JP4822439B2

JP4822439B2 - 磁気共鳴イメージング装置

Info

Publication number: JP4822439B2
Application number: JP2006513899A
Authority: JP
Inventors: 卓山水; 七平櫻木; 弘隆竹島; 博幸竹内
Original assignee: Hitachi Medical Corp
Current assignee: Hitachi Healthcare Manufacturing Ltd
Priority date: 2004-05-31
Filing date: 2005-05-25
Publication date: 2011-11-24
Anticipated expiration: 2025-05-25
Also published as: WO2005115239A1; US7755359B2; US20080309343A1; JPWO2005115239A1

Description

本発明は、磁気共鳴イメージング装置に係り、特に、傾斜磁場コイルの駆動により発生する騒音を抑制する磁気共鳴イメージング装置に関する。

磁気共鳴イメージング装置（以下、ＭＲＩ装置という）は、均一な静磁場内に置かれた被検体に電磁波を照射したときに被検体を構成する原子の原子核に生じる核磁気共鳴現象を利用し、被検体からの核磁気共鳴信号（以下、ＭＲ信号という）を検出し、このＮＭＲ信号を使って画像再構成することにより、被検体の物理的性質をあらわす磁気共鳴画像（以下、ＭＲＩ画像という）を得るものである。このイメージングの位置情報を与えるために、静磁場に重畳して傾斜磁場が印加される。

静磁場方向が被検体の体軸方向と直交する垂直磁場方式では、上下対向して配置される一対の静磁場発生源の内側（均一な静磁場側）に、傾斜磁場コイルが上下対向して一対が配置される。また、この傾斜磁場は互いに直交する３軸方向について発生させるため、各傾斜磁場コイルも、各々、３組の磁場発生コイルを有する。

傾斜磁場コイルには傾斜磁場電源が接続され、ＭＲＩ装置では撮影・検査の際の条件に応じて、適切なタイミング及び電圧でパルス状電流が印加される。しかしながら、傾斜磁場コイルにパルス状の電流が印加されると、ローレンツ力が作用し、傾斜磁場コイルが振動して騒音となっていた。

これを解決する先行技術として、傾斜磁場コイルをポールピースの凹部に収容し、遮音する構造を持つＭＲＩ装置がある（特許文献１参照）。

この特許文献１記載の技術では、傾斜磁場コイルをゴム等の柔らかい材質から成るＤピースを介在させてポールピースに取りつけることにより、傾斜磁場コイルの振動がポールピースヘ伝わらないようにしている。

しかしながら、上記特許文献１において、Ｄピースが柔らかすぎると、傾斜磁場コイルの振動による位置変動が大きくなり、その大きくなった位置変動による傾斜磁場の乱れが画像アーチファクトを引き起こす間題がある。

そこで、傾斜磁場コイルにかかる荷重を多数個の弾性体に分散することにより、一個当たりの弾性体の変位量を十分小さくして傾斜磁場分布の乱れを抑制する技術が特許文献２に記載されている。

また、特許文献３にも、傾斜磁場コイルの振動による騒音を防止するための技術が記載されている。

特許文献３においては、傾斜磁場コイルに印加される電流波形のスペクトル特性において、保持部材も含めた傾斜磁場コイルの固有振動数と一致する周波数ｆの成分の強度を略０とし、騒音を低減させている。

また、特許文献３においては、ある特定の電流波形のスペクトル成分において、強度が略０となる周波数と傾斜磁場コイルの固有振動数とが一致するように、保持部材の軸方向の長さや固定場所などの固有振動数に関与するパラメータを変更する方法が記載されている。

一方、ＭＲＩ装置において、静磁場の均一度を向上させるために静磁場発生源と傾斜磁場コイルとの間に強磁性体シムを配置して、画質を向上させる技術が特許文献４に記載されている。

特開平１１−１３７５３５号公報特許３１５６０８８号公報特開平１０−２０１７３５号公報特開２００２−３６０５３７号公報

しかしながら、特許文献２記載の技術では、弾性体の一個当たりの変位量を小とするために、多数個の弾性体を広範囲に配置する必要がある。このため、傾斜磁場コイルの振動による騒音を抑制することはできても、例えば、特許文献４に記載されたような、画質向上化手段を配置する領域が制限されるため、画質の向上化が困難となってしまう。

また、特許文献３記載の技術にあっては、次のような問題点がある。

すなわち、MRＩ装置では、通常シーケンスから高速シーケンスまで多様な周波数成分を有する傾斜磁場を印加して撮像する必要がある。このため、振動を抑制するために調整された特定電流波形のみを用いて撮像することは、多様なシーケンスに対応できない。

また、保持部材のパラメータを変更させる技術でも、多様なシーケンス毎に保持部材の軸方向の長さや固定場所などのパラメータを変更することは、実際上できず、騒音防止及び画質向上は困難である。

本発明の目的は、傾斜磁場コイルの振動による騒音を抑制するとともに画質の向上化が可能な磁気共鳴イメージング装置を実現することである。

（１）本発明の磁気共鳴イメージング装置は、撮影空間に静磁場を発生する静磁場発生手段と、撮影空間に傾斜磁場を発生する傾斜磁場発生手段と、高周波磁場を発生する高周波磁場発生手段と、核磁気共鳴信号を検出する信号受信手段と、検出した核磁気共鳴信号を用いて画像を再構成する信号処理手段とを有する。

そして、上記磁気共鳴イメージング装置において、静磁場発生手段と傾斜磁場発生手段との間に配置され、複数の静磁場不均一性補正部材を有すると共に、複数の孔が形成された静磁場不均一補正手段と、この静磁場不均一補正手段に形成された複数の孔内に配置され、傾斜磁場発生手段に発生した振動の静磁場発生手段への伝達を抑制する複数の防振部材とを備える。

