WO2012096380A1 - 磁気共鳴イメージング装置 - Google Patents

磁気共鳴イメージング装置 Download PDF

Info

Publication number
WO2012096380A1
WO2012096380A1 PCT/JP2012/050618 JP2012050618W WO2012096380A1 WO 2012096380 A1 WO2012096380 A1 WO 2012096380A1 JP 2012050618 W JP2012050618 W JP 2012050618W WO 2012096380 A1 WO2012096380 A1 WO 2012096380A1
Authority
WO
WIPO (PCT)
Prior art keywords
magnetic field
coil
gradient
gradient magnetic
sealed space
Prior art date
Application number
PCT/JP2012/050618
Other languages
English (en)
French (fr)
Inventor
歩 勝沼
山下　正幹
博光 高森
広太 渡辺
寛人 淺井
Original Assignee
株式会社東芝
東芝メディカルシステムズ株式会社
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 株式会社東芝, 東芝メディカルシステムズ株式会社 filed Critical 株式会社東芝
Priority to CN201280000441.0A priority Critical patent/CN102711604B/zh
Publication of WO2012096380A1 publication Critical patent/WO2012096380A1/ja
Priority to US13/939,864 priority patent/US9939499B2/en

Links

Images

Classifications

    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01R—MEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
    • G01R33/00—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables
    • G01R33/20—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
    • G01R33/28—Details of apparatus provided for in groups G01R33/44 - G01R33/64
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01R—MEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
    • G01R33/00—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables
    • G01R33/20—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
    • G01R33/28—Details of apparatus provided for in groups G01R33/44 - G01R33/64
    • G01R33/38—Systems for generation, homogenisation or stabilisation of the main or gradient magnetic field
    • G01R33/385—Systems for generation, homogenisation or stabilisation of the main or gradient magnetic field using gradient magnetic field coils
    • G01R33/3854—Systems for generation, homogenisation or stabilisation of the main or gradient magnetic field using gradient magnetic field coils means for active and/or passive vibration damping or acoustical noise suppression in gradient magnet coil systems
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01R—MEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
    • G01R33/00—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables
    • G01R33/20—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
    • G01R33/28—Details of apparatus provided for in groups G01R33/44 - G01R33/64
    • G01R33/38—Systems for generation, homogenisation or stabilisation of the main or gradient magnetic field
    • G01R33/385—Systems for generation, homogenisation or stabilisation of the main or gradient magnetic field using gradient magnetic field coils
    • G01R33/3858—Manufacture and installation of gradient coils, means for providing mechanical support to parts of the gradient-coil assembly
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01R—MEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
    • G01R33/00—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables
    • G01R33/20—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
    • G01R33/28—Details of apparatus provided for in groups G01R33/44 - G01R33/64
    • G01R33/38—Systems for generation, homogenisation or stabilisation of the main or gradient magnetic field
    • G01R33/387—Compensation of inhomogeneities
    • G01R33/3873—Compensation of inhomogeneities using ferromagnetic bodies ; Passive shimming

