JP2005034267A - Vibration-proof method for gradient coil, vibration-proof device therefor, and magnetic resonance imaging apparatus - Google Patents

Abstract

<P>PROBLEM TO BE SOLVED: To realize a method for effectively preventing the vibration of a gradient coil, a device therefor and a magnetic resonance imaging apparatus equipped with the device. <P>SOLUTION: The vibration transmission system of the gradient coil is identified by an adaptation digital filter and the gradient coil is mechanically driven on the basis of the output signal of the identified adaptation digital filter. The gradient coil vibration-proof device comprises a detector (610) for detecting the vibration of the gradient coil, the adaptation digital filter (112) for identifying the vibration transmission system of the gradient coil on the basis of the detection signal of the detector and a driver (606) for mechanically driving the gradient coil on the basis of the output signal of the adaptation digital filter. <P>COPYRIGHT: (C)2005,JPO&NCIPI

Description

【００１４】
をそれぞれｘ_ｊ，ｙ_ｊと書いて、
【００１５】
【数２】

【００１６】
とおけば、
【００１７】
【数３】

【００１８】
が成り立つ。
【００１９】
しかし、トランスバーサルフィルタ（ｔｒａｎｓｖｅｒｓａｌ ｆｉｌｔｅｒ）においては
【００２０】
【数４】

【００２１】
であり、Ｔは転置を表す。
【００２２】
このとき、誤差ε_ｊは
【００２３】
【数５】

【００２４】
で与えられる。ここで、ｗおよびＥ［ｘ_ｊ］，Ｅ［ｄ_ｊ］が既知であるときには
【００２５】
【数６】

【００２６】
からＥ［ε_ｊ］が求められる。
【００２７】
また、評価関数を
【００２８】
【数７】

【００２９】
であたえたとき
【００３０】
【数８】

【００３１】
が成り立つ。ただし、
【００３２】
【数９】

【００３３】
とする。
【００３４】
式（８）は、ｗに関する２次形式であるので、最適解は
【００３５】
【数１０】

【００３６】
とおいて得られる。
【００３７】
したがって、Ｒが正定値であるとすれば最適な重みベクトル（ｖｅｃｔｏｒ）は
【００３８】
【数１１】

【００３９】
で与えられる。
【００４０】
式（１１）を式（８）に代入したときのＪの最小値をξ_ｍｉｎとすれば
【００４１】
【数１２】

【００４２】
と表されるので
【００４３】
【数１３】

【００４４】
が成り立つ。
【００４５】
しかし、式（１１）からｗ^＊を直接求めるには、ＰとＲを決定するために、長い時間観察しなければならないことおよび逆行列の計算が必要であり、実時間でｗ^＊を適応的に決定することは困難である。
【００４６】
そこで、以下のＬＭＳアルゴリズムを用いれば相関関数および逆行列の計算が不要となり、実時間で式（１１）の近似解を得ることができる。すなわち、式（８）がｗに関する２次形式であることを考慮して、最急降下法（ある適当な初期値からはじめて、その値を繰り返し更新することにより最適なパラメータの値を求める方法）の考えを適用すれば、次式が成り立つ。
【００４７】
【数１４】

【００４８】
ただし、ｗ_ｊ ^＊は時刻ｊにおけるｗを表しており、
【００４９】
【数１５】

【００５０】
は
【００５１】
【数１６】

【００５２】
での∂Ｊ／∂ｗを意味している。
【００５３】
ここで、パラメータμ＞０を適当に選ぶことにより、繰り返し計算の安定性および収束速度を変えることができる。そこで、Ｅ［ε_ｊ ^２］の推定値としてε_ｊ ^２を採用することにすれば
【００５４】
【数１７】

