JP2002219112A - 低ノイズ型mriスキャナ - Google Patents
低ノイズ型mriスキャナInfo
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Abstract
作成すると共に撮影中に発生する音響ノイズを実質的に
最小化するための低ノイズ型イメージング装置を提供す
る。 【解決手段】 本イメージング装置はマグネット・アセ
ンブリ(4、6、7)と、傾斜コイル・アセンブリ
(3)と、RFコイル・アセンブリ(2)とを備えてお
り、これらマグネット・アセンブリ、傾斜コイル・アセ
ンブリ及びRFコイル・アセンブリの少なくとも1つは
音響ノイズの発生及び伝達を減少させるように構成して
いる。
Description
ジング(MRI)スキャナに関し、さらに詳細には、低
ノイズ型MRIスキャナに関する。
分野で使用されており、典型的には、マグネットの動作
に基づいて画像生成するためのコンピュータ、傾斜コイ
ル・アセンブリ、及び高周波コイルを使用している。こ
のマグネットは原子核(例えば、水素原子の原子核)を
高周波励起に対して反応させている均一な主磁場を発生
させる。傾斜コイル・アセンブリはこの主磁場上に一連
のパルス状の空間傾斜磁場を付加し、これによりイメー
ジング・ボリューム内の各点に対して、イメージング・
パルス・シーケンス中の磁場の一意の組に対応した空間
的個別性を与えている。この高周波コイルは、高周波コ
イルにより検出されかつ画像生成のためのコンピュータ
により使用される振動する横方向磁化を一時的に生成す
るための励起周波数パルスを発生させている。典型的に
は、マグネット内には高周波コイルと傾斜コイル・アセ
ンブリとが存在する。
超伝導コイル・マグネット、抵抗性コイル・マグネッ
ト、永久磁石が含まれる。周知の超伝導マグネットとし
ては、液体ヘリウム冷却式の超伝導マグネットやクライ
オクーラ冷却式の超伝導マグネットが含まれる。周知の
超伝導マグネット設計としては、円筒状マグネットや開
放マグネットが含まれる。
に成形されており、軸方向に向いた静磁場を有する。円
筒状マグネットに基づくMRIシステムでは、高周波コ
イル、傾斜コイル・アセンブリ及びそのマグネットは、
形状が概して円環状で円筒状であり、かつ概して共軸に
整列しており、その傾斜コイル・アセンブリは高周波コ
イルの外周を囲繞すると共にそのマグネットは傾斜コイ
ル・アセンブリの外周を囲繞している。
いた2つのマグネット・アセンブリを利用しており、こ
のアセンブリ間の間隔により医療スタッフはMRI撮影
中に手術その他の医学的処置をするためのアクセスが可
能となる。空間が開放されているため、円筒状のマグネ
ット設計で起こることがあるような閉鎖恐怖の感情を患
者が克服するのに役立つ。
は、撮影している患者やスキャナのユーザにとって不快
と感ずる可能性があるような音響ノイズの発生源や伝搬
路になる。例えば、MRIスキャナの傾斜コイル・アセ
ンブリは多くの患者が不快と感ずるような大きな音響ノ
イズを発生させる。これらの音響ノイズはスキャナの患
者ボアの内部だけでなく、スキャナの外部でも生じてい
る。傾斜コイル・アセンブリのノイズを低減させるため
には、ノイズ排除用患者イヤホンなどの能動的なノイズ
制御技法が用いられてきた。周知の受動的ノイズ制御技
法としては、傾斜コイル・アセンブリを真空エンクロー
ジャ内に位置させることが含まれる。
また別の発生源となる。MRIシステムでは、電気的に
励起した傾斜コイルを利用して時間変化する磁場を主磁
場上、すなわちB0磁場上に付加している。これらの時
間変化する磁場はRFコイルの導体内にうず電流を誘導
する傾向があり、これによりRFコイルの機械的動きが
生ずることがある。
は、スキャナ内の機械的構成要素の振動によるものであ
る。機械技術分野では、隔絶マウントにより支持された
機械類からの振動がその隔絶マウントを支持している周
辺構造に伝達しないように隔絶マウントを設計し使用す
ることは周知である。従来の隔絶マウントとしては、エ
ラストマ・タイプのマウントやバネ・タイプのマウント
が含まれる。こうした隔絶マウントは、熟練者によっ
て、マウントと機械類の振動の固有振動数がその機械類
の重要な励起周波数未満となるように設計して有効な振
動隔絶を提供している。
音響ノイズを低下させるためのこうした技法や措置は一
部では有効となっているが、患者や手技者は未だに、M
RIスキャナ内やその周辺のノイズが問題であると感じ
ている。スキャナ内やその周辺の音響ノイズの複数の発
生源や伝搬路に対処しているノイズを低下させたMRI
スキャナが必要とされている。
ると共に撮影中に発生する音響ノイズを実質的に最小に
するための低ノイズ型イメージング装置を提供する。本
イメージング装置は、マグネット・アセンブリと、傾斜
コイル・アセンブリと、RFコイル・アセンブリとを備
えており、このマグネット・アセンブリ、傾斜コイル・
アセンブリ及びRFコイル・アセンブリのうちの少なく
とも1つはイメージング装置内やその周辺での音響ノイ
ズの発生及び伝達を減少させるように構成されている。
用の高周波(RF)コイル・アセンブリは、その各々が
高周波パルスを送信し、被検体内で誘導されるMR信号
を受信し、かつイメージング装置内やその周辺での音響
ノイズの要因となるうず電流励起を低下させるような幅
を有している複数の導体を備えている。さらに、この複
数の導体と患者ボアチューブの間には音響吸収材料から
なる層を配置することができる。
のためのイメージング装置用のマグネット・アセンブリ
は、外側表面と、この外側表面にマグネットを取り付け
るための複数の懸架部材と、を備えている。この懸架部
材は音響ノイズの発生及び伝達を低下させるように構成
する。
に以下の本発明の詳細な説明を読めば明らかとなろう。
発明の実施形態を適用できる例示的なイメージング装置
を表している。このイメージング装置は患者または被検
