低下させることなく、また、超電導線材の増加による装置コストを増加させることなく、撮像空間の均一磁場性能を向上させた開放型の磁気共鳴イメージング装置を提供することを課題とする。
　上記課題を解決するために、本発明は、互いに同軸となる中心軸を有しかつ該中心軸に垂直な平面に関して面対称となるように配置された少なくとも１対のメインコイルと、前記メインコイルと同軸でかつ前記平面に関して面対称となるように前記メインコイルの径方向外側かつ前記平面と反対側に配置され、前記メインコイルと逆方向の磁場を発生する少なくとも１対のシールドコイルと、前記メインコイルの径方向内側に前記平面に関して面対称となるように配置された１対の環状の第１磁性体と、前記第１磁性体の前記平面と反対側の端面における外周側に設けられた突起部である第２磁性体と、を備えることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置である。
　また、本発明は、前記メインコイルと、前記シールドコイルと、前記第１磁性体と、前記第１磁性体の外周面に設けられ、前記第１磁性体よりも飽和磁化の大きい材料から構成された第３磁性体と、を備えることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置である。
　また、本発明は、前記メインコイルと、前記シールドコイルと、前記第１磁性体と、前記第１磁性体の内径よりも大きい内径と前記メインコイルの内径よりも大きく前記シールドコイルの外径よりも小さい外径とを有し、前記第１磁性体の前記平面と反対側の端面に設けられた第４磁性体と、を備えることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置である。
　本発明によれば、開放度を低下させることなく、また、超電導線材の増加による装置コストを増加させることなく、撮像空間の均一磁場性能を向上させた開放型の磁気共鳴イメージング装置を提供できる。
本発明の第１実施形態に係るＭＲＩ装置の概略斜視図である。 本発明の第１実施形態に係るＭＲＩ装置の概略縦断面図である。 超電導メインコイルが作る磁力線を模式的に示す概念図である。 比較例としての従来技術による磁場補正効果を模式的に示す概念図である。 本発明の第１実施形態による磁場補正効果を模式的に示す概念図である。 本発明の第２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３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４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５実施形態に係るＭＲＩ装置の概略縦断面図である。
　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、以下に示す図面において、同一の部材または相当する部材には同一の参照符号を付している。また、部材のサイズおよび形状は、説明の便宜のため、変形または誇張して模式的に表す場合がある。
〔第１実施形態〕
　まず、図１～図５を参照して、本発明の第１実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置（ＭＲＩ装置）１について説明する。
　図１は、本発明の第１実施形態に係るＭＲＩ装置１の概略斜視図である。
　図１に示すように、ＭＲＩ装置１は、高磁場開放型のＭＲＩ装置である。ＭＲＩ装置１は、超電導コイル及び磁性体をそれぞれ収納した上側の真空容器１１および下側の真空容器１２を連結柱１３で連結することにより構成されている。
　ＭＲＩ装置１の中心には、球状又は楕円球状の撮像空間１４が形成されている。ＭＲＩ装置１は、撮像空間１４内で数ｐｐｍという高精度の中心軸２（図２参照）方向の均一磁場１５を発生させる。また、撮像空間１４を上下で挟むように、シムトレイ１６が設置されている。シムトレイ１６上に磁性体小片を適切に配置することにより、コイル、および真空容器１１，１２内に配置される磁性体で調整しきれない目標磁場からの微小なズレを補正することができる。