【００５５】
となり、これは∇ｊの推定量を表していると考えることができる。ただし、
【００５６】
【数１８】

【００５７】
である。
【００５８】
式（１４）において∇_ｊの代わりに、式（１７）で与えられる推定値を用いれば、確率勾配アルゴリズム
【００５９】
【数１９】

【００６０】
が成り立つ。この式（１９）はウィッドロー・ホフ（Ｗｉｄｒｏｗ−Ｈｏｆｆ）のＬＭＳアルゴリズムあるいはＬＭＳ適応アルゴリズムと呼ばれている。このアルゴリズムの特徴は計算が非常に簡単なことである。これによって、実時間での適応が可能となる。
【００６１】
以上のような適応ディジタルフィルタは、未知システムの同定に利用することができる。すなわち、図１０に示すように、入力信号ｘ（ｔ）に対応する未知システムの出力信号がｄ（ｔ）であるとき、適応ディジタルフィルタにおいて、ｘ（ｔ）を入力信号としｄ（ｔ）を目標信号とすることにより、適応ディジタルフィルタの伝達関数Ｗ（ｚ）として、未知システムの伝達関数Ｈ（ｚ）に近似した伝達関数を得ることができる。すなわち、適応ディジタルフィルタによって未知システムを同定することができる。
（１）上記の課題を解決するためのひとつの観点での発明は、適応ディジタルフィルタにより勾配コイルの振動伝達系を同定し、前記同定済みの適応ディジタルフィルタの出力信号に基づいて前記勾配コイルを機械的に駆動する、ことを特徴とする勾配コイル防振方法である。
（２）上記の課題を解決するための他の観点での発明は、勾配コイルの振動を検出する検出器と、前記検出器の検出信号に基づいて前記勾配コイルの振動伝達系を同定する適応ディジタルフィルタと、前記適応ディジタルフィルタの出力信号に基づいて前記勾配コイルを機械的に駆動する駆動器と、を具備することを特徴とする勾配コイル防振装置である。
（３）上記の課題を解決するための他の観点での発明は、主磁場マグネット、勾配コイルおよびＲＦコイルがそれぞれ発生する静磁場、勾配磁場およびＲＦ磁場を撮影の対象に印加して磁気共鳴信号を収集し、それに基づいて画像を再構成する磁気共鳴撮影装置であって、前記勾配コイルの振動を検出する検出器と、前記検出器の検出信号に基づいて前記勾配コイルの振動伝達系を同定する適応ディジタルフィルタと、前記適応ディジタルフィルタの出力信号に基づいて前記勾配コイルを機械的に駆動する駆動器と、を具備することを特徴とする磁気共鳴撮影装置である。
【００６２】
上記各観点での発明では、適応ディジタルフィルタにより勾配コイルの振動伝達系を同定し、同定済みの適応ディジタルフィルタの出力信号に基づいて勾配コイルを機械的に駆動するので、勾配コイルの振動を効果的に防止することができる。
【００６３】
前記検出器は前記勾配コイルの取付部に設けられることが、外部への振動伝達を最小にする点で好ましい。前記検出器はピエゾセンサであることが、信号エネルギーを自ら発生する点で好ましい。前記駆動器はピエゾアクチュエータであることが、駆動力の発生効率が良い点で好ましい。
【００６４】
【発明の実施の形態】
以下、図面を参照して本発明の実施の形態を詳細に説明する。なお、本発明は実施の形態に限定されるものではない。図１に磁気共鳴撮影装置のブロック（ｂｌｏｃｋ）図を示す。本装置は本発明の実施の形態の一例である。本装置の構成によって、本発明の磁気共鳴撮影装置に関する実施の形態の一例が示される。
【００６５】
同図に示すように、本装置は、マグネットシステム１００を有する。マグネットシステム１００は主磁場マグネット部１０２、勾配コイル部１０６およびＲＦコイル部１０８を有する。これら主磁場マグネット部１０２および各コイル部は、いずれも空間を挟んで互いに対向する１対のものからなる。また、いずれも概ね円盤状の形状を有し中心軸を共有して配置されている。マグネットシステム１００の内部空間（ボア：ｂｏｒｅ）に、対象１がクレードル５００に搭載されて図示しない搬送手段により搬入および搬出される。
【００６６】
クレードル５００は、クレードル駆動部１２０によって駆動される。これによって、対象１をマグネットシステムの内部空間において体軸方向に移動させることができる。体軸方向の移動は、対象１の撮影領域を変更するときに行われる。
【００６７】
主磁場マグネット部１０２、勾配コイル部１０６およびＲＦコイル部１０８は、それぞれ、本発明における主磁場マグネット、勾配コイルおよびＲＦコイルの実施の形態の一例である。
【００６８】
主磁場マグネット部１０２はマグネットシステム１００の内部空間に静磁場を形成する。静磁場の方向は概ね対象１の体軸方向と直交する。すなわちいわゆる垂直磁場を形成する。主磁場マグネット部１０２は例えば永久磁石等を用いて構成される。なお、永久磁石に限らず超伝導電磁石あるいは常伝導電磁石等を用いて構成してもよい。
【００６９】
勾配コイル部１０６は、互いに垂直な３軸すなわちスライス（ｓｌｉｃｅ）軸、位相軸および周波数軸の方向において、それぞれ静磁場強度に勾配を持たせるための３つの勾配磁場を生じる。
【００７０】
静磁場空間における互いに垂直な座標軸をｘ，ｙ，ｚとしたとき、いずれの軸もスライス軸とすることができる。その場合、残り２軸のうちの一方を位相軸とし、他方を周波数軸とする。また、スライス軸、位相軸および周波数軸は、相互間の垂直性を保ったままｘ，ｙ，ｚ軸に関して任意の傾きを持たせることも可能である。これはオブリーク（ｏｂｌｉｑｕｅ）とも呼ばれる。なお、本装置では対象１の体軸の方向をｚ軸方向とする。
【００７１】
スライス軸方向の勾配磁場をスライス勾配磁場ともいう。位相軸方向の勾配磁場をフェーズエンコード（ｐｈａｓｅ ｅｎｃｏｄｅ）勾配磁場ともいう。周波数軸方向の勾配磁場をリードアウト（ｒｅａｄ ｏｕｔ）勾配磁場ともいう。リードアウト勾配磁場は周波数エンコード勾配磁場と同義である。このような勾配磁場の発生を可能にするために、勾配コイル部１０６は図示しない３系統の勾配コイルを有する。以下、勾配磁場を単に勾配ともいう。
【００７２】
ＲＦコイル部１０８は静磁場空間に対象１の体内のスピンを励起するための高周波磁場を形成する。以下、高周波磁場を形成することをＲＦ励起信号の送信ともいう。また、ＲＦ励起信号をＲＦパルスともいう。励起されたスピンが生じる電磁波すなわち磁気共鳴信号は、ＲＦコイル部１０８によって受信される。
【００７３】
磁気共鳴信号は、周波数ドメイン（ｄｏｍａｉｎ）すなわちフーリエ（Ｆｏｕｒｉｅｒ）空間の信号となる。位相軸方向および周波数軸方向の勾配により、磁気共鳴信号のエンコードを２軸で行うので、磁気共鳴信号は２次元フーリエ空間における信号として得られる。フェーズエンコード勾配およびリードアウト勾配は、２次元フーリエ空間における信号のサンプリング位置を決定する。以下、２次元フーリエ空間をｋスペース（ｋ−ｓｐａｃｅ）ともいう。
【００７４】
位相エンコードおよび周波数エンコードによってエコー信号ＭＲを読み出すことにより、ｋスペースのデータ（ｄａｔａ）がサンプリング（ｓａｍｐｌｉｎｇ）される。ｋスペース概念図を図２に示す。同図に示すように、ｋスペースの横軸ｋｘは周波数軸であり、縦軸ｋｙは位相軸である。
【００７５】
同図において、複数の横長の長方形がそれぞれ位相軸上のデータサンプリング位置を表す。長方形内に記入された数字は位相エンコード量を表す。位相エンコード量はπ／Ｎで正規化してある。Ｎは位相方向のサンプリング数である。位相方向のサンプリング数は位相エンコード数またはビュー（ｖｉｅｗ）数とも呼ばれる。Ｎは例えば６４〜２５６である。
【００７６】
位相エンコード量は位相軸ｋｙの中心で０である。中心から両端にかけて位相エンコード量が次第に増加する。増加の極性は互いに逆である。サンプリング間隔すなわち位相エンコード量の階差はπ／Ｎである。
【００７７】
勾配コイル部１０６には勾配駆動部１３０が接続されている。勾配駆動部１３０は勾配コイル部１０６に駆動信号を与えて勾配磁場を発生させる。勾配駆動部１３０は、勾配コイル部１０６における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。
【００７８】
勾配磁場発生に伴う勾配コイル部１０６の振動を防止するために、防振部１１０が設けられている。防振部１１０は、本発明の実施の形態の一例である。防振部１１０の構成によって、本発明の勾配コイル防振装置に関する実施の形態の一例が示される。また、防振部１１０の動作によって、本発明の方法に関する実施の形態の一例が示される。防振部１１０については後にあらためて説明する。
【００７９】
ＲＦコイル部１０８にはＲＦ駆動部１４０が接続されている。ＲＦ駆動部１４０はＲＦコイル部１０８に駆動信号を与えてＲＦパルスを送信し、対象１の体内のスピンを励起する。
【００８０】
ＲＦコイル部１０８にはデータ収集部１５０が接続されている。データ収集部１５０は、ＲＦコイル部１０８が受信した受信信号をディジタルデータ（ｄｉｇｉｔａｌ ｄａｔａ）として収集する。
【００８１】
クレードル駆動部１２０、勾配駆動部１３０、ＲＦ駆動部１４０およびデータ収集部１５０にはシーケンス（ｓｅｑｕｅｎｃｅ）制御部１６０が接続されている。シーケンス制御部１６０は、クレードル駆動部１２０ないしデータ収集部１５０をそれぞれ制御して撮影を遂行する。
【００８２】
シーケンス制御部１６０は、例えばコンピュータ（ｃｏｍｐｕｔｅｒ）等を用いて構成される。シーケンス制御部１６０は図示しないメモリ（ｍｅｍｏｒｙ）を有する。メモリはシーケンス制御部１６０用のプログラム（ｐｒｏｇｒａｍ）および各種のデータを記憶している。シーケンス制御部１６０の機能は、コンピュータがメモリに記憶されたプログラムを実行することにより実現される。
【００８３】
データ収集部１５０の出力側はデータ処理部１７０に接続されている。データ収集部１５０が収集したデータがデータ処理部１７０に入力される。データ処理部１７０は、データ収集部１５０が収集したデータをメモリに記憶する。メモリ内にはデータ空間が形成される。このデータ空間はｋスペースに対応する。データ処理部１７０は、ｋスペースのデータを２次元逆フ−リエ変換することにより画像を再構成する。
【００８４】
