(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
空間に均一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、
前記均一磁場に傾斜磁場を重畳させる傾斜磁場発生源を有する傾斜磁場発生装置と、
前記静磁場発生源と前記傾斜磁場発生源との間で、前記均一磁場の発生する領域の均一磁場方向両側である一対の配置領域内のそれぞれに配置され互いに離れて対をなす導体リングと、を備え、
前記均一磁場方向において、前記導体リングの外側の端部は、前記傾斜磁場発生装置の端部と同位置もしくは前記均一磁場の中心側にあり、
前記導体リングは、
前記傾斜磁場発生装置に機械的に結合している第１導体リングと、
前記静磁場発生装置に機械的に結合し、前記第１導体リングに対向するように配置され、前記第１導体リングから絶縁されている第２導体リングと、を有することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
【請求項２】
前記導体リングは、
前記第１導体リングと前記第２導体リングの間に配置され、前記第１導体リングと前記第２導体リングから絶縁されている第３導体リングを有することを特徴とする請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項３】
前記第１導体リングと前記第２導体リングの間に設けられた弾性体を有することを特徴とする請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項４】
空間に均一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、
前記均一磁場に傾斜磁場を重畳させる傾斜磁場発生源を有する傾斜磁場発生装置と、
前記静磁場発生源と前記傾斜磁場発生源との間で、前記均一磁場の発生する領域の均一磁場方向両側である一対の配置領域内のそれぞれに配置され互いに離れて対をなす導体リングと、を備え、
前記均一磁場方向において、前記導体リングの外側の端部は、前記傾斜磁場発生装置の端部と同位置もしくは前記均一磁場の中心側にあり、
前記導体リングは、
前記傾斜磁場発生装置に機械的に結合し、前記静磁場発生装置に対向するように配置されている第１導体リングと、
前記静磁場発生装置に機械的に結合し、前記傾斜磁場発生装置に対向するが前記第１導体リングに対向しないように配置され、前記第１導体リングから絶縁されている第２導体リングと、を有することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
【請求項５】
空間に均一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、
前記均一磁場に傾斜磁場を重畳させる傾斜磁場発生源を有する傾斜磁場発生装置と、
前記静磁場発生源と前記傾斜磁場発生源との間で、前記均一磁場の発生する領域の均一磁場方向両側である一対の配置領域内のそれぞれに配置され互いに離れて対をなす導体リングと、を備え、
前記均一磁場方向において、前記導体リングの外側の端部は、前記傾斜磁場発生装置の端部と同位置もしくは前記均一磁場の中心側にあり、
前記導体リングの板厚あたりの電気抵抗率は、前記静磁場発生装置と前記傾斜磁場発生装置の外壁の板厚あたりの電気抵抗率より低いことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
【請求項６】
傾斜磁場発生装置であって、
空間に傾斜磁場を発生させる傾斜磁場発生源と、
前記傾斜磁場発生源を挟んで前記傾斜磁場が発生する前記空間の反対側に設けられ、前記傾斜磁場の発生する領域の前記傾斜磁場の磁場方向両側である一対の配置領域内のそれぞれに配置され互いに離れて対をなす導体リングと、を備え、
前記傾斜磁場の磁場方向において、前記導体リングの外側の端部は、前記傾斜磁場発生装置の端部と同位置もしくは前記傾斜磁場の中心側にあり、
前記導体リングの板厚あたりの電気抵抗率は、前記傾斜磁場発生装置の外壁の板厚あたりの電気抵抗率より低いことを特徴とする傾斜磁場発生装置。
【請求項７】
静磁場発生装置であって、
空間に均一磁場を発生させる静磁場発生源と、
前記静磁場発生源に対して前記均一磁場が発生する前記空間側に設けられ、前記均一磁場の発生する領域の前記均一磁場の磁場方向両側である一対の配置領域内のそれぞれに配置され互いに離れて対をなす導体リングと、を備え、
前記導体リングの板厚あたりの電気抵抗率は、前記静磁場発生装置の外壁の板厚あたりの電気抵抗率より低いことを特徴とする静磁場発生装置。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
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。
【背景技術】
【０００２】
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。【０００３】
そして、傾斜磁場発生装置と静磁場発生装置では、振動が発生する場合があった。これらで発生する振動は、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た。ＭＲＩ装置の振動抑制方法に関する従来技術として、傾斜磁場発生源を内部に有するように電気導体板を剛に設置することで、傾斜磁場発生源から静磁場発生装置の側に漏れる磁場を遮蔽し、静磁場発生装置に生じる渦電流とローレンツ力を低減し、静磁場発生装置の騒音を低減する技術が提案されている（例えば、特許文献１参照）。また、傾斜磁場発生装置を取り囲む円柱状の電気導体を傾斜磁場発生装置と剛に結合させることで、傾斜磁場の高周波成分を完全に遮蔽し、静磁場発生装置の振動を低減する技術が提案されている（例えば、特許文献２参照）。
【先行技術文献】
【特許文献】
【０００４】
【特許文献１】ＵＳ６３２６７８８Ｂ１
【特許文献２】ＵＳ６５０１２７５Ｂ１
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【０００５】
傾斜磁場発生装置と静磁場発生装置で、振動が発生する理由は、次のように考えられた。傾斜磁場発生装置の傾斜磁場発生源には、線形傾斜磁場を生成するために、パルス的な電流が流される。これにより、静磁場発生源が発生させた静磁場中に配置された傾斜磁場発生源に、パルス電流が流れることになるので、静磁場とパルス電流のカップリングによりローレンツ力が傾斜磁場発生源に作用し、傾斜磁場発生源を含め傾斜磁場発生装置が振動する。そして、傾斜磁場発生装置は、近傍にある静磁場発生装置にボルト等の取付部材によって取り付けられているので、傾斜磁場発生装置の振動がこの取付部材を介して静磁場発生装置に伝搬し、静磁場発生装置も振動する。【０００６】