　図２は、本発明の第１実施形態に係るＭＲＩ装置１の概略縦断面図である。図２では、ＭＲＩ装置１の上半分の構成が図示されているが、下半分の構成も同様である（図６～図９においても同様）。
　図２に示すように、ＭＲＩ装置１は、互いに同軸となる中心軸２を有しかつ該中心軸２に垂直な撮像空間１４の中心３を通る平面である赤道面４に関して面対称となるように配置された少なくとも１対の超電導メインコイル２１と、超電導メインコイル２１と同軸でかつ赤道面４に関して面対称となるように超電導メインコイル２１の径方向外側かつ赤道面４と反対側に配置され、超電導メインコイル２１と逆方向の磁場を発生する少なくとも１対のシールドコイル２２と、を備えている。
　超電導メインコイル２１は、主起磁力を発生し、シールドコイル２２は、漏洩磁場を低減するものである。超電導メインコイル２１およびシールドコイル２２は、冷媒容器２３内に設置されるとともに、断熱のために真空容器１１，１２で覆われている。なお、図２では真空容器１２の図示は省略されている。
　ＭＲＩ装置１は、超電導メインコイル２１の径方向内側に、赤道面４に関して面対称となるように配置された１対の環状の磁場調整用の第１磁性体３１を備えている。そして、第１磁性体３１の径方向内側に、シムトレイ１６が設置されている。
　第１実施形態では、ＭＲＩ装置１は、第１磁性体３１の赤道面４と反対側の端面３１１における外周側、すなわち外周面３１３に近い側に設けられた突起部である第２磁性体３２を備えている。換言すれば、第２磁性体３２は、第１磁性体３１の内径よりも大きい内径を有し、第１磁性体３１の赤道面４と反対側の端面３１１に設けられるものである。この第２磁性体３２は、第１磁性体３１の赤道面４側の端面３１２における内周面３１４側の端点３１５を通る磁化の向きに沿う線６（図５参照）を超電導メインコイル２１側に近づける機能を有している。
　第１磁性体３１および第２磁性体３２の材料としては、例えば鉄が使用され得る。なお、第１磁性体３１および第２磁性体３２は、それぞれ別体として形成された後に結合することにより構成されてもよいし、一体に形成されたものであってもよい。
　なお、図２においては、本発明に直接関係する部材のほかは、例えば磁場調整用の他の磁性体等、説明の便宜上図示を省略している（以降の図においても同様）。
　次に、図３～図５を参照して、前記のように構成されたＭＲＩ装置１の作用について説明する。図３は、超電導メインコイルが作る磁力線を模式的に示す概念図である。図４は、比較例としての従来技術による磁場補正効果を模式的に示す概念図である。図５は、本発明の第１実施形態による磁場補正効果を模式的に示す概念図である。
　図３に示すように、主起磁力を生成する超電導メインコイル２１により、磁力線５が作られる。磁力線５は、撮像空間１４において、中心軸２方向の上端である北極１４１および下端である南極１４２付近で、径方向内側、すなわち中心軸２側に集中しており、赤道面４に近づくに従って磁力線５の密度が低下する。このため、撮像空間１４の磁場均一度が劣化する。
　図４は、第１磁性体３１を設置した場合の磁力線５、および第１磁性体３１内の磁化の様子を模式的に示している。第１磁性体３１は、第１磁性体３１内の中心軸２方向の磁化を利用して、中心軸２方向の磁場を強化するとともに、第１磁性体３１の赤道面４側の端面３１２における内周面３１４側の端点３１５を通る磁化の向きに沿う線６が超電導メインコイル２１側に近づくことを利用して、磁力線５が撮像空間１４の北極１４１および南極１４２付近で、径方向内側、すなわち中心軸２側に集中することを抑制する効果（磁場補正効果）を得るために設置されている。
　ここで、第１磁性体３１による磁場補正効果は、第１磁性体３１の縦断面（鉛直面による切断面）における径方向の幅が大きいほど、また、第１磁性体３１の設置位置が中心軸２方向において赤道面４側に近いほど増加する。しかし、第１磁性体３１の径方向の幅を広げると、超電導メインコイル２１および第１磁性体３１等の磁性体を支持する支持部材（図示せず）の径方向の幅の増加、ひいてはコイル直径の増加を招き、ＭＲＩ装置１の開放度を低下させることになる。また、コイル直径が増加すると所定の磁場強度を得るために必要なコイル巻数が増加し、超電導線材長の増加により、ＭＲＩ装置１のコストが増大する。一方、第１磁性体３１を赤道面４側に近づけると、ガントリーギャップが狭くなり、ＭＲＩ装置１の開放度を低下させることになる。
