JP2004173722A

JP2004173722A - Magnetic resonance imaging device

Info

Publication number: JP2004173722A
Application number: JP2002340235A
Authority: JP
Inventors: Hirobumi Motoshiromizu; 博文本白水; Hiroyuki Watanabe; 洋之渡邊; Takeshi Yao; 武八尾; Akira Kurome; 明黒目
Original assignee: Hitachi Ltd; Hitachi Medical Corp
Current assignee: Hitachi Ltd; Hitachi Healthcare Manufacturing Ltd
Priority date: 2002-11-25
Filing date: 2002-11-25
Publication date: 2004-06-24
Anticipated expiration: 2022-11-25
Also published as: JP4178020B2

Abstract

<P>PROBLEM TO BE SOLVED: To prevent vibration caused by vibration of a gradient magnetic field coils from deteriorating an MR image in an MRI device. <P>SOLUTION: The MRI device has ring-shaped generation sources 1a, 1b for electrostatic magnetic field which are arranged to face each other in the vertical direction, and the gradient magnetic field coils 6a, 6b and high-frequency coils 8a, 8b which are arranged on the inner diameter side of these generation sources 1a, 1b for the electrostatic magnetic field and disposed to face each other in the vertical direction. The generation sources 1a, 1b for the electrostatic magnetic field, the gradient magnetic field coils 6a, 6b, and the high-frequency coils 8a, 8b are held with a pair of magnetic plates 3a, 3b. The magnetic plates 3a, 3b are connected with each other by a columnar yoke 4. The gradient magnetic field coils 6a, 6b have base plates 11a, 11b which are vibration suppressing means. <P>COPYRIGHT: (C)2004,JPO