Definitions

  • Embodiments described herein relate generally to a magnetic resonance imaging apparatus.
  • a noise reduction technique for reducing noise caused by vibration of a gradient magnetic field coil by arranging the entire gradient magnetic field coil in a vacuum space is known.
  • a hermetic cover is fixed to each side end of a cylindrical static magnetic field magnet and a bore tube, so that a gradient magnetic field coil disposed between the static magnetic field magnet and the bore tube is fixed.
  • a sealed container is formed around.
  • the vacuum space is formed in the circumference
  • the gradient magnetic field coil may be provided with, for example, an electrode portion to which a cable for supplying current to the gradient magnetic field coil is connected, a shim tray for storing an iron shim for correcting the nonuniformity of the static magnetic field, and the like.
  • an electrode portion to which a cable for supplying current to the gradient magnetic field coil is connected
  • a shim tray for storing an iron shim for correcting the nonuniformity of the static magnetic field
  • the magnetic resonance imaging apparatus of the embodiment includes a static magnetic field magnet, a gradient magnetic field coil, a bore tube, and a sealed space forming unit.
  • the static magnetic field magnet is formed in a substantially cylindrical shape, and generates a static magnetic field in a space in the cylinder.
  • the gradient magnetic field coil is formed in a substantially cylindrical shape, and is disposed in the cylinder of the static magnetic field magnet to add a gradient magnetic field to the static magnetic field.
  • the bore tube is formed in a substantially cylindrical shape and is disposed in the cylinder of the gradient magnetic field coil.
  • the sealed space forming unit forms a sealed space that surrounds the gradient magnetic field coil between the inner peripheral side of the static magnetic field magnet and the outer peripheral side of the bore tube. At least a part of at least one side end of the gradient coil is not in contact with the sealed space.
  • FIG. 1 is a diagram illustrating an overall configuration of a magnetic resonance imaging apparatus according to the first embodiment.
  • FIG. 2 is a perspective view showing the structure of the gradient magnetic field coil according to the first embodiment.
  • FIG. 3A is a cross-sectional view (1) showing the structure near the side ends of the static magnetic field magnet and the gradient magnetic field coil according to the first embodiment.
  • FIG. 3B is a cross-sectional view (2) illustrating the structure in the vicinity of the side ends of the static magnetic field magnet and the gradient magnetic field coil according to the first embodiment.
  • FIG. 4 is a cross-sectional view showing the shape in the vicinity of the side end of the gradient magnetic field coil according to the first embodiment.
  • FIG. 5 is a view showing the structure of the vicinity of the side end of the bore tube and the end portion on the bore tube side of the bore tube support portion according to the first embodiment.
  • FIG. 6 is a cross-sectional view showing the structure near the side ends of the static magnetic field magnet and the gradient magnetic field coil according to the second embodiment.
  • FIG. 7 is a cross-sectional view showing the structure near the side ends of the static magnetic field magnet and the gradient magnetic field coil according to the third embodiment.
  • FIG. 1 is a diagram illustrating an overall configuration of a magnetic resonance imaging apparatus 100 according to the first embodiment.
  • the magnetic resonance imaging apparatus is referred to as an MRI (Magnetic Resonance Imaging) apparatus.
  • the MRI apparatus 100 includes a static magnetic field magnet 1, a gradient magnetic field coil 2, an RF coil 3, a top plate 4, a gradient magnetic field power source 5, a transmission unit 6, a reception unit 7, A sequence control device 8 and a computer system 9 are included.
  • the static magnetic field magnet 1 is formed in a substantially cylindrical shape and generates a static magnetic field in a space inside the cylinder.
  • the static magnetic field magnet 1 has a substantially cylindrical vacuum vessel 1a and a superconducting coil 1b immersed in a cooling liquid in the vacuum vessel 1a, and has a bore (cylinder of the static magnetic field magnet 1) as an imaging region.
  • a static magnetic field is generated in the space.
  • the gradient magnetic field coil 2 is formed in a substantially cylindrical shape and is disposed in the cylinder of the static magnetic field magnet 1 to add a gradient magnetic field to the static magnetic field.
  • the gradient coil 2 is an ASGC (Active Shield Gradient Coil) having a main coil 2a and a shield coil 2b.
  • the main coil 2 a applies a gradient magnetic field in the X-axis, Y-axis, and Z-axis directions by a current supplied from the gradient magnetic field power supply 5.
  • the shield coil 2b generates a magnetic field that cancels the leakage magnetic field of the main coil 2a.
  • a shim tray insertion guide 2c is formed between the main coil 2a and the shield coil 2b.
  • the shim tray insertion guide 2c is inserted with a shim tray 2d containing an iron shim 2e for correcting the magnetic field non-uniformity in the bore.
  • the overall structure of the gradient coil 2 will be described in detail later.
  • the RF coil 3 is fixed inside the gradient magnetic field coil 2 so as to face each other with the subject P interposed therebetween.
  • the RF coil 3 irradiates the subject P with an RF pulse transmitted from the transmission unit 6 and receives a magnetic resonance signal emitted from the subject P by excitation of hydrogen nuclei.
  • the top 4 is provided on a bed (not shown) so as to be movable in the horizontal direction, and the subject P is placed and moved into the bore during imaging.
  • the gradient magnetic field power supply 5 supplies a current to the gradient magnetic field coil 2 based on an instruction from the sequence control device 8.
  • the transmission unit 6 transmits an RF pulse to the RF coil 3 based on an instruction from the sequence control device 8.
  • the receiving unit 7 detects the magnetic resonance signal received by the RF coil 3, and transmits raw data obtained by digitizing the detected magnetic resonance signal to the sequence control device 8.
  • the sequence control device 8 scans the subject P by driving the gradient magnetic field power source 5, the transmission unit 6, and the reception unit 7 under the control of the computer system 9. Then, when the raw data is transmitted from the reception unit 7 as a result of the scanning, the sequence control device 8 transmits the raw data to the computer system 9.
  • the computer system 9 controls the entire MRI apparatus 100.
  • the computer system 9 includes an input unit that accepts various inputs from an operator, a sequence control unit that causes the sequence control device 8 to perform a scan based on an imaging condition input from the operator, and the sequence control device 8.
  • An image reconstruction unit that reconstructs an image based on raw data transmitted from the storage unit, a storage unit that stores the reconstructed image, a display unit that displays various information such as the reconstructed image, and instructions from the operator Based on the main control unit for controlling the operation of each functional unit.
  • FIG. 2 is a perspective view showing the structure of the gradient coil 2 according to the first embodiment.
  • the gradient magnetic field coil 2 includes a main coil 2a having a substantially cylindrical shape and a shield coil 2b.
  • the main coil 2 a generates a gradient magnetic field in the X-axis, Y-axis, and Z-axis directions by a current supplied from the gradient magnetic field power supply 5.
  • the shield coil 2b generates a magnetic field that cancels the leakage magnetic field of the main coil 2a.
  • a plurality of shim tray insertion guides 2c are formed between the main coil 2a and the shield coil 2b.
  • the shim tray insertion guide 2 c is a hole that forms an opening on one end face or both end faces of the gradient magnetic field coil 2, and is formed over the entire length in the longitudinal direction of the gradient magnetic field coil 2.
  • the shim tray insertion guide 2c is formed at equal intervals in the circumferential direction so as to be parallel to each other in a region sandwiched between the main coil 2a and the shield coil 2b.
  • the shim tray insertion guide 2c is formed by embedding a rectangular pipe-shaped member produced in accordance with the size of the shim tray 2d in the gradient magnetic field coil 2.
  • the shim tray 2d is inserted into the shim tray insertion guide 2c.
  • the shim tray 2d is made of a resin that is a nonmagnetic and nonconductive material, and has a substantially rod shape.
  • a predetermined number of iron shims 2e are stored in the shim tray 2d.
  • the shim tray 2d is inserted into the shim tray insertion guide 2c and fixed so as to be positioned at the center of the gradient magnetic field coil 2, respectively.
  • FIG. 3A and 3B are cross-sectional views showing structures in the vicinity of the side ends of the static magnetic field magnet 1 and the gradient magnetic field coil 2 according to the first embodiment.
  • FIG. 3A shows a cross section relating to a portion below the center of the static magnetic field, shows a cross section of the gradient coil 2 at the position where the shim tray guide 2c is located, and shows the outer side of the static magnetic field magnet 1 Only the frame is shown.
  • FIG. 3A shows only one side end of both side ends of the static magnetic field magnet 1 and the gradient magnetic field coil 2, and the other side end is a structure in contrast to the structure shown in FIG. 3A.
  • the gradient magnetic field coil 2 is held at a position separated from the inner peripheral surface of the static magnetic field magnet 1 by a predetermined height, for example, by a support structure (not shown) provided on the inner peripheral surface of the static magnetic field magnet 1. To be supported.
  • a bore tube 10 (not shown in FIG. 1) is arranged in the cylinder of the gradient coil 2.
  • the bore tube 10 is formed in a substantially cylindrical shape, and forms a space in which a subject is placed in the cylinder.
  • the bore tube 10 prevents the subject placed in the cylinder from coming into contact with the gradient magnetic field coil 2.
  • a sealed space surrounding the gradient magnetic field coil 2 is formed between the inner peripheral side of the static magnetic field magnet 1 and the outer peripheral side of the bore tube 10, And the sealed space formation part which positions at least one part of the at least one side edge of the gradient magnetic field coil 2 on the outer side of sealed space is arrange
  • the sealed space formed by the sealed space forming unit is kept in a vacuum state using a vacuum pump (not shown).
  • the vacuum state here includes a low pressure state close to a vacuum.
  • the sealed space forming unit includes a first sealing member 11 and a second sealing member 12 as shown in FIG. 3A.
  • the first sealing member 11 is disposed in a gap between the outer peripheral surface of the bore tube 10 and the inner peripheral surface of the gradient magnetic field coil 2 to seal this gap.
  • the second sealing member 12 is disposed in the gap between the inner peripheral surface of the static magnetic field magnet 1 and the outer peripheral surface of the gradient magnetic field coil 2 to seal the gap.
  • the first sealing member 11 and the second sealing member 12 are, for example, rubber seals (also called packings) formed in a ring shape.
  • a sealed space 13 is formed between the outer peripheral surface and the inner peripheral surface of the gradient magnetic field coil 2.
  • a second sealing member 12 that seals the gap between the inner peripheral surface of the static magnetic field magnet 1 and the outer peripheral surface of the gradient magnetic field coil 2 in the vicinity of the side end of the gradient magnetic field coil 2
  • a sealed space 14 is formed between the inner peripheral surface and the outer peripheral surface of the gradient magnetic field coil 2.
  • the side end of the gradient magnetic field coil 2 is positioned outside the sealed spaces 13 and 14 with the first sealing member 11 and the second sealing member 12 as a boundary. Thereby, the side end of the gradient coil 2 is exposed to the atmosphere.