　図５は、第１磁性体３１の赤道面４と反対側の端面３１１における外周側に第２磁性体３２を設けた場合の磁力線５、および第１磁性体３１内の磁化の様子を模式的に示している。図５に示すように、第２磁性体３２を設けることにより、第１磁性体３１の赤道面４側の端面３１２における内周面３１４側の端点３１５を通る磁化の向きに沿う線６を、超電導メインコイル２１側に近づける作用がより強化される。こうして、第１磁性体３１の径方向の幅を広げることなく、前記した磁場補正効果を増大させることができる。
　これにより、撮像空間１４における中心軸２方向の上下端である北極１４１、南極１４２付近で中心軸２側に集中している磁力線５が、超電導メインコイル２１側に引き寄せられる。したがって、撮像空間１４の磁場均一度が向上する。
　なお、第１磁性体３１および第２磁性体３２の設置位置は、真空容器１１，１２の内側であっても外側であってもよく、また、冷媒容器２３の内側であっても外側であってもよい。
　また、第１実施形態の第２磁性体３２は、第１磁性体３１の赤道面４と反対側のスペースを利用して設置されているため、ガントリーギャップを狭めることはなく、ＭＲＩ装置１の開放度を低下させることはない。また、第１磁性体３１の径方向の幅を広げることがないため、コイル直径の増加に伴う超電導線材長の増加によるＭＲＩ装置１のコストの増大も抑制できる。
　前記したように第１実施形態に係るＭＲＩ装置１では、第１磁性体３１の赤道面４と反対側の端面３１１における外周側に、突起部である第２磁性体３２が設けられている。この第２磁性体３２は、第１磁性体３１の赤道面４側の端面３１２における内周面３１４側の端点３１５を通る磁化の向きに沿う線６（図５参照）を超電導メインコイル２１側により近づけるように作用する。これにより、撮像空間１４における中心軸２方向の上下端（北極、南極）付近で中心軸２側に集中している磁力線５が超電導メインコイル２１側に引き寄せられて、撮像空間１４の磁場均一度が向上する。
　したがって、第１実施形態に係るＭＲＩ装置１によれば、ＭＲＩ装置１の開放度を低下させることなく、また、超電導線材長の増加による装置コストを増加させることなく、撮像空間１４の均一磁場性能を向上させることが可能となる。
　一方、仮に第１磁性体３１のみで所定の磁場均一度に達している場合には、その第１磁性体３１の径方向の幅を縮減することにより、ＭＲＩ装置１の開放度をさらに向上させるとともに、超電導線材長を低減して、ＭＲＩ装置１の製造コストをさらに下げることが可能となる。
　前記したように、第１実施形態に係るＭＲＩ装置１は、第１磁性体３１の内周面３１４における赤道面４側の端点３１５を通る磁化の向きに沿う線６（図５参照）を超電導メインコイル２１側に近づけるための磁性体を、第１磁性体３１よりも赤道面４に近づくことなく（ガントリーギャップを狭めることなく）、かつ第１磁性体３１の径方向の幅を広げることなく、第１磁性体３１に対して連設するといった技術上の意義を有している。
　以下、第１実施形態と技術上の意義が共通する他の実施形態について説明する。
〔第２実施形態〕
　次に、図６を参照して、本発明の第２実施形態に係るＭＲＩ装置１ａについて、前記した第１実施形態と相違する点を中心に説明し、共通する点の説明を適宜省略する。
　図６は、本発明の第２実施形態に係るＭＲＩ装置１ａの概略縦断面図である。
　図６に示すように、超電導メインコイル２１およびシールドコイル２２は、冷媒容器２３内に設置されるとともに、断熱のために真空容器１１，１２で覆われている。なお、図６では真空容器１２の図示は省略されている。また、ＭＲＩ装置１ａは、超電導メインコイル２１の径方向内側に、赤道面４に関して面対称となるように配置された１対の環状の磁場調整用の第１磁性体３１ａを備えている。そして、第１磁性体３１の径方向内側に、シムトレイ１６が設置されている。