体の磁気共鳴(MR)画像を作成するのに有用なタイプ
のものである。図面の全体を通じて、同じ番号は一貫し
て同じ要素を意味している。図1、2及び3は、円筒状
の超伝導マグネットに基づくMRシステムを示してい
る。当業者であれば、同様の構成要素に関する機能及び
説明を開放マグネット構成で使用するように開放マグネ
ット型MRシステムに適用可能できることを理解するで
あろう。
して通常用いられるタイプのマグネット配置の断面図を
示している。マグネット・アセンブリは、形状が概して
円筒状で円環状であると共に、マグネット常温ボア4と
呼ぶ内側表面と、パッシブ・マグネット・シム5(同様
に、図1に示す)と、マグネット容器6と、クライオス
タット・シェル7とを、外側表面の周囲で放射状に配置
して備えている。マグネット・アセンブリはさらに、懸
架部材13とエンドキャップ・シール20を備えている
(これについては、後でより詳細に説明する)。
グネット(図示せず)を囲繞しており、この超伝導マグ
ネットは、よく知られるように、その各々が同じ方向に
大きな同一電流を流すことができるような放射方向に整
列させ長手方向に離間させた幾つかの超伝導主コイルを
含んでいる。さらに、この超伝導主コイルは、撮影しよ
うとする被検体を配置するマグネットのボア内の中心に
位置させる球状のイメージング・ボリューム範囲で高い
均一性をもつ磁場を発生させるように設計されている。
超伝導主コイルは、典型的には0.5T〜8Tの範囲に
ある、B0として知られる主静磁場を発生させる。超伝
導主コイルはマグネット容器6により囲繞されている。
マグネット容器6は一般に、マグネットの巻き線を周知
の方式で封入しかつ冷却するためのヘリウム容器及び熱
シールドまたは低温シールドを含んでいる。さらに、マ
グネット容器6により、熱が超伝導マグネットに伝達さ
れるのを防止している。以下において、本明細書で記載
する超伝導主コイルや、従来の熱シールド、液体ヘリウ
ムのデュワーその他は、一般にマグネット容器6により
示しており、分かりやすくするためこれらは図面から省
略している。クライオスタット・シェル7はマグネット
・アセンブリの外側表面を覆っている。クライオスタッ
ト・シェル7は一般に金属製であり、典型的には鋼鉄ま
たはステンレス鋼製である。
センブリ2、傾斜コイル・アセンブリ3及びマグネット
・アセンブリは、その形状が概して円環状で円筒状であ
り、かつ概して共軸に整列しており、傾斜コイル・アセ
ンブリは高周波コイルの外周を囲繞すると共にマグネッ
トは傾斜コイル・アセンブリの外周を囲繞している。図
1を参照すると、側面図によりイメージング装置の構成
要素の各々の相対的配置を表している。患者または撮影
する被検体200(図示せず、図3を参照)は、患者ボ
アチューブ1により囲繞される円筒状のイメージング・
ボリューム101内に位置決めされる。患者または被検
体200は患者寝台上またはクレードル105(図示せ
ず、図3を参照)上で中心軸103に沿ってイメージン
グ装置内に挿入される。中心軸103は、マグネット・
アセンブリの軸に沿ってB0磁場の方向と平行に整列さ
せる。ボアチューブ1は、FRP(ガラス繊維強化プラ
スチック)など導電性が低いか不導体の材料で製作する
ことが望ましい。この実施形態では、RFコイル・アセ
ンブリ2は、従来の鳥かご形RFコイル配置などにより
患者ボアチューブ1の外側表面上に取り付けられてお
り、例えば均一な高周波(RF)磁場を維持するために
患者ボアチューブの外側表面に沿って複数の導体や容量
性素子を互いに離間して配置している。RFコイル・ア
センブリ2を用いることにより、MRイメージングの分
野でよく知られるように、患者または被検体200に対
して高周波磁場パルスを印加し、かつ被検体200から
戻されるMRI情報を受け取っている。傾斜コイル・ア
センブリ3は、その周囲で離間させた共軸の関係で配置
させ、周知の方式により時刻依存の傾斜磁場パルスを発
生させている。傾斜コイル・アセンブリ3の周囲には放
射状に、常温ボア4、マグネット容器6及びクライオス
タット・シェル7を含むマグネット・アセンブリが配置
され、これにより上述したように、MRI画像の作成に
必要な静磁場を生成している。
り一般にマグネット・アセンブリの円柱状の内側表面を
示している。このマグネット常温ボアは、典型的には金
属製である。常温ボア4の円柱状の内表面上にはパッシ
ブ・マグネット・シム5がある。このシム5は静磁場に
対する微小な調整を行うために、よく知られた方法で使
用される。このシムは、典型的には薄肉の鉄製または鋼
鉄製のストリップである。
置はさらに、イメージング装置の構成要素を囲繞するよ
うな一対のエンドキャップ12を備えている。エンドキ
ャップ12は、患者ボアチューブ1の端部部分をマグネ
ット・アセンブリに固定可能に装着させることにより患
者ボアチューブ1を適所に保持している。エンドキャッ
プ・シール14は、エンドキャップ12と患者ボアチュ
ーブ1の間の気密シールの役割を果たしており、さらに
傾斜コイル・アセンブリ3を囲繞するための真空スペー
ス11を維持している。エンドキャップ・シール14
は、典型的には、真空スペース11内で所望の真空を維
持するために3/4〜1インチの厚さを有する適合した
ガスケット材料より製作される。エンドキャップ・シー
ル14は、マグネットのクライオスタット・シェル7と
エンドキャップ12の間で振動を隔絶できるようにその
弾性特性が選択される。
成要素はさらに、被検体200をイメージング・ボリュ
ーム101内に挿入しかつ位置決めするための、患者寝
台やクレードル104などの支持構造を含む。患者クレ
ードル104は、ローラーを用いるなど周知の方式によ
りブリッジ102に沿って摺動可能である。ブリッジ1
02は前方ブリッジ支持体105及び後方ブリッジ支持
体106により支持されている。各ブリッジ支持体は、
床面またはマグネット・アセンブリに固定される。さら
に、クレードルの電子回路ユニットは、患者クレードル