Description

【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、磁気共鳴イメージング装置（以下、ＭＲＩ装置と称す）に関する。
【０００２】
【従来の技術】
特許文献１に記載の従来の開放型ＭＲＩ装置では、被検体が撮像のために入る空間の開放性を高めるために、均一な静磁場を発生する静磁場発生源と、均一な磁場領域に傾斜した磁場を発生する円板状の傾斜磁場コイルを均一磁場領域を挟み上下に対向して配置している。
【０００３】
開放型ＭＲＩ装置の傾斜磁場コイルが振動を生じやすいので、特許文献２では傾斜磁場コイルの振動を抑制するために、傾斜磁場コイルの剛性を高めて振動振幅の大きな位置を固定している。また、特許文献３では傾斜磁場コイルの振動が静磁場発生源に伝播するのを抑制するために、静磁場発生源の外側に鉄板と鉄柱を有する磁気シールドを配設し、静磁場発生源と傾斜磁場コイルを鉄板で支持している。
【特許文献１】
特開平９−２６２２２３号公報
【特許文献２】
特開２００１−１４９３３４号公報
【特許文献３】
特開２００２−１７７０９号公報
【０００４】
【発明が解決しようとする課題】
上記従来技術の中で特許文献２に記載のＭＲＩ装置では、傾斜磁場コイルがボルト等を介して静磁場発生源に取付けられるので、直接傾斜磁場コイルの振動が静磁場発生源に伝播し、静磁場発生源が励振される。特に、傾斜磁場コイルの振動を抑制するために剛に固定すればする程傾斜磁場コイル振動の静磁場発生源への伝播が大きくなる。
【０００５】
特許文献３に記載のＭＲＩ装置では、傾斜磁場コイル振動が静磁場発生源に直接的に伝播するのを低減できる。しかしながら、傾斜磁場コイルに流す電流の振動数と傾斜磁場コイルの固有振動数と磁気シールドの固有振動数が一致すると、傾斜磁場コイル振動により磁気シールドが励振される。そして、磁気シールドに取り付けられた静磁場発生源も振動されるおそれを生じる。
【０００６】
本発明は上記従来技術の不具合に鑑みなされたものであり、その目的はＭＲＩ装置の傾斜磁場コイルで発生した振動を低減することにある。本発明の他の目的は、傾斜磁場コイルで発生した振動の静磁場発生源への伝播を低減することにある。
【０００７】
【課題を解決するための手段】
上記目的を達成する本発明の特徴は、上下に対向して配置されたリング状の静磁場発生源と、この静磁場発生源の内径側に配置され上下に対向して配置された傾斜磁場コイルおよび高周波コイルと、静磁場発生源と傾斜磁場コイルと高周波コイルを保持する一対の磁気プレートと、この磁気プレートを互いに接続する柱状継鉄とを備えた開放型のＭＲＩ装置において、傾斜磁場コイルに振動抑制手段を設けたことにある。
【０００８】
そしてこの特徴において、振動抑制手段は、傾斜磁場コイルの両面に配置されるベースプレートと、傾斜磁場コイルを磁気プレートから所定距離離隔させるスペーサ手段とを含むのが好ましい。さらに、スペーサ手段は、複数個の円筒または複数のリングであってもよい。上記特徴において、振動抑制手段は、傾斜磁場コイル状に配置した複数の梁状のベースプレートを含み、このベースプレートはセラミック製であってもよい。
【０００９】
上記目的を達成する本発明の他の特徴は、対向して配置され撮像空間に磁場を発生するリング状の一対の静磁場発生源と、この静磁場発生源を支持する静磁場発生源支持構造物と、撮像空間に傾斜した磁場を発生する傾斜磁場コイルとを有するＭＲＩ装置において、傾斜磁場コイルに平板状または梁状のベースプレートを取り付けたことにある。
【００１０】
そしてこの特徴において、傾斜磁場コイルの最低次の固有振動数を、静磁場発生源支持構造物の最低次の固有振動数より大きくするのが好ましく、傾斜磁場コイルとベースプレートとの間に減衰材を配置してもよい。
【００１１】
上記いずれかの特徴において、傾斜磁場コイルに流す撮像シーケンス電流を周波数分析し、静磁場発生源支持構造物の固有振動数の電流成分を許容値以下に制御する制御手段を設けるのが望ましい。
【００１２】
上記目的を達成するための本発明のさらに他の特徴は、上下に対向して配置された静磁場発生源と、この静磁場発生源の上下方向内側に配置され上下に対向して配置された傾斜磁場コイルおよび高周波コイルと、静磁場発生源と傾斜磁場コイルと高周波コイルを保持する一対の磁気プレートと、この磁気プレートを互いに接続する１または２本の柱状継鉄とを備えた開放型の磁気共鳴イメージング装置において、傾斜磁場コイルに振動抑制手段を設けたものである。
【００１３】
【発明の実施の形態】
ＭＲＩ装置では、静磁場強度を高めてＭＲＩ画像を高精度化する傾向にある。例えば、静磁場強度を０．５Ｔまで高めることが可能なＭＲＩ装置では、高精度化のために、許容磁場変動量が０．０１ｐｐｍ程度となる。この量を許容振動量に換算すると、１０￣^２μｍオーダーに相当する。つまり、高精度なＭＲＩ装置では、１／１０μｍ以下の振動しか許容されていない。
【００１４】
そこでこのような低振動を実現する本発明に係るＭＲＩ装置の一実施例を、以下に示す。図１は、ＭＲＩ装置の縦断面図、図２は図１に示したＭＲＩ装置の斜視図である。なお、図１は図２のＡ−Ａ断面である。均一磁場領域の中心を原点とし、垂直方向をＺ軸、左右方向にＸ軸、前後方向（奥行方向）をＹ軸とする。
【００１５】
ＭＲＩ装置では、一対の円柱状の磁気プレート３ａ，３ｂを上下に配置し、磁気プレート３ａ，３ｂの一部を柱状継鉄で連結している。図１に示すように、断面コの字型の形状となっている。磁気プレート３ａ，３ｂは、対向する面のの外径側でリング状の静磁場発生源１ａ、１ｂを保持している。静磁場発生源１ａ，１ｂの内周側位置で、１対のリング状のポールピース５ａ，５ｂが磁気プレート３ａ、３ｂに対向して取付けられている。
【００１６】
ポールピース５ａ，５ｂのさらに内径側の磁気プレート３ａ，３ｂ面には、円板状のシムトレイ７ａ，７ｂと高周波コイル８ａ，８ｂ間にベースプレート１１ａ，１１ｂ，傾斜磁場コイル６ａ，６ｂ、ベースプレート１２ａ，１２ｂを積層した積層体が、高周波コイル８ａ，８ｂ面を対向させて取付けられている。ベースプレート１１ａ，１１ｂ，１２ａ，１２ｂは円板状をしており、プラスチックやセラミック等の適度な剛性を有する非磁性や非金属の材料である。
【００１７】
このように構成した本実施例では、上下に対向して配置された磁場発生源１ａ，１ｂが、このＭＲＩ装置の垂直方向（高さ方向）に静磁場を発生させる。なお、上下に配置した静磁場発生源１ａ、１ｂの距離を人間の背腹方向厚みよりも大きくし、柱状継鉄４を磁気プレート３ａ，３ｂの中心から離して配置して、被検体が入る空間の開放性を高めている。柱状継鉄４は上下の磁気プレート３ａ、３ｂを機械的に支持するだけではなく、磁気的に連結する。静磁場発生源１ａ、１ｂ、磁気プレート３ａ、３ｂおよび柱状継鉄４は、上下の静磁場発生源１ａ，１ｂ間に垂直方向の均一磁場発生領域２を発生可能な磁気回路を構成する。
【００１８】
なお上記実施例では、１本の柱状継鉄４で磁気プレート３ａ、３ｂを支持しているが、開放性を損なわないなら複数本の柱状継鉄４を用いてもよい。磁気プレート３ａ，３ｂおよび柱状継鉄４を一体化した静磁場発生源支持構造物に静磁場発生源１ａ，１ｂを取り付けているが、磁気プレートと柱状継鉄を省いて直接上下の静磁場発生源１ａ，１ｂを連結支持してもよい。この場合、静磁場発生源１ａ，１ｂと静磁場発生源を連結支持する構造物を合わせて、静磁場発生源支持構造物とする。さらに、図３に示すように、ベースプレート１１ｃ，１１ｄ，１２ｃ，１２ｄを梁状とし、周方向に４箇所、ほぼ均等配置する。これにより、図１０（ａ）に示し節直径１次モードの振動を低減できる。また、中央部に円板状のベースプレート１１ｅ、１２ｅを配置して、同図（ｂ）に支援す節円１次モードの振動を低減する。この構成は、大径の円板をセラミクス製とすることが困難な場合に有効である
上記実施例では、静磁場発生源１ａ，１ｂを超電導磁石としたが、常電導磁石や永久磁石でもよい。垂直方向（上下方向）に静磁場が発生するように各構成部材を配置したが、水平方向に静磁場が発生するように各構成部材を配置してもよい。なお図１では、超伝導コイルを極低温状態に保持するクライオスタットのみ図示し、超伝導コイルは図示を省略した。
【００１９】
ポールピース５ａ、５ｂは、良好な均一磁場を得るためのもので、鉄で構成されリング状をしている。傾斜磁場コイル６ａ、６ｂは、ＭＲ信号に位置情報を付与するために、傾斜磁場を静磁場に重畳する。傾斜磁場コイル６ａ，６ｂは、それぞれＸ、Ｙ、Ｚ方向に傾斜した磁場を発生するコイル（導体）を樹脂等でモールドして、円板状に一体形成されている。
【００２０】
傾斜磁場コイル６ａ，６ｂと磁気プレート３ａ，３ｂとの間には、所定間隔が形成されている。この間隔には、均一磁場領域の磁場の均一性を調整する図示しない磁場調整用の磁石または磁性材（図示せず。以下、整磁材という）が配置される。整磁材は、シムトレイ７ａ、７ｂ上もしくはシムトレイ内にネジ止めや接着される。
【００２１】
被検体に面して配置される平板状の高周波コイル８ａ、８ｂは、被検体の検査部位の原子核を共鳴励起するための高周波磁場を発生させる。高周波コイル８ａ，８ｂは、所定機能を果たすため傾斜磁場コイル６ａ，６ｂから所定の距離だけ離隔して配置される。
【００２２】
本実施例では、傾斜磁場コイル６ａ，６ｂにベースプレート１１ａ，１１ｂ，１２ａ，１２ｂを取り付けて一体化したので、傾斜磁場コイル６ａ，６ｂ単体時よりも剛性が大きくなり、傾斜磁場コイル６ａ，６ｂの振動を低減できる。ベースプレート１１ａ，１１ｂ，１２ａ，１２ｂを傾斜磁場コイル６ａ，６ｂと同じ形状にすれば、一体化部の剛性が板厚の３乗に比例して大きくなることより、傾斜磁場コイル１１ａ，１１ｂ，１２ａ，１２ｂの振動をさらに低減できる。
【００２３】
傾斜磁場コイル６ａ，６ｂにベースプレート１１ａ，１１ｂ，１２ａ，１２ｂを接触させて一体化しているので、傾斜磁場コイル６ａ，６ｂが振動すると傾斜磁場コイル６ａ，６ｂとベースプレート１１ａ，１１ｂ，１２ａ，１２ｂ間に摩擦が発生する。そして、傾斜磁場コイル６ａ，６ｂの振動エネルギーが摩擦により熱エネルギーに変換される。
【００２４】
これにより、傾斜磁場コイル６ａ，６ｂの振動エネルギーが放散されるので傾斜磁場コイル６ａ，６ｂの振動が低減する。傾斜磁場コイル６ａ，６ｂとベースプレート１１ａ，１１ｂ，１２ａ，１２ｂとが摩擦したときに振動減衰させるためには、傾斜磁場コイル６ａ，６ｂにベースプレート１１ａ，１１ｂ，１２ａ，１２ｂを接着するのではなく、ボルトで固定し一体化するのがよい。また、ベースプレート１１ａ，１１ｂ，１２ａ，１２ｂの剛性を傾斜磁場コイル６ａ，６ｂの剛性より高くすれば、ベースプレート１１ａ，１１ｂ，１２ａ，１２ｂが傾斜磁場コイル６ａ，６ｂの変形を抑制するので、さらに傾斜磁場コイル６ａ，６ｂの振動を低減できる。
【００２５】
本実施例では、ベースプレート１１ａ，１１ｂ，１２ａ，１２ｂを、傾斜磁場コイル６ａ，６ｂのシムトレイ７ａ，７ｂ側と高周波コイル８ａ，８ｂ側の双方の面に取り付けている。ベースプレート１１ａ，１１ｂ，１２ａ，１２ｂは、傾斜磁場コイルと同じく平板状が望ましいが、図示したように梁状でもよい。ベースプレート１１ａ，１１ｂ，１２ａ，１２ｂをセラミックで製作するときは、加工工程やコストを考慮して梁状とする。その際、ベースプレート１１ａ，１１ｂ，１２ａ，１２ｂを、振動の腹を抑えるように傾斜磁場コイル６ｂ上に配置する。図３では、節円１次モードと節直径１次モードの腹の位置にベースプレート１１ａ，１１ｂ，１２ａ，１２ｂを配置している。
【００２６】
図４に、ＭＲＩ装置の下部に設けた傾斜磁場コイル６ｂ部の詳細縦断面を示す。整磁材を、シムトレイ７ｂ上に配置する。傾斜磁場コイル６ｂのシムトレイ７ｂ側にベースプレート１１ｂを取り付けて一体化し、この一体化した傾斜磁場コイル６ｂをシムトレイ７ｂ上に配置したスペーサ１３を介して磁気プレート３ｂに取り付ける。この取付けには、スタッドと一体化した貫通ボルト１４を用いる。
【００２７】
貫通ボルト１４は、一端側が磁気プレート３ｂにねじ込まれ他端側に雌ねじが形成されたスタッドと、傾斜磁場コイル６ｂの下面で結合されている。これにより、貫通ボルト１４が傾斜磁場コイル６ｂと接触するのを防止している。傾斜磁場コイル６ｂとベースプレート１１ｂを一体化するときは、傾斜磁場コイル６ｂにベースプレート１１ｂをボルトで固定するようにしてもよい。スペーサ１３は、ベースプレート１１ｂをシムトレイ７ｂから離隔して、整磁材に必要な距離を確保するために用いる。
【００２８】
傾斜磁場コイル６ｂをボルト等で直接磁気プレート３ｂに固定していないので、傾斜磁場コイル６ｂの振動が直接磁気プレート３ｂに伝播する量を低減できる。つまり、傾斜磁場コイル６ｂとベースプレート１１ｂ間の摩擦やボルト固定部のガタ等で振動が減衰し、磁気プレート３ｂに伝播する振動を低減できる。
【００２９】
スペーサ１３は円筒状であり、ベースプレート１１ｂとスペーサ１３を含む系の剛性が高まるように、図６に示すように、ベースプレート１１ｂの中心部と、外周部と、その中間部とに配置する。スペーサ１３の本数が多いほど、また断面積が大きいほど傾斜磁場コイル６ｂへの取付部材の剛性が高まる。このようにスペーサ１３を配置したので、少ないスペーサ１３数でベースプレート１１ｂとシムトレイ７ｂ間に形成されるシミング領域を確保できる。また、傾斜磁場コイル６ｂの取付部材の剛性も確保できる。
【００３０】
スペーサ１３の他の例を、図７に示す。図６に示した実施例の複数本のスペーサ１３の代わりに、リング状のスペーサ１３ｘ、１３ｙを外周部および中間位置に配している。本実施例によれば、傾斜磁場コイル６ｂの取付部材の剛性をさらに高めることができ、傾斜磁場コイル６ｂの振動を低減できる。
【００３１】
銅板に導体パターンに沿って溝を切削加工し、その溝に樹脂等を流し込んで傾斜磁場コイル６ｂを一体形成する。または円板状の樹脂に溝を切削加工した後、その溝に導体を保持させ、接着剤で固定して一体形成する。傾斜磁場コイル６ｂを磁気プレート３ｂに直接取り付けるときは、磁気プレート３ｂに取り付けたスタット゛と一体化した貫通ボルト１４を傾斜磁場コイル６ｂに貫通させ、ナットで固定する。この場合、簡単にシミング領域を確保できる。また、傾斜磁場コイル６ｂを所定の位置に位置決めできる。
【００３２】
ただし、傾斜磁場コイル６ｂの導体には大電流が流れるので、スタッドを樹脂で固定する。そしてこの固定点に歪が集中するが、樹脂の剛性は導体に比べて低いので傾斜磁場コイル６ｂとナットを含む系の剛性が低下する。しかしながら、傾斜磁場コイル６ｂをベースプレート１１ｂ面で固定すると、局所的な低剛性部分の影響がなくなり、傾斜磁場コイル６ｂ本来の剛性を維持できる。
【００３３】
傾斜磁場コイル６ｂの固定ボルト穴は、導体部を避けて設けられなければならない。そのため、傾斜磁場コイル６ｂに形成された導体パターンにより、ボルト穴位置は制約される。傾斜磁場コイル６ｂをボルトで磁気プレート３ｂに直接取り付けるときには、必ずしも振動低減上有効な位置にボルトを配置できない、またはボルト位置を優先すると導体パターン設計が制約されるという不具合を生じるおそれがある。
【００３４】
本実施例によれば、傾斜磁場コイル６ｂの導体パターンの制約が少なくなるので、スペーサ１３を傾斜磁場コイル６ｂの振動低減上有効な位置に配置でき、傾斜磁場コイル６ｂの導体パターン設計の自由度が増す。また、傾斜磁場コイル６ｂの振動を低減できる。
【００３５】
なお、ベースプレート１１ｂとシムトレイ７ｂの間に、ダッシュポットなどの傾斜磁場コイル６ｂの面外方向の振動を減衰可能な部材を設けるのがよい。そして、一部のスペーサ１３の代わりに、減衰部材を用いて支持するようにする。このようにすれば、減衰部材が傾斜磁場コイルの振動エネルギを消散するので、傾斜磁場コイルの振動が低減する。減衰部材を、傾斜磁場コイル６ｂと一体化して振動するベースプレート１１ｂの振動が大きくなる位置に取付ける。また本実施例では、傾斜磁場コイル６ｂと高周波コイル８ｂの間に、第２のベースプレート１２ｂを設けている。傾斜磁場コイル６ｂに高周波コイル８ｂと第２のベースプレート１２ｂの剛性が追加されるので、さらに傾斜磁場コイル６ｂの剛性が高められる。
【００３６】
本発明に係る傾斜磁場コイル部の他の実施例を、図５に示す。本実施例では、整磁材をシムトレイ内７ｂに収容している。傾斜磁場コイル６ｂ、ベースプレート１１ｂ及びシムトレイ７ｂは積層され、これらを貫通ボルト１４で磁気プレートに固定する。傾斜磁場コイル６ｂとベースプレート１１ｂは、他のボルトを用いて一体化されてもよい。
【００３７】
本実施例によれば、ベースプレート１１ｂがスペーサの役割を果たす。ベースプレート１１ｂの厚さを所定量に設定することにより、傾斜磁場コイル６ｂをシムトレイ７ｂから所定距離だけ離隔できる。傾斜磁場コイル６ｂにベースプレート１１ｂとシムトレイ７ｂを積層する構造としたので、ベースプレート１１ｂとシムトレイ７ｂの剛性が傾斜磁場コイル６ｂの剛性に付加され、傾斜磁場コイル６ｂの剛性が増大する。傾斜磁場コイル６ｂと高周波コイル８ｂの間には、第２のベースプレート１２ｂを設けて、高周波コイル８ｂと第２のベースプレート１２ｂも一体化している。これにより、傾斜磁場コイルの剛性がさらに増大する。
【００３８】
ところで、傾斜磁場コイル６ａ，６ｂでは、図１０に示す最低次の面外方向の弾性変形モードが発生する。ここで、同図（ａ）は節円１次モードを表し、図中の丸＋部が紙面手前側への変形であり、丸−部は紙面奥行き側の変形である。このモードにおいては、左右の変位が紙面前後方向に反対になる。同図（ｂ）は、節直径１次モードを表し、丸＋部は（ａ）図同様、紙面手前側への変形である。このモードでは中央部が紙面前後方向に変位する。これらの節円１次モードもしくは節直径１次モードを、傾斜磁場コイルの最低次固有モードと称す。
