JP2010125125A - 磁気共鳴イメージング装置 - Google Patents

Abstract

【課題】傾斜磁場コイルの振動によって傾斜磁場コイルとケーブルとの接続部に破損が生じるのを防ぐ。
【解決手段】磁気共鳴現象を利用して被検体内を画像化する磁気共鳴イメージング装置が、被検体が置かれる撮像空間に傾斜磁場を発生させる傾斜磁場コイル１３、傾斜磁場コイル１３に電流を供給する傾斜磁場電源、傾斜磁場コイル１３と傾斜磁場電源とを接続するケーブル１、ならびに、傾斜磁場コイル１３とケーブル１との接続部の近傍部分を傾斜磁場コイル１３に固定するケーブル固定板５およびケーブル固定蓋６を備えるよう構成する。
【選択図】 図３

Description

この発明は、磁気共鳴現象を利用して被検体内を画像化する磁気共鳴イメージング装置に関し、特に、傾斜磁場コイルの振動によって傾斜磁場コイルとケーブルとの接続部に破損が生じるのを防ぐことができる。

磁気共鳴イメージング装置は、静磁場中に置かれた被検体に高周波磁場を印加し、それにより被検体から発せられる磁気共鳴信号をもとに画像を再構成する装置である。かかる磁気共鳴イメージング装置は、磁気共鳴信号から位置情報が得られるように、互いに直交するｘ，ｙ，ｚの各軸に沿って磁場強度が変化する傾斜磁場を撮像空間に発生させる。

そのため、磁気共鳴イメージング装置は、前述した傾斜磁場を発生させる傾斜磁場コイルと、傾斜磁場コイルに電流を供給する傾斜磁場電源とを備える。これら傾斜磁場コイルと傾斜磁場電源とはケーブルを介して接続される。このケーブルは、通常、撮像空間に静磁場を発生させる静磁場磁石や、傾斜磁場コイルが収容される真空容器によって保持・固定される（例えば、特許文献１参照）。

特開２００２−８５３７０号公報

ところで、近年では、撮像の高速化にともなって、磁気共鳴イメージング装置における傾斜磁場の高速スイッチングおよび高強度化が必須となっている。そのため、傾斜磁場を発生させる傾斜磁場コイルの高性能化が進められており、この高性能化にともなって、傾斜磁場コイルに生じる振動が大きくなっている。

しかしながら、前述したように、傾斜磁場コイルと傾斜磁場電源とを接続するケーブルは静磁場磁石や真空容器によって保持されているため、傾斜磁場コイルの振動が大きくなると、それにともなってケーブルも大きく振動する。そして、このケーブルの振動によって、傾斜磁場コイルとケーブルとの接続部に破損が生じる可能性がある。

この発明は、上述した従来技術による課題を解決するためになされたものであり、傾斜磁場コイルの振動によって傾斜磁場コイルとケーブルとの接続部に破損が生じるのを防ぐことができる磁気共鳴イメージング装置を提供することを目的とする。

上述した課題を解決し、目的を達成するため、請求項１記載の本発明は、磁気共鳴現象を利用して被検体内を画像化する磁気共鳴イメージング装置であって、前記被検体が置かれる撮像空間に傾斜磁場を発生させる傾斜磁場コイルと、前記傾斜磁場コイルに電流を供給する傾斜磁場電源と、前記傾斜磁場コイルと前記傾斜磁場電源とを接続するケーブルと、前記ケーブルにおける前記傾斜磁場コイルとの接続部近傍部分を前記傾斜磁場コイルに固定するケーブル固定手段とを備えたことを特徴とする。

請求項１記載の本発明によれば、傾斜磁場コイルの振動によって傾斜磁場コイルとケーブルとの接続部に破損が生じるのを防ぐことができるという効果を奏する。

以下に添付図面を参照して、この発明に係る磁気共鳴イメージング装置およびＲＦコイルの好適な実施例を詳細に説明する。なお、以下に示す実施例では、磁気共鳴イメージング装置を「ＭＲＩ（Magnetic Resonance Imaging）装置」と呼ぶ。