（２）また、本発明の磁気共鳴イメージング装置は、撮影空間に静磁場を発生する静磁場発生手段と、撮影空間に傾斜磁場を発生する傾斜磁場発生手段と、高周波磁場を発生する高周波磁場発生手段と、核磁気共鳴信号を検出する信号受信手段と、検出した核磁気共鳴信号を用いて画像を再構成するとともに、複数のパルスシーケンスに従って傾斜磁場及び高周波磁場を発生させる制御手段とを有する。

そして、上記磁気共鳴イメージング装置において、傾斜磁場発生手段の振動により発生する振動の周波数特性又は振動伝達特性を変更する振動抑制手段を備える。

（１）静磁場不均一性の補正手段及び振動抑制手段の２つの手段の配置領域を確保でき、傾斜磁場発生手段の振動による騒音を低減し、かつ、画質劣化を低減することができる。

（２）多様なシーケンスに応じて、傾斜磁場コイルの振動による騒音の発生を抑制することができるとともに、画質の向上を図ることができる。

本発明が適用されるＭＲＩ装置の概略構成図である。本発明が適用されるＭＲＩ装置の概略斜視図である。本発明の第１の実施形態であるＭＲＩ装置の概略断面図である。本発明の第２の実施形態に係るＭＲＩ装置におけるシムトレイと防振ダンパーのみを静磁場の方向から見た平面図である。所定の均一度で静磁場を調整しようとした場合の、シム間の距離とシムトレイ中心からの距離との関係を示す図である。本発明の第３の実施形態に係るＭＲＩ装置におけるシムトレイと防振ダンパーのみを静磁場の方向から見た図である。本発明の第４の実施形態を示し、防振ダンパーの支持手段についての形態を示す図である。本発明の第５の実施形態に係るＭＲＩ装置におけるシムトレイと防振ダンパーのみを静磁場の方向から見た図である。図８のＢ−Ｂ線に沿った断面図である。本発明の第６の実施形態におけるガントリの断面図である。傾斜磁場コイルの振動の伝達経路の説明図である。傾斜磁場コイルの振動及びその伝達の周波数特性に関する概念的な説明図である。傾斜磁場コイルの固定状態の詳細説明図である。本発明の第６の実施形態における制御系のブロック図である。本発明の第６の実施形態に係るＭＲＩ装置を用いて撮影を行なう際の動作フローチャートである。本発明の第７の実施形態におけるガントリの断面図である。アクチュエータとして油圧素子を使用した場合の駆動システムの概略構成図である。アクチュエータとして圧電素子を用いる場合の説明図である。アクチュエータとして圧電素子を用いる場合の説明図である。

符号の説明

１・・・中央処理装置、２・・・シーケンサ、３・・・送信系、４・・・静磁場発生用磁石、５・・・受信系、７・・・被検体、８・・・高周波発振器、９・・・変調器、１０・・・高周波増幅器、１１・・・照射コイル、１２・・・傾斜磁場電源、１３・・・傾斜磁場コイル、１４・・・受信コイル、１５・・・増幅器、１６・・・直交位相検波器、１７・・・ＡＤＣ、１８・・・ディスプレイ、１９・・・光ディスク、２０・・・磁気ディスク、２２・・・シムトレイ、２３・・・防振ダンパー、２４・・・ネジ穴、３１・・・ガントリ、３２・・・テーブル、３３・・・処理装置、３４・・・モニタ、４０・・・ＲＦコイル固定具、４１・・・傾斜磁場コイル固定具、４２・・・アクチュエータ

以下、一般的なＭＲＩ装置のシステム構成を図１により詳細に説明する。

図１において、ＭＲＩ装置は大別して、中央処理装置（以下、ＣＰＵと略称する）１と、シーケンサ２と、送信系３と、静磁場発生用磁石４と、受信系５と、傾斜磁場発生系２１と、信号処理系６とから構成されている。

ＣＰＵ１は、予め定められたプログラムに従って、シーケンサ２、送信系３、受信系５、信号処理系６を制御する。シーケンサ２は、ＣＰＵ１からの制御指令に基づいて動作し、被検体７の断層面の画像データ収集に必要な種々の命令を送信系３、傾斜磁場発生系２１、受信系５に送る。

また、送信系３は、高周波発振器８と、変調器９と、照射コイル１１とを備え、シーケンサ２の指令により高周波発振器８からの基準高周波パルスを変調器９で振幅変調し、この振幅変調された高周波パルスを高周波増幅器１０を介して増幅して照射コイル１１に供給することにより、所定のパルス状の電磁波を被検体に照射する。

静磁場発生用磁石４は、被検体７の周りの所定の方向に均一な静磁場を発生させるためのものである。この静磁場発生用磁石４には、照射コイル１１と、傾斜磁場コイル１３と、受信コイル１４とが配置されている。

傾斜磁場コイル１３は、傾斜磁場発生系２１に含まれ、傾斜磁場電源１２より電流の供給を受け、シーケンサ２の制御により傾斜磁場を発生する。

また、受信系５は、被検体７の生体組織の原子核の核磁気共鳴により放出される高周波信号（NMＲ信号）を検出するもので、受信コイル１４と、増幅器１５と、直交位相検波器１６と、Ａ／Ｄ変換器１７とを有している。そして、上記照射コイル１４から照射された電磁波による被検体７からの応答高周波信号（ＮＭＲ信号）は被検体７に近接して配置された受信コイル１４で検出され、増幅器１５及び直交位相検波器１６を介してＡ／Ｄ変換器１７に入力される。そして、Ａ／Ｄ変換器１７において、ディジタル量に変換され、その信号がＣＰＵ１に送られる。

また、信号処理系６は、磁気ディスク２０、光ディスク１９などの外部記憶装置と、ＣＲＴ等からなるディスプレイ１８とを備える。そして、受信系５からのデータがＣＰＵ１に入力されると、ＣＰＵ１が信号処理、画像再構成などの処理を実行し、被検体７の所望の断層面の画像をディスプレイ１８で表示すると共に、外部記憶装置の磁気ディスク２０などに記憶させる。