【００３９】
一方、図８に示すように、磁気プレート３１ａ，３１ｂと柱状継鉄３２を有する静磁場発生源支持構造物４０には、柱状継鉄の曲げ１次モードが発生する。ここで、同図（ａ）は、図１と同様の方向における曲げ変形を誇張して示したものであり、同図（ｂ）は（ａ）図の方向に直角な方向における曲げ変形を誇張して示したものである。この図１０で示したモードを、静磁場発生源支持構造物４０の最低次固有モードと称す。
【００４０】
傾斜磁場コイル６ａ，６ｂの振動に起因する磁気プレート３１ａ，３１ｂの振動は、傾斜磁場コイル６ａ，６ｂに流れる電流の基本振動数と、傾斜磁場コイル６ａ，６ｂの最低次固有モードの振動数と、静磁場発生源支持構造物４０の最低次固有モードの振動数が一致した時に、極めて大きい。そこで、傾斜磁場コイル６ａ，６ｂの最低次固有モードの振動数を、静磁場発生源支持構造物４０の最低次固有モードの振動数より大きくして共振を避ける。これにより、傾斜磁場コイル６ａ，５ｂが振動して磁気プレート３１ａ，３１ｂの振動が極大化することを回避でき、磁気プレート３１ａ，３１ｂの振動に起因する静磁場発生源の振動を抑制でき、安定したＭＲ画像が得られる。
【００４１】
共振を避けるためには、傾斜磁場コイル６ａ，６ｂまたは静磁場発生源支持構造物４０のいずれかの固有振動数を共振周波数より小さくするか大きくすればよい。しかしながら、固有振動数を小さくすると傾斜磁場コイル６ａ，６ｂまたは静磁場発生源支持構造物４０の振動が大きくなる。そこで、傾斜磁場コイル６ａ，６ｂまたは静磁場発生源支持構造物４０のいずれかの固有振動数を大きくする。磁気プレート３１ａ，３１ｂと柱状継鉄３２を含む静磁場発生源支持構造物４０の固有振動数は、磁場均一度、漏洩磁場、開放性、寸法及び重量等の制約から大きくすることが困難である。
【００４２】
これに対し、ベースプレート１１ａ，１１ｂと一体化した傾斜磁場コイル６ａ，６ｂの固有振動数は、傾斜磁場コイル６ａ，６ｂまたはベースプレート１１ａ，１１ｂの形状と材質を変えれば固有振動数を大きくすることができる。傾斜磁場コイル６ａ，６ｂとベースプレート１１ａ，１１ｂが円板状ｄであれば、傾斜磁場コイル６ａ，６ｂまたはベースプレート１１ａ，１１ｂの径を小さくするか、板厚を大きくするか、ヤング率を大きくするかまたは密度を小さくすればよい。
【００４３】
傾斜磁場コイル６ａ，６ｂの最低次固有モードの振動数を、静磁場発生源支持構造物４０の最低次固有モード振動数の√２倍以上にすれば、傾斜磁場コイル６ａ，６ｂの励振力が静磁場発生源支持構造物４０に伝達する振動伝達率が１以下となる。傾斜磁場コイル６ａ，６ｂの振動に起因する励振力が静磁場発生源支持構造物４０へ伝わるのを防止でき、振動絶縁することができる。これにより、静磁場発生源１ａ，１ｂの振動を低減することができる。
【００４４】
上下に配置した静磁場発生源１ａ、１ｂが相対的に変位すれば磁場変動が生じる。この変動量が大になると、ＭＲ画像が劣化する。傾斜磁場コイル６ａ，６ｂの振動は磁気プレート３ａ，３ｂへの加振力であるから、上下の傾斜磁場コイル６ａ，６ｂの固有振動数が同じ場合には、上下の磁気プレート３ａ，３ｂが同時に最大の加振力で加振される。このとき、上下の磁気プレート３ａ，３ｂ間の相対変位が最大になる。上下の傾斜磁場コイル６ａ，６ｂの固有振動数を互いに異ならせると、上下の磁気プレート３ａ，３ｂが同時に最大加振力で励振されるのを回避でき、静磁場発生源の相対変位が大きくなるのを防止できる。
【００４５】
上側の傾斜磁場コイル６ａの固有振動数を下側の傾斜磁場コイル６ｂ系の固有振動数より大きくすれば、下側の傾斜磁場コイル６ｂより上側の傾斜磁場コイル６ａの振動を小さくすることができる。下側の磁気プレート３ｂは床面に直接的または間接的に固定される。上側の磁気プレート３ａは柱状継鉄４でだけ支持されているので、下側の磁気プレート３ｂに比べて振動が大きい。振動が大きい上側の磁気プレート３ａへの励振力を小さくすれば、上下の静磁場発生源の相対変位を効率良く低減できる。
【００４６】
本発明に係るＭＲＩ装置の他の実施例を、図１１を用いて説明する。図１１は、傾斜磁場コイル６ｂ部の縦断面図である。本実施例が上記実施例と異なるのは、傾斜磁場コイル６ｂとベースプレート１１ｂの間に減衰材１５を設けたことにある。具体的には、ペースプレート１１ｂを、ベースプレート固定ボルト１８を用いてスペーサ１３及びシムトレイ７ｂを介して磁気プレート３ｂに固定する。次いで、ベースプレート１１ｂを傾斜磁場コイル６ｂにゴム１６を介してボルト１７で固定する。
【００４７】
傾斜磁場コイル６ｂの振動は、減衰材１５により低減される。減衰材１５の曲げ変形や伸縮変形を利用するよりも減衰材の１５せん断変形を利用する方が、減衰効果が大きい。本実施例では、減衰材１５を傾斜磁場コイル６ｂとベースプレート１１ｂ間に挟んでいるので、傾斜磁場コイル６ｂの表面に減衰材１５を貼っただけより傾斜磁場コイル６ｂの振動減衰が大きい。減衰材１５を設けたので、傾斜磁場コイル６ｂの振動がベースプレート３ｂに伝播するのを低減できる。また、ゴム１６により振動絶縁効果が増す。
【００４８】
図９を用いて、傾斜磁場コイル６ａ，６ｂに流す撮像シーケンス電流の周波数分析をし、静磁場発生源支持構造物４０の固有モード振動数の電流成分を予め定めた基準値以下になるようにする本発明の他の実施例を説明する。図９（ａ）は、撮像シーケンス電流パターンであり、同図（ｂ）はその周波数分析結果である。Ｔは周期であり、ｆ１、ｆ２、…は固有振動数およびその逓倍値である。
【００４９】
磁場変動があっても利用できるＭＲ画像が得られる限界として、磁場発生源支持構造物４０の固有モード振動における振動許容値を求める。それとともに、固有モード振動と傾斜磁場コイル６ａ，６ｂの電流値との関係を求める。これらの関係から、静磁場発生源支持構造物４０の固有モードの振動許容値における傾斜磁場コイル６ａ，６ｂの電流値（許容値）を求める。傾斜磁場コイル６ａ，６ｂの電流値と静磁場発生源支持構造物４０の振幅は、一般に線形である。
【００５０】
撮像シーケンス電流を周波数分析し、静磁場発生源支持構造物４０の固有モード振動数の電流成分を許容値以下まで低減して、磁場変動によるＭＲ画像の劣化を回避する。
【００５１】
図１２に、本発明のさらに他の実施例を示す。図１２の上側の図は上面図であり、下側の図はそのＢ−Ｂ断面図である。本発明が上記実施例と相違するのは、静磁場発生源１ｘ、１ｙ、４１が磁気プレートおよび柱状継鉄の代わりの構造材の役目も果たすようにしたことにある。つまり、円板状の静磁場発生源１ｘ、１ｙを上下に配置し、この２つの静磁場発生源１ｘ、１ｙ間を平行に配置した２本の垂直部４１で連接している。また、撮影空間の開放性を高めるために、連結部４１を均一磁場領域２から遠ざけている。本実施例においても、図１等に示した実施例と同様に図８に示した振動モードが発生するおそれがあるが、その量を上記各減衰手段により低減できる。
【００５２】
上記各実施例によれば、傾斜磁場コイルの振動に起因する静磁場発生源支持構造物の振動を低減したので、良質なＭＲ画像が得られる。なお、上記各実施例では下側の傾斜磁場コイル６ｂについて説明したが、上側の傾斜磁場コイルについても同様に取り扱えることは言うまでもない。また、上記各実施例は例示的なものであり、本発明を限定するものではない。本発明の真の精神および範囲内に存在する変形例は、すべて特許請求の範囲に含まれる。
【００５３】
【発明の効果】
以上説明したように本発明によれば、傾斜磁場コイルで発生した振動が静磁場発生源に伝播するのを低減するとともに、静磁場発生源支持構造物の振動を低減したので、傾斜磁場コイルの振動に起因するＭＲ画像の劣化を防止できる。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明に係るＭＲＩ装置の一実施例の縦断面図である。
【図２】図１に示した実施例の斜視図である。
【図３】図１に示した実施例に用いる傾斜磁場コイル部の上面図である。
【図４】図１に示した実施例の傾斜磁場部の詳細縦断面図である。
【図５】傾斜磁場部の他の実施例の縦断面図である。
【図６】図１に示した実施例に用いるベースプレート部の上面図である。
【図７】ベースプレート部の他の実施例の上面図である。
【図８】静磁場発生源支持構造物の振動を説明する図である。
【図９】撮像シーケンス電流を説明する図である。
【図１０】傾斜磁場コイルの振動を説明する図である。
【図１１】傾斜磁場部のさらに他の実施例の縦断面図である。
【図１２】傾斜磁場部のさらに他の実施例の縦断面図である。
【符号の説明】
１ａ，１ｂ…静磁場発生源、２…均一磁場領域、３ａ，３ｂ…磁気プレート、４…柱状継鉄、５ａ，５ｂ…ポールピース、６ａ，６ｂ…傾斜磁場コイル、７ａ，７ｂ…シムトレイ、８ａ，８ｂ…高周波コイル、１１ａ，１１ｂ、１２ａ，１２ｂ…ベースプレート、１３…スペーサ、１５…減衰材、３１ａ，３１ｂ…磁気プレート、３２…柱状継鉄、４０…静磁場発生源支持構造。[0001]
TECHNICAL FIELD OF THE INVENTION
The present invention relates to a magnetic resonance imaging apparatus (hereinafter, referred to as an MRI apparatus).
[0002]
[Prior art]
In the conventional open-type MRI apparatus described in Patent Literature 1, a static magnetic field source for generating a uniform static magnetic field and a tilted uniform magnetic field region are provided in order to increase the openness of a space into which an object enters for imaging. A disk-shaped gradient magnetic field coil for generating a generated magnetic field is disposed to face up and down with a uniform magnetic field region interposed therebetween.
[0003]
Since the gradient magnetic field coil of the open type MRI apparatus tends to generate vibration, in Patent Document 2, in order to suppress the vibration of the gradient magnetic field coil, the rigidity of the gradient magnetic field coil is increased and the position where the vibration amplitude is large is fixed. In Patent Document 3, a magnetic shield having an iron plate and an iron column is provided outside the static magnetic field generation source to suppress the propagation of the vibration of the gradient magnetic field coil to the static magnetic field generation source. The gradient coil is supported by an iron plate.
[Patent Document 1]
JP-A-9-262223
[Patent Document 2]
JP 2001-149334 A
[Patent Document 3]
JP 2002-17709 A
[0004]
[Problems to be solved by the invention]
In the above-mentioned prior art, in the MRI apparatus described in Patent Literature 2, since the gradient magnetic field coil is attached to the static magnetic field generation source via bolts or the like, the vibration of the gradient magnetic field coil directly propagates to the static magnetic field generation source, The magnetic field source is excited. In particular, the more rigidly the gradient magnetic field coil is fixed to suppress vibration, the greater the propagation of the gradient magnetic field coil vibration to the static magnetic field generation source.
[0005]
In the MRI apparatus described in Patent Literature 3, the propagation of the gradient coil vibration directly to the static magnetic field generation source can be reduced. However, when the frequency of the current flowing through the gradient magnetic field coil, the natural frequency of the gradient magnetic field coil, and the natural frequency of the magnetic shield match, the magnetic shield is excited by the gradient magnetic field coil vibration. Then, the static magnetic field generation source attached to the magnetic shield may be vibrated.
[0006]
SUMMARY OF THE INVENTION The present invention has been made in view of the above-mentioned disadvantages of the related art, and has as its object to reduce vibration generated in a gradient coil of an MRI apparatus. Another object of the present invention is to reduce the propagation of vibration generated by a gradient magnetic field coil to a static magnetic field generation source.
[0007]
[Means for Solving the Problems]
The feature of the present invention that achieves the above object is that a ring-shaped static magnetic field source arranged vertically opposed and a gradient magnetic field coil arranged on the inner diameter side of the static magnetic field source and arranged vertically opposed And a high-frequency coil, a static magnetic field source, a gradient magnetic field coil, and a pair of magnetic plates for holding the high-frequency coil, and a columnar yoke connecting the magnetic plates to each other. That is, vibration suppression means is provided.
[0008]
