(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
板状継鉄、支持継鉄、および前記板状継鉄と前記支持継鉄とを接続する接続部材を備え、
前記板状継鉄は前記接続部材の挿入方向に直線状となる内側面を含む第１穴部を有し、
前記支持継鉄は前記接続部材の挿入方向に直線状となる内側面を含む第２穴部を前記第１穴部に対応する位置に有し、
前記接続部材はその挿入方向に直線状となる外側面を有しかつ前記第１穴部および前記第２穴部に嵌合可能に構成され、
前記接続部材が前記第１穴部および前記第２穴部に嵌合されることによって前記板状継鉄と前記支持継鉄とが接続される、ＭＲＩ用磁界発生装置。
【請求項２】
前記接続部材と前記第１穴部との間のギャップ、および前記接続部材と前記第２穴部との間のギャップが、それぞれ０．２ｍｍ以上かつ１ｍｍ以下である、請求項１に記載のＭＲＩ用磁界発生装置。
【請求項３】
前記板状継鉄、前記支持継鉄および前記接続部材は、それぞれ０．２ｗｔ％以下のカーボンを含む軟鉄によって形成される、請求項１または２に記載のＭＲＩ用磁界発生装置。
【請求項４】
前記接続部材の挿入方向端部がテーパ状に形成される、請求項１から３のいずれかに記載のＭＲＩ用磁界発生装置。
【請求項５】
オープンタイプのＭＲＩ用磁界発生装置に用いられる、請求項１から４のいずれかに記載のＭＲＩ用磁界発生装置。
【請求項６】
前記接続部材の太さが前記支持継鉄の厚みの１／１０以上かつ２／３以下に設定される、請求項１から５のいずれかに記載のＭＲＩ用磁界発生装置。
【請求項７】
請求項１から６のいずれかに記載のＭＲＩ用磁界発生装置を用いた、ＭＲＩ装置。
【発明の詳細な説明】
【０００１】
【産業上の利用分野】
この発明はＭＲＩ用磁界発生装置およびそれを用いたＭＲＩ装置に関し、より特定的には永久磁石式でありかつオープンタイプのＭＲＩ用磁界発生装置およびそれを用いたＭＲＩ装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】
この種の従来技術の一例が特開２０００−１３９８７４号において開示されている。ここでは、永久磁石式でありかつオープンタイプのＭＲＩ用磁界発生装置が開示されており、機械的強度を向上させ、輸送中の振動によって磁気回路に狂いが発生しないように、リブ等の補強部材を用いつつ、ボルトで板状継鉄と支持継鉄とを固定する構成が提案されている。
一方、この種のＭＲＩ用磁界発生装置では、撮像画像の位置情報を得るために、傾斜磁界コイルによって発生される傾斜磁界が磁界発生装置の永久磁石によって空隙に発生される均一な静磁界に対して重畳される。近年では、より鮮明な画像を得るためにピーク強度が１５〜２０ｍＴ／ｍ以上の大きい傾斜磁界が０．２〜０．４Ｔの静磁界に重畳されて撮影が行われている。
【０００３】
【発明が解決しようとする課題】
しかし、このような磁界によって、ＭＲＩ用磁界発生装置を用いたＭＲＩ装置は撮像時に大きく振動し、このため画像が乱れたり、大きな騒音が発生し患者に不快感を与えるという問題が顕著になってきている。
発明者らがこの原因について分析したところ以下のことがわかった。
上述の従来技術では、図９に示すように、ボルト１が板状継鉄２に挿入されかつ支持継鉄３に螺入されることによって板状継鉄１と支持継鉄２とが固定されるが、ボルト頭部１ａと板状継鉄２との間およびボルト本体１ｂと板状継鉄２との間には、それぞれギャップｇ（Ｍ４８規格ではｇ＝２ｍｍ）がある。したがって、傾斜磁界の発生に伴う強い力によって、傾斜磁界コイル（図示せず）が振動すると、板状継鉄２および支持継鉄３も主に水平方向に振動してしまい、その結果、画像の乱れや騒音を引き起こす。