データ処理部１７０は、例えばコンピュータ等を用いて構成される。データ処理部１７０は図示しないメモリを有する。メモリはデータ処理部１７０用のプログラムおよび各種のデータを記憶している。
【００８５】
データ処理部１７０はシーケンス制御部１６０に接続されている。データ処理部１７０はシーケンス制御部１６０の上位にあってそれを統括する。本装置の機能は、データ処理部１７０がメモリに記憶されたプログラムを実行することによりを実現される。
【００８６】
データ処理部１７０には表示部１８０および操作部１９０が接続されている。表示部１８０は、グラフィックディスプレー（ｇｒａｐｈｉｃ ｄｉｓｐｌａｙ）等で構成される。操作部１９０はポインティングデバイス（ｐｏｉｎｔｉｎｇｄｅｖｉｃｅ）を備えたキーボード（ｋｅｙｂｏａｒｄ）等で構成される。
【００８７】
表示部１８０は、データ処理部１７０から出力される再構成画像および各種の情報を表示する。操作部１９０は、使用者によって操作され、各種の指令や情報等をデータ処理部１７０に入力する。使用者は表示部１８０および操作部１９０を通じてインタラクティブ（ｉｎｔｅｒａｃｔｉｖｅ）に本装置を操作する。
【００８８】
図３に、磁気共鳴撮影に用いるパルスシーケンス（ｐｕｌｓｅ ｓｅｑｕｅｎｃｅ）の一例を示す。このパルスシーケンスは、グラディエントエコー（ＧＲＥ： Ｇｒａｄｉｅｎｔ Ｅｃｈｏ）法のパルスシーケンスである。
【００８９】
すなわち、（１）はＧＲＥ法におけるＲＦ励起用のα°パルスのシーケンスであり、（２）、（３）、（４）および（５）は、同じくそれぞれ、スライス勾配Ｇｓ、リードアウト勾配Ｇｒ、フェーズエンコード勾配ＧｐおよびグラディエントエコーＭＲのシーケンスである。なお、α°パルスは中心信号で代表する。パルスシーケンスは時間軸ｔに沿って左から右に進行する。
【００９０】
同図に示すように、α°パルスによりスピンのα°励起が行われる。αは９０以下である。このときスライス勾配Ｇｓが印加され所定のスライスについての選択励起が行われる。
【００９１】
α°励起後、フェーズエンコード勾配Ｇｐによりスピンのフェーズエンコードが行われる。次に、リードアウト勾配Ｇｒによりまずスピンをディフェーズし、次いでスピンをリフェーズして、グラディエントエコーＭＲを発生させる。グラディエントエコーＭＲはデータ収集部１５０によりビューデータとして収集される。
【００９２】
このようなパルスシーケンスが周期ＴＲで６４〜５１２回繰り返される。繰り返しのたびにフェーズエンコード勾配Ｇｐを変更し、毎回異なるフェーズエンコードを行う。これによって、６４〜５１２ビューのビューデータが得られる。
【００９３】
なお、パルスシーケンスは、ＧＲＥ法に限らず、スピンエコー（ＳＥ： ｓｐｉｎ ｅｃｈｏ）法や、ファーストスピンエコー（ＦＳＥ： ｆａｓｔ ｓｐｉｎ ｅｃｈｏ）法あるいはエコープラナーイメージング（ＥＰＩ： ｅｃｈｏ ｐａｌａｎａｒ ｉｍａｇｉｎｇ）等適宜の技法によるパルスシーケンスであってよい。
【００９４】
このようなパルスシーケンスによって得られたビューデータが、データ処理部１７０のメモリに収集される。データ処理部１７０は、メモリに収集したビューデータに基づいて画像を再構成する。
【００９５】
図４および図５にマグネットシステム１００の構成を略図によって示す。図４は正面図、図５は側面図である。これらの図に示すように、マグネットシステム１００は、上側磁石部１１１、下側磁石部１１３およびヨーク１１５を有する。
【００９６】
ヨーク１１５は、垂直肢１５５およびこの垂直肢１５５の両端部から水平方向に延びる一対の水平肢１５１，１５３を有する。すなわち、ヨーク１１５は側面から見て概ねコの字状となる構造を有する。上側磁石部１１１および下側磁石部１１３は、コの字状のヨーク１１５の上側の水平肢１５１の下面および下側の水平肢１５３の上面に、空間を隔てて互いに対向する関係でそれぞれ取り付けられている。なお、垂直肢１５５は互いに平行な複数（例えば２本）の柱であってよい。
【００９７】
上側磁石部１１１および下側磁石部１１３は、いずれも概ね短円柱状の形状をなす。上側磁石部１１１および下側磁石部１１３は、いずれも前述の主磁場マグネット部１０２、勾配コイル部１０６およびＲＦコイル部１０８を有する。
【００９８】
図６に、図５についてのＢ−Ｂ断面を示す。同図に示すように、主磁場マグネット部１０２は磁石５０１を有する。磁石５０１は磁極面にポールピース５０３を有する。磁石５０１およびポールピース５０３からなる部分の外形は全体として短円柱状をなす。上側磁石部１１１および下側磁石部１１３は、ポールピース５０３同士が互いに対向する関係にある。
【００９９】
ポールピース５０３は、その周縁部が磁石５０１とは反対側に張り出している。この張り出した周縁部の内側に形成される空間に勾配コイル部１０６およびＲＦコイル部１０８が設けられる。以下、この空間を凹部ともいう。
【０１００】
勾配コイル部１０６およびＲＦコイル部１０８は、勾配コイル部１０６が凹部の底側、ＲＦコイル部１０８が凹部の開口側となるように配置される。すなわち、勾配コイル部１０６およびＲＦコイル部１０８は、磁石５０１が発生する静磁場の中に配置される。勾配コイル部１０６およびＲＦコイル部１０８の外形はいずれも円盤状である。
【０１０１】
図７に、勾配コイル部１０６の構造の一例を略図によって示す。同図に示すように、勾配コイル部１０６は、コイルパターン（ｃｏｉｌ ｐａｔｔｅｒｎ）６０２を有する。コイルパターン６０２は、電気絶縁性の支持板６０４の中に封入されている。支持板６０４の形状は円盤状である。
【０１０２】
支持板６０４内には振動アクチュエータ（ａｃｔｕａｔｏｒ）６０６も封入されている。振動アクチュエータ６０６は、例えば円環状の構造を有し、支持板６０４の中央部に同心的に封入されている。振動アクチュエータ６０６は、本発明における駆動器の実施の形態の一例である。
【０１０３】
振動アクチュエータ６０６には防振部１１０の出力信号が与えられる。振動アクチュエータ６０６は防振部１１０の出力信号に応じて変形し、それに伴う力を支持板６０４に与える。振動アクチュエータ６０６は、支持板６０４に封入されていることにより、効果的に力を伝達することができる。なお、支持板６０４への振動アクチュエータ６０６の取付は封入に限らず、力の伝達が可能な範囲で適宜でよい。
【０１０４】
振動アクチュエータ６０６としては、例えば、ピエゾアクチュエータ（ｐｉｅｚｏ ａｃｔｕａｔｏｒ）が用いられる。ピエゾアクチュエータは圧電材料等で構成され、外部から加えられた電気信号に応じて機械的変形を生じる。ピエゾアクチュエータは、駆動力の発生効率が良い点で好ましい。なお、振動アクチュエータ６０６はピエゾアクチュエータに限らず、他の方式の適宜のアクチュエータを用いてよい。
【０１０５】
このような勾配コイル部１０６の中央部が、ボルト（ｂｏｌｔ）６０８によって、スタッド（ｓｔｕｄ）５１３に取り付けられている。スタッド５１３は例えばポールピース５０３の中央部に設けられている。なお、スタッド５１３を設ける位置は、ポールピース５０３の中央部に限らず適宜でよい。
【０１０６】
スタッド５１３の端面と勾配コイル部１０６の間には、振動センサ６１０が設けられる。振動センサ６１０はその部分の振動を検出し、検出信号を防振部１１０に入力する。振動センサ６１０は、本発明における検出器の実施の形態の一例である。
【０１０７】
振動センサ６１０としては、例えば、ピエゾセンサが用いられる。ピエゾセンサは圧電材料等で構成され、外部から加えられた圧力に応じて電気信号を発生する。ピエゾセンサは、信号エネルギー（ｅｎｅｒｇｙ）を自ら発生する点で好ましい。なお、振動センサ６１０はピエゾセンサに限らず、他の方式の適宜のセンサを用いてよい。
【０１０８】
図８に、防振部１１０を用いた防振システムのブロック図を示す。同図に示すように、防振部１１０は適応ディジタルフィルタ１１２およびその出力信号を増幅するアンプ（ａｍｐｌｉｆｉｅｒ）１１４を有する。適応ディジタルフィルタ１１２は、例えばＤＳＰ（ｄｉｇｉｔａｌ ｓｉｇｎａｌ ｐｒｏｃｅｓｓｏｒ）等を用いて構成される。適応ディジタルフィルタ１１２は、本発明における適応ディジタルフィルタの実施の形態の一例である。
【０１０９】
勾配コイル振動伝達系６００は、勾配コイル部１０６を振動伝達系として表したものである。勾配コイル振動伝達系６００は入力信号ｘ（ｔ）に対応した振動ｄ（ｔ）を発生する。適応ディジタルフィルタ１１２は、入力信号ｘ（ｔ）に対応した出力信号をアンプ１１４を通じて振動アクチュエータ６０６に与え、振動ｙ（ｔ）を発生させる。入力信号ｘ（ｔ）は、例えば、シーケンス制御部１６０から与えられる勾配磁場発生用の制御信号等である。
【０１１０】
振動ｄ（ｔ）と振動ｙ（ｔ）の差ε（ｔ）が振動センサ６１０によって検出され、この差信号ε（ｔ）が適応ディジタルフィルタ１１２にフィードバック（ｆｅｅｄｂａｃｋ）される。
【０１１１】
適応ディジタルフィルタ１１２は、適応アルゴリズムにより、差ε（ｔ）が最小になるように適応処理、すなわち、勾配コイル振動伝達系６００の同定を行う。系の同定は時時間で行われ、差ε（ｔ）は各瞬時において常に最小化される。
【０１１２】
このような動作により、振動センサ６１０の設置個所における振動が最小化される。振動センサ６１０に設置個所は、勾配コイル部１０６の取付部であり、この部分における振動が最小化されることにより、主磁場マグネット部１０２に伝わる振動が最小化される。
【０１１３】
このため、主磁場マグネット部１０２は勾配磁場発生に伴って振動することがなくなり、静磁場振動は発生せず再構成画像の品質が向上する。また、勾配コイル部１０６そのものの振動も最小化されるので、騒音等も大幅に低減ないし消音される。
【０１１４】
また、勾配コイル部１０６の取付部の構造は、スタッドを用いた簡素なもので済ますことができる。これによって、撮影対象を収容する空間の拡大が容易になる。さらに、防振性が増したことにより、スリューレート（ｓｌｅｗ ｒａｔｅ）の高い勾配磁場を発生することが可能になり、これによって、撮影の高速化が容易となる。
【０１１５】
【発明の効果】
