(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
磁気共鳴を利用して被検体を撮像するために前記被検体が配置される空間に静磁場およびＲＦ磁場を形成し、前記被検体から生じたＮＭＲ信号を受信する磁場形成装置であって、
前記空間に勾配磁場を形成する勾配コイル部と、
ＲＦコイル部と、
前記勾配コイル部と前記ＲＦコイル部との間に介在する電磁波シールド部と、
前記電磁波シールド部に対して前記勾配コイル部と反対側に配置され、外因による静磁場の変動を検出して補正するための静磁場変動検出・補正コイル部と、
前記電磁波シールド部上に配置され、前記静磁場変動検出・補正コイル部に電圧または電流を供給する供給ラインと、
を有する磁場形成装置。
【請求項２】
前記供給ラインは、前記電磁波シールド部に対して前記勾配コイル部の側に配置されている
請求項１に記載の磁場形成装置。
【請求項３】
前記供給ラインは、前記電磁波シールド部に対して前記ＲＦコイル部の側に配置されている
請求項１に記載の磁場形成装置。
【請求項４】
前記供給ラインは、フレキシブル・プリント基板を用いて形成されている
請求項１〜３のいずれかに記載の磁場形成装置。
【請求項５】
前記ＲＦコイル部は、前記空間にＲＦ磁場を形成するＲＦコイル、または、前記被検体から生じたＮＭＲ信号を受信するＲＦコイルを有する
請求項１〜４のいずれかに記載の磁場形成装置。
【請求項６】
前記電磁波シールド部は、前記静磁場変動検出・補正コイル部に対向する位置に前記供給ラインを通す孔を有している請求項１、２、４、および５のうちのいずれかに記載の磁場形成装置。
【請求項７】
磁気共鳴を利用して被検体を撮像するために前記被検体が配置される空間に静磁場およびＲＦ磁場を形成し、前記被検体から生じたＮＭＲ信号を受信する磁気共鳴映像装置と、
前記ＮＭＲ信号を用いて前記被検体の画像を生成する処理装置とを有し、
前記磁気共鳴映像装置は、
前記空間に勾配磁場を形成する勾配コイル部と、
ＲＦコイル部と、
前記勾配コイル部と前記ＲＦコイル部との間に介在する電磁波シールド部と、
前記電磁波シールド部に対して前記勾配コイル部と反対側に配置され、外因による静磁場の変動を検出して補正するための静磁場変動検出・補正コイル部と、
前記電磁波シールド部上に配置され、前記静磁場変動検出・補正コイル部に電圧または電流を供給する供給ラインと、
を有する磁気共鳴映像システム。
【請求項８】
前記供給ラインは、前記電磁波シールド部に対して前記勾配コイル部の側に配置されている
請求項７に記載の磁気共鳴映像システム。
【請求項９】
前記供給ラインは、前記電磁波シールド部に対して前記ＲＦコイル部の側に配置されている
請求項７に記載の磁気共鳴映像システム。
【請求項１０】
前記供給ラインは、フレキシブル・プリント基板を用いて形成されている
請求項７〜９のいずれかに記載の磁気共鳴映像システム。
【発明の詳細な説明】
【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、磁場形成装置および当該磁場形成装置を用いた磁気共鳴映像（ＭＲＩ: Magnetic Resonance Imaging) システムに関し、特に、電磁波シールド部に対してＲＦ(Radio Frequency) コイル側に位置するデバイスに電流または電圧を供給する供給ラインに特徴を有する磁場形成装置および磁気共鳴映像システムに関する。
【０００２】
【従来の技術】
磁気共鳴を利用して被検体の被検部位を撮像する磁気共鳴映像システムがある。
図９は、従来の磁気共鳴映像システムに用いられるマグネットシステムにおけるボア内の被検部位が位置する空間の周囲の断面構造を模式的に示した図である。