それゆえにこの発明の主たる目的は、画像の乱れが少なく騒音を低減できる、ＭＲＩ用磁界発生装置およびそれを用いたＭＲＩ装置を提供することである。
【０００４】
【課題を解決するための手段】
上述の目的を達成するために、請求項１に記載のＭＲＩ用磁界発生装置は、板状継鉄、支持継鉄、および板状継鉄と支持継鉄とを接続する接続部材を備え、板状継鉄は接続部材の挿入方向に直線状となる内側面を含む第１穴部を有し、支持継鉄は接続部材の挿入方向に直線状となる内側面を含む第２穴部を第１穴部に対応する位置に有し、接続部材はその挿入方向に直線状となる外側面を有しかつ第１穴部および第２穴部に嵌合可能に構成され、接続部材が第１穴部および第２穴部に嵌合されることによって板状継鉄と支持継鉄とが接続されることを特徴とする。
請求項２に記載のＭＲＩ用磁界発生装置は、請求項１に記載のＭＲＩ用磁界発生装置において、接続部材と第１穴部との間のギャップ、および接続部材と第２穴部との間のギャップが、それぞれ０．２ｍｍ以上かつ１ｍｍ以下であることを特徴とする。
【０００５】
請求項３に記載のＭＲＩ用磁界発生装置は、請求項１または２に記載のＭＲＩ用磁界発生装置において、板状継鉄、支持継鉄および接続部材は、それぞれ０．２ｗｔ％以下のカーボンを含む軟鉄によって形成されることを特徴とする。
請求項４に記載のＭＲＩ用磁界発生装置は、請求項１から３のいずれかに記載のＭＲＩ用磁界発生装置において、接続部材の挿入方向端部がテーパ状に形成されることを特徴とする。
請求項５に記載のＭＲＩ用磁界発生装置は、請求項１から４のいずれかに記載のＭＲＩ用磁界発生装置において、オープンタイプのＭＲＩ用磁界発生装置に用いられることを特徴とする。
【０００６】
請求項６に記載のＭＲＩ用磁界発生装置は、請求項１から５のいずれかに記載のＭＲＩ用磁界発生装置において、接続部材の太さが支持継鉄の厚みの１／１０以上かつ２／３以下に設定されることを特徴とする。
請求項７に記載のＭＲＩ用磁界発生装置は、請求項１から６のいずれかに記載のＭＲＩ用磁界発生装置を用いたことを特徴とする。
【０００７】
請求項１に記載のＭＲＩ用磁界発生装置では、接続部材と第１穴部との間および接続部材と第２穴部との間に殆どギャップなく接続部材を第１穴部および第２穴部に嵌合できるので、板状継鉄および支持継鉄の位置決め精度を向上できるとともに両継鉄を強固に接続でき磁界発生装置の剛性を向上できる。したがって、稼働時におけるＭＲＩ用磁界発生装置の振動を抑制できるので、それを用いたＭＲＩ装置では画像の乱れを少なくできかつ騒音を低減できる。
【０００８】
接続部材と第１穴部との間のギャップ、および接続部材と第２穴部との間のギャップが、それぞれ０．２ｍｍ未満であれば接続部材を第１穴部および第２穴部に挿入するのが難しくなり、一方、１ｍｍを超えれば接続部材による板状継鉄と支持継鉄との固定強度が小さくなり、ＭＲＩ装置の稼働時において板状継鉄に対して支持継鉄がずれる恐れがある。請求項２に記載のＭＲＩ用磁界発生装置では、接続部材と第１穴部との間のギャップ、および接続部材と第２穴部との間のギャップを、それぞれ０．２ｍｍ以上かつ１．０ｍｍ以下とすることによって、接続部材を第１穴部および第２穴部に円滑に挿入できるとともに板状継鉄と支持継鉄とを強固に接続でき、ＭＲＩ装置の撮像時における板状継鉄および支持継鉄の振動およびずれを抑制できる。
０．２ｗｔ％以下のカーボンを含む軟鉄は強磁性体で高透磁率の材料として用いられるが一般的に柔らかいので、板状継鉄と支持継鉄との固定が弱くなる傾向がある。しかし、請求項３に記載のＭＲＩ用磁界発生装置ではこのような材料を用いても板状継鉄と支持継鉄とを強固に接続できる。