104の動きを制御するためにブリッジ102またはク
レードル104に結合させている。
1)傾斜コイルに作用するローレンツ(電磁的)力によ
る振動と、2)傾斜コイル・アセンブリと接触していな
い導電性部品内のローレンツ力によるノイズ、というM
Rイメージング・システム内の2つの音響ノイズ源の要
因になっている。傾斜コイル・アセンブリ3は傾斜巻き
線を備えており、この巻き線は典型的には、所望の傾斜
磁場を発生させる形状に成形したワイヤまたは扁平な導
電性ストリップである。傾斜巻き線のワイヤは強い磁場
内にあり、
数百アンペア程度と大きく、また静磁場は典型的には
0.5T〜8Tの範囲となることがある。したがって、
このローレンツ力は極めて大きくなり、傾斜アセンブリ
にかなりの振動を生じさせることがある。また一方こう
した振動は空気を変位させて耳に聞こえる音を発生させ
ることがある。さらに、この傾斜アセンブリの振動は、
マグネット系の構造体を通って機械的に伝達されことが
あり、またこの振動により構造体内の別の部品に振動を
起こさせ、引き続き音を発生させることがある。音響ノ
イズの第2の発生源は、傾斜アセンブリと接触していな
い導電性部品内のローレンツ力によるものである。こう
した力が生じる理由は、例えば、傾斜磁場のパルス状磁
場によりMRIシステムの様々な導電性部品内にうず電
流が誘導され、さらにこれらのうず電
ージング・システム内の音響ノイズの発生源である。R
Fコイル・アセンブリ2は、典型的には、鳥かご形構成
で装着された大容積のRFコイルであり、導体のエッチ
ングしたパターンを使用して製作される。さらに、これ
らの導体は、典型的には、幅が数インチとなることがあ
る。大容積RFコイルは、典型的には、患者ボアの長さ
の約半分であって、患者ボアチューブ1の円周全体に巻
かれており、さらに、患者ボアチューブ1にしっかりと
装着されている。しかし、この大容積RFコイルは、傾
斜アセンブリ3からのパルス状の傾斜磁場の影響を受け
る。これらのパルス状磁場により大容積RFコイルの導
体内にうず電流が誘導されると共に、このうず電流は静
磁場と協
振動は患者やシステムのオペレータに聞こえるような音
響ノイズを発生させる。
ジング装置の実施の一形態では、そのイメージング装置
は、傾斜コイル・アセンブリと、RFコイル・アセンブ
リと、マグネット・アセンブリとを備えており、これら
のアセンブリの各々は、撮影中におけるイメージング装
置内やその周辺での音響ノイズの発生及び伝達を減少さ
せるように選択的に構成されている。傾斜アセンブリ、
RFコイル・アセンブリ、マグネット・アセンブリ、並
びにMRIシステムのその他の構成要素の各々は音響ノ
イズの発生源や伝搬路の一因となる。これらのアセンブ
リの各々で音響ノイズを低下させるための実施形態を提
示することにする。具体的な用途においては、これらの
アセンブリや構成要素に関する各実施形態の特徴を組み
合わせてイメージング装置の音響ノイズを低下させるこ
とができることを理解されたい。別法として、これらの
アセンブリの各々は、音響ノイズの発生及び伝達を単独
で減少させるように選択的に構成することができる。本
明細書で使用する場合、「のように構成する(conf
igured to)」などの表現は、言及した機能を
実行させるための構造及び機能を有する構成要素を示し
ている。
に作用するローレンツ力による振動と、傾斜コイル・ア
センブリ3に接触していない導電性部品による振動とを
低下させるように構成することが望ましい。典型的に
は、傾斜コイル・アセンブリは、内側と外側に2つの巻
き線を有しており、この巻き線はエポキシ充填により互
いに保持し合っている。振動及びその結果としてのノイ
ズを低下させるため、このエポキシ充填は周知の方式に
より硬化させ傾斜アセンブリの重量を増加させる。傾斜
コイル・アセンブリ3の第1の実施形態では、傾斜コイ
ル・アセンブリ3はさらに、振動を一層隔絶させるよう
な方式によりマグネット・アセンブリ内に装着させる。
図1を参照すると、傾斜アセンブリ3の各端部はブラケ
ット8に装着し、また対応するブラケット9はマグネッ
トの対応する端部に装着させている。ブラケット8とブ
ラケット9の間には、その各々が3〜10mmの範囲の
厚さを有することが望ましい、適合した隔絶スタック1
0を配置している。適合した隔絶スタック10により、
傾斜アセンブリからマグネットやMRIシステムのその
他の部品への振動伝達が減少するような方法で傾斜アセ
ンブリを装着させ、傾斜アセンブリとマグネットの間で
振動を隔絶させている。傾斜コイル・アセンブリ3の別
の実施形態では、傾斜コイル・アセンブリ3はさらに、
患者ボアチューブ1、マグネット常温ボア4及びエンド
キャップ12により区画されている真空11内に封入さ
れる。音響ノイズの低下を効果的にするには、この真空
は200トル(Torr)未満とすることが望ましい。
大容積RFコイルの振動、並びに続いて起こるノイズを
軽減させることにより、撮影中に発生する音響ノイズを
低下させるように構成することが望ましい。図4及び5
は、ノイズ低減型RFコイル・アセンブリの様々な実施
形態がRFコイル・アセンブリ2の導体内でのうず電流
に起因する振動並びに続いて起こるノイズを軽減させる
ことを表したものである。図4を参照すると、大容積R
Fコイル400は、鳥かご形構成でシリンダ401(図
1、2及び3の患者ボアチューブ1の外側表面)の周り
に巻き付けた16本の導体402を備えている。RFコ
イルを共振させるためにコンデンサ403が設けられて
いる。この実施形態では、導体400は幅狭に製作し、
うず電流を励起できる有効面積を縮小させて生じる力も
低下させることが望ましい。導体402の数及び幅は所
望のマグネット性能及び磁場均一性に従って選択するこ
とが望ましい。本明細書で使用する場合、「幅(wid
th)」とは一般に、1つの計測値または寸法のことを
指す。典型的には、従来の大容積RFコイル導体は概ね