  • the side end portion of the gradient coil 2 has a smaller area than the outer peripheral portion and the inner peripheral portion, the acoustic radiation emitted from the side end portion is small. Therefore, the increase in noise caused by exposing the side end portion of the gradient magnetic field coil 2 to the atmosphere is small.
  • an opening for inserting the shim tray 2d is formed by a shim tray guide 2c at a side end of the gradient magnetic field coil 2 located outside the sealed spaces 13 and 14.
  • the shim tray is taken out from the gradient magnetic field coil, and the number of iron shims in the shim tray is increased or decreased.
  • the shim tray 2d since the opening into which the shim tray 2d is inserted is exposed outside the sealed space, the shim tray 2d can be easily inserted and removed. Thereby, the work man-hour concerning adjustment of a static magnetic field uniformity can be reduced.
  • an electrode portion 15 is provided at a side end located outside the sealed spaces 13 and 14 in the gradient magnetic field coil 2.
  • a cable 16 for supplying a current from the gradient magnetic field power source 5 to the gradient magnetic field coil 2 is connected to the electrode portion 15.
  • the electrode portion 15 is covered with an insulator such as silicon. Therefore, for example, when confirming the connection state of the electrode portion, it is necessary to confirm after removing the insulator.
  • the electrode part 15 since the electrode part 15 is exposed outside the sealed space, the discharge generated in the electrode part 15 can be prevented. From this, it is not necessary to cover the electrode part 15 with an insulating material, so that the connection state of the electrode part 15 can be easily confirmed. Therefore, the work man-hours related to the maintenance of the electrode unit 15 can be reduced.
  • a bore tube support portion 17 is provided in which one end portion is fixed to the static magnetic field magnet 1 and the other end portion supports the bore tube 10 via a vibration isolator 18.
  • the vibration isolator 18 is a member formed of an elastic body such as rubber.
  • the sealing member 11 can be prevented from being crushed by the weight of the bore tube 10 (including the weight of the subject).
  • a softer sealing member can be used, and propagation of the vibration of the gradient magnetic field coil 2 can be prevented more reliably.
  • the bore tube 10 is supported via the vibration isolator 18, it is possible to prevent the vibration transmitted from the gradient magnetic field coil 2 to the static magnetic field magnet 1 from being transmitted to the bore tube 10 via the bore tube support portion 17. it can.
  • both side ends of the static magnetic field magnet 1 and the gradient magnetic field coil 2 have the structure shown in FIG. 3A, but for example, only one side end may have the structure shown in FIG. 3A.
  • the other end for example, has a structure in which the other side end has a hermetic cover fixed to each side end of the static magnetic field magnet 1 and the bore tube 10 as in the conventional MRI apparatus.
  • FIG. 3A shows an example in which the first sealing member 11 and the second sealing member 12 are provided so that all the side ends of the gradient magnetic field coil 2 are positioned outside the sealed space.
  • FIG. 3B even if the first sealing member 111 and the second sealing member 112 are provided so that a part of the side end of the gradient coil 2 is positioned outside the sealed space. Good.
  • FIG. 4 is a cross-sectional view showing the shape in the vicinity of the side end of the gradient coil 2 according to the first embodiment.
  • a groove 2 f is formed at a position where the first sealing member 11 abuts
  • a groove 2 g is formed at a position where the second sealing member 12 abuts.
  • the first sealed member 11 becomes the center of the sealed space 13 due to the pressure drop in the sealed space 13. Can be prevented from being drawn toward.
  • the sealing member 12 can be prevented from being drawn toward the center of the sealed space 14 due to a pressure drop in the sealed space 14.
  • FIG. 5 is a view showing the structures of the vicinity of the side end of the bore tube 10 and the end of the bore tube support portion 17 on the side of the bore tube 10 according to the first embodiment.
  • an interval adjustment unit that adjusts the interval between the end of the bore tube support portion 17 on the bore tube 10 side and the bore tube 10 is provided.
  • a bolt 19 is attached near the side end of the bore tube 10.
  • the bolt 19 is screwed into a through hole formed in the vicinity of the side end of the bore tube 10, and a tip abuts against a vibration isolating material 18 placed at an end of the bore tube support portion 17.
  • the position of the bore tube 10 is moved in the vertical direction. Therefore, the position of the bore tube 10 can be easily adjusted so that the central axis of the bore tube 10 passes through the magnetic field center.
  • the magnetic resonance imaging apparatus 100 forms a sealed space that encloses the gradient magnetic field coil 2 between the inner peripheral side of the static magnetic field magnet 1 and the outer peripheral side of the bore tube 10. It has a formation part. In addition, at least a part of at least one side end of the gradient magnetic field coil 2 is not in contact with the sealed space formed by the sealed space forming portion. That is, according to the present embodiment, it is possible to easily perform maintenance on the electrode unit 15 and the shim tray 2d provided at the side end of the gradient magnetic field coil 2 while arranging the outer periphery and inner periphery of the gradient magnetic field coil 2 in a sealed space. it can. Therefore, according to the present embodiment, it is possible to improve maintainability of the gradient coil 2 while preventing noise due to vibration of the gradient coil 2.
  • the gradient magnetic field coil 2 can be sealed using the outer peripheral surface of the bore tube 10 and the inner peripheral surface of the static magnetic field magnet 1. Therefore, the inner diameter of the bore tube 10 can be increased as compared with the case where a sealed container for sealing the gradient coil 2 is provided, so that the space in which the subject is placed can be expanded.
  • a sealed space can be formed without attaching a sealed cover to each side end of the static magnetic field magnet 1 and the bore tube 10, without depending on the shape of the static magnetic field magnet 1,
  • the gradient coil 2 can be sealed.
  • the axial length of the sealed container becomes long. Therefore, if the opening of the bore serving as the insertion port for the subject is to be widened, the axial length of the bore is further increased, and the MRI apparatus 100 is enlarged.
  • the axial length of the bore can be shortened, and even if the opening of the bore is widened, it is smaller.
  • the MRI apparatus 100 can be realized.
  • FIG. 6 is a cross-sectional view showing structures in the vicinity of the side ends of the static magnetic field magnet 1 and the gradient magnetic field coil 2 according to the second embodiment. 6 shows a cross section relating to a portion below the center of the static magnetic field, shows a cross section of the gradient magnetic field coil 2 at a position without the shim tray guide 2c, and shows an outer frame for the static magnetic field magnet 1. Only the body is shown. In the present embodiment, the same elements as those illustrated so far are denoted by the same reference numerals, and detailed description thereof is omitted.
  • a discharge port 20 for discharging the air in the sealed space 13 is provided at a side end located outside the sealed spaces 13 and 14. .
  • a vacuum-resistant hose 21 connected to a vacuum pump (not shown) is connected to the discharge port 20.
  • a flow path 22 that leads from the discharge port 20 to the sealed space 14 formed on the outer peripheral side of the gradient magnetic field coil 2 is formed inside the coil of the gradient magnetic field coil 2.
  • a flow path leading to the sealed space 13 may be formed.
  • the flow path which branches into two from the discharge port 20 and leads to each of the sealed spaces 13 and 14 may be formed.
  • a plurality of flow paths leading to the sealed space 13 and a plurality of flow paths leading to the sealed space 14 may be formed at different positions of the gradient coil 2, respectively.
  • the gradient magnetic field coil 2 has a flow path for circulating air between the sealed space 14 formed on the outer peripheral side of the gradient magnetic field coil 2 and the sealed space 13 formed on the inner peripheral side of the gradient magnetic field coil 2.
  • a through hole 23 that penetrates from the inner peripheral side of the gradient magnetic field coil 2 to the outer peripheral side is formed. Thereby, air can be freely circulated between the sealed space 13 and the sealed space 14 via the through hole 23.
  • each sealing member A small through hole is formed from the inside to the outside of the sealed space.
  • the thin tube 28 which connects the through-hole 26 formed in the 1st sealing member 24 and the through-hole 27 formed in the 2nd sealing member 25 is provided.
  • air can be freely circulated between the sealed space 13 and the sealed space 14 via the tube 28.
  • the entire sealed spaces 13 and 14 can be easily put in a vacuum state.
  • the electrode portion 15 and the opening of the shim tray guide 2c are provided at the side end of the gradient coil 2.
  • FIG. 7 is a cross-sectional view showing the structure near the side ends of the static magnetic field magnet 1 and the gradient magnetic field coil 2 according to the third embodiment.
  • FIG. 7 shows a cross section relating to a portion below the center of the static magnetic field, the cross section of the gradient coil 2 at the position where the shim tray guide 2c is located, and the outer frame of the static magnetic field magnet 1 Only the body is shown.
  • FIG. 7 shows only one side end of both side ends of the static magnetic field magnet 1 and the gradient magnetic field coil 2, and the other side end is a structure in contrast to the structure shown in FIG. 3A. ing.
  • the gradient magnetic field coil 2 is held at a position separated from the inner peripheral surface of the static magnetic field magnet 1 by a predetermined height, for example, by a support structure (not shown) provided on the inner peripheral surface of the static magnetic field magnet 1. To be supported.
  • a support structure not shown
  • the same elements as those illustrated so far are denoted by the same reference numerals, and detailed description thereof is omitted.
  • the sealing member 30 is disposed on the side end surface on the outer peripheral side of the gradient magnetic field coil 2.
  • a fixing member 29 that sandwiches the sealing member 30 between the side end face of the gradient coil 2 is provided.
  • one end of the fixing member 29 is fixed to the side end surface of the static magnetic field magnet 1 via the sealing member 31.
  • a groove portion for fixing the position of the sealing member 30 is formed at a position where the sealing member 30 abuts on the side end face of the gradient magnetic field coil 2 and the fixing member 29 so as not to be sucked into the sealed space 14.
  • the area exposed to the atmosphere at the side end of the gradient magnetic field coil 2 is reduced by disposing the sealing member 30 at a location where no component is provided on the side end surface of the gradient magnetic field coil 2. be able to. Thereby, the acoustic radiation emitted from the gradient coil 2 can be reduced, and the noise caused by the vibration of the gradient coil 2 can be further reduced.
  • the MRI apparatus has the ASGC as the gradient magnetic field coil has been described.
  • the technique disclosed in the present application can be similarly implemented.
  • the MRI apparatus has a gradient magnetic field coil including a shim tray.
  • the technique disclosed in the present application can be similarly implemented even with an MRI apparatus having a gradient coil that does not include a shim tray.
  • the sealed space formed by the sealed space forming unit is in a vacuum state.
  • the sealed space is not necessarily evacuated. Even when the sealed space is not evacuated, noises generated by the gradient coil can be reduced by arranging the gradient coil in the sealed space.

