JP6953236B2 - Magnetic resonance imaging device - Google Patents

Magnetic resonance imaging device Download PDF

Info

Publication number
JP6953236B2
JP6953236B2 JP2017167010A JP2017167010A JP6953236B2 JP 6953236 B2 JP6953236 B2 JP 6953236B2 JP 2017167010 A JP2017167010 A JP 2017167010A JP 2017167010 A JP2017167010 A JP 2017167010A JP 6953236 B2 JP6953236 B2 JP 6953236B2
Authority
JP
Japan
Prior art keywords
magnetic field
support member
magnet
forming body
static 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.)
Active
Application number
JP2017167010A
Other languages
Japanese (ja)
Other versions
JP2018038818A (en
Inventor
博光 高森
博光 高森
庄治 石▲崎▼
庄治 石▲崎▼
薫 池田
薫 池田
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
Canon Medical Systems Corp
Original Assignee
Canon Medical Systems Corp
Priority date (The priority date 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 date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Canon Medical Systems Corp filed Critical Canon Medical Systems Corp
Priority to US15/692,295 priority Critical patent/US10656225B2/en
Publication of JP2018038818A publication Critical patent/JP2018038818A/en
Application granted granted Critical
Publication of JP6953236B2 publication Critical patent/JP6953236B2/en
Active legal-status Critical Current
Anticipated expiration legal-status Critical

Links

Images

Landscapes

  • Magnetic Resonance Imaging Apparatus (AREA)

Description

本発明の実施形態は、磁気共鳴イメージング装置に関する。 Embodiments of the present invention relate to a magnetic resonance imaging apparatus.

従来、磁気共鳴イメージング（Magnetic Resonance Imaging：ＭＲＩ）装置において、傾斜磁場コイルから発生される音（騒音）を低減させるための静音化技術が種々提案されている。 Conventionally, in a magnetic resonance imaging (MRI) apparatus, various noise reduction techniques for reducing the sound (noise) generated from a gradient magnetic field coil have been proposed.

傾斜磁場コイルから発生される音には、周囲の空気を媒質として伝わる空気伝搬音と、接触する固体を媒質として伝わる固体伝搬音とがある。例えば、傾斜磁場コイルを密閉容器内に配置し、密閉容器内の周囲の空間を真空状態にすることで、空気伝搬音を低減させる技術が知られている。また、例えば、患者空間（「ボア」とも呼ばれる）を形成するボアチューブと傾斜磁場コイルとの間を防振材で絶縁することで、固体伝搬音を低減させることが行われている。 The sound generated from the gradient magnetic field coil includes an air propagating sound transmitted through the surrounding air as a medium and a solid propagating sound transmitted through a solid in contact as a medium. For example, there is known a technique for reducing air propagation noise by arranging a gradient magnetic field coil in a closed container and creating a vacuum state in the space around the closed container. Further, for example, the solid propagating sound is reduced by insulating the bore tube forming the patient space (also referred to as “bore”) and the gradient magnetic field coil with a vibration isolator.

特許第５２８００２２号明細書Japanese Patent No. 5280022 再公表ＷＯ２００６／０６２０２８号公報Republished WO 2006/062028 特許第４６４３１５８号明細書Patent No. 4643158 特開２０１５−１１９９５３号公報Japanese Unexamined Patent Publication No. 2015-119953

本発明が解決しようとする課題は、傾斜磁場コイルに由来する固体伝搬音を低減させる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である。 An object to be solved by the present invention is to provide a magnetic resonance imaging apparatus capable of reducing solid-borne sound transmitted from a gradient magnetic field coil.

実施形態の磁気共鳴イメージング装置は、静磁場磁石と、傾斜磁場コイルと、空間形成体と、磁石支持部材と、空間形成体支持部とを備える。傾斜磁場コイルは、前記静磁場磁石の内周側に設けられる。空間形成体は、前記傾斜磁場コイルの内周側において、患者空間を形成する。磁石支持部材は、前記静磁場磁石を床面で支持する。空間形成体支持部は、前記磁石支持部材に取り付けられ、前記空間形成体を支持する。 The magnetic resonance imaging apparatus of the embodiment includes a static magnetic field magnet, a gradient magnetic field coil, a space forming body, a magnet supporting member, and a space forming body supporting portion. The gradient magnetic field coil is provided on the inner peripheral side of the static magnetic field magnet. The space-forming body forms a patient space on the inner peripheral side of the gradient magnetic field coil. The magnet support member supports the static magnetic field magnet on the floor surface. The space forming body support portion is attached to the magnet supporting member and supports the space forming body.

図１は、実施形態に係るＭＲＩ装置の構成を示すブロック図である。FIG. 1 is a block diagram showing a configuration of an MRI apparatus according to an embodiment. 図２は、実施形態に係るＭＲＩ装置の架台の構成を説明するための図である。FIG. 2 is a diagram for explaining the configuration of the gantry of the MRI apparatus according to the embodiment. 図３は、実施形態に係るＭＲＩ装置の架台の構成を説明するための図である。FIG. 3 is a diagram for explaining the configuration of the gantry of the MRI apparatus according to the embodiment. 図４は、実施形態に係るＭＲＩ装置による効果を説明するための図である。FIG. 4 is a diagram for explaining the effect of the MRI apparatus according to the embodiment. 図５は、実施形態に係るＭＲＩ装置による効果を説明するための図である。FIG. 5 is a diagram for explaining the effect of the MRI apparatus according to the embodiment. 図６は、実施形態に係るＭＲＩ装置による効果を説明するための図である。FIG. 6 is a diagram for explaining the effect of the MRI apparatus according to the embodiment. 図７は、その他の実施形態に係るＭＲＩ装置の架台の構成を説明するための図である。FIG. 7 is a diagram for explaining the configuration of the gantry of the MRI apparatus according to the other embodiment. 図８は、その他の実施形態に係るＭＲＩ装置の架台の構成を説明するための図である。FIG. 8 is a diagram for explaining the configuration of the gantry of the MRI apparatus according to the other embodiment. 図９は、その他の実施形態に係るＭＲＩ装置の架台の構成を説明するための図である。FIG. 9 is a diagram for explaining the configuration of the gantry of the MRI apparatus according to the other embodiment. 図１０は、その他の実施形態に係るＭＲＩ装置の架台の構成を説明するための図である。FIG. 10 is a diagram for explaining the configuration of the gantry of the MRI apparatus according to the other embodiment. 図１１は、その他の実施形態に係る寝台レールの構成を説明するための図である。FIG. 11 is a diagram for explaining the configuration of the sleeper rail according to the other embodiment.

以下、図面を参照して、実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置を説明する。 Hereinafter, the magnetic resonance imaging apparatus according to the embodiment will be described with reference to the drawings.

（実施形態）
図１は、実施形態に係るＭＲＩ装置１００の構成を示すブロック図である。なお、以下では、磁気共鳴イメージング装置をＭＲＩ（Magnetic Resonance Imaging）装置１００と称する。 (Embodiment)
FIG. 1 is a block diagram showing a configuration of an MRI apparatus 100 according to an embodiment. In the following, the magnetic resonance imaging apparatus will be referred to as an MRI (Magnetic Resonance Imaging) apparatus 100.

図１に示すように、ＭＲＩ装置１００は、静磁場磁石１０１と、静磁場電源１０２と、傾斜磁場コイル１０３と、傾斜磁場電源１０４と、寝台１０５と、寝台制御回路１０６と、ＷＢ（Whole Body）コイル１０７と、送信回路１０８と、受信コイル１０９と、受信回路１１０と、シーケンス制御回路１２０と、計算機１３０とを備える。なお、ＭＲＩ装置１００に、被検体Ｐ（例えば、人体）は含まれない。また、図１に示す構成はあくまで一例であり、図示の構成に限定されるものではない。 As shown in FIG. 1, the MRI apparatus 100 includes a static magnetic field magnet 101, a static magnetic field power supply 102, a gradient magnetic field coil 103, a gradient magnetic field power supply 104, a sleeper 105, a sleeper control circuit 106, and a WB (Whole Body). ) A coil 107, a transmission circuit 108, a reception coil 109, a reception circuit 110, a sequence control circuit 120, and a computer 130. The MRI apparatus 100 does not include the subject P (for example, the human body). Further, the configuration shown in FIG. 1 is merely an example, and is not limited to the illustrated configuration.

静磁場磁石１０１は、中空の略円筒形状に形成された磁石であり、内部の空間に静磁場を発生する。静磁場磁石１０１は、例えば、超伝導磁石等であり、静磁場電源１０２から電流の供給を受けて励磁する。静磁場電源１０２は、静磁場磁石１０１に電流を供給する。なお、静磁場磁石１０１は、永久磁石でもよく、この場合、ＭＲＩ装置１００は、静磁場電源１０２を備えなくてもよい。また、静磁場電源１０２は、ＭＲＩ装置１００とは別に備えられてもよい。また、略円筒形状には、真円の円筒形状のみならず、ＭＲＩ装置１００の機能を大きく損なわない範囲で歪んだ楕円の円筒形状も含まれる。 The static magnetic field magnet 101 is a hollow magnet formed in a substantially cylindrical shape, and generates a static magnetic field in the internal space. The static magnetic field magnet 101 is, for example, a superconducting magnet or the like, and is excited by receiving a current supply from the static magnetic field power supply 102. The static magnetic field power supply 102 supplies an electric current to the static magnetic field magnet 101. The static magnetic field magnet 101 may be a permanent magnet, and in this case, the MRI apparatus 100 does not have to include the static magnetic field power supply 102. Further, the static magnetic field power supply 102 may be provided separately from the MRI apparatus 100. Further, the substantially cylindrical shape includes not only a perfect circular cylindrical shape but also an elliptical cylindrical shape distorted within a range that does not significantly impair the function of the MRI apparatus 100.

傾斜磁場コイル１０３は、中空の略円筒形状に形成されたコイル構造体であり、静磁場磁石１０１の内側に配置される。傾斜磁場コイル１０３は、互いに直交するｘ、ｙ、及びｚの各軸に対応する３つのコイルが組み合わされて形成されており、これら３つのコイルは、傾斜磁場電源１０４から個別に電流の供給を受けて、ｘ、ｙ、及びｚの各軸に沿って磁場強度が変化する傾斜磁場を発生する。傾斜磁場コイル１０３によって発生するｘ、ｙ、及びｚの各軸の傾斜磁場は、例えば、スライスエンコード傾斜磁場ＧＳＥ（若しくはスライス選択傾斜磁場ＧＳＳ）、位相エンコード傾斜磁場ＧＰＥ、及び周波数エンコード傾斜磁場ＧＲＯである。傾斜磁場コイル１０３は、例えば、これら３つのコイルがエポキシ樹脂等で含浸されて形成される。傾斜磁場電源１０４は、傾斜磁場コイル１０３に電流を供給する。 The gradient magnetic field coil 103 is a hollow coil structure formed in a substantially cylindrical shape, and is arranged inside the static magnetic field magnet 101. The gradient magnetic field coil 103 is formed by combining three coils corresponding to the x, y, and z axes orthogonal to each other, and these three coils individually supply current from the gradient magnetic field power supply 104. In response, a gradient magnetic field is generated in which the magnetic field strength changes along the x, y, and z axes. The gradient magnetic fields of the x, y, and z axes generated by the gradient magnetic field coil 103 are, for example, the slice-encoded gradient magnetic field GSE (or slice-selective gradient magnetic field GSS ), the phase-encoded gradient magnetic field GPE , and the frequency-encoded gradient. The magnetic field is GRO. The gradient magnetic field coil 103 is formed by, for example, impregnating these three coils with an epoxy resin or the like. The gradient magnetic field power supply 104 supplies a current to the gradient magnetic field coil 103.

寝台１０５は、被検体Ｐが載置される天板１０５ａを備え、寝台制御回路１０６による制御の下、天板１０５ａを、被検体Ｐが載置された状態で、傾斜磁場コイル１０３の空洞（撮像口）内へ挿入する。通常、寝台１０５は、長手方向が静磁場磁石１０１の中心軸と平行になるように設置される。寝台制御回路１０６は、計算機１３０による制御の下、寝台１０５を駆動して天板１０５ａを長手方向及び上下方向へ移動する。 The bed 105 includes a top plate 105a on which the subject P is placed, and under the control of the bed control circuit 106, the top plate 105a is placed in a state where the subject P is placed in the cavity of the gradient magnetic field coil 103. Insert it into the imaging port). Normally, the bed 105 is installed so that the longitudinal direction is parallel to the central axis of the static magnetic field magnet 101. The bed control circuit 106 drives the bed 105 to move the top plate 105a in the longitudinal direction and the vertical direction under the control of the computer 130.

ＷＢコイル１０７は、傾斜磁場コイル１０３の内側に配置され、送信回路１０８からＲＦパルスの供給を受けて、高周波磁場を発生する。また、ＷＢコイル１０７は、高周波磁場の影響によって被検体Ｐから発せられる磁気共鳴信号（以下、適宜「ＭＲ（Magnetic Resonance）信号」）を受信し、受信したＭＲ信号を受信回路１１０に出力する。 The WB coil 107 is arranged inside the gradient magnetic field coil 103, receives an RF pulse from the transmission circuit 108, and generates a high-frequency magnetic field. Further, the WB coil 107 receives a magnetic resonance signal (hereinafter, appropriately “MR (Magnetic Resonance) signal”) emitted from the subject P due to the influence of a high-frequency magnetic field, and outputs the received MR signal to the receiving circuit 110.

送信回路１０８は、対象とする原子の種類及び磁場強度で定まるラーモア周波数に対応するＲＦパルスをＷＢコイル１０７に供給する。 The transmission circuit 108 supplies the WB coil 107 with an RF pulse corresponding to the Larmor frequency determined by the type of target atom and the magnetic field strength.