【０００９】
請求項４に記載のＭＲＩ用磁界発生装置では、接続部材の挿入方向端部がテーパ状に形成されているので、第１穴部および第２穴部への接続部材の挿入が容易になり、板状継鉄および支持継鉄の組立が容易になる。
画像の乱れや騒音を引き起こすという上述の問題は、特にオープンタイプのＭＲＩ用磁界発生装置において発生し易いが、請求項５に記載のＭＲＩ用磁界発生装置では板状継鉄と支持継鉄とを強固に接続できるのでオープンタイプのＭＲＩ用磁界発生装置であっても上述の弊害を防止できる。
【００１０】
接続部材の太さが支持継鉄の厚みの１／１０未満であれば、接続部材の強度が小さくなるので板状継鉄と支持継鉄との固定強度が小さくなる。一方、接続部材の太さが支持継鉄の厚みの２／３を超えれば、接続部材の強度は上昇するが、支持継鉄のうち接続部材が嵌合される部分の強度が低下するので好ましくない。請求項６に記載のＭＲＩ用磁界発生装置では、接続部材の太さを支持継鉄の厚みの１／１０以上かつ２／３以下に設定することによって、このような弊害を防止できる。
請求項７に記載のように、上述のＭＲＩ用磁界発生装置を用いれば、画像の乱れを少なくできかつ騒音を低減できるＭＲＩ装置が得られる。
【００１１】
【発明の実施の形態】
以下、図面を参照してこの発明の実施形態について説明する。
図１および図２を参照して、この発明の一実施形態のＭＲＩ用磁界発生装置１０は、オープンタイプのＭＲＩ用磁界発生装置であり、空隙を形成して対向配置される一対の板状継鉄１２ａおよび１２ｂを含む。板状継鉄１２ａおよび１２ｂのそれぞれの対向面側にはたとえばネオジム磁石等の永久磁石１４ａおよび１４ｂが配置され、永久磁石１４ａおよび１４ｂのそれぞれの対向面側には、磁極片１６ａおよび１６ｂが固着される。なお、磁極片１６ａおよび１６ｂのそれぞれの環状突起１８ａおよび１８ｂによって、磁極片１６ａおよび１６ｂ間で発生する磁界の均一化が図られる。
【００１２】
板状継鉄１２ａおよび１２ｂは一枚の板状の支持継鉄２０によって磁気的に結合される。すなわち、支持継鉄２０の上端面に板状継鉄１２ａの一端縁側下面が、支持継鉄２０の下端面が板状継鉄１２ｂの一端縁側上面にそれぞれ位置するように、支持継鉄２０が板状継鉄１２ａおよび１２ｂに接続される。したがって、板状継鉄１２ａおよび１２ｂと支持継鉄２０とは、その接続部が略９０度の角度を有し側面視コ字状になるように接続される。なお、板状継鉄１２ａおよび１２ｂ、支持継鉄２０ならびに接続部材２６（後述）は、より多くの磁束を通すためにそれぞれ０．２ｗｔ％以下のカーボンを含む軟鉄等によって形成される。
【００１３】
ここで注目すべきは板状継鉄１２ａおよび１２ｂと支持継鉄２０との接続部である。
図３および図４からわかるように、板状継鉄１２ａの一端縁側下面には円筒状の２つの穴部２２ａが形成され、板状継鉄１２ｂの一端縁側上面にも円筒状の２つの穴部２２ｂが形成される。また、支持継鉄２０の上端面には板状継鉄１２ａの穴部２２ａに対応する位置に計２つの穴部２４が形成され、支持継鉄２０の下端面には板状継鉄１２ｂの穴部２２ｂに対応する位置に計２つの穴部２４が形成される。そして、板状継鉄１２ａおよび１２ｂと支持継鉄２０とはそれぞれ接続部材２６を用いて接続される。
【００１４】
接続部材２６は、図５に示すように、略円筒状の本体２８と、本体２８の一端面に設けられかつ本体２８より径が小さいねじ部３０とを含む。本体２８の外側面３６が、接続部材２６の矢印Ａで示す挿入方向に凹凸なく直線状となる。また、接続部材２６の両端部にはテーパ部３２および３４が形成され、これによって穴部２２ａ，２２ｂおよび２４への接続部材２６の挿入が容易になり、板状継鉄１２ａおよび１２ｂと支持継鉄２０との組立が容易になる。