50mmの幅である。図4に示す実施形態では、導体4
02の幅は50mm未満となるように選択し、うず電流
を励起できる有効面積を縮小させて、これにより音響ノ
イズを低下させながら、所望のRF性能をそのまま維持
することができる。この幅は、所望のRF性能とうず電
流低下が達成できるように選択されることを理解された
い。代替的実施形態の1つでは、音響吸収材料の層を導
体402とシリンダ401の間に配置して導体402と
シリンダ401の間の振動を最小にしている。
ンを遮断するように導体内に切り込みを作り、これによ
りうず電流並びに関連するローレンツ力を低下させるよ
うにすることでノイズ低下が達成される。
伝達を減少させるように構成されているRFコイルの別
の実施形態を表している。RFコイル・アセンブリ50
0は、望ましくは3mm〜12mmの範囲の外径を有す
るCu製チューブから製作された16本の導体502を
備えている。導体502はシリンダ501の周りに鳥か
ご形構成で配置されており、かつRFコイルを共振させ
るためにコンデンサ503と結合させている。導体50
2はさらに、導体と患者ボアチューブの間の振動隔絶材
料504と一緒にFRP製シリンダ501(その内側表
面は図1、2及び3の患者ボアチューブ1を収容してい
る)の外側表面に装着することが望ましい。振動隔絶材
料504は、導体502とシリンダ501の間の任意の
ギャップを実質的に減らすような厚さをもつ適合した材
料により製作することが望ましい。導体502及び振動
隔絶材料504をシリンダ501上の適所に固定可能に
保持するためにはストラップ505を使用する。
の実施形態では、その大容積RFコイルは患者ボアチュ
ーブと機械的連絡が全くないように製作する。さらに図
1を参照すると、一般に、患者ボアチューブ1はその外
側表面においてRFコイル・アセンブリと結合させてい
る。この実施形態では、RFコイル・アセンブリ2は患
者ボアチューブ1との接触を避けるように装着すること
が望ましく、むしろ傾斜アセンブリ3の内面上に装着さ
せる。この実施形態では、RFコイル・アセンブリがこ
こでは真空スペース11内に全体が封入されているた
め、RFコイル・アセンブリからの音響ノイズは機械的
手段や空気により直接患者ボアチューブに伝達されるこ
とがないことが理解できよう。
のマグネット・アセンブリはイメージング装置内やその
周辺での音響ノイズの発生及び伝達を低下させるように
構成することが望ましい。マグネット・アセンブリ内の
音響ノイズの発生源の1つは、パッシブ・シム5に起因
している。典型的には、このシムは鋼鉄製の薄肉のシー
トである。これら鋼鉄製のシートは、傾斜アセンブリか
らのパルス状磁場によりその内部にうず電流が誘導さ
れ、またこのうず電流は、静磁場と協同してマグ
(真空でない場合)やクライオスタットを通る患者ボア
チューブまでの機械的伝搬路を介してマグネットの外部
に伝達されることがある。マグネットのクライオスタッ
トや患者ボアチューブの外部での引き続き起こる振動に
より、患者やMRIシステムのオペレータに聞こえるよ
うなかなりの音響ノイズが発生する。
めのマグネット・アセンブリの第1の実施形態では、パ
ッシブ・シム5は、エポキシなどの不導性ポリマーと混
合した細分された磁性材料により製作し、次いでシート
状に成形することが望ましい。この実施形態では、シム
5は100メッシュの鋼鉄粉末(Ancorsteel
300SC)とポリエチレン(Dowlex204
5、密度ρPE=0.92g/cm3)の混合物により製
作し、0.25〜1.3mmの範囲の厚さまでプレスし
てストリップの形に切断する。これらのシートは磁気的
シム調整が可能なような磁気特性を有しているが、この
導電性が低いか不導体の材料はうず電流を助長すること
がなく、このためパルス状傾斜磁場を受けてもシム5は
振動しない。第2の実施形態では、パッシブ・シム5
は、振動に関してマグネット常温ボアから隔絶されてい
ることが望ましい。実施の一形態では、シムとマグネッ
ト・ボアとの間に振動隔絶材料からなる層を配置させ
る。この実施形態では、シムからマグネット常温ボアへ
の振動エネルギーの伝達はいずれもさらに低下させるこ
とが望ましい。
音響ノイズの発生源である。マグネット常温ボアは、典
型的には、導電性材料で構成されており、したがって、
さらにパルス状傾斜磁場が発生させたうず電流を助長す
ることがある。結果的に生じる常温ボアの振動によっ
て、患者やMRIシステムのオペレータに空気や機械的
振動により伝達される音響ノイズが生成されることがあ
る。
・アセンブリの別の実施形態では、そのマグネット常温
ボア4は音響ノイズの発生及び伝達を低下させるように
構成されている。実施の一形態では、マグネット常温ボ
ア4は、例えば、FRP(ガラス繊維強化プラスチッ
ク)などの非導電性材料により製作することが望まし
い。別の実施形態では、マグネット常温ボアを囲繞する
真空により空気によるマグネット常温ボアからの音の伝
達を防止している。マグネット常温ボアとマグネット構
造体の残りの部分との間のシールは、真空シールだけで
はなく振動の隔絶も実行するように製作することができ
る。そのシールが、振動に関してマグネット構造体の残
りの部分から常温ボアを隔絶することができる場合、常
温ボア内で傾斜磁場パルスにより誘導される振動がクラ
イオスタット・シェル7の外部に機械的に伝達されるこ
とはない。したがって、マグネット常温ボアを真空によ
り隔絶すると共にマグネット常温ボアを機械的隔絶によ
り隔絶することにより、常温ボアの振動が患者やMRI
システムのオペレータに聞こえるような音響ノイズを発
生させるのを防止する(または、その能力を低下させ
る)ことができることが望ましい。さらに別の実施形態
では、FRPには、常温ボアの表面を通した大気からの
気体や水の侵入を低下させるために、極めて薄肉の(厚
さがマイクロメートル程度またはマイクロメートル以下
であるような)金属層をコーティングする(金属被覆す