受信コイル１０９は、傾斜磁場コイル１０３の内側に配置され、高周波磁場の影響によって被検体Ｐから発せられるＭＲ信号を受信する。受信コイル１０９は、ＭＲ信号を受信すると、受信したＭＲ信号を受信回路１１０へ出力する。 The receiving coil 109 is arranged inside the gradient magnetic field coil 103, and receives the MR signal emitted from the subject P due to the influence of the high frequency magnetic field. When the receiving coil 109 receives the MR signal, it outputs the received MR signal to the receiving circuit 110.

なお、上述したＷＢコイル１０７及び受信コイル１０９はあくまで一例であり、これに限定されるものではない。例えば、受信コイル１０９は、必ずしも備えられていなくてもよい。また、ＷＢコイル１０７及び受信コイル１０９は、送信機能のみを備えたコイル、受信機能のみを備えたコイル、及び送受信機能を備えたコイルのうち、１つ若しくは複数を組み合わせることによって構成されればよい。 The WB coil 107 and the receiving coil 109 described above are merely examples, and the present invention is not limited thereto. For example, the receiving coil 109 does not necessarily have to be provided. Further, the WB coil 107 and the receiving coil 109 may be configured by combining one or a plurality of coils having only a transmitting function, a coil having only a receiving function, and a coil having a transmitting / receiving function. ..

受信回路１１０は、受信コイル１０９から出力されるＭＲ信号を検出し、検出したＭＲ信号に基づいてＭＲデータを生成する。具体的には、受信回路１１０は、受信コイル１０９から出力されるＭＲ信号をデジタル変換することによってＭＲデータを生成する。また、受信回路１１０は、生成したＭＲデータをシーケンス制御回路１２０へ送信する。 The receiving circuit 110 detects the MR signal output from the receiving coil 109 and generates MR data based on the detected MR signal. Specifically, the receiving circuit 110 generates MR data by digitally converting the MR signal output from the receiving coil 109. Further, the receiving circuit 110 transmits the generated MR data to the sequence control circuit 120.

シーケンス制御回路１２０は、計算機１３０から送信されるシーケンス情報に基づいて、傾斜磁場電源１０４、送信回路１０８及び受信回路１１０を駆動することによって、被検体Ｐの撮像を行う。ここで、シーケンス情報は、撮像を行うための手順を定義した情報である。シーケンス情報には、傾斜磁場コイル１０３に供給する電流の強さや電流を供給するタイミング、送信回路１０８がＷＢコイル１０７に供給するＲＦパルスの強さやＲＦパルスを印加するタイミング、受信回路１１０がＭＲ信号を検出するタイミング等が定義される。例えば、シーケンス制御回路１２０は、ＡＳＩＣ（Application Specific Integrated Circuit）、ＦＰＧＡ（Field Programmable Gate Array）等の集積回路、ＣＰＵ（Central Processing Unit）、ＭＰＵ（Micro Processing Unit）等の電子回路である。 The sequence control circuit 120 takes an image of the subject P by driving the gradient magnetic field power supply 104, the transmission circuit 108, and the reception circuit 110 based on the sequence information transmitted from the computer 130. Here, the sequence information is information that defines a procedure for performing imaging. The sequence information includes the strength of the current supplied to the gradient magnetic field coil 103, the timing of supplying the current, the strength of the RF pulse supplied by the transmitting circuit 108 to the WB coil 107, the timing of applying the RF pulse, and the MR signal of the receiving circuit 110. The timing to detect is defined. For example, the sequence control circuit 120 is an integrated circuit such as an ASIC (Application Specific Integrated Circuit) and an FPGA (Field Programmable Gate Array), and an electronic circuit such as a CPU (Central Processing Unit) and an MPU (Micro Processing Unit).

また、シーケンス制御回路１２０は、傾斜磁場電源１０４、送信回路１０８及び受信回路１１０を制御して被検体Ｐを撮像した結果、受信回路１１０からＭＲ信号データを受信すると、受信したＭＲ信号データを計算機１３０へ転送する。 Further, when the sequence control circuit 120 receives the MR signal data from the reception circuit 110 as a result of controlling the gradient magnetic field power supply 104, the transmission circuit 108, and the reception circuit 110 to image the subject P, the sequence control circuit 120 calculates the received MR signal data. Transfer to 130.

計算機１３０は、ＭＲＩ装置１００の全体制御や、ＭＲ画像の生成等を行う。例えば、計算機１３０は、操作者から入力される撮像条件に基づいてシーケンス制御回路１２０に撮像シーケンスを実行させる。また、計算機１３０は、シーケンス制御回路１２０から送信されたＭＲ信号データに基づいて画像を再構成する。計算機１３０は、再構成された画像を記憶部に格納したり、表示部に表示したりする。なお、計算機１３０は、例えば、コンピュータ等の情報処理装置である。 The computer 130 controls the entire MRI apparatus 100, generates an MR image, and the like. For example, the computer 130 causes the sequence control circuit 120 to execute an imaging sequence based on the imaging conditions input from the operator. Further, the computer 130 reconstructs an image based on the MR signal data transmitted from the sequence control circuit 120. The computer 130 stores the reconstructed image in the storage unit and displays it on the display unit. The computer 130 is, for example, an information processing device such as a computer.

このような構成のもと、実施形態に係るＭＲＩ装置１００は、傾斜磁場コイル１０３に由来する固体伝搬音を低減させる。 Under such a configuration, the MRI apparatus 100 according to the embodiment reduces the solid-borne sound transmitted from the gradient magnetic field coil 103.

ここで、固体伝搬音は、傾斜磁場コイル１０３の振動が固体を媒質として伝搬し、最終的に空気振動に変換されることにより被検体Ｐに伝わる。つまり、傾斜磁場コイル１０３から伝搬する振動（「固体伝搬振動」とも表記する）を低減させることは、固体伝搬音を低減させることと等価であると言える。 Here, the solid-borne sound is transmitted to the subject P by propagating the vibration of the gradient magnetic field coil 103 using the solid as a medium and finally converting it into air vibration. That is, it can be said that reducing the vibration propagating from the gradient magnetic field coil 103 (also referred to as “solid propagating vibration”) is equivalent to reducing the solid propagating sound.

そこで、実施形態に係るＭＲＩ装置１００は、静磁場磁石１０１を支持する磁石足（後述する磁石足１２ａ〜１２ｄ）を起点とするボアチューブ支持構造体によりボアチューブ１４を支持する。これによれば、傾斜磁場コイル１０３に由来する固体伝搬振動は、磁石足を経由（迂回）してからボアチューブ１４へ伝搬するので、伝搬経路の距離に応じて減衰（低減）される。このため、ＭＲＩ装置１００は、傾斜磁場コイル１０３に由来する固体伝搬音（固体伝搬振動）を低減させることができる。 Therefore, the MRI apparatus 100 according to the embodiment supports the bore tube 14 by a bore tube support structure starting from a magnet foot (magnet feet 12a to 12d described later) that supports the static magnetic field magnet 101. According to this, the solid propagating vibration derived from the gradient magnetic field coil 103 propagates to the bore tube 14 after passing through (bypassing) the magnet foot, and is therefore attenuated (reduced) according to the distance of the propagation path. Therefore, the MRI apparatus 100 can reduce the solid propagating sound (solid propagating vibration) derived from the gradient magnetic field coil 103.

なお、以下の実施形態では、固体伝搬音（固体伝搬振動）を低減させるための構成について説明するが、以下の構成に限定されるものではない。例えば、ＭＲＩ装置１００は、以下の構成に加え、空気伝搬音を低減させるための構成を備えていてもよい。空気伝搬音を低減させるための構成としては、傾斜磁場コイル１０３を収容した密閉容器内を真空にする技術や、吸音材や遮音材を用いて空気伝搬を遮断する技術など、従来の如何なる静音化技術が併用されてもよい。言い換えると、以下の実施形態に説明する構成を従来の静音化技術と併用することにより、従来の静音化技術において残存していた固体伝搬音を低減させることが可能となる。 In the following embodiments, a configuration for reducing solid propagating sound (solid propagating vibration) will be described, but the configuration is not limited to the following. For example, the MRI apparatus 100 may include a configuration for reducing airborne noise in addition to the following configurations. As a configuration for reducing air propagation noise, any conventional noise reduction technology such as a technology for vacuuming the inside of a closed container containing a gradient magnetic field coil 103 and a technology for blocking air propagation using a sound absorbing material or a sound insulating material are used. Technology may be used in combination. In other words, by using the configuration described in the following embodiment in combination with the conventional noise reduction technology, it is possible to reduce the solid propagating sound remaining in the conventional noise reduction technology.

図２及び図３は、実施形態に係るＭＲＩ装置１００の架台１０の構成を説明するための図である。図２には、架台１０の内部構造を軸方向から見た図を例示する。また、図３には、静磁場磁石１０１の中心軸を通るｙｚ平面における断面図を例示する。なお、図２及び図３の内容はあくまで一例であり、図示の例に限定されるものではない。 2 and 3 are diagrams for explaining the configuration of the gantry 10 of the MRI apparatus 100 according to the embodiment. FIG. 2 exemplifies a view of the internal structure of the gantry 10 as viewed from the axial direction. Further, FIG. 3 illustrates a cross-sectional view in the yz plane passing through the central axis of the static magnetic field magnet 101. The contents of FIGS. 2 and 3 are merely examples, and are not limited to the illustrated examples.

図２及び図３に示すように、架台１０は、例えば、被検体Ｐが置かれる略円筒形状の空間（ボア）を有し、架台カバー１１により囲まれた構造である。架台１０の内部には、略円筒形状の静磁場磁石１０１及び傾斜磁場コイル１０３が設置される。 As shown in FIGS. 2 and 3, the gantry 10 has, for example, a substantially cylindrical space (bore) in which the subject P is placed, and has a structure surrounded by the gantry cover 11. Inside the gantry 10, a substantially cylindrical static magnetic field magnet 101 and a gradient magnetic field coil 103 are installed.

静磁場磁石１０１は、磁石足１２ａ、磁石足１２ｂ、磁石足１２ｃ、及び磁石足１２ｄ（図示せず）によって床面から支持される。なお、磁石足１２ｄは、図示されないが、ｙｚ平面に対して磁石足１２ｃの位置と対称な位置に配置される。 The static magnetic field magnet 101 is supported from the floor surface by the magnet feet 12a, the magnet feet 12b, the magnet feet 12c, and the magnet feet 12d (not shown). Although not shown, the magnet foot 12d is arranged at a position symmetrical to the position of the magnet foot 12c with respect to the yz plane.

各磁石足１２ａ〜１２ｄは、静磁場磁石１０１を床面に支持する。例えば、磁石足１２ａ〜１２ｄは、静磁場磁石１０１の軸方向から見て両側において、静磁場磁石１０１の外周面と床面との間に設置される。図示の例では、磁石足１２ａ〜１２ｄは、ｙｚ平面に対して対称な位置に配置される。言い換えると、磁石足１２ａ〜１２ｄは、床面上であって、軸方向に対して対称な位置に配置される。なお、磁石足１２ａ〜１２ｄの配置は、図示の例に限定されるものではない。例えば、磁石足１２ａ〜１２ｄは、静磁場磁石１０１と床面との間の空間であって、ｙｚ平面により区分される２つの空間のそれぞれに、少なくとも一つずつ配置されればよい。また、磁石足１２ａ〜１２ｄは、必ずしもｙｚ平面に対して対称な位置に配置されなくてもよい。 Each magnet foot 12a to 12d supports the static magnetic field magnet 101 on the floor surface. For example, the magnet legs 12a to 12d are installed between the outer peripheral surface and the floor surface of the static magnetic field magnet 101 on both sides when viewed from the axial direction of the static magnetic field magnet 101. In the illustrated example, the magnet legs 12a to 12d are arranged at positions symmetrical with respect to the yz plane. In other words, the magnet legs 12a to 12d are arranged on the floor surface at positions symmetrical with respect to the axial direction. The arrangement of the magnet legs 12a to 12d is not limited to the illustrated example. For example, the magnet legs 12a to 12d may be arranged at least one in each of the two spaces divided by the yz plane, which is the space between the static magnetic field magnet 101 and the floor surface. Further, the magnet legs 12a to 12d do not necessarily have to be arranged at positions symmetrical with respect to the yz plane.

各磁石足１２ａ〜１２ｄと床面との間には、防振部材２０ａ〜２０ｄがそれぞれ配置される。具体的には、磁石足１２ａと床面との間には、防振部材２０ａが配置される。また、磁石足１２ｂと床面との間には、防振部材２０ｂが配置される。また、磁石足１２ｃと床面との間には、防振部材２０ｃが配置される。また、磁石足１２ｄと床面との間には、防振部材２０ｄが配置される。各防振部材２０ａ〜２０ｄは、架台１０の重量を支えつつ架台１０の振動を低減するために、ゴムやエラストマーなどの防振材により形成される。なお、各磁石足１２ａ〜１２ｄは、磁石支持部材の一例である。また、以下の説明では、防振性を有する材料を総称して「防振材」と表記し、防振材を成型するなどして形成された部材を総称して「防振部材」と表記する。 Anti-vibration members 20a to 20d are arranged between the magnet feet 12a to 12d and the floor surface, respectively. Specifically, the anti-vibration member 20a is arranged between the magnet foot 12a and the floor surface. Further, a vibration isolator member 20b is arranged between the magnet foot 12b and the floor surface. Further, a vibration isolator member 20c is arranged between the magnet foot 12c and the floor surface. Further, a vibration isolator member 20d is arranged between the magnet foot 12d and the floor surface. The anti-vibration members 20a to 20d are formed of an anti-vibration material such as rubber or elastomer in order to support the weight of the gantry 10 and reduce the vibration of the gantry 10. The magnet legs 12a to 12d are examples of magnet support members. Further, in the following description, materials having anti-vibration properties are collectively referred to as "vibration-proof material", and members formed by molding the anti-vibration material are collectively referred to as "vibration-proof member". do.