【００１５】
図４および図６を参照して、板状継鉄１２ａの穴部２２ａの内側面３８は、接続部材２６の挿入方向（矢印Ａで示す）に凹凸なく直線状に形成され、接続部材２６の本体２８が嵌合可能となる。板状継鉄１２ｂの穴部２２ｂの内側面３９（図４（ｂ）参照）も同様に、接続部材２６の挿入方向に凹凸なく直線状に形成され、接続部材２６の本体２８が嵌合可能となる。
また、支持継鉄２０の穴部２４は、内側面４０と、内側面４０より径が小さくかつ接続部材２６のねじ部３０が螺入されるねじ孔４２とを含む。穴部２４の内側面４０は、穴部２２ａおよび２２ｂのそれぞれの内側面３８および３９と同一径を有しかつ接続部材２６の挿入方向に凹凸なく直線状に形成される。
【００１６】
したがって、ねじ部３０をねじ孔４２に螺入しかつ本体２８の下部を穴部２４に嵌合して接続部材２６を支持継鉄２０に取り付け、さらに、その状態で支持継鉄２０の上端面から露出している接続部材２６の本体２８を板状継鉄１２ａの穴部２２ａに嵌合することによって、支持継鉄２０と板状継鉄１２ａとが接続・固定される。支持継鉄２０と板状継鉄１２ｂとについても同様に接続部材２６を穴部２４および２２ｂに嵌合することによって接続・固定される。
このとき、接続部材２６と板状継鉄１２ａの穴部２２ａおよび支持継鉄２０の穴部２４とのギャップＧは０．２ｍｍ以上かつ１ｍｍ以下であることが好ましい。同様に、接続部材２６と板状継鉄１２ｂの穴部２２ｂおよび支持継鉄２０の穴部２４とのギャップＧも同様に、０．２ｍｍ以上かつ１ｍｍ以下であることが好ましい。ギャップＧがこの範囲内であれば、接続部材２６を穴部２２ａおよび２４ならびに穴部２２ｂおよび２４に円滑に挿入できるとともに板状継鉄１２ａおよび１２ｂと支持継鉄２０とを強固に接続でき、ＭＲＩ装置１００（後述）の撮像時における板状継鉄１２ａ，１２ｂおよび支持継鉄２０の水平方向の振動およびずれを抑制できる。
【００１７】
また、接続部材２６の太さ（ここでは直径）Ｂは支持継鉄２０の厚みＣの１／１０以上かつ２／３以下に設定されることが好ましい。この範囲内であれば、接続部材２６について必要な強度が得られ板状継鉄１２ａ，１２ｂと支持継鉄２０との固定強度を大きくできる。また、支持継鉄２０における接続部材１２ａおよび１２ｂが嵌合される部分の強度低下を防ぐことができる。なお、接続部材２６の太さＢが支持継鉄２０の厚みＣの１／８以上かつ１／２以下に設定されることがより好ましい。
【００１８】
図１および図２に戻って、板状継鉄１２ｂと支持継鉄２０との接続部内面側のうち永久磁石１４ｂから最も遠い位置（この実施の形態では板状継鉄１２ｂと支持継鉄２０との接続部内面側の両端）に、それぞれ補強部材４４が形成され、これらの補強部材４４は、図２に示すように支持継鉄２０の外面から螺入される２本の固定ボルト４６ｂによって支持継鉄２０に固定される。同様に、板状継鉄１２ａと支持継鉄２０との接続部内面側のうち永久磁石１４ａから最も遠い位置（この実施の形態では板状継鉄１２ａと支持継鉄２０との接続部内面側の両端）からやや内側の位置に、それぞれ補強部材４４が形成され、これらの補強部材４４は、図２に示すように板状継鉄２０の外面から螺入される２本の固定ボルト４６ａによって支持継鉄２０に固定される。したがって、この実施の形態では、合計４個の補強部材４４が用いられ、板状継鉄１２ａと支持継鉄２０とが、板状継鉄１２ｂと支持継鉄２０とがそれぞれより強く固定される。各補強部材４４はたとえば鉄などの磁性体によって形成される。
【００１９】
