JP3394933B2 - Magnetic resonance imaging equipment - Google Patents
Magnetic resonance imaging equipmentInfo
- Publication number
- JP3394933B2 JP3394933B2 JP2000013234A JP2000013234A JP3394933B2 JP 3394933 B2 JP3394933 B2 JP 3394933B2 JP 2000013234 A JP2000013234 A JP 2000013234A JP 2000013234 A JP2000013234 A JP 2000013234A JP 3394933 B2 JP3394933 B2 JP 3394933B2
- Authority
- JP
- Japan
- Prior art keywords
- magnetic field
- coil
- gradient
- vibration
- gradient magnetic
- Prior art date
- Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
- Expired - Lifetime
Links
Description
【発明の詳細な説明】
【０００１】
【発明の属する技術分野】本発明は一様な静磁場中に被
検体を配置し、該被検体に対し傾斜磁場及び高周波パル
ス等を印加し、磁気共鳴現象に基づく磁気共鳴診断画像
を生成する磁気共鳴イメージング装置に関し、特に、傾
斜磁場コイルの駆動に伴って発生する騒音の抑制に関す
る。
【０００２】
【従来の技術】一般にこの種の磁気共鳴イメージング装
置は、静磁場を発生する静磁場磁石、傾斜磁場を発生す
る傾斜磁場コイル、および高周波（ＲＦ）パルスを発生
するＲＦコイルを備える。静磁場磁石が発生した一様な
静磁場中に被検体を配置し、イメージング法に応じたパ
ルスシーケンスを実行して傾斜磁場コイルによる傾斜磁
場、およびＲＦコイルによるＲＦパルスを所定条件で印
加し、被検体からのエコー信号を収集する。収集された
エコー信号は再構成処理され、被検体の断面を表す磁気
共鳴画像が得られる。
【０００３】近年、磁気共鳴イメージング装置の技術分
野では、高速イメージング技術が進歩してきており、盛
んな研究開発が進められている。ＭＲＩ高速イメージン
グでは、傾斜磁場の高速スイッチング及びその高強度化
が必要不可欠である。この場合において傾斜磁場コイル
に流れる電流と静磁場との相互作用による力が傾斜磁場
コイルに発生し、これにより傾斜磁場コイルが振動し、
その振動音が騒音の原因となっている。この騒音は１０
０ｄｂ（Ａ）以上が普通であり、耳栓やヘッドフォーン
を装着させるなど被検体に対する防音措置が講じられて
いる。
【０００４】また、従来の磁気共鳴イメージング装置に
おける騒音低減に関する幾つかの公知技術がある。例え
ば特開平６３−２４６１４６号公報、アメリカ合衆国特
許第５，７９３，２１０号明細書、及び特願平８−２７
４６０９号明細書に記載されているように、傾斜磁場コ
イルを真空容器に収容し、傾斜磁場コイルから発生する
振動音の空気伝播の抑制を図る技術がある。
【０００５】また、振動吸収装置（ダンパー）を介して
傾斜磁場コイルを支持することで、傾斜磁場コイル自体
の固体振動伝播の抑止を図る技術も知られている。
【０００６】
【発明が解決しようとする課題】上記従来の磁気共鳴イ
メージング装置における騒音低減効果は十分ではない。
即ち、上記従来例では傾斜磁場コイルに関する騒音低減
に関し、騒音の発生源として傾斜磁場コイルのみを考慮
しており、傾斜磁場コイルに接続されるケーブルなどの
構成部品が騒音の発生要因となり得ることを考慮してい
ない。
【０００７】本発明は上記事情を考慮してなされたもの
であり、その目的は、騒音低減効果に優れた磁気共鳴イ
メージング装置を提供することにある。特に、真空収容
による傾斜磁場コイルからの振動音の空気伝播および振
動吸収装置による固体振動伝播の抑止効果を有効に発揮
させることのできる磁気共鳴イメージング装置を提供す
ることにある。
【０００８】
【課題を解決するための手段】本発明は、静磁場を発生
する静磁場磁石、傾斜磁場を発生する傾斜磁場コイル、
および高周波パルスを発生する高周波コイルを備え、前
記静磁場磁石が発生した一様な静磁場中に配置された被
検体に対しイメージング法に応じたパルスシーケンスを
実行して前記傾斜磁場コイルによる傾斜磁場、および前
記高周波コイルによる高周波パルスを所定条件で印加
し、前記被検体からのエコー信号を収集するとともに該
エコー信号を再構成処理して前記被検体の磁気共鳴画像
を得る磁気共鳴イメージング装置において、前記傾斜磁
場コイルを真空容器に収容すると共に、前記傾斜磁場コ
イルに電流を供給するための複数のケーブルそれぞれ
を、前記静磁場磁石が作る磁束の方向であって、互いに
相違する方向に沿って、円筒中心軸から外側に向かって
放射状に配設するとともに、前記複数のケーブルを集線
する固定部材を弾性部材を介して前記静磁場磁石を収容
する真空容器の端面に固定する。
【０００９】
【００１０】
【００１１】
【００１２】
【００１３】
【００１４】
【００１５】
【００１６】
【００１７】
【００１８】
【００１９】
【００２０】
【００２１】
【発明の実施の形態】以下、図面を参照しながら本発明
