WO2016208547A1 - 磁気共鳴イメージング装置 - Google Patents

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WO2016208547A1
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magnetic
magnetic body
resonance imaging
imaging apparatus
magnetic resonance
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柴田　圭一郎
充志 阿部
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株式会社日立製作所
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    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/05—Detecting, measuring or recording for diagnosis by means of electric currents or magnetic fields; Measuring using microwaves or radio waves 
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    • G—PHYSICS
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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
    • H—ELECTRICITY
    • H01—ELECTRIC ELEMENTS
    • H01F—MAGNETS; INDUCTANCES; TRANSFORMERS; SELECTION OF MATERIALS FOR THEIR MAGNETIC PROPERTIES
    • H01F6/00—Superconducting magnets; Superconducting coils

Definitions

  • the present invention relates to a magnetic resonance imaging apparatus and a method for adjusting the magnetic field uniformity thereof.
  • 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. At this time, if the uniform magnetic field performance of the imaging space is poor, distortion or shading unevenness occurs in the image, so a magnetic field uniformity of about several ppm is required in the imaging space.
  • MRI devices are broadly divided into tunnel type and open type according to the shape of the device, and the latter can take a wider space around the subject than the former, reducing the patient's feeling of blockage and the subject. Excellent access to those who are
  • a typical open-type MRI apparatus has a structure in which a coil that generates a main magnetomotive force and a coil group for adjusting magnetic field uniformity or a magnetic body are arranged facing each other in magnetic poles divided in a vertical direction.
  • a method of ensuring the magnetic field uniformity of the open MRI apparatus a method of disposing a ring and / or a disk-shaped magnetic body provided with grooves and / or protrusions on the inner diameter side of the main coil is disclosed (for example, Patent Document 1). ).
  • the magnetic material used in the MRI apparatus has less impurities. This is because the smaller the impurity, the smaller the deviation in saturation magnetization.
  • pure iron for example, SUY as defined in JIS C2504
  • pure iron has a carbon content of 0.03% or less, has high ductility, and therefore has a large deformation amount and poor machinability (Non-Patent Document 1).
  • pure iron is called difficult-to-cut material.
  • the machining accuracy is deteriorated as compared with a difficult-to-cut material, so that the number of times of cutting (hereinafter referred to as a machining man-hour) required to obtain a predetermined accuracy increases.
  • general structural rolled steel (for example, SS400 as defined in JIS G 3110) contains a certain amount of carbon, so the amount of deformation is small and the processing accuracy does not deteriorate. Less is. Moreover, since it is a general steel material, it is cheaper than pure iron. However, the general structural rolled steel has no specified content of impurities such as carbon, and has a larger deviation in saturation magnetization than pure iron.
  • the present invention includes various embodiments.
  • the present invention includes a pair of superconducting coils arranged symmetrically with respect to a horizontal plane perpendicular to a vertical line, and sandwiched between the pair of superconducting coils.
  • a magnetic resonance imaging apparatus having an imaging space in a defined area, wherein the protrusion is disposed on the inner diameter side of the superconducting coil and protrudes toward the horizontal plane, and the disk portion is such that the vertical line passes through the center of the diameter.
  • the body is composed of a first member having a disk or ring shape, and a second member including the protrusion in the structure, and the first member is made of a magnetic material having less impurities than the second member. Characterized by being formed To.
  • the uniform magnetic field performance of the apparatus can be improved. Further, the use of an inexpensive magnetic material can reduce the manufacturing cost of the device.
  • FIG. 1 A first embodiment of a magnetic resonance imaging apparatus 100 (hereinafter referred to as an MRI apparatus) of this embodiment is shown in FIG.
  • Analyzing means 4 is provided as a basic configuration, and tomography is performed by passing the subject H on the bed 5 through the imaging space 1.
  • the pair of upper magnetic pole 2a and lower magnetic pole 2b are arranged to face each other in the vertical direction, and the imaging space 1 is formed in a space sandwiched between them.
  • the upper magnetic pole 2a is supported via the connecting pillar 3 from the lower magnetic pole 2b.
  • a plane that is orthogonal to the Z axis and passes through the center of the imaging space 1 is a horizontal plane that serves as a reference for the MRI apparatus 100 of the present embodiment. It can be said that the pair of the upper magnetic pole 2a and the lower magnetic pole 2b included in the MRI apparatus 100 of the present embodiment are arranged to face each other at an equidistant position with respect to a reference horizontal plane.
  • the imaging space 1 is often defined as a spherical or elliptical space.
  • Magnetomotive force sources such as a superconducting coil and a magnetic body are installed inside the upper magnetic pole 2a and the lower magnetic pole 2b.
  • the superconducting coil and magnetic material will be described in detail later.
  • the upper magnetic pole 2a and the lower magnetic pole 2b generate a uniform magnetic field with high precision within which the deviation of the magnetic field in the imaging space 1 is within a range of several ppm (parts per million).
  • a disk-shaped member 7 called a shim tray is installed on the imaging space 1 side of the upper magnetic pole 2a and the lower magnetic pole 2b arranged above and below.
  • the shim tray 7 adjusts the deviation of the magnetic field formed by only the superconducting coil and the magnetic body provided inside the upper magnetic pole 2a and the lower magnetic pole 2b by properly arranging small pieces of the magnetic material thereon, and is uniform. Used as a means to enhance sex.
  • FIG. 2 Details of the first embodiment are shown in FIG.
  • a straight line indicated by a one-dot chain line extending vertically is common to the vertical line Z shown in FIG.
  • a straight line indicated by a two-dot chain line that is orthogonal to the vertical line Z and crosses the imaging space 1 in the horizontal direction indicates a horizontal plane that serves as a reference for the MRI apparatus 100 described above.
  • FIG. 2 is a schematic cross-sectional view when the magnetic pole of the MRI apparatus 100 is divided on a plane horizontal to the vertical line.
  • the MRI apparatus 100 has an upper magnetic pole 2a and a lower magnetic pole 2b with a horizontal plane perpendicular to the vertical line as symmetry planes, and has an upper superconducting coil 8a and a lower superconducting coil 8b as magnetomotive force sources therein.