以上詳細に説明したように、本発明によれば、勾配コイルの振動を効果的に防止する方法および装置並びにそのような装置を備えた磁気共鳴撮影装置を実現することができる。
【図面の簡単な説明】
【図１】磁気共鳴撮影装置のブロック図である。
【図２】ｋスペースの概念を示す図である。
【図３】磁気共鳴撮影用のパルスシーケンスの一例を示す図である。
【図４】マグネットシステムの構成を示す図である。
【図５】マグネットシステムの構成を示す図である。
【図６】マグネットシステムの構成を示す図である。
【図７】勾配コイル部の構成を示す図である。
【図８】防振システムのブロック図である。
【図９】適応ディジタルフィルタの概念図である。
【図１０】適応ディジタルフィルタによるシステム同定の概念図である。
【符号の説明】
１ 対象
１００ マグネットシステム
１０２ 主磁場マグネット部
１０６ 勾配コイル部
１０８ ＲＦコイル部
１１０ 防振部
１２０ クレードル駆動部
１３０ 勾配駆動部
１４０ ＲＦ駆動部
１６０ データ収集部
１６０ シーケンス制御部
１７０ データ処理部
１８０ 表示部
１９０ 操作部
５００ クレードル
６０２ コイルパターン
６０４ 支持板
６０６ 振動アクチュエータ
６０８ ボルト
６１０ 振動センサ
５１３ スタッド
６００ 勾配コイル振動伝達系
１１２ 適応ディジタルフィルタ
１１４ アンプ[0001]
BACKGROUND OF THE INVENTION
The present invention relates to a gradient coil vibration isolation method and apparatus and a magnetic resonance imaging apparatus, and more particularly to a method and apparatus for preventing vibration of a gradient coil due to generation of a gradient magnetic field, and magnetic resonance including such an apparatus. The present invention relates to a photographing apparatus.
[0002]
[Prior art]
In the magnetic resonance imaging apparatus, an object to be imaged is carried into an internal space of a magnet system (namely, an imaging space in which a static magnetic field is formed), and a gradient magnetic field and an RF (radio frequency) magnetic field are applied to the spin within the object. A magnetic resonance signal is generated from (spin), and an image is reconstructed based on the received signal.
[0003]
Since the gradient coil for generating the gradient magnetic field is disposed in the static magnetic field space of the magnet system, each time a pulse current for generating the gradient magnetic field is supplied, the gradient coil generates an impact based on the interaction between the current and the magnetic field. Generate a natural force.
[0004]
Depending on the structure of the magnet system, it is inevitable that a certain amount of vibration is generated by such a force generated by the gradient coil. In particular, an open-type magnet system that improves access to an imaging space from the outside supports a pair of magnets that face each other across the imaging space with a generally C-shaped yoke. Therefore, it has a structure similar to a tuning fork and tends to generate natural vibration.
[0005]
When the magnet system vibrates, the static magnetic field strength changes in a vibrational manner. The vibration of the static magnetic field strength causes forgery in the reconstructed image and causes a reduction in image quality. In particular, the pulse sequence of the Fast Spin Echo (FSE) method is sensitive to the phase of the RF signal, and thus is susceptible to vibration of the static magnetic field strength.
[0006]
In order to remove the influence of such a static magnetic field strength vibration, the RF excitation frequency and the RF detection frequency are changed in accordance with the vibration of the magnetic field strength (see, for example, Patent Document 1).
[0007]
[Patent Document 1]
Japanese Patent Laying-Open No. 2003-61927 (page 4-6, FIG. 1-2)
[0008]
[Problems to be solved by the invention]
The above prior art does not prevent the vibration of the gradient coil, so that although the image quality is improved, problems such as noise generation accompanying the vibration of the gradient coil remain.
[0009]
Therefore, an object of the present invention is to realize a method and apparatus for effectively preventing vibration of a gradient coil and a magnetic resonance imaging apparatus including such an apparatus.
[0010]
[Means for Solving the Problems]
Prior to describing the means for solving the problems, an adaptive digital filter used by the present invention will be described. Adaptive digital filters are known in the art of adaptive signal processing.
[0011]
FIG. 9 shows a conceptual diagram of the adaptive digital filter. The figure shows a non-recursive adaptive digital filter. In this filter, when x (t) is an input signal and d (t) is a target signal, the difference ε (t) between the output signal y (t) and the target signal d (t) is minimized. The filter weight coefficients w _i (i = 0, 1, 2,..., N) are automatically adapted. The difference ε (t) is minimized (adapted) by the LMS algorithm (Least Mean Square Algorithm) or the like.
[0012]
Hereinafter, the non-recursive adaptive digital filter will be described in detail. For simplicity, at t = j
[Expression 1]