の実施形態を説明する。
【００２２】図１は本発明の一実施形態に係る磁気共鳴
イメージング装置の内部構成を示す正面図、図２は同装
置を側面から見た際の断面図である。
【００２３】静磁場磁石１には、超電導コイル（不図
示）が真空容器に収容されており、この超電導コイルは
極低温状態で超電導状態となって一様な静磁場を発生す
る。通常のＭＲ撮影において必要とされる静磁場強度は
０．１〜１テスラ程度である。静磁場の空間的な均一性
は数１０ｐｐｍ以下であることが要求され、撮影領域は
直径が５０ｃｍ程度の球状である。
【００２４】傾斜磁場コイル２は任意の撮影断面を決め
たり、被検体からのＲＦ信号に位置情報を付加するなど
の目的で主磁場に線形の傾斜をもたせるためのものであ
る。一般に、傾斜磁場コイル２は直交するｘ，ｙ，ｚの
各軸方向にそれぞれ傾斜した磁場を作る独立した３組の
コイルセットＧｘ，Ｇｙ，Ｇｚより構成される。特に本
実施形態の傾斜磁場コイル２は、能動遮蔽型傾斜磁場コ
イル（Actively Shield Gradient Coil：ＡＳＧＣ）で
あって、能動遮蔽型傾斜磁場コイルは傾斜磁場を発生す
る主コイルと、主コイルの外側に設けられ、主コイルに
より発生された傾斜磁場が傾斜磁場コイルの外側へ漏洩
することを防ぐための逆向きの磁場を発生するアクティ
ブシールドコイルとからなる。
【００２５】円筒形状をなす傾斜磁場コイル２のさらに
内側には、ＲＦコイル１０が配置される。このＲＦコイ
ル１０は、全身（Hole Body）用のＲＦコイルであっ
て、高周波（ＲＦ）磁場を被検体に送信し、該被検体か
らの磁気共鳴（ＭＲ）信号を受信するためのものであ
る。
【００２６】傾斜磁場コイル２は、防振ゴム１２及び位
置調整用ボルト１１を介して支持アーム１３により支持
されている。その支持点は傾斜磁場コイル２の側面の４
箇所および底面２箇所である。弾性素材からなる防振ゴ
ム１２は広義には振動吸収装置（ダンパー）を構成し、
傾斜磁場コイル２の固体振動を減衰させ、これが位置調
整用ボルト１１を介して支持アーム１３に伝播するのを
効果的に防止できる。位置調整用ボルト１１は傾斜磁場
コイル２の配置を微小調整するためのものである。支持
アーム１３はシャフト１４を介してベース１５に取付け
られている。
【００２７】傾斜磁場コイル２は静磁場磁石１と同様に
真空容器３内に収容されている。図１はこの真空容器３
の正面部分を取り外した状態を示す。図２より明らかな
ように真空容器３の一部分は静磁場磁石１の真空容器の
一部分である。
【００２８】真空容器３にはＯ字型リングを介して真空
管６及び真空ポンプ７が接続されている。真空ポンプ７
の吸気動作により真空容器３内は真空に保たれる。その
真空度は傾斜磁場コイル２による振動音の空気伝播を遮
断できる程度で良く、具体的には数百パスカル程度で十
分である。また遮音効果は次のように表される。なお、
次式におけるＰ１は真空容器３内の真空度（パスカル）
である。
【００２９】Ｓ＝２０ｌｏｇ10（Ｐ１／１．０１３２５
×１０5）（デシベル：ｄＢ）
例えば、真空容器３内の真空度が１０００パスカルであ
れば約４０ｄＢの遮音効果が得られることになる。
【００３０】また真空容器３には、図２に示すように傾
斜磁場コイル２から発生する熱を水冷で放出するカプラ
及びチューブ１７が接続されている。
【００３１】真空容器３の底部においてシャフト１４に
対応する位置には金属製のベローズ（蛇腹）８が設けら
れており、これにより所要の真空度および分解／組立性
が確保されている。
【００３２】本実施形態の磁気共鳴イメージング装置で
は、上記のように、傾斜磁場コイル２が真空容器３に収
容されており、またこの傾斜磁場コイル２は振動吸収装
置（ダンパー）を介してベース１５に接続されており、
傾斜磁場コイル２から発生する振動音の空気伝播および
固体振動伝播の抑止が図られているが、さらに、より細
部にわたる４種類の騒音抑止策が講じられている。
【００３３】第１の騒音抑止策では傾斜磁場コイル２に
電流を供給するケーブルの振動を抑止する。すなわち、
該ケーブルに静磁場磁石１が作る磁界の影響でローレン
ツ力が発生し、このローレンツ力によりケーブル自体が
振動するのを抑止する。
【００３４】このため、図１に示すように傾斜磁場コイ
ル２の端部に接続され真空容器３の内外に延びるケーブ
ルの配設方向を静磁場磁石１が作る磁束の方向に沿う方
向、ここでは架台正面から見て円筒中心軸Ｏを中心とす
る放射方向Ｉ１，Ｉ２，およびＩ３に略沿った方向とす
る。
【００３５】すなわち、真空容器３内の部分４１ａ及び
フランジ４３ａを介して真空容器３の外部に延びる部分
４２ａからなるケーブルは放射方向Ｉ１にほぼ沿った方
向に配設され、真空容器３内の部分４１ｂ及びフランジ
４３ｂを介して真空容器３の外部に延びる部分４２ｂか
らなるケーブルは放射方向Ｉ２にほぼ沿った方向に配設
され、真空容器３内の部分４１ｃ及びフランジ４３ｃを
介して真空容器３の外部に延びる部分４２ｃからなるケ
ーブルは放射方向Ｉ２にほぼ沿った方向に配設されてい
る。
【００３６】いずれのケーブル部分においても、これを
流れる電流の向きは静磁場磁石１が作る磁束に沿う方向
であるからローレンツ力がほとんど発生せず、つまり力
学的振動は発生せず騒音を発しない。なお、ケーブル配
置空間に制限がある場合等は真空容器３内のケーブル部
分（４１ａ，４１ｂ，および４１ｃ）のみを上記のよう
に放射配置するようにしても良い。