また、傾斜磁場発生源から発生し傾斜磁場発生源に対して静磁場発生源の側に漏れる磁場（傾斜磁場）が、静磁場発生装置を構成する導電性部材と鎖交することにより、静磁場発生装置に渦電流が生じ、この渦電流と静磁場のカップリングによりローレンツ力が静磁場発生装置の導電性部材に作用し、静磁場発生装置が振動する。【０００７】
そして、撮像される断層画像の画質を向上させるために、静磁場強度や傾斜磁場強度（傾斜磁場発生源に流すパルス電流）を大きくすると、前記したそれぞれのローレンツ力が増大し、傾斜磁場発生装置及び静磁場発生装置の振動の振幅が増大する。また、これらで発生する振動は、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。すなわち、断層画像に関しては、静磁場発生装置の振動や、静磁場発生装置の導電性部材に生じる渦電流が、撮像空間に不要な磁場（誤差磁場）を発生させて均一磁場を乱すことで、断層画像の劣化が生じる。また、騒音に関しては、静磁場発生装置の導電性部材や傾斜磁場発生装置の振動が空気に伝わることで放射音が発生し、撮像空間内に仰臥している被検体に不快感・不安感を与える。前記より、ＭＲＩ装置の傾斜磁場発生装置と静磁場発生装置の振動が低減できれば、断層画像の劣化を抑制して診断精度を向上させたり、騒音を低減して検査の快適性を高めたりでき有用である。【０００８】
しかし、前記した特許文献１と２の技術では、電気導体（板）が傾斜磁場発生装置全体を覆うように設置されるため、電気導体（板）の撮像空間に近い位置で発生した渦電流が作る誤差磁場により、断層画像が劣化する場合があると考えられた。【０００９】
そこで、本発明が解決しようとする課題は、断層画像の劣化を抑制しつつ、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。
【課題を解決するための手段】
【００１０】
前記課題を解決するために、本発明は、前記静磁場発生源と前記傾斜磁場発生源との間で、前記均一磁場の発生する領域の均一磁場方向両側である一対の配置領域内のそれぞれに配置され互いに離れて対をなす導体リングを備えたＭＲＩ（磁気共鳴イメージング）装置である。前記均一磁場方向において、前記導体リングの外側の端部は、前記傾斜磁場発生装置の端部と同位置もしくは前記均一磁場の中心側にある。
そして、前記導体リングは、前記傾斜磁場発生装置に機械的に結合している第１導体リングと、前記静磁場発生装置に機械的に結合し、前記第１導体リングに対向するように配置され、前記第１導体リングから絶縁されている第２導体リングと、を有することを特徴としている。
あるいは、前記導体リングは、前記傾斜磁場発生装置に機械的に結合し、前記静磁場発生装置に対向するように配置されている第１導体リングと、前記静磁場発生装置に機械的に結合し、前記傾斜磁場発生装置に対向するが前記第１導体リングに対向しないように配置され、前記第１導体リングから絶縁されている第２導体リングと、を有することを特徴としている。
あるいは、前記導体リングの板厚あたりの電気抵抗率は、前記静磁場発生装置と前記傾斜磁場発生装置の外壁の板厚あたりの電気抵抗率より低いことを特徴としている。
また、本発明は、傾斜磁場発生装置であって、空間に傾斜磁場を発生させる傾斜磁場発生源と、前記傾斜磁場発生源を挟んで前記傾斜磁場が発生する前記空間の反対側に設けられ、前記傾斜磁場の発生する領域の前記傾斜磁場の磁場方向両側である一対の配置領域内のそれぞれに配置され互いに離れて対をなす導体リングと、を備え、前記傾斜磁場の磁場方向において、前記導体リングの外側の端部は、前記傾斜磁場発生装置の端部と同位置もしくは前記傾斜磁場の中心側にあり、前記導体リングの板厚あたりの電気抵抗率は、前記傾斜磁場発生装置の外壁の板厚あたりの電気抵抗率より低いことを特徴としている。
また、本発明は、静磁場発生装置であって、空間に均一磁場を発生させる静磁場発生源と、前記静磁場発生源に対して前記均一磁場が発生する前記空間側に設けられ、前記均一磁場の発生する領域の前記均一磁場の磁場方向両側である一対の配置領域内のそれぞれに配置され互いに離れて対をなす導体リングと、を備え、前記導体リングの板厚あたりの電気抵抗率は、前記静磁場発生装置の外壁の板厚あたりの電気抵抗率より低いことを特徴としている。
【発明の効果】
【００１１】
本発明によれば、断層画像の劣化を抑制しつつ、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。
【図面の簡単な説明】
【００１２】
【図１】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）装置の斜視図である。
【図２】本発明の第１の実施形態に係るＭＲＩ装置の縦断面図である。
【図３】本発明の第１の実施形態に係るＭＲＩ装置の縦断面のｚ軸（中心軸）より上方部分の概略図である。
【図４】本発明の第２の実施形態に係るＭＲＩ装置の縦断面のｚ軸より上方部分の概略図である。
【図５】本発明の第３の実施形態に係るＭＲＩ装置の縦断面のｚ軸より上方部分の概略図である。
【図６】本発明の第３の実施形態の変形例に係るＭＲＩ装置の縦断面のｚ軸より上方部分の概略図である。
【図７】本発明の第４の実施形態に係るＭＲＩ装置の縦断面のｚ軸より上方部分の概略図である。
【図８】本発明の第４の実施形態の変形例に係るＭＲＩ装置の縦断面のｚ軸より上方部分の概略図である。
【図９】本発明の第５の実施形態に係るＭＲＩ装置の縦断面のｚ軸より上方部分の概略図である。
【図１０】本発明の第５の実施形態の変形例に係るＭＲＩ装置の縦断面のｚ軸より上方部分の概略図である。
【図１１】本発明の第６の実施形態に係るＭＲＩ装置の縦断面のｚ軸より上方部分の概略図である。
【図１２】本発明の第６の実施形態の変形例に係るＭＲＩ装置の縦断面のｚ軸より上方部分の概略図である。
【図１３】本発明の第７の実施形態に係るＭＲＩ装置の縦断面のｚ軸より上方部分の概略図である。
【図１４】本発明の第７の実施形態の変形例に係るＭＲＩ装置の縦断面のｚ軸より上方部分の概略図である。
【図１５】本発明の第８の実施形態に係るＭＲＩ装置の縦断面のｚ軸より上方部分の概略図である。
【図１６】本発明の第８の実施形態の変形例に係るＭＲＩ装置の縦断面のｚ軸より上方部分の概略図である。
【図１７】本発明の第９の実施形態に係るＭＲＩ装置の縦断面のｚ軸より上方部分の概略図である。
【図１８】本発明の第１０の実施形態に係るＭＲＩ装置の縦断面のｚ軸より上方部分の概略図である。
【図１９】本発明の第１１の実施形態に係るＭＲＩ装置の縦断面のｚ軸より上方部分の概略図である。
【図２０】本発明の第１２の実施形態に係るＭＲＩ装置の縦断面のｚ軸より上方部分の概略図である。
【発明を実施するための形態】
【００１３】
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。