まず、本実施例に係るＭＲＩ装置の構成について説明する。図１は、本実施例に係るＭＲＩ装置の構成を示すブロック図である。図１に示すＭＲＩ装置１００は、傾斜磁場コイルが真空容器内に封入されて配置された、いわゆる静音化型のＭＲＩ装置である。

図１に示すように、ＭＲＩ装置１００は、架台１０、傾斜磁場電源２０、送信部３０、受信部４０、シーケンス制御部５０および計算機システム６０を有する。また、架台１０は、静磁場磁石１１、真空容器１２、傾斜磁場コイル１３、ＲＦコイル１４、寝台天板１５を有する。

静磁場磁石１１は、円筒状に形成されており、図示していない静磁場電源から供給される電流により、筒内部に形成された撮像空間Ｓに静磁場を発生させる。

真空容器１２は、円筒状に形成され、静磁場磁石１１の内側に配置されている。かかる真空容器１２において、円筒の外壁と内壁との間には密閉された内部空間が形成されている。この内部空間は、診断時には、図示していない真空ポンプによって大気圧よりも実質的に低い気圧（真空）となるように調整される。

傾斜磁場コイル１３は、円筒状に形成され、真空容器１２の内部空間に配置されている。この傾斜磁場コイル１３は、互いに直交するｘ，ｙ，ｚの各軸に対応する３つのコイルによって構成されている。これら３つのコイルは、傾斜磁場電源２０から供給される電流により、ｘ，ｙ，ｚの各軸に沿って磁場強度が変化する傾斜磁場を撮像空間Ｓに発生させる。

なお、本実施例では、図１に示すように、円筒の軸方向の長さを比較した場合に、傾斜磁場コイル１３の長さが静磁場磁石の長さよりも短いこととする。

ＲＦコイル１４は、傾斜磁場コイル１３の内側で被検体Ｐに対向するように配設されている。このＲＦコイル１４は、送信部３０から高周波パルスの供給を受けて被検体Ｐに高周波磁場を印加する。また、ＲＦコイル１４は、励起によって被検体Ｐの水素原子核から放出される磁気共鳴信号を受信する。

寝台天板１５は、診断時に被検体Ｐを撮像空間Ｓ内へ移動する。この寝台天板１５は、図示していない寝台装置によって駆動される。

傾斜磁場電源２０は、シーケンス制御部５０によって駆動され、傾斜磁場コイル１３に電流を供給する。この傾斜磁場電源２０は、図示していないケーブルを介して傾斜磁場コイル１３と接続されている。

送信部３０は、シーケンス制御部５０によって駆動され、ＲＦコイル１４にＲＦパルスを送信する。

受信部４０は、シーケンス制御部５０によって駆動され、ＲＦコイル１４によって受信された磁気共鳴信号を検出し、検出した磁気共鳴信号をデジタル化して得られる生データをシーケンス制御部５０に送信する。

シーケンス制御部５０は、計算機システム６０による制御のもと、傾斜磁場電源２０、送信部３０および受信部４０を駆動することによって、被検体Ｐのスキャンを行う。また、シーケンス制御部５０は、スキャンを行った結果として受信部４０から生データが送信されると、その生データを計算機システム６０に送信する。

計算機システム６０は、ＭＲＩ装置１００全体を制御する。例えば、撮像に関する制御としては、計算機システム６０は、操作者から入力された撮像条件に基づいてシーケンス制御部５０にスキャンを実行させる。そして、スキャンの結果としてシーケンス制御部５０から生データが送信されると、その生データから画像を再構成する。

以上、本実施例に係るＭＲＩ装置１００の構成について説明した。このような構成のもと、本実施例では、ケーブル１における傾斜磁場コイル１３との接続部近傍部分を傾斜磁場コイル１３に固定することによって、傾斜磁場コイル１３とケーブルとの接続部にケーブルの振動による負荷が集中しないようにしている。これにより、傾斜磁場コイル１３の振動によって傾斜磁場コイル１３とケーブルとの接続部に破損が生じるのを防ぐことができる。