　第２実施形態に係るＭＲＩ装置１ａは、第１実施形態に係るＭＲＩ装置１の第２磁性体３２の代わりに、第１磁性体３１ａの外周面３１３ａに設けられ、第１磁性体３１ａよりも飽和磁化の大きい（高い）材料から構成された第３磁性体３３を備えている。
　第３磁性体３３の材料としては、第１磁性体３１ａの材料として通常使用される磁性体である鉄よりも飽和磁化の大きい材料、例えば珪素鋼板、パーメンジュール等の材料が挙げられる。
　このような第２実施形態では、第３磁性体３３を設けることにより、第１磁性体３１ａの赤道面４側の端面３１２における内周面３１４側の端点３１５を通る磁化の向きに沿う線６（図５参照）を、超電導メインコイル２１側に近づける作用がより強化される。これにより、撮像空間１４における中心軸２方向の上下端（北極、南極）付近で中心軸２側に集中している磁力線５（図５参照）が、超電導メインコイル２１側に引き寄せられて、撮像空間１４の磁場均一度が向上する。
　ここで、磁力線５が撮像空間１４の上下端（北極、南極）付近で中心軸２側に集中することを抑制する磁場補正効果は、第３磁性体３３を第１磁性体３１ａと同じ材料から構成した場合よりも、この第２実施形態のように第３磁性体３３を第１磁性体３１ａよりも飽和磁化の大きい材料から構成した場合の方が大きい。したがって、第２実施形態では、第１磁性体３１ａの外径を第１実施形態の第１磁性体３１の外径よりも小さくして、第１磁性体３１ａおよび第３磁性体３３の径方向の合計幅を、第１実施形態の第１磁性体３１の径方向の幅以内に設定している。かかる設定でも、径方向の幅を広げることなく十分に磁場補正効果を増大させることができる。
　なお、第１磁性体３１ａおよび第３磁性体３３の設置位置は、真空容器１１，１２の内側であっても外側であってもよく、また、冷媒容器２３の内側であっても外側であってもよい。
　このような第２実施形態によれば、前記した第１実施形態と同様の作用効果を奏することができる。すなわち、第２実施形態に係るＭＲＩ装置１ａによれば、ＭＲＩ装置１ａの開放度を低下させることなく、また、超電導線材長の増加による装置コストを増加させることなく、撮像空間１４の均一磁場性能を向上させることが可能となる。
〔第３実施形態〕
　次に、図７を参照して、本発明の第３実施形態に係るＭＲＩ装置１ｂについて、前記した第２実施形態と相違する点を中心に説明し、共通する点の説明を適宜省略する。
　図７は、本発明の第３実施形態に係るＭＲＩ装置１ｂの概略縦断面図である。
　図７に示すように、第３実施形態に係るＭＲＩ装置１ｂは、第３磁性体３３ａの赤道面４と反対側の端面が、第１磁性体３１ａの赤道面４と反対側の端面３１１よりも、赤道面４と反対側に突出している点で、前記した第２実施形態と相違している。
　このような第３実施形態によれば、前記した第２実施形態と同様の作用効果を奏することができることに加え、ガントリーギャップを狭めることなく磁場均一度の補正効果をより増大させることが可能となる。
〔第４実施形態〕
　次に、図８を参照して、本発明の第４実施形態に係るＭＲＩ装置１ｃについて、前記した第１実施形態と相違する点を中心に説明し、共通する点の説明を適宜省略する。
　図８は、本発明の第４実施形態に係るＭＲＩ装置１ｃの概略縦断面図である。
　図８に示すように、超電導メインコイル２１、シールドコイル２２、磁場調整用の第１磁性体３１、および第４磁性体３４は、冷媒容器２３内に設置されるとともに、断熱のために真空容器１１，１２で覆われている。なお、図８では真空容器１２の図示は省略されている。そして、第１磁性体３１の径方向内側に、シムトレイ１６が設置されている。
　第４実施形態に係るＭＲＩ装置１ｃは、第１実施形態に係るＭＲＩ装置１の第２磁性体３２の代わりに、第１磁性体３１の内径よりも大きい内径と超電導メインコイル２１の内径よりも大きくシールドコイル２２の外径よりも小さい外径とを有し、第１磁性体３１の赤道面４と反対側の端面３１１に設けられた第４磁性体３４を備えている。