【００３７】第２の騒音抑止策では上記ケーブルを媒介
とした振動の伝播を抑止する。つまり、傾斜磁場コイル
２の振動が上記した振動吸収装置（ダンパー）により吸
収され、位置調整用ボルト１１以降への固体振動伝播が
抑止されているにもかかわらず、ケーブルが媒介となっ
て真空容器３や静磁場磁石１に振動が伝播するのを抑止
する。
【００３８】このため、ケーブル部分（４１ａ，４２
ａ，４１ｂ，４２ｂ，．．．）の全部又は一部として、
一端から他端への振動伝播が消失する程度に可撓（と
う）性を有するものを用いる。可撓性付与のためには、
ケーブルの構成素材を好適な素材とすることに加え、素
線を可能な限り細くすることが好ましい。
【００３９】したがって、ケーブルが媒介となって真空
容器３や静磁場磁石１に振動が伝播するのを抑止でき
る。また仮に、上記したように静磁場磁石１が作る磁界
の影響でケーブルにローレンツ力が発生し、このローレ
ンツ力によりケーブル自体が振動したとしても、該振動
が真空容器３や静磁場磁石１に伝播することを抑止でき
る。
【００４０】第３の騒音抑止策では、ケーブルからの振
動をその固定位置において伝播抑止する。図３は静磁場
磁石へのケーブル固定位置の近傍を拡大して示す断面図
である。
【００４１】真空容器３の外部に延びるケーブル部分４
２ａ，４２ｂ，および４２ｃを静磁場磁石１に固定する
ための固定板１６と静磁場磁石１との間に弾性部材１８
を介在させている。なお、図３及び図２においては簡略
化の為、ケーブル部分４２ａのみが示されている。弾性
部材１８は例えばゴムからなる。
【００４２】上記したようにケーブルが傾斜磁場コイル
２からの振動の媒介となったり、ケーブル自身がローレ
ンツ力により振動したような場合であっても、これらの
振動は弾性部材１８により吸収され、静磁場磁石１に伝
播するのを抑止できる。
【００４３】第４の騒音抑止策では、振動源からの振動
を剛性の高い非振動部分に導くことでこれを遮断する。
図４は、図１乃至図３に示したものとは異なる他の磁気
共鳴イメージング装置を示す斜視図である。
【００４４】図４において、傾斜磁場コイル３０から延
びたケーブル２２は、少ない本数に束ねられた上でケー
ブル固定板２０に固定されている。このケーブル固定板
２０の２箇所は、静磁場磁石１の取り付け板２４及び取
り付け板２５に対して弾性部材を介して取付けられてお
り、１箇所がベース１５に対して取付けられている。ベ
ース１５は設置床面等の剛体に頑丈に固定された非振動
部分である。
【００４５】このようにケーブル固定板２０を非振動部
材であるベース１５に固定しておくことで、振動源から
の振動、すなわちケーブル２２を媒介として伝播してき
た傾斜磁場コイル２の振動やローレンツ力によるケーブ
ル２２自体の振動をベース１５の存在により遮断でき
る。
【００４６】以上説明したように、本実施形態の磁気共
鳴イメージング装置では、傾斜磁場コイルに電流を供給
するケーブル自体の振動を抑止し、またケーブルを媒介
とした振動の伝播を抑止し、またケーブルからの振動を
その固定位置において伝播抑止し、そして振動源からの
振動を剛性の高い非振動部分に導くことでこれを遮断す
る。
【００４７】このような本実施形態によれば、真空収容
による傾斜磁場コイルからの振動音の空気伝播、及び振
動吸収装置による固体振動伝播の抑止効果を有効に発揮
させることができ、騒音低減効果に優れた磁気共鳴イメ
ージング装置を提供できる。
【００４８】尚、本発明は上述した実施形態に限定され
ず、種々変形して実施可能である。
【００４９】例えば、上述した４種類の騒音抑止策は独
立しており、各々を単独で実施した場合であっても効果
が得られる。また、傾斜磁場コイルを真空容器に収容し
ない装置構成又は傾斜磁場コイルに振動吸収装置を設け
ない装置構成の磁気共鳴イメージング装置に本発明を実
施しても良い。また、静磁場発生方式は超電導コイルに
よるもののみに限定されず、また、傾斜磁場コイルも能
動遮蔽型傾斜磁場コイルのみに限定されないことは言う
までもない。
【００５０】
【発明の効果】以上説明したように、本発明によれば、
騒音低減効果に優れた磁気共鳴イメージング装置、特に
真空収容による傾斜磁場コイルからの振動音の空気伝
播、及び振動吸収装置による固体振動伝播の抑止効果を
有効に発揮させることのできる磁気共鳴イメージング装
置を提供できる。Description: BACKGROUND OF THE INVENTION 1. Field of the Invention The present invention relates to a method of arranging a subject in a uniform static magnetic field, applying a gradient magnetic field, a high-frequency pulse, and the like to the subject, and performing magnetic resonance. The present invention relates to a magnetic resonance imaging apparatus that generates a magnetic resonance diagnostic image based on a phenomenon, and particularly relates to