図９に示すように、マグネットシステム１０１には、被検体９９の被検部位（撮像を行う部分）が位置するボア内の空間１５０の周囲に、当該空間に静磁場を形成する１対の静磁場形成マグネット部１６０ａ，１６０ｂと、当該空間に勾配磁場を形成する１対の勾配コイル部１６１ａ，１６１ｂと、被検部位のスピンを励起するための高周波磁場を形成すると共に、励起されたスピンから生じるＮＭＲ(Nuclear Magnetic Resonance)信号を受信する１対のＲＦコイル部１６２ａ，１６２ｂとが設けられている。
【０００３】
また、勾配コイル部１６１ａとＲＦコイル部１６２ａとの間には電磁波シールド部１６４ａが介在しており、勾配コイル部１６１ｂとＲＦコイル部１６２ｂとの間には電磁波シールド部１６４ｂが介在している。
また、ＲＦコイル部１６２ａ，１６２ｂの中央付近には、例えば、外因による静磁場の変動を検出して補正するための静磁場変動検出・補正コイル部１６３ａ，１６３ｂがそれぞれ設けられている。
静磁場変動検出・補正コイル部１６３ａ，１６３ｂには、約３ｍｍ程度の直径を有する供給ケーブル１７０ａ，１７０ｂを介して静磁場変動検出・補正コイル駆動部１７４から電流または電圧が供給される。
従来では、供給ケーブル１７０ａ，１７０ｂは、それぞれ電磁波シールド部１６４ａ，１６４ｂに対してＲＦコイル部１６２ａ，１６２ｂの側に、電磁波シールド部１６４ａ，１６４ｂから離れた位置に配置されている。
【０００４】
【発明が解決しようとする課題】
しかしながら、上述した従来の磁気共鳴映像システムでは、電磁波シールド部１６４ａ，１６４ｂから離れた位置に約３ｍｍ程度の直径を有する供給ケーブル１７０ａ，１７０ｂが配置されているため、ボア内の空間１５０の図９中上下方向の幅が短くなるという問題がある。
また、上述した従来の磁気共鳴映像システムでは、供給ケーブル１７０ａ，１７０ｂが、電磁波シールド部１６４ａ，１６４ｂに対してそれぞれＲＦコイル部１６２ａ，１６２ｂの側に配設されているため、供給ケーブル１７０ａ，１７０ｂから発生するノイズ（雑音）によって、ＲＦコイル部１６２ａ，１６２ｂが受信するＮＭＲ信号のＳＮＲ(Signal Nose Ratio) 特性が低くなるという問題がある。
【０００５】
本発明は、上述した従来技術の問題点に鑑みてなされ、被検体の被検部位が位置するボア内に広い空間を確保できる磁場形成装置および磁気共鳴映像システムを提供することを目的とする。
また、本発明は、ＮＭＲ信号のＳＮＲ特性を向上できる磁場形成装置および磁気共鳴映像システムを提供することを目的とする。
【０００６】
【課題を解決するための手段】
上述した従来技術の問題点を解決し、上述した目的を達成するために、第１の発明の磁場形成装置は、  磁気共鳴を利用して被検体を撮像するために前記被検体が配置される空間に静磁場およびＲＦ磁場を形成し、前記被検体から生じたＮＭＲ信号を受信する磁場形成装置であって、前記空間に勾配磁場を形成する勾配コイル部と、ＲＦコイル部と、前記勾配コイル部と前記ＲＦコイル部との間に介在する電磁波シールド部と、前記電磁波シールド部に対して前記勾配コイル部と反対側に配置されるデバイスと、前記電磁波シールド部上に配置され、前記デバイスに電圧または電流を供給する供給ラインとを有する。
【０００７】
第１の発明の磁場形成装置の作用は以下のようになる。
被検体が位置する空間内に、静磁場、勾配磁場およびＲＦ磁場が形成される。
そして、前記被検体から生じたＮＭＲ信号が、例えば、ＲＦコイル部によって受信される。
また、電磁波シールド部に対して勾配コイル部と反対側に配置されたデバイスに、供給ラインから電流または電圧が供給される。