  • the upper superconducting coil 8a and the lower superconducting coil 8b which are a pair of superconducting coils, are both ring-shaped structures in which the vertical line passes through the center of the diameter.
  • the upper magnetic pole 2a and the lower magnetic pole 2b have the same internal structure, the upper magnetic pole 2a will be described as an example.
  • the internal structure of the lower magnetic pole 2b is assumed to be the same as that obtained by replacing a at the end of each symbol with b in the following description.
  • the upper magnetic pole 2a is referred to as a magnetic pole 2a
  • the upper superconducting coil 8a is referred to as a superconducting coil 8a.
  • This cooling method may be either a cooling method by immersing it in a helium container filled with liquid helium or cooling by attaching a heat transfer means connected to a refrigerator.
  • the superconducting coil 8a may be covered with a radiation shield (not shown) and further stored in the vacuum container in that state.
  • the superconducting coil 8a is a structure in which the vertical line coincides with the central axis of the coil as described above, and generates a magnetic field when supplied with current.
  • the first magnetic body 20a and the second magnetic body 21a are installed on the inner diameter side of the superconducting coil 8a.
  • the first magnetic body 20a is installed at a position farther from the horizontal plane than the second magnetic body 21a in the vertical direction. With respect to the horizontal plane direction, the first magnetic body 20a is installed so as to fit within the inner diameter region of the second magnetic body 21a.
  • the first magnetic body 20a and the second magnetic body 21a have a function of roughly adjusting the magnetic field generated by the superconducting coil 8a.
  • 2 shows an example in which the first magnetic body 20a and the second magnetic body 21a are installed at different positions in the vertical line direction. You may install in the position.
  • the first magnetic body 20 a includes base portions 11 a and 12 a having a disk shape or a columnar shape, and projecting portions 13 a and 14 a protruding from these portions toward the imaging space 1.
  • the center of the base part 11a and the base part 12a of the first magnetic body 20a with respect to the horizontal plane is the same as that of the superconducting coil 2a, and is installed so that a vertical line passes through the center.
  • the protrusions 13a and 14a are formed by subjecting a single columnar magnetic material (steel material) not divided with the disk portion 11a to a cutting operation or a groove processing. May be formed, or a plurality of members made of the same material may be combined.
  • the disk-shaped base part 12a (first member) is formed of a material different from the part (second member) configured by the base part 11a and the protrusions 13a and 14a.
  • the base portion 12a is formed of a steel material (first magnetic material) such as pure iron (SUY) having a carbon content of 0.03% or less. Pure iron has a very low impurity content, and its variation in saturation magnetization is small compared to a general structural rolled steel with a wide range of impurity content.
  • first magnetic material such as pure iron (SUY) having a carbon content of 0.03% or less.
  • Pure iron has a very low impurity content, and its variation in saturation magnetization is small compared to a general structural rolled steel with a wide range of impurity content.
  • the base 11a and the protrusions 13a and 14a are made of a steel material (second magnetic material) in which the content of impurities (such as carbon) may be higher than 0.03%, for example, an SS material that is a general structural rolled steel material (SS400 etc.).
  • SS400 general structural rolled steel material
  • Such a general structural rolled steel material has an impurity content such as carbon of about 0.15% to 0.2%, but an exact value is not specified.
  • the deviation of saturation magnetization is large only with magnetic materials such as carbon with a variable content of impurities such as rolled steel for general structures, there is a possibility that the magnetization will be excessive and insufficient, and the uniform magnetic field performance may not be obtained with the MRI apparatus. There is.
  • a plate-like portion such as the base 12a that does not require complicated processing is formed of a high-purity magnetic material, and the base 11a and the protrusions 13a and 14a that require complicated processing are formed.
  • pure iron for example, has high ductility and large deformation and low machinability.
  • the problem of machinability can be avoided and the increase in the number of processing steps can be suppressed.
  • the low-purity magnetic material contains impurities at a certain high ratio, the ductility is high and the deterioration of processing accuracy is small, so that an increase in the number of processing steps can be suppressed even if there are grooves or protrusions.
  • a low-purity magnetic material is difficult to satisfy the magnetic field performance required for the MRI apparatus because the first magnetic body 20a alone has a large deviation in saturation magnetization.
  • the thickness of the high-purity magnetic body according to the magnetization of the low-purity magnetic body it is possible to ensure a predetermined uniform magnetic field performance.
  • the thickness of the base 12a is increased, and the magnetization of the base 11a and the protrusions 13a and 14a is excessive.
  • the overall magnetization of the first magnetic body 20a can be adjusted to improve the uniformity of the magnetic field in the imaging region 1.
  • This manufacturing method absorbs the variation in saturation magnetization between lots with a high-purity magnetic material even when a low-purity magnetic material is manufactured in different production lots, particularly when mass-producing the MRI apparatus 100. Therefore, it is effective in efficiently producing an MRI apparatus with high magnetic field uniformity.
  • the second magnetic body 21a may have the same structure as the first magnetic body 20a described above. As shown in FIG. 2, the second magnetic body 21a is a ring-shaped magnetic body, has the same central axis (vertical line) as the superconducting coil 8a, and is disposed on the outer side of the first magnetic body 20a. Is done.
  • the structure of the second magnetic body 21a is formed by laminating a plurality of annular members in the vertical direction, and FIG. 2 shows an example composed of two layers. Specifically, with respect to the magnetic body 9a (first annular magnetic body) that is the first annular member, the magnetic body 10a (second annular magnetic body) that is the second annular member is placed on the horizontal plane.
  • the volume amount of the portion formed from the base portion 11a and the protruding portions 13a and 14a described above may be larger than the volume amount of the base portion 12a.
  • Low-purity magnetic materials are not only easier to process than high-purity magnetic materials, but can generally be procured at a lower price. By using many low-purity magnetic materials, processing costs and materials Costs can be reduced.
  • the volume of the magnetic body 10a which is an annular member, larger than the volume of the magnetic body 9a, it is possible to further reduce processing costs and material costs. Specifically, since both the magnetic body 9a and the magnetic body 10a are members having an annular shape, for example, the thickness of the magnetic body 9a in the vertical line direction is made thinner than that of the magnetic body 10a.