図２は、傾斜磁場コイル１３およびケーブル１を示す斜視図である。図２に示すように、傾斜磁場コイル１３には６本のケーブル１が接続されている。各ケーブル１における傾斜磁場コイル１３側の端部は、傾斜磁場コイル１３を構成する３つのコイルそれぞれのプラス端子およびマイナス端子に接続されている。一方、各ケーブル１における傾斜磁場コイル１３の反対側の端部は、図１に示した傾斜磁場電源２０にそれぞれ接続される（図２では、傾斜磁場電源２０から取り外された状態で示されている）。

図３は、傾斜磁場コイル１３とケーブル１との接続部を示す図である。図３に示すように、各ケーブル１の傾斜磁場コイル１３側の端部には、それぞれケーブル端子３が設けられている。また、ケーブル１とケーブル端子３との接続部分は熱収縮チューブ９で覆われている。

一方、傾斜磁場コイル１３の端部には、ケーブル１の本数と同じ数だけコイル凹部２が形成されている。また、図３では図示を省略しているが、各コイル凹部２の内側にはコイル端子部がそれぞれ設けられている。そして、各コイル端子部には、それぞれ、ケーブル端子固定用ボルト４を用いてケーブル１のケーブル端子３が取り付けられている。

図４は、傾斜磁場コイル１３のコイル凹部２およびコイル端子部を示す斜視図である。図４に示すように、各コイル凹部２の内側にはコイル端子部８がそれぞれ設けられており、各コイル端子部８には、ケーブル端子固定用ボルト４の先端がねじ込まれるネジ穴８ａが形成されている。ここで、各コイル端子部８は、ケーブル端子３が取り付けられた場合に、傾斜磁場コイル１３によって発生する傾斜磁場の磁束に沿って各ケーブル１が配置されるように形成されている。

図５〜７は、コイル端子部８の形状を説明するための図である。図５に示すように、コイル端子部８は、ケーブル端子３が取り付けられる取り付け面が所定の傾斜角度で傾斜するように形成されている。この取り付け面の傾斜角度は、傾斜磁場コイル１３が発生させる傾斜磁場の磁束の方向に基づいて決められている。

具体的に説明すると、図６に示すように、傾斜磁場コイル１３によって発生する傾斜磁場の磁束は、傾斜磁場コイル１３の内側では円筒の軸方向に沿うが、傾斜磁場コイル１３の端部では円筒の外側に向けて放射状に拡がるように形成される。そこで、コイル端子部８は、図７に示すように、ケーブル端子３がコイル端子部８に取り付けられた場合に、傾斜磁場コイル１３によって発生する傾斜磁場の磁束に沿ってケーブル１が配置されるように、前述した取り付け面の傾斜角度が決められている。

このように、傾斜磁場の磁束に沿ってケーブル１が配置されるように、ケーブル端子３が所定の傾斜角度でコイル端子部８に取り付けられることによって、ケーブル１に生じるローレンツ力が抑えられる。

また、傾斜磁場コイル１３に設けられているコイル凹部２の凹みは、ケーブル端子３の大きさと概略一致する寸法に形成されている。これにより、ケーブル端子３がコイル端子部８に取り付けられた場合に、ケーブル端子３の動きがコイル凹部２によって制限される。

また、図７に示すように、ケーブル１とケーブル端子３との接続部分が熱収縮チューブ９で覆われていることによって、ケーブル端子３部分を絶縁するとともに、ケーブル１とケーブル端子３との接続部分、および、ケーブル１と傾斜磁場コイル１３との接続部分を保護することができる。

また、ここでは図示を省略しているが、傾斜磁場コイル１３に形成されたコイル凹部２には絶縁用のシリコンが充填される。コイル凹部２の内側にシリコンを注入することによって、容易かつ確実に端子部を絶縁することが可能になる。

通常、静音化型のＭＲＩ装置では、傾斜磁場コイルとケーブルとの接続部分は真空下に置かれるため、放電防止のために端子部を絶縁する必要がある。傾斜磁場コイルに高電圧が印加されると絶縁破壊のリスクが高まるため、従来は端子部を絶縁用のシリコンで覆うだけであった。しかし、この方法では作業者によってばらつきが生じる場合があった。また、ケーブルが太くなるとそれにつれて端子も大きくなるが、その場合、シリコンを塗布するだけでは十分な絶縁性能を保つのが困難であった。これに対し、本実施例では、コイル凹部２の内側にシリコンを注入することによって、容易かつ確実に端子部を絶縁することが可能になるので、作業者によらない確実な絶縁処理を行うことができる。