当該発明では、前記供給ラインが前記電磁波シールド上に形成されているため、従来に比べて、被検体が配置される空間を大きくできる。
【０００８】
また、第１の発明の磁気形成装置は、好ましくは、前記供給ラインは、前記電磁波シールド部に対して前記勾配コイル部の側に配置されている。
これにより、供給ラインから発生したノイズが前記電磁波シールド部によって遮蔽され、前記ＲＦコイル部によるＮＭＲ信号のの受信に影響を及ぼすことが抑制される。
【０００９】
また、第１の発明の磁気形成装置では、前記供給ラインを、前記電磁波シールド部に対して前記ＲＦコイル部の側に配置してもよい。
また、第１の発明の磁気形成装置は、例えば、前記ＲＦコイル部は、前記空間にＲＦ磁場を形成するＲＦコイル、または、前記被検体から生じたＮＭＲ信号を受信するＲＦコイルを有する。
【００１０】
また、第１の発明の磁気形成装置は、好ましくは、前記電磁波シールド部は、前記デバイスに対向する位置に前記供給ラインを通す孔を有している。
また、第１の発明の磁気形成装置は、好ましくは、前記供給ラインは、フレキシブル・プリント基板を用いて形成されている。
このように供給ラインとして、厚さが薄い、フレキシブル・プリント基板を用いることで、被検体が位置する空間をさらに大きくできる。
【００１１】
また、第２の発明の磁気共鳴映像システムは、磁気共鳴を利用して被検体を撮像するために前記被検体が配置される空間に静磁場およびＲＦ磁場を形成し、前記被検体から生じたＮＭＲ信号を受信する磁気共鳴映像装置と、前記ＮＭＲ信号を用いて前記被検体の画像を生成する処理装置とを有し、前記磁気共鳴映像装置は、前記空間に勾配磁場を形成する勾配コイル部と、ＲＦコイル部と、前記勾配コイル部と前記ＲＦコイル部との間に介在する電磁波シールド部と、前記電磁波シールド部に対して前記勾配コイル部と反対側に配置されるデバイスと、前記電磁波シールド部上に配置され、前記デバイスに電圧または電流を供給する供給ラインとを有する。
【００１２】
【発明の実施の形態】
以下、本発明の実施形態に係わるＭＲＩシステムについて説明する。
第１実施形態
本実施形態に係わるＭＲＩシステムは、ＭＲＩ装置と、当該ＭＲＩ装置を制御するオペレータコンソールとを有する。
図１は、本実施形態に係わるＭＲＩシステムのＭＲＩ装置２０２の概略外観図である。
図１に示すように、ＭＲＩ装置２０２は、マグネットシステム(Magnet System) ２０１と、被検体９９を載せるクレードル１５３と、マグネットシステム２０１のボア(Bore)２５０内にクレードル(Cradle)１５３を搬入する搬送部１５２とを有する。
【００１３】
図２は、図１に示すＭＲＩ装置２０２およびオペレータコンソール１１４の構成図、図３はマグネットシステム２０１のボア２５０内の被検部位が位置する空間の周囲の図２に示す断面線Ａ−Ａの断面構造を模式的に示した図、図４は図３に示す矢印Ｂの方向から見たＲＦコイル部２６２ｂおよび静磁場変動検出・補正コイル部２６３のコイルパターンを説明するための図、図５は図３に示す矢印Ｂの方向から見た電磁波シールド部２６４ｂ上に形成された供給ライン２６５ｂのパターンを説明するための図、図６は供給ライン２６５の断面構造を説明するための図である。
【００１４】
〔ＭＲＩ装置２０２〕
ＭＲＩ装置２０２は、図２に示すように、マグネットシステム２０１、ＲＦ駆動部２７１、勾配駆動部２７２、データ収集部２７３、静磁場変動検出・補正コイル駆動部２７４および制御部２７５を有する。
マグネットシステム２０１内には、図２および図３に示すように、ボア２５０内の空間３５０のマグネットセンタ（走査する中心位置）の近傍の一方の側に、外側から順に、静磁場形成マグネット部２６０ａ、勾配コイル部２６１ａ、電磁波シールド部２６４ａ、ＲＦコイル部２６２ａが設けられている。また、これらに対して空間３５０を挟んで対向する側に、外側から順に、静磁場形成マグネット部２６０ｂ、勾配コイル部２６１ｂ、電磁波シールド部２６４ｂおよびＲＦコイル部２６２ｂが設けられている。