  • the first magnetic body 20a for adjusting the magnetic field has two protrusions (projections 13a and 14a), the number of protrusions is increased to 3 or more, and the protrusions By adjusting the interval, it is possible to increase the order when the magnetic field distribution of the imaging space 1 is expanded by the spherical harmonic function, and to further improve the uniform magnetic field performance.
  • a low-purity magnetic material such as a general structural rolled steel material has high ductility and high processing accuracy because it contains impurities in a certain high proportion. Since the deterioration is small, even a shape having a plurality of grooves and protrusions can efficiently realize the shape while suppressing an increase in the number of processing steps.
  • FIG. 3 shows a second embodiment of the present invention.
  • the difference from the embodiment shown in FIG. 2 is that, in the first magnetic body 20a, the protruding end portion 15a is installed at the tip of the protruding portions 13a and 14a on the horizontal plane side.
  • the protrusion 15a is a member (first member) formed of a magnetic material of high-purity magnetic material, while the protrusions 13a and 14a and the base 11a are made of a low-purity magnetic material.
  • This is a portion (second member). Therefore, unlike the first embodiment, the first member in this example has a disk shape in the portion arranged on the vertical line and a ring shape in the portion arranged to surround the vertical line. It becomes.
  • the protrusion 15a made of a high-purity magnetic material is installed at a position close to the imaging space 1 having a high magnetic field, the magnetization of the protrusion 15a can be promoted, and therefore the protrusion 15a. It becomes possible to reduce the thickness. Furthermore, since the thickness of the protrusion 15a can be adjusted for each protrusion, the uniform magnetic field performance in the imaging space 1 can be further improved.
  • a flat plate-like magnetic body 9a may be laminated on the horizontal surface side of the annular magnetic body 10a.
  • FIG. 4 shows a third embodiment of the present invention.
  • the difference from the embodiment shown in FIG. 3 is that the first magnetic body 20a and the second magnetic body 21a are installed not on the inside of the magnetic pole 2a but on the outside.
  • the first magnetic body 20a and the second magnetic body 21a are installed outside the magnetic pole 2a, it is possible to adjust the thickness of the protruding end 15a and the magnetic body 9a after the MRI apparatus 100 is assembled.
  • the magnetic field distribution in the imaging space 1 can be measured, and the thickness of the magnetic material can be easily changed according to the measurement result, so that the uniform magnetic field performance in the imaging space 1 can be further improved. It becomes possible.
  • FIG. 5 shows a fourth embodiment of the present invention.
  • FIG. 5 shows a method of adjusting the thickness of the base 12a and the magnetic body 9a formed by using a high-purity magnetic material in the first magnetic body 20a and the second magnetic body 21a shown in FIG. .
  • the base portion 12a is configured by laminating thin disc-like magnetic bodies 16 in the vertical direction, and the thickness of the base portion 12a can be adjusted by changing the number of the disc-like magnetic bodies 16.
  • the thickness can be adjusted without cutting the flat plate, so that the number of processing steps can be reduced.
  • the laminated thin plates may be constant or different in thickness. Since various thicknesses can be realized by combining thin plates with different thicknesses, it is possible to reduce the number of sheets required rather than adjusting the thickness by using thin plates uniformly. .
  • the magnetic body 9a may have a structure in which thin annular magnetic bodies 17 are stacked in the vertical direction. By adopting such a structure, it is possible to flexibly change the arrangement volume of the high-purity magnetic material.
  • FIG. 6 shows a fifth embodiment of the present invention.
  • FIG. 6 shows a method of making a finer adjustment of magnetization by making a hole 18 in the magnetic body 9a shown in FIG. By performing such adjustment, it is possible to further improve the uniform magnetic field performance in the imaging space 1.
  • FIG. 7 shows a sixth embodiment of the present invention.
  • FIG. 7 is a view of the protruding end 15a and the annular magnetic body 9a shown in FIG. 4 as viewed from the imaging region side.
  • Each of the projecting end portion 15a and the annular magnetic body 9a may be (1) a single plate-like member in the circumferential direction, but as shown in FIG. 7, a plate-like shape divided in the circumferential direction and the radial direction. You may form combining a member.
  • a magnetic material having an appropriate thickness according to a non-axisymmetric error magnetic field in the magnetic field distribution of the imaging space 1 or an error magnetic field asymmetric in the radial direction is adopted, and the tip 15a and The thickness of the magnetic body 9a can be adjusted, and the uniform magnetic field performance of the imaging space 1 can be further improved. Further, by dividing the magnetic material into fine pieces, the electromagnetic force applied to the projecting end portion 15a and the magnetic material 9a can be reduced, and the superconducting coil 8a can be adjusted in an excited state.
  • FIG. 8 shows a seventh embodiment of the present invention.
  • FIG. 8 is a schematic flowchart showing the process of assembling and assembling the first magnetic body 20a and the second magnetic body 21a.
  • magnetization characteristics (corresponding relationship between an external magnetic field and magnetic material magnetization) are measured using samples of a low-purity magnetic material (second material) and a high-purity magnetic material (first material) to be used (S001).
  • S001 low-purity magnetic material
  • first material high-purity magnetic material
  • the thickness of the high-purity magnetic material necessary for correcting the deviation of the saturation magnetization of the portions (base portion 11a, protrusions 13a, 14a, magnetic body 10a) formed by the low-purity magnetic material is calculated. (S003).
  • a high-purity magnetic body is processed based on the thickness of the magnetic body obtained by calculation and assembled together with the low-purity magnetic body (S004).
  • the magnetomotive force arrangement for improving the uniform magnetic field performance of the apparatus even when a magnetic material having a large deviation in saturation magnetization is used has been shown using an open MRI apparatus as an example.
  • a pair of superconducting coils are arranged symmetrically with respect to a horizontal plane perpendicular to the vertical line, and the magnetic resonance imaging apparatus 100 has the imaging space 1 in a region sandwiched between the pair of superconducting coils. Then, the 1st magnetic body 20a and the 2nd magnetic body 21a are installed in the internal diameter side of each superconducting coil.