さらに、図２に示すように、板状継鉄１２ａには磁界調整ボルト４８ａおよび４８ｂが螺入される。磁界調整ボルト４８ａおよび４８ｂとしては、それぞれたとえば六角穴付止めねじからなる押しボルトが用いられ、磁界調整ボルト４８ａはその先端５０ａが補強部材４４に当接するように、磁界調整ボルト４８ｂはその先端５０ｂが支持継鉄２０の上端面に当接するように、それぞれ板状継鉄１２ａに螺入される。磁界調整ボルト４８ａおよび４８ｂの螺入を調整することによって、点Ｐを支点として板状継鉄１２ａの位置を調整でき、それによって一対の板状継鉄１２ａおよび１２ｂの相対位置を調整することができ、さらには板状継鉄１２ａを上下方向に平行移動させることもできる。
【００２０】
調整作業を行った後、固定ボルト５２ａによって板状継鉄１２ａと補強部材４４とが最終固定される。また、固定ボルト５２ｂによって板状継鉄１２ｂと補強部材４４とが最終固定される。なお、固定ボルト４６ａ，４６ｂ，５２ａおよび５２ｂ、磁界調整ボルト４８ａおよび４８ｂは、たとえば鉄またはステンレス等で構成される。
また、板状継鉄１２ｂの下面には、４つの脚部５４が取り付けられる。
【００２１】
このようなＭＲＩ用磁界発生装置１０において板状継鉄１２ａおよび１２ｂと支持継鉄２０とを組み立てるとき、まず支持継鉄２０の上端面および下端面に接続部材２６を取り付ける。その後、下側の板状継鉄１２ｂの穴部２２ｂに支持継鉄２０の下端面から露出する接続部材２６を嵌め込んで、板状継鉄１２ｂと支持継鉄２０とが一体化される。さらに、支持継鉄２０の上端面から露出する接続部材２６を上側の板状継鉄１２ａの穴部２２ａに嵌め込んで、支持継鉄２０と板状継鉄１２ａとが一体化される。
【００２２】
このようなＭＲＩ用磁界発生装置１０によれば、接続部材２６と穴部２２ａ，２２ｂおよび穴部２４との間にギャップＧは殆どなく、支持継鉄２０の上側において接続部材２６を穴部２２ａおよび２４に嵌合でき、支持継鉄２０の下側において接続部材２６を穴部２２ｂおよび２４に嵌合できる。すなわち、支持継鉄２０と板状継鉄１２ａとの間、および支持継鉄２０と板状継鉄１２ｂとの間にそれぞれ接続部材２６を埋め込むことによって、図９に示すようにボルトを用いる従来とは異なり、接続部材２６と板状継鉄１２ａ，１２ｂおよび支持継鉄２０との間に大きなギャップがなくなる。したがって、板状継鉄１２ａおよび１２ｂと支持継鉄２０とを強固に接続できＭＲＩ用磁界発生装置１０の剛性を向上でき、撮像時におけるＭＲＩ用磁界発生装置１０の振動を抑制できる。特に、撮像時において発生する水平方向の力に対して十分な強度を与えることができるので、板状継鉄１２ａ，１２ｂおよび支持継鉄２０の水平方向のずれを防止でき、位置決め精度が向上する。
【００２３】
また、板状継鉄１２ａ，１２ｂ、支持継鉄２０および接続部材２６が０．２ｗｔ％以下のカーボンを含む軟鉄で構成されても、ＭＲＩ用磁界発生装置１０によれば、板状継鉄１２ａおよび１２ｂと支持継鉄２０とを強固に接続できる。
この発明は、図１に示すような画像の乱れや騒音を引き起こしやすいオープンタイプのＭＲＩ用磁界発生装置１０において特に効果がある。オープンタイプとは、支持継鉄が２本以下であるものもしくは磁極片１６ａ，１６ｂの中心部を中心として開口部が１８０゜以上連続しているものをいう。この場合、開口部が大きくなりどうしても不安定な支持構造となるので、本発明の適用がより効果的となる。
【００２４】
ＭＲＩ用磁界発生装置１０は、図７に示すようなＭＲＩ装置１００に適用できる。
図７を参照して、ＭＲＩ装置１００は、磁気共鳴（ＮＭＲ）現象を利用して被検体１０２の断層画像を得るものであり、必要十分な大きさの開口をもったＭＲＩ用磁界発生装置１０、中央処理装置（以下、ＣＰＵという）１０４、シーケンサ１０６、送信系１０８、傾斜磁界発生系１１０、受信系１１２および信号処理系１１４を含む。