【００１４】
（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、傾斜磁場発生装置３の径方向外側に設けられる導体リング５（５ａ）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。
【００１５】
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）円筒形状をしている。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。
【００１６】
導体リング５（５ａ）は、静磁場発生装置２の撮像空間８側に設けられている。導体リング５（５ａ）は、傾斜磁場発生装置３の径方向外側に設けられている。導体リング５（５ａ）は、静磁場発生装置２又は傾斜磁場発生装置３と中心軸を共通とする（ｚ軸を中心軸とする）円筒形状をしている。導体リング５（５ａ）は、非磁性かつ導電性を有する銅やアルミニウムで形成することができる。
【００１７】
図２に、本発明の第１の実施形態に係るＭＲＩ装置１の縦断面図を示す。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を覆い真空容器２ｃから放射される輻射熱を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。
【００１８】
複数のメインコイル（静磁場発生源）２ａは、ｚ軸を互いに共通する中心軸とするリング形状をしている。複数のメインコイル２ａは、ｚ軸方向に複数（図２の例では４個）配置されている。複数のメインコイル２ａは、撮像空間（空間）８に、均一磁場７となる静磁場を生成する。複数のメインコイル２ａは、撮像空間８以外にも、静磁場を生成し、特に、ｚ軸に対して、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。複数のシールドコイル（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。複数のシールドコイル２ｂは、ｚ軸を互いに共通する中心軸とするリング形状をしている。複数のシールドコイル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。複数のシールドコイル２ｂは、ｚ軸方向において複数個配列された内の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。複数のシールドコイル２ｂは、ｚ軸に対して、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。
【００１９】
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。
【００２０】
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形状をしている。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形状をしている。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。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（図示せず）を介して真空容器２ｃに取り付けられている。
【００２１】
図２とその概略図の図３に示すように、導体リング５（５ａ、５ｂ）は、静磁場発生装置２の静磁場発生源２ａと傾斜磁場発生装置３の傾斜磁場発生源３ａとの間に配置されている。導体リング５（５ａ、５ｂ）は、傾斜磁場発生源３ａを挟んで傾斜磁場９が発生する撮像空間８の反対側に設けられている。また、導体リング５（５ａ、５ｂ）は、ｚ軸方向（均一磁場７の磁場方向）において、傾斜磁場発生装置３の配置される領域の撮像空間８側で、且つ、均一磁場７の発生する領域（撮像空間８）の静磁場方向（ｚ軸方向）両側、好ましくは、均一磁場７の発生する領域（撮像空間８）の静磁場方向（ｚ軸方向）両側の外側である一対の配置領域Ｒ内のそれぞれに配置されている。一対の導体リング５ａ（５）と５ｂ（５）は、互いに離れている。導体リング５（５ａ、５ｂ）は、傾斜磁場発生装置３に機械的に結合している。導体リング５（５ａ、５ｂ）の板厚あたりの電気抵抗率（シート抵抗）は、静磁場発生装置２の真空容器２ｃ（輻射シールド板２ｄ、冷却容器２ｅ）と傾斜磁場発生装置３の外壁の板厚あたりの電気抵抗率より低くなっている。このため、導体リング５（５ａ、５ｂ）の導体の抵抗率は、静磁場発生装置２の真空容器２ｃ（輻射シールド板２ｄ、冷却容器２ｅ）と傾斜磁場発生装置３の外壁等の部材の抵抗率より、低いことが望ましい。導体リング５（５ａ、５ｂ）は、ｚ軸方向において複数個配列されたメインコイル２ａの内の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。導体リング５（５ａ、５ｂ）は、ｚ軸方向において、傾斜磁場発生源のメインコイル３ａとシールドコイル３ｂの端部が配置された位置に配置されている。導体リング５（５ａ、５ｂ）は、ｚ軸方向において、静磁場発生装置の両端のメインコイル２ａとシールドコイル２ｂのｚ軸方向外側の端部が配置された位置に配置されている。導体リング５（５ａ、５ｂ）のｚ軸方向の外側の端部は、傾斜磁場発生装置３のｚ軸方向の外側の端部に達してもよいが、突出することはない。
【００２２】
導体リング５ａと導体リング５ｂとは、ｚ軸方向（均一磁場７の方向）に空間的に離れて配置される。また、導体リング５ａと導体リング５ｂのそれぞれは、ｚ軸に対して周回方向に、連続体で構成されるのが望ましい。導体リング５ａと導体リング５ｂは、傾斜磁場発生装置３の表面に露出していても、傾斜磁場発生装置３の表面とシールドコイル３ｂとの間でレジン３ｃに埋め込まれていても良い。導体リング５ａ（５）のｚ軸方向の幅は、導体リング５ｂ（５）のｚ軸方向の幅に略等しくなっている（（導体リング５ａの幅）＝（導体リング５ｂの幅））。
【００２３】
次に、ＭＲＩ装置１における振動の抑制について説明する。
【００２４】
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。傾斜磁場発生装置３においては、この静磁場中に配置されたメインコイル３ａとシールドコイル３ｂにパルス状の電流が流れる。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。
【００２５】
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。
【００２６】