  • the first magnetic body 20a is provided integrally with the protrusions 13a and 14a that protrude with respect to the horizontal plane, and the protrusions 13a and 14a, and the vertical line passes through the center of the diameter.
  • the second magnetic body 21a is an annular member provided on the outer diameter side of the first magnetic body 20a.
  • the first magnetic body 20a can be divided mainly into two parts, one is a first member having a disk or ring shape, and the other is a second member having a complicated shape including a protrusion. It is a member.
  • the first member corresponds to the base portion 12a having a disk shape in the first and fourth embodiments, and the tip having a disk and an annular shape in the second, third, or fifth embodiment.
  • the part 15a corresponds.
  • the second member is common to each embodiment, and corresponds to a portion composed of the base portion 11a and the protruding portions 13a and 14a.
  • the first member is made of a magnetic material with less impurities than the second member. More specifically, the first member is formed of, for example, a first magnetic material having a carbon content of 0.03% or less, and the second member is formed of a second magnetic material having a carbon content of greater than 0.03%. It is desirable.
  • the first magnetic material is a material in which the impurity content is defined in a strictly narrow range, while the second magnetic material is not defined in the impurity content and varies depending on the manufacturer and time. It may be a thing.
  • the MRI apparatus 100 of this embodiment even when a magnetic material having a large impurity content or a large deviation in saturation magnetization is used, only the portion that requires complicated processing is used as the second magnetic material. Since it can form with a material, compared with the case where a highly purified steel material is utilized, it becomes possible to reduce a process man-hour and to improve manufacturing efficiency.
  • the first magnetic material with less impurities can be manufactured in a simple shape with a member that complements the previous deviation, and attached to the member manufactured with the second magnetic material described above, thereby improving the uniform magnetic field performance of the apparatus. It becomes possible to improve.
  • By forming only a simple shape with the first magnetic material an increase in the number of processing steps is suppressed, and the use of an inexpensive magnetic material is allowed, so that the manufacturing cost of the device can be reduced.
  • the second magnetic body 21a is not limited to the first magnetic body 20a, and two members may be stacked in the vertical direction. That is, the first annular magnetic body 9a formed of the first magnetic material and the second annular magnetic body 10a formed of the second magnetic material may be stacked in the vertical direction. By adopting such a structure, the above-described effects can be further enhanced.