Landscapes

  • Physics & Mathematics (AREA)
  • Condensed Matter Physics & Semiconductors (AREA)
  • General Physics & Mathematics (AREA)
  • Magnetic Resonance Imaging Apparatus (AREA)

Abstract

　実施形態の磁気共鳴イメージング装置（１００）は、静磁場磁石（１）と、傾斜磁場コイル（２）と、ボアチューブ（１０）と、密閉空間形成部（１１、１２、１１１、１１２、３０、３１）とを備える。静磁場磁石（１）は、概略円筒状に形成され、円筒内の空間に静磁場を発生させる。傾斜磁場コイル（２）は、概略円筒状に形成され、前記静磁場磁石（１）の円筒内に配置されて前記静磁場に傾斜磁場を付加する。ボアチューブ（１０）は、概略円筒状に形成され、前記傾斜磁場コイル（２）の円筒内に配置される。密閉空間形成部（１１、１２、１１１、１１２、３０、３１）は、前記静磁場磁石（１）の内周側と前記ボアチューブ（１０）の外周側との間に前記傾斜磁場コイル（２）を包囲する密閉空間を形成する。そして、前記傾斜磁場コイル（２）の少なくとも一方の側端の少なくとも一部が、前記密閉空間に接触していない。

Description

磁気共鳴イメージング装置
　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。
　従来、磁気共鳴イメージング装置において、真空空間に傾斜磁場コイル全体を配置することで、傾斜磁場コイルの振動による騒音を低減させる静音化技術が知られている。かかる静音化技術では、例えば、円筒状に形成された静磁場磁石及びボアチューブそれぞれの側端に密閉カバーを固定することで、静磁場磁石とボアチューブとの間に配置された傾斜磁場コイルの周囲に密閉容器が形成される。そして、この密閉空間の空気を真空ポンプで排出することで、傾斜磁場コイルの周囲に真空空間が形成される。
特開平１０－１１８０４３号公報
　しかしながら、傾斜磁場コイルには、例えば、傾斜磁場コイルに電流を供給するケーブルが接続される電極部や、静磁場の不均一性を補正する鉄シムを格納するシムトレイなどが設けられる場合がある。これらの部品を保守する場合には、密閉容器内を大気状態に戻した後に、密閉カバーを取り外したうえで作業を行うことになり、非常に手間がかかっていた。このようなことから、従来技術では、傾斜磁場コイルに対する保守性が低下する場合があった。
　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、ボアチューブと、密閉空間形成部とを備える。静磁場磁石は、概略円筒状に形成され、円筒内の空間に静磁場を発生させる。傾斜磁場コイルは、概略円筒状に形成され、前記静磁場磁石の円筒内に配置されて前記静磁場に傾斜磁場を付加する。ボアチューブは、概略円筒状に形成され、前記傾斜磁場コイルの円筒内に配置される。密閉空間形成部は、前記静磁場磁石の内周側と前記ボアチューブの外周側との間に前記傾斜磁場コイルを包囲する密閉空間を形成する。そして、前記傾斜磁場コイルの少なくとも一方の側端の少なくとも一部が、前記密閉空間に接触していない。
図１は、第１の実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置の全体構成を示す図である。 図２は、第１の実施形態に係る傾斜磁場コイルの構造を示す斜視図である。 図３Ａは、第１の実施形態に係る静磁場磁石及び傾斜磁場コイルの側端近傍の構造を示す断面図（１）である。 図３Ｂは、第１の実施形態に係る静磁場磁石及び傾斜磁場コイルの側端近傍の構造を示す断面図（２）である。 図４は、第１の実施形態に係る傾斜磁場コイルの側端近傍の形状を示す断面図である。 図５は、第１の実施形態に係るボアチューブの側端近傍及びボアチューブ支持部のボアチューブ側の端部の構造を示す図である。 図６は、第２の実施形態に係る静磁場磁石及び傾斜磁場コイルの側端近傍の構造を示す断面図である。 図７は、第３の実施形態に係る静磁場磁石及び傾斜磁場コイルの側端近傍の構造を示す断面図である。
（第１の実施形態）
　まず、第１の実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置の全体構成について説明する。図１は、第１の実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置１００の全体構成を示す図である。なお、以下では、磁気共鳴イメージング装置をＭＲＩ（Magnetic　Resonance　Imaging）装置と呼ぶ。
　図１に示すように、ＭＲＩ装置１００は、静磁場磁石１と、傾斜磁場コイル２と、ＲＦコイル３と、天板４と、傾斜磁場電源５と、送信部６と、受信部７と、シーケンス制御装置８と、計算機システム９とを有する。
　静磁場磁石１は、概略円筒状に形成され、円筒内の空間に静磁場を発生させる。例えば、静磁場磁石１は、概略円筒形状の真空容器１ａと、真空容器１ａの中で冷却液に浸漬された超伝導コイル１ｂとを有し、撮像領域であるボア（静磁場磁石１の円筒内の空間）内に静磁場を発生させる。
　傾斜磁場コイル２は、概略円筒状に形成され、静磁場磁石１の円筒内に配置されて静磁場に傾斜磁場を付加する。例えば、傾斜磁場コイル２は、メインコイル２ａとシールドコイル２ｂとを有するＡＳＧＣ（Active　Shield　Gradient　Coil）である。メインコイル２ａは、傾斜磁場電源５から供給される電流によりＸ軸，Ｙ軸，Ｚ軸の方向に傾斜磁場を印加する。シールドコイル２ｂは、メインコイル２ａの漏洩磁場をキャンセルする磁場を発生させる。
　ここで、メインコイル２ａとシールドコイル２ｂとの間には、シムトレイ挿入ガイド２ｃが形成されている。このシムトレイ挿入ガイド２ｃには、ボア内の磁場不均一を補正するための鉄シム２ｅを収納したシムトレイ２ｄが挿入される。かかる傾斜磁場コイル２の全体構造については、後に詳細に説明する。
　ＲＦコイル３は、傾斜磁場コイル２の内側に、被検体Ｐを挟んで対向するように固定されている。このＲＦコイル３は、送信部６から送信されるＲＦパルスを被検体Ｐに照射し、また、水素原子核の励起によって被検体Ｐから放出される磁気共鳴信号を受信する。
　天板４は、図示していない寝台に水平方向へ移動可能に設けられており、撮影時には被検体Ｐが載置されてボア内へ移動される。傾斜磁場電源５は、シーケンス制御装置８からの指示に基づいて、傾斜磁場コイル２に電流を供給する。
　送信部６は、シーケンス制御装置８からの指示に基づいて、ＲＦコイル３にＲＦパルスを送信する。受信部７は、ＲＦコイル３によって受信された磁気共鳴信号を検出し、検出した磁気共鳴信号をデジタル化して得られる生データをシーケンス制御装置８に対して送信する。
　シーケンス制御装置８は、計算機システム９による制御のもと、傾斜磁場電源５、送信部６及び受信部７をそれぞれ駆動することによって被検体Ｐのスキャンを行う。そして、シーケンス制御装置８は、スキャンを行った結果、受信部７から生データが送信されると、その生データを計算機システム９に送信する。
　計算機システム９は、ＭＲＩ装置１００全体を制御する。具体的には、この計算機システム９は、操作者から各種入力を受け付ける入力部や、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装置８にスキャンを実行させるシーケンス制御部、シーケンス制御装置８から送信された生データに基づいて画像を再構成する画像再構成部、再構成された画像などを記憶する記憶部、再構成された画像など各種情報を表示する表示部、操作者からの指示に基づいて各機能部の動作を制御する主制御部などを有する。
　次に、傾斜磁場コイル２の全体構造について説明する。図２は、第１の実施形態に係る傾斜磁場コイル２の構造を示す斜視図である。図２に示すように、傾斜磁場コイル２は、概略円筒形状をなすメインコイル２ａと、シールドコイル２ｂとを有する。メインコイル２ａは、傾斜磁場電源５から供給される電流によりＸ軸，Ｙ軸，Ｚ軸の方向に傾斜磁場を発生させる。シールドコイル２ｂは、メインコイル２ａの漏洩磁場をキャンセルする磁場を発生させる。
　また、メインコイル２ａとシールドコイル２ｂとの間には、複数のシムトレイ挿入ガイド２ｃが形成される。シムトレイ挿入ガイド２ｃは、傾斜磁場コイル２の一端面もしくは両端面に開口部を形成する穴であり、傾斜磁場コイル２の長手方向に全長にわたって形成される。このシムトレイ挿入ガイド２ｃは、メインコイル２ａ及びシールドコイル２ｂに挟まれた領域に、互いに平行となるように円周方向に等間隔に形成される。なお、シムトレイ挿入ガイド２ｃは、シムトレイ２ｄの大きさに合わせて作製された角パイプ状の部材を傾斜磁場コイル２に埋め込むことで形成される。