る)ことが望ましい。この金属層が十分に薄肉に(厚さ
がマイクロメートル程度またはマイクロメートル以下と
なるように)製作されていると、金属層内でうず電流は
実質的に最小化され、さらに結果的にうず電流に誘導さ
れる振動も最小化される。
センブリの別の実施形態は、音響ノイズの伝達を低下さ
せるように構成した懸架部材13を備えている。マグネ
ット容器6は、薄肉の懸架部材13によりクライオスタ
ット・シェル7に接続させる。これらの部材は、典型的
には、クライオスタット・シェル7から超伝導マグネッ
トを含んでいるマグネット容器6への熱の流れが最小に
なるように設計する。この実施形態では、懸架部材13
は、望ましくは振動に関してマグネット容器6がクライ
オスタット・シェル7から隔絶されるように製作する。
この実施形態では、懸架部材13は、懸架ストラップ1
4の途中に装着したブロック塊15を備えている。ブロ
ック塊15は非導電性材料により製作する。ストラップ
14は、よく知られるように、炭素ファイバ材料により
製作することができる。懸架部材13に沿った高周波の
伝達は、懸架部材の途中に塊15を取り付けることによ
り減少させることが望ましく、これにより、懸架部材に
沿って伝搬するエネルギーを反射させる傾向がある振動
のインピーダンス不整合が形成される。
は、クライオスタット・シェル7に起因する音響ノイズ
を低下させたクライオスタット・シェル7の実施形態を
含む。このクライオスタット・シェルは一般に金属製、
典型的には鋼鉄またはステンレス鋼製である。クライオ
スタット・シェルの振動は、パルス状傾斜磁場からの直
接の電磁的励起であるか、装置内の別のどこかに生じた
振動が機械的に伝達された結果であるかに関わらず、患
者やMRIシステムのオペレータに聞こえるような音響
ノイズを生じさせることがある。
ェル7は、FRPなどの非導電性材料より製作すること
が望ましい。さらに別の実施形態では、このFRPに
は、クライオスタット・シェルを通した大気からの気体
や水の侵入を低下させるために、極めて薄肉の(厚さが
マイクロメートル程度またはマイクロメートル以下であ
るような)金属層をコーティングする(金属被覆する)
ことが望ましい。この金属層が十分に薄肉に(厚さがマ
イクロメートル程度またはマイクロメートル以下となる
ように)製作されていると、金属層内でうず電流は実質
的に最小化され、さらに結果的にうず電流に誘導される
振動も最小化される。
は、クライオスタット・シェル7は音響材料からなる層
17により覆い、起こり得る振動を阻止かつ吸収し、こ
れにより室内や患者ボア101への音響ノイズの放出を
防止する。この層17は、音響吸収用に設計されたSo
undcoat Companyによる「Soundf
oam」などの連続気泡フォームなどの材料であり、こ
の実施形態では、概ね6mm〜13mmの厚さである。
さらに、この層17とクライオスタット・シェルの間に
は、ストリップ状にしてクライオスタット・シェルに適
用することが望ましい拘束層減衰(CLD)の層を配置
する。CLDは一般に、音響減衰材料を貼った薄肉のプ
レートより構成される。このCLD材料は、その減衰材
料が薄肉のプレートと減衰させようとする構造体(クラ
イオスタット・シェル7)との間に挟み込まれるように
してその構造体に適用する。この構造体を通じて振動が
伝達されると構造体が屈曲し、構造体と薄肉のプレート
の間に生じたずれにより挟み込まれた音響減衰材料内で
の減衰が起こる。この材料は、音響レベルを増加させる
傾向となることが多い機械的共振の影響を除去するのに
効果的となり得る。さらに別の実施形態では、CLD材
料100は常温ボア4の内側表面に適用する。さらに別
の実施形態では、CLD材料100は傾斜アセンブリ3
の内側表面または外側表面、あるいはこの両方に適用さ
れる。
形態では、振動及びこれに起こる音響ノイズを防止する
ような取り付け配置が不可欠である。例えば、クライオ
スタット・シェルの振動は、患者ボアチューブに対し
て、クライオスタット・シェル7からエンドキャップ1
2を経て患者ボアチューブ1までの機械的経路を介して
も伝達されることがある。マグネット・アセンブリを装
着するための実施の一形態では、エンドキャップ12と
クライオスタット・シェル7の間のシール14により、
確実に傾斜アセンブリの周囲を真空に維持して、さらに
振動隔絶の役割も果たさせることによって、その機械的
経路を遮断することが望ましい。この実施形態では、ク
ライオスタットからの振動の患者ボアチューブへの伝達
が防止されることになる。シール14はクライオスタッ
ト・シェル7とエンドキャップ12の間に隔絶が提供さ
れるように選択する。実施の一形態は、Duromet
er40 Buna−Nゴムやその他同様の材料などの
Oリング(O−ring)材料により製作されたシール
14を含んでいる。
は、患者ボアチューブ1はその内側表面上に配置させ
た、「Soundfoam」などの音響吸収材料層を含
んでいる。患者ボアチューブは、典型的には、FRP
(ガラス繊維強化プラスチック)など剛性であり、導電
性が低いか不導体の材料により製作される。患者ボアチ
ューブ1は、機械的接触や空気を介して患者チューブに
伝えられた振動を増幅させる傾向があるような機械的共
振を有することがある。別の実施形態では、不導体の拘
束層減衰(CLD)100を患者ボアチューブ1の外側
表面や内側表面にストリップの形で適用することにより
患者チューブ共振に対して減衰を導入することができ
る。
する導線による音響ノイズの発生を低下させるための別
の実施形態を表している。傾斜コイルに電源供給する導
線には、典型的には200A以上の大きな電流が流れて
おり、したがって大きなローレンツ力を受けることがあ
る。図1を参照すると、導線やワイヤ(図示せず)はエ
ンドキャップ12のうちの1つを通り、傾斜フィードス
ルー・アセンブリ600を介して導かれている。これら
の導線は外部電源から傾斜アセンブリまで導くことが必