図３に戻って、傾斜磁場コイル１３には、ケーブル固定板５が取り付けられている。このケーブル固定板５は、ケーブル１におけるケーブル端子３の近傍部分を下方から支持している。そして、ケーブル固定板５において、ケーブル１が置かれている各部には、ケーブル１を上から押さえるようにケーブル固定蓋６がそれぞれ取り付けられている。

図８は、ケーブル固定板５を示す斜視図である。図８に示すように、ケーブル固定板５は、傾斜磁場コイル１３の端部に沿った弧状に形成されている。また、ケーブル固定板５には、ケーブル１が置かれる位置に溝状に形成されたケーブル載置部５ａと、ケーブル固定板５を傾斜磁場コイル１３に取り付けるためのネジが差し込まれる挿通孔５ｂが形成されている。

図９は、ケーブル固定蓋６を示す斜視図である。図９に示すように、ケーブル固定蓋６には、ケーブル１を押さえるケーブル押さえ部６ａと、ケーブル固定蓋６をケーブル固定板５に取り付けるためのネジが差し込まれる挿通孔６ｂとが形成されている。

ケーブル固定蓋６がケーブル１を押さえた状態で、ネジを用いてケーブル固定蓋６をケーブル固定板５に固定することによって、ケーブル１におけるケーブル端子３の近傍部分が傾斜磁場コイル１３に固定される。すなわち、ケーブル固定板５およびケーブル固定蓋６は、ケーブル１における傾斜磁場コイル１３との接続部近傍部分を傾斜磁場コイル１３に固定する「ケーブル固定手段」となる。

図３に戻って、ケーブル固定板５には、傾斜磁場コイル１３の端部に沿ってケーブル固定板５から伸びるように、ケーブルさばき板７が取り付けられている。このケーブルさばき板７は、傾斜磁場コイル１３によって発生する傾斜磁場の磁束に沿ってケーブル１が配置されるように、ケーブル１を下方から支持している。

図１０は、ケーブルさばき板７を示す斜視図である。図１０に示すように、ケーブルさばき板７は、傾斜磁場コイル１３の端部に沿って湾曲する板状に形成されている。また、ケーブルさばき板７には、ケーブルさばき板７をケーブル固定板５に取り付けるためのネジが差し込まれる挿通孔７ａと、インシュロック等を用いてケーブル１を適宜にケーブルさばき板７に固定するためのケーブル固定用孔７ｂとが形成されている。

図１１および１２は、ケーブルさばき板７の形状を説明するための図である。図１１に示すように、ケーブルさばき板７は、傾斜磁場コイル１３に接続された各ケーブル１を下方から支持するように形成されている。ここで、ケーブルさばき板７は、図１２に示すように、ケーブルさばき板７の上にケーブル１が置かれた場合に、傾斜磁場コイル１３によって発生する傾斜磁場の磁束に沿ってケーブル１が配置されるように、形状が決められている。

このように、ケーブルさばき板７が、傾斜磁場の磁束に沿ってケーブル１が配置されるようにケーブル１を支持することによって、ケーブル１に生じるローレンツ力がさらに抑えられる。

上述してきたように、本実施例によれば、ケーブル固定板５およびケーブル固定蓋６が、ケーブル１におけるケーブル端子３との接続部近傍部分を傾斜磁場コイル１３に固定する。したがって、傾斜磁場コイル１３とケーブルとの接続部にケーブルの振動による負荷が集中しないようになるので、傾斜磁場コイルの振動によって傾斜磁場コイルとケーブルとの接続部に破損が生じるのを防ぐことができる。