また、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から発生し、静磁場発生装置２のメインコイル２ａとシールドコイル２ｂの側に漏れた漏れ磁場が、真空容器（外壁）２ｃや輻射シールド板２ｄ、冷却容器２ｅといった導電性部材に渦電流を誘導し、これらの渦電流が静磁場とカップリングしてローレンツ力が導電性部材（外壁）に作用することで、静磁場発生装置２の導電性部材（外壁）が振動する。
【００２７】
導体リング５（５ａ、５ｂ）は、傾斜磁場発生装置３の振動に伴って振動する。振動によって、導体リング５（５ａ、５ｂ）と、静磁場発生装置２のメインコイル２ａとシールドコイル２ｂとの相対距離が変化する。これにより、導体リング５（５ａ、５ｂ）に鎖交する磁束が変化し、導体リング５（５ａ、５ｂ）に渦電流が誘導される。振動の周波数が比較的低い周波数では、渦電流発熱による振動減衰の効果が大きく働く。振動の周波数が比較的高い周波数では、導体リング５（５ａ、５ｂ）に誘導される渦電流が静磁場発生源（メインコイル２ａ、シールドコイル２ｂ）の作る磁場とカップリングして導体リング５（５ａ、５ｂ）に作用するローレンツ力が、導体リング５（５ａ、５ｂ）の振動を打ち消す方向に働く。即ち、導体リング５（５ａ、５ｂ）が磁場中で振動すると、導体リング５（５ａ、５ｂ）と静磁場発生源（メインコイル２ａ、シールドコイル２ｂ）の位置関係を保持しようとする電磁気的な反力が作用する。その結果、静磁場によって導体リング５（５ａ、５ｂ）の振動が抑制される。そして、導体リング５（５ａ、５ｂ）と機械的（相対位置不変）に結合した傾斜磁場発生装置３の振動も抑制される。また、前記の電磁気的な振動抑制効果の他に、導体リング５（５ａ、５ｂ）を傾斜磁場発生装置３に機械的（相対位置不変）に結合したことで、傾斜磁場発生装置３の剛性が増加し、傾斜磁場発生装置３の振動を機械的に低減する効果が得られる。前記の電磁気的及び機械的な振動抑制効果によって傾斜磁場発生装置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の振動も抑制される。
【００２８】
前記の電磁気的な振動抑制効果は、導体リング５（５ａ、５ｂ）が振動した時の鎖交磁束変化が大きいほど強く得られる。一般に、磁場強度は磁場発生源からの距離に反比例するので、均一磁場７が生成された撮像空間８をできるだけ広くするために、ＭＲＩ装置１における静磁場発生源のメインコイル２ａは、撮像空間８から遠い位置、すなわち、ｚ軸方向（均一磁場７の方向）の両端にあるメインコイル２ａほど起磁力が大きくなるよう配置されている。このため、導体リング５（５ａ、５ｂ）を、ｚ軸方向（均一磁場７の方向）の両端にあるメインコイル２ａの近傍、すなわち、ｚ軸方向において、撮像空間８の両方の外側の配置領域Ｒ内に設置することで、前記の振動抑制作用を効果的に得ることができる。
【００２９】
また、導体リング５（５ａ、５ｂ）の設置により、傾斜磁場発生装置３から静磁場発生装置２の側に漏れる漏れ磁場が遮蔽され、静磁場発生装置２を構成する導電性部材に生じる渦電流が減少してローレンツ力が減少する。これによっても、静磁場発生装置２の振動は低減する。一般に、傾斜磁場発生装置３の漏れ磁場は、ｚ軸方向における傾斜磁場発生装置３の両端付近で大きくなる傾向にある。この付近では、静磁場発生源のメインコイル２ａの起磁力も大きくなっている。この付近に、導体リング５（５ａ、５ｂ）を設置することで、大きな渦電流を導体リング５（５ａ、５ｂ）に発生させることができる。渦電流発熱により渦電流が減衰し、漏れ磁場を遮蔽することができる。これにより、静磁場発生装置２の導電性部材（外壁）では、渦電流の生成が抑制されるので、静磁場発生装置２における振動を抑制することができる。なお、静磁場発生装置２の導電性部材（外壁）で渦電流の生成が抑制されると、渦電流発熱が低減し、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を冷却するために冷却容器２ｅに入れられる冷媒、例えば、液体ヘリウムや冷却水の量を少なくすることができる。
【００３０】
一方、導体リング５（５ａ、５ｂ）には渦電流が誘導されるため、断層画像の撮影に対しては、渦電流による誤差磁場の影響で断層画像が劣化する可能性がある。しかし、導体リング５（５ａ、５ｂ）の設置位置を、撮像空間８から離して、前記配置領域Ｒ内とすることで、撮像空間８と導体リング５（５ａ、５ｂ）との距離が遠くなり、渦電流による誤差磁場の影響を小さくできる。また、導体リング５（５ａ、５ｂ）の漏れ磁場遮蔽効果により、静磁場発生装置２に発生する渦電流が減少することも、誤差磁場の低減効果として作用する。
【００３１】
このように、導体リング５（５ａ、５ｂ）によれば、導体リング５（５ａ、５ｂ）に発生する渦電流による誤差磁場の撮像空間８への影響を小さくしつつ、振動抑制効果を得ることができる。また、導体リング５（５ａ、５ｂ）が、前記配置領域Ｒ内に設置されるため、導体リング５（５ａ、５ｂ）が設置されない空間を利用して、振動減衰材や吸音材といった機械的な振動抑制手段の設置や、傾斜磁場発生装置３に含まれるコイル等の部材の設置、静磁場発生装置２内部の静磁場発生源（メインコイル２ａ、シールドコイル２ｂ）を撮像空間８側に近づけることによる静磁場発生源（メインコイル２ａ、シールドコイル２ｂ）の磁気エネルギー低減やコイル線材の短縮が可能となり、空間の効率的な利用が可能となる。更に、導体リング５（５ａ、５ｂ）に使用する導体の量が少なくて良いため、ＭＲＩ装置１の軽量化や低コスト化、製造時の工数低減や製作性の向上が可能となる。なお、導体リング５（５ａ、５ｂ）が傾斜磁場発生装置３の表面に設置される場合は、渦電流発熱に対する放熱特性を向上させることができる。
【００３２】
（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の縦断面のｚ軸より上方部分の概略図を示す。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、導体リング５が、一対の配置領域Ｒ内それぞれに複数配置されている点である。具体的には、一対の配置領域Ｒの一方に、複数（図４の例では３つ）の導体リング５ａ１、５ａ２、５ａ３が、設けられている。一対の配置領域Ｒの他方に、複数（図４の例では３つ）の導体リング５ｂ１、５ｂ２、５ｂ３が、設けられている。複数の導体リング５ａ１、５ａ２、５ａ３は、ｚ軸を互いに共通する中心軸とするリング形状をしている。複数の導体リング５ａ１、５ａ２、５ａ３は、ｚ軸方向に配列されている。複数の導体リング５ａ１、５ａ２、５ａ３のｚ軸方向の幅は、ｚ軸方向に撮像空間８から離れる程、広くなっているのが望ましい（（導体リング５ａ１の幅）＞（導体リング５ａ２の幅）＞（導体リング５ａ３の幅））。同様に、複数の導体リング５ｂ１、５ｂ２、５ｂ３は、ｚ軸を互いに共通する中心軸とするリング形状をしている。複数の導体リング５ｂ１、５ｂ２、５ｂ３は、ｚ軸方向に配列されている。複数の導体リング５ｂ１、５ｂ２、５ｂ３のｚ軸方向の幅は、ｚ軸方向に撮像空間８から離れる程、広くなっているのが望ましい（（導体リング５ｂ１の幅）＞（導体リング５ｂ２の幅）＞（導体リング５ｂ３の幅））。複数の導体リング５ａ１、５ａ２、５ａ３と、複数の導体リング５ｂ１、５ｂ２、５ｂ３とによれば、より広範囲に渦電流を発生させることができるので、電磁気的な振動の抑制効果を一層高めることができる。また、第１の実施形態と同様に、傾斜磁場発生装置３の機械的な振動抑制効果も得られる。更に、第１の実施形態の導体リング５ａと導体リング５ｂを、複数の複数の導体リング５ａ１、５ａ２、５ａ３と、複数の導体リング５ｂ１、５ｂ２、５ｂ３とに分割したと考えれば、発生させる渦電流の渦の大きさを小さくすることができ、渦電流発熱が分散するので放熱の効率を高めることができる。