図２は、本発明が適用されるオープンＭＲＩ装置の概略斜視図である。ここで、オープン型ＭＲＩ装置とは、撮像空間を挟んで上下、又は（図２では図示せず）左右等に対向して配置された静磁場発生用磁石の前記対向面に垂直に静磁場を配置させて、前記撮像空間に配置された被検体のＭＲＩ画像を得るＭＲＩ装置のことである。

図２において、ＭＲＩ装置は、静磁場を発生する静磁場発生用磁石やＮＭＲ信号を受信するための受信コイル等を有し、被検体をその中に収容するガントリ３１と、被検体を載せるためのテーブル３２と、ガントリ３１内の受信コイルにより得られたＮＭＲ信号に基づいて、画像再構成演算を行って、ＭＲＩ画像を生成する処理装置３３と、処理装置３３の上に載せられ、この処理装置３３によって生成されたＭＲＩ画像を表示するモニタ３４等を備えている。

ただし、図２において、ガントリ３１と処理装置３３とを結び、受信コイルにより得られたＮＭＲ信号を処理装置３３へ送るケーブルは省略されている。

次に、図３を参照して、ガントリ３１について説明する。

図３は、図２に示した様に、上下に対向配置した静磁場発生源により中央部に静磁場を発生する開放型超電導磁石４を用いた場合の例であり、３５は均一磁場空間、３６ａ及び３６ｂは超電導コイルを収容する上部クライオスタット及び下部クライオスタット、１３は均一磁場空間３５に傾斜磁場を発生させる傾斜磁場コイル、３９は上部クライオスタット３６ａと下部クライオスタット３６ｂを接続する連結管、４０はＲＦコイル１１を上部クライオスタット３６ａ及び下部クライオスタット３６ｂへ固定するためのＲＦコイル固定具、４３はカバーである。

そして、２２は多数の強磁性体シム（鉄シム）を、多数の穴（ネジ穴）内に配置するためのシムトレイであり静磁場発生磁石４と傾斜磁場コイル１３との間に配置される。２３はシムトレイ２２に形成された孔の内部に配置され、傾斜磁場コイル１３の振動が静磁場発生用磁石へ固体伝播して静磁場発生用磁石等が揺れて発生する騒音を低減するためのゴムや樹脂等から成る防振ダンパーである。

ここで、防振ダンパー２３の性能を表す振動伝達率は、防振ダンパー２３のバネ定数と支持体荷重によって決まる系の固有振動数の値によって、一般に次式（１）に従い定まる。

ただし、式（１）において、Ｔｒは振動伝達率、ｆｎは系の固有振動周波数、ｆは振動周波数、Ｋはバネ定数、ｍは支持体荷重である。

上記（１）式によれば、例えば、防振ダンパー２３のバネ定数を最適化し、系の固有振動数を１２０Ｈｚ程度にすれば、４００Ｈｚ以上の振動周波数成分を１／１０以下の振動伝達率で防振できることがわかる。

これは、逆に、防振したい振動の最低周波数を設定すれば、バネ定数の上限値が決まるということと等価である。

ここで、騒音という観点から見ると、等ラウドネス曲線から得られる人間の耳の感度は３ｋＨｚ〜５ｋＨｚの音に対して最も感度が高く、それ以上やそれ以下では徐々に感度が悪くなっていく。

したがって、防振したい振動の最低周波数の設定を３ｋＨｚとして、周波数が３ｋＨｚの時に振動伝達率が十分小さくなるような（例えば、１／１０以下となるような）バネ定数Ｋを求めて、その値をバネ定数の上限値とすれば、十分耳の感度が高い３ｋＨｚ〜５ｋＨｚ程度の音の騒音を低減することが可能となる。

このような方法によって、バネ定数の上限値を求めることができる。ただし、基本的には、防振周波数は低く設定し、バネ定数はできるだけ小さいほうが防振性能は高い。

一方、バネ定数を小さく設定しすぎると、傾斜磁場コイル１３自体の振動の振幅が大きくなってしまい、傾斜磁場コイル１３が被検体に位置情報を与えるための傾斜磁場が歪んでしまう。

この傾斜磁場の歪みはＭＲＩ装置の撮影画像の画質を劣化させるため、傾斜磁場コイル１３自体の振動は小さく抑えなくてはならない。特に、傾斜磁場コイル１３に働く電磁力の周波数特性は、撮影シーケンスによって多様に変化するため、防振ダンパー２３が持つ共振点（振動伝達率が最大となる周波数（固有振動周波数））での振動振幅が、どの程度になるかも考慮しておかなければならない。

ここで、共振点での振動の振幅は一般に次式（２）に従い定まる。

ただし、上記式（２）において、Ｆは傾斜磁場コイルに負荷される電磁力、Ｑは共振点における振動振幅の、負荷電磁力が静的である場合の変位に対する比である共振倍率、Ｋはバネ定数、Ｘは振動振幅である。

上記式（２）によれば、傾斜磁場コイル１３に許容できる振動の振幅を設定することによってバネ定数の下限値を定めることができることがわかる。

ここで、傾斜磁場コイル１３の許容振動振幅は、どの方向に対しても同程度であり、例えば、±０．１ｍm程度であるので、この値を式（２）に代入してバネ定数の下限値を求めることができる。

本発明の第１の実施形態における防振ダンパー２３ではバネ定数を、上記バネ定数の上限値と下限値によって計算される値の間とする。これにより、防振ができ、騒音が低減できるとともに、傾斜磁場コイル１３が振動することによって撮影画像の画質劣化を低減可能なＭＲＩ装置を実現することができる。

つまり、本発明の第１の実施形態においては、静磁場の均一性を向上するためのシムトレイ２２に、多数の孔を形成し、これら多数の孔に適切なバネ定数の防振ダンパー２３を配置し、傾斜磁場コイル１３と静磁場発生用磁石の上部及び下部クライオスタット３６ａ、３６ｂとの間に配置したので、静磁場不均一性の補正手段及び振動抑制手段の２つの手段の配置領域を確保でき、傾斜磁場コイル１３の振動による騒音を低減し、かつ、画質劣化を低減することができる。