傾斜磁場コイル１０３は、静磁場磁石１０１の内部の空間において、コイル支持部材１３ａ及びコイル支持部材１３ｂにより支持される。コイル支持部材１３ａ，１３ｂは、傾斜磁場コイル１０３の振動を低減しつつその重量を支えるために、例えば、ゴムやエラストマーなどの防振材により形成される。 The gradient magnetic field coil 103 is supported by the coil support member 13a and the coil support member 13b in the space inside the static magnetic field magnet 101. The coil support members 13a and 13b are formed of a vibration-proof material such as rubber or an elastomer in order to support the weight of the gradient magnetic field coil 103 while reducing the vibration.

また、傾斜磁場コイル１０３の内部の空間には、被検体Ｐが置かれる空間（ボア）を形成するボアチューブ１４が配置される。ボアチューブ１４には、ＷＢコイル１０７及び寝台レール１５が設置される。寝台レール１５は、被検体Ｐを載置した天板１０５ａをボアに挿入するためのレールである。 Further, in the space inside the gradient magnetic field coil 103, a bore tube 14 forming a space (bore) in which the subject P is placed is arranged. A WB coil 107 and a sleeper rail 15 are installed on the bore tube 14. The sleeper rail 15 is a rail for inserting the top plate 105a on which the subject P is placed into the bore.

ここで、ボアチューブ１４は、磁石足１２ａ〜１２ｄを起点としたボアチューブ支持構造体により支持される。ボアチューブ支持構造体は、磁石足１２ａ〜１２ｄに取り付けられ、ボアチューブ１４を支持する。ボアチューブ支持構造体は、前部フレーム、後部フレーム、及び下部フレームにより形成される。 Here, the bore tube 14 is supported by the bore tube support structure starting from the magnet legs 12a to 12d. The bore tube support structure is attached to the magnet legs 12a to 12d to support the bore tube 14. The bore tube support structure is formed by a front frame, a rear frame, and a lower frame.

前部フレームは、ボアチューブ１４の寝台側（寝台１０５が存在する側）の端部を支持する支持部材である。前部フレームは、支持部材３０ａ、支持部材３１ａ、及び支持部材３１ｂにより形成される。 The front frame is a support member that supports the end of the bore tube 14 on the bed side (the side where the bed 105 exists). The front frame is formed of a support member 30a, a support member 31a, and a support member 31b.

後部フレームは、ボアチューブ１４の反寝台側（寝台側の反対側）の端部を支持する支持部材である。後部フレームは、支持部材３０ｂ、支持部材３１ｃ、及び支持部材３１ｄ（図示せず）により形成される。なお、支持部材３１ｄは、図示されないが、ｙｚ平面に対して支持部材３１ｃの位置と対称な位置に配置される。 The rear frame is a support member that supports the end of the bore tube 14 on the anti-bed side (opposite side of the bed side). The rear frame is formed by a support member 30b, a support member 31c, and a support member 31d (not shown). Although not shown, the support member 31d is arranged at a position symmetrical to the position of the support member 31c with respect to the yz plane.

下部フレームは、静磁場磁石１０１の軸方向の長さより長い部材（梁）であって、軸方向の両端において前部フレーム及び後部フレームをそれぞれ支持する支持部材である。下部フレームは、支持部材３２ａ及び支持部材３２ｂを含む。支持部材３２ａは、磁石足１２ａ，１２ｄにより支持される。支持部材３２ｂは、磁石足１２ｂ，１２ｃにより支持される。 The lower frame is a member (beam) longer than the axial length of the static magnetic field magnet 101, and is a support member that supports the front frame and the rear frame at both ends in the axial direction. The lower frame includes a support member 32a and a support member 32b. The support member 32a is supported by the magnet legs 12a and 12d. The support member 32b is supported by the magnet legs 12b and 12c.

このように、実施形態に係るＭＲＩ装置１００において、下部フレームは、静磁場磁石１０１の軸方向の長さより長い部材であって、磁石足に取り付けられる。また、前部フレームは、下部フレームの寝台側の端部において、ボアチューブ１４の端部を支持する。また、後部フレームは、下部フレームの反寝台側の端部において、ボアチューブ１４の端部を支持する。これによれば、ＭＲＩ装置１００は、傾斜磁場コイル１０３に由来する固体伝搬音（固体伝搬振動）を低減させることができる。 As described above, in the MRI apparatus 100 according to the embodiment, the lower frame is a member longer than the axial length of the static magnetic field magnet 101 and is attached to the magnet legs. Further, the front frame supports the end portion of the bore tube 14 at the end portion of the lower frame on the bed side. Further, the rear frame supports the end portion of the bore tube 14 at the end portion of the lower frame on the anti-bed side. According to this, the MRI apparatus 100 can reduce the solid propagating sound (solid propagating vibration) derived from the gradient magnetic field coil 103.

例えば、実施形態に係るＭＲＩ装置１００において、傾斜磁場コイル１０３に由来する固体伝搬振動は、コイル支持部材１３ａ，１３ｂを介して静磁場磁石１０１へ伝搬し、磁石足１２ａ〜１２ｄへ伝わる。そして、固体伝搬振動は、磁石足１２ａ〜１２ｄから下部フレームを経由して前部フレーム及び後部フレームに伝搬し、ボアチューブ１４に伝わる。言い換えると、傾斜磁場コイル１０３に由来する固体伝搬振動は、磁石足１２ａ〜１２ｄを経てボアチューブ１４へ伝搬する。これによれば、例えば、磁石足１２ａ〜１２ｄを経ずに伝搬する場合と比較して、固体伝搬振動の伝搬経路が長くなる。このため、実施形態に係るＭＲＩ装置１００は、傾斜磁場コイル１０３に由来する固体伝搬振動を伝搬経路の長さに応じて減衰（低減）させることができる。 For example, in the MRI apparatus 100 according to the embodiment, the solid-borne vibration derived from the gradient magnetic field coil 103 propagates to the static magnetic field magnet 101 via the coil support members 13a and 13b, and is transmitted to the magnet legs 12a to 12d. Then, the solid-borne vibration propagates from the magnet legs 12a to 12d to the front frame and the rear frame via the lower frame, and is transmitted to the bore tube 14. In other words, the solid propagating vibration derived from the gradient magnetic field coil 103 propagates to the bore tube 14 via the magnet legs 12a to 12d. According to this, for example, the propagation path of the solid propagating vibration becomes longer than the case of propagating without passing through the magnet legs 12a to 12d. Therefore, the MRI apparatus 100 according to the embodiment can attenuate (reduce) the solid propagating vibration derived from the gradient magnetic field coil 103 according to the length of the propagation path.

支持部材３０ａ，３０ｂは、下部フレーム（支持部材３２ａ，３２ｂ）の両端部に設置される。支持部材３０ａ，３０ｂは、静磁場磁石１０１の端面に取り付けられる。図示の例では、支持部材３０ａは、静磁場磁石１０１の寝台側の端面に防振部材２１ａを介して取り付けられる。また、支持部材３０ｂは、静磁場磁石１０１の反寝台側の端面に防振部材２１ｂを介して取り付けられる。防振部材２１ａ，２１ｂは、例えば、制振合金（「防振合金」とも呼ばれる）により形成される。制振合金としては、例えば、転位型制振合金や双晶型制振合金など任意の制振合金が適用可能である。また、防振部材２１ａ，２１ｂは、制振合金に限らず、例えば、ゴムやエラストマーなどの防振材により形成されてもよい。 The support members 30a and 30b are installed at both ends of the lower frame (support members 32a and 32b). The support members 30a and 30b are attached to the end faces of the static magnetic field magnet 101. In the illustrated example, the support member 30a is attached to the end surface of the static magnetic field magnet 101 on the bed side via the vibration isolator member 21a. Further, the support member 30b is attached to the end surface of the static magnetic field magnet 101 on the anti-bed side via the anti-vibration member 21b. The anti-vibration members 21a and 21b are formed of, for example, an anti-vibration alloy (also referred to as an "anti-vibration alloy"). As the vibration damping alloy, for example, any vibration damping alloy such as a dislocation type vibration damping alloy or a twinned vibration damping alloy can be applied. Further, the anti-vibration members 21a and 21b are not limited to the anti-vibration alloy, and may be formed of, for example, a vibration-proof material such as rubber or an elastomer.

ここで、支持部材３０ａ，３０ｂが静磁場磁石１０１の端面に取り付けられるのは、ボアチューブ１４（及びＷＢコイル１０７）の軸方向（ｚ方向）の動き（揺れ）を抑制するためである。具体的には、防振部材２１ａがｚ方向の正の方向の動きを抑制し、防振部材２１ｂがｚ方向の負の方向の動きを抑制する。これにより、傾斜磁場コイル１０３に設置されるＲＦシールドとＷＢコイル１０７との位置関係の変化による画質劣化を抑えることができる。なお、図示の例では、各支持部材３０ａ，３０ｂが静磁場磁石１０１の端面に取り付けられる場合を説明したが、実施形態はこれに限定されるものではない。例えば、ボアチューブ１４の軸方向の動きを抑制可能であれば、支持部材３０ａ，３０ｂのうちいずれか一方が静磁場磁石１０１の端面に取り付けられればよい。すなわち、支持部材３０ａ，３０ｂのうち少なくとも一方が、防振部材２１ａ及び／又は防振部材２１ｂを介して静磁場磁石１０１の端面に取り付けられればよい。なお、支持部材３０ａ，３０ｂのうちいずれか一方が静磁場磁石１０１の端面に取り付けられる場合については、後述する。 Here, the support members 30a and 30b are attached to the end faces of the static magnetic field magnet 101 in order to suppress the movement (sway) of the bore tube 14 (and the WB coil 107) in the axial direction (z direction). Specifically, the anti-vibration member 21a suppresses the movement in the positive direction in the z direction, and the anti-vibration member 21b suppresses the movement in the negative direction in the z direction. As a result, deterioration of image quality due to a change in the positional relationship between the RF shield installed in the gradient magnetic field coil 103 and the WB coil 107 can be suppressed. In the illustrated example, the case where the support members 30a and 30b are attached to the end faces of the static magnetic field magnet 101 has been described, but the embodiment is not limited to this. For example, if it is possible to suppress the axial movement of the bore tube 14, one of the support members 30a and 30b may be attached to the end face of the static magnetic field magnet 101. That is, at least one of the support members 30a and 30b may be attached to the end face of the static magnetic field magnet 101 via the vibration isolator member 21a and / or the vibration isolator member 21b. The case where either one of the support members 30a and 30b is attached to the end face of the static magnetic field magnet 101 will be described later.

支持部材３０ａは、各支持部材３１ａ，３１ｂと弾性接着剤により接着される。また、支持部材３０ｂは、各支持部材３１ｃ，支持部材３１ｄと弾性接着剤により接着される。なお、弾性接着剤とは、硬化物が弾性体となる接着剤であり、例えば、シリコーン系、変成シリコーン系、若しくはウレタン系などの接着剤である。これにより、前部フレーム及び後部フレームは、振動を減衰させる効果（ダンピング効果）が増強されるので、固体伝搬音を低減させることができる。 The support member 30a is adhered to each of the support members 31a and 31b with an elastic adhesive. Further, the support member 30b is adhered to each support member 31c and support member 31d with an elastic adhesive. The elastic adhesive is an adhesive in which the cured product becomes an elastic body, and is, for example, a silicone-based adhesive, a modified silicone-based adhesive, or a urethane-based adhesive. As a result, the front frame and the rear frame are enhanced in the vibration damping effect (damping effect), so that the solid-borne sound can be reduced.

各支持部材３１ａ〜３１ｄは、各防振部材２２ａ〜２２ｄを介してボアチューブ１４の端部を支持する。各防振部材２２ａ〜２２ｄは、ゴムやエラストマーなどの防振材により形成される。図示の例では、支持部材３１ａは、防振部材２２ａを介してボアチューブ１４の寝台側の端部を支持する。また、支持部材３１ｂは、防振部材２２ｂを介してボアチューブ１４の寝台側の端部を支持する。また、支持部材３１ｃは、防振部材２２ｃを介してボアチューブ１４の反寝台側の端部を支持する。また、支持部材３１ｄは、防振部材２２ｄを介してボアチューブ１４の反寝台側の端部を支持する。なお、防振部材２２ｄは、図示されないが、ｙｚ平面に対して防振部材２２ｃの位置と対称な位置に配置される。 Each of the support members 31a to 31d supports the end portion of the bore tube 14 via the anti-vibration members 22a to 22d. The anti-vibration members 22a to 22d are formed of an anti-vibration material such as rubber or elastomer. In the illustrated example, the support member 31a supports the end portion of the bore tube 14 on the bed side via the vibration isolator member 22a. Further, the support member 31b supports the end portion of the bore tube 14 on the bed side via the vibration isolator member 22b. Further, the support member 31c supports the end portion of the bore tube 14 on the anti-bed side via the anti-vibration member 22c. Further, the support member 31d supports the end portion of the bore tube 14 on the anti-bed side via the vibration isolator member 22d. Although not shown, the anti-vibration member 22d is arranged at a position symmetrical to the position of the anti-vibration member 22c with respect to the yz plane.