　換言すれば、第４磁性体３４は、第１実施形態の第１磁性体３１および第２磁性体３２を冷媒容器２３内に設置するとともに、その第２磁性体３２を、外径を大きくすることにより、超電導メインコイル２１の赤道面４と反対側の端面に対向する位置まで径方向外側に延伸したものである。なお、第１磁性体３１および第４磁性体３４は、それぞれ別体として形成された後に結合することにより構成されてもよいし、一体に形成されたものであってもよい。
　このような第４実施形態によれば、前記した第１実施形態と同様の作用効果を奏することができることに加え、さらに以下の作用効果を奏する。すなわち、第４磁性体３４により、超電導メインコイル２１を周回する磁力線をコイルの外側に吸い出して、超電導メインコイル２１の経験磁場を低減することが可能となる。
　超電導メインコイル２１を構成する超電導線は、磁場強度、電流密度によって決まる臨界温度が一定値を超えると、超電導状態を喪失するクエンチと呼ばれる現象が発生する。クエンチが発生すると、液体ヘリウム等の冷媒を大量に消費するため、ＭＲＩ装置のランニングコストが増加する。また、再度超電導状態に復帰するまでＭＲＩ装置を使用することができないため、稼働率が低下する。第４実施形態によれば、超電導線の経験磁場を低減することにより、臨界温度を上げることができるため、局所的な温度上昇に起因するクエンチの発生確率を低減することができ、ＭＲＩ装置のランニングコストの増加、および稼働率の低下を防止することができる。
〔第５実施形態〕
　次に、図９を参照して、本発明の第５実施形態に係るＭＲＩ装置１ｄについて、前記した第２実施形態と相違する点を中心に説明し、共通する点の説明を適宜省略する。
　図９は、本発明の第５実施形態に係るＭＲＩ装置１ｄの概略縦断面図である。
　図９に示すように、超電導メインコイル２１、シールドコイル２２、磁場調整用の第１磁性体３１ａ、第１磁性体３１ａよりも飽和磁化の大きい材料から構成された第３磁性体３３、および第５磁性体３５は、冷媒容器２３内に設置されるとともに、断熱のために真空容器１１，１２で覆われている。なお、図９では真空容器１２の図示は省略されている。そして、第１磁性体３１ａの径方向内側に、シムトレイ１６が設置されている。
　第５実施形態に係るＭＲＩ装置１ｄは、第２実施形態の第１磁性体３１ａおよび第３磁性体３３を冷媒容器２３内に設置するとともに、第３磁性体３３に加えて、さらに、第１磁性体３１ａの内径よりも大きい内径と超電導メインコイル２１の内径よりも大きくシールドコイル２２の外径よりも小さい外径とを有し、第３磁性体３３の赤道面４と反対側の端面に設けられ、第１磁性体３１ａよりも飽和磁化の大きい材料から構成された第５磁性体３５を備えている。ここで、第５磁性体３５は、第１磁性体３１ａの赤道面４と反対側に配置されており、超電導メインコイル２１の赤道面４と反対側の端面に対向する位置まで径方向外側に延伸されている。
　第５磁性体３５の材料としては、第１磁性体３１ａの材料として通常使用される磁性体である鉄よりも飽和磁化の大きい材料、例えば珪素鋼板、パーメンジュール等の材料が挙げられる。なお、第５磁性体３５の材料は、第３磁性体３３の材料と同一であってもよいし、異なっていてもよい。また、第３磁性体３３および第５磁性体３５は、それぞれ別体として形成された後に結合することにより構成されてもよいし、一体に形成されたものであってもよい。
　このような第５実施形態によれば、前記した第２実施形態により得られる磁場補正効果を上回る磁場補正効果を得ることができることに加え、前記した第４実施形態よりも前記超電導メインコイル２１を周回する磁力線をさらにコイルの外側に吸い出して、超電導メインコイル２１の経験磁場をさらに低減することが可能となる。
　以上、本発明について実施形態に基づいて説明したが、本発明は前記した実施形態に限定されるものではなく、様々な変形例が含まれる。例えば、前記した実施形態は本発明を分かりやすく説明するために詳細に説明したものであり、必ずしも説明した全ての構成を備えるものに限定されるものではない。また、一方の実施形態の構成の一部を他方の実施形態の構成に置き換えることが可能であり、また、一方の実施形態の構成に他方の実施形態の構成を加えることも可能である。また、各実施形態の構成の一部について、他の構成の追加・削除・置換をすることが可能である。