ＭＲＩ用磁界発生装置１０は、被検体１０２の周りにその体軸方向または体軸と直角方向に均一な磁束を発生させる。
シーケンサ１０６は、ＣＰＵ１０４の制御によって動作され、被検体１０２の断層画像のデータ収集に必要な種々の命令を、送信系１０８、傾斜磁界発生系１１０および受信系１１２に送る。
【００２５】
送信系１０８は、高周波発振器１１６、変調器１１８、高周波増幅器１２０および送信側高周波コイル１２２ｂを含む。高周波発振器１１６から出力された高周波パルスがシーケンサ１０６の命令に従って変調器１１８で振幅変調され、この振幅変調された高周波パルスが高周波増幅器１２０で増幅された後に、被検体１０２に近接して配置された高周波コイル１２２ｂに供給されることによって、電磁波が被検体１０２に照射される。
傾斜磁界発生系１１０は、Ｘ、Ｙ、Ｚの３方向に巻かれた傾斜磁界コイル１２４ａ、１２４ｂおよびそれぞれのコイルを駆動する傾斜磁界電源１２６を含む。シーケンサ１０６からの命令に従ってそれぞれのコイルの傾斜磁界電源１２６が駆動されることによって、Ｘ、Ｙ、Ｚの３方向の傾斜磁界Ｇｘ、Ｇｙ、Ｇｚが被検体１０２に印加される。傾斜磁界Ｇｘ、Ｇｙ、Ｇｚの加え方によって、被検体１０２に対するスライス面を設定することができる。
【００２６】
なお、高周波コイル１２２ｂおよび傾斜磁界コイル１２４ｂは、磁極片１６ｂの珪素鋼板（図示せず）の主面に配置され、同様に、高周波コイル１２２ａ（後述）および傾斜磁界コイル１２４ａは、磁極片１６ａの珪素鋼板（図示せず）の主面に配置される。
受信系１１２は、受信側高周波コイル１２２ａ、増幅器１２８、シフター１３０、直交位相検波器１３２およびＡ／Ｄ変換器１３４を含む。送信側の高周波コイル１２２ｂから被検体１０２に電磁波が照射され、被検体１０２からの応答の電磁波（ＮＭＲ信号）が、被検体１０２に近接して配置された高周波コイル１２２ａで検出され、増幅器１２８、シフター１３０および直交位相検波器１３２を介してＡ／Ｄ変換器１３４に入力されてデジタル量に変換される。この際、Ａ／Ｄ変換器１３４はシーケンサ１０６からの命令によるタイミングで、直交位相検波器１３２から出力された２系列の信号をサンプリングし、２系列のデジタル信号を出力する。それらのデジタル信号は信号処理系１１４に送られフーリエ変換される。
【００２７】
信号処理系１１４は、ＣＰＵ１０４、磁気ディスク１３４および磁気テープ１３６等の記録装置、ならびにＣＲＴ等のティスプレイ１３８を含む。デジタル信号を用いてフーリエ変換、補正係数計算、像再構成等の処理を行い、任意断面の信号強度分布あるいは複数の信号に適当な演算を行って得られた分布が画像化されて、ディスプレイ１３８に表示される。
このようにＭＲＩ用磁界発生装置１０を用いれば、画像の乱れを少なくできかつ騒音を低減できるＭＲＩ装置１００が得られる。
【００２８】
なお、ＭＲＩ用磁界発生装置１０において、図８に示すような接続部材５４、板状継鉄１２ａの穴部５６および支持継鉄２０の穴部５８が用いられてもよい。
すなわち、接続部材５４は略円柱状の第１部分６０と第１部分６０より径が小さい略円柱状の第２部分６２とを含み、第１部分６０が穴部５６に嵌合され、第２部分６２が穴部５８に嵌合され、これによって板状継鉄１２ａと支持継鉄２０とが接続・固定される。接続部材５４の第１部分６０および第２部分６２のそれぞれの外側面は矢印Ａで示す接続部材５４の挿入方向に凹凸なく直線状に形成され、同様に、穴部５６および５８のそれぞれの内側面も矢印Ａで示す接続部材５４の挿入方向に凹凸なく直線状に形成される。また、接続部材５４の両端部にはテーパ部が形成される。なお、この場合も図６に示す場合と同様に、ギャップＧの寸法、および接続部材５４（第２部分６２）の太さＢと支持継鉄２０の厚みＣとの比率等が設定される。板状継鉄１２ｂと支持継鉄２０との接続部についても同様に、図８に示す構造を適用できる。