　また、シムトレイ挿入ガイド２ｃには、シムトレイ２ｄが挿入される。シムトレイ２ｄは、非磁性かつ非電導性材料である樹脂にて作製され、概略棒状をなしている。このシムトレイ２ｄには、所定の数の鉄シム２ｅが収納される。かかるシムトレイ２ｄは、シムトレイ挿入ガイド２ｃに挿入されて、それぞれ傾斜磁場コイル２の中央に位置するように固定される。
　次に、静磁場磁石１及び傾斜磁場コイル２の側端近傍の構造について説明する。図３Ａ及び３Ｂは、第１の実施形態に係る静磁場磁石１及び傾斜磁場コイル２の側端近傍の構造を示す断面図である。ここで、図３Ａは、静磁場中心よりも下側の部分に関する断面を示しており、傾斜磁場コイル２についてはシムトレイガイド２ｃがある位置の断面を示し、静磁場磁石１については、外側の枠体のみを示している。さらに、図３Ａは、静磁場磁石１及び傾斜磁場コイル２における両方の側端のうち一方の側端のみを示しており、他方の側端は、図３Ａに示す構造と対照的な構造となっている。また、傾斜磁場コイル２は、例えば、静磁場磁石１の内周面に設けられた支持構造（図示せず）により、静磁場磁石１の内周面から所定の高さだけ離れた位置に保持されるように支持される。
　図３Ａに示すように、傾斜磁場コイル２の円筒内には、図１では図示を省略したボアチューブ１０が配置される。ボアチューブ１０は、概略円筒状に形成され、円筒内に被検体が置かれる空間を形成する。また、ボアチューブ１０は、円筒内に置かれた被検体が傾斜磁場コイル２に接触することを防ぐ。
　また、静磁場磁石１及び傾斜磁場コイル２の側端近傍には、静磁場磁石１の内周側とボアチューブ１０の外周側との間に傾斜磁場コイル２を包囲する密閉空間を形成し、かつ、傾斜磁場コイル２の少なくとも一方の側端の少なくとも一部を密閉空間の外側に位置させる密閉空間形成部が配置される。これにより、傾斜磁場コイル２の少なくとも一方の側端の少なくとも一部が、密閉空間形成部により形成された密閉空間に接触していない状態となる。そして、密閉空間形成部によって形成された密閉空間は、図示していない真空ポンプを用いて真空状態に保たれる。なお、ここでいう真空状態には、真空に近い低圧状態も含まれる。
　例えば、密閉空間形成部は、図３Ａに示すように、第１の密閉部材１１と、第２の密閉部材１２とを有する。第１の密閉部材１１は、ボアチューブ１０の外周面と傾斜磁場コイル２の内周面との間隙に配置されて、この間隙を密閉する。また、第２の密閉部材１２は、静磁場磁石１の内周面と傾斜磁場コイル２の外周面との間隙に配置されて、この間隙を密閉する。これら第１の密閉部材１１及び第２の密閉部材１２は、例えば、リング状に形成されたゴム製のシール（パッキンとも呼ばれる）である。
　このように、傾斜磁場コイル２の側端近傍においてボアチューブ１０の外周面と傾斜磁場コイル２の内周面との間隙を密閉する第１の密閉部材１１を配置することによって、ボアチューブ１０の外周面と傾斜磁場コイル２の内周面との間に密閉空間１３が形成される。また、傾斜磁場コイル２の側端近傍において静磁場磁石１の内周面と傾斜磁場コイル２の外周面との間隙を密閉する第２の密閉部材１２を配置することによって、静磁場磁石１の内周面と傾斜磁場コイル２の外周面との間に密閉空間１４が形成される。
　また、第１の密閉部材１１及び第２の密閉部材１２を境界にして、傾斜磁場コイル２の側端が密閉空間１３及び１４の外側に位置するようになる。これにより、傾斜磁場コイル２の側端が大気中に露出することになる。ここで、傾斜磁場コイル２の側端部は外周部及び内周部に比べて面積が小さいため、側端部から発せられる音響放射は小さい。したがって、傾斜磁場コイル２の側端部を大気中に露出することによる騒音の増加は小さい。
　また、図３Ａに示すように、傾斜磁場コイル２における密閉空間１３及び１４の外側に位置する側端には、シムトレイガイド２ｃにより、シムトレイ２ｄが挿入される開口部が形成される。一般的に、静磁場均一性の調整を行う際には、傾斜磁場コイルからシムトレイを取り出してシムトレイ内にある鉄シムの枚数を増減させる。本実施形態では、シムトレイ２ｄが挿入される開口部が密閉空間の外に露出しているので、シムトレイ２ｄの抜き差しを容易に行うことができる。これにより、静磁場均一性の調整にかかる作業工数を低減することができる。
　また、図３Ａに示すように、傾斜磁場コイル２における密閉空間１３及び１４の外側に位置する側端には、電極部１５が設けられる。この電極部１５には、傾斜磁場電源５から傾斜磁場コイル２に電流を供給するケーブル１６が接続される。一般的に、傾斜磁場コイルの電極部が真空中に配置されると、傾斜磁場コイルに大きな電流が供給された場合に電極部で放電が発生する可能性があることが知られている。この放電を防ぐため、例えば、電極部がシリコンなどの絶縁体で覆われる。そのため、例えば電極部の接続状態を確認する場合には、絶縁体を取り除いてから確認を行う必要があった。しかし、本実施形態では、電極部１５が密閉空間の外に露出しているので、電極部１５に発生する放電を防ぐことができる。このことから、電極部１５を絶縁材で覆う必要がないので、電極部１５の接続状態を容易に確認することができる。したがって、電極部１５の保守に係る作業工数を低減することができる。
　また、図３Ａに示すように、一方の端部が静磁場磁石１に固定され、他方の端部が防振材１８を介してボアチューブ１０を支持するボアチューブ支持部１７が設けられる。ここで、防振材１８は、例えばゴムなどの弾性体で形成された部材である。
　かかるボアチューブ支持部１７によれば、ボアチューブ１０の重さ（被検体の重さも含む）で密閉部材１１が潰れるのを防ぐことができる。傾斜磁場コイル２から静磁場磁石１やボアチューブ１０に伝わる振動を小さくするには、第１の密閉部材１１及び第２の密閉部材１２は軟らかいものを用いるのが望ましい。本実施形態では、ボアチューブ支持部１７によってボアチューブ１０が支持されるので、より軟らかい密閉部材を用いることができ、傾斜磁場コイル２の振動の伝播をより確実に防ぐことができる。また、ボアチューブ１０は防振材１８を介して支持されるので、傾斜磁場コイル２から静磁場磁石１に伝わった振動がボアチューブ支持部１７を介してボアチューブ１０に伝わるのを防ぐことができる。
　なお、ここでは静磁場磁石１及び傾斜磁場コイル２における両方の側端が図３Ａに示す構造である場合について説明したが、例えば、一方の側端のみが図３Ａに示す構造であってもよい。この場合には、他方の端部は、例えば、他方の側端は従来のＭＲＩ装置と同様に静磁場磁石１及びボアチューブ１０それぞれの側端に密閉カバーが固定される構造とする。
　また、図３Ａでは、傾斜磁場コイル２の側端全てを密閉空間の外側に位置させるように、第１の密閉部材１１及び第２の密閉部材１２が設けられる例を示した。しかし、例えば、図３Ｂに示すように、傾斜磁場コイル２の側端の一部を密閉空間の外側に位置させるように、第１の密閉部材１１１及び第２の密閉部材１１２が設けられてもよい。
　次に、傾斜磁場コイル２の側端近傍の形状について説明する。図４は、第１の実施形態に係る傾斜磁場コイル２の側端近傍の形状を示す断面図である。図４に示すように、例えば、傾斜磁場コイル２において、第１の密閉部材１１が当接する位置には溝部２ｆが形成され、第２の密閉部材１２が当接する位置には溝部２ｇが形成される。この結果、第１の密閉部材１１の傾斜磁場コイル２側の端部が溝部２ｆに係合し、第２の密閉部材１２の傾斜磁場コイル２側の端部が溝部２ｇに係合する。これにより、例えば、密閉空間１３を真空状態にするために真空ポンプによって密閉空間１３の空気が吸引された場合でも、第１の密閉部材１１が密閉空間１３内の圧力低下によって密閉空間１３の中央へ向かって引き寄せられるのを防ぐことができる。同様に、密閉部材１２が密閉空間１４内の圧力低下によって密閉空間１４の中央へ向かって引き寄せられるのを防ぐことができる。
　次に、ボアチューブ１０の側端近傍及びボアチューブ支持部１７のボアチューブ１０側の端部の構造について説明する。図５は、第１の実施形態に係るボアチューブ１０の側端近傍及びボアチューブ支持部１７のボアチューブ１０側の端部の構造を示す図である。ボアチューブ１０の側端近傍には、ボアチューブ支持部１７におけるボアチューブ１０側の端部とボアチューブ１０との間隔を調整する間隔調整部が設けられる。
　例えば、図５に示すように、ボアチューブ１０の側端近傍には、ボルト１９が取り付けられる。このボルト１９は、ボアチューブ１０の側端近傍に形成された貫通孔に螺合するとともに、先端がボアチューブ支持部１７の端部に置かれた防振材１８に当接する。かかるボルト１９を回転させることで、ボアチューブ１０の位置を上下方向に移動させる。したがって、ボアチューブ１０の中心軸が磁場中心を通るように、ボアチューブ１０の位置を容易に調整することができる。