また、各支持部材３１ａ〜３１ｄは、プラスチックやステンレス（ＪＩＳ規格におけるＳＵＳ３１６）などの材料で形成される。これは、静磁場磁石１０１の内側の領域に対応する部材は、傾斜磁場コイル１０３から漏えいする傾斜磁場の影響を受ける可能性が考えられるからである。つまり、傾斜磁場コイル１０３の両端部から傾斜磁場がｚ方向に漏えいするため、導電性や磁性を有する材料には渦電流が生じて振動してしまう可能性がある。このため、ｚ方向から見て静磁場磁石１０１の内側の領域に対応する部材は、非導電性及び非磁性のうち少なくとも一方の性質を有する材料であることが好ましい。なお、各支持部材３１ａ〜３１ｄは、プラスチックやステンレスに限らず、非導電性及び非磁性のうち少なくとも一方の性質を有する材料であれば形成される。また、各支持部材３１ａ〜３１ｄに限らず、前部フレームや後部フレームを形成する部材のうち、静磁場磁石１０１の内側の領域に対応する部材は、非導電性及び非磁性のうち少なくとも一方の性質を有する材料で形成されるのが好ましい。つまり、架台１０のｘｙｚ座標系において、ｘ座標とｙ座標とが静磁場磁石１０１の内径に含まれる領域に対応する位置の部材は、非導電性及び非磁性のうち少なくとも一方の性質を有する材料で形成されるのが好ましい。 Further, each of the support members 31a to 31d is made of a material such as plastic or stainless steel (SUS316 in the JIS standard). This is because the member corresponding to the region inside the static magnetic field magnet 101 may be affected by the gradient magnetic field leaking from the gradient magnetic field coil 103. That is, since the gradient magnetic field leaks from both ends of the gradient magnetic field coil 103 in the z direction, there is a possibility that an eddy current is generated in the material having conductivity or magnetism and the material vibrates. Therefore, the member corresponding to the inner region of the static magnetic field magnet 101 when viewed from the z direction is preferably a material having at least one of non-conductive and non-magnetic properties. The support members 31a to 31d are not limited to plastic and stainless steel, and are formed of any material having at least one of non-conductive and non-magnetic properties. Further, not limited to the support members 31a to 31d, among the members forming the front frame and the rear frame, the member corresponding to the inner region of the static magnetic field magnet 101 is at least one of non-conductive and non-magnetic. It is preferably formed of a material having properties. That is, in the xyz coordinate system of the gantry 10, the member at the position corresponding to the region where the x coordinate and the y coordinate are included in the inner diameter of the static magnetic field magnet 101 is a material having at least one of non-conductive and non-magnetic properties. It is preferably formed by.

また、支持部材３０ａ，３０ｂ及び支持部材３１ａ〜３１ｄは、中空に形成され、形成された中空の領域に防振性を有するゲル状の材料が充填される。なお、防振性を有するゲル状の材料としては、シリコーンゲルやウレタンゲルなどのゲル状の防振材が適用されるが、これに限らず、任意のゲル状（若しくはゼリー状）の材料が適用可能である。これにより、支持部材３０ａ，３０ｂ及び支持部材３１ａ〜３１ｄは、振動を減衰させる効果が増強されるので、固体伝搬音を低減させることができる。 Further, the support members 30a and 30b and the support members 31a to 31d are formed in a hollow shape, and the formed hollow region is filled with a gel-like material having anti-vibration properties. As the gel-like material having anti-vibration property, a gel-like anti-vibration material such as silicone gel or urethane gel is applied, but the present invention is not limited to this, and any gel-like (or jelly-like) material can be used. Applicable. As a result, the support members 30a and 30b and the support members 31a to 31d enhance the effect of attenuating the vibration, so that the solid propagating sound can be reduced.

支持部材３２ａ，３２ｂは、静磁場磁石１０１の軸方向の長さより長い部材であって、磁石足１２ａ〜１２ｄにより支持される。図示の例では、支持部材３２ａは、磁石足１２ａ及び磁石足１２ｄを軸方向に貫通するように支持される。また、支持部材３２ｂは、磁石足１２ｂ及び磁石足１２ｃを軸方向に貫通するように支持される。また、各支持部材３２ａ，３２ｂは、それぞれ中空に形成される。これにより、各支持部材３２ａ，３２ｂは、形成された中空の領域（空洞）に、架台１０を運搬するための治具を取り付けることができる。なお、運搬用の治具を取り付ける場合には、各支持部材３２ａ，３２ｂは、ｙｚ平面に対して互いに対称な位置に設置されるのが好ましい。 The support members 32a and 32b are members longer than the axial length of the static magnetic field magnet 101, and are supported by the magnet legs 12a to 12d. In the illustrated example, the support member 32a is supported so as to penetrate the magnet foot 12a and the magnet foot 12d in the axial direction. Further, the support member 32b is supported so as to penetrate the magnet foot 12b and the magnet foot 12c in the axial direction. Further, each of the support members 32a and 32b is formed to be hollow. As a result, each of the support members 32a and 32b can be attached with a jig for transporting the gantry 10 to the formed hollow region (cavity). When attaching the transportation jig, it is preferable that the support members 32a and 32b are installed at positions symmetrical with respect to the yz plane.

各支持部材３２ａ，３２ｂは、防振部材２３ａ〜２３ｄを介して前部フレーム及び後部フレームを支持する。各防振部材２３ａ〜２３ｄは、ゴムやエラストマーなどの防振材により形成される。図示の例では、支持部材３２ａは、防振部材２３ａを介して支持部材３０ａを支持する。また、支持部材３２ａは、防振部材２３ｄ（図示せず）を介して支持部材３０ｂを支持する。また、支持部材３２ｂは、防振部材２３ｂを介して支持部材３０ａを支持する。また、支持部材３２ｂは、防振部材２３ｃを介して支持部材３０ｂを支持する。なお、防振部材２３ｄは、図示されないが、ｙｚ平面に対して防振部材２３ｃの位置と対称な位置に配置される。 The support members 32a and 32b support the front frame and the rear frame via the vibration isolator members 23a to 23d. The anti-vibration members 23a to 23d are formed of an anti-vibration material such as rubber or elastomer. In the illustrated example, the support member 32a supports the support member 30a via the anti-vibration member 23a. Further, the support member 32a supports the support member 30b via the anti-vibration member 23d (not shown). Further, the support member 32b supports the support member 30a via the vibration isolator member 23b. Further, the support member 32b supports the support member 30b via the vibration isolator member 23c. Although not shown, the anti-vibration member 23d is arranged at a position symmetrical to the position of the anti-vibration member 23c with respect to the yz plane.

ここで、防振部材２３ａは、防振部材２３ｄのばね定数とは異なるばね定数の防振材により形成される。また、防振部材２３ｂは、防振部材２３ｃのばね定数とは異なるばね定数の防振材により形成される。すなわち、前部フレームの下面に設置される防振部材２３ａ，２３ｂのばね定数は、後部フレームの下面に設置される防振部材２３ｃ，２３ｄのばね定数とは異なる。これは、ボアチューブ１４への固体伝搬振動の伝搬経路に対応する前部フレームと後部フレームとのばね定数を異ならせることで、ボアチューブ１４の共振条件を変え、ボアチューブ１４における共振を防止するためである。 Here, the anti-vibration member 23a is formed of an anti-vibration material having a spring constant different from that of the anti-vibration member 23d. Further, the anti-vibration member 23b is formed of an anti-vibration material having a spring constant different from that of the anti-vibration member 23c. That is, the spring constants of the anti-vibration members 23a and 23b installed on the lower surface of the front frame are different from the spring constants of the anti-vibration members 23c and 23d installed on the lower surface of the rear frame. This changes the resonance conditions of the bore tube 14 and prevents resonance in the bore tube 14 by making the spring constants of the front frame and the rear frame corresponding to the propagation path of the solid-borne vibration to the bore tube 14 different. Because.

下部フレームの軸方向における両端部と床面との間には、防振部材２４ａ〜２４ｄが配置される。図示の例では、支持部材３２ａの寝台側の端部と床面との間に、防振部材２４ａが配置される。また、支持部材３２ａの反寝台側の端部と床面との間に、防振部材２４ｄが配置される。また、支持部材３２ｂの寝台側の端部と床面との間に、防振部材２４ｂが配置される。また、支持部材３２ｂの寝台側の端部と床面との間に、防振部材２４ｃが配置される。なお、防振部材２４ｄは、図示されないが、ｙｚ平面に対して防振部材２４ｃの位置と対称な位置に配置される。 Anti-vibration members 24a to 24d are arranged between both ends of the lower frame in the axial direction and the floor surface. In the illustrated example, the anti-vibration member 24a is arranged between the end of the support member 32a on the bed side and the floor surface. Further, the anti-vibration member 24d is arranged between the end portion of the support member 32a on the anti-bed side and the floor surface. Further, the anti-vibration member 24b is arranged between the end portion of the support member 32b on the bed side and the floor surface. Further, the anti-vibration member 24c is arranged between the end portion of the support member 32b on the bed side and the floor surface. Although not shown, the anti-vibration member 24d is arranged at a position symmetrical to the position of the anti-vibration member 24c with respect to the yz plane.

ここで、防振部材２４ａ〜２４ｄは、防振部材２０ａ〜２０ｄのばね定数とは異なるばね定数の防振材により形成される。すなわち、下部フレームの下面に設置される防振部材２４ａ〜２４ｄのばね定数は、磁石足１２ａ〜１２ｄの下面に設置される防振部材２０ａ〜２０ｄのばね定数とは異なる。これは、下部フレームと床面との間で伝わる固体伝搬振動による下部フレームの共振を防止するためである。 Here, the anti-vibration members 24a to 24d are formed of an anti-vibration material having a spring constant different from that of the anti-vibration members 20a to 20d. That is, the spring constants of the anti-vibration members 24a to 24d installed on the lower surface of the lower frame are different from the spring constants of the anti-vibration members 20a to 20d installed on the lower surfaces of the magnet legs 12a to 12d. This is to prevent resonance of the lower frame due to solid-borne vibration transmitted between the lower frame and the floor surface.

上述したように、実施形態に係るＭＲＩ装置１００において、磁石足１２ａ〜１２ｄを起点とした構造によりボアチューブ１４が支持される。言い換えると、ＭＲＩ装置１００において、傾斜磁場コイル１０３に由来する固体伝搬振動は、磁石足１２ａ〜１２ｄを経てボアチューブ１４へ伝搬する。これによれば、例えば、磁石足１２ａ〜１２ｄを経ずに伝搬する場合と比較して、固体伝搬振動の伝搬経路が長くなる。例えば、固体伝搬振動が傾斜磁場コイル１０３を収容する密閉容器からボアチューブ１４に伝搬する場合や、静磁場磁石１０１の端面から支持部材を経由してボアチューブ１４に伝搬する場合と比較して、固体伝搬振動の伝搬経路が長くなる。このため、実施形態に係るＭＲＩ装置１００は、傾斜磁場コイル１０３に由来する固体伝搬振動を伝搬経路の長さに応じて減衰（低減）させることができる。 As described above, in the MRI apparatus 100 according to the embodiment, the bore tube 14 is supported by the structure starting from the magnet legs 12a to 12d. In other words, in the MRI apparatus 100, the solid propagating vibration derived from the gradient magnetic field coil 103 propagates to the bore tube 14 via the magnet legs 12a to 12d. According to this, for example, the propagation path of the solid propagating vibration becomes longer than the case of propagating without passing through the magnet legs 12a to 12d. For example, as compared with the case where the solid propagating vibration propagates from the closed container accommodating the gradient magnetic field coil 103 to the bore tube 14, and the case where the solid propagating vibration propagates from the end face of the static magnetic field magnet 101 to the bore tube 14 via the support member, The propagation path of solid-borne vibration becomes longer. Therefore, the MRI apparatus 100 according to the embodiment can attenuate (reduce) the solid propagating vibration derived from the gradient magnetic field coil 103 according to the length of the propagation path.

図４〜図６は、実施形態に係るＭＲＩ装置１００による効果を説明するための図である。図４には、架台１０の内部構造を軸方向から見た図を例示する。また、図５には、静磁場磁石１０１の中心軸を通るｙｚ平面における断面図を例示する。また、図６には、図５に例示の静磁場磁石１０１の拡大図を例示する。なお、図４〜図６において、波形の図は、図示した位置における固体伝搬振動を示し、波形の大きさは振動の大きさに対応する。また、図４〜図６において、矢印の図は、固体伝搬振動が伝搬する方向を示し、矢印の太さは振動の大きさに対応する。 4 to 6 are diagrams for explaining the effect of the MRI apparatus 100 according to the embodiment. FIG. 4 exemplifies a view of the internal structure of the gantry 10 as viewed from the axial direction. Further, FIG. 5 illustrates a cross-sectional view in the yz plane passing through the central axis of the static magnetic field magnet 101. Further, FIG. 6 illustrates an enlarged view of the static magnetic field magnet 101 illustrated in FIG. In addition, in FIGS. 4 to 6, the waveform diagram shows the solid-borne vibration at the illustrated position, and the magnitude of the waveform corresponds to the magnitude of the vibration. Further, in FIGS. 4 to 6, the figure of the arrow indicates the direction in which the solid propagating vibration propagates, and the thickness of the arrow corresponds to the magnitude of the vibration.