suppression of noise generated by driving a gradient magnetic field coil. 2. Description of the Related Art Generally, a magnetic resonance imaging apparatus of this type includes a static magnetic field magnet for generating a static magnetic field, a gradient magnetic field coil for generating a gradient magnetic field, and an RF coil for generating a radio frequency (RF) pulse. Placing the subject in a uniform static magnetic field generated by a static magnetic field magnet, executing a pulse sequence according to the imaging method, applying a gradient magnetic field by a gradient magnetic field coil, and an RF pulse by an RF coil under predetermined conditions, Collect echo signals from the subject. The acquired echo signals are subjected to reconstruction processing to obtain a magnetic resonance image representing a cross section of the subject. In recent years, in the technical field of magnetic resonance imaging apparatuses, high-speed imaging techniques have been advanced, and active research and development have been promoted. In MRI high-speed imaging, high-speed switching of a gradient magnetic field and its high intensity are indispensable. In this case, a force due to the interaction between the current flowing through the gradient magnetic field coil and the static magnetic field is generated in the gradient magnetic field coil, whereby the gradient magnetic field coil vibrates,
The vibration noise causes noise. This noise is 10
0 db (A) or more is common, and soundproofing measures against the subject such as wearing earplugs or headphones are taken. [0004] There are several known techniques related to noise reduction in a conventional magnetic resonance imaging apparatus. For example, JP-A-63-246146, U.S. Pat. No. 5,793,210, and Japanese Patent Application No. 8-27.
As described in the specification of Japanese Patent No. 4609, there is a technique for accommodating a gradient magnetic field coil in a vacuum vessel and suppressing air propagation of vibration sound generated from the gradient magnetic field coil. There is also known a technique in which a gradient magnetic field coil is supported via a vibration absorbing device (damper) to suppress propagation of solid vibration of the gradient magnetic field coil itself. [0006] The noise reduction effect of the conventional magnetic resonance imaging apparatus is not sufficient.