【００３３】
（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の縦断面のｚ軸より上方部分の概略図を示す。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、導体リング５（５ａ、５ｂ）が、静磁場発生装置２（真空容器２ｃ）に機械的（相対位置不変）に結合している点である。導体リング５（５ａ、５ｂ）は、静磁場発生源２ａに対して均一磁場７（図２参照）が発生する撮像空間８側に設けられている。断層画像の撮影時、傾斜磁場発生装置３に電流が通電されると、傾斜磁場発生装置３から発生し静磁場発生装置２側に漏れる漏れ磁場によって真空容器２ｃに渦電流が誘導され、ローレンツ力により真空容器２ｃに振動が発生する。真空容器２ｃが振動すると、導体リング５（５ａ、５ｂ）も共に振動して静磁場発生源のメインコイル２ａとシールドコイル２ｂとの相対距離が変化することで、振動を抑制する方向にローレンツ力が導体リング５（５ａ、５ｂ）に作用し、導体リング５（５ａ、５ｂ）と真空容器２ｃの振動が抑制される。真空容器２ｃを構成する材料が電気導体である場合は、その真空容器２ｃの材料よりも低抵抗の導体リング５（５ａ、５ｂ）を用いることで、磁気的な結合が強まり、大きな振動抑制効果を得ることができる。また、導体リング５（５ａ、５ｂ）の設置により、第１の実施形態とは異なり、真空容器２ｃの機械的な振動抑制効果が得られる。また、導体リング５（５ａ、５ｂ）の設置により、第１の実施形態と同様に、傾斜磁場発生装置３からの漏れ磁場遮蔽による振動抑制効果が得られる。更に、傾斜磁場発生装置３より真空容器２ｃの方が熱伝導率が高い場合、渦電流発熱によって発熱する導体リング５（５ａ、５ｂ）の放熱特性を向上させることができる。
【００３４】
（第３の実施形態の変形例）
図６に、本発明の第３の実施形態の変形例に係るＭＲＩ装置１の縦断面のｚ軸より上方部分の概略図を示す。第３の実施形態の変形例のＭＲＩ装置１が、第３の実施形態のＭＲＩ装置１と異なっている点は、導体リング５（５ａ、５ｂ）が、真空容器２ｃの真空側において、真空容器２ｃに機械的（相対位置不変）に結合している点である。これによれば、導体リング５（５ａ、５ｂ）の振動に伴う放射音が空気伝播せず、騒音を小さくできる。また、真空容器２ｃ内に導体リング５（５ａ、５ｂ）が収納できるので、静磁場発生装置２によって囲まれる被検体１０が収容される空間が広がり、より開放度の高いＭＲＩ装置１が提供可能となる。
【００３５】
（第４の実施形態）
図７に、本発明の第４の実施形態に係るＭＲＩ装置１の縦断面のｚ軸より上方部分の概略図を示す。第４の実施形態のＭＲＩ装置１が、第２の実施形態（図４）のＭＲＩ装置１と異なっている点は、導体リング５（５ａ１、５ａ２、５ａ３、５ｂ１、５ｂ２、５ｂ３）が、静磁場発生装置２（真空容器２ｃ）に機械的（相対位置不変）に結合している点である。これによれば、第１と第２と第３の実施形態における効果を得ることができる。
【００３６】
（第４の実施形態の変形例）
図８に、本発明の第４の実施形態の変形例に係るＭＲＩ装置１の縦断面のｚ軸より上方部分の概略図を示す。第４の実施形態の変形例のＭＲＩ装置１が、第４の実施形態のＭＲＩ装置１と異なっている点は、導体リング５（５ａ１、５ａ２、５ａ３、５ｂ１、５ｂ２、５ｂ３）が、真空容器２ｃの真空側において、真空容器２ｃに機械的（相対位置不変）に結合している点である。これによれば、第１と第２の実施形態と第３の実施形態の変形例における効果を得ることができる。
【００３７】
（第５の実施形態）
図９に、本発明の第５の実施形態に係るＭＲＩ装置１の縦断面のｚ軸より上方部分の概略図を示す。第５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、導体リング５（５ａ、５ｂ（第１の実施形態、図３参照））が、傾斜磁場発生装置３に機械的（相対位置不変）に結合している第１導体リング５（５ａｉ、５ｂｉ）と、静磁場発生装置２（真空容器２ｃ）に機械的（相対位置不変）に結合し、第１導体リング５（５ａｉ、５ｂｉ）に対向するように配置され、第１導体リング５（５ａｉ、５ｂｉ）から絶縁されている第２導体リング５（５ａｏ、５ｂｏ）とを有している点である。第１導体リング５ａｉ（５）と第２導体リング５ａｏ（５）とは、近接して対向し、且つ、互いに機械的に支持せず、且つ、互いに電気的に絶縁されている。同様に、第１導体リング５ｂｉ（５）と第２導体リング５ｂｏ（５）とは、近接して対向し、且つ、互いに機械的に支持せず、且つ、互いに電気的に絶縁されている。第１導体リング５（５ａｉ、５ｂｉ）のｚ軸方向の幅は、第２導体リング５（５ａｏ、５ｂｏ）のｚ軸方向の幅に略等しくなっている。なお、（第１導体リング５ａｉの幅）＝（第２導体リング５ａｏの幅）、（第１導体リング５ｂｉの幅）＝（第２導体リング５ｂｏの幅）である。
【００３８】
これにより、第１導体リング５（５ａｉ、５ｂｉ）と第２導体リング５（５ａｏ、５ｂｏ）同士の相互誘導による磁気的な結合が得られる。すなわち、第１導体リング５（５ａｉ、５ｂｉ）と第２導体リング５（５ａｏ、５ｂｏ）のどちらか一方が振動すると、それに渦電流が発生するが、磁気的な結合によってもう一方に逆向きの渦電流が誘導される。その結果、対向した第１導体リング５（５ａｉ、５ｂｉ）と第２導体リング５（５ａｏ、５ｂｏ）同士には互いに反発し合う方向にローレンツ力が作用・反作用の関係で生じることとなり、振動抑制効果がより強く得られることとなる。この振動抑制効果は、静磁場発生装置２側の第２導体リング５（５ａｏ、５ｂｏ）を真空容器２ｃの撮像空間８側に設けた場合の方が、対向する第１導体リング５（５ａｉ、５ｂｉ）と第２導体リング５（５ａｏ、５ｂｏ）との距離が短くなるため、強くなる。
【００３９】
（第５の実施形態の変形例）
図１０に、本発明の第５の実施形態の変形例に係るＭＲＩ装置１の縦断面のｚ軸より上方部分の概略図を示す。第５の実施形態の変形例のＭＲＩ装置１が、第５の実施形態のＭＲＩ装置１と異なっている点は、第２導体リング５（５ａｏ、５ｂｏ）が、真空容器２ｃの真空側において、真空容器２ｃに機械的（相対位置不変）に結合している点である。これによっても、第１の実施形態と第３の実施形態の変形例と第５の実施形態とにおける効果を得ることができる。