In this aspect, the vibration suppressing means preferably includes a base plate disposed on both sides of the gradient magnetic field coil, and a spacer means for separating the gradient magnetic field coil from the magnetic plate by a predetermined distance. Further, the spacer means may be a plurality of cylinders or a plurality of rings. In the above feature, the vibration suppressing unit includes a plurality of beam-shaped base plates arranged in a gradient magnetic field coil shape, and the base plate may be made of ceramic.
[0009]
Another feature of the present invention that achieves the above object is a pair of ring-shaped static magnetic field sources that are arranged to face each other and generate a magnetic field in an imaging space, and a static magnetic field source support structure that supports the static magnetic field sources In an MRI apparatus including an object and a gradient magnetic field coil for generating a gradient magnetic field in an imaging space, a flat plate or a beam-like base plate is attached to the gradient magnetic field coil.
[0010]
In this feature, it is preferable that the lowest-order natural frequency of the gradient magnetic field coil be larger than the lowest-order natural frequency of the static magnetic field source support structure, and an attenuating material is provided between the gradient magnetic field coil and the base plate. It may be arranged.
[0011]
In any one of the above features, it is desirable to provide a control unit that analyzes the frequency of the imaging sequence current flowing through the gradient magnetic field coil and controls the current component of the natural frequency of the static magnetic field generation source support structure to be equal to or less than an allowable value.
[0012]
Still another feature of the present invention for achieving the above object is that a static magnetic field source arranged vertically opposed and a vertically arranged inside of the static magnetic field source are arranged vertically opposed. An open type including a gradient magnetic field coil and a high frequency coil, a pair of magnetic plates for holding a static magnetic field generating source, a gradient magnetic field coil and a high frequency coil, and one or two columnar yoke connecting the magnetic plates to each other. In the magnetic resonance imaging apparatus, a gradient coil is provided with vibration suppression means.
[0013]
BEST MODE FOR CARRYING OUT THE INVENTION
In MRI apparatuses, there is a tendency that the static magnetic field strength is increased to improve the accuracy of MRI images. For example, in an MRI apparatus capable of increasing the static magnetic field strength to 0.5T, the permissible magnetic field variation is about 0.01 ppm for higher accuracy. When this amount is converted into the permissible vibration amount, 10￣ ² This corresponds to the order of μm. That is, in a high-precision MRI apparatus, only vibration of 1/10 μm or less is allowed.
[0014]
Therefore, an embodiment of the MRI apparatus according to the present invention for realizing such low vibration will be described below. FIG. 1 is a longitudinal sectional view of the MRI apparatus, and FIG. 2 is a perspective view of the MRI apparatus shown in FIG. FIG. 1 is a sectional view taken along line AA of FIG. The center of the uniform magnetic field region is defined as the origin, the vertical direction is defined as the Z axis, the left and right directions are defined as the X axis, and the front and rear direction (depth direction) is defined as the Y axis.
[0015]
In the MRI apparatus, a pair of cylindrical magnetic plates 3a and 3b are arranged vertically, and a part of the magnetic plates 3a and 3b is connected by a columnar yoke. As shown in FIG. 1, it has a U-shaped cross section. The magnetic plates 3a, 3b hold the ring-shaped static magnetic field generating sources 1a, 1b on the outer diameter side of the facing surfaces. A pair of ring-shaped pole pieces 5a, 5b are attached to the inner surfaces of the static magnetic field sources 1a, 1b so as to face the magnetic plates 3a, 3b.
[0016]
The base plates 11a and 11b, the gradient coils 6a and 6b, and the base plates 12a and 12b are provided between the disk-shaped shim trays 7a and 7b and the high-frequency coils 8a and 8b on the surfaces of the magnetic plates 3a and 3b on the inner diameter side of the pole pieces 5a and 5b. A laminated body in which 12b are laminated is mounted with the high-frequency coils 8a and 8b facing each other. The base plates 11a, 11b, 12a, and 12b are disk-shaped, and are made of a non-magnetic or non-metallic material having appropriate rigidity, such as plastic or ceramic.
[0017]
In the present embodiment configured as described above, the magnetic field sources 1a and 1b disposed to face each other vertically generate a static magnetic field in the vertical direction (height direction) of the MRI apparatus. The distance between the static magnetic field sources 1a and 1b arranged vertically is made larger than the thickness in the dorso-ventral direction of the human, and the columnar yoke 4 is arranged away from the center of the magnetic plates 3a and 3b to enter the subject. It enhances the openness of the space. The columnar yoke 4 not only mechanically supports the upper and lower magnetic plates 3a and 3b, but also magnetically connects the upper and lower magnetic plates 3a and 3b. The static magnetic field generating sources 1a and 1b, the magnetic plates 3a and 3b, and the columnar yoke 4 constitute a magnetic circuit capable of generating a vertical uniform magnetic field generating region 2 between the upper and lower static magnetic field generating sources 1a and 1b.
[0018]
In the above embodiment, the magnetic plates 3a and 3b are supported by one columnar yoke 4, but a plurality of columnar yoke 4 may be used as long as the openness is not impaired. The static magnetic field sources 1a and 1b are mounted on a static magnetic field source supporting structure in which the magnetic plates 3a and 3b and the columnar yoke 4 are integrated, but the upper and lower static magnetic fields are directly generated without the magnetic plate and the columnar yoke. The sources 1a, 1b may be connected and supported. In this case, the static magnetic field generating sources 1a and 1b and the structure that connects and supports the static magnetic field generating sources are combined to form a static magnetic field generating source supporting structure. Further, as shown in FIG. 3, the base plates 11c, 11d, 12c, and 12d are formed in a beam shape, and are substantially equally arranged at four locations in the circumferential direction. As a result, vibration in the node diameter primary mode shown in FIG. 10A can be reduced. In addition, disk-shaped base plates 11e and 12e are arranged at the center to reduce the vibration in the articulated circle primary mode which is supported in FIG. This configuration is effective when it is difficult to make a large-diameter disc made of ceramics.
In the above embodiment, the static magnetic field generating sources 1a and 1b are superconducting magnets, but may be normal conducting magnets or permanent magnets. Although each component is arranged so that a static magnetic field is generated in the vertical direction (up and down direction), each component may be arranged so that a static magnetic field is generated in the horizontal direction. In FIG. 1, only the cryostat for keeping the superconducting coil in a cryogenic state is shown, and the superconducting coil is not shown.
[0019]
The pole pieces 5a and 5b are for obtaining a good uniform magnetic field, and are made of iron and have a ring shape. The gradient magnetic field coils 6a and 6b superimpose the gradient magnetic field on the static magnetic field in order to add positional information to the MR signal. The gradient magnetic field coils 6a and 6b are each formed integrally with a coil (conductor) that generates a magnetic field inclined in the X, Y, and Z directions by molding the resin with resin or the like.