　上述したように、本実施形態では、磁気共鳴イメージング装置１００は、静磁場磁石１の内周側とボアチューブ１０の外周側との間に傾斜磁場コイル２を包囲する密閉空間を形成する密閉空間形成部を有する。また、傾斜磁場コイル２の少なくとも一方の側端の少なくとも一部が、密閉空間形成部により形成された密閉空間に接触していない。すなわち、本実施形態によれば、傾斜磁場コイル２の外周及び内周を密閉空間に配置しつつ、傾斜磁場コイル２の側端に設けられる電極部１５やシムトレイ２ｄに対する保守を容易に行うことができる。したがって、本実施形態によれば、傾斜磁場コイル２の振動による騒音を防ぎつつ、傾斜磁場コイル２に対する保守性を高めることが可能になる。
　また、本実施形態によれば、ボアチューブ１０の外周面と静磁場磁石１の内周面とを利用して傾斜磁場コイル２を密閉することができる。したがって、傾斜磁場コイル２を密閉するための密閉容器を設ける場合と比べて、ボアチューブ１０の内径を大きくすることができるので、被検体が置かれる空間を広げることが可能になる。
　また、本実施形態によれば、静磁場磁石１及びボアチューブ１０それぞれの側端に密閉カバーを取り付けることなく密閉空間を形成することができるので、静磁場磁石１の形状に依存せずに、傾斜磁場コイル２を密閉することが可能になる。
　また、傾斜磁場コイル２全体を密閉容器内に配置する場合には、密閉容器の軸長が長くなってしまう。そのため、被検体の挿入口となるボアの開口部を広くしようとすると、ボアの軸長がさらに長くなり、ＭＲＩ装置１００が大きくなってしまう。これに対し、本実施形態では、傾斜磁場コイル２の側端が密閉空間の外に配置されるので、ボアの軸長を短くすることができ、ボアの開口部を広くした場合でも、より小型のＭＲＩ装置１００を実現することが可能になる。
（第２の実施形態）
　次に、第２の実施形態について説明する。第２の実施形態では、第１の実施形態で示した傾斜磁場コイル２の側端に、密閉空間の空気を排出する排出口が設けられる場合について説明する。図６は、第２の実施形態に係る静磁場磁石１及び傾斜磁場コイル２の側端近傍の構造を示す断面図である。なお、図６は、静磁場中心よりも下側の部分に関する断面を示しており、傾斜磁場コイル２についてはシムトレイガイド２ｃがない位置の断面を示し、静磁場磁石１については、外側の枠体のみを示している。また、本実施形態では、これまでに図示した要素と同じ要素については、同じ符号を付すこととして詳細な説明を省略する。
　例えば、図６に示すように、傾斜磁場コイル２におけるシムトレイガイド２ｃがない位置では、密閉空間１３及び１４の外側に位置する側端に密閉空間１３の空気を排出する排出口２０が設けられる。この排出口２０には、図示していない真空ポンプに通じる耐真空ホース２１が接続される。また、傾斜磁場コイル２のコイル内部には、排出口２０から傾斜磁場コイル２の外周側に形成された密閉空間１４へ通じる流路２２が形成される。この結果、真空ポンプを駆動することで、流路２２、排出口２０及び耐真空ホース２１を介して密閉空間１４の空気が排出され、密閉空間１４が真空状態になる。
　なお、ここでは、排出口２０から傾斜磁場コイル２の外周側に形成された密閉空間１４へ通じる流路２２が形成される場合について説明したが、例えば、傾斜磁場コイル２の内周側に形成された密閉空間１３へ通じる流路が形成されてもよい。または、排出口２０から２つに分岐して、密閉空間１３及び１４それぞれへ通じる流路が形成されてもよい。または、密閉空間１３へ通じる複数の流路と密閉空間１４へ通じる複数の流路とが、それぞれ傾斜磁場コイル２の異なる位置に形成されてもよい。
　さらに、傾斜磁場コイル２には、傾斜磁場コイル２の外周側に形成された密閉空間１４と傾斜磁場コイル２の内周側に形成された密閉空間１３との間で空気を流通させる流路が設けられる。例えば、図６に示すように、傾斜磁場コイル２の内周側から外周側へ貫通する貫通孔２３が形成される。これにより、貫通孔２３を介して、密閉空間１３と密閉空間１４との間で空気を自由に流通させることができる。または、例えば、図６に示すように、排出口２０が設けられた側端とは反対の側端に第１の密閉部材２４及び第２の密閉部材２５が配置される場合に、各密閉部材に密閉空間の内側から外側へ通じる小さな貫通孔を形成する。そして、第１の密閉部材２４に形成された貫通孔２６と第２の密閉部材２５に形成された貫通孔２７とをつなぐ細いチューブ２８を設ける。これにより、チューブ２８を介して、密閉空間１３と密閉空間１４との間で空気を自由に流通させることができる。このように、密閉空間１３と密閉空間１４との間で空気を流通させる流路を設けることで、密閉空間１３及び１４全体を容易に真空状態にすることができる。
（第３の実施形態）
　次に、第３の実施形態について説明する。これまでに説明したように、傾斜磁場コイル２の側端には、電極部１５やシムトレイガイド２ｃの開口部などが設けられる。ここで、傾斜磁場コイル２の側端で大気中に露出している面積が小さいほど、傾斜磁場コイル２から発せられる音響放射も小さくなる。そこで、傾斜磁場コイル２の側端に設けられる部品の位置に応じて、密閉部材の位置を変えてもよい。
　第３の実施形態では、電極部の位置に応じて第２の密閉部材１２の位置を変えた例について説明する。図７は、第３の実施形態に係る静磁場磁石１及び傾斜磁場コイル２の側端近傍の構造を示す断面図である。なお、図７は、静磁場中心よりも下側の部分に関する断面を示しており、傾斜磁場コイル２についてはシムトレイガイド２ｃがある位置の断面を示し、静磁場磁石１については、外側の枠体のみを示している。さらに、図７は、静磁場磁石１及び傾斜磁場コイル２における両方の側端のうち一方の側端のみを示しており、他方の側端は、図３Ａに示す構造と対照的な構造となっている。また、傾斜磁場コイル２は、例えば、静磁場磁石１の内周面に設けられた支持構造（図示せず）により、静磁場磁石１の内周面から所定の高さだけ離れた位置に保持されるように支持される。また、本実施形態では、これまでに図示した要素と同じ要素については、同じ符号を付すこととして詳細な説明を省略する。
　図７に示す例では、傾斜磁場コイル２において、シムトレイガイド２ｃよりも外周側における側端面には電極などの部品が設けられていない。そこで、例えば、図７に示すように、傾斜磁場コイル２における外周側の側端面に密閉部材３０を配置する。この場合には、例えば、図７に示すように、傾斜磁場コイル２の側端面との間に密閉部材３０を挟みこむ固定部材２９が設けられる。この固定部材２９は、例えば、一方の端部が静磁場磁石１の側端面に密閉部材３１を介して固定される。このとき、傾斜磁場コイル２の側端面及び固定部材２９において密閉部材３０が当接する位置には、密閉空間１４に吸い込まれないように密閉部材３０の位置を固定するための溝部が形成される。
　このように、例えば、傾斜磁場コイル２の側端面において部品が設けられていない箇所に密閉部材３０を配置することによって、傾斜磁場コイル２の側端において大気中に露出している面積を小さくすることができる。これにより、傾斜磁場コイル２から発せられる音響放射を小さくすることができ、傾斜磁場コイル２の振動による騒音をより小さく抑えることが可能になる。
（他の実施形態）
　以上、第１、第２及び第３の実施形態について説明したが、本願が開示する技術の実施形態はこれらに限られるものではない。
　例えば、上記実施形態では、ＭＲＩ装置が、傾斜磁場コイルとしてＡＳＧＣを有する場合について説明した。しかしながら、シールドコイルを含まない傾斜磁場コイルを有するＭＲＩ装置であっても、本願が開示する技術を同様に実施することができる。
　また、例えば、上記実施形態では、ＭＲＩ装置が、シムトレイを含んだ傾斜磁場コイルを有する場合について説明した。しかしながら、シムトレイを含まない傾斜磁場コイルを有するＭＲＩ装置であっても本願が開示する技術を同様に実施することができる。
　また、例えば、上記実施形態では、密閉空間形成部によって形成された密閉空間を真空状態にする場合について説明した。しかしながら、必ずしも密閉空間は真空にしなくてもよい。密閉空間を真空にしない場合でも、密閉された空間内に傾斜磁場コイルが配置されることで、傾斜磁場コイルが発する騒音は低減できる。
　以上説明した各実施形態によれば、傾斜磁場コイルの振動による騒音を防ぎつつ、傾斜磁場コイルに対する保守性を高めることができる。
　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、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。