要であり、したがって真空エンクロージャを貫通する必
要がある。傾斜用リードに大きなローレンツ力が生じて
ワイヤを振動させることは望ましくない。傾斜用リード
のフィードスルー・アセンブリがエンドキャップ12に
しっかりと装着されていると、傾斜用リードにかかる力
によりエンドキャップが振動することがある。比較的面
積が大きいエンドキャップの振動により大きな体積の空
気が動かされ大きな強度の音を発生させることがあるた
め、この現象は望ましくない。
ルー・アセンブリ600は、エンドキャップ12への振
動伝達の問題を緩和するように製作される。この実施形
態では、外部電源からの電力がエンドキャップ壁601
を通して伝えられるようにするため、エンドキャップ壁
601上にクリアランス・ホール602を設けている。
ネジ溝付きロッド603は、クリアランス・ホール60
2及びゴム製ディスク604を貫通しており、またネジ
溝付きロッド603は、ラグ607を貫通するように装
着されたワイヤ608に流す電流のための導体の役割を
果たしている。したがって、ワイヤ608、ラグ607
及びネジ溝付きロッド603は電源供給のための伝達経
路の役割を果たす。さらに、フィードスルー・アセンブ
リ600を表面エンドキャップ壁601に確保するため
のワッシャー605及びナット606を設けており、こ
のナット606もまた伝達経路の一部を担っている。エ
ンドキャップ壁601の各側に隣接するように、例え
ば、柔らかなゴム製の締りばめスペーサなどの電気絶縁
材料により製作される一対の隔絶デバイス604があ
る。このゴム製の隔絶材料により、内外方向や傾斜に対
して、フィードスルー・アセンブリの移動範囲を小さく
することができ、これにより振動並びに続いて起こる音
響ノイズを低下できることが望ましい。さらに、隔絶デ
バイス604は真空を保持するための気密シールを形成
する役割も果たしている。
源及び伝搬路は、様々なRFコイルからの信号と、典型
的にはスキャナの外部に配置させるシステムの電子回路
とのインタフェースをとるために使用するクレードル電
子回路ユニット300に起因することがある。典型的に
は、クレードル電子回路ユニット300は、パルス状イ
メージング傾斜を受けた際にうず電流を発生させること
がある金属部分をもつ電子モジュールを含んでおり、こ
れらのうず電流により振動やこれに続き音響を発生させ
ることがある。典型的な電子モジュールの幾つかでは、
典型的には、約50mm以上の寸法をもった金属筐体に
収容された前置増幅器その他の電子回路である可能性も
ある。これらの電子回路が患者寝台104に装着されて
いるか、さもなくば撮影中にイメージング・ボリューム
内に導入されるような、何らかの電子回路移動用キャリ
ッジにしっかりとボルト止めされている場合には、電子
回路の振動によりクレードルまたは寝台が振動すること
がある。クレードルは比較的表面積が大きい場合がある
ため、その振動により音響が発生する効率が高いことが
ある。したがって、振動に関して電子回路を隔絶し、電
子回路からの音が患者やシステムのオペレータに全く到
達しないようにすることが望ましい。
子モジュールは、ユニット300内でその電子モジュー
ルをゴム製パッドなど振動吸収性材料または振動隔絶材
料上に置くことにより隔絶させることが望ましい。こう
したゴムは電子回路の振動のキャリッジへの到達を防ぐ
傾向がある。さらに、独立気泡音響フォームやガラス繊
維詰綿(batting)などの吸音材を、制御ユニッ
ト300の周りに巻き付けることができる。
説明してきたが、当業者であれば、本発明がこれらの実
施形態に限定されないことを理解するであろう。当業者
であれば、上述の実施形態に対して、本発明の範囲に属
するような修正を行うことができることを理解するであ
ろう。
ジング装置の側面断面概略図である。
メージング装置の断面概略図である。
スキャナの側面断面概略図である。
のRFコイル・アセンブリの概略図である。
のRFコイル・アセンブリの概略図である。
の傾斜電流フィードスルー配置の概略図である。
Claims (42)
- 【請求項1】 イメージング・ボリューム(101)を
規定している患者ボアチューブ内に収容した被検体(2
00)の磁気共鳴(MR)画像を作成すると共に撮影中
に発生する音響ノイズを実質的に最小とするためのイメ
ージング装置であって、該イメージング装置は、 静磁場を生成するためのマグネット・アセンブリ(4、
6、7)と、 前記マグネット・アセンブリ内に配置される、MR画像
の作成の際に使用する磁場傾斜を生成するための傾斜コ
イル・アセンブリ(3)と、 前記傾斜コイル・アセンブリと前記患者ボアチューブの
間に収容される、高周波パルスを送信しかつ前記被検体
より誘導されるMR信号を受信するための高周波(R
F)コイル・アセンブリ(2)と、を備えており、 前記マグネット・アセンブリ、前記傾斜コイル・アセン
ブリ及び前記RFコイル・アセンブリのうちの少なくと
も1つは音響ノイズの発生及び伝達を低下させるように
選択的に構成されている、イメージング装置。 - 【請求項2】 前記マグネットコイル・アセンブリ
(4、6、7)、前記傾斜コイル・アセンブリ及び前記
RFコイル・アセンブリの各々は概して円環状で円筒状
に成形されている、請求項1に記載のイメージング装
置。 - 【請求項3】 前記傾斜コイル・アセンブリ(3)は前
記マグネット・アセンブリ内で真空エンクロージャ(1
1)内に配置されており、前記真空は約0.1〜約20
0トル(Torr)の間である、請求項1に記載のイメ
ージング装置。 - 【請求項4】 前記傾斜コイル・アセンブリ(3)を前
記マグネット・アセンブリ(4、5、6、7)内に装着
させると共に振動伝達による音響ノイズを低下させるた
めの少なくとも1つの隔絶装着装置(10)をさらに備
える請求項1に記載のイメージング装置。 - 【請求項5】 前記イメージング・ボリューム内で前記
被検体(200)を導入しかつ支持するための被検体支