【００４０】
（第６の実施形態）
図１１に、本発明の第６の実施形態に係るＭＲＩ装置１の縦断面のｚ軸より上方部分の概略図を示す。第６の実施形態のＭＲＩ装置１が、第５の実施形態のＭＲＩ装置１と異なっている点は、第１導体リング５（５ａｉ、５ｂｉ（第５の実施形態、図９参照））が、一対の配置領域Ｒ内それぞれに複数配置されている点である。また、第２導体リング５（５ａｏ、５ｂｏ（第５の実施形態、図９参照））が、一対の配置領域Ｒ内それぞれに複数配置されている点である。
【００４１】
具体的には、一対の配置領域Ｒの一方に、複数（図１１の例では３つ）の第１導体リング５ａｉ１、５ａｉ２、５ａｉ３が、設けられている。一対の配置領域Ｒの他方に、複数（図１１の例では３つ）の第１導体リング５ｂｉ１、５ｂｉ２、５ｂｉ３が、設けられている。複数の第１導体リング５ａｉ１、５ａｉ２、５ａｉ３は、ｚ軸を互いに共通する中心軸とするリング形状をしている。複数の第１導体リング５ａｉ１、５ａｉ２、５ａｉ３は、ｚ軸方向に配列されている。複数の第１導体リング５ａｉ１、５ａｉ２、５ａｉ３のｚ軸方向の幅は、ｚ軸方向に撮像空間８から離れる程、広くなっているのが望ましい（（第１導体リング５ａｉ１の幅）＞（第１導体リング５ａｉ２の幅）＞（第１導体リング５ａｉ３の幅））。同様に、複数の第１導体リング５ｂｉ１、５ｂｉ２、５ｂｉ３は、ｚ軸を互いに共通する中心軸とするリング形状をしている。複数の第１導体リング５ｂｉ１、５ｂｉ２、５ｂｉ３は、ｚ軸方向に配列されている。複数の第１導体リング５ｂｉ１、５ｂｉ２、５ｂｉ３のｚ軸方向の幅は、ｚ軸方向に撮像空間８から離れる程、広くなっているのが望ましい（（第１導体リング５ｂｉ１の幅）＞（第１導体リング５ｂｉ２の幅）＞（第１導体リング５ｂｉ３の幅））。複数の第１導体リング５ａｉ１、５ａｉ２、５ａｉ３と、複数の第１導体リング５ｂｉ１、５ｂｉ２、５ｂｉ３とによれば、より広範囲に渦電流を発生させることができるので、振動の抑制効果を一層高めることができる。そして、第１と第２と第４と第５の実施形態における効果を得ることができる。
【００４２】
また、一対の配置領域Ｒの一方に、複数（図１１の例では３つ）の第２導体リング５ａｏ１、５ａｏ２、５ａｏ３が、設けられている。一対の配置領域Ｒの他方に、複数（図１１の例では３つ）の第２導体リング５ｂｏ１、５ｂｏ２、５ｂｏ３が、設けられている。複数の第２導体リング５ａｏ１、５ａｏ２、５ａｏ３は、ｚ軸を互いに共通する中心軸とするリング形状をしている。複数の第２導体リング５ａｏ１、５ａｏ２、５ａｏ３は、ｚ軸方向に配列されている。複数の第２導体リング５ａｏ１、５ａｏ２、５ａｏ３のｚ軸方向の幅は、ｚ軸方向に撮像空間８から離れる程、広くなっているのが望ましい（（第２導体リング５ａｏ１の幅）＞（第２導体リング５ａｏ２の幅）＞（第２導体リング５ａｏ３の幅））。同様に、複数の第２導体リング５ｂｏ１、５ｂｏ２、５ｂｏ３は、ｚ軸を互いに共通する中心軸とするリング形状をしている。複数の第２導体リング５ｂｏ１、５ｂｏ２、５ｂｏ３は、ｚ軸方向に配列されている。複数の第２導体リング５ｂｏ１、５ｂｏ２、５ｂｏ３のｚ軸方向の幅は、ｚ軸方向に撮像空間８から離れる程、広くなっているのが望ましい（（第２導体リング５ｂｏ１の幅）＞（第２導体リング５ｂｏ２の幅）＞（第２導体リング５ｂｏ３の幅））。複数の第２導体リング５ａｏ１、５ａｏ２、５ａｏ３と、複数の第２導体リング５ｂｏ１、５ｂｏ２、５ｂｏ３とによれば、より広範囲に渦電流を発生させることができるので、振動の抑制効果を一層高めることができる。
【００４３】
また、第１導体リング５ａｉ１と第２導体リング５ａｏ１とは、近接して対向している。第１導体リング５ａｉ１のｚ軸方向の幅は、第２導体リング５ａｏ１のｚ軸方向の幅に略等しくなっている（（第１導体リング５ａｉ１の幅）＝（第２導体リング５ａｏ１の幅））。第１導体リング５ａｉ２と第２導体リング５ａｏ２とは、近接して対向している。第１導体リング５ａｉ２のｚ軸方向の幅は、第２導体リング５ａｏ２のｚ軸方向の幅に略等しくなっている（（第１導体リング５ａｉ２の幅）＝（第２導体リング５ａｏ２の幅））。第１導体リング５ａｉ３と第２導体リング５ａｏ３とは、近接して対向している。第１導体リング５ａｉ３のｚ軸方向の幅は、第２導体リング５ａｏ３のｚ軸方向の幅に略等しくなっている（（第１導体リング５ａｉ３の幅）＝（第２導体リング５ａｏ３の幅））。第１導体リング５ｂｉ１と第２導体リング５ｂｏ１とは、近接して対向している。第１導体リング５ｂｉ１のｚ軸方向の幅は、第２導体リング５ｂｏ１のｚ軸方向の幅に略等しくなっている（（第１導体リング５ｂｉ１の幅）＝（第２導体リング５ｂｏ１の幅））。第１導体リング５ｂｉ２と第２導体リング５ｂｏ２とは、近接して対向している。第１導体リング５ｂｉ２のｚ軸方向の幅は、第２導体リング５ｂｏ２のｚ軸方向の幅に略等しくなっている（（第１導体リング５ｂｉ２の幅）＝（第２導体リング５ｂｏ２の幅））。第１導体リング５ｂｉ３と第２導体リング５ｂｏ３とは、近接して対向している。第１導体リング５ｂｉ３のｚ軸方向の幅は、第２導体リング５ｂｏ３のｚ軸方向の幅に略等しくなっている（（第１導体リング５ｂｉ３の幅）＝（第２導体リング５ｂｏ３の幅））。
【００４４】
（第６の実施形態の変形例）
図１２に、本発明の第６の実施形態の変形例に係るＭＲＩ装置１の縦断面のｚ軸より上方部分の概略図を示す。第６の実施形態の変形例のＭＲＩ装置１が、第６の実施形態のＭＲＩ装置１と異なっている点は、第２導体リング５（５ａｏ１、５ａｏ２、５ａｏ３、５ｂｏ１、５ｂｏ２、５ｂｏ３）が、真空容器２ｃの真空側において、真空容器２ｃに機械的（相対位置不変）に結合している点である。これによっても、第１と第２と第４と第５と第６の実施形態における効果を得ることができる。
【００４５】
（第７の実施形態）
図１３に、本発明の第７の実施形態に係るＭＲＩ装置１の縦断面のｚ軸より上方部分の概略図を示す。第７の実施形態のＭＲＩ装置１が、第５の実施形態のＭＲＩ装置１と異なっている点は、導体リング５（５ａ、５ｂ）が、さらに、第１導体リング５（５ａｉ、５ｂｉ）と第２導体リング５（５ａｏ、５ｂｏ）の間に配置され、第１導体リング５（５ａｉ、５ｂｉ）と第２導体リング５（５ａｏ、５ｂｏ）から絶縁されている第３導体リング５（５ａｍ、５ｂｍ）を有している点である。これによれば、導体リングの数を増やすことで、導体リング間の間隔を狭めることができ、第５の実施形態で記した振動抑制効果を一層強く得ることができる。なお、第３導体リング５（５ａｍ、５ｂｍ）は、例えば、ＭＲＩ装置１が設置される部屋の天井や壁、床に支持させることができる。
【００４６】