  • Imaging space 2a, 2b Upper and lower magnetic poles (Hereinafter, subscript a indicates the upper side and b indicates the lower side.) 3 ... Connecting column 4 ... Analysis means 5 ... Bed 6 ... Driving means 7 ... Shim trays 8a, 8b ... Superconducting coils 9a, 9b ... Annular magnetic bodies 10a, 10b ... Annular magnetic bodies 11a, 11b ... Base part 12a, 12b ... Base part 13a, 14a, 13b, 14b ... Projection part 15a, 15b ... Projection end part 16 ... Disc-shaped magnetic body 17 ... Toroidal magnetic body 18 ... hole

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Abstract

本発明は、純度は低いが加工精度の高い磁性材料を磁場調整用磁性体として使用した場合でも、均一磁場性能に優れた磁石装置を提供することを課題とする。前記課題を解決するため、溝又は突起を設けた低純度の磁性体と平板又は平板に準ずる形状の高純度磁性体を組み合わせて磁場調整用の磁性体を構成し、低純度磁性体の飽和磁化の偏差に応じて高純度磁性体の厚さを調整する。これにより、加工精度の高い磁性材料を複雑な形状を有する部分に用いることで加工工数を低減し、飽和磁化の偏差を高純度の磁性体で補償することにより、均一磁場性能の向上を図る。

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およびその磁場均一度の調整方法に関する。
　磁性体を使用して均一磁場性能の向上を図った磁石装置として、医療用MRI（Magnetic Resonannce Imaging）装置があげられる。医療用MRI装置では、静磁場が均一に分布している球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。このとき、撮像空間の均一磁場性能が悪いと画像に歪み或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。
　MRI装置は装置の形状からトンネル型と開放型に大別されており、後者は前者に比べて被検者周囲の空間を広く取れることから、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MRI装置では鉛直方向に分割された磁極内に主起磁力を生成するコイル及び、磁場均一度調整用のコイル群或いは磁性体を対向させて配置する構造がとられている。開放型MRI装置の磁場均一度を確保する方法として、溝及び又は突起を設けた円環及び又は円盤状の磁性体をメインコイル内径側に設置する方法が開示されている（例えば、特許文献１）。
特開2010-88629
経済産業省関東経済産業局、平成21年度戦略的基盤技術高度化支援事業研究成果等報告書、「難削材の精密切削技術の開発」
　従来、MRI装置に使用する磁性体は、不純物が少ない方が望ましい。不純物が少ないほど飽和磁化の偏差が小さくなるためである。具体的には、純鉄（例えば、JIS C2504に規定されるようなSUY）が挙げられる。しかしながら、純鉄は炭素の含有量が0.03%以下であり、延性が高いために変形量が大きく、切削性が悪いことが知られている（非特許文献１）。
　前記の性質を持つことから純鉄は難削材と呼ばれる。純鉄を切削する際には、加工精度が非難削材に比べて劣化するため、所定の精度を得るために必要な切削回数（以下、加工工数と記す）が増加する。
　上記純鉄に対して一般構造用圧延鋼材（例えば、JIS G 3110に規定されるようなSS400）は、炭素をある程度含有しているため変形量が小さく、加工精度の劣化がないため、加工工数が少ない。又、一般的な鋼材なので純鉄に比べて安価である。しかしながら、前記一般構造用圧延鋼材は炭素等の不純物の含有量が規定されておらず、純鉄に比べると飽和磁化の偏差が大きい。
　このため、MRI装置のように高精度の磁場均一度が要求される装置に使用する場合には、飽和磁化の偏差により所定の磁場均一度を得ることが困難となるという問題が考えられる。
　上記課題を解決するために、本発明は様々な実施形態を含むが、その一例として「鉛直線に垂直な水平面に関して面対称に配置される一対の超電導コイルを備え、前記一対の超電導コイルに挟まれた領域に撮像空間を有する磁気共鳴イメージング装置であって、前記超電導コイルの内径側に配置され、前記水平面に向かって突出する突起部と、前記鉛直線が直径の中心を通るような円盤部とを有する第１磁性体と、前記超電導コイルの内径側であって、前記第１磁性体の外径側に設置される円環形状の第２磁性体と、を有し、前記第１磁性体は、円盤または円環の形状を有する第１部材と、前記突起部を構造に含む第２部材と、から構成され、前記第１部材は、前記第２部材よりも不純物が少ない磁性材料から形成されていること」を特徴とする。
　本発明により、不純物含有量が多く、飽和磁化の偏差が大きい磁性材料を使用した場合でも装置の均一磁場性能の向上させることが可能となる。又、安価な磁性体を使用することにより、装置の製造コストを低減することが可能となる。
本実施例のMRI装置の外形を示した鳥瞰図である 本発明の第１実施形態を示すMRI装置の断面図である。 本発明の第２実施形態を示すMRI装置の断面図である。 本発明の第３実施形態を示すMRI装置の断面図である。 本発明の第４実施形態を示すMRI装置の断面図である。 本発明の第５実施形態を示すMRI装置の断面図である。 本発明の第６実施形態を示すMRI装置の断面図である。 本発明の第７実施形態を示すフロー図である。
　以下、図面を参照して本発明の実施の形態を詳細に説明する。
　（第１実施例）
　本実施例の磁気共鳴イメージング装置１００（以下、ＭＲＩ装置という）の第１実施例を図１に示す。MRI装置１００は図１に示すように、一対の上側磁極２ａ、下側磁極２ｂと、被検体Ｈを乗せるベッド５と、このベッド５に乗せられた被検体Ｈを撮像空間１（ＦＯＶ＝Field of View）へ搬送する図示しない駆動機構が設けられた搬送手段６と、この搬送手段６によって撮像空間１に搬送された被検体Ｈからの核磁気共鳴信号を解析するコンピュータ等の機器を含んだ解析手段４とを基本的な構成として有し、ベッド５に乗った被検体Ｈを撮像空間１に通して断層撮影を行うものである。
　なお、一対の上側磁極２ａと下側磁極２ｂとは互いに鉛直線方向おいて対向して配置され、その間に挟まれた空間内に撮像空間１が形成される。上側磁極２ａは、下側磁極２ｂから連結柱３を介して支持される。
　図１中符号Ｚを付して示した軸線（鉛直線）は、上側磁極２ａと下側磁極２ｂの中心を通る中心軸であって撮像空間１の中心を通過する直線である。また、このＺ軸と直交し、かつ撮像空間１の中心を通る平面が、本実施例のＭＲＩ装置１００の基準となる水平面である。本実施例のＭＲＩ装置１００が有する一対の上側磁極２ａ，下側磁極２ｂは、基準となる水平面に対して等距離の位置に対向して配置されていると言ってもよい。