Claims (9)

  1. 　概略円筒状に形成され、円筒内の空間に静磁場を発生させる静磁場磁石と、
    　概略円筒状に形成され、前記静磁場磁石の円筒内に配置されて前記静磁場に傾斜磁場を付加する傾斜磁場コイルと、
    　概略円筒状に形成され、前記傾斜磁場コイルの円筒内に配置されたボアチューブと、
    　前記静磁場磁石の内周側と前記ボアチューブの外周側との間に前記傾斜磁場コイルを包囲する密閉空間を形成する密閉空間形成部とを備え、
    　前記傾斜磁場コイルの少なくとも一方の側端の少なくとも一部が、前記密閉空間に接触していない、
    　磁気共鳴イメージング装置。
  2. 　前記傾斜磁場コイルにおける前記密閉空間の外側に位置する前記側端には、前記静磁場の不均一性を補正する鉄シムを格納するシムトレイが挿入される開口部が形成される、
    　請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。
  3. 　前記傾斜磁場コイルにおける前記密閉空間の外側に位置する前記側端には、前記傾斜磁場コイルに電流を供給するケーブルが接続される電極部が設けられる、
    　請求項１又は２に記載の磁気共鳴イメージング装置。
  4. 　前記密閉空間形成部は、
    　前記傾斜磁場コイルの側端近傍において前記ボアチューブの外周面と前記傾斜磁場コイルの内周面との間隙に配置されて当該間隙を密閉する第１の密閉部材と、
    　前記傾斜磁場コイルの側端近傍において前記静磁場磁石の内周面と前記傾斜磁場コイルの外周面との間隙に配置されて当該間隙を密閉する第２の密閉部材と
    　を有する、請求項１又は２に記載の磁気共鳴イメージング装置。
  5. 　前記傾斜磁場コイルには、前記第１の密閉部材及び前記第２の密閉部材が当接する位置に溝部が形成される、
    　請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。
  6. 　一方の端部が前記静磁場磁石に固定され、他方の端部が防振材を介して前記ボアチューブを支持するボアチューブ支持部をさらに備える、
    　請求項１又は２に記載の磁気共鳴イメージング装置。
  7. 　前記ボアチューブ支持部における前記ボアチューブ側の端部と前記ボアチューブとの間隔を調整する間隔調整部をさらに備える、
    　請求項６に記載の磁気共鳴イメージング装置。
  8. 　前記傾斜磁場コイルにおける前記密閉空間の外側に位置する前記側端には、前記密閉空間の空気を排出する排出口が設けられる、
    　請求項１又は２に記載の磁気共鳴イメージング装置。
  9. 　前記傾斜磁場コイルには、前記傾斜磁場コイルの外周側に形成された密閉空間と前記傾斜磁場コイルの内周側に形成された密閉空間との間で空気を流通させる流路が設けられる、
    　請求項１又は２に記載の磁気共鳴イメージング装置。
PCT/JP2012/050618 2011-01-13 2012-01-13 磁気共鳴イメージング装置 WO2012096380A1 (ja)

Priority Applications (2)

Application Number Priority Date Filing Date Title
CN201280000441.0A CN102711604B (zh) 2011-01-13 2012-01-13 磁共振成像装置
US13/939,864 US9939499B2 (en) 2011-01-13 2013-07-11 Magnetic resonance imaging apparatus

Applications Claiming Priority (2)

Application Number Priority Date Filing Date Title
JP2011-005074 2011-01-13
JP2011005074 2011-01-13

Related Child Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
US13/939,864 Continuation US9939499B2 (en) 2011-01-13 2013-07-11 Magnetic resonance imaging apparatus

Publications (1)

Publication Number Publication Date
WO2012096380A1 true WO2012096380A1 (ja) 2012-07-19

Family

ID=46507271

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
PCT/JP2012/050618 WO2012096380A1 (ja) 2011-01-13 2012-01-13 磁気共鳴イメージング装置

Country Status (4)

Country Link
US (1) US9939499B2 (ja)
JP (1) JP6104505B2 (ja)
CN (1) CN102711604B (ja)
WO (1) WO2012096380A1 (ja)

Cited By (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
WO2013168801A1 (ja) * 2012-05-10 2013-11-14 株式会社東芝 磁気共鳴イメージング装置

Families Citing this family (9)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US10281538B2 (en) * 2012-09-05 2019-05-07 General Electric Company Warm bore cylinder assembly
JP6091839B2 (ja) * 2012-10-19 2017-03-08 東芝メディカルシステムズ株式会社 磁気共鳴イメージング装置
WO2014125876A1 (ja) * 2013-02-12 2014-08-21 株式会社 日立メディコ 磁気共鳴イメージング装置及びその処理方法
US9989605B2 (en) * 2013-11-22 2018-06-05 Toshiba Medical Systems Corporation Magnetic resonance imaging apparatus
WO2016031341A1 (ja) * 2014-08-27 2016-03-03 株式会社 日立メディコ 磁気共鳴イメージング装置
JP6472673B2 (ja) 2015-01-28 2019-02-20 キヤノンメディカルシステムズ株式会社 磁気共鳴イメージング装置
JP6454789B2 (ja) * 2015-08-21 2019-01-16 株式会社日立製作所 磁気共鳴イメージング装置
EP3349028A1 (de) * 2017-01-13 2018-07-18 Sirona Dental Systems GmbH Mrt-vorrichtung und verfahren zur vermessung eines kopfbereichs eines patienten
GB2586493B (en) * 2019-08-21 2021-08-18 Siemens Healthcare Ltd Method and apparatus for shimming a superconducting magnet.