図４は、本発明の第２の実施形態に係るＭＲＩ装置におけるシムトレイ２２と防振ダンパー２３のみを静磁場の方向から見た平面図である。ただし、この第２の実施形態も、第１の実施形態と同様に、静磁場の方向が被検体の体軸の方向と垂直な垂直磁場方式ＭＲＩ装置の例であるため、ＭＲＩ装置の全体構成等は、第１の実施形態と共通するため、その図示は省略する。

図４において、２３ａ及び２３ｂは、それぞれシムトレイ２２の中央に対して内側及び外側に形成された孔に挿入された防振ダンパー、２４はシムトレイ２２に形成された複数のネジ穴に取り付けられた強磁性体シム（鉄シム）を配置するための穴である。これらシム穴２４は、シムトレイ２２の中心から半径方向にはある特定の間隔で並び、かつ、角度方向にも一定の間隔で並んでいる。したがって、磁場調整時、強磁性体を取り付ける位置計算が比較的簡易に行える。

ここで、図５は、所定の均一度で静磁場を調整しようとした場合、強磁性体シム（鉄シム）をどの程度の密度でシム間隔を設定しなければならないかを示した図である。図５の横軸はシムトレイ２２上での中心からの距離、縦軸は強磁性体シム（鉄シム）の配置間隔（単位面積当たりのシム配置可能量の逆数）を示したものである。

シムトレイ２２上で中央の方が磁場分布に与える影響は大きいため、強磁性体シム（鉄シム）を細かく配置しなければならない。すなわち、強磁性体シム（鉄シム）穴２４同士の間隔を中央の方が小さくとらなければならない。

そのため、図４に示したシム穴２４の配置では、シムトレイ２２の外周より中央の方がシム穴２４とシム穴２４との間隔を小さくとっている。シムトレイ２２の外周の方は中央よりシム穴２４間の間隔を広くとっている。

そして、シムトレイ２２に形成された孔に挿入される防振ダンパー２３は、上記シム穴２４の間隔が内側と外側で違うのに合わせて、内側４個のダンパー２３ａ（第１の防振部材）と外側４個のダンパー２３ｂ（第２の防振部材）との２種類とから成る。内側のダンパー２３ａは円周方向の長さが、半径方向の長さに対して小さく、強磁性体シム（鉄シム）を配置するためのスペースをなるべく多くとれるようになっている。外側４個のダンパー２３ｂは、シム穴２４同士の間隔を内側より広くすることができるため、比較的、自由な配置が可能である。図４の場合には、円周方向の幅が、半径方向の長さより大きくなっている。

また、図４に示す防振ダンパー２３ａの配置はシムトレイ２２の中心点を中心に回転対称として、ある所定の角度（ここでは９０度）ずつ配置された複数個（ここでは４個）のバネ定数を互いに同じとしている。また、ある所定の角度（ここでは９０度）ずつ配置された複数個（ここでは４個）の外側の防振ダンパー２３ｂのバネ定数を互いに同じとする。望ましくは内側と外側のすべての防振ダンパー２３ａ、２３ｂのバネ定数を同じとする。

これにより、傾斜磁場コイル１３の自重を各位置で均等に受けることができるため、全ての防振ダンパー２３の防振性能を等しくすることができる。

以上のように、本発明の第２の実施形態によれば、第１の実施形態と同様な効果を得ることができる。さらに、この第２の実施形態によれば、所定の均一度で静磁場を調整するに必要なシムの配置密度に応じて、シムを配置すると共に、シムとシムとの間隔に応じて、防振ダンパーを配置するように構成したので、静磁場均一化手段と防振化手段との協調を図ることができる。

図６は、本発明の第３の実施形態に係るＭＲＩ装置のシムトレイ２２と防振ダンパー２３のみを静磁場の方向から見た図である。この第３の実施形態では、第２の実施形態と比較して、内側の防振ダンパー２３ａをシムトレイ２２の中心点に向かうに従って、円周方向の長さが小さくなる形状としている。

これにより、第３の実施形態では、第２の実施形態と同様な効果を得ることができる他、シムトレイ２２の中央付近において、強磁性体シム（鉄シム）を配置するためのスペースを更に多くとることができる。

図７は、本発明の第４の実施形態を示す図であり、防振ダンパー２３ａ、２３ｂの支持手段についての形態を示し、図４に示した防振ダンパー２３ａのＡ−Ａ線に沿った断面図に対応する図である。なお、防振ダンパー２３ａのみならず、防振ダンパー２３ｂに関しても同等な構造を有するものとする。

図７において、防振ダンパー２３ａは、２枚の金具２５ａ、２５ｂによってダンパー材２６を挟み込んだ形状をしている。金具２５ａ、２５ｂとダンパー材２６は接着により固定されている。そして、金具２５ａ、２５ｂを、それぞれ、クライオスタット３６ａ、３６ｂ、傾斜磁場コイル１３にボルト２７にて締結することで傾斜磁場コイル１３の防振支持ができる。

この防振ダンパー支持構造によれば、防振ダンパー２３ａの高さは、シムトレイ２２の高さよりも若干高くすることによって、高さ方向寸法を減少することができ、被検体を配置するスペースを拡張することができる。

ところで、互いに同形状の防振ダンパー２３ａのバネ定数は、圧縮方向のバネ定数に対し、せん断方向のバネ定数は小さくなり、その比は例えば１０：１である。ここで、傾斜磁場コイル１３に、作用する電磁力が垂直方向と水平方向とで同程度であった場合、圧縮方向のバネ定数を最適化すると、せん断方向のバネ定数は小さすぎることになり、傾斜磁場コイル１３の水平方向変位が大きくなってしまう。

そこで、本発明の第５の実施形態では、図８に示すように、円周方向の長さを大きく取れるシムトレイ２２の外周部に、傾斜磁場発生用コイル１３の水平方向の変位を抑える目的の防振ダンパー２３ｃを別途取り付ける。