[0014]
_Are written as x _j and y _j respectively.
[0015]
[Expression 2]

[0016]
If you
[0017]
[Equation 3]

[0018]
Holds.
[0019]
However, in a transversal filter (transversal filter),
[Expression 4]

[0021]
And T represents transposition.
[0022]
At this time, the error ε _j is
[Equation 5]

[0024]
Given in. Here, when w and E [x _j ], E [d _j ] are known,
[Formula 6]

[0026]
E [ε _j ] is obtained from the above.
[0027]
Also, the evaluation function is [0028]
[Expression 7]

[0029]
[0030]
[Equation 8]

[0031]
Holds. However,
[0032]
[Equation 9]

[0033]
And
[0034]
Since equation (8) is a quadratic form with respect to w, the optimal solution is
[Expression 10]

[0036]
You can get it.
[0037]
Therefore, if R is a positive definite value, the optimum weight vector (vector) is
[Expression 11]

[0039]
Given in.
[0040]
If the minimum value of J when substituting equation (11) into equation (8) is ξ _min ,
[Expression 12]

[0042]
[0043]
[Formula 13]

[0044]
Holds.
[0045]
However, to obtain w ^* directly from equation (11), it is necessary to observe for a long time and to calculate the inverse matrix in order to determine P and R, and w ^* is adaptive in real time. It is difficult to determine.
[0046]
Therefore, if the following LMS algorithm is used, it is not necessary to calculate the correlation function and the inverse matrix, and an approximate solution of equation (11) can be obtained in real time. That is, considering that Equation (8) is a quadratic form related to w, the steepest descent method (a method of obtaining an optimum parameter value by repeatedly updating the value starting from some appropriate initial value) If the idea is applied, the following equation holds.
[0047]
[Expression 14]

[0048]
However, w _j ^* represents w at time j,
[0049]
[Expression 15]

[0050]
Is [0051]
[Expression 16]

[0052]
It means ∂J / ∂w.
[0053]
Here, by appropriately selecting the parameter μ> 0, the stability and convergence speed of the iterative calculation can be changed. Therefore, if ε _j ² is adopted as the estimated value of E [ε _j ² ],
[Expression 17]

[0055]
It can be considered that this represents an estimated amount of ∇j. However,
[0056]
[Expression 18]

[0057]
It is.
[0058]
If the estimated value given in equation (17) is used instead of _{ｊ j} in equation (14), the probability gradient algorithm
[Equation 19]