That is, in the above conventional example, regarding the noise reduction related to the gradient magnetic field coil, only the gradient magnetic field coil is considered as a noise source, and it is considered that components such as a cable connected to the gradient magnetic field coil can be a factor of generating noise. Not considered. The present invention has been made in consideration of the above circumstances, and an object of the present invention is to provide a magnetic resonance imaging apparatus having an excellent noise reduction effect. In particular, it is an object of the present invention to provide a magnetic resonance imaging apparatus capable of effectively exhibiting the effect of suppressing the propagation of vibration sound from a gradient magnetic field coil by air and the solid vibration propagation by a vibration absorbing device. [0008] The present invention provides a static magnetic field magnet for generating a static magnetic field, a gradient magnetic field coil for generating a gradient magnetic field,
And a high-frequency coil that generates a high-frequency pulse, and executes a pulse sequence according to an imaging method on a subject arranged in a uniform static magnetic field generated by the static magnetic field magnet, and performs a gradient magnetic field by the gradient magnetic field coil. And applying a high-frequency pulse by the high-frequency coil under predetermined conditions, collecting an echo signal from the subject and reconstructing the echo signal to obtain a magnetic resonance image of the subject, While accommodating the gradient magnetic field coil in a vacuum vessel, each of a plurality of cables for supplying current to the gradient magnetic field coil, in the direction of the magnetic flux created by the static magnetic field magnet, along different directions from each other, The fixing member, which is radially arranged outward from the central axis of the cylinder and converges the plurality of cables, is an elastic member. Via fixed to the end face of the vacuum container which houses the static magnetic field magnet. The following is a description of the drawings, with reference to the accompanying drawings. An embodiment of the present invention will be described with reference to FIG. FIG. 1 is a front view showing the internal configuration of a magnetic resonance imaging apparatus according to one embodiment of the present invention, and FIG. 2 is a cross-sectional view of the apparatus when viewed from the side. A superconducting coil (not shown) is housed in a vacuum vessel in the static magnetic field magnet 1, and the superconducting coil becomes superconductive at a very low temperature to generate a uniform static magnetic field. The static magnetic field strength required in normal MR imaging is about 0.1 to 1 Tesla. The spatial uniformity of the static magnetic field is required to be several tens of ppm or less, and the imaging region is spherical with a diameter of about 50 cm. The gradient magnetic field coil 2 is for giving a linear gradient to the main magnetic field for the purpose of determining an arbitrary imaging section or adding positional information to an RF signal from the subject. In general, the gradient magnetic field coil 2 is composed of three independent coil sets Gx, Gy, Gz that generate magnetic fields inclined in the orthogonal x, y, and z axes. In particular, the gradient magnetic field coil 2 of this embodiment is an active shield type gradient magnetic field coil (Actively Shield Gradient Coil: ASGC), and the active shield type gradient magnetic field coil has a main coil for generating a gradient magnetic field and an outside of the main coil. An active shield coil for generating a magnetic field in the opposite direction to prevent the gradient magnetic field generated by the main coil from leaking to the outside of the gradient magnetic field coil. An RF coil 10 is arranged further inside the cylindrical gradient magnetic field coil 2. The RF coil 10 is a whole-body (Hole Body) RF coil for transmitting a high frequency (RF) magnetic field to a subject and receiving a magnetic resonance (MR) signal from the subject. . The gradient magnetic field coil 2 is supported by a support arm 13 via a vibration-proof rubber 12 and a position adjusting bolt 11. The support points are 4 on the side surface of the gradient coil 2.
And two places on the bottom. The vibration damping rubber 12 made of an elastic material constitutes a vibration absorbing device (damper) in a broad sense,
The solid vibration of the gradient magnetic field coil 2 is attenuated, and this can be effectively prevented from propagating to the support arm 13 via the position adjusting bolt 11. The position adjusting bolt 11 is for finely adjusting the arrangement of the gradient coil 2. The support arm 13 is mounted on a base 15 via a shaft 14. The gradient magnetic field coil 2 is housed in the vacuum vessel 3 like the static magnetic field magnet 1. FIG. 1 shows this vacuum vessel 3
2 shows a state in which a front portion of the camera is removed. As is clear from FIG. 2, a part of the vacuum vessel 3 is a part of the vacuum vessel of the static magnetic field magnet 1. A vacuum tube 6 and a vacuum pump 7 are connected to the vacuum container 3 via an O-shaped ring. Vacuum pump 7
, The interior of the vacuum vessel 3 is maintained at a vacuum. The degree of vacuum should be such that air propagation of vibration sound by the gradient magnetic field coil 2 can be cut off, and specifically, about several hundred pascals is sufficient. The sound insulation effect is expressed as follows. In addition,
P1 in the following equation is the degree of vacuum in the vacuum vessel 3 (Pascal)
It is. S = 20 log 10 (P1 / 1.01325)
× 10 5 ) (decibel: dB) For example, if the degree of vacuum in the vacuum vessel 3 is 1000 Pascal, a sound insulation effect of about 40 dB can be obtained. As shown in FIG. 2, a coupler and a tube 17 for releasing the heat generated from the gradient coil 2 by water cooling are connected to the vacuum vessel 3. A metal bellows (bellows) 8 is provided at the bottom of the vacuum vessel 3 at a position corresponding to the shaft 14, thereby ensuring a required degree of vacuum and disassembly / assembly. In the magnetic resonance imaging apparatus of the present embodiment, as described above, the gradient magnetic field coil 2 is housed in the vacuum vessel 3, and the gradient magnetic field coil 2 is connected to the base 15 via a vibration absorbing device (damper). Connected to
Although the propagation of air and solid vibrations of the vibration sound generated from the gradient magnetic field coil 2 is suppressed, four types of noise suppression measures in more detail are taken. In the first noise suppression measure, vibration of a cable for supplying a current to the gradient coil 2 is suppressed. That is,