[0020]
A predetermined interval is formed between the gradient magnetic field coils 6a, 6b and the magnetic plates 3a, 3b. A magnetic field adjusting magnet or a magnetic material (not shown; not shown; hereinafter, referred to as a magnetic shunt material), which adjusts the uniformity of the magnetic field in the uniform magnetic field region, is arranged at this interval. The magnetic shunt is screwed or bonded onto the shim trays 7a, 7b or inside the shim tray.
[0021]
The plate-like high-frequency coils 8a and 8b arranged facing the subject generate a high-frequency magnetic field for resonantly exciting the nuclei of the test site of the subject. The high-frequency coils 8a and 8b are arranged at a predetermined distance from the gradient coils 6a and 6b to perform a predetermined function.
[0022]
In this embodiment, since the base plates 11a, 11b, 12a and 12b are attached to and integrated with the gradient magnetic field coils 6a and 6b, the rigidity is higher than when the gradient magnetic field coils 6a and 6b are used alone. Vibration can be reduced. If the base plates 11a, 11b, 12a, 12b have the same shape as the gradient magnetic field coils 6a, 6b, the rigidity of the integrated portion increases in proportion to the cube of the plate thickness, so that the gradient magnetic field coils 11a, 11b, 12a , 12b can be further reduced.
[0023]
Since the base plates 11a, 11b, 12a and 12b are brought into contact with and integrated with the gradient magnetic field coils 6a and 6b, when the gradient magnetic field coils 6a and 6b vibrate, the gradient magnetic field coils 6a and 6b and the base plates 11a, 11b, 12a and 12b are interposed. Friction occurs. Then, the vibration energy of the gradient magnetic field coils 6a and 6b is converted into thermal energy by friction.
[0024]
Thereby, the vibration energy of the gradient magnetic field coils 6a and 6b is dissipated, so that the vibration of the gradient magnetic field coils 6a and 6b is reduced. In order to attenuate the vibration when the gradient magnetic field coils 6a, 6b and the base plates 11a, 11b, 12a, 12b are rubbed, the base plates 11a, 11b, 12a, 12b are not bonded to the gradient magnetic field coils 6a, 6b. It is good to fix with bolts and integrate them. If the rigidity of the base plates 11a, 11b, 12a, 12b is made higher than the rigidity of the gradient magnetic field coils 6a, 6b, the base plates 11a, 11b, 12a, 12b suppress the deformation of the gradient magnetic field coils 6a, 6b. The vibration of the magnetic field coils 6a and 6b can be reduced.
[0025]
In this embodiment, the base plates 11a, 11b, 12a, 12b are attached to both surfaces of the gradient magnetic field coils 6a, 6b on the side of the shim trays 7a, 7b and on the side of the high-frequency coils 8a, 8b. The base plates 11a, 11b, 12a, and 12b are desirably flat like the gradient coil, but may be beam-shaped as shown. When the base plates 11a, 11b, 12a, 12b are made of ceramic, they are formed in a beam shape in consideration of the processing steps and costs. At this time, the base plates 11a, 11b, 12a, 12b are arranged on the gradient magnetic field coil 6b so as to suppress the antinode of vibration. In FIG. 3, the base plates 11a, 11b, 12a, and 12b are arranged at the positions of the antinodes of the primary mode of the node circle and the primary mode of the node diameter.
[0026]
FIG. 4 shows a detailed longitudinal section of the gradient coil 6b provided at the lower part of the MRI apparatus. The magnetic shunt is placed on the shim tray 7b. The base plate 11b is mounted on the side of the shim tray 7b of the gradient magnetic field coil 6b and integrated, and the integrated gradient magnetic field coil 6b is mounted on the magnetic plate 3b via the spacer 13 arranged on the shim tray 7b. For this attachment, a through bolt 14 integrated with a stud is used.
[0027]
The penetrating bolt 14 is coupled to a stud having one end screwed into the magnetic plate 3b and a female screw formed at the other end at the lower surface of the gradient coil 6b. This prevents the penetration bolt 14 from coming into contact with the gradient coil 6b. When the gradient magnetic field coil 6b and the base plate 11b are integrated, the base plate 11b may be fixed to the gradient magnetic field coil 6b with bolts. The spacer 13 is used to separate the base plate 11b from the shim tray 7b and secure a necessary distance for the magnetic shunt.
[0028]
Since the gradient magnetic field coil 6b is not directly fixed to the magnetic plate 3b with bolts or the like, the amount of vibration of the gradient magnetic field coil 6b directly propagating to the magnetic plate 3b can be reduced. In other words, the vibration is attenuated by friction between the gradient magnetic field coil 6b and the base plate 11b and backlash of the bolt fixing portion, and the vibration transmitted to the magnetic plate 3b can be reduced.
[0029]
As shown in FIG. 6, the spacer 13 is disposed at a center portion, an outer peripheral portion, and an intermediate portion of the base plate 11b so as to increase rigidity of a system including the base plate 11b and the spacer 13. The greater the number of spacers 13 and the larger the cross-sectional area, the higher the rigidity of the attachment member to the gradient coil 6b. Since the spacers 13 are arranged in this manner, a shimming area formed between the base plate 11b and the shim tray 7b can be secured with a small number of spacers 13. Also, the rigidity of the mounting member for the gradient magnetic field coil 6b can be ensured.
[0030]
Another example of the spacer 13 is shown in FIG. Instead of the plurality of spacers 13 in the embodiment shown in FIG. 6, ring-shaped spacers 13x and 13y are arranged at the outer peripheral portion and the intermediate position. According to the present embodiment, the rigidity of the mounting member of the gradient magnetic field coil 6b can be further increased, and the vibration of the gradient magnetic field coil 6b can be reduced.
[0031]
A groove is cut in the copper plate along the conductor pattern, and a resin or the like is poured into the groove to integrally form the gradient magnetic field coil 6b. Alternatively, after a groove is cut in a disk-shaped resin, a conductor is held in the groove and fixed with an adhesive to be integrally formed. When the gradient magnetic field coil 6b is directly attached to the magnetic plate 3b, the penetrating bolt 14 integrated with the stud 取り付け attached to the magnetic plate 3b is penetrated through the gradient magnetic field coil 6b and fixed with a nut. In this case, a shimming area can be easily secured. Further, the gradient coil 6b can be positioned at a predetermined position.
[0032]
However, since a large current flows through the conductor of the gradient coil 6b, the stud is fixed with resin. Although the strain concentrates at this fixed point, the rigidity of the resin is lower than that of the conductor, so that the rigidity of the system including the gradient coil 6b and the nut is reduced. However, when the gradient magnetic field coil 6b is fixed on the surface of the base plate 11b, the influence of the local low rigidity portion is eliminated, and the original rigidity of the gradient magnetic field coil 6b can be maintained.
[0033]
The fixing bolt holes of the gradient coil 6b must be provided so as to avoid the conductor. Therefore, the position of the bolt hole is restricted by the conductor pattern formed on the gradient coil 6b. When the gradient magnetic field coil 6b is directly attached to the magnetic plate 3b with bolts, there is a possibility that a bolt may not be arranged at a position effective for reducing vibration, or a conductor pattern design may be restricted if the bolt position is prioritized.