　撮像空間1は多くの場合、球状または楕円状の空間として定義される。上側磁極２ａ，下側磁極２ｂの内部には超電導コイルや磁性体といった起磁力源が設置されている。超電導コイルや磁性体については後に詳細に説明する。
　上側磁極２ａ，下側磁極２ｂは撮像空間１内における磁場の偏差が数ppm（parts per million：100万分の1）の幅に納まる高精度に均一な磁場を発生させる。上下に配置された上側磁極２ａ、下側磁極２ｂの撮像空間１側にはシムトレイと呼ばれる円盤状の部材７を設置される。シムトレイ７は、その上に磁性体の小片が適切に配置されることによって、上側磁極２ａ、下側磁極２ｂ内部に設けられる超電導コイルや磁性体のみで形成される磁場の偏差を調整し、均一性を高めるための手段として使用される。
　第１実施例の詳細を図２に示す。図２において、縦に伸びる一点鎖線で示す直線は図１に示す鉛直線Ｚと共通である。また鉛直線Ｚと直交し、かつ撮像空間１を横方向に横切る二点鎖線で示す直線は、先に述べたＭＲＩ装置１００の基準となる水平面を示す。図２は、鉛直線に水平な平面でＭＲＩ装置１００の磁極を分割した際の断面概略図である。
　ＭＲＩ装置１００は、鉛直線に垂直である水平面を対称面として上側磁極２ａ、下側磁極２ｂを有し、これらの内部に起磁力源である上側超電導コイル８ａ、下側超電導コイル８ｂを有する。一対の超電導コイルである上側超電導コイル８ａ、下側超電導コイル８ｂはともに鉛直線が直径の中心を通るような円環形状の構造物である。以降の説明では、上側磁極２ａと下側磁極２ｂは内部の構造が共通であるため、上側磁極２ａを例に挙げて説明する。したがって特に説明する場合を除き、下側磁極２ｂの内部の構造は、以下の説明において各符号末尾に付したａをｂと読みかえたものと同じとする。また、説明の簡単のために、上側磁極２ａを磁極２ａと、上側超電導コイル８ａを超電導コイル８ａと呼ぶ。
　なお、超電導コイル８ａが超電導状態を保つためには極低温下に冷却される必要がある。この冷却方式は、液体ヘリウムが充填されたヘリウム容器内に浸漬させ冷却する、あるいは冷凍機と接続された伝熱手段を取り付けて冷却する伝導冷却式のいずれを採用してもよい。また超電導コイル８ａは、図示しない輻射シールドによって覆われ、かつ更にその状態で真空容器内に格納されてもよい。
　超電導コイル８ａは、先に述べたように鉛直線がコイルの中心軸と一致している構造物であって、電流が供給されることによって磁場を発生させる。この超電導コイル８ａの内径側に第１磁性体２０ａおよび第２磁性体２１ａが設置される。二つの磁性体の配置関係は、鉛直線方向に関しては、第１磁性体２０ａが第２磁性体２１ａよりも水平面から離れた位置に設置される。水平面方向に関しては、第１磁性体２０ａは第２磁性体２１ａの内径領域に納まるように設置される。
　第１磁性体２０ａおよび第２磁性体２１ａは、超電導コイル８ａが発生させる磁場を粗く調整する機能をもつ。なお、図２においては、第１磁性体２０ａと第２磁性体２１ａとは、鉛直線方向において異なる位置に設置している例を示したが、設計上許容できる範囲で適宜変更して、同位置に設置してもよい。
　第１磁性体２０ａは図２に示すように、円盤形状あるいは円柱形状を有する基盤部１１ａ、１２ａと、これらの部分から撮像空間１に向かって突出する突起部１３ａ、１４ａとから構成される。第１磁性体２０ａの基盤部１１ａおよび基盤部１２ａの水平面に関する中心は超電導コイル２ａと共通であって、中心を鉛直線が通過するように設置される。
　なお、図２に示すように突起部１３ａ、１４ａは、円板部１１ａと分割されていない一個の円柱形状の磁性材（鋼材）に対して切削作業や溝加工を施すことによって、これらの構造を形成してもよいし、同一材からなる複数の部材を組み合わせて形成してもよい。
　本実施例のMRI装置１００では、円盤形状の基盤部１２ａ（第１部材）は、基盤部１１ａおよび突起部１３ａ、１４ａから構成される部分（第２部材）と異なる材料によって形成されている。
　基盤部１２ａは、炭素の含有量が０．０３％以下である純鉄（SUY）などの鋼材（第１磁性材料）によって形成される。純鉄は不純物の含有量が極めて少なく、その飽和磁化のばらつきは、不純物の含有量に幅がある一般構造用圧延鋼材と比較して小さい。
　一方、基盤部１１ａおよび突起部１３ａ、１４ａは、不純物（炭素など）の含有量が0.03%よりも高い可能性のある鋼材（第２磁性材料）、例えば一般構造用圧延鋼材であるSS材（SS400など）で形成する。このような一般構造用圧延鋼材は、炭素等の不純物含有量について０．１５％から０．２％程度とされるが、正確な値は規定されていない。
　純鉄のように炭素などの不純物が少なく高純度の磁性材料（第１磁性材料）は、溝や突起部分を精度良く加工しようとすると、削り過ぎを防止するために、加工工数を増大せざるを得ず、製造効率を向上させることが難しい。また、一般構造用圧延鋼材のように炭素などの不純物含有量にばらつきのある磁性材料のみで飽和磁化の偏差が大きいため、磁化に過不足が生じ、MRI装置では均一磁場性能が得られないおそれがある。
　しかし、本実施例のMRI装置１００は、複雑な加工を要しない基盤部１２aなど板状の部分を高純度の磁性材料によって形成し、複雑な加工を要する基盤部１１ａおよび突起部１３ａ、１４ａを複雑な形状を有する部分を低純度の磁性材料によって形成することによって、加工工数の低減を図りつつ、MRI装置に要求されるような磁場の均一度を実現することが可能となる。
　高純度の磁性材料の中でも、たとえば純鉄であれば、延性が高いために変形量が大きく切削性が低い。しかしこの純鉄を使う部分を、複雑な加工を要さない、容易に製造可能な基盤部１２aに採用することによって、切削性の課題を回避して、加工工数の増加を抑えることができる。また、低純度の磁性材料は、不純物をある程度高い割合で含むために延性が高く、加工精度の劣化が小さいため、溝や突起があっても加工工数の増加を抑えることができる。
　低純度の磁性材料は、これのみで第１磁性体２０aを構成すると飽和磁化の偏差が大きいため、MRI装置に要求されるような磁場の性能を満たすことが難しい。しかし、低純度の磁性体の磁化に応じて高純度の磁性体の厚みを調整することによって、所定の均一磁場性能を確保することが可能となる。
　具体的には、基盤部１１aや突起部１３a、１４aの磁化が不足している場合には、基盤部１２aの厚みを増加させ、基盤部１１aや突起部１３a、１４aの磁化が過剰な場合には、基盤部１２aの厚みを低減することによって、第１磁性体２０aの全体の磁化を調整して撮像領域1における磁場の均一度を向上させることができる。
　この製造手法は、特に、MRI装置１００を量産する場合などにおいて、低純度の磁性体の製造ロットが異なるものを採用したとしても、ロット間での飽和磁化のばらつきを高純度の磁性体によって吸収することができるため、磁場の均一度が高いMRI装置を効率的に生産する上で有効である。