ここで、勾配コイル部２６１ａ，２６１ｂが本発明の勾配コイル部に対応し、ＲＦコイル部２６２ａ，２６２ｂが本発明のＲＦコイル部に対応し、電磁波シールド部２６４ａ，２６４ｂが本発明の電磁波シールド部に対応している。
【００１５】
静磁場形成マグネット部２６０ａ，２６０ｂは、所定の間隔を保って図２および図３の上下方向に対向して位置し、それらの間の空間３５０内に静磁場（垂直磁場）を形成する。なお、静磁場形成マグネット部２６０ａ，２６０ｂには、永久磁石、超伝導電磁石あるいは常伝導電磁石などが用いられる。
【００１６】
勾配コイル部２６１ａ，２６１ｂは、ＲＦコイル部２６２ｂが受信する磁気共鳴信号に３次元の位置情報を持たせるために、静磁場形成マグネット部２６０ａ，２６０ｂが形成した静磁場の強度に勾配を付ける勾配磁場を生じる。
勾配コイル部２６１ａ，２６１ｂが発生する勾配磁場は、スライス（ｓｌｉｃｅ）勾配磁場、リードアウト（ｒｅａｄ  ｏｕｔ）勾配磁場およびフェーズエンコード（ｐｈａｓｅ  ｅｎｃｏｄｅ）勾配磁場の３種類であり、これら３種類の勾配磁場に対応して勾配コイル部２６１ａ，２６１ｂはそれぞれ３系統の勾配コイルを有する。
【００１７】
ＲＦコイル部２６２ａ，２６２ｂは、静磁場形成マグネット部２６０ａ，２６０ｂが形成した静磁場空間内で被検体９９の体内のスピンを励起するための高周波磁場（ＲＦ磁場）を形成する。ここで、高周波磁場を形成することをＲＦ励起信号の送信という。
ＲＦコイル部２６２ａ，２６２ｂは、励起されたスピンが生じる電磁波を磁気共鳴信号として受信する。
また、ＲＦコイル部２６２ａ，２６２ｂの中央には、静磁場変動検出・補正コイル部２６３ａ，２６３ｂがそれぞれが設けられている。
【００１８】
静磁場変動検出・補正コイル部２６３ａ，２６３ｂは、外因による静磁場の変動を補正するため磁場を空間３５０内に形成する。
ここで、静磁場変動検出・補正コイル部２６３が本発明のデバイスに対応している。
【００１９】
電磁波シールド部２６４ａは、勾配コイル部２６１ａとＲＦコイル部２６２ａとの間に介在し、勾配コイル部２６１ａから発生する電磁波がＲＦコイル部２６２ａに影響することを抑制すると共に、ＲＦコイル部２６２ａから発生する電磁波が勾配コイル部２６１ａに影響することを抑制する。
電磁波シールド部２６４ｂは、勾配コイル部２６１ｂとＲＦコイル部２６２ｂとの間に介在し、勾配コイル部２６１ｂから発生する電磁波がＲＦコイル部２６２ｂに影響することを抑制すると共に、ＲＦコイル部２６２ｂから発生する電磁波が勾配コイル部２６１ｂに影響することを抑制する。
電磁波シールド部２６４ａ，２６４ｂは、銅箔などを用いて形成され、接地されており、電磁波を遮蔽する。
電磁波シールド部２６４ａ，２６４ｂは、例えば、それぞれ勾配コイル部２６１ａ，２６１ｂを囲い込む壁２６４ａ２，２６４ｂ２を有する。
電磁波シールド部２６３ａ，２６４ｂには、それぞれ静磁場変動検出・補正コイル部２６３ａ，２６３ｂと対向する位置に、静磁場変動検出・補正コイル部２６３ａ，２６３ｂに電流または電圧を供給する供給ライン２６５ａ，２６５ｂを通すための連結孔２６４ａ１，２６４ｂ１が形成されている。
【００２０】
供給ライン２６５ａ，２６５ｂは、静磁場変動検出・補正コイル部２６３ａ，２６３ｂと静磁場変動検出・補正コイル駆動部２７４との間を電気的に接続しており、例えばフレキシブル・プリント基板(FPC:Flexible Print Circuit)を用いて構成される。