図４及び図５に示すように、傾斜磁場コイル１０３に由来する固体伝搬振動は、静磁場磁石１０１を経て磁石足１２ａ〜１２ｄへ伝搬する。そして、固体伝搬振動は、磁石足１２ａ〜１２ｄにより支持される下部フレーム（支持部材３２ａ，３２ｂ）を経て前部フレーム（支持部材３０ａ，３１ａ，３１ｂ）及び後部フレーム（支持部材３０ｂ，３１ｃ，３１ｄ）へと伝わり、最終的にボアチューブ１４へ伝搬する。言い換えると、ＭＲＩ装置１００は、傾斜磁場コイル１０３から磁石足１２ａ〜１２ｄへの伝搬経路と、磁石足１２ａ〜１２ｄからボアチューブ１４への伝搬経路とが互いに交わらないように構成されることにより、傾斜磁場コイル１０３に由来する固体伝搬振動が磁石足１２ａ〜１２ｄを経由することとなる。これにより、例えば、磁石足１２ａ〜１２ｄを経ずに伝搬する場合と比較して、固体伝搬振動の伝搬経路が長くなるので、実施形態に係るＭＲＩ装置１００は、傾斜磁場コイル１０３に由来する固体伝搬振動を低減させることができる。具体的には、傾斜磁場コイル１０３に由来する固体伝搬振動は、静磁場磁石１０１、磁石足１２ａ〜１２ｄ、下部フレーム、前部フレーム（又は後部フレーム）、ボアチューブ１４の順に伝搬することで、伝搬距離に応じて減衰することとなる（図４及び図５の波形及び矢印を参照）。 As shown in FIGS. 4 and 5, the solid propagating vibration derived from the gradient magnetic field coil 103 propagates to the magnet legs 12a to 12d via the static magnetic field magnet 101. Then, the solid-borne vibration is transmitted to the front frame (support members 30a, 31a, 31b) and the rear frame (support members 30b, 31c, 31d) via the lower frames (support members 32a, 32b) supported by the magnet legs 12a to 12d. ), And finally propagates to the bore tube 14. In other words, the MRI apparatus 100 is configured so that the propagation path from the gradient magnetic field coil 103 to the magnet legs 12a to 12d and the propagation path from the magnet legs 12a to 12d to the bore tube 14 do not intersect each other. The solid-borne vibration derived from the gradient magnetic field coil 103 passes through the magnet legs 12a to 12d. As a result, for example, the propagation path of the solid propagating vibration becomes longer as compared with the case of propagating without passing through the magnet legs 12a to 12d. Therefore, the MRI apparatus 100 according to the embodiment is a solid derived from the gradient magnetic field coil 103. Propagation vibration can be reduced. Specifically, the solid-borne vibration derived from the gradient magnetic field coil 103 propagates in the order of the static magnetic field magnet 101, the magnet legs 12a to 12d, the lower frame, the front frame (or the rear frame), and the bore tube 14. It will be attenuated according to the propagation distance (see the waveforms and arrows in FIGS. 4 and 5).

ここで、磁石足１２ａ〜１２ｄは、静磁場磁石１０１及び架台１０に搭載される構造物の重量を支えているため、ＭＲＩ装置１００の構造物の中でも剛性がかなり高いという特徴がある。また、磁石足１２ａ〜１２ｄは、床面に接触しているため、振動エネルギーを床面に分散させることができる。したがって、磁石足１２ａ〜１２ｄへ伝搬した固体伝搬振動は、磁石足１２ａ〜１２ｄの剛性と床面への振動エネルギーの分散によって減衰される。 Here, since the magnet legs 12a to 12d support the weight of the structure mounted on the static magnetic field magnet 101 and the gantry 10, the magnet legs 12a to 12d are characterized in that they have considerably high rigidity among the structures of the MRI apparatus 100. Further, since the magnet legs 12a to 12d are in contact with the floor surface, the vibration energy can be dispersed on the floor surface. Therefore, the solid-borne vibration propagated to the magnet legs 12a to 12d is attenuated by the rigidity of the magnet legs 12a to 12d and the dispersion of the vibration energy on the floor surface.

また、図６に示すように、静磁場磁石１０１は、静磁場磁石１０１の内周面を形成する板部材１０１ａと、端面を形成する板部材１０１ｂと、外周面を形成する板部材１０１ｃとによって形成され、その内部に超伝導コイルが収容された構造である。このため、静磁場磁石１０１に伝搬した固体伝搬振動は、板部材１０１ａ、板部材１０１ｂ、板部材１０１ｃの順に伝搬する。つまり、静磁場磁石１０１に伝搬した固体伝搬振動は、静磁場磁石１０１の内部を磁石足１２ａ〜１２ｄに向かって直線的に伝搬するのではなく、静磁場磁石１０１の表面を回り込むように伝搬する。このように、実施形態に係るＭＲＩ装置１００は、静磁場磁石１０１の表面上の距離を利用して、固体伝搬振動を低減させることができる。 Further, as shown in FIG. 6, the static magnetic field magnet 101 is composed of a plate member 101a forming an inner peripheral surface of the static magnetic field magnet 101, a plate member 101b forming an end surface, and a plate member 101c forming an outer peripheral surface. It is a structure that is formed and contains a superconducting coil inside. Therefore, the solid-borne vibration propagated to the static magnetic field magnet 101 propagates in the order of the plate member 101a, the plate member 101b, and the plate member 101c. That is, the solid-borne vibration propagating to the static magnetic field magnet 101 does not propagate linearly inside the static magnetic field magnet 101 toward the magnet legs 12a to 12d, but propagates around the surface of the static magnetic field magnet 101. .. As described above, the MRI apparatus 100 according to the embodiment can reduce the solid propagating vibration by utilizing the distance on the surface of the static magnetic field magnet 101.

以上、実施形態に係るＭＲＩ装置１００によれば、傾斜磁場コイル１０３に由来する固体伝搬振動の伝搬経路を長くすることにより、伝搬経路の長さに応じて減衰させることができる。この結果、ＭＲＩ装置１００は、傾斜磁場コイル１０３に由来する固体伝搬音を低減させることができる。 As described above, according to the MRI apparatus 100 according to the embodiment, by lengthening the propagation path of the solid propagating vibration derived from the gradient magnetic field coil 103, it can be attenuated according to the length of the propagation path. As a result, the MRI apparatus 100 can reduce the solid-borne sound transmitted from the gradient magnetic field coil 103.

なお、図２及び図３において、支持部材３０ａ，３０ｂは、それぞれ防振部材２１ａ，２１ｂを介して静磁場磁石１０１の端面に取り付けられると説明したが、これは、ボアチューブ１４（及びＷＢコイル１０７）の軸方向（ｚ方向）の動き（揺れ）を抑制するためである。言い換えると、ボアチューブ１４の重量及びボアチューブ１４にかかる重量（寝台レール１５の重量や被検体Ｐの体重など）は、支持部材３２ａ，３２ｂによって支持される。つまり、ＭＲＩ装置１００は、ボアチューブ１４の重量及びボアチューブ１４にかかる重量を支持するために静磁場磁石１０１の端面に取り付けられる場合と比較して、柔らかい防振材を防振部材２１ａ，２１ｂとして適用することができる。このため、ＭＲＩ装置１００は、静磁場磁石１０１の端面から防振部材２１ａ，２１ｂを介して支持部材３０ａ，３０ｂに伝わる固体伝搬振動を減衰させることができる。 In addition, in FIGS. 2 and 3, it was explained that the support members 30a and 30b are attached to the end faces of the static magnetic field magnet 101 via the vibration isolator members 21a and 21b, respectively, but this is the bore tube 14 (and the WB coil). This is to suppress the movement (sway) in the axial direction (z direction) of 107). In other words, the weight of the bore tube 14 and the weight applied to the bore tube 14 (such as the weight of the bed rail 15 and the weight of the subject P) are supported by the support members 32a and 32b. That is, the MRI apparatus 100 uses a soft anti-vibration material 21a, 21b as compared with the case where the MRI apparatus 100 is attached to the end face of the static magnetic field magnet 101 to support the weight of the bore tube 14 and the weight applied to the bore tube 14. Can be applied as. Therefore, the MRI apparatus 100 can attenuate the solid-borne vibration transmitted from the end face of the static magnetic field magnet 101 to the support members 30a and 30b via the vibration isolator members 21a and 21b.

また、図２及び図３において、寝台レール１５は、ボアチューブ１４によって支持される。このため、ボアチューブ１４によって支持されず、寝台レール１５の両端が支持部材（例えば、前部フレーム及び後部フレーム）によって支持される場合と比較して、寝台レール１５の剛性を下げることが可能となる。この結果、ＭＲＩ装置１００においては、寝台レール１５を軽量化及び低コスト化することが可能となる。 Further, in FIGS. 2 and 3, the bed rail 15 is supported by the bore tube 14. Therefore, it is possible to reduce the rigidity of the bed rail 15 as compared with the case where both ends of the bed rail 15 are supported by the support members (for example, the front frame and the rear frame) without being supported by the bore tube 14. Become. As a result, in the MRI apparatus 100, the bed rail 15 can be reduced in weight and cost.

また、図２及び図３において、ボアチューブ１４の重量及びボアチューブ１４にかかる重量は、ボアチューブ支持構造体によって支持される。このため、ボアチューブ１４の重量及びボアチューブ１４にかかる重量が傾斜磁場コイル１０３にかからないので、例えば、比較的軟らかい真空シール部材によって傾斜磁場コイル１０３の端部を塞ぐ静音化技術などを併用することが可能となる。 Further, in FIGS. 2 and 3, the weight of the bore tube 14 and the weight applied to the bore tube 14 are supported by the bore tube support structure. Therefore, since the weight of the bore tube 14 and the weight applied to the bore tube 14 are not applied to the gradient magnetic field coil 103, for example, a noise reduction technique for closing the end portion of the gradient magnetic field coil 103 with a relatively soft vacuum sealing member may be used together. Is possible.

なお、図２〜図６に図示した内容はあくまで一例であり、必ずしも図示の構成に限定されるものではない。例えば、上記の例では、各支持部材３２ａ，３２ｂが静磁場磁石１０１の軸方向の長さより長い部材である場合を説明したが、これに限定されるものではない。例えば、各支持部材３２ａ，３２ｂが軸方向における中央付近で分割され、前部フレームと後部フレームとを個別に支持する構造であってもよい。ただし、図示したように、各支持部材３２ａ，３２ｂが軸方向に連続した構造である方が剛性が高く、ボアチューブ１４の重量及びボアチューブ１４にかかる重量を支える上で有用である。 The contents shown in FIGS. 2 to 6 are merely examples, and are not necessarily limited to the illustrated configuration. For example, in the above example, the case where the support members 32a and 32b are longer than the axial length of the static magnetic field magnet 101 has been described, but the present invention is not limited to this. For example, the support members 32a and 32b may be divided near the center in the axial direction to individually support the front frame and the rear frame. However, as shown in the figure, the structure in which the support members 32a and 32b are continuous in the axial direction has higher rigidity, and is useful for supporting the weight of the bore tube 14 and the weight applied to the bore tube 14.

また、上記の例では、説明の都合上、前部フレームと後部フレームとを区別して説明したが、実施形態はこれに限定されるものではない。例えば、前部フレームと後部フレームとが同一の部材により構成される場合には、両者が区別される必要はない。 Further, in the above example, for convenience of explanation, the front frame and the rear frame have been described separately, but the embodiment is not limited to this. For example, when the front frame and the rear frame are made of the same member, it is not necessary to distinguish between the two.

また、上記の例では、前部フレーム及び後部フレームが３つの部材（前部フレームは支持部材３０ａ，３１ａ，３１ｂ）により形成される場合を説明したが、実施形態はこれに限定されるものではなく、任意数の部材を組み合わせて構成されてもよい。 Further, in the above example, the case where the front frame and the rear frame are formed by three members (the front frame is the support members 30a, 31a, 31b) has been described, but the embodiment is not limited to this. However, it may be configured by combining any number of members.

また、上記の例では、ボアチューブ１４がボアチューブ支持構造体により直接的に支持される場合を説明したが、実施形態はこれに限定されるものではない。例えば、ボアチューブ１４は、ボアチューブ支持構造体により間接的に支持されてもよい。例えば、ボアチューブ１４は、寝台レール１５を介して間接的にボアチューブ支持構造体により支持可能である。具体的には、ボアチューブ支持構造体が寝台レール１５を支持し、寝台レール１５がボアチューブ１４を支持することとなる。なお、この場合、寝台レール１５は、ボアチューブ１４の重量及びボアチューブ１４にかかる重量を支持することが可能な程度の剛性を有する。 Further, in the above example, the case where the bore tube 14 is directly supported by the bore tube support structure has been described, but the embodiment is not limited to this. For example, the bore tube 14 may be indirectly supported by the bore tube support structure. For example, the bore tube 14 can be indirectly supported by the bore tube support structure via the bed rail 15. Specifically, the bore tube support structure supports the bed rail 15, and the bed rail 15 supports the bore tube 14. In this case, the bed rail 15 has a rigidity sufficient to support the weight of the bore tube 14 and the weight applied to the bore tube 14.

（その他の実施形態）
さて、これまで実施形態について説明したが、上述した実施形態以外にも、種々の異なる形態にて実施されてもよい。 (Other embodiments)
By the way, although the embodiment has been described so far, it may be implemented in various different forms other than the above-described embodiment.

（軸方向の動きの片側支持）
例えば、上記の実施形態（図２，３）では、ボアチューブ１４の軸方向の動きを抑制するために、静磁場磁石１０１の軸方向の両側から支持する場合を説明したが、実施形態はこれに限定されるものではない。例えば、ボアチューブ１４の軸方向の動きは、静磁場磁石１０１の軸方向の片側から支持することも可能である。 (One-sided support for axial movement)
For example, in the above-described embodiment (FIGS. 2 and 3), in order to suppress the axial movement of the bore tube 14, the case where the static magnetic field magnet 101 is supported from both sides in the axial direction has been described. It is not limited to. For example, the axial movement of the bore tube 14 can be supported from one side of the static magnetic field magnet 101 in the axial direction.

図７は、その他の実施形態に係るＭＲＩ装置１００の架台１０の構成を説明するための図である。図７には、静磁場磁石１０１の中心軸を通るｙｚ平面における断面図を例示する。なお、図７の例では、支持部材３０ａが静磁場磁石１０１の端面（寝台側の端面）に取り付けられる場合を説明するが、支持部材３０ｂが静磁場磁石１０１の端面（反寝台側の端面）に取り付けられる場合であってもよい。 FIG. 7 is a diagram for explaining the configuration of the gantry 10 of the MRI apparatus 100 according to another embodiment. FIG. 7 illustrates a cross-sectional view in the yz plane passing through the central axis of the static magnetic field magnet 101. In the example of FIG. 7, the case where the support member 30a is attached to the end face (end face on the bed side) of the static magnetic field magnet 101 will be described, but the support member 30b is attached to the end face (end face on the anti-bed side) of the static magnetic field magnet 101. It may be attached to.