　また、第２磁性体２１aについても、上述の第１磁性体２０aと同様の構造を採用してもよい。第２磁性体２１aは、図２に示すように円環形状の磁性体であって、超電導コイル８ａとほぼ同一の中心軸（鉛直線）を有し、第１磁性体２０ａの外形側に配置される。第２磁性体２１ａの構造は、鉛直線方向に向かって複数の円環状部材が積層されることで形成され、図２においては二層で構成された例を示している。具体的には、一つめの円環状部材である磁性体９a（第１円環状磁性体）に対して、二つめの円環状部材である磁性体１０ａ（第２円環状磁性体）を、水平面から近い位置に設置している。ここで磁性体９aを先に述べた第１磁性材料で形成し、磁性体１０aを第２磁性材料で形成することによって、第２磁性材料について飽和磁化にばらつきがあったとしてもこれを補正することができ、より高精度な磁場の均一度を実現するMRI装置１００を提供することができる。
　また、先に述べた基盤部１１aや突起部１３a、１４aとから形成される部分の体積量を基盤部１２ａの体積量よりも大きくしてもよい。低純度の磁性体は高純度の磁性体に比べて加工が容易なだけではなく、一般的に低価格で調達が可能であるため、低純度の磁性体を多く使用することによって加工コスト、材料コストを低減することが可能である。
　また、円環状の部材である磁性体１０aの体積量を、磁性体９ａの体積量よりも大きくすることによって更に加工コストや材料コストを低減することが可能となる。具体的には、磁性体９aおよび磁性体１０ａはともに円環形状を有する部材であるため、例えば、磁性体９ａの鉛直線方向の厚みを磁性体１０ａよりも薄くして配置する。
　なお、図２では磁場を調整するための第１磁性体２０ａについて突起部が２個（突起部１３ａ，１４ａ）の場合を示したが、突起の数を３個以上に増加して、突起部の間隔を調整することにより撮像空間１の磁場分布を球面調和関数で展開した時の次数を増加し、均一磁場性能をさらに向上させることも可能である。
　多数の突起部を有する複雑な形状を有する場合であっても、上述のように低純度の磁性体、例えば一般構造用圧延鋼材は不純物をある程度高い割合で含むために延性が高く、加工精度の劣化が小さいため、溝や突起を複数有する形状であっても加工工数の増加を抑えつつ、効率的にそれらの形状を実現することができる。
　本発明の第２実施形態を図３に示す。図２に示した実施形態との違いは、第１磁性体２０ａにおいて、突端部15aを、突起部１３ａ、１４ａの水平面側の先端に設置した点である。
　ここで、突端部１５ａは、高純度の磁性材料の磁材材料で形成された部材（第１部材）であって、一方、突起部１３ａ、１４ａや基盤部１１ａは低純度の磁性材料で作られている部分（第２部材）である。したがって、第１実施形態と異なって、本実施例における第１部材は、鉛直線上に配置される部分は円盤形状を有し、鉛直線を囲むように配置される部分は円環形状を有するものとなる。
　図３に示すように、高純度の磁性材料から作られる突端部１５ａを磁場の高い撮像空間１に近い位置に設置することにより、突端部１５ａの磁化を促進することができるため、突端部１５ａの厚みを低減することが可能となる。さらに突起部毎に突端部１５ａの厚さを調整することもできるため、撮像空間１における均一磁場性能をさらに向上させることが可能となる。
　また第２磁性体２１ａにおいて、平板の環状の磁性体９aを、円環状の磁性体１０ａの水平面側に積層して形成してもよい。このような積層構造を採用することによって、上述のように高純度の磁性材料からなる部分の磁化を促進し、撮像空間１における均一磁場性能をさらに向上させることができる。
　本発明の第３実施形態を図４に示す。図３に示した実施形態との違いは、第１磁性体２０ａや第２磁性体２１ａを磁極2aの内部ではなく、外部に設置した点である。第１磁性体２０ａや第２磁性体２１ａを磁極２ａの外部に設置することにより、MRI装置１００の組立後に突端部１５ａや磁性体９ａの厚さを調整することが可能となる。このような構造とすれば、撮像空間１の磁場分布を測定し、測定結果に応じて磁性体の厚さを容易に変えることができるため、撮像空間１における均一磁場性能をさらに向上することが可能となる。
　本発明の第４の実施形態を図５に示す。図５は図１記載の第１磁性体２０ａや第２磁性体２１ａにおける、高純度の磁性材料を使って形成する基盤部１２ａや磁性体９ａの厚さを調整する方法を示したものである。基盤部１２ａは薄板の円盤状磁性体１６を鉛直線方向に積層して構成されており、円板状磁性体１６の枚数を変更することにより基盤部１２ａの厚さを調整することができる。
　このような構成とすることにより、平板を切削することなく厚さを調整できるので、加工工数を低減することが可能となる。また積層する薄板（円盤状磁性体１６）は厚さが一定でも異なっていてもよい。異なった厚さの薄板を組み合わせることにより、様々な厚みを実現することができるため、一様に薄い薄板を使用して厚さを調整するよりも、必要な枚数を低減することが可能となる。
　また磁性体９ａについても同様に、薄い円環状磁性体１７を鉛直線方向に積層する構造としてもよい。このような構造を取ることによって更に高純度の磁性体の配置体積量を柔軟に変更することが可能となる。
　本発明の第５の実施形態を図６に示す。図６は図４記載の磁性体９aに穴1８をあけて、さらに微細な磁化の調整を実施する方法を示したものである。このような調整を実施することにより、さらに撮像空間１における均一磁場性能をさらに向上させることが可能である。
　本発明の第６の実施形態を図７に示す。図７は図４記載の突端部１５ａおよび環状の磁性体９aを撮像領域側から見た図である。突端部１５ａおよび環状の磁性体９aは、それぞれ(1)周回方向において一枚の板状の部材であってもよいが、図７に示すようには周回方向及び径方向に分割された板状部材を組み合わせて形成してもよい。
　このような構造とすることにより、撮像空間１の磁場分布における非軸対称の誤差磁場や、径方向に非対称の誤差磁場に応じて適切な厚みを有する磁性体を採用して、突端部１５ａおよび磁性体９a厚さを調整することができ、撮像空間１の均一磁場性能をさらに向上させることが可能となる。又、磁性体を細かく分割することにより突端部１５ａおよび磁性体９aにかかる電磁力を低減することができ、超電導コイル8aを励磁した状態で調整することが可能となる。
　本発明の第７の実施形態を図８に示す。図８は第１磁性体２０ａや第２磁性体２１ａの加工・組立の過程を示す概略フロー図である。初めに使用する低純度磁性体(第２材料)及び高純度磁性体（第１材料）のサンプルを用いて磁化特性（外部磁場と磁性体磁化との対応関係）を測定する(Ｓ００１)。得られた磁化特性に基づき超電導コイルを励磁した時の撮像空間１の磁場分布を計算し、誤差磁場分布を求める(Ｓ００２)。誤差磁場分布に基づき低純度磁性体によって形成される部分(基盤部11ａや突起部１３ａ、１４ａ、磁性体１０ａ)の飽和磁化の偏差を補正するために必要な高純度磁性体の厚さを計算する（Ｓ００３）。
　計算により求めた磁性体厚さに基づいて高純度磁性体を加工し、低純度磁性体と合わせて組立てる（Ｓ００４）。上記のフローを適用することにより、ＭＲＩ装置１００に使用する低純度磁性体の磁化が、例えば製造ロットが異なり変化した場合でも撮像空間１の均一磁場性能を確保することが可能となる。尚、高純度磁性体は磁化の偏差が小さいため、磁化特性が既知であればサンプルの磁化測定は省略可能である。