図８のＢ−Ｂ線に沿った断面図を図９に示す。図９において、金具２５ａは、傾斜磁場コイル１３の面方向と略平行であり、傾斜磁場コイル１３に取り付けられる面と、傾斜磁場コイル１３の面方向と略垂直であり、ダンパー材２６を支持する面とを有する。また、金具２５ｂは、下部クライオスタット３６ｂの面方向に略平行であり、下部クライオスタット３６ｂ取り付けられる面と、下部クライオスタット３６ｂの面方向と略垂直であり、ダンパー材２６を支持する面とを有する。

傾斜磁場コイル１３の面方向に平行な方向の力に対してはダンパー材２６が圧縮される方向で受けるため、この防振ダンパー２３ｃを配置することにより、傾斜磁場コイル１３の水平方向変位を抑えることが可能である。

図１０は、本発明の第６の実施形態におけるガントリ３１の断面図を示す。ただし、図３に示した例と同一の部分には同一の符号を付し、その詳細な説明は省略する。

図１０に示した例と図３に示した例との相違点は、傾斜磁場コイル１３と上下部クライオスタット３６ａ、３６ｂとの間に、シムトレイ、防振ダンパーは配置されておらず、これらに代えて、傾斜磁場コイル固定具４１と、アクチュエータ４２が配置されている点である。

アクチュエータ４２は、傾斜磁場コイル１３への電流パルスの印加方法のモードに応じて、固定部材の固有振動数を変更したり、その振動が、上部及び下部のクライオスタット３６ａ及び３６ｂ等へ伝わって共鳴して騒音となる際の伝達関数を変更する。

図１０に示すような構造のガントリ３１において、傾斜磁場コイル１３の重量は、採用する構造によって重い場合から軽い場合まで考えられるが、一般には３０〜４００ｋｇ程度と比較的重く、その剛性も高くなるように設計されている。

また、ＲＦコイル１１は非磁性・非導電性のべース材に電気素子を取付けて構成されるが、一般に１０〜５０ｋｇ程度の重量である。更に、カバー４３は、数ｍｍの厚さのＦＲＰ（繊維強化プラスチック）等の非金属材料で形成されており、一般的に、１０〜５０ｋｇ程度と比較的軽量であり、かつ剛性も低くなっている。このように、各構成要素で、それぞれ、重量等が異なるため、振動特性も大きく異なっている。

傾斜磁場コイル１３に電流パルスが印加されて振動が発生してから、ガントリ３１の均一磁場空間３５に配置されている被検体やガントリ３１の近くに立っている術者にまで、その振動が伝わり騒音として聞こえるまでには、複数の伝達経路がある。

それらの主な伝達経路を、図１１を参照して説明する。まず、パルス状の電流を傾斜磁場コイル１３に印加することにより、ローレンツ力で傾斜磁場コイル１３が振動する（ブロック５１）。この振動の一部は、空気を媒介として、被検者や術者へ騒音として伝わる（ブロック５１→ブロック５２→ブロック５３）。また、傾斜磁場コイル１３における振動の一部は、ＲＦコイル１１や磁石（クライオスタット）、カバー等の固体を介して伝播する伝達経路がある。例えば、ＲＦコイル１１ヘの振動を介して空気に伝わり、空気振動を通して被検者や術者へ騒音として伝播する伝達経路がある（ブロック５１→ブロック５４→ブロック５２→ブロック５３）。

また、ＲＦコイル１１ヘの振動を介してカバー４３へ振動が伝わり、空気振動を通して被検者や術者へ騒音として伝播する伝達経路がある（ブロック５１→ブロック５４→ブロック５５→ブロック５２→ブロック５３）。さらに、傾斜磁場コイル１３から直接、磁石（クライオスタット）へ振動が伝わり、磁石（クライオスタット）からカバー４３へ振動が伝わり、更に空気振動を通して被検者や術者へ騒音として伝播する伝達経路がある（ブロック５１→ブロック５６→ブロック５５→ブロック５２→ブロック５３）。

また、傾斜磁場コイル１３から直接、磁石（クライオスタット）へ振動が伝わり、磁石（クライオスタット）から空気振動を通して被検者や術者へ騒音として伝播する伝達経路がある（ブロック５１→ブロック５６→ブロック５２→ブロック５３）。

一方、傾斜磁場コイル１３に印加される電流の波形は、使用する撮影シーケンスや撮影パラメータによって、いろいろなものが印加される。従って、撮影方法に応じて、傾斜磁場コイル１３に発生する振動それ自体は、多種多様な周波数成分を持つことになる。

次に、傾斜磁場コイル１３の振動及びその伝達の周波数特性に関する概念的な説明を行う。

まず、図１２（ａ）は、ある撮影シーケンスを用いた場合に、傾斜磁場コイル１３に印加する電流パターンの周波数特性（あるいは、傾斜磁場コイル１３に印加する電流パターンに起因して発生する傾斜磁場コイル１３の振動それ自体の周波数特性）を示したものである。

次に、図１２（ｂ）の（Ｉ）は、傾斜磁場コイル１３に発生する振動が、上記図１１で示した経路を介して被検者や術者へ伝播して騒音として聞こえるまでの伝達割合を、伝達関数として表したものである。

そして、図１２（ｃ）の（Ｉ）は、被検者や術者に実際に聞こえる騒音の周波数特性を示したものである。図１２（ｃ）の（I）の周波数特性は、図１２（ａ）に図１２（ｂ）の（Ｉ）を掛け合わせた結果となる。この例の場合、図１２（ｂ）の（Ｉ）の周波数特性のうちピークとなる部分の周波数は、図１２（ａ）の周波数特性のピークとなる部分の周波数と合致、もしくは非常に接近している。