[0060]
Holds. This equation (19) is called the Widrow-Hoff LMS algorithm or LMS adaptive algorithm. The feature of this algorithm is that it is very easy to calculate. This allows adaptation in real time.
[0061]
The adaptive digital filter as described above can be used for identification of unknown systems. That is, as shown in FIG. 10, when the output signal of the unknown system corresponding to the input signal x (t) is d (t), the adaptive digital filter uses x (t) as the input signal and d (t) is By using the target signal, a transfer function approximate to the transfer function H (z) of the unknown system can be obtained as the transfer function W (z) of the adaptive digital filter. That is, an unknown system can be identified by an adaptive digital filter.
(1) In one aspect of the invention for solving the above problem, an adaptive digital filter identifies a vibration transmission system of a gradient coil, and the gradient coil is detected based on an output signal of the identified adaptive digital filter. A gradient coil vibration isolation method characterized in that it is mechanically driven.
(2) Another aspect of the invention for solving the above problems is a detector for detecting vibration of a gradient coil, and an adaptation for identifying a vibration transmission system of the gradient coil based on a detection signal of the detector. A gradient coil vibration isolator comprising a digital filter and a driver that mechanically drives the gradient coil based on an output signal of the adaptive digital filter.
(3) According to another aspect of the invention for solving the above-described problems, a magnetic field is generated by applying a static magnetic field, a gradient magnetic field, and an RF magnetic field generated by a main magnetic field magnet, a gradient coil, and an RF coil to a subject to be imaged. A magnetic resonance imaging apparatus for collecting signals and reconstructing an image based on the signals, comprising: a detector for detecting vibration of the gradient coil; and a vibration transmission system for the gradient coil based on a detection signal of the detector. A magnetic resonance imaging apparatus comprising: an adaptive digital filter to be identified; and a driver that mechanically drives the gradient coil based on an output signal of the adaptive digital filter.
[0062]
In the invention in each aspect described above, the vibration transmission system of the gradient coil is identified by the adaptive digital filter, and the gradient coil is mechanically driven based on the output signal of the identified adaptive digital filter. Can be prevented.
[0063]
It is preferable that the detector is provided at the attachment portion of the gradient coil in terms of minimizing vibration transmission to the outside. The detector is preferably a piezo sensor in that it generates signal energy itself. It is preferable that the driver is a piezo actuator because the generation efficiency of the driving force is good.
[0064]
DETAILED DESCRIPTION OF THE INVENTION
Hereinafter, embodiments of the present invention will be described in detail with reference to the drawings. The present invention is not limited to the embodiment. FIG. 1 shows a block diagram of the magnetic resonance imaging apparatus. This apparatus is an example of an embodiment of the present invention. An example of an embodiment related to the magnetic resonance imaging apparatus of the present invention is shown by the configuration of the apparatus.
[0065]
As shown in the figure, this apparatus has a magnet system 100. The magnet system 100 includes a main magnetic field magnet unit 102, a gradient coil unit 106, and an RF coil unit 108. Each of the main magnetic field magnet unit 102 and each coil unit is composed of a pair facing each other across a space. Moreover, all have a substantially disk shape and are arranged sharing the central axis. The object 1 is mounted on the cradle 500 and carried into and out of the internal space (bore) of the magnet system 100 by a conveying means (not shown).
[0066]
The cradle 500 is driven by the cradle driving unit 120. Thereby, the object 1 can be moved in the body axis direction in the internal space of the magnet system. The movement in the body axis direction is performed when the imaging area of the target 1 is changed.
[0067]
The main magnetic field magnet unit 102, the gradient coil unit 106, and the RF coil unit 108 are examples of embodiments of the main magnetic field magnet, the gradient coil, and the RF coil in the present invention, respectively.
[0068]
The main magnetic field magnet unit 102 forms a static magnetic field in the internal space of the magnet system 100. The direction of the static magnetic field is substantially orthogonal to the body axis direction of the target 1. That is, a so-called vertical magnetic field is formed. The main magnetic field magnet unit 102 is configured using, for example, a permanent magnet. In addition, you may comprise using not only a permanent magnet but a superconductive electromagnet or a normal electromagnet.
[0069]
The gradient coil section 106 generates three gradient magnetic fields for giving gradients to the static magnetic field strength in the directions of three axes perpendicular to each other, that is, the slice axis, the phase axis, and the frequency axis.
[0070]
When the coordinate axes perpendicular to each other in the static magnetic field space are x, y, and z, any of the axes can be a slice axis. In that case, one of the remaining two axes is a phase axis, and the other is a frequency axis. In addition, the slice axis, the phase axis, and the frequency axis can have arbitrary inclinations with respect to the x, y, and z axes while maintaining the perpendicularity therebetween. This is also referred to as an oblique. In this device, the direction of the body axis of the target 1 is the z-axis direction.
[0071]
The gradient magnetic field in the slice axis direction is also called a slice gradient magnetic field. The gradient magnetic field in the phase axis direction is also referred to as a phase encode gradient magnetic field. The gradient magnetic field in the frequency axis direction is also referred to as a read out gradient magnetic field. The readout gradient magnetic field is synonymous with the frequency encoding gradient magnetic field. In order to make it possible to generate such a gradient magnetic field, the gradient coil unit 106 has three gradient coils (not shown). Hereinafter, the gradient magnetic field is also simply referred to as a gradient.
[0072]
The RF coil unit 108 forms a high-frequency magnetic field for exciting spins in the body of the target 1 in the static magnetic field space. Hereinafter, the formation of a high-frequency magnetic field is also referred to as transmission of an RF excitation signal. The RF excitation signal is also referred to as an RF pulse. An electromagnetic wave generated by the excited spin, that is, a magnetic resonance signal is received by the RF coil unit 108.
[0073]
The magnetic resonance signal is a signal in the frequency domain (Fourier) space. Since the magnetic resonance signal is encoded in two axes by the gradient in the phase axis direction and the frequency axis direction, the magnetic resonance signal is obtained as a signal in a two-dimensional Fourier space. The phase encoding gradient and readout gradient determine the sampling position of the signal in two-dimensional Fourier space. Hereinafter, the two-dimensional Fourier space is also referred to as k-space.
[0074]
By reading the echo signal MR by phase encoding and frequency encoding, k-space data is sampled. A k-space conceptual diagram is shown in FIG. As shown in the figure, the horizontal axis kx of the k space is the frequency axis, and the vertical axis ky is the phase axis.
[0075]
In the figure, each of a plurality of horizontally long rectangles represents a data sampling position on the phase axis. The number written in the rectangle represents the amount of phase encoding. The amount of phase encoding is normalized by π / N. N is the number of samplings in the phase direction. The number of samplings in the phase direction is also referred to as a phase encoding number or a view number. N is, for example, 64-256.
[0076]
The phase encoding amount is 0 at the center of the phase axis ky. The phase encoding amount gradually increases from the center to both ends. The polarities of the increase are opposite to each other. The sampling interval, that is, the difference in phase encoding amount is π / N.
[0077]
A gradient driving unit 130 is connected to the gradient coil unit 106. The gradient driving unit 130 gives a driving signal to the gradient coil unit 106 to generate a gradient magnetic field. The gradient drive unit 130 has three systems of drive circuits (not shown) corresponding to the three systems of gradient coils in the gradient coil unit 106.
[0078]
In order to prevent vibration of the gradient coil unit 106 due to generation of the gradient magnetic field, a vibration isolating unit 110 is provided. Anti-vibration unit 110 is an example of an embodiment of the present invention. An example of an embodiment relating to the gradient coil vibration isolator of the present invention is shown by the configuration of the vibration isolator 110. Further, an example of an embodiment relating to the method of the present invention is shown by the operation of the vibration isolation unit 110. The vibration isolator 110 will be described later.
[0079]
An RF drive unit 140 is connected to the RF coil unit 108. The RF drive unit 140 gives a drive signal to the RF coil unit 108 and transmits an RF pulse to excite spins in the body of the subject 1.
[0080]
A data collection unit 150 is connected to the RF coil unit 108. The data collection unit 150 collects reception signals received by the RF coil unit 108 as digital data.
[0081]
A sequence control unit 160 is connected to the cradle driving unit 120, the gradient driving unit 130, the RF driving unit 140, and the data collecting unit 150. The sequence control unit 160 controls the cradle driving unit 120 or the data collection unit 150 to perform shooting.
[0082]
The sequence control unit 160 is configured using, for example, a computer. The sequence control unit 160 has a memory (not shown). The memory stores a program for the sequence control unit 160 and various data. The function of the sequence control unit 160 is realized by the computer executing a program stored in the memory.
[0083]
The output side of the data collection unit 150 is connected to the data processing unit 170. Data collected by the data collection unit 150 is input to the data processing unit 170. The data processing unit 170 stores the data collected by the data collection unit 150 in a memory. A data space is formed in the memory. This data space corresponds to k-space. The data processing unit 170 reconstructs an image by performing two-dimensional inverse Fourier transform on k-space data.
[0084]
The data processing unit 170 is configured using, for example, a computer. The data processing unit 170 has a memory (not shown). The memory stores a program for the data processing unit 170 and various data.
[0085]
The data processing unit 170 is connected to the sequence control unit 160. The data processing unit 170 is above the sequence control unit 160 and controls it. The function of this apparatus is realized by the data processing unit 170 executing a program stored in the memory.