第３導体リング５ａｍ（５）と第１導体リング５ａｉ（５）とは、近接して対向し、且つ、互いに機械的に支持せず、且つ、互いに電気的に絶縁されている。同様に、第３導体リング５ａｍ（５）と第２導体リング５ａｏ（５）とは、近接して対向し、且つ、互いに機械的に支持せず、且つ、互いに電気的に絶縁されている。第３導体リング５ｂｍ（５）と第１導体リング５ｂｉ（５）とは、近接して対向し、且つ、互いに機械的に支持せず、且つ、互いに電気的に絶縁されている。同様に、第３導体リング５ｂｍ（５）と第２導体リング５ｂｏ（５）とは、近接して対向し、且つ、互いに機械的に支持せず、且つ、互いに電気的に絶縁されている。第３導体リング５（５ａｍ、５ｂｍ）のｚ軸方向の幅は、第１導体リング５（５ａｉ、５ｂｉ）のｚ軸方向の幅と、第２導体リング５（５ａｏ、５ｂｏ）のｚ軸方向の幅とに略等しくなっている（（第３導体リング５ａｍの幅）＝（第１導体リング５ａｉの幅）＝（第２導体リング５ａｏの幅）、（第３導体リング５ｂｍの幅）＝（第１導体リング５ｂｉの幅）＝（第２導体リング５ｂｏの幅）。
【００４７】
（第７の実施形態の変形例）
図１４に、本発明の第７の実施形態の変形例に係るＭＲＩ装置１の縦断面のｚ軸より上方部分の概略図を示す。第７の実施形態の変形例のＭＲＩ装置１が、第７の実施形態のＭＲＩ装置１と異なっている点は、第２導体リング５（５ａｏ、５ｂｏ）が、真空容器２ｃの真空側において、真空容器２ｃに機械的（相対位置不変）に結合している点である。これによっても、第５の実施形態における効果と同様な効果を得ることができる。
【００４８】
（第８の実施形態）
図１５に、本発明の第８の実施形態に係るＭＲＩ装置１の縦断面のｚ軸より上方部分の概略図を示す。第８の実施形態のＭＲＩ装置１が、第６の実施形態のＭＲＩ装置１と異なっている点は、導体リング５（５ａ、５ｂ）が、さらに、第１導体リング５（５ａｉ１、５ａｉ２、５ａｉ３、５ｂｉ１、５ｂｉ２、５ｂｉ３）と第２導体リング５（５ａｏ１、５ａｏ２、５ａｏ３、５ｂｏ１、５ｂｏ２、５ｂｏ３）の間に配置され、第１導体リング５（５ａｉ１、５ａｉ２、５ａｉ３、５ｂｉ１、５ｂｉ２、５ｂｉ３）と第２導体リング５（５ａｏ１、５ａｏ２、５ａｏ３、５ｂｏ１、５ｂｏ２、５ｂｏ３）から絶縁されている第３導体リング５（５ａｍ１、５ａｍ２、５ａｍ３、５ｂｍ１、５ｂｍ２、５ｂｍ３）を有している点である。これによれば、導体リングの数を増やすことで、導体リング間の間隔を狭めることができ、第５の実施形態で記した振動抑制効果を一層強く得ることができる。
【００４９】
第３導体リング５ａｍ１、５ａｍ２、５ａｍ３（５）と第１導体リング５ａｉ１、５ａｉ２、５ａｉ３（５）とは、近接して対向し、且つ、互いに機械的に支持せず、且つ、互いに電気的に絶縁されている。同様に、第３導体リング５ａｍ１、５ａｍ２、５ａｍ３（５）と第２導体リング５ａｏ１、５ａｏ２、５ａｏ３（５）とは、近接して対向し、且つ、互いに機械的に支持せず、且つ、互いに電気的に絶縁されている。第３導体リング５ｂｍ１、５ｂｍ２、５ｂｍ３（５）と第１導体リング５ｂｉ１、５ｂｉ２、５ｂｉ３（５）とは、近接して対向し、且つ、互いに機械的に支持せず、且つ、互いに電気的に絶縁されている。同様に、第３導体リング５ｂｍ１、５ｂｍ２、５ｂｍ３（５）と第２導体リング５ｂｏ１、５ｂｏ２、５ｂｏ３（５）とは、近接して対向し、且つ、互いに機械的に支持せず、且つ、互いに電気的に絶縁されている。
【００５０】
第３導体リング５（５ａｍ１、５ｂｍ１）のｚ軸方向の幅は、第１導体リング５（５ａｉ１、５ｂｉ１）のｚ軸方向の幅と、第２導体リング５（５ａｏ１、５ｂｏ１）のｚ軸方向の幅とに略等しくなっている（（第３導体リング５ａｍ１の幅）＝（第１導体リング５ａｉ１の幅）＝（第２導体リング５ａｏ１の幅）、（第３導体リング５ｂｍ１の幅）＝（第１導体リング５ｂｉ１の幅）＝（第２導体リング５ｂｏ１の幅）。第３導体リング５（５ａｍ２、５ｂｍ２）のｚ軸方向の幅は、第１導体リング５（５ａｉ２、５ｂｉ２）のｚ軸方向の幅と、第２導体リング５（５ａｏ２、５ｂｏ２）のｚ軸方向の幅とに略等しくなっている（（第３導体リング５ａｍ２の幅）＝（第１導体リング５ａｉ２の幅）＝（第２導体リング５ａｏ２の幅）、（第３導体リング５ｂｍ２の幅）＝（第１導体リング５ｂｉ２の幅）＝（第２導体リング５ｂｏ２の幅）。第３導体リング５（５ａｍ３、５ｂｍ３）のｚ軸方向の幅は、第１導体リング５（５ａｉ３、５ｂｉ３）のｚ軸方向の幅と、第２導体リング５（５ａｏ３、５ｂｏ３）のｚ軸方向の幅とに略等しくなっている（（第３導体リング５ａｍ３の幅）＝（第１導体リング５ａｉ３の幅）＝（第２導体リング５ａｏ３の幅）、（第３導体リング５ｂｍ３の幅）＝（第１導体リング５ｂｉ３の幅）＝（第２導体リング５ｂｏ３の幅）。
【００５１】
（第８の実施形態の変形例）
図１６に、本発明の第８の実施形態の変形例に係るＭＲＩ装置１の縦断面のｚ軸より上方部分の概略図を示す。第８の実施形態の変形例のＭＲＩ装置１が、第８の実施形態のＭＲＩ装置１と異なっている点は、第２導体リング５（５ａｏ１、５ａｏ２、５ａｏ３、５ｂｏ１、５ｂｏ２、５ｂｏ３）が、真空容器２ｃの真空側において、真空容器２ｃに機械的（相対位置不変）に結合している点である。これによっても、８の実施形態における効果と同様の効果を得ることができる。
【００５２】
（第９の実施形態）
図１７に、本発明の第９の実施形態に係るＭＲＩ装置１の縦断面のｚ軸より上方部分の概略図を示す。第９の実施形態のＭＲＩ装置１が、第７の実施形態のＭＲＩ装置１と異なっている点は、第１導体リング５（５ａｉ、５ｂｉ）と第２導体リング５（５ａｏ、５ｂｏ）の間に弾性体１１が設けられている点である。第１導体リング５（５ａｉ、５ｂｉ）と第３導体リング５（５ａｍ、５ｂｍ）の間に弾性体１１が設けられている。第２導体リング５（５ａｏ、５ｂｏ）と第３導体リング５（５ａｍ、５ｂｍ）の間にも弾性体１１が設けられている。これによって、第３導体リング５（５ａｍ、５ｂｍ）は、外部から支持することなく、第１導体リング５（５ａｉ、５ｂｉ）と第２導体リング５（５ａｏ、５ｂｏ）によって、柔に支持することができる。そして、第７の実施形態と同様の効果を得ることができる。なお、弾性体１１としては、図１７に示したような、ばね材に限られず、ゴム材であってもよい。第１導体リング５（５ａｉ、５ｂｉ）と第２導体リング５（５ａｏ、５ｂｏ）と第３導体リング５（５ａｍ、５ｂｍ）の間に、ゴム材を充填して、第１導体リング５（５ａｉ、５ｂｉ）と第２導体リング５（５ａｏ、５ｂｏ）と第３導体リング５（５ａｍ、５ｂｍ）を互いに接着し、一体化してもよい。もちろん、ばね材を用いて一体化してもよい。
【００５３】
（第１０の実施形態）