また、供給ライン２６５ａ，２６５ｂは、それぞれ一端が静磁場変動検出・補正コイル部２６３ａ，２６３ｂに接続され、電磁波シールド部２６４ａ，２６４ｂの連結孔２６４ａ１，２６４ｂ１を通って、電磁波シールド部２６４ａ，２６４ｂの勾配コイル部２６１ａ，２６１ｂの側の面上に形成され、他端が静磁場変動検出・補正コイル駆動部２７４に接続されている。
【００２１】
供給ライン２６５ａ，２６５ｂは、例えば、図６に示すように、基板３００内に等間隔で、ＲＦ送信用電線、ＲＦ受信用電線および勾配形成用電線などの複数の電線３０１が組み込まれたストライプ形状をしており、厚みｔは例えば約０．３ｍｍである。また、供給ライン２６５ａ，２６５ｂの両面には例えば磁気シールド３０２が形成されているが、磁気シールドは無くてもよいし、片面にのみ形成されていてもよい。
ここで、供給ライン２６５ａ，２６５ｂが本発明の供給ラインに対応している。
【００２２】
ＲＦ駆動部２７１は、ＲＦコイル部２６２ａ，２６２ｂに駆動信号を与えてＲＦ励起信号を発生させて、被検体９９の体内のスピンを励起する。
【００２３】
勾配駆動部２７２は、勾配コイル部２６１ａ，２６１ｂに駆動信号を与えて勾配磁場を発生させる。勾配駆動部２７２は、勾配コイル部２６１ａ，２６１ｂの３系統の勾配コイルに対応して、図示しない３系統の駆動回路を有する。
【００２４】
データ収集部２７３は、ＲＦコイル部２６２ａ，２６２ｂが受信した電磁波を磁気共鳴信号として取り込み、それをビューデータ（ｖｉｅｗ  ｄａｔａ）として収集して、オペレータコンソール１１４のデータ処理部２９５に出力する。
【００２５】
静磁場変動検出・補正コイル駆動部２７４は、外因による静磁場の変動を検出して補正するように静磁場変動検出・補正コイル部２６３ａ，２６３ｂを駆動する。
制御部２７５は、ＲＦ駆動部２７１、勾配駆動部２７２、データ収集部２７３および静磁場変動検出・補正コイル駆動部２７４を制御する。
【００２６】
〔オペレータコンソール１１４〕
図２に示すように、オペレータコンソール１１４は、操作部１９０、操作用表示部１９４およびデータ処理部１９５を有する。
操作部１９０は、例えば、コンピュータなどに接続されたキーボードやマウスなどであり、オペレータの操作に応じた操作信号をデータ処理部１９５に出力する。
操作用表示部１９４は、操作部１９０からの操作信号に応じて、ＭＲＩ装置２０２の動作状態に応じた情報、並びにデータ処理部１９５の処理結果などを表示する。
データ処理部１９５では、データ収集部２７３から入力したデータがメモリに記憶され、メモリ内にデータ空間が形成される。当該データ空間は２次元フーリエ（Ｆｏｕｒｉｅｒ）空間を構成する。データ処理部１９５では、これら２次元フーリエ空間のデータを２次元逆フーリエ変換して被検体９９の被検部位の画像を生成（再構成）する。
【００２７】
以下、本実施形態の磁気共鳴映像システムの動作例を説明する。
図７は、当該動作例を説明するためのフローチャートである。
なお、以下に示す動作は、例えば、オペレータによる図２に示すオペレータコンソール１１４の操作部１９０の操作に応じて、データ処理部１９５の処理および制御に基づいて行われる。
【００２８】
ステップＳＴ１：
先ず、クレードル１５３上に載せられた被検体９９が、搬送部１５２によって、ＭＲＩ装置２０２のマグネットシステム２０１のボア２５０内に搬入される。
【００２９】
ステップＳＴ２：
被検体９９の被検部位をボア２５０内のマグネットセンタに位置させる。マグネットセンタを含むボア２５０内の図３に示す空間３５０には、静磁場形成マグネット部２６０ａ，２６０ｂによる静磁場が形成されている。
【００３０】
ステップＳＴ３：