　以上、開放型のMRI装置を例として、飽和磁化の偏差が大きい磁性材料を使用した場合でも装置の均一磁場性能の向上を図った起磁力配置を示した。
　すなわち上述の実施例で説明したように、鉛直線に垂直な水平面に関して面対称に一対の超電導コイルを配置し、この一対の超電導コイルに挟まれた領域に撮像空間１を有する磁気共鳴イメージング装置１００では、各超電導コイルの内径側に第１磁性体２０ａと第２磁性体２１ａとが設置される。
　各実施例において説明するように、第１磁性体２０ａは、水平面に対して突出する突起部１３ａ，１４ａと、突起部１３ａ、１４ａと一体に設けられ、鉛直線が直径の中心を通るような基盤部11ａとから形成され、第２磁性体２１ａは第１磁性体２０ａの外径側に設けられる円環形状の部材である。
　第１磁性体２０ａは、主に二つの部分に構成を分けることができ、一つは円盤または円環形状を有する第１部材、もう一つが突起部を構成に含み複雑な形状を有する第２部材である。既に説明したように、第１部材は、実施例１や実施例４において円盤形状を有する基盤部１２ａが相当し、実施例２、実施例３または実施例５において円盤および円環形状を有する突端部１５ａが相当する。また、第２部材は、各実施例に共通であって、基盤部１１ａおよび突起部１３ａ、１４ａからなる部分が相当する。
　ここで先に説明するように各実施例におけるＭＲＩ装置１００は、第１部材が第２部材に対して不純物の少ない磁性材料によって作られる。より具体的には第１部材は、例えば炭素の含有量が0.03%以下の第１磁性材料で形成され、第２部材は、炭素の含有量が0.03%よりも大きい第２磁性材料で形成されることが望ましい。あるいは、第１磁性材料は不純物の含有量が厳密に狭い範囲で規定されている材料であって、一方、第２磁性材料は不純物の含有量が規定されておらず製造元や時期によってばらつきを有するものであってもよい。
　いずれの場合であっても本実施例のMRI装置１００であれば、不純物含有量が多く、あるいは飽和磁化の偏差が大きい磁性材料を使用した場合でも、複雑な加工を要する部分のみを第２磁性材料で形成することができるため、高純度の鋼材を利用する場合と比較して加工工数を低減し、製造効率を向上させることが可能となる。
　また、不純物が少ない第１磁性材料によって先の偏差を補完するような部材を簡易な形状で製作し、先に述べた第２磁性材料で製作された部材に取り付けることによって装置の均一磁場性能の向上させることが可能となる。簡易な形状のみを第１磁性材料によって形成することで加工工数の上昇を抑制し、かつ安価な磁性体の使用が許容されることにより、装置の製造コストを低減することも可能となる。
　なお、第１磁性体２０ａに限ることなく、第２磁性体２１ａ関しても大きく２つの部材を鉛直線方向に積層して形成してもよい。すなわち第１磁性材料で形成される第１円環状磁性体９ａと、第２磁性材料で形成される第２円環状磁性体１０ａとを鉛直線方向に積層することで形成してもよい。このような構造を採用することによって上述の効果を更に高めることが可能となる。
　なお、先に挙げた各実施例では開放型ＭＲＩ装置を例に本発明のいくつかの実施形態を説明したが、上述の実施例は本発明の要旨を越えない範囲において適宜変更、組わせても良いし、同様に均一磁場性能を必要とする粒子線加速器等のさまざまな用途における磁石装置にも本発明を適用することも可能である。
１・・・撮像空間

２ａ、２ｂ・・・上側、下側磁極（以下、添字ａは上側、ｂは下側を示す。）

３・・・連結柱
４・・・解析手段

５・・・ベッド
６・・・駆動手段
７・・・シムトレイ
８ａ，８ｂ・・・超電導コイル
９ａ、９ｂ・・・円環状磁性体
１０ａ，１０ｂ・・・円環状磁性体
１１ａ、１１ｂ・・・基盤部
１２ａ、１２ｂ・・・基盤部
１３ａ，１４ａ，１３ｂ，１４ｂ・・・突起部
１５ａ，１５ｂ・・・突端部
１６・・・円盤状磁性体
１７・・・円環状磁性体
１８・・・穴

Claims (7)

  1. 　鉛直線に垂直な水平面に関して面対称に配置される一対の超電導コイルを備え、前記一対の超電導コイルに挟まれた領域に撮像空間を有する磁気共鳴イメージング装置であって、
    　前記超電導コイルの内径側に配置され、前記水平面に向かって突出する突起部と、前記鉛直線が直径の中心を通るような基盤部とを有する第１磁性体と、
    　前記超電導コイルの内径側であって、前記第１磁性体の外径側に設置される円環形状の第２磁性体と、
    を有し、
    　前記第１磁性体は、
    　円盤または円環の形状を有する第１部材と、
    　前記突起部を構造に含む第２部材と、から構成され、
    前記第１部材は、前記第２部材よりも不純物が少ない磁性材料から形成されている
    ことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  2. 　請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置において、
    　前記第１部材は炭素の含有量が0.03%以下の第１磁性材料で形成され、
    　前記第２部材は、前記炭素の含有量が0.03%よりも大きい第２磁性材料で形成されている
    ことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  3. 　請求項２に記載の磁気共鳴イメージング装置において、
    　前記第２磁性体は、
    　前記第１磁性材料で形成される第１円環状磁性体と、
    　前記第２磁性材料で形成され、前記第１円環状磁性体に対して前記鉛直線の方向に積層される第２円環状磁性体と、から構成されている
    ことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  4. 　請求項１から請求項３のいずれか１項に記載の磁気共鳴イメージング装置において、
    　前記第１部材と前記撮像空間との間に前記第２部材が設置されるように前記第１部材に対して前記第２部材が積層されている
    ことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  5. 　請求項１から請求項３のいずれか１項に記載の磁気共鳴イメージング装置において、
    　前記第１部材は、前記突起部の前記撮像空間に面した端面上に積層されている
    ことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  6. 　請求項１から請求項３のいずれか1項に記載の磁気共鳴イメージング装置において、
    　前記第１部材は、前記鉛直線の方向に少なくとも2層以上が積層されている
    ことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  7. 　請求項６に記載の磁気共鳴イメージング装置が前記撮像空間に形成する磁場の均一度を調整する磁場調整方法であって、
    　前記撮像空間の磁場分布を測定結果に基づいて、前記第１部材の前記鉛直線方向の板厚を調整する
    ことを特徴とする磁場調整方法。
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