この場合も図６に示す場合と同様の効果が得られる。
【００２９】
なお、ＭＲＩ用磁界発生装置１０の組立時には、下側の板状継鉄１２ｂの穴部２２ｂに接続部材２６を取り付けた後、板状継鉄１２ｂから露出する接続部材２６を支持継鉄２０の穴部２４に嵌め込んで、板状継鉄１２ｂと支持継鉄２０とを一体化してもよい。
また、上側の板状継鉄１２ａの穴部２２ａに接続部材２６を取り付けた後、板状継鉄１２ａから露出する接続部材２６を支持継鉄２０の穴部２４に嵌め込んで、板状継鉄１２ａと支持継鉄２０とを一体化してもよい。
接続部材２６および５４においてテーパ部は、それぞれ本体２８側端部および第１部分６０側端部にのみ形成されてもよい。
【００３０】
ついで、実験例について説明する。
実験では、図１に示すようなオープンタイプのＭＲＩ用磁界発生装置を用い、板状継鉄と支持継鉄との接続・固定に、本件発明では図５に示す埋め込み用接続部材を用い、比較例では図９に示すボルトを用いた。そして、それぞれの場合について、板状継鉄の突き出し方向中央部の側面（図１において矢印Ｄで示す部分）をハンマーでたたき、板状継鉄の突き出し方向先端（図１において矢印Ｅで示す部分）に測定器を設置して固有振動周波数を測定した。なお、ＭＲＩ用磁界発生装置の剛性が向上するほど、その固有周波数は高くなる。
実験の結果、本件発明の方が比較例より固有周波数が高くなったことが確認された。したがって、本件発明によればＭＲＩ用磁界発生装置の剛性を向上できることがわかる。
【００３１】
【発明の効果】
この発明によれば、稼働時におけるＭＲＩ用磁界発生装置の振動を抑制できるので、それを用いたＭＲＩ装置では画像の乱れを少なくできかつ騒音を低減できる。
【図面の簡単な説明】
【図１】この発明の一実施形態を示す斜視図である。
【図２】  図１の実施形態の要部を示す図解図である。
【図３】図１の実施形態の要部を示す分解斜視図である。
【図４】（ａ）は図１の実施形態の要部を示す分解正面図であり、（ｂ）はその分解側面図である。
【図５】（ａ）は図１の実施形態で用いられる接続部材を示す正面図であり、（ｂ）はその斜視図である。
【図６】図１の実施形態における板状継鉄と支持継鉄との接続部を示す図解図である。
【図７】図１の実施形態が用いられたＭＲＩ装置の一例を示す電気的ブロック図である。
【図８】  板状継鉄と支持継鉄との接続部の他の例を示す図解図である。
【図９】従来技術における板状継鉄と支持継鉄との接続部を示す図解図である。
【符号の説明】
１０      ＭＲＩ用磁界発生装置
１２ａ、１２ｂ      板状継鉄
１４ａ、１４ｂ      永久磁石
１６ａ，１６ｂ      磁極片
２０      支持継鉄
２２ａ，２２ｂ，２４，５６，５８      穴部
２６，５４      接続部材
３２，３４    接続部材のテーパ部
３６      接続部材の外側面
３８，３９      板状継鉄の穴部の内側面
４０      支持継鉄の穴部の内側面
１００      ＭＲＩ装置
Ａ      接続部材の挿入方向
Ｂ      接続部材の太さ
Ｃ      支持継鉄の厚み
Ｇ      ギャップ
【図１】
0004617596.tif 000002
【図２】
0004617596.tif 000003
【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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