この結果として、掛け合わされた図１２（ｃ）の（Ｉ）の周波数特性におけるピークが大きくなり、被検者や術者に実際に聞こえる騒音が大きくなつている。

しかしながら、この第６の実施形態では、後述する方法と手段により、図１２（ｂ）の（Ｉ）における伝達関数を、図１２（ｂ）の（II）に示すように変更して、図１２（ａ）のピークと図１２（ｂ）の（II）のピークとが互いに一致しないようにする。その結果、被検者や術者に実際に聞こえる騒音の周波数特性は図１２（ｃ）の（II）に示すようになり、ピークの大きさを小さくできる。

すなわち、被検者や術者に実際に聞こえる騒音を小さく抑えることが可能となる。なお、図１２に示した例では周波数のピークが１つしかない場合が示されているが、周波数のピークが二つ以上存在する場合が一般的であり、その場合には騒音に最も影響を与えるピークが優先的に低減されるように適宜、伝達関数を最適化すれば良い。

次に、第６の実施形態において、どのようにして、傾斜磁場コイル１３に発生した振動が、被検者や術者へ伝播して騒音として聞こえるまでの振動の伝達割合（伝達関数）を変更するかを説明する。このため、傾斜磁場コイル１３の固定状況の詳細な説明を、図１３を参照して説明する。

図１３において、４２ａはアクチュエータ４２を下部クライオスタット３６ｂへ固定するためのべースである。図１３においては、傾斜磁場コイル固定具４１は２個しか示していないが、実際には傾斜磁場コイル１３を十分に支持できるだけの個数が必要であり、図１３では省略されている。

図１３において、ベース４２ａの上側にはアクチュエータ４２が配置されているが、その傾斜磁場コイル１３側の先端は、通常状態では傾斜磁場コイル１３と接触していない。この場合、傾斜磁場コイル１３に発生する固有振動モード、あるいは図１２（ｂ）に示した伝達関数は、傾斜磁場コイル固定具４１の配置によって決定されている。

一方、アクチュエータ４２を作動させて、傾斜磁場コイル１３とアクチュエータ４２の傾斜磁場コイル１３側を密に接触させると、傾斜磁場コイル１３の固定条件が変化する。その結果、固有振動モードが変化することにより、伝達関数も変化する。

予め、接触態様と伝達関数の相関を算出しておくことにより、伝達関数のピークとなる周波数（ピーク周波数）と傾斜磁場コイル１３に印加する電流パターンの周波数特性（予め求めておく）におけるピークの周波数とがずれるように設定することが可能である。

その結果、発生する騒音を減らすことができ、被検者や術者が感じる不快感を取り除くことができる。一般的に、傾斜磁場コイル１３とアクチュエータ４２とが接触する箇所の個数が増えると、ピーク周波数が高周波数側にシフトする。例えば、アクチュエータ４２を傾斜磁場コイル１３に接触させることにより伝達関数は、図１２（ｂ）の（II）のようになり、被検者や術者に実際に聞こえる騒音の周波数特性は図１２（ｃ）の（II）に示すようになる。

この結果、発生する騒音を減らすことができ、被検者や術者が感じる不快感を取り除くことができる。

次に、図１４を参照してアクチュエータ４２の動作制御について説明する。図１４は、本発明の第６の実施形態における制御系のブロック図である。

図１４において、システム全体を制御するＣＰＵ１から、傾斜磁場コイル１３に印加する電流を制御するシーケンサ２に撮影のシーケンスやパラメータなどの指令が出される。一方、この指令に示された条件に基づいて、どのアクチュエータを傾斜磁場コイル１３に接触させたら良いかを決定し、アクチュエータ４２を駆動する駆動源６３に制御信号を供給し、適切なアクチュエータ４２を傾斜磁場コイル１３に接触させる。

本発明の第６の実施形態は、特開平８−１５４５１８号公報に記載されている技術のように、振動を直接キャンセルするものではないので、撮影中に高速度にアクチュエータ４２を制御するのではなく、静的に制御する。したがって、駆動回路系などにも高速なものが要求されないので、簡素なものとすることができる。

次に、図１５に示したフローチャートを参照して、第６の実施形態に係るＭＲＩ装置を用いて撮影を行なう際の手順を説明する。

先ず、ステップ７１において、操作者がディスプレイ１８等を介して、これから撮影を行なうシーケンスやパラメータなどの情報を入力する。次に、ステップ７２において、ステップ７１で入力されたシーケンスやパラメータにおいて撮影を行なった際に、傾斜磁場コイル１３へ印加される電流パターンの周波数特性を計算する。

次に、ステップ７３において、ステップ７２で計算した周波数特性で印加される電流パターンによって発生する振動が、大きな騒音として被検者や術者に聞こえないようにするために、どのアクチュエータを駆動して伝達関数を調飾するかを決める。

次に、ステップ７３で決めたようにアクチュエータ４２を駆動させながら、撮影を行う。

以上のように、本発明の第６の実施形態によれば、傾斜磁場コイル１３と上下部クライオスタット３６ａ、３６ｂとの間の伝達関数を、撮影シーケンスに応じて、傾斜磁場コイルの振動を抑制するに最も適切な値となるように、アクチュエータ４２を駆動するように構成したので、多様なシーケンスに応じて、傾斜磁場コイルの振動による騒音の発生を抑制することができるともに、画質の向上を図ることができる。

図１６は、本発明の第７の実施形態におけるガントリ３１の断面図を示す。ただし、図１０に示した例と同一の部分には同一の符号を付し、その詳細な説明は省略する。

図１６に示した例においては、図１０に示した例のように、傾斜磁場コイル１３と上下部クライオスタット３６ａ、３６ｂとの間のみならず、上下部クライオスタット３６ａ、３６ｂとカバー４３との間にも、複数のアクチュエータ４２を配置している。

この図１６に示した例は、上下部クライオスタット３６ａ、３６ｂとカバー４３との間の伝達関数を、撮影シーケンスに応じて変化させ、傾斜磁場コイルから上下部クライオスタット３６ａ、３６ｂを介してカバー４３に伝達される振動を抑制し、さらに、騒音を低下する例である。