A Lorentz force is generated in the cable due to the magnetic field generated by the static magnetic field magnet 1, and the cable itself is prevented from vibrating due to the Lorentz force. For this reason, as shown in FIG. 1, the direction of the cable connected to the end of the gradient magnetic field coil 2 and extending in and out of the vacuum vessel 3 is set in the direction along the direction of the magnetic flux generated by the static magnetic field magnet 1, here, When viewed from the front of the gantry, the directions are substantially along the radial directions I1, I2, and I3 about the central axis O of the cylinder. That is, the cable consisting of the portion 41a in the vacuum vessel 3 and the portion 42a extending to the outside of the vacuum vessel 3 via the flange 43a is disposed in a direction substantially along the radiation direction I1, and the cable in the vacuum vessel 3 A cable consisting of a portion 42b extending to the outside of the vacuum vessel 3 via the flange 41b and the flange 43b is disposed in a direction substantially along the radiation direction I2, and is connected to the vacuum vessel 3 via the portion 41c inside the vacuum vessel 3 and the flange 43c. The cable including the portion 42c extending to the outside is disposed in a direction substantially along the radiation direction I2. In any of the cable portions, the direction of the current flowing therethrough is along the magnetic flux generated by the static magnetic field magnet 1, so that almost no Lorentz force is generated, that is, no mechanical vibration is generated and no noise is generated. . When there is a restriction on the cable arrangement space, only the cable portions (41a, 41b, and 41c) in the vacuum vessel 3 may be radiated as described above. In the second noise suppression measure, the propagation of vibration via the cable is suppressed. That is, despite the fact that the vibration of the gradient magnetic field coil 2 is absorbed by the above-described vibration absorbing device (damper) and the propagation of the solid vibration to the position adjusting bolt 11 and thereafter is suppressed, the cable serves as an intermediary for the vacuum vessel. 3 and the propagation of vibration to the static magnetic field magnet 1 are suppressed. Therefore, the cable portions (41a, 42a)
a, 41b, 42b,. . . ) As all or part of
A material having flexibility so that the propagation of vibration from one end to the other end disappears is used. To provide flexibility,
In addition to making the material constituting the cable a suitable material, it is preferable to make the wires as thin as possible. Therefore, propagation of vibration to the vacuum vessel 3 and the static magnetic field magnet 1 through the cable can be suppressed. Further, even if the Lorentz force is generated in the cable due to the magnetic field generated by the static magnetic field magnet 1 as described above, even if the cable itself vibrates due to the Lorentz force, the vibration propagates to the vacuum vessel 3 and the static magnetic field magnet 1. Can be suppressed. In the third noise suppression measure, the propagation of the vibration from the cable is suppressed at the fixed position. FIG. 3 is an enlarged sectional view showing the vicinity of the position where the cable is fixed to the static magnetic field magnet. Cable section 4 extending outside vacuum vessel 3
An elastic member 18 is provided between the fixed plate 16 for fixing the 2a, 42b and 42c to the static magnetic field magnet 1 and the static magnetic field magnet 1.
Is interposed. 3 and 2, only the cable portion 42a is shown for simplification. The elastic member 18 is made of, for example, rubber. As described above, even if the cable acts as a medium for the vibration from the gradient magnetic field coil 2 or the cable itself vibrates due to the Lorentz force, these vibrations are absorbed by the elastic member 18 and become static. Propagation to the magnetic field magnet 1 can be suppressed. In the fourth noise suppression measure, the vibration from the vibration source is guided to a non-vibration part having high rigidity to block the vibration.
FIG. 4 is a perspective view showing another magnetic resonance imaging apparatus different from those shown in FIGS. In FIG. 4, the cables 22 extending from the gradient coil 30 are bundled into a small number and fixed to the cable fixing plate 20. Two portions of the cable fixing plate 20 are attached to the attachment plates 24 and 25 of the static magnetic field magnet 1 via elastic members, and one portion is attached to the base 15. The base 15 is a non-vibration part firmly fixed to a rigid body such as an installation floor. By fixing the cable fixing plate 20 to the base 15 which is a non-vibrating member, vibration from a vibration source, that is, vibration of the gradient magnetic field coil 2 propagated via the cable 22 and Lorentz force Vibration of the cable 22 itself due to the presence of the base 15 can be cut off. As described above, in the magnetic resonance imaging apparatus according to the present embodiment, the vibration of the cable itself for supplying the current to the gradient coil is suppressed, the propagation of the vibration via the cable is suppressed, and The vibration from the vibration source is suppressed at its fixed position, and the vibration from the vibration source is guided to a rigid non-vibration part to block the vibration. According to the present embodiment, the effect of suppressing the air propagation of the vibration sound from the gradient magnetic field coil by the vacuum accommodation and the solid vibration propagation by the vibration absorbing device can be effectively exhibited, and the noise reduction effect can be obtained. It is possible to provide a magnetic resonance imaging apparatus which is excellent in quality. The present invention is not limited to the above-described embodiment, but can be implemented with various modifications. For example, the above four types of noise suppression measures are independent, and the effect can be obtained even when each of them is implemented independently. In addition, the present invention may be applied to a magnetic resonance imaging apparatus having a configuration in which the gradient magnetic field coil is not accommodated in the vacuum vessel or a configuration in which the gradient magnetic field coil is not provided with the vibration absorbing device. The static magnetic field generation system is not limited to the superconducting coil, and the gradient magnetic field coil is not limited to the active shield type gradient magnetic field coil. As described above, according to the present invention,
A magnetic resonance imaging device that is excellent in noise reduction effect, especially a magnetic resonance imaging device that can effectively exert the effect of suppressing the propagation of vibration sound from the gradient coil by air accommodation in the air and the vibration absorption device to suppress the solid vibration propagation. Can be provided.