[0034]
According to this embodiment, since the restriction on the conductor pattern of the gradient magnetic field coil 6b is reduced, the spacer 13 can be arranged at a position effective for reducing the vibration of the gradient magnetic field coil 6b, and the degree of freedom in designing the conductor pattern of the gradient magnetic field coil 6b is improved. Increase. Further, vibration of the gradient magnetic field coil 6b can be reduced.
[0035]
Note that a member such as a dashpot that can attenuate out-of-plane vibration of the gradient coil 6b is preferably provided between the base plate 11b and the shim tray 7b. Then, instead of some of the spacers 13, the support is made by using an attenuation member. With this configuration, the vibration energy of the gradient coil is reduced because the damping member dissipates the vibration energy of the gradient coil. The damping member is attached to a position where the vibration of the base plate 11b vibrating integrally with the gradient magnetic field coil 6b increases. In the present embodiment, a second base plate 12b is provided between the gradient coil 6b and the high-frequency coil 8b. Since the rigidity of the high-frequency coil 8b and the second base plate 12b is added to the gradient coil 6b, the rigidity of the gradient coil 6b is further increased.
[0036]
FIG. 5 shows another embodiment of the gradient coil unit according to the present invention. In this embodiment, the magnetic shunt is accommodated in the shim tray 7b. The gradient magnetic field coil 6b, the base plate 11b, and the shim tray 7b are stacked, and these are fixed to the magnetic plate with the through bolts 14. The gradient coil 6b and the base plate 11b may be integrated using other bolts.
[0037]
According to the present embodiment, the base plate 11b functions as a spacer. By setting the thickness of the base plate 11b to a predetermined amount, the gradient magnetic field coil 6b can be separated from the shim tray 7b by a predetermined distance. Since the base plate 11b and the shim tray 7b are laminated on the gradient coil 6b, the rigidity of the base plate 11b and the shim tray 7b is added to the rigidity of the gradient coil 6b, and the rigidity of the gradient coil 6b is increased. A second base plate 12b is provided between the gradient coil 6b and the high frequency coil 8b, and the high frequency coil 8b and the second base plate 12b are also integrated. This further increases the rigidity of the gradient coil.
[0038]
Meanwhile, in the gradient magnetic field coils 6a and 6b, the lowest order out-of-plane elastic deformation mode shown in FIG. 10 occurs. Here, FIG. 7A shows the knot circle primary mode, in which a circle + part is a deformation toward the near side of the paper and a circle-part is a deformation toward the depth of the paper. In this mode, the left and right displacements are opposite to the front-back direction in the drawing. FIG. 13B shows the primary mode of the nodal diameter, and the circle + part is a deformation toward the near side of the paper as in FIG. In this mode, the central portion is displaced in the front-back direction of the drawing. The first mode of the nodal circle or the first mode of the nodal diameter is referred to as the lowest eigenmode of the gradient coil.
[0039]
On the other hand, as shown in FIG. 8, in the static magnetic field source supporting structure 40 having the magnetic plates 31a and 31b and the columnar yoke 32, a bending primary mode of the columnar yoke occurs. Here, FIG. 5A shows the bending deformation in the same direction as FIG. 1 exaggeratedly, and FIG. 5B shows the bending deformation in the direction perpendicular to the direction of FIG. It is shown. The mode shown in FIG. 10 is referred to as the lowest-order eigenmode of the static magnetic field source support structure 40.
[0040]
The vibration of the magnetic plates 31a and 31b caused by the vibration of the gradient magnetic field coils 6a and 6b includes the fundamental frequency of the current flowing through the gradient magnetic field coils 6a and 6b, the frequency of the lowest eigenmode of the gradient magnetic field coils 6a and 6b, and When the frequency of the lowest-order eigenmode of the static magnetic field source support structure 40 matches, the frequency is extremely large. Therefore, the frequency of the lowest-order eigenmode of the gradient magnetic field coils 6a and 6b is made larger than the frequency of the lowest-order eigenmode of the static magnetic field source support structure 40 to avoid resonance. Thus, it is possible to prevent the gradient magnetic field coils 6a and 5b from vibrating and maximizing the vibration of the magnetic plates 31a and 31b, to suppress the vibration of the static magnetic field generating source caused by the vibration of the magnetic plates 31a and 31b, and to stabilize. The obtained MR image is obtained.
[0041]
In order to avoid resonance, the natural frequency of any of the gradient magnetic field coils 6a and 6b or the static magnetic field source support structure 40 may be set lower or higher than the resonance frequency. However, when the natural frequency is reduced, the vibration of the gradient magnetic field coils 6a and 6b or the static magnetic field source support structure 40 increases. Therefore, the natural frequency of one of the gradient magnetic field coils 6a and 6b and the static magnetic field source supporting structure 40 is increased. It is difficult to increase the natural frequency of the static magnetic field source support structure 40 including the magnetic plates 31a and 31b and the columnar yoke 32 due to restrictions on magnetic field uniformity, leakage magnetic field, openness, size, weight, and the like. .
[0042]
On the other hand, the natural frequency of the gradient magnetic field coils 6a, 6b integrated with the base plates 11a, 11b can be increased by changing the shape and material of the gradient magnetic field coils 6a, 6b or the base plates 11a, 11b. it can. If the gradient magnetic field coils 6a, 6b and the base plates 11a, 11b are disk-shaped d, the diameter of the gradient magnetic field coils 6a, 6b or the base plates 11a, 11b is reduced, the plate thickness is increased, or the Young's modulus is increased. Alternatively, the density may be reduced.
[0043]
If the lowest eigenmode frequency of the gradient magnetic field coils 6a and 6b is set to √2 times or more the lowest eigenmode frequency of the static magnetic field generation source support structure 40, the excitation force of the gradient magnetic field coils 6a and 6b is increased. The vibration transmissibility transmitted to the static magnetic field generation source support structure 40 is 1 or less. Excitation force resulting from vibration of the gradient magnetic field coils 6a and 6b can be prevented from being transmitted to the static magnetic field generation source support structure 40, and vibration can be isolated. Thereby, the vibration of the static magnetic field generation sources 1a and 1b can be reduced.
[0044]