　例えば、前記した第５実施形態では、第５磁性体３５は、第３磁性体３３の赤道面４と反対側の端面に設けられているが、これに限定されるものではなく、第３磁性体の外周面における赤道面４と反対側に設けられていてもよい。この場合、第３磁性体３３の赤道面４と反対側の端面を赤道面４と反対側に延出させて、第３実施形態の第３磁性体３３ａと同様な形状に形成した後、該第３磁性体３３ａの外周面に第５磁性体３５を設けるのが好ましい。
　１，１ａ～１ｄ　ＭＲＩ装置（磁気共鳴イメージング装置）
　２　　　中心軸
　４　　　赤道面（平面）
　１４　　撮像空間
　２１　　超電導メインコイル
　２２　　シールドコイル
　３１，３１ａ　第１磁性体
　３２　　第２磁性体
　３３，３３ａ　第３磁性体
　３４　　第４磁性体
　３５　　第５磁性体
　３１１　端面
　３１３ａ　外周面

Claims (5)

  1. 　互いに同軸となる中心軸を有しかつ該中心軸に垂直な平面に関して面対称となるように配置された少なくとも１対のメインコイルと、
    　前記メインコイルと同軸でかつ前記平面に関して面対称となるように前記メインコイルの径方向外側かつ前記平面と反対側に配置され、前記メインコイルと逆方向の磁場を発生する少なくとも１対のシールドコイルと、
    　前記メインコイルの径方向内側に前記平面に関して面対称となるように配置された１対の環状の第１磁性体と、
    　前記第１磁性体の前記平面と反対側の端面における外周側に設けられた突起部である第２磁性体と、
    を備えることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  2. 　互いに同軸となる中心軸を有しかつ該中心軸に垂直な平面に関して面対称となるように配置された少なくとも１対のメインコイルと、
    　前記メインコイルと同軸でかつ前記平面に関して面対称となるように前記メインコイルの径方向外側かつ前記平面と反対側に配置され、前記メインコイルと逆方向の磁場を発生する少なくとも１対のシールドコイルと、
    　前記メインコイルの径方向内側に前記平面に関して面対称となるように配置された１対の環状の第１磁性体と、
    　前記第１磁性体の外周面に設けられ、前記第１磁性体よりも飽和磁化の大きい材料から構成された第３磁性体と、
    を備えることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  3. 　前記第３磁性体の前記平面と反対側の端面は、前記第１磁性体の前記平面と反対側の端面よりも、前記平面と反対側に突出してい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. 　互いに同軸となる中心軸を有しかつ該中心軸に垂直な平面に関して面対称となるように配置された少なくとも１対のメインコイルと、
    　前記メインコイルと同軸でかつ前記平面に関して面対称となるように前記メインコイルの径方向外側かつ前記平面と反対側に配置され、前記メインコイルと逆方向の磁場を発生する少なくとも１対のシールドコイルと、
    　前記メインコイルの径方向内側に前記平面に関して面対称となるように配置された１対の環状の第１磁性体と、
    　前記第１磁性体の内径よりも大きい内径と前記メインコイルの内径よりも大きく前記シールドコイルの外径よりも小さい外径とを有し、前記第１磁性体の前記平面と反対側の端面に設けられた第４磁性体と、
    を備えることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  5. 　前記第１磁性体の内径よりも大きい内径と前記メインコイルの内径よりも大きく前記シールドコイルの外径よりも小さい外径とを有し、前記第３磁性体の前記平面と反対側の端面または前記第３磁性体の外周面における前記平面と反対側に設けられ、前記第１磁性体よりも飽和磁化の大きい材料から構成された第５磁性体、
    をさらに備えることを特徴とする請求項２または請求項３に記載の磁気共鳴イメージング装置。
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