制御部２７５の制御に基づいて、ＲＦ駆動部２７１によるＲＦコイル部２６２ａおよびＲＦコイル部２６２ｂの駆動、並びに勾配駆動部２７２による勾配コイル部２６１ａ，２６１ｂの駆動が行われる。これにより、マグネットセンタを含むボア２５０内の被検部位が位置する空間に勾配磁場および高周波磁場が形成され、被検体９９の被検部位で励起されたスピンが生じる電磁波が磁気共鳴信号としてＲＦコイル部２６２ａ，２６２ｂによって取り出され、これがデータ収集部１７３で収集され、検査結果のデータとしてオペレータコンソール１１４のデータ処理部１９５に出力される。
また、外因により静磁場が変動した場合に、制御部２７５の制御に基づいて、静磁場変動検出・補正コイル駆動部２７４によって静磁場変動検出・補正コイル部２６３ａ，２６３ｂが駆動され、当該静磁場の変動が検出され、その検出結果に基づいて静磁場の変動が補正される。静磁場変動検出・補正コイル部２６３ａ，２６３ｂへの電圧または電流の供給は、図３，図５および図６に示す供給ライン２６５ａ，２６５ｂを介して静磁場変動検出・補正コイル駆動部２７４から行われる。このとき、供給ライン２６５ａ，２６５ｂは、それぞれ電磁波シールド部２６４ａ，２６４ｂに対してＲＦコイル部２６２ａ，２６２ｂと反対側に配設されているため、供給ライン２６５ａ，２６５ｂから発生するノイズがＲＦコイル部２６２ａ，２６２ｂによるＮＭＲ信号の受信に与える影響は小さい。
【００３１】
データ処理部１９５では、データ収集部１７３から入力したデータがメモリに記憶され、メモリ内にデータ空間が形成される。当該データ空間は２次元フーリエ（Ｆｏｕｒｉｅｒ）空間を構成する。データ処理部１９５では、これら２次元フーリエ空間のデータを２次元逆フーリエ変換して被検体９９の被検部位の画像を生成（再構成）する。
【００３２】
ステップＳＴ４：
被検体９９の被検部位のデータ収集が完了すると、搬送部１５２によって、クレードル１５３と共に被検体９９がボア２５０の外に搬出される。
【００３３】
以上説明したように、本実施形態の磁気共鳴映像システムによれば、供給ライン２６５ａ，２６５ｂを電磁波シールド部２６４ａ，２６４ｂに対してＲＦコイル部２６２ａ，２６２ｂと反対側に配設したため、供給ライン２６５ａ，２６５ｂから発生するノイズが、ＲＦコイル部２６２ａ，２６２ｂによるＮＭＲ信号の受信に与える影響を小さくできる。そのため、高品質なＮＭＲ信号を得ることができ、当該ＮＭＲ信号を用いて被検部位の高品質な画像を表示できる。
【００３４】
また、本実施形態の磁気共鳴映像システムによれば、供給ライン２６５ａ，２６５ｂとしてＦＰＣを用いたことで、被検部位が位置するボア２５０内の空間３５０の図３中上下方向の幅を長くすることができ、被検部位が位置するボア２５０内の空間を十分に大きくできる。
【００３５】
第２実施形態
本実施形態に係わるＭＲＩシステムは、図１および図２に示す構成については、前述した第１実施形態のＭＲＩシステムと同じである。
本実施形態のＭＲＩシステムは、マグネットシステム内の静磁場変動検出・補正コイル部２６３に電流または電圧を供給する供給ラインに特徴を有している。
図８は、本実施形態のＭＲＩシステムにおける被検部位が位置する空間の周囲の図２に示す断面線Ａ−Ａの断面構造を模式的に示した図である。
図８において、図３と同じ符号を付した構成要素は、第１実施形態で説明した同一符号の構成要素と同じである。
【００３６】
図８に示すように、本実施形態のＭＲＩシステムでは、静磁場変動検出・補正コイル駆動部２７４から静磁場変動検出・補正コイル部２６３ａ，２６３ｂに電圧または電流を供給する供給ライン３６５ａ，３６５ｂが、電磁波シールド部２６４ａ，２６４ｂのＲＦコイル部２６２ａ，２６２ｂの側の面に配設されている。