If the static magnetic field sources 1a and 1b arranged vertically displace relatively, a magnetic field fluctuation occurs. When the amount of the change is large, the MR image deteriorates. Since the vibration of the gradient magnetic field coils 6a and 6b is an exciting force to the magnetic plates 3a and 3b, when the natural frequencies of the upper and lower gradient magnetic field coils 6a and 6b are the same, the upper and lower magnetic plates 3a and 3b are simultaneously. Excited with maximum excitation force. At this time, the relative displacement between the upper and lower magnetic plates 3a, 3b becomes maximum. If the natural frequencies of the upper and lower gradient magnetic field coils 6a and 6b are made different from each other, it is possible to prevent the upper and lower magnetic plates 3a and 3b from being simultaneously excited with the maximum excitation force, and the relative displacement of the static magnetic field generating source increases. Can be prevented.
[0045]
If the natural frequency of the upper gradient magnetic field coil 6a is made higher than the natural frequency of the lower gradient magnetic field coil 6b, the vibration of the gradient magnetic field coil 6a above the lower gradient magnetic field coil 6b can be reduced. . The lower magnetic plate 3b is directly or indirectly fixed to the floor. Since the upper magnetic plate 3a is supported only by the columnar yoke 4, the vibration is larger than that of the lower magnetic plate 3b. If the excitation force to the upper magnetic plate 3a, which has large vibration, is reduced, the relative displacement between the upper and lower static magnetic field sources can be reduced efficiently.
[0046]
Another embodiment of the MRI apparatus according to the present invention will be described with reference to FIG. FIG. 11 is a longitudinal sectional view of the gradient magnetic field coil 6b. This embodiment is different from the above embodiment in that an attenuator 15 is provided between the gradient coil 6b and the base plate 11b. Specifically, the pace plate 11b is fixed to the magnetic plate 3b through the spacer 13 and the shim tray 7b using the base plate fixing bolts 18. Next, the base plate 11b is fixed to the gradient magnetic field coil 6b with the bolt 17 via the rubber 16.
[0047]
The vibration of the gradient coil 6b is reduced by the damping material 15. Using the 15-shear deformation of the damping material has a greater damping effect than using the bending deformation and expansion-contraction deformation of the damping material 15. In this embodiment, since the damping member 15 is interposed between the gradient coil 6b and the base plate 11b, the vibration attenuation of the gradient coil 6b is greater than when the damping member 15 is adhered to the surface of the gradient coil 6b. The provision of the damping material 15 can reduce the propagation of the vibration of the gradient coil 6b to the base plate 3b. Further, the rubber 16 enhances the vibration insulating effect.
[0048]
With reference to FIG. 9, the frequency of the imaging sequence current flowing through the gradient magnetic field coils 6a and 6b is analyzed so that the current component of the natural mode frequency of the static magnetic field source support structure 40 becomes equal to or less than a predetermined reference value. Another embodiment of the present invention will be described. FIG. 9A shows an imaging sequence current pattern, and FIG. 9B shows a frequency analysis result. T is the period, f1, f2,... Are the natural frequency and its multiplied value.
[0049]
As a limit for obtaining a usable MR image even when a magnetic field fluctuates, an allowable vibration value of the eigenmode vibration of the magnetic field source support structure 40 is obtained. At the same time, the relationship between the natural mode vibration and the current values of the gradient magnetic field coils 6a and 6b is obtained. From these relationships, the current values (allowable values) of the gradient magnetic field coils 6a and 6b at the allowable vibration value of the eigenmode of the static magnetic field generation source support structure 40 are obtained. The current values of the gradient magnetic field coils 6a and 6b and the amplitude of the static magnetic field source supporting structure 40 are generally linear.
[0050]
The frequency of the imaging sequence current is analyzed, and the current component of the eigenmode frequency of the static magnetic field generation source support structure 40 is reduced to an allowable value or less to avoid deterioration of the MR image due to magnetic field fluctuation.
[0051]
FIG. 12 shows still another embodiment of the present invention. The upper diagram in FIG. 12 is a top view, and the lower diagram is a BB cross-sectional view thereof. The present invention differs from the above-described embodiment in that the static magnetic field sources 1x, 1y, and 41 also serve as structural members instead of the magnetic plate and the columnar yoke. That is, the disk-shaped static magnetic field sources 1x and 1y are arranged vertically, and the two static magnetic field sources 1x and 1y are connected by two vertical portions 41 arranged in parallel. In addition, the connecting portion 41 is kept away from the uniform magnetic field region 2 in order to enhance the openness of the imaging space. In this embodiment as well, the vibration mode shown in FIG. 8 may occur as in the embodiment shown in FIG. 1 and the like, but the amount can be reduced by each of the damping means.
[0052]
According to each of the above embodiments, since the vibration of the static magnetic field generation source support structure caused by the vibration of the gradient magnetic field coil is reduced, a high quality MR image can be obtained. In each of the above embodiments, the lower gradient magnetic field coil 6b has been described, but it goes without saying that the upper gradient magnetic field coil can be handled in the same manner. Further, each of the above embodiments is merely an example, and does not limit the present invention. All modifications that come within the true spirit and scope of the invention are included in the following claims.
[0053]
【The invention's effect】
As described above, according to the present invention, the vibration generated by the gradient magnetic field coil is reduced from propagating to the static magnetic field source, and the vibration of the static magnetic field source support structure is reduced. It is possible to prevent the MR image from deteriorating due to vibration.
[Brief description of the drawings]
FIG. 1 is a longitudinal sectional view of one embodiment of an MRI apparatus according to the present invention.
FIG. 2 is a perspective view of the embodiment shown in FIG.
FIG. 3 is a top view of a gradient coil unit used in the embodiment shown in FIG. 1;
FIG. 4 is a detailed vertical sectional view of a gradient magnetic field unit of the embodiment shown in FIG.
FIG. 5 is a longitudinal sectional view of another embodiment of the gradient magnetic field unit.
FIG. 6 is a top view of a base plate portion used in the embodiment shown in FIG.
FIG. 7 is a top view of another embodiment of the base plate portion.
FIG. 8 is a diagram illustrating vibration of a static magnetic field source support structure.
FIG. 9 is a diagram illustrating an imaging sequence current.
FIG. 10 is a diagram illustrating vibration of a gradient magnetic field coil.
FIG. 11 is a longitudinal sectional view of still another embodiment of the gradient magnetic field unit.
FIG. 12 is a longitudinal sectional view of still another embodiment of the gradient magnetic field unit.
[Explanation of symbols]
1a, 1b: Static magnetic field generation source, 2: Uniform magnetic field region, 3a, 3b: Magnetic plate, 4: Columnar yoke, 5a, 5b: Pole piece, 6a, 6b: Gradient magnetic field coil, 7a, 7b: Shim tray, 8a , 8b: high frequency coil, 11a, 11b, 12a, 12b: base plate, 13: spacer, 15: damping material, 31a, 31b: magnetic plate, 32: columnar yoke, 40: static magnetic field source support structure.