[0086]
A display unit 180 and an operation unit 190 are connected to the data processing unit 170. The display unit 180 is configured by a graphic display or the like. The operation unit 190 includes a keyboard having a pointing device.
[0087]
The display unit 180 displays the reconstructed image and various information output from the data processing unit 170. The operation unit 190 is operated by the user and inputs various commands and information to the data processing unit 170. The user operates the apparatus interactively through the display unit 180 and the operation unit 190.
[0088]
FIG. 3 shows an example of a pulse sequence used for magnetic resonance imaging. This pulse sequence is a pulse sequence of a gradient echo (GRE) method.
[0089]
That is, (1) is a sequence of α ° pulses for RF excitation in the GRE method, and (2), (3), (4) and (5) are respectively slice gradient Gs, readout gradient Gr, It is a sequence of a phase encoding gradient Gp and a gradient echo MR. The α ° pulse is represented by a center signal. The pulse sequence proceeds from left to right along the time axis t.
[0090]
As shown in the figure, the α ° excitation of the spin is performed by the α ° pulse. α is 90 or less. At this time, the slice gradient Gs is applied, and selective excitation for a predetermined slice is performed.
[0091]
After the α ° excitation, spin phase encoding is performed by the phase encoding gradient Gp. Next, the spin is first dephased by the readout gradient Gr, and then the spin is rephased to generate a gradient echo MR. The gradient echo MR is collected as view data by the data collection unit 150.
[0092]
Such a pulse sequence is repeated 64 to 512 times with a period TR. The phase encoding gradient Gp is changed every time it is repeated, and a different phase encoding is performed each time. Thereby, view data of 64 to 512 views is obtained.
[0093]
The pulse sequence is not limited to the GRE method, but by an appropriate technique such as a spin echo (SE) method, a fast spin echo (FSE) method, or echo planar imaging (EPI). It may be a pulse sequence.
[0094]
View data obtained by such a pulse sequence is collected in the memory of the data processing unit 170. The data processing unit 170 reconstructs an image based on the view data collected in the memory.
[0095]
4 and 5 schematically show the configuration of the magnet system 100. FIG. 4 is a front view, and FIG. 5 is a side view. As shown in these drawings, the magnet system 100 includes an upper magnet unit 111, a lower magnet unit 113, and a yoke 115.
[0096]
The yoke 115 has a vertical limb 155 and a pair of horizontal limbs 151 and 153 extending horizontally from both ends of the vertical limb 155. That is, the yoke 115 has a substantially U-shape when viewed from the side. The upper magnet part 111 and the lower magnet part 113 are respectively attached to the lower surface of the upper horizontal limb 151 and the upper surface of the lower horizontal limb 153 of the U-shaped yoke 115 so as to face each other with a space therebetween. ing. The vertical limbs 155 may be a plurality of (for example, two) pillars parallel to each other.
[0097]
Both the upper magnet part 111 and the lower magnet part 113 have a substantially short cylindrical shape. Each of the upper magnet unit 111 and the lower magnet unit 113 includes the main magnetic field magnet unit 102, the gradient coil unit 106, and the RF coil unit 108 described above.
[0098]
FIG. 6 shows a BB cross section of FIG. As shown in the figure, the main magnetic field magnet unit 102 has a magnet 501. The magnet 501 has a pole piece 503 on the magnetic pole surface. The outer shape of the part composed of the magnet 501 and the pole piece 503 has a short cylindrical shape as a whole. The upper magnet part 111 and the lower magnet part 113 are in a relationship in which the pole pieces 503 face each other.
[0099]
The peripheral edge of the pole piece 503 projects to the opposite side of the magnet 501. A gradient coil portion 106 and an RF coil portion 108 are provided in a space formed inside the protruding peripheral edge portion. Hereinafter, this space is also referred to as a recess.
[0100]
The gradient coil unit 106 and the RF coil unit 108 are disposed such that the gradient coil unit 106 is on the bottom side of the recess and the RF coil unit 108 is on the opening side of the recess. That is, the gradient coil unit 106 and the RF coil unit 108 are arranged in a static magnetic field generated by the magnet 501. The outer shape of each of the gradient coil unit 106 and the RF coil unit 108 is a disc shape.
[0101]
FIG. 7 schematically shows an example of the structure of the gradient coil unit 106. As shown in the figure, the gradient coil section 106 has a coil pattern 602. The coil pattern 602 is enclosed in an electrically insulating support plate 604. The shape of the support plate 604 is a disc shape.
[0102]
A vibration actuator 606 is also enclosed in the support plate 604. The vibration actuator 606 has, for example, an annular structure, and is concentrically enclosed in the central portion of the support plate 604. The vibration actuator 606 is an example of an embodiment of a driver in the present invention.
[0103]
The vibration actuator 606 is given an output signal of the vibration isolator 110. The vibration actuator 606 is deformed in accordance with the output signal of the vibration isolator 110 and applies the accompanying force to the support plate 604. Since the vibration actuator 606 is sealed in the support plate 604, it can effectively transmit force. Note that the attachment of the vibration actuator 606 to the support plate 604 is not limited to encapsulation, and may be appropriate as long as force can be transmitted.
[0104]
As the vibration actuator 606, for example, a piezo actuator is used. The piezo actuator is made of a piezoelectric material or the like, and causes mechanical deformation in response to an electric signal applied from the outside. Piezo actuators are preferable in terms of good driving force generation efficiency. Note that the vibration actuator 606 is not limited to a piezo actuator, and other appropriate actuators may be used.
[0105]
The central portion of the gradient coil unit 106 is attached to a stud 513 with a bolt 608. The stud 513 is provided at the center of the pole piece 503, for example. Note that the position where the stud 513 is provided is not limited to the central portion of the pole piece 503, and may be appropriate.
[0106]
A vibration sensor 610 is provided between the end surface of the stud 513 and the gradient coil unit 106. The vibration sensor 610 detects the vibration of the portion and inputs a detection signal to the vibration isolation unit 110. The vibration sensor 610 is an example of an embodiment of a detector in the present invention.
[0107]
As the vibration sensor 610, for example, a piezo sensor is used. The piezo sensor is made of a piezoelectric material or the like, and generates an electrical signal in accordance with pressure applied from the outside. Piezo sensors are preferred in that they generate signal energy themselves. Note that the vibration sensor 610 is not limited to a piezo sensor, and any other appropriate sensor may be used.
[0108]
FIG. 8 is a block diagram of a vibration isolation system using the vibration isolation unit 110. As shown in the figure, the image stabilization unit 110 includes an adaptive digital filter 112 and an amplifier 114 that amplifies the output signal. The adaptive digital filter 112 is configured by using, for example, a DSP (digital signal processor). The adaptive digital filter 112 is an example of an embodiment of the adaptive digital filter in the present invention.
[0109]
The gradient coil vibration transmission system 600 represents the gradient coil unit 106 as a vibration transmission system. The gradient coil vibration transmission system 600 generates a vibration d (t) corresponding to the input signal x (t). The adaptive digital filter 112 applies an output signal corresponding to the input signal x (t) to the vibration actuator 606 through the amplifier 114 to generate vibration y (t). The input signal x (t) is, for example, a control signal for generating a gradient magnetic field given from the sequence control unit 160.
[0110]
A difference ε (t) between the vibration d (t) and the vibration y (t) is detected by the vibration sensor 610, and the difference signal ε (t) is fed back to the adaptive digital filter 112.
[0111]
The adaptive digital filter 112 performs adaptive processing, that is, identification of the gradient coil vibration transmission system 600 by an adaptive algorithm so that the difference ε (t) is minimized. System identification is done in time and the difference ε (t) is always minimized at each instant.
[0112]
Such an operation minimizes the vibration at the place where the vibration sensor 610 is installed. The installation location of the vibration sensor 610 is an attachment portion of the gradient coil unit 106, and the vibration transmitted to the main magnetic field magnet unit 102 is minimized by minimizing the vibration in this portion.
[0113]
For this reason, the main magnetic field magnet unit 102 does not vibrate as the gradient magnetic field is generated, and no static magnetic field vibration is generated, improving the quality of the reconstructed image. Further, since the vibration of the gradient coil section 106 itself is minimized, noise and the like are greatly reduced or silenced.
[0114]
Moreover, the structure of the attachment part of the gradient coil part 106 can be a simple one using a stud. This facilitates expansion of the space for accommodating the subject to be photographed. In addition, the increased vibration isolation makes it possible to generate a gradient magnetic field with a high slew rate, thereby facilitating high-speed imaging.
[0115]
【The invention's effect】
As described above in detail, according to the present invention, it is possible to realize a method and apparatus for effectively preventing vibration of a gradient coil, and a magnetic resonance imaging apparatus including such an apparatus.
[Brief description of the drawings]
FIG. 1 is a block diagram of a magnetic resonance imaging apparatus.
FIG. 2 is a diagram showing the concept of k-space.
FIG. 3 is a diagram showing an example of a pulse sequence for magnetic resonance imaging.
FIG. 4 is a diagram showing a configuration of a magnet system.
FIG. 5 is a diagram showing a configuration of a magnet system.
FIG. 6 is a diagram showing a configuration of a magnet system.
FIG. 7 is a diagram showing a configuration of a gradient coil section.
FIG. 8 is a block diagram of a vibration isolation system.
FIG. 9 is a conceptual diagram of an adaptive digital filter.
FIG. 10 is a conceptual diagram of system identification by an adaptive digital filter.
[Explanation of symbols]
DESCRIPTION OF SYMBOLS 1 Target 100 Magnet system 102 Main magnetic field magnet part 106 Gradient coil part 108 RF coil part 110 Vibration isolator 120 Cradle drive part 130 Gradient drive part 140 RF drive part 160 Data collection part 160 Sequence control part 170 Data processing part 180 Display part 190 Operation unit 500 Cradle 602 Coil pattern 604 Support plate 606 Vibration actuator 608 Bolt 610 Vibration sensor 513 Stud 600 Gradient coil vibration transmission system 112 Adaptive digital filter 114 Amplifier