図７に示すように、支持部材３０ａは、静磁場磁石１０１の寝台側の端面に段付きボルト２５を介して取り付けられる。段付きボルト２５は、その一端が防振部材２６を介して静磁場磁石１０１の端面に取り付けられる。また、段付きボルト２５は、防振部材２７及び防振部材２８を介して支持部材３０ａに取り付けられる。 As shown in FIG. 7, the support member 30a is attached to the end surface of the static magnetic field magnet 101 on the bed side via a stepped bolt 25. One end of the stepped bolt 25 is attached to the end face of the static magnetic field magnet 101 via the vibration isolator member 26. Further, the stepped bolt 25 is attached to the support member 30a via the vibration isolator member 27 and the vibration isolator member 28.

ここで、防振部材２７は、ｚ方向の正の方向の動きを抑制する。また、防振部材２８は、ｚ方向の負の方向の動きを抑制する。これにより、ボアチューブ１４の軸方向の動きは、静磁場磁石１０１の軸方向の片側から支持される。 Here, the anti-vibration member 27 suppresses the movement in the positive direction in the z direction. Further, the anti-vibration member 28 suppresses movement in the negative direction in the z direction. As a result, the axial movement of the bore tube 14 is supported from one side of the static magnetic field magnet 101 in the axial direction.

（空間形成体）
上記の実施形態では、ボアチューブ１４が磁石足から支持される場合を説明したが、実施形態はこれに限定されるものではない。つまり、上記の実施形態は、ボアチューブ１４に限らず、患者空間を形成する構造物（空間形成体）を磁石足から支持することで、被検体（患者）へ伝わる固体伝搬音を低減させることができる。 (Space forming body)
In the above embodiment, the case where the bore tube 14 is supported from the magnetic foot has been described, but the embodiment is not limited to this. That is, the above embodiment is not limited to the bore tube 14, but the solid propagating sound transmitted to the subject (patient) is reduced by supporting the structure (space forming body) forming the patient space from the magnet foot. Can be done.

すなわち、空間形成体は、傾斜磁場コイル１０３の内周側において、患者空間を形成する。この場合、上述したボアチューブ支持構造体は、磁石支持部材に取り付けられ、空間形成体を支持する。ボアチューブ支持構造体は、空間形成体支持部とも称される。ここで、空間形成体としては、以下に説明する４つのパターン（第１〜第４のパターン）が適用可能である。 That is, the space forming body forms the patient space on the inner peripheral side of the gradient magnetic field coil 103. In this case, the bore tube support structure described above is attached to the magnet support member to support the space forming body. The bore tube support structure is also referred to as a space forming body support portion. Here, as the space forming body, the four patterns (first to fourth patterns) described below can be applied.

第１のパターンは、空間形成体が、ＷＢコイル１０７を支持するボアチューブ１４である場合である。この構成は、図２−６にて説明した通りである。なお、第１のパターンにおいて、空間（ボア）の外装面を形成する架台カバー１１（ボアカバー）は、ボアチューブ１４及びＷＢコイル１０７の内周側に配置されている（図３参照）。 The first pattern is the case where the space forming body is a bore tube 14 that supports the WB coil 107. This configuration is as described in FIG. 2-6. In the first pattern, the gantry cover 11 (bore cover) forming the outer surface of the space (bore) is arranged on the inner peripheral side of the bore tube 14 and the WB coil 107 (see FIG. 3).

第２のパターンは、空間形成体が、ボアカバーを兼ねるボアチューブ１４として形成される場合である。つまり、空間形成体は、最内周側に配置されたボアチューブである。ここで、図８を用いて、空間形成体の第２のパターンについて説明する。 The second pattern is a case where the space forming body is formed as a bore tube 14 that also serves as a bore cover. That is, the space forming body is a bore tube arranged on the innermost peripheral side. Here, the second pattern of the space forming body will be described with reference to FIG.

図８は、その他の実施形態に係るＭＲＩ装置の架台の構成を説明するための図である。図８の左図には、架台１０の内部構造を軸方向から見た図を例示する。図８の右図には、静磁場磁石１０１の中心軸を通るｙｚ平面における断面図を例示する。なお、図８に示した構成のうち、図２及び図３において説明した構成と同様の構成については、図２及び図３と同一の符号を付し、説明を省略する。 FIG. 8 is a diagram for explaining the configuration of the gantry of the MRI apparatus according to the other embodiment. The left view of FIG. 8 illustrates a view of the internal structure of the gantry 10 as viewed from the axial direction. The right figure of FIG. 8 illustrates a cross-sectional view in the yz plane passing through the central axis of the static magnetic field magnet 101. Of the configurations shown in FIG. 8, the same configurations as those described in FIGS. 2 and 3 are designated by the same reference numerals as those in FIGS. 2 and 3, and the description thereof will be omitted.

図８に示すように、架台１０の内部には、ボアチューブ１４に代えて、ボアチューブ４０が配置される。ボアチューブ４０は、中空の略円筒形状に形成された構造であり、架台１０のボアの最内周側に配置される。ボアチューブ４０は、軸方向における架台の一端と他端とを繋ぐ形状であり、この形状を維持可能な強度を備える。ボアチューブ４０の内側には、寝台レール１５が設置される。ボアチューブ４０の内周面は塗装され、ボアの外装面（被検体から見える側の面）を形成する。 As shown in FIG. 8, a bore tube 40 is arranged inside the gantry 10 instead of the bore tube 14. The bore tube 40 has a structure formed in a hollow substantially cylindrical shape, and is arranged on the innermost peripheral side of the bore of the gantry 10. The bore tube 40 has a shape that connects one end and the other end of the gantry in the axial direction, and has a strength that can maintain this shape. A sleeper rail 15 is installed inside the bore tube 40. The inner peripheral surface of the bore tube 40 is painted to form the outer surface (the surface visible from the subject) of the bore.

ボアチューブ４０は、磁石足１２ａ〜１２ｄを起点とした空間形成体支持部により支持される。空間形成体支持部の構成は、図２及び図３にて説明したボアチューブ支持構造体の構成と同様である。つまり、前部フレーム（支持部材３０ａ、支持部材３１ａ、及び支持部材３１ｂ）は、下部フレーム（支持部材３２ａ及び支持部材３２ｂ）の寝台側の端部において、ボアチューブ４０の端部を支持する。また、後部フレーム（支持部材３０ｂ、支持部材３１ｃ、及び支持部材３１ｄ（図示せず））は、下部フレームの反寝台側の端部において、ボアチューブ４０の端部を支持する。これによれば、ＭＲＩ装置１００は、傾斜磁場コイル１０３に由来する固体伝搬音（固体伝搬振動）を低減させることができる。 The bore tube 40 is supported by the space forming body support portion starting from the magnet legs 12a to 12d. The configuration of the space-forming body support portion is the same as the configuration of the bore tube support structure described with reference to FIGS. 2 and 3. That is, the front frame (support member 30a, support member 31a, and support member 31b) supports the end portion of the bore tube 40 at the end portion of the lower frame (support member 32a and support member 32b) on the bed side. Further, the rear frame (support member 30b, support member 31c, and support member 31d (not shown)) supports the end portion of the bore tube 40 at the end portion of the lower frame on the anti-bed side. According to this, the MRI apparatus 100 can reduce the solid propagating sound (solid propagating vibration) derived from the gradient magnetic field coil 103.

なお、図８では、ＷＢコイル１０７が傾斜磁場コイル１０３により支持される場合を示したが、これに限らず、ＷＢコイル１０７は、如何なる支持機構により支持されてもよい。例えば、ＷＢコイル１０７は、ボアチューブ４０の外周面に設置されることにより支持されても良い。 Note that FIG. 8 shows a case where the WB coil 107 is supported by the gradient magnetic field coil 103, but the present invention is not limited to this, and the WB coil 107 may be supported by any support mechanism. For example, the WB coil 107 may be supported by being installed on the outer peripheral surface of the bore tube 40.

第３のパターンは、空間形成体が、寝台レールと、寝台レールの上部カバーとによって形成される場合である。ここで、図９を用いて、空間形成体の第３のパターンについて説明する。 The third pattern is the case where the space forming body is formed by the bed rail and the upper cover of the bed rail. Here, the third pattern of the space forming body will be described with reference to FIG.

図９は、その他の実施形態に係るＭＲＩ装置の架台の構成を説明するための図である。図９の左図には、架台１０の内部構造を軸方向から見た図を例示する。図９の右図には、静磁場磁石１０１の中心軸を通るｙｚ平面における断面図を例示する。なお、図９に示した構成のうち、図２及び図３において説明した構成と同様の構成については、図２及び図３と同一の符号を付し、説明を省略する。 FIG. 9 is a diagram for explaining the configuration of the gantry of the MRI apparatus according to the other embodiment. The left figure of FIG. 9 illustrates a view of the internal structure of the gantry 10 as viewed from the axial direction. The right figure of FIG. 9 illustrates a cross-sectional view in the yz plane passing through the central axis of the static magnetic field magnet 101. Of the configurations shown in FIGS. 9, the same configurations as those described in FIGS. 2 and 3 are designated by the same reference numerals as those in FIGS. 2 and 3, and the description thereof will be omitted.

図９に示すように、架台１０の内部には、ボアチューブ１４に代えて、寝台レール１５と、寝台レール１５の上部カバー５０とによって形成される空間形成体が配置される。寝台レール１５は、被検体が載置される天板１０５ａを移動可能に支持する。寝台レール１５は、上部カバー５０が取り付けられる点を除き、図２及び図３にて説明した構成と同様の構成を有する。 As shown in FIG. 9, a space forming body formed by the bed rail 15 and the upper cover 50 of the bed rail 15 is arranged inside the frame 10 instead of the bore tube 14. The sleeper rail 15 movably supports the top plate 105a on which the subject is placed. The sleeper rail 15 has the same configuration as that described with reference to FIGS. 2 and 3 except that the upper cover 50 is attached.

上部カバー５０は、寝台レール１５の上部の空間を傾斜磁場コイル１０３の内周に沿って覆う構造である。上部カバー５０は、架台１０のｘｙ断面における形状がＣ型形状になるように湾曲された部材により形成される。この上部カバー５０が寝台レール１５の上部に配置されることにより、患者空間が形成される。上部カバー５０は、患者空間を維持可能な強度を備える。上部カバー５０の内周面は塗装され、ボアの外装面（被検体から見える側の面）を形成する。 The upper cover 50 has a structure that covers the space above the bed rail 15 along the inner circumference of the inclined magnetic field coil 103. The upper cover 50 is formed of a member curved so that the shape of the gantry 10 in the xy cross section has a C shape. The patient space is formed by arranging the upper cover 50 on the upper part of the bed rail 15. The top cover 50 is strong enough to maintain patient space. The inner peripheral surface of the upper cover 50 is painted to form the outer surface of the bore (the surface visible from the subject).

図９の空間形成体（寝台レール１５及び上部カバー５０）は、磁石足１２ａ〜１２ｄを起点とした空間形成体支持部により支持される。空間形成体支持部の構成は、図２及び図３にて説明したボアチューブ支持構造体の構成と同様である。つまり、前部フレーム（支持部材３０ａ、支持部材３１ａ、及び支持部材３１ｂ）は、下部フレーム（支持部材３２ａ及び支持部材３２ｂ）の寝台側の端部において、空間形成体の端部を支持する。具体的には、支持部材３１ａ及び支持部材３１ｂは、寝台レール１５及び上部カバー５０それぞれを支持する。また、後部フレーム（支持部材３０ｂ、支持部材３１ｃ、及び支持部材３１ｄ（図示せず））は、下部フレームの反寝台側の端部において、空間形成体の端部を支持する。具体的には、支持部材３１ｃ及び支持部材３１ｄは、寝台レール１５及び上部カバー５０それぞれを支持する。これによれば、ＭＲＩ装置１００は、傾斜磁場コイル１０３に由来する固体伝搬音（固体伝搬振動）を低減させることができる。 The space forming body (bed rail 15 and upper cover 50) of FIG. 9 is supported by the space forming body supporting portion starting from the magnet legs 12a to 12d. The configuration of the space-forming body support portion is the same as the configuration of the bore tube support structure described with reference to FIGS. 2 and 3. That is, the front frame (support member 30a, support member 31a, and support member 31b) supports the end portion of the space forming body at the end portion of the lower frame (support member 32a and support member 32b) on the bed side. Specifically, the support member 31a and the support member 31b support the bed rail 15 and the upper cover 50, respectively. Further, the rear frame (support member 30b, support member 31c, and support member 31d (not shown)) supports the end portion of the space forming body at the end portion of the lower frame on the anti-bed side. Specifically, the support member 31c and the support member 31d support the bed rail 15 and the upper cover 50, respectively. According to this, the MRI apparatus 100 can reduce the solid propagating sound (solid propagating vibration) derived from the gradient magnetic field coil 103.

なお、図９では、ＷＢコイル１０７が傾斜磁場コイル１０３により支持される場合を示したが、これに限らず、ＷＢコイル１０７は、如何なる支持機構により支持されてもよい。例えば、ＷＢコイル１０７は、図９の空間形成体（寝台レール１５及び上部カバー５０）の外周面に設置されることにより支持されても良い。 Note that FIG. 9 shows a case where the WB coil 107 is supported by the gradient magnetic field coil 103, but the present invention is not limited to this, and the WB coil 107 may be supported by any support mechanism. For example, the WB coil 107 may be supported by being installed on the outer peripheral surface of the space forming body (bed rail 15 and upper cover 50) of FIG.

第４のパターンは、空間形成体が、ＷＢコイル１０７を含むコイル構造体によって形成される場合である。ここで、図１０を用いて、空間形成体の第４のパターンについて説明する。 The fourth pattern is the case where the space forming body is formed by a coil structure including the WB coil 107. Here, the fourth pattern of the space forming body will be described with reference to FIG.