また、本実施例によれば、傾斜磁場コイル１３は、ケーブル端子３が接続されるコイル端子部８を有しており、ケーブル端子３は、傾斜磁場の磁束に沿ってケーブル１が配置されるように、所定の傾斜角度でコイル端子部８に取り付けられる。したがって、ケーブル１に生じるローレンツ力が抑えられ、ケーブル１の振動を低減することができる。また、ケーブル１の振動による騒音を低減することができる。

また、本実施例によれば、ケーブルさばき板７が、傾斜磁場コイル１３に設けられ、傾斜磁場の磁束に沿ってケーブル１が配置されるように当該ケーブル１を支持する。したがって、ケーブル１に生じるローレンツ力がさらに抑えられ、ケーブル１の振動をより低減することができる。また、傾斜磁場コイル１３の振動によってケーブル１にストレスが生じるのを防ぐことができる。

また、本実施例によれば、コイル端子部８は、傾斜磁場コイル１３においてケーブル端子３との接続箇所に形成されたコイル凹部２の内側に設置されており、当該コイル凹部２には絶縁用のシリコンが充填される。したがって、容易かつ確実に端子部を絶縁することが可能になり、真空環境下での放電を防止することができる。また、傾斜磁場コイル１３やケーブルの振動によってケーブル接続部に緩みが生じるのを防ぐことができる。

また、本実施例によれば、傾斜磁場コイル１３に設けられたコイル凹部２の凹みは、ケーブル端子の大きさと概略一致する寸法に形成されている。したがって、ケーブル端子３がコイル端子部８に取り付けられた場合に、ケーブル端子３の動きがコイル凹部２によって制限されるので、ケーブル接続部に緩みが生じるのをより強固に防ぐことができる。

なお、本実施例では、１つのコイル端子部８に１つのケーブル端子３が取り付けられる場合について説明したが、例えば、コイル端子部８は、複数のケーブル端子３を並べて取り付け可能に形成されていてもよい。

図１３は、１つのコイル端子部８が複数のケーブル端子３を支持する場合を説明するための図である。図１３は、コイル端子部８が２つのケーブル端子を支持する場合を示している。図１３に示すように、この場合には、コイル端子部８が、ケーブル端子３を２つ並べた幅よりも大きな幅を有するように形成される。

これにより、１本のケーブルをそのケーブルより細い複数のケーブルに置き換えることができるようになる。一般的に、ケーブルは、太さが増せば振動の大きさも大きくなるので、上記のようにケーブルを細いケーブルに置き換えることによって、ケーブルの振動を低減することができる。

また、本実施例では、ケーブル端子３が、コイル端子部８に設けられた取り付け面に取り付けられる場合について説明したが、例えば、コイル端子部８に設けられた取り付け面が、ケーブル端子３が嵌合される嵌合部を有するように形成されていてもよい。

図１４は、コイル端子部８に設けられた取り付け面が嵌合部を有するように形成されている場合を説明するための図である。図１４に示すように、この場合には、例えば、コイル端子部８に設けられた取り付け面に、ケーブル端子３の大きさに概略一致する寸法の嵌合凹部８ｂが形成される。この嵌合凹部８ｂにケーブル端子３をはめ込むことによって、ケーブル端子３が所定の位置に位置決めされるので、傾斜磁場コイル１３やケーブルの振動によってケーブル接続部に緩みが生じるのを防ぐことができる。

また、本実施例では、図１に示したように、円筒の軸方向の長さを比較した場合に、傾斜磁場コイル１３の長さが静磁場磁石の長さよりも短いこととした。これに対し、従来のＭＲＩ装置の中には、円筒の軸方向の長さを比較した場合に、傾斜磁場コイルの長さが静磁場磁石の長さよりも長いものもある。そのようなＭＲＩ装置では、傾斜磁場コイルの端部において上下に空間を確保することができるので、傾斜磁場コイルの端部から垂れ下がるようにケーブルを取り付けることが可能である。その場合には、重力の影響が小さくなる分だけケーブルの振動は小さくなる。したがって、円筒の軸方向の長さを比べた場合に、傾斜磁場コイルの長さが静磁場磁石の長さよりも短い場合のほうが、より顕著に本発明の効果を得ることができる。