Citations (7)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPS60100954A (ja) * 1983-10-14 1985-06-04 エヌ・ベー・フイリツプス・フルーイランペンフアブリケン 核磁気共振装置
JPH01194307A (ja) * 1988-01-29 1989-08-04 Yokogawa Medical Syst Ltd 円筒形部材の支持機構
JP2001104285A (ja) * 1999-08-26 2001-04-17 Siemens Ag 磁気共鳴トモグラフィ装置
JP2003070765A (ja) * 2001-08-31 2003-03-11 Hitachi Ltd 磁気共鳴イメージング装置とその遮音方法および遮音材
JP2009090101A (ja) * 2007-09-21 2009-04-30 Toshiba Corp 磁気共鳴装置用ガントリおよび磁気共鳴装置
JP2010005198A (ja) * 2008-06-27 2010-01-14 Toshiba Corp ポンプシステムおよび磁気共鳴診断装置
JP2010104770A (ja) * 2008-10-03 2010-05-13 Toshiba Corp 磁気共鳴イメージング装置および傾斜磁場コイル冷却制御方法

Family Cites Families (21)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP3619623B2 (ja) 1996-10-17 2005-02-09 株式会社東芝 磁気共鳴イメージング装置および磁気共鳴イメージングの遮音方法
US6954068B1 (en) * 2000-01-21 2005-10-11 Kabushiki Kaisha Toshiba Magnetic resonance imaging apparatus
US6437568B1 (en) * 2000-10-02 2002-08-20 General Electric Company Low noise MRI scanner
AU2003233920A1 (en) * 2002-04-11 2003-10-27 Siemens Aktiengesellschaft Encapsulation of a magnetic resonance tomography device for attenuation of low sound frequencies
AU2003223037A1 (en) * 2002-05-08 2003-11-11 Koninklijke Philips Electronics N.V. Magnetic resonance imaging apparatus with reduced noise production
DE10245942A1 (de) * 2002-09-30 2004-04-08 Siemens Ag Magnetresonanzgerät
US6894498B2 (en) * 2003-03-12 2005-05-17 Mrscience Llc Active vibration compensation for MRI gradient coil support to reduce acoustic noise in MRI scanners
US7068033B2 (en) * 2003-08-18 2006-06-27 Ge Medical Systems Global Technology Company, Llc Acoustically damped gradient coil
US7141974B2 (en) * 2003-08-25 2006-11-28 William A Edelstein Active-passive electromagnetic shielding to reduce MRI acoustic noise
DE10354228B3 (de) * 2003-11-20 2005-09-22 Siemens Ag Gradientenspulen-Hochfrequenzantenneneinheit und Magnetresonanzgerät mit einer Gradientenspulen-Hochfrequenzantenneneinheit
US7135863B2 (en) * 2004-09-30 2006-11-14 General Electric Company Thermal management system and method for MRI gradient coil
DE102005007892A1 (de) * 2005-02-21 2006-08-24 Siemens Ag Verfahren zur Montage einer Gradientenspule in einem Rohrmagneten einer Magnetresonanzanlage sowie zugehörige Magnetresonanzanlage
US7375526B2 (en) * 2006-10-20 2008-05-20 Edelstein William A Active-passive electromagnetic shielding to reduce MRI acoustic noise
US7489131B2 (en) * 2007-04-23 2009-02-10 General Electric Co. System and apparatus for direct cooling of gradient coils
JP5416930B2 (ja) * 2007-08-09 2014-02-12 株式会社東芝 磁気共鳴イメージング装置
GB0903868D0 (en) * 2009-03-06 2009-04-22 Siemens Magnet Technology Ltd A magnetic resonance device
BRPI1014973A2 (pt) * 2009-04-17 2016-04-26 Time Medical Holdings Company Ltd módulo de bobina gradiente supercondutor resfriado criogenicamente para reprodução por ressonância magnética
JP5586201B2 (ja) 2009-10-05 2014-09-10 株式会社東芝 磁気共鳴診断装置
DE102010029472B4 (de) * 2010-05-28 2013-08-01 Siemens Aktiengesellschaft Magnetresonanzvorrichtung mit einer Gradientenspuleneinheit, einer Gehäuseabdeckung und einer Lärmschutzeinheit, ein Befestigungselement zu einer Befestigung eines Dämmelements sowie ein Befestigungsverfahren zu einem Befestigen eines Dämmelements
US8710842B2 (en) * 2011-03-07 2014-04-29 General Electric Company Apparatus and method to reduce noise in magnetic resonance imaging systems
US9170310B2 (en) * 2011-05-10 2015-10-27 Time Medical Holdings Company Limited Cryogenically cooled whole-body RF coil array and MRI system having same

Patent Citations (7)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPS60100954A (ja) * 1983-10-14 1985-06-04 エヌ・ベー・フイリツプス・フルーイランペンフアブリケン 核磁気共振装置
JPH01194307A (ja) * 1988-01-29 1989-08-04 Yokogawa Medical Syst Ltd 円筒形部材の支持機構
JP2001104285A (ja) * 1999-08-26 2001-04-17 Siemens Ag 磁気共鳴トモグラフィ装置
JP2003070765A (ja) * 2001-08-31 2003-03-11 Hitachi Ltd 磁気共鳴イメージング装置とその遮音方法および遮音材
JP2009090101A (ja) * 2007-09-21 2009-04-30 Toshiba Corp 磁気共鳴装置用ガントリおよび磁気共鳴装置
JP2010005198A (ja) * 2008-06-27 2010-01-14 Toshiba Corp ポンプシステムおよび磁気共鳴診断装置
JP2010104770A (ja) * 2008-10-03 2010-05-13 Toshiba Corp 磁気共鳴イメージング装置および傾斜磁場コイル冷却制御方法

Cited By (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
WO2013168801A1 (ja) * 2012-05-10 2013-11-14 株式会社東芝 磁気共鳴イメージング装置
JP2013233354A (ja) * 2012-05-10 2013-11-21 Toshiba Corp 磁気共鳴イメージング装置
US9885767B2 (en) 2012-05-10 2018-02-06 Toshiba Medical Systems Corporation Magnetic resonance imaging apparatus

Also Published As

Publication number Publication date
JP2012157693A (ja) 2012-08-23
US20130314089A1 (en) 2013-11-28
JP6104505B2 (ja) 2017-03-29
CN102711604A (zh) 2012-10-03
CN102711604B (zh) 2015-06-10
US9939499B2 (en) 2018-04-10

Similar Documents

Publication Publication Date Title
JP6104505B2 (ja) 磁気共鳴イメージング装置
JP4856869B2 (ja) 冷却剤冷却式のｒｆ体幹用コイル
JP3619623B2 (ja) 磁気共鳴イメージング装置および磁気共鳴イメージングの遮音方法
JP5349177B2 (ja) 磁気共鳴イメージング装置
KR20020026835A (ko) 촬상 장치, 자석 어셈블리 및 ｒｆ 코일 어셈블리
US6404200B1 (en) Magnetic resonance tomography apparatus with vacuum-insulated gradient coil system
RU2009140768A (ru) Расщепленная градиентная катушка и использующая ее гибридная рет/mr-система визуализации
US9885767B2 (en) Magnetic resonance imaging apparatus
US8710842B2 (en) Apparatus and method to reduce noise in magnetic resonance imaging systems
JP6139064B2 (ja) 磁気共鳴イメージング装置及び磁気共鳴イメージング装置用の磁場調整具
JP6472673B2 (ja) 磁気共鳴イメージング装置
JP5416930B2 (ja) 磁気共鳴イメージング装置
CN107907844B (zh) 磁共振成像设备及其匀场方法
JP6953236B2 (ja) 磁気共鳴イメージング装置
JP2011078501A (ja) 磁気共鳴診断装置
JP3367932B2 (ja) 傾斜磁場ユニットおよび磁気共鳴イメージング装置
US11946992B2 (en) Magnetic resonance apparatus with a main magnet disposed between examination rooms
US7400146B2 (en) Magnetic resonance imaging apparatus with reduced noise production
JP2006326177A (ja) Ｍｒｉ用超電導磁石装置
JP6660742B2 (ja) 磁気共鳴イメージング装置
JPWO2015170632A1 (ja) 磁気共鳴イメージング装置
JP2004237125A (ja) 磁気共鳴イメージング装置
JP2012115456A (ja) 磁気共鳴イメージング装置
JP2018033603A (ja) 磁気共鳴イメージング装置
JP2015100486A (ja) 磁気共鳴イメージング装置

Legal Events

Date Code Title Description
WWE Wipo information: entry into national phase

Ref document number: 201280000441.0

Country of ref document: CN

121 Ep: the epo has been informed by wipo that ep was designated in this application

Ref document number: 12734499

Country of ref document: EP

Kind code of ref document: A1

NENP Non-entry into the national phase

Ref country code: DE

122 Ep: pct application non-entry in european phase

Ref document number: 12734499

Country of ref document: EP

Kind code of ref document: A1