供給ライン３６５ａ，３６５ｂは、例えばフレキシブル・プリント基板を用いて構成されている。供給ライン３６５ａ，３６５ｂは、例えば、図６に示すように、基板３００内に等間隔で電線３０１が組み込まれたストライプ形状をしており、厚みｔは例えば約１ｍｍである。また、供給ライン２６５ａ，２６５ｂの両面には例えば磁気シールド３０２が形成されている。
【００３７】
本実施形態のＭＲＩシステムによれば、供給ライン３６５ａ，３６５ｂとしてＦＰＣを用いたことで、被検部位が位置するボア２５０内の空間４５０の図８中上下方向の幅を長くすることができ、被検部位が位置するボア内の空間を十分に大きくできる。
【００３８】
本発明は上述した実施形態には限定されない。
上述した実施形態では、垂直磁場型のＭＲＩシステムを例示したが、本発明は、水平磁場型のＭＲＩシステムにも適用可能である。
また、上述した実施形態では、本発明のデバイスとして、静磁場変動検出・補正コイル部を例示したが、本発明では、電磁波シールド部に対してＲＦコイル部の側に位置し、電流または電圧の供給が必要なものであれば、例えば、被検部位を特定するためのレーザや、ボア内に設けられたカメラおよびマイクなどのその他のデバイスを用いてもよい。
【００３９】
【発明の効果】
以上説明したように、本発明の磁場形成装置および磁気共鳴映像システムによれば、供給ラインを電磁波シールド部上に形成したことで、被検体の被検部位が位置するボア内に広い空間を確保できる。
また、本発明の磁場形成装置および磁気共鳴映像システムによれば、供給ラインから生じるノイズがＲＦコイル部に与える影響を軽減できる。そのため、ＮＭＲ信号のＳＮＲ特性を向上でき、高品質な画像を提供できる。
【図面の簡単な説明】
【図１】図１は、本発明の第１実施形態に係わるＭＲＩシステムのＭＲＩ装置の概略外観図である。
【図２】図２は、図１に示すＭＲＩ装置およびオペレータコンソールの構成図である。
【図３】図３は、マグネットシステムのボア内の被検部位が位置する空間の周囲の図２に示す断面線Ａ−Ａの断面構造を模式的に示した図である。
【図４】図４は、図３に示す矢印Ｂの方向から見たＲＦコイル部および静磁場変動検出・補正コイル部のコイル平面パターンを説明するための図である。
【図５】図５は、図３に示す矢印Ｂの方向から見た電磁波シールド部上に形成された供給ラインのパターンを説明するための図である。
【図６】図６は、供給ラインの断面構造を説明するための図である。
【図７】図７は、第１実施形態の磁気共鳴映像システムの動作例を説明するためのフローチャートである。
【図８】図８は、本発明の第２の実施形態のＭＲＩシステムに係わるマグネットシステムのボア内の被検部位が位置する空間の周囲の図２に示す断面線Ａ−Ａの断面構造を模式的に示した図である。
【図９】図９は、従来のＭＲＩシステムに係わるマグネットシステムのボア内の被検部位が位置する空間の周囲の断面構造を模式的に示した図である。
【符号の説明】
９９…被検体、１５２…搬送部、１５３…クレードル、１９０…操作部、１９４…操作用表示部、１９５…データ処理部、２０１…マグネットシステム、２０２…ＭＲＩ装置、２６０ａ，２６０ｂ…静磁場形成マグネット部、２６１ａ，２６１ｂ…勾配コイル部、２６２ａ，２６２ｂ…ＲＦコイル部、２６３…静磁場変動検出・補正コイル部、２７１…ＲＦ駆動部、２７２…勾配駆動部、２７３…データ収集部、２７４ａ，２７４ｂ…静磁場変動検出・補正コイル駆動部、２７５…制御部、２６５ａ，２６５ｂ，３６５ａ，３６５ｂ…供給ライン
【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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