持構造(102、104、105、106)であって、
前記患者ボアチューブ(1)の内側表面と該被検体支持
構造の少なくとも一方は音響吸収材料の層を含むように
製作されている被検体支持構造(102、104、10
5、106)をさらに備える請求項1に記載のイメージ
ング装置。 - 【請求項6】 前記マグネット・アセンブリの内側表面
(4)が不導体材料を含む、請求項1に記載のイメージ
ング装置。 - 【請求項7】 前記マグネット・アセンブリの外側表面
(7)が不導体材料を含む、請求項1に記載のイメージ
ング装置。 - 【請求項8】 前記マグネット・アセンブリの外側表面
(7)が大気からの空気及び水蒸気の侵入を防ぐための
薄肉の金属層を有する不導体材料を含む、請求項1に記
載のイメージング装置。 - 【請求項9】 前記RFコイル・アセンブリ(2)が、
音響の要因となるうず電流励起を低下させるように選択
したそれぞれの幅を有している、高周波パルスを送信し
かつ前記被検体(200)内で誘導されたMR信号を受
信するための複数の導体(402、502)を備えてい
る、請求項1に記載のイメージング装置。 - 【請求項10】 前記導体(502)が概ね3mm〜1
2mmの外径を有するCu製チューブを備えている、請
求項9に記載のイメージング装置。 - 【請求項11】 前記導体(402)がCu製ストリッ
プを備えており、かつ前記それぞれの幅が概ね50mm
未満である、請求項9に記載のイメージング装置。 - 【請求項12】 前記RFコイル・アセンブリ(2)
が、 イメージング装置の内部及び周囲の音響ノイズの要因と
なるうず電流励起を低下させるように選択したそれぞれ
の幅を有している、高周波パルスを送信しかつ前記被検
体内で誘導されたMR信号を受信するための複数の導体
(502)と、 前記複数の導体(502)と前記患者ボアチューブ
(1)の間に配置した振動隔絶材料(504)からなる
層と、を備える請求項1に記載のイメージング装置。 - 【請求項13】 前記導体(502)が概ね3mm〜1
2mmの外径を有するチューブを備えている、請求項1
2に記載のイメージング装置。 - 【請求項14】 前記導体及び前記振動隔絶材料(50
4)の層を前記患者ボアチューブ(1)上に固定可能に
保持するための複数のストラップ(505)をさらに備
える、請求項13に記載のイメージング装置。 - 【請求項15】 前記マグネット・アセンブリがさらに
前記静磁場を調整するように前記マグネット・アセンブ
リの内側表面(4)上に固定されたパッシブ・シム・マ
グネット(5)を備え、かつ前記パッシブ・シムが不導
体材料を含んでいる、請求項1に記載のイメージング装
置。 - 【請求項16】 前記マグネット・アセンブリがさら
に、前記静磁場を調整するように前記マグネット・アセ
ンブリの内側表面(4)上に固定されており、不導体材
料と緩衝材料のそれぞれの層から製作されているパッシ
ブ・シム・マグネット(5)を備えている、請求項1に
記載のイメージング装置。 - 【請求項17】 前記患者ボアチューブ(1)が不導体
材料で製作されている、請求項1に記載のイメージング
装置。 - 【請求項18】 前記患者ボアチューブの内側表面
(4)が音響吸収材料の層を含む、請求項1に記載のイ
メージング装置。 - 【請求項19】 前記患者ボアチューブ(1)のそれぞ
れの端部を前記マグネット・アセンブリ(4、6、7)
のそれぞれの端部に装着するための一対のエンドキャッ
プ(12)をさらに備える請求項1に記載のイメージン
グ装置。 - 【請求項20】 前記エンドキャップ(12)と、前記
患者ボアチューブ(1)及び前記マグネット・アセンブ
リ(4、6、7)の前記それぞれの端部との間に配置し
たエンドキャップ・シール(20)をさらに備える請求
項19に記載のイメージング装置。 - 【請求項21】 前記エンドキャップ(12)と、前記
患者ボアチューブ(1)及び前記マグネット・アセンブ
リ(4、6、7)の前記それぞれの端部との間にシール
された間隙を配置している、請求項19に記載のイメー
ジング装置。 - 【請求項22】 前記RFコイル・アセンブリ(2)が
前記患者ボアチューブ(1)と間隔をとった関係をもつ
ように装着されている、請求項1に記載のイメージング
装置。 - 【請求項23】 前記傾斜コイル・アセンブリ(3)が
さらに、外部電源からの傾斜用リードのための振動隔絶
用フィードスルー・アセンブリ(600)を備えてい
る、請求項1に記載のイメージング装置。 - 【請求項24】 前記マグネット・アセンブリがさら
に、前記マグネット・アセンブリの内側表面(4)また
は外側表面(7)の少なくとも一方の周りに配置した拘
束層減衰材料(16)を含んでいる、請求項1に記載の
イメージング装置。 - 【請求項25】 前記患者ボアチューブ(1)の外側表
面または内側表面の少なくとも一方の周りに配置した拘
束層減衰材料(100)をさらに含む請求項1に記載の
イメージング装置。 - 【請求項26】 音響ノイズを低下させるように製作し
た、前記RFコイル・アセンブリ(2)と外部システム
電子回路の間のインタフェースをとるための電子回路ユ
ニット(300)をさらに備える請求項5に記載のイメ
ージング装置。 - 【請求項27】 前記マグネット・アセンブリの内側表
面(4)が大気からの空気及び水蒸気の侵入を防ぐため
の薄肉の金属層を有する不導体材料を含む、請求項1に
記載のイメージング装置。 - 【請求項28】 イメージング・ボリューム(101)
を規定している患者ボアチューブ(1)内に収容した被
検体(200)の磁気共鳴(MR)画像を作成すると共
に撮影中に発生する音響ノイズを実質的に最小とするた
めのイメージング装置であって、 不導体材料からなる内側表面(4)と音響吸収材料(1
7)からなる外側表面(7)を有する、静磁場を生成す
るためのマグネット・アセンブリ(4、6、7)と、 前記マグネット・アセンブリ内の真空エンクロージャ