Claims

A ring-shaped static magnetic field source arranged vertically opposed, a gradient magnetic field coil and a high frequency coil arranged on the inner diameter side of the static magnetic field source and arranged vertically opposed, and the static magnetic field source In an open-type magnetic resonance imaging apparatus including a pair of magnetic plates that hold a gradient magnetic field coil and a high-frequency coil, and a columnar yoke that connects the magnetic plates to each other, the gradient magnetic field coil is provided with vibration suppression means. A magnetic resonance imaging apparatus comprising:

2. The magnetic resonance imaging according to claim 1, wherein the vibration suppressing unit includes a base plate disposed on both sides of the gradient magnetic field coil, and a spacer unit for separating the gradient magnetic field coil from the magnetic plate by a predetermined distance. apparatus.

3. The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 2, wherein said spacer means is a plurality of cylinders or a plurality of rings.

2. The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 1, wherein the vibration suppressing unit includes a plurality of beam-shaped base plates arranged in the gradient magnetic field coil shape, and the base plate is made of ceramic.

A pair of ring-shaped static magnetic field sources arranged to face each other to generate a magnetic field in the imaging space, a static magnetic field source supporting structure supporting the static magnetic field source, and a tilt to generate a magnetic field inclined in the imaging space A magnetic resonance imaging apparatus having a magnetic field coil, wherein a flat plate or a beam base plate is attached to the gradient magnetic field coil.

6. The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 5, wherein a lowest-order natural frequency of the gradient magnetic field coil is larger than a lowest-order natural frequency of the static magnetic field source support structure.

The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 5, wherein an attenuator is disposed between the gradient magnetic field coil and the base plate.

A control means for frequency-analyzing an imaging sequence current flowing through the gradient magnetic field coil and controlling a current component of a natural frequency of the static magnetic field source support structure to an allowable value or less is provided. 8. The magnetic resonance imaging according to any one of items 7 to 7.

A static magnetic field source arranged vertically opposed, a gradient magnetic field coil and a high-frequency coil arranged vertically inside the static magnetic field source and vertically arranged, and the static magnetic field source and gradient magnetic field In an open-type magnetic resonance imaging apparatus including a pair of magnetic plates holding a coil and a high-frequency coil, and one or two columnar yoke connecting the magnetic plates to each other, a vibration suppressing unit is provided on the gradient magnetic field coil. A magnetic resonance imaging apparatus provided.