図１８に、本発明の第１０の実施形態に係るＭＲＩ装置１の縦断面のｚ軸より上方部分の概略図を示す。第１０の実施形態のＭＲＩ装置１が、第８の実施形態のＭＲＩ装置１と異なっている点は、第１導体リング５（５ａｉ１、５ａｉ２、５ａｉ３、５ｂｉ１、５ｂｉ２、５ｂｉ３）と第２導体リング５（５ａｏ１、５ａｏ２、５ａｏ３、５ｂｏ１、５ｂｏ２、５ｂｏ３）の間に弾性体１１が設けられている点である。第１導体リング５（５ａｉ１、５ａｉ２、５ａｉ３、５ｂｉ１、５ｂｉ２、５ｂｉ３）と第３導体リング５（５ａｍ１、５ａｍ２、５ａｍ３、５ｂｍ１、５ｂｍ２、５ｂｍ３）の間に弾性体１１が設けられている。第２導体リング５（５ａｏ１、５ａｏ２、５ａｏ３、５ｂｏ１、５ｂｏ２、５ｂｏ３）と第３導体リング５（５ａｍ１、５ａｍ２、５ａｍ３、５ｂｍ１、５ｂｍ２、５ｂｍ３）の間にも弾性体１１が設けられている。これによって、第３導体リング５（５ａｍ１、５ａｍ２、５ａｍ３、５ｂｍ１、５ｂｍ２、５ｂｍ３）は、外部から支持することなく、第１導体リング５（５ａｉ１、５ａｉ２、５ａｉ３、５ｂｉ１、５ｂｉ２、５ｂｉ３）と第２導体リング５（５ａｏ１、５ａｏ２、５ａｏ３、５ｂｏ１、５ｂｏ２、５ｂｏ３）によって、柔に支持することができる。そして、第８の実施形態と同様の効果を得ることができる。
【００５４】
（第１１の実施形態）
図１９に、本発明の第１１の実施形態に係るＭＲＩ装置１の縦断面のｚ軸より上方部分の概略図を示す。第１１の実施形態のＭＲＩ装置１が、第５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に機械的（相対位置不変）に結合している第１導体リング５ａｉ１、５ｂｉ１（５ａｉ、５ｂｉ（第５の実施形態、図９参照））と、静磁場発生装置２（真空容器２ｃ）に機械的（相対位置不変）に結合し、第１導体リング５ａｉ１、５ｂｉ１（５ａｉ、５ｂｉ）から絶縁されている第２導体リング５ａｏ２、５ｂｏ２（５ａｏ、５ｂｏ（第５の実施形態、図９参照））とが、対向していない点である。このため、第１導体リング５ａｉ１、５ｂｉ１（５ａｉ、５ｂｉ）は、静磁場発生装置２（真空容器２ｃ）に近接して対向している。第２導体リング５ａｏ２、５ｂｏ２（５ａｏ、５ｂｏ）は、傾斜磁場発生装置３に近接して対向している。これによれば、第１の実施形態で説明した漏れ磁場遮蔽効果をより効率的に発揮することができる。また、第１導体リング５ａｉ１、５ｂｉ１と、第２導体リング５ａｏ２、５ｂｏ２とが、対向していないので、静磁場発生装置２と傾斜磁場発生装置３の間隔を狭くすることができる。なお、第１導体リング５ａｉ１、５ｂｉ１のｚ軸方向の幅は、第２導体リング５ａｏ２、５ｂｏ２のｚ軸方向の幅より広くなっているのが望ましい。即ち、（第１導体リング５ａｉ１の幅）＞（第２導体リング５ａｏ２の幅）、（第１導体リング５ｂｉ１の幅）＞（第２導体リング５ｂｏ２の幅））であることが望ましい。
【００５５】
（第１２の実施形態）
図２０に、本発明の第１２の実施形態に係るＭＲＩ装置１の縦断面のｚ軸より上方部分の概略図を示す。第１２の実施形態のＭＲＩ装置１が、第１１の実施形態のＭＲＩ装置１と異なっている点は、第１導体リング５ａｉ１、５ａｉ３、５ｂｉ１、５ｂｉ３が、一対の配置領域Ｒ内それぞれに、複数配置されている点である。これに限らず、第２導体リング５ａｏ２、５ｂｏ２が、一対の配置領域Ｒ内それぞれに、複数配置されていてもよい。第１導体リング５ａｉ１、５ａｉ３、５ｂｉ１、５ｂｉ３と、第２導体リング５ａｏ２、５ｂｏ２とは、ｚ軸方向に、交互に配置されている。複数の導体リング５ａｉ１、５ａｉ３、５ｂｉ１、５ｂｉ３、５ａｏ２、５ｂｏ２のｚ軸方向の幅は、ｚ軸方向に撮像空間８から離れる程、広くなっているのが望ましい（（第１導体リング５ａｉ１の幅）＞（第２導体リング５ａｏ２の幅）＞（第１導体リング５ａｉ３の幅）、（第１導体リング５ｂｉ１の幅）＞（第２導体リング５ｂｏ２の幅）＞（第１導体リング５ｂｉ３の幅））。これによれば、より広範囲に渦電流を発生させることができるので、振動の抑制効果を一層高めることができる。
【００５６】
なお、前記した第１から第１２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。
【符号の説明】
【００５７】
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
５、５ａ、５ｂ  導体リング
５ａｉ（１、２、３）、５ｂｉ（１、２、３）  第１導体リング
５ａｏ（１、２、３）、５ｂｏ（１、２、３）  第２導体リング
５ａｍ（１、２、３）、５ｂｍ（１、２、３）  第３導体リング
６      寝台
７      均一磁場
８      撮像空間
９      傾斜磁場
１０    被検体
１１    弾性体
２２    受信コイル
Ｒ      配置領域
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図４】
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【図５】
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【図６】
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【図７】
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【図８】
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【図９】
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【図１０】
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【図１１】
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【図１２】
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【図１３】
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【図１４】
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【図１５】
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【図１６】
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【図１７】
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【図１８】
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【図１９】
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【図２０】
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