図１０は、その他の実施形態に係るＭＲＩ装置の架台の構成を説明するための図である。図１０の左図には、架台１０の内部構造を軸方向から見た図を例示する。図１０の右図には、静磁場磁石１０１の中心軸を通るｙｚ平面における断面図を例示する。なお、図１０に示した構成のうち、図２及び図３において説明した構成と同様の構成については、図２及び図３と同一の符号を付し、説明を省略する。 FIG. 10 is a diagram for explaining the configuration of the gantry of the MRI apparatus according to the other embodiment. The left view of FIG. 10 illustrates a view of the internal structure of the gantry 10 from the axial direction. The right figure of FIG. 10 illustrates a cross-sectional view in the yz plane passing through the central axis of the static magnetic field magnet 101. Of the configurations shown in FIGS. 10, the same configurations as those described in FIGS. 2 and 3 are designated by the same reference numerals as those in FIGS. 2 and 3, and the description thereof will be omitted.

図１０に示すように、架台１０の内部には、ボアチューブ１４に代えて、コイル構造体６０が配置される。コイル構造体６０は、例えば、ＷＢコイル１０７の導体パターンを含むように含浸されて形成される。コイル構造体６０は、中空の略円筒形状に形成された構造である。コイル構造体６０は、軸方向における架台の一端と他端とを繋ぐ形状であり、この形状を維持可能な強度を備える。コイル構造体６０の内側には、寝台レール１５が設置される。コイル構造体６０の内周面は塗装され、ボアの外装面を形成する。 As shown in FIG. 10, a coil structure 60 is arranged inside the gantry 10 instead of the bore tube 14. The coil structure 60 is formed by impregnation so as to include, for example, the conductor pattern of the WB coil 107. The coil structure 60 is a structure formed in a hollow substantially cylindrical shape. The coil structure 60 has a shape that connects one end and the other end of the gantry in the axial direction, and has a strength that can maintain this shape. A sleeper rail 15 is installed inside the coil structure 60. The inner peripheral surface of the coil structure 60 is painted to form the outer surface of the bore.

コイル構造体６０は、磁石足１２ａ〜１２ｄを起点とした空間形成体支持部により支持される。空間形成体支持部の構成は、図２及び図３にて説明したボアチューブ支持構造体の構成と同様である。つまり、前部フレーム（支持部材３０ａ、支持部材３１ａ、及び支持部材３１ｂ）は、下部フレーム（支持部材３２ａ及び支持部材３２ｂ）の寝台側の端部において、コイル構造体６０の端部を支持する。また、後部フレーム（支持部材３０ｂ、支持部材３１ｃ、及び支持部材３１ｄ（図示せず））は、下部フレームの反寝台側の端部において、コイル構造体６０の端部を支持する。これによれば、ＭＲＩ装置１００は、傾斜磁場コイル１０３に由来する固体伝搬音（固体伝搬振動）を低減させることができる。 The coil structure 60 is supported by the space forming body support portion starting from the magnet legs 12a to 12d. The configuration of the space-forming body support portion is the same as the configuration of the bore tube support structure described with reference to FIGS. 2 and 3. That is, the front frame (support member 30a, support member 31a, and support member 31b) supports the end portion of the coil structure 60 at the end portion of the lower frame (support member 32a and support member 32b) on the bed side. .. Further, the rear frame (support member 30b, support member 31c, and support member 31d (not shown)) supports the end portion of the coil structure 60 at the end portion of the lower frame on the anti-bed side. According to this, the MRI apparatus 100 can reduce the solid propagating sound (solid propagating vibration) derived from the gradient magnetic field coil 103.

なお、図１０では、コイル構造体６０がボアカバーを兼ねる構成を説明したが、これに限らず、コイル構造体６０の内周側に別の構造物としてボアカバーが配置されても良い。 Although the structure in which the coil structure 60 also serves as the bore cover has been described with reference to FIG. 10, the structure is not limited to this, and the bore cover may be arranged as another structure on the inner peripheral side of the coil structure 60.

また、図８〜１０に図示した内容はあくまで一例であり、図示の例に限定されるものではない。例えば、図８〜図１０に図示した構成のうち、空間形成体に関する構成以外の構成については、任意に変更可能である。 Further, the contents shown in FIGS. 8 to 10 are merely examples, and are not limited to the illustrated examples. For example, among the configurations shown in FIGS. 8 to 10, configurations other than those relating to the space forming body can be arbitrarily changed.

（寝台レールの構造）
また、上記の実施形態において例示した寝台レール１５の構造はあくまで一例であり、これに限定されるものではない。例えば、寝台レールは、２つの部材により構成されてもよい。 (Structure of sleeper rail)
Further, the structure of the bed rail 15 illustrated in the above embodiment is merely an example, and is not limited thereto. For example, the bed rail may be composed of two members.

図１１は、その他の実施形態に係る寝台レールの構成を説明するための図である。図１１には、架台１０の内部構造を軸方向から見た図を例示する。なお、図１１に示した構成のうち、図２において説明した構成と同様の構成については、図２と同一の符号を付し、説明を省略する。 FIG. 11 is a diagram for explaining the configuration of the sleeper rail according to the other embodiment. FIG. 11 exemplifies a view of the internal structure of the gantry 10 as viewed from the axial direction. Of the configurations shown in FIG. 11, the same configurations as those described in FIG. 2 are designated by the same reference numerals as those in FIG. 2, and the description thereof will be omitted.

図１１に示すように、架台１０には、２本の寝台レール７０，７１が設置される。寝台レール７０，７１それぞれは、軸方向に延在する棒状の部材であり、天板１０５ａを移動可能に支持する。なお、寝台レール７０，７１は、上述した４つのパターンの空間形成体のうち、第１、第２、及び第４のパターンに適用可能である。 As shown in FIG. 11, two sleeper rails 70 and 71 are installed on the gantry 10. Each of the sleeper rails 70 and 71 is a rod-shaped member extending in the axial direction, and movably supports the top plate 105a. The sleeper rails 70 and 71 can be applied to the first, second, and fourth patterns of the space-forming bodies of the above-mentioned four patterns.

以上説明した少なくともひとつの実施形態によれば、傾斜磁場コイルに由来する固体伝搬音を低減させることができる。 According to at least one embodiment described above, the solid propagating sound derived from the gradient magnetic field coil can be reduced.

本発明のいくつかの実施形態を説明したが、これらの実施形態は、例として提示したものであり、発明の範囲を限定することは意図していない。これら実施形態は、その他の様々な形態で実施されることが可能であり、発明の要旨を逸脱しない範囲で、種々の省略、置き換え、変更を行うことができる。これら実施形態やその変形は、発明の範囲や要旨に含まれると同様に、特許請求の範囲に記載された発明とその均等の範囲に含まれるものである。 Although some embodiments of the present invention have been described, these embodiments are presented as examples and are not intended to limit the scope of the invention. These embodiments can be implemented in various other forms, and various omissions, replacements, and changes can be made without departing from the gist of the invention. These embodiments and modifications thereof are included in the scope and gist of the invention, as well as in the scope of the invention described in the claims and the equivalent scope thereof.

１００ ＭＲＩ装置
１０１ 静磁場磁石
１０３ 傾斜磁場コイル
１４ ボアチューブ
１２ａ〜１２ｄ 磁石足 100 MRI device 101 Static magnetic field magnet 103 Diagonal magnetic field coil 14 Bore tube 12a-12d Magnet legs

Claims (25)