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明の一実施形態に係る磁気共鳴イメージン
グ装置の内部構成を示す正面図
【図２】同実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置を
側面から見た際の断面図
【図３】同実施形態に係る静磁場磁石へのケーブル固定
位置の近傍を拡大して示す断面図
【図４】同実施形態に係る他の磁気共鳴イメージング装
置を示す斜視図
【符号の説明】
１…静磁場磁石
２…傾斜磁場コイル
３…真空容器
６…真空管
７…真空ポンプ
１０…ＲＦコイル
１１…位置調整用ボルト
１２…防振ゴム
１３…支持アーム
１４…シャフト
１５…ベース
１６…固定板
４１ａ，４２ａ，４１ｂ，４２ｂ，４１ｃ，４２ｃ…ケ
ーブル部分
４３ａ，４３ｂ，４３ｃ…フランジBRIEF DESCRIPTION OF THE DRAWINGS FIG. 1 is a front view showing the internal configuration of a magnetic resonance imaging apparatus according to an embodiment of the present invention. FIG. 2 is a side view of the magnetic resonance imaging apparatus according to the embodiment. FIG. 3 is a cross-sectional view showing, in an enlarged manner, the vicinity of a position where a cable is fixed to a static magnetic field magnet according to the embodiment. FIG. 4 is a perspective view showing another magnetic resonance imaging apparatus according to the embodiment. Description: 1 ... Static magnetic field magnet 2 ... Gradient magnetic field coil 3 ... Vacuum container 6 ... Vacuum tube 7 ... Vacuum pump 10 ... RF coil 11 ... Position adjusting bolt 12 ... Vibration isolation rubber 13 ... Support arm 14 ... Shaft 15 ... Base 16 ... Fixing plates 41a, 42a, 41b, 42b, 41c, 42c ... cable portions 43a, 43b, 43c ... flanges
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (58)調査した分野(Int.Cl.7，ＤＢ名) A61B 5/055 G01R 33/20 ──────────────────────────────────────────────────続 き Continued on front page (58) Field surveyed (Int.Cl. 7 , DB name) A61B 5/055 G01R 33/20
Claims (1)
を発生する傾斜磁場コイル、および高周波パルスを発生
する高周波コイルを備え、前記静磁場磁石が発生した一
様な静磁場中に配置された被検体に対しイメージング法
に応じたパルスシーケンスを実行して前記傾斜磁場コイ
ルによる傾斜磁場、および前記高周波コイルによる高周
波パルスを所定条件で印加し、前記被検体からのエコー
信号を収集するとともに該エコー信号を再構成処理して
前記被検体の磁気共鳴画像を得る磁気共鳴イメージング
装置において、 前記傾斜磁場コイルを真空容器に収容すると共に、前記
傾斜磁場コイルに電流を供給するための複数のケーブル
それぞれを、前記静磁場磁石が作る磁束の方向であっ
て、互いに相違する方向に沿って、円筒中心軸から外側
に向かって放射状に配設するとともに、前記複数のケー
ブルを集線する固定部材を弾性部材を介して前記静磁場
磁石を収容する真空容器の端面に固定する磁気共鳴イメ
ージング装置。(57) [Claim 1] A static magnetic field magnet for generating a static magnetic field, a gradient magnetic field coil for generating a gradient magnetic field, and a high-frequency coil for generating a high-frequency pulse are provided. The gradient magnetic field generated by the gradient coil and the high-frequency pulse generated by the high-frequency coil are applied under predetermined conditions by executing a pulse sequence according to an imaging method on the object placed in a uniform static magnetic field, and A magnetic resonance imaging apparatus for acquiring a magnetic resonance image of the subject by collecting and reconstructing an echo signal from the apparatus, wherein the gradient magnetic field coil is housed in a vacuum vessel, and a current is supplied to the gradient magnetic field coil. A plurality of cables for supplying a plurality of cables in a direction of a magnetic flux generated by the static magnetic field magnet, and in a direction different from each other, A magnetic resonance imaging apparatus arranged radially outward from a center axis of a cylinder and fixing a fixing member for concentrating the plurality of cables to an end surface of a vacuum container containing the static magnetic field magnet via an elastic member.