本発明の第８の実施形態としては、本発明の第１〜第５の実施形態における防振ダンパー２３（２３ａ、２３ｂ）をアクチュエータ４２とし、アクチュエータ４２の弾性率を変化させることにより、多様なシーケンスに応じて最も振動抑制可能な弾性率となるように、制御させる例がある。

なお、本発明の第６、７の実施形態においては、傾斜磁場コイル１３をクライオスタット３６ａ、３６ｂに固定する部分やカバー４３にアクチュータを設けて伝達関数を変更する場合について例を示した。しかし、これ以外のガントリ３１の構成要素、例えば、図１１に示した振動の伝達経路であるＲＦコイル１１等もそれぞれ各固有の周波数特性で振動している。

したがって、それらの構成要素に接触可能なようにアクチュエータ４２を配置し、制御することで、それぞれの振動の周波数特性や伝達関数を変更して、被検者や術者へ伝わる騒音を低減するようにしても良い。

傾斜磁場コイル１３に比べて、ＲＦコイル１１やカバー４３は剛性や重量が小さいので、傾斜磁場コイル１３に比べて、それぞれの振動の周波数特性を変更することは容易である。

実際の制御においては、印加電流の周波数特性と、システムを構成する各部品の固有振動モードとから予想される騒音レベルが小さくなるように、各部品の振動モードを制御すればよい。例えば、傾斜磁場コイル１３の振動によって直接、生じる騒音は、ＲＦコイル１１やカバー４３等で、ある程度まで遮音される。

一般には、高周波数側ほど、遮音の効果は大きくなるので、傾斜磁場コイル１３の振動強度が同一の場合、より低周波数側の振動ピークを抑制しておく方が騒音ピークを小さくすることができる。

また、騒音に対する人間の感受性は周波数に依存する。したがって、その感受性も含め上記伝達関数の変更を行なえば良い。また、発生する騒音は場所によっても異なるので、騒音抑制の対象となる位置についても、考慮を入れて設計することができる。例えば、被検体の撮影部位に応じて被検体の耳の位置する場所も異なるので、撮影部位に応じて、どのアクチチュエータを各構成要素へ接触させるかを選択するようにすれば良い。その際、術者の静音化レベルも考慮に入れることも可能である。

また、本発明の第６、７、８の実施形態に用いるアクチュエータは、撮影のために使用するシーケンスに応じて切り替るものであり、特開平８−１５４９１８号公報に記載されている場合のように騒音を直接キャンセルするものではない。したがって、高速に伸び縮みを切り替えることができない素子でも使用することができる。例えば、形状記憶合金や油圧素子、空圧素子等が利用できる。

また、ゴムダンパー等を傾斜磁場コイル１３に接触するように配置しておき、この温度を変化させることで、そのゴムダンパーの硬度を変化させて傾斜磁場コイル１３の振動する周波数特性を変更することでも本発明の効果は得られる。温度変化させる方法としては、ヒータを利用する方法や、ゴムに巻きつけたパイプ内部の流体温度を変化させる方法、ペルチェ素子等を用いる方法が考えられる。

ゴムダンパーを用いれば、振動の緩衡効果も得られるので、傾斜磁場コイル１３から磁石（クライオスタット）への振動伝達を抑制する効果も得られる。また、アクチュエータとしては、圧電素子の利用も可能である。

図１７は、アクチュエータ４２として、油圧素子を使用した場合のアクチュエータ４２の駆動システムの概略構成図である。図１７において、ＣＰＵ１は、実行されるシーケンスに応じた寸法となるように、電源８０に指令を出力し、この電源８０から供給される電力に応じて、ポンプ８１がアクチュエータ４２である油圧素子のシリンダーを駆動する。ただし、これら油圧素子４２、ポンプ８１は、磁場均一度への影響を考慮して非磁性材料で構成される。

図１８は、アクチュエータ４２として、圧電素子を用いる場合の説明図である。圧電素子は、圧電体を２枚の電極で挟んだ素子を基本として各種の構造を有し、モノモルフ型や積層型等がある。

本発明に適用する場合は、比較的大きな変位を得るために、積層型を用いることが望ましい。この積層型の圧電素子は、図１８に示すように、外部電極８３と内部電極８４とを備え、圧電体の薄板を数１０〜１００枚積層したものである。圧電体の一枚一枚は、厚み方向の分極が逆になるように、交互に積層されている。電極に電圧を印加することで積層方向に変位する。

なお、圧電素子は一般に、印加電圧に対して、図１９に示すように、変位量がヒステリシス特性を有するので、これを考慮した制御が必要である。

更に、以上の説明では、振動モード或いは伝達関数を変更するために、アクチュエータを各部品に押し当てる手段を説明した。しかし、これ以外にも、部材を引っ張る、挟み込むなどの機構を利用することも可能である。

また、第６〜８の実施形態では、傾斜磁場コイル１３をクライオスタット３６ａ、３６ｂに設置するＭＲＩ装置について示した。

しかし、クライオスタットではなく、床に固定されたサポート台に傾斜磁場コイル１３を設置したＭＲＩ装置にも本発明は適用可能である。そのような場合には、アクチュエータやべースはサポート台と傾斜磁場コイルとの間に設けてもよい。そのようなサポート台を用いたＭＲＩ装置は、傾斜磁場コイル１３からクライオスタット３６ａ、３６ｂへの振動伝達を低減できるので、騒音抑制効果がある。

さらに、本発明は、公知の静音化技術（例えば、シーケンスによる静音化、真空遮蔽技術等）と併用することができ、より一層の静音化が可能となる。

また、被検者や術者に聞こえる騒音を低減するためにアクチュエータを駆動する場合について例を示したが、使用するシーケンスによっては、どのアクチュエータも駆動せず、どのアクチュエータも傾斜磁場コイル等に密着させない方が騒音が小さくなる場合もある。