静磁場磁石と、
前記静磁場磁石の内周側に設けられた傾斜磁場コイルと、
前記傾斜磁場コイルの内周側において、患者空間を形成する空間形成体と、
前記静磁場磁石を床面で支持する磁石支持部材と、
前記静磁場磁石及び前記傾斜磁場コイルの外部を囲む架台カバーと、
前記架台カバーの内側において、前記磁石支持部材に取り付けられ、前記空間形成体を支持する空間形成体支持部と
を備えた、磁気共鳴イメージング装置。 With a static magnetic field magnet,
A gradient magnetic field coil provided on the inner peripheral side of the static magnetic field magnet and
On the inner peripheral side of the gradient magnetic field coil, a space forming body forming a patient space and
A magnet support member that supports the static magnetic field magnet on the floor surface,
A gantry cover that surrounds the outside of the static magnetic field magnet and the gradient magnetic field coil,
A magnetic resonance imaging device provided inside the gantry cover with a space-forming body support portion attached to the magnet support member and supporting the space-forming body. 前記空間形成体は、ＷＢ（Whole Body）コイルを支持するボアチューブである、
請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。 The space forming body is a bore tube that supports a WB (Whole Body) coil.
The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 1. 前記空間形成体は、最内周側に配置されたボアチューブである、
請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。 The space forming body is a bore tube arranged on the innermost peripheral side.
The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 1. 前記空間形成体は、被検体が載置される天板を移動可能に支持する寝台レールと、前記寝台レールの上部の空間を前記傾斜磁場コイルの内周に沿って覆う上部カバーとによって形成される、
請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。 The space forming body is formed by a sleeper rail that movably supports the top plate on which the subject is placed, and an upper cover that covers the space above the sleeper rail along the inner circumference of the inclined magnetic field coil. NS,
The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 1. 前記空間形成体は、ＷＢ（Whole Body）コイルを含むコイル構造体である、
請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。 The space forming body is a coil structure including a WB (Whole Body) coil.
The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 1. 前記傾斜磁場コイルは、前記静磁場磁石の内周側と前記傾斜磁場コイルの外周側との間に設けられたコイル支持部材により支持される、
請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。 The gradient magnetic field coil is supported by a coil support member provided between the inner peripheral side of the static magnetic field magnet and the outer peripheral side of the gradient magnetic field coil.
The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 1. 前記空間形成体支持部は、
前記静磁場磁石の軸方向に延びる部材であって、前記磁石支持部材により支持される第１支持部材と、
前記空間形成体と前記第１支持部材とを前記静磁場磁石の軸方向の端面で接続する第２支持部材とを有する、
請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。 The space forming body support portion is
A member extending in the axial direction of the static magnetic field magnet, the first support member supported by the magnet support member, and
It has a second support member that connects the space forming body and the first support member at an axial end surface of the static magnetic field magnet.
The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 1. 前記磁石支持部材は、前記静磁場磁石と前記床面との間の空間であって、前記静磁場磁石の軸方向を通る垂直な面で区分される２つの空間のそれぞれに、少なくとも一つずつ配置され、
前記第１支持部材は、前記磁石支持部材を前記軸方向に貫通するように支持される、
請求項７に記載の磁気共鳴イメージング装置。 The magnet support member is a space between the static magnetic field magnet and the floor surface, and at least one in each of two spaces divided by a vertical plane passing through the axial direction of the static magnetic field magnet. Placed,
The first support member is supported so as to penetrate the magnet support member in the axial direction.
The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 7. 前記第１支持部材は、中空に形成される、
請求項７又は８に記載の磁気共鳴イメージング装置。 The first support member is formed hollow.
The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 7 or 8. 前記第２支持部材は、複数の部材によって形成され、
前記複数の部材それぞれは、弾性接着剤により接着される、
請求項７〜９のいずれか一つに記載の磁気共鳴イメージング装置。 The second support member is formed of a plurality of members.
Each of the plurality of members is adhered by an elastic adhesive.
The magnetic resonance imaging apparatus according to any one of claims 7 to 9. 前記第２支持部材を形成する前記複数の部材のうち、前記静磁場磁石の内側の領域に対応する部材は、非導電性及び非磁性のうち少なくとも一方の性質を有する材料で形成される、
請求項１０に記載の磁気共鳴イメージング装置。 Of the plurality of members forming the second support member, the member corresponding to the inner region of the static magnetic field magnet is formed of a material having at least one of non-conductive and non-magnetic properties.
The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 10. 前記第２支持部材は、中空に形成され、当該中空の領域に防振性を有するゲル状の材料が充填される、
請求項７〜１１のいずれか一つに記載の磁気共鳴イメージング装置。 The second support member is formed in a hollow shape, and the hollow region is filled with a gel-like material having anti-vibration properties.
The magnetic resonance imaging apparatus according to any one of claims 7 to 11. 前記第１支持部材は、第１防振部材を介して前記第２支持部材を支持する、
請求項７〜１２のいずれか一つに記載の磁気共鳴イメージング装置。 The first support member supports the second support member via the first anti-vibration member.
The magnetic resonance imaging apparatus according to any one of claims 7 to 12. 前記第１防振部材が前記第１支持部材の軸方向の両端それぞれに配置される場合、両端に配置される前記第１防振部材のそれぞれは、互いに異なるばね定数の防振材により形成される、
請求項１３に記載の磁気共鳴イメージング装置。 When the first anti-vibration member is arranged at both ends of the first support member in the axial direction, each of the first anti-vibration members arranged at both ends is formed of anti-vibration materials having different spring constants. NS,
The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 13. 前記第２支持部材は、前記静磁場磁石の端面に第２防振部材を介して取り付けられる、
請求項７〜１４のいずれか一つに記載の磁気共鳴イメージング装置。 The second support member is attached to the end face of the static magnetic field magnet via a second anti-vibration member.
The magnetic resonance imaging apparatus according to any one of claims 7 to 14. 前記第２防振部材は、制振合金で形成される、
請求項１５に記載の磁気共鳴イメージング装置。 The second anti-vibration member is made of a vibration-damping alloy.
The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 15. 前記第１支持部材の軸方向における一方の端部と床面との間に、第３防振部材が配置され、
前記第１支持部材の軸方向における他方の端部と床面との間に、第４防振部材が配置される、
請求項７〜１６のいずれか一つに記載の磁気共鳴イメージング装置。 A third anti-vibration member is arranged between one end of the first support member in the axial direction and the floor surface.
A fourth anti-vibration member is arranged between the other end of the first support member in the axial direction and the floor surface.
The magnetic resonance imaging apparatus according to any one of claims 7 to 16. 前記第３防振部材は、前記第４防振部材のばね定数とは異なるばね定数の防振材により形成される、
請求項１７に記載の磁気共鳴イメージング装置。 The third anti-vibration member is formed of an anti-vibration material having a spring constant different from the spring constant of the fourth anti-vibration member.
The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 17. 静磁場磁石と、With a static magnetic field magnet,
前記静磁場磁石の内周側に設けられた傾斜磁場コイルと、A gradient magnetic field coil provided on the inner peripheral side of the static magnetic field magnet and
前記傾斜磁場コイルの内周側において、患者空間を形成する空間形成体と、On the inner peripheral side of the gradient magnetic field coil, a space forming body forming a patient space and
前記静磁場磁石を床面で支持する磁石支持部材と、A magnet support member that supports the static magnetic field magnet on the floor surface,
前記磁石支持部材に取り付けられ、前記空間形成体を支持する空間形成体支持部とWith the space forming body support portion attached to the magnet supporting member and supporting the space forming body
を備え、With
前記傾斜磁場コイルは、前記静磁場磁石の内周側と前記傾斜磁場コイルの外周側との間に設けられたコイル支持部材により支持される、The gradient magnetic field coil is supported by a coil support member provided between the inner peripheral side of the static magnetic field magnet and the outer peripheral side of the gradient magnetic field coil.
磁気共鳴イメージング装置。Magnetic resonance imaging device. 静磁場磁石と、With a static magnetic field magnet,
前記静磁場磁石の内周側に設けられた傾斜磁場コイルと、A gradient magnetic field coil provided on the inner peripheral side of the static magnetic field magnet and
前記傾斜磁場コイルの内周側において、患者空間を形成する空間形成体と、On the inner peripheral side of the gradient magnetic field coil, a space forming body forming a patient space and
前記静磁場磁石を床面で支持する磁石支持部材と、A magnet support member that supports the static magnetic field magnet on the floor surface,
前記磁石支持部材に取り付けられ、前記空間形成体を支持する空間形成体支持部とWith the space forming body support portion attached to the magnet supporting member and supporting the space forming body
を備え、With
前記空間形成体支持部は、The space forming body support portion is
前記静磁場磁石の軸方向に延びる部材であって、前記磁石支持部材により支持される第１支持部材と、A member extending in the axial direction of the static magnetic field magnet, the first support member supported by the magnet support member, and
前記空間形成体と前記第１支持部材とを前記静磁場磁石の軸方向の端面で接続する第２支持部材とを有し、It has a second support member that connects the space forming body and the first support member at an axial end face of the static magnetic field magnet.
前記磁石支持部材は、前記静磁場磁石と前記床面との間の空間であって、前記静磁場磁石の軸方向を通る垂直な面で区分される２つの空間のそれぞれに、少なくとも一つずつ配置され、The magnet support member is a space between the static magnetic field magnet and the floor surface, and at least one in each of two spaces divided by a vertical plane passing through the axial direction of the static magnetic field magnet. Placed,
前記第１支持部材は、前記磁石支持部材を前記軸方向に貫通するように支持される、The first support member is supported so as to penetrate the magnet support member in the axial direction.
磁気共鳴イメージング装置。Magnetic resonance imaging device. 静磁場磁石と、With a static magnetic field magnet,
前記静磁場磁石の内周側に設けられた傾斜磁場コイルと、A gradient magnetic field coil provided on the inner peripheral side of the static magnetic field magnet and
前記傾斜磁場コイルの内周側において、患者空間を形成する空間形成体と、On the inner peripheral side of the gradient magnetic field coil, a space forming body forming a patient space and
前記静磁場磁石を床面で支持する磁石支持部材と、A magnet support member that supports the static magnetic field magnet on the floor surface,
前記磁石支持部材に取り付けられ、前記空間形成体を支持する空間形成体支持部とWith the space forming body support portion attached to the magnet supporting member and supporting the space forming body
を備え、With
前記空間形成体支持部は、The space forming body support portion is
前記静磁場磁石の軸方向に延びる部材であって、前記磁石支持部材により支持される第１支持部材と、A member extending in the axial direction of the static magnetic field magnet, the first support member supported by the magnet support member, and
前記空間形成体と前記第１支持部材とを前記静磁場磁石の軸方向の端面で接続する第２支持部材とを有し、It has a second support member that connects the space forming body and the first support member at an axial end face of the static magnetic field magnet.
前記第２支持部材は、中空に形成され、当該中空の領域に防振性を有するゲル状の材料が充填される、The second support member is formed in a hollow shape, and the hollow region is filled with a gel-like material having anti-vibration properties.
磁気共鳴イメージング装置。Magnetic resonance imaging device. 静磁場磁石と、With a static magnetic field magnet,
前記静磁場磁石の内周側に設けられた傾斜磁場コイルと、A gradient magnetic field coil provided on the inner peripheral side of the static magnetic field magnet and
前記傾斜磁場コイルの内周側において、患者空間を形成する空間形成体と、On the inner peripheral side of the gradient magnetic field coil, a space forming body forming a patient space and
前記静磁場磁石を床面で支持する磁石支持部材と、A magnet support member that supports the static magnetic field magnet on the floor surface,
前記磁石支持部材に取り付けられ、前記空間形成体を支持する空間形成体支持部とWith the space forming body support portion attached to the magnet supporting member and supporting the space forming body
を備え、With
前記空間形成体支持部は、The space forming body support portion is
前記静磁場磁石の軸方向に延びる部材であって、前記磁石支持部材により支持される第１支持部材と、A member extending in the axial direction of the static magnetic field magnet, the first support member supported by the magnet support member, and
前記空間形成体と前記第１支持部材とを前記静磁場磁石の軸方向の端面で接続する第２支持部材とを有し、It has a second support member that connects the space forming body and the first support member at an axial end face of the static magnetic field magnet.
前記第１支持部材は、第１防振部材を介して前記第２支持部材を支持し、The first support member supports the second support member via the first anti-vibration member, and the first support member supports the second support member.
前記第１防振部材が前記第１支持部材の軸方向の両端それぞれに配置される場合、両端に配置される前記第１防振部材のそれぞれは、互いに異なるばね定数の防振材により形成される、When the first anti-vibration member is arranged at both ends of the first support member in the axial direction, each of the first anti-vibration members arranged at both ends is formed of anti-vibration materials having different spring constants. NS,
磁気共鳴イメージング装置。Magnetic resonance imaging device. 静磁場磁石と、With a static magnetic field magnet,
前記静磁場磁石の内周側に設けられた傾斜磁場コイルと、A gradient magnetic field coil provided on the inner peripheral side of the static magnetic field magnet and
前記傾斜磁場コイルの内周側において、患者空間を形成する空間形成体と、On the inner peripheral side of the gradient magnetic field coil, a space forming body forming a patient space and
前記静磁場磁石を床面で支持する磁石支持部材と、A magnet support member that supports the static magnetic field magnet on the floor surface,
前記磁石支持部材に取り付けられ、前記空間形成体を支持する空間形成体支持部とWith the space forming body support portion attached to the magnet supporting member and supporting the space forming body
を備え、With
前記空間形成体支持部は、The space forming body support portion is
前記静磁場磁石の軸方向に延びる部材であって、前記磁石支持部材により支持される第１支持部材と、A member extending in the axial direction of the static magnetic field magnet, the first support member supported by the magnet support member, and
前記空間形成体と前記第１支持部材とを前記静磁場磁石の軸方向の端面で接続する第２支持部材とを有し、It has a second support member that connects the space forming body and the first support member at an axial end face of the static magnetic field magnet.
前記第２支持部材は、前記静磁場磁石の端面に第２防振部材を介して取り付けられる、The second support member is attached to the end face of the static magnetic field magnet via a second anti-vibration member.
磁気共鳴イメージング装置。Magnetic resonance imaging device. 静磁場磁石と、With a static magnetic field magnet,
前記静磁場磁石の内周側に設けられた傾斜磁場コイルと、A gradient magnetic field coil provided on the inner peripheral side of the static magnetic field magnet and
前記傾斜磁場コイルの内周側において、患者空間を形成する空間形成体と、On the inner peripheral side of the gradient magnetic field coil, a space forming body forming a patient space and
前記静磁場磁石を床面で支持する磁石支持部材と、A magnet support member that supports the static magnetic field magnet on the floor surface,
前記磁石支持部材に取り付けられ、前記空間形成体を支持する空間形成体支持部とWith the space forming body support portion attached to the magnet supporting member and supporting the space forming body
を備え、With
前記空間形成体支持部は、The space forming body support portion is
前記静磁場磁石の軸方向に延びる部材であって、前記磁石支持部材により支持される第１支持部材と、A member extending in the axial direction of the static magnetic field magnet, the first support member supported by the magnet support member, and
前記空間形成体と前記第１支持部材とを前記静磁場磁石の軸方向の端面で接続する第２支持部材とを有し、It has a second support member that connects the space forming body and the first support member at an axial end face of the static magnetic field magnet.
前記第１支持部材の軸方向における一方の端部と床面との間に、第３防振部材が配置され、A third anti-vibration member is arranged between one end of the first support member in the axial direction and the floor surface.
前記第１支持部材の軸方向における他方の端部と床面との間に、第４防振部材が配置される、A fourth anti-vibration member is arranged between the other end of the first support member in the axial direction and the floor surface.
磁気共鳴イメージング装置。Magnetic resonance imaging device. 静磁場磁石と、With a static magnetic field magnet,
前記静磁場磁石の内周側に設けられた傾斜磁場コイルと、A gradient magnetic field coil provided on the inner peripheral side of the static magnetic field magnet and
前記傾斜磁場コイルの内周側において、患者空間を形成する空間形成体と、On the inner peripheral side of the gradient magnetic field coil, a space forming body forming a patient space and
前記静磁場磁石を床面で支持する磁石支持部材と、A magnet support member that supports the static magnetic field magnet on the floor surface,
前記磁石支持部材に取り付けられ、前記空間形成体を支持する空間形成体支持部とWith the space forming body support portion attached to the magnet supporting member and supporting the space forming body
を備え、With
前記空間形成体支持部は、前記傾斜磁場コイルから前記磁石支持部材を経て前記空間形成体へ固体伝搬振動を伝える伝搬経路に設けられている、The space-forming body support portion is provided in a propagation path for transmitting solid propagating vibration from the gradient magnetic field coil to the space-forming body via the magnet support member.
磁気共鳴イメージング装置。Magnetic resonance imaging device.
JP2017167010A 2016-09-01 2017-08-31 Magnetic resonance imaging device Active JP6953236B2 (en)

Priority Applications (1)

Application Number Priority Date Filing Date Title
US15/692,295 US10656225B2 (en) 2016-09-01 2017-08-31 Magnetic resonance imaging apparatus

Applications Claiming Priority (2)

Application Number Priority Date Filing Date Title
JP2016171314 2016-09-01
JP2016171314 2016-09-01

Publications (2)

Publication Number Publication Date
JP2018038818A JP2018038818A (en) 2018-03-15
JP6953236B2 true JP6953236B2 (en) 2021-10-27

Family

ID=61624564

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
JP2017167010A Active JP6953236B2 (en) 2016-09-01 2017-08-31 Magnetic resonance imaging device

Country Status (1)

Country Link
JP (1) JP6953236B2 (en)

Families Citing this family (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN111175679B (en) * 2020-02-26 2022-04-01 上海东软医疗科技有限公司 Shimming bracket assembly and shimming bracket assembly

Also Published As

Publication number Publication date
JP2018038818A (en) 2018-03-15

Similar Documents

Publication Publication Date Title
US7372271B2 (en) Main magnet perforated eddy current shield for a magnetic resonance imaging device
JP4630600B2 (en) Acoustically attenuated gradient coil
JP4049565B2 (en) Low noise MRI scanner
US20090209842A1 (en) Mri gradient coil assembly with reduced acoustic noise
US20150102813A1 (en) Acoustic Noise Reducing RF Coil For Magnetic Resonance Imaging
JP4822439B2 (en) Magnetic resonance imaging system
US20080315878A1 (en) Actively Shielded Gradient Coil System Comprising Additional Additional Eddy Current Shield System
JP2012143566A (en) Electrically conductive shield for superconducting electromagnet system
JP5932815B2 (en) Magnetic resonance imaging system
JP6953236B2 (en) Magnetic resonance imaging device
JP4767688B2 (en) Magnetic resonance imaging system
US10656225B2 (en) Magnetic resonance imaging apparatus
JP5280022B2 (en) Magnetic resonance imaging system
US20040113619A1 (en) Magnetic resonance apparatus with a gradient coil system structured for reduced noise emission
JP2016137152A (en) Magnetic resonance imaging equipment
JP6296631B2 (en) Magnetic resonance imaging system
JP2012115474A (en) Mri apparatus
KR20040029149A (en) Magnetic resonance tomography device having a noise-suppressing function by damping mechanical vibrations
JPWO2006062028A1 (en) Magnetic resonance imaging system
JP6660742B2 (en) Magnetic resonance imaging equipment
JP6454789B2 (en) Magnetic resonance imaging system
JP4814765B2 (en) Magnetic resonance imaging system
JP2001198101A (en) Magnetic resonance imaging system
JP6759006B2 (en) Magnetic resonance imaging device
JP2015053982A (en) Magnetic resonance imaging apparatus

Legal Events

Date Code Title Description
A621 Written request for application examination

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A621

Effective date: 20200701

A977 Report on retrieval

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A971007

Effective date: 20210519

A131 Notification of reasons for refusal

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A131

Effective date: 20210525

A521 Written amendment

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A523

Effective date: 20210719

TRDD Decision of grant or rejection written
A01 Written decision to grant a patent or to grant a registration (utility model)

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A01

Effective date: 20210831

A61 First payment of annual fees (during grant procedure)

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A61

Effective date: 20210929

R150 Certificate of patent or registration of utility model

Ref document number: 6953236

Country of ref document: JP

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R150