(11)内に配置される、MR画像の作成の際に使用す
る磁場傾斜を生成するための傾斜コイル・アセンブリ
(3)であって、該傾斜コイル・アセンブリと前記マグ
ネット・アセンブリの間の振動伝達を低下させるために
少なくとも1つの隔絶装着装置(10)により前記マグ
ネット・アセンブリ内に装着されている、傾斜コイル・
アセンブリ(3)と、 前記患者ボアチューブ(1)の外側表面の周りに配置さ
れると共に前記傾斜コイル・アセンブリ(3)内に収容
される、高周波パルスを送信しかつ前記被検体(20
0)より誘導されるMR信号を受信するためのRFコイ
ル・アセンブリ(2)であって、該RFコイル・アセン
ブリのそれぞれの端部は該RFコイル・アセンブリと前
記マグネット・アセンブリの間の音響ノイズの発生及び
伝達を低下させるために前記マグネット・アセンブリの
それぞれの端部に装着されている、RFコイル・アセン
ブリ(2)と、 音響ノイズの発生及び伝達を低下するように構成させ
た、前記イメージング・ボリューム(101)内で前記
被検体(200)を導入しかつ支持するための支持構造
(102、104、105、106)と、を備えるイメ
ージング装置。 - 【請求項29】 前記マグネット・アセンブリ、前記傾
斜コイル・アセンブリ及び前記RFコイル・アセンブリ
により、概して円環状で円筒状の構造を形成している、
請求項28に記載のイメージング装置。 - 【請求項30】 前記患者ボアチューブ(1)の内側表
面と前記被検体支持構造の少なくとも一方は音響吸収材
料の層を含むように製作されている、請求項28に記載
のイメージング装置。 - 【請求項31】 前記マグネット・アセンブリがさらに
前記静磁場を調整するように適応された前記マグネット
・アセンブリの内側表面(4)上に固定されたパッシブ
・シム・マグネット(5)を備え、かつ前記パッシブ・
シムが不導体材料から製作されている、請求項28に記
載のイメージング装置。 - 【請求項32】 前記マグネット・アセンブリがさら
に、前記静磁場を調整するように前記マグネット・アセ
ンブリの内側表面(4)上に固定されており、不導体材
料と緩衝材料のそれぞれの層から製作されているパッシ
ブ・シム・マグネット(5)を備えている、請求項28
に記載のイメージング装置。 - 【請求項33】 振動を減衰させるために、前記患者ボ
アチューブ(1)の外側表面または内側表面の少なくと
も一方、及び前記マグネット・アセンブリの外側表面
(7)または内側表面(4)の少なくとも一方の周りに
配置した拘束層減衰材料(100)をさらに含む、請求
項28に記載のイメージング装置。 - 【請求項34】 前記傾斜コイル・アセンブリ(3)が
さらに、外部電源からの傾斜用リードのための振動隔絶
用フィードスルー・アセンブリ(600)を備えてい
る、請求項28に記載のイメージング装置。 - 【請求項35】 静磁場を発生させるための概して円環
状で円筒状の主マグネットと、前記マグネットの内側表
面(4)内に位置しておりMR画像を作成する際に使用
する磁場傾斜を発生させるための傾斜コイル・アセンブ
リ(3)と、前記傾斜コイル・アセンブリ内に配置され
ており高周波パルスを送信しかつイメージング装置内の
画像化しようとする被検体(200)より誘導されるM
R信号を受信するためのRFコイル・アセンブリ(2)
と、を備えている磁気共鳴イメージング(MRI)シス
テムのためのイメージング装置用のマグネット・アセン
ブリであって、 外側表面(7)と、 音響ノイズの発生及び伝達を低下させるように構成し
た、前記マグネットを前記外側表面に取り付けるための
複数の懸架部材(13)と、を備えるマグネット・アセ
ンブリ。 - 【請求項36】 さらに、前記懸架部材(13)の各々
が、マグネット・アセンブリの振動を隔絶するように懸
架ストラップ(14)に取り付けたブロック塊(15)
を備えている、請求項35に記載のイメージング装置。 - 【請求項37】 前記外側表面(7)が不導体材料を含
む、請求項35に記載のイメージング装置。 - 【請求項38】 静磁場を発生させるための概して円環
状で円筒状の主マグネットと、前記マグネットの内側表
面(4)内に位置しておりMR画像を作成する際に使用
する磁場傾斜を発生させるための傾斜コイル・アセンブ
リ(3)と、を備える磁気共鳴イメージング(MRI)
システムのためのイメージング装置用のRFコイル・ア
センブリであって、該RFコイル・アセンブリは高周波
パルスを送信しかつ前記イメージング装置のイメージン
グ・ボリューム内で画像化しようとする被検体より誘導
されるMR信号を受信するために前記傾斜コイル・アセ
ンブリ内に配置されていると共に、 高周波パルスを送信し、前記被検体から誘導されるMR
信号を受信し、かつ前記イメージング装置内及びその周
りで音響ノイズの要因となるうず電流励起を低下させる
ように選択した幅を有している複数の導体(502)
と、 前記複数の導体と、前記被検体を前記イメージング・ボ
リューム(101)内に受け入れるための患者ボアチュ
ーブ(1)との間に配置した振動隔絶材料(504)か
らなる層と、を備えているRFコイル・アセンブリ。 - 【請求項39】 前記複数の導体(504)が概ね3m
m〜12mmの外径を有するCu製チューブで製作され
ている、請求項38に記載のRFコイル・アセンブリ。 - 【請求項40】 前記導体(402)がCu製ストリッ
プで製作され、かつ前記幅が概ね5mm未満である、請
求項38に記載のイメージング装置。 - 【請求項41】 前記導体(502)及び前記振動隔絶
材料(504)の層を前記患者ボアチューブ(1)上で
固定可能に保持するための複数のストラップ(505)
をさらに備える請求項38に記載のイメージング装置。 - 【請求項42】 前記マグネット・アセンブリが開放マ
グネットである、請求項1に記載のイメージング装置。
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