本発明は上記実施例に限定されるものではなく、本発明の要旨を逸脱しない範囲で種々に変形して実施できる。例えば、本発明は、水平磁場方式のトンネル型ＭＲＩ装置、即ち、概ね円筒形状のガントリ内に前記円筒の中心軸に沿って静磁場を発生させて、ガントリ内の撮像空間に配置された被検体のＭＲＩ画像を得るＭＲＩ装置へも適用可能である。

Claims

撮影空間に静磁場を発生する静磁場発生手段（４）と、前記撮影空間に傾斜磁場を発生する傾斜磁場発生手段（１３）と、前記撮影空間に配置される被検体に核磁気共鳴を起こさせる高周波磁場を発生する高周波磁場発生手段（１１）と、前記被検体からの核磁気共鳴信号を検出する信号受信手段（１４）と、検出した核磁気共鳴信号を用いて画像を再構成する信号処理手段（１、６）とを有し、
前記静磁場発生手段（４）と前記傾斜磁場発生手段（１３）との間に配置され、複数の静磁場不均一補正部材（２４）を有すると共に、複数の孔が形成された静磁場不均一補正手段（２２）と、
前記静磁場不均一補正手段（２２）に形成された前記複数の孔内に配置され、前記傾斜磁場発生手段（１３）に発生した振動の前記静磁場発生手段（４）への伝達を抑制する複数の防振部材（２３）と、
を備える磁気共鳴イメージング装置において、
前記静磁場発生手段（４）は、前記撮影空間を挟んで対向して配置され、前記傾斜磁場発生手段（１３）は、前記静磁場発生手段（４）の前記撮影空間側に、前記撮影空間を挟んで対向して配置され、
前記静磁場不均一補正手段（２２）は円板状であり、
前記複数の防振部材（２３）は、前記静磁場不均一補正手段（２２）の中央部領域に配置され、前記静磁場不均一補正手段（２２）の半径方向の長さより円周方向の長さが短い第１の防振部材と、前記静磁場不均一補正手段（２２）の端部領域に配置され、前記静磁場不均一補正手段（２２）の半径方向の長さより円周方向の長さが長い第２の防振部材とを有することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置において、前記複数の防振部材（２３）は、前記静磁場発生手段（４）と前記傾斜磁場発生手段（１３）とを接続するように配置されることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置において、前記複数の静磁場不均一補正部材（２４）の前記静磁場不均一補正手段（２２）における配置密度は、前記静磁場不均一補正手段（２２）の中央部領域から端部領域に向けて小となることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置において、前記第１の防振部材の円周方向の長さは、前記静磁場不均一補正手段（２２）の中央部から端部に向かって大となっていくことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
撮影空間に静磁場を発生する静磁場発生手段（４）と、前記撮影空間に傾斜磁場を発生する傾斜磁場発生手段（１３）と、前記撮影空間に配置される被検体に核磁気共鳴を起こさせる高周波磁場を発生する高周波磁場発生手段（１１）と、前記被検体からの核磁気共鳴信号を検出する信号受信手段（１４）と、検出した核磁気共鳴信号を用いて画像を再構成する信号処理手段（１、６）とを有し、
前記静磁場発生手段（４）と前記傾斜磁場発生手段（１３）との間に配置され、複数の静磁場不均一補正部材（２４）を有すると共に、複数の孔が形成された静磁場不均一補正手段（２２）と、
前記静磁場不均一補正手段（２２）に形成された前記複数の孔内に配置され、前記傾斜磁場発生手段（１３）に発生した振動の前記静磁場発生手段（４）への伝達を抑制する複数の防振部材（２３）と、
を備える磁気共鳴イメージング装置において、
前記静磁場発生手段（４）は、前記撮影空間を挟んで対向して配置され、前記傾斜磁場発生手段（１３）は、前記静磁場発生手段（４）の前記撮影空間側に、前記撮影空間を挟んで対向して配置され、
前記静磁場不均一補正手段（２２）の端部領域に配置され、前記静磁場不均一補正手段（２２）の半径方向の長さより円周方向の長さが長く、この円周方向に長い部分の、前記静磁場不均一補正手段（２２）の半径方向の一側面が第１の支持手段により、前記傾斜磁場コイルに支持され、前記円周方向に長い部分の、前記静磁場不均一補正手段（２２）の半径方向の他方側面が第２の支持手段により、前記静磁場発生手段に支持されることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
撮影空間に静磁場を発生する静磁場発生手段（４）と、前記撮影空間に傾斜磁場を発生する傾斜磁場発生手段（１３）と、前記撮影空間に配置される被検体に核磁気共鳴を起こさせる高周波磁場を発生する高周波磁場発生手段（１１）と、前記被検体からの核磁気共鳴信号を検出する信号受信手段（１４）と、検出した核磁気共鳴信号を用いて画像を再構成するとともに、複数のパルスシーケンスに従って傾斜磁場及び高周波磁場を発生させる制御手段（１、６）とを有し、
前記傾斜磁場発生手段（１３）の振動により発生する振動の周波数特性又は振動伝達特性を変更する振動抑制手段（１、４２、６３）を備える磁気共鳴イメージング装置において、
前記静磁場発生手段（４）と前記傾斜磁場発生手段（１３）との間に配置され、複数の静磁場不均一補正部材（２４）を有すると共に、複数の孔が形成された静磁場不均一補正手段（２２）を備え、
前記振動抑制手段（１，４２、６３）は、前記静磁場発生手段（４）と前記傾斜磁場発生手段（１３）への接触面積又は接触圧力を変化できるアクチュエータを前記複数の孔内に備えることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
請求項６記載の磁気共鳴イメージング装置において、前記静磁場発生手段（４）、前記傾斜磁場発生手段（１３）、前記高周波磁場発生手段（１１）を覆うカバー（４３）を備え、このカバー（４３）と前記静磁場発生手段（４）との間にも、前記アクチュエータ（４２）が配置されることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
請求項６記載の磁気共鳴イメージング装置において、前記制御手段（１）は、前記パルスシーケンスに応じて、前記アクチュエータ（４２）の接触面積又は接触圧力を変更することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。