以上のように、本発明に係る磁気共鳴イメージング装置は、傾斜磁場コイルと傾斜磁場電源とがケーブルで接続されている場合に有用であり、特に、傾斜磁場コイルが大きく振動する場合に適している。

本実施例に係るＭＲＩ装置の構成を示すブロック図である。 傾斜磁場コイルおよびケーブルを示す斜視図である。 傾斜磁場コイルとケーブルとの接続部を示す図である。 傾斜磁場コイルのコイル凹部およびコイル端子部を示す斜視図である。 コイル端子部の形状を説明するための図（１）である。 コイル端子部の形状を説明するための図（２）である。 コイル端子部の形状を説明するための図（３）である。 ケーブル固定板を示す斜視図である。 ケーブル固定蓋を示す斜視図である。 ケーブルさばき板を示す斜視図である。 ケーブルさばき板の形状を説明するための図（１）である。 ケーブルさばき板の形状を説明するための図（２）である。 １つのコイル端子部が複数のケーブル端子を支持する場合を説明するための図である。 コイル端子部に設けられた取り付け面が嵌合部を有するように形成されている場合を説明するための図である。

符号の説明

１ ケーブル
２ コイル凹部
３ ケーブル端子
４ ケーブル端子固定用ボルト
５ ケーブル固定板
５ａ ケーブル載置部
５ｂ 挿通孔
６ ケーブル固定蓋
６ａ ケーブル押さえ部
６ｂ 挿通孔
７ ケーブルさばき板
７ａ 挿通孔
７ｂ ケーブル固定用孔
８ コイル端子部
８ａ ネジ穴
８ｂ 嵌合凹部
９ 熱収縮チューブ
１０ 架台
１１ 静磁場磁石
１２ 真空容器
１３ 傾斜磁場コイル
１４ ＲＦコイル
１５ 寝台天板
２０ 傾斜磁場電源
３０ 送信部
４０ 受信部
５０ シーケンス制御部
６０ 計算機システム
１００ ＭＲＩ装置（磁気共鳴イメージング装置）

Claims (7)

1. 磁気共鳴現象を利用して被検体内を画像化する磁気共鳴イメージング装置であって、
   前記被検体が置かれる撮像空間に傾斜磁場を発生させる傾斜磁場コイルと、
   前記傾斜磁場コイルに電流を供給する傾斜磁場電源と、
   前記傾斜磁場コイルと前記傾斜磁場電源とを接続するケーブルと、
   前記ケーブルにおける前記傾斜磁場コイルとの接続部近傍部分を前記傾斜磁場コイルに固定するケーブル固定手段と
   を備えたことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
2. 前記ケーブルは、前記傾斜磁場コイル側の端部に設けられたケーブル端子を有し、
   前記傾斜磁場コイルは、前記ケーブル端子が接続されるコイル端子部を有し、
   前記ケーブル端子は、前記傾斜磁場の磁束に沿って前記ケーブルが配置されるように、所定の傾斜角度で前記コイル端子部に取り付けられることを特徴とする請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。
3. 前記傾斜磁場コイルに設けられ、前記傾斜磁場の磁束に沿って前記ケーブルが配置されるように当該ケーブルを支持するケーブル支持手段をさらに備えたことを特徴とする請求項１または２に記載の磁気共鳴イメージング装置。
4. 前記コイル端子部は、前記傾斜磁場コイルにおいて前記ケーブル端子との接続箇所に形成されたコイル凹部の内側に設置されており、当該コイル凹部には絶縁用樹脂が充填されることを特徴とする請求項２または３に記載の磁気共鳴イメージング装置。
5. 前記傾斜磁場コイルに設けられた前記コイル凹部の凹みは、前記ケーブル端子の大きさと概略一致する寸法に形成されていることを特徴とする請求項４に記載の磁気共鳴イメージング装置。
6. 前記コイル端子部は、複数のケーブル端子を並べて取り付け可能に形成されていることを特徴とする請求項２〜５のいずれか一つに記載の磁気共鳴イメージング装置。
7. 前記コイル端子部は、前記ケーブル端子が嵌合される嵌合部を有することを特徴とする請求項２〜６のいずれか一つに記載の磁気共鳴イメージング装置。

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