Priority Applications (3)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP2000013234A JP3394933B2 (en) | 2000-01-21 | 2000-01-21 | Magnetic resonance imaging equipment |
| US09/764,221 US6556012B2 (en) | 2000-01-21 | 2001-01-19 | Magnetic resonance imaging apparatus |
| US10/303,720 US7071693B2 (en) | 2000-01-21 | 2002-11-26 | Magnetic resonance imaging apparatus |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP2000013234A JP3394933B2 (en) | 2000-01-21 | 2000-01-21 | Magnetic resonance imaging equipment |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JP2001198101A JP2001198101A (en) | 2001-07-24 |
| JP3394933B2 true JP3394933B2 (en) | 2003-04-07 |
Family
ID=18540848
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP2000013234A Expired - Lifetime JP3394933B2 (en) | 2000-01-21 | 2000-01-21 | Magnetic resonance imaging equipment |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JP3394933B2 (en) |
Families Citing this family (6)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| DE102004004294A1 (en) * | 2004-01-28 | 2005-08-18 | Siemens Ag | Vacuum housing for a magnetic resonance device |
| JP5337462B2 (en) * | 2008-11-28 | 2013-11-06 | 株式会社東芝 | Magnetic resonance imaging system |
| JP2011143033A (en) * | 2010-01-13 | 2011-07-28 | Toshiba Corp | Magnetic resonance imaging apparatus |
| JP5465583B2 (en) * | 2010-04-05 | 2014-04-09 | 株式会社日立メディコ | Magnetic resonance imaging system |
| US8735723B2 (en) * | 2010-11-15 | 2014-05-27 | General Electric Company | Apparatus and method for providing electric cables within a magnetic resonance imaging system |
| JP2012115456A (en) * | 2010-11-30 | 2012-06-21 | Toshiba Corp | Magnetic resonance imaging apparatus |
-
2000
- 2000-01-21 JP JP2000013234A patent/JP3394933B2/en not_active Expired - Lifetime
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JP2001198101A (en) | 2001-07-24 |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| US7372271B2 (en) | Main magnet perforated eddy current shield for a magnetic resonance imaging device | |
| US6437568B1 (en) | Low noise MRI scanner | |
| JP3161008B2 (en) | Magnetic resonance imaging equipment | |
| JP2002219112A5 (en) | ||
| JP2008520265A (en) | Low noise magnetic resonance system | |
| US7141974B2 (en) | Active-passive electromagnetic shielding to reduce MRI acoustic noise | |
| JPH0447572B2 (en) | ||
| JP3394933B2 (en) | Magnetic resonance imaging equipment | |
| US20050258923A1 (en) | Encapsulation of a magnetic resonance tomography device for attenuation of low sound frequencies | |
| JP3897958B2 (en) | Magnetic resonance imaging system | |
| JP3618171B2 (en) | Magnetic resonance imaging system | |
| JP3156088B2 (en) | Magnetic resonance imaging equipment | |
| JP2002085371A (en) | Magnetic resonance imaging apparatus | |
| JP3886622B2 (en) | Magnetic resonance imaging system | |
| JPH06205757A (en) | Nuclear magnetic resonance inspecting system device | |
| JP2982392B2 (en) | Magnetic resonance imaging equipment | |
| JPH01208817A (en) | Magnet device for nuclear magnetic resonance type diagnostic apparatus | |
| JP4262625B2 (en) | Magnetic resonance imaging system | |
| WO2006062028A1 (en) | Magnetic resonance imaging system | |
| JP2001258864A (en) | Inclined magnetic field unit and magnetic resonance imaging device | |
| JP2000232966A (en) | Gradient magnetic field coil device | |
| JPH01208816A (en) | Magnet for nuclear magnetic resonance diagnostic apparatus | |
| JPH01212413A (en) | Magnet structure of nucleus magnetic resonant type diagnosing apparatus | |
| Lee et al. | Sound reduction technologies for MRI scanners | |
| JP2002085378A (en) | Rf coil for use in magnetic resonance imaging device |
Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| TRDD | Decision of grant or rejection written | ||
| R151 | Written notification of patent or utility model registration |
Ref document number: 3394933 Country of ref document: JP Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R151 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20080131 Year of fee payment: 5 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20090131 Year of fee payment: 6 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20100131 Year of fee payment: 7 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20100131 Year of fee payment: 7 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20110131 Year of fee payment: 8 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20120131 Year of fee payment: 9 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20130131 Year of fee payment: 10 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20140131 Year of fee payment: 11 |
|
| S111 | Request for change of ownership or part of ownership |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R313114 Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R313111 Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R313117 |
|
| R371 | Transfer withdrawn |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R371 |
|
| S111 | Request for change of ownership or part of ownership |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R313114 Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R313117 Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R313111 |
|
| R350 | Written notification of registration of transfer |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R350 |
|
| S533 | Written request for registration of change of name |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R313533 |
|
| R350 | Written notification of registration of transfer |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R350 |
|
| EXPY | Cancellation because of completion of term |