Claims (9)

Identify the gradient coil vibration transmission system with an adaptive digital filter,
Mechanically driving the gradient coil based on the output signal of the identified adaptive digital filter;
A gradient coil vibration isolation method characterized by the above. A detector for detecting the vibration of the gradient coil;
An adaptive digital filter for identifying a vibration transmission system of the gradient coil based on a detection signal of the detector;
A driver for mechanically driving the gradient coil based on an output signal of the adaptive digital filter;
A gradient coil vibration isolator comprising: The detector is provided at a mounting portion of the gradient coil.
The gradient coil vibration isolator according to claim 2. The detector is a piezo sensor;
The gradient coil vibration isolator according to claim 2 or claim 3, wherein The driver is a piezo actuator;
The gradient coil vibration isolator according to any one of claims 2 to 4, characterized in that: A magnetic resonance imaging apparatus that collects magnetic resonance signals by applying a static magnetic field, a gradient magnetic field, and an RF magnetic field generated by a main magnetic field magnet, a gradient coil, and an RF coil to an object to be imaged, and reconstructs an image based on the magnetic resonance signal. And
A detector for detecting vibration of the gradient coil;
An adaptive digital filter for identifying a vibration transmission system of the gradient coil based on a detection signal of the detector;
A driver for mechanically driving the gradient coil based on an output signal of the adaptive digital filter;
A magnetic resonance imaging apparatus comprising: The detector is provided at a mounting portion of the gradient coil.
The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 6. The detector is a piezo sensor;
The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 6 or 7, wherein the magnetic resonance imaging apparatus is characterized. The driver is a piezo actuator;
The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 6, wherein the magnetic resonance imaging apparatus is a magnetic resonance imaging apparatus.

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