JP2017127549A - Magnetic resonance imaging apparatus - Google Patents

Magnetic resonance imaging apparatus Download PDF

Info

Publication number
JP2017127549A
JP2017127549A JP2016010231A JP2016010231A JP2017127549A JP 2017127549 A JP2017127549 A JP 2017127549A JP 2016010231 A JP2016010231 A JP 2016010231A JP 2016010231 A JP2016010231 A JP 2016010231A JP 2017127549 A JP2017127549 A JP 2017127549A
Authority
JP
Japan
Prior art keywords
magnetic field
irradiation coil
field generator
gradient magnetic
resonance imaging
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.)
Granted
Application number
JP2016010231A
Other languages
Japanese (ja)
Other versions
JP6660742B2 (en
Inventor
川村　武
Takeshi Kawamura
武 川村
幸信 今村
Yukinobu Imamura
幸信 今村
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.)
Hitachi Ltd
Original Assignee
Hitachi Ltd
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 Hitachi Ltd filed Critical Hitachi Ltd
Priority to JP2016010231A priority Critical patent/JP6660742B2/en
Publication of JP2017127549A publication Critical patent/JP2017127549A/en
Application granted granted Critical
Publication of JP6660742B2 publication Critical patent/JP6660742B2/en
Active legal-status Critical Current
Anticipated expiration legal-status Critical

Links

Images

Landscapes

  • Magnetic Resonance Imaging Apparatus (AREA)

Abstract

PROBLEM TO BE SOLVED: To provide an MRI device capable of reducing vibration without increasing thickness of an irradiation coil and a gradient magnetic field generator.SOLUTION: There are provided: a static magnetic field generator having a static magnetic field generation source generating a homogeneous magnetic field 7 in a space; a gradient magnetic field generator having gradient magnetic field generation sources 3a and 3b superimposing a gradient magnetic field 9 onto the homogeneous magnetic field 7; and an irradiation coil having an irradiation coil electric circuit 4a irradiating the homogeneous magnetic field 7 with a high frequency magnetic field on a bobbin 4b. The bobbin 4b has a division part 4c in a revolving direction, and the division part 4c is structurally joined by a division part fixture 4d.SELECTED DRAWING: Figure 3

Description

本発明は、静磁場発生装置と傾斜磁場発生装置を備えた磁気共鳴イメージング(以下、ＭＲＩ；Magnetic Resonance Imagingと称す)装置に関する。   The present invention relates to a magnetic resonance imaging (hereinafter referred to as MRI; Magnetic Resonance Imaging) apparatus including a static magnetic field generator and a gradient magnetic field generator.

ＭＲＩ装置に対する傾斜磁場発生装置や照射コイルの取り付け方法に関する従来技術として、傾斜磁場発生装置と照射コイルの間隔を空け、更に音響信号の伝搬を妨げる音響バリアとして内部管状要素を備える技術がある（特許文献１参照）。また、傾斜磁場発生装置への照射コイルの固定方法に関する従来技術として、照射コイルを周方向に複数に分割して折りたたみ可能とし、傾斜磁場発生装置内部で組み立て可能とする技術がある（特許文献２参照）。   As a conventional technique related to a method of attaching a gradient magnetic field generation apparatus and an irradiation coil to an MRI apparatus, there is a technique in which an internal tubular element is provided as an acoustic barrier that prevents the propagation of an acoustic signal by providing a gap between the gradient magnetic field generation apparatus and the irradiation coil. Reference 1). In addition, as a conventional technique related to a method for fixing an irradiation coil to a gradient magnetic field generator, there is a technique in which the irradiation coil is divided into a plurality of pieces in the circumferential direction and can be folded, and can be assembled inside the gradient magnetic field generator (Patent Document 2). reference).

特開２００１−１７８７０３号公報JP 2001-178703 A 特開２００８−１１９２１４号公報JP 2008-119214 A

しかし、特許文献１のようにすると照射コイルは中心軸方向端部において傾斜磁場発生装置のスリーブに締結されるため、中央部においては振動が大きくなりやすいと考えられた。また、特許文献２のようにすると照射コイルの巻枠が周方向に分割されるため、振動が大きくなりやすいと考えられた。   However, according to Patent Document 1, since the irradiation coil is fastened to the sleeve of the gradient magnetic field generator at the end in the central axis direction, it is considered that vibration tends to increase at the center. Moreover, since it was like patent document 2, the winding frame of an irradiation coil will be divided | segmented into the circumferential direction, and it was thought that a vibration tends to become large.

そこで、本発明が解決しようとする課題は、傾斜磁場発生装置や照射コイルの肉厚の増加を抑制しつつ、振動の低減が可能なＭＲＩ（磁気共鳴イメージング）装置を提供することにある。   Accordingly, the problem to be solved by the present invention is to provide an MRI (magnetic resonance imaging) apparatus capable of reducing vibrations while suppressing an increase in the thickness of a gradient magnetic field generator or irradiation coil.

前記課題を解決するために、本発明は様々な実施形態を含むが、その一例として「筒状の筐体を有する磁気共鳴イメージング装置であって、撮像領域に高周波磁場を照射する照射コイルと、前記照射コイルの内径側に配置され、かつ前記照射コイルを支持する筒状の巻枠部材と、を備え、前記巻枠部材は少なくともその一部に、前記巻枠部材の直径を広げる向きに圧力を発生させる圧力発生構造を備える」ことを特徴とする。
ことを特徴とする。 In order to solve the above-mentioned problem, the present invention includes various embodiments. As an example thereof, “a magnetic resonance imaging apparatus having a cylindrical housing, and an irradiation coil for irradiating a high-frequency magnetic field to an imaging region; A cylindrical winding frame member that is disposed on the inner diameter side of the irradiation coil and supports the irradiation coil, and the winding frame member is at least partially pressurized in a direction to expand the diameter of the winding frame member. It is provided with a pressure generating structure for generating the pressure.
It is characterized by that.

本発明によれば、傾斜磁場発生装置や照射コイルの肉厚を増やさず、振動の低減が可能なＭＲＩ（磁気共鳴イメージング）装置を提供できる。   ADVANTAGE OF THE INVENTION According to this invention, the MRI (magnetic resonance imaging) apparatus which can reduce a vibration can be provided, without increasing the thickness of a gradient magnetic field generator and an irradiation coil.

本発明の第１の実施形態に係るＭＲＩ（磁気共鳴イメージング）装置の概略斜視図である。1 is a schematic perspective view of an MRI (magnetic resonance imaging) apparatus according to a first embodiment of the present invention. 本発明の第１の実施形態に係るＭＲＩ装置の概略縦断面図である。1 is a schematic longitudinal sectional view of an MRI apparatus according to a first embodiment of the present invention. 本発明の第１の実施形態に係るＭＲＩ装置の傾斜磁場発生装置の概略縦断面図である。It is a schematic longitudinal cross-sectional view of the gradient magnetic field generator of the MRI apparatus which concerns on the 1st Embodiment of this invention. 本発明の第２の実施形態に係るＭＲＩ装置の傾斜磁場発生装置の概略縦断面図である。It is a schematic longitudinal cross-sectional view of the gradient magnetic field generator of the MRI apparatus which concerns on the 2nd Embodiment of this invention. 本発明の第３の実施形態に係るＭＲＩ装置の傾斜磁場発生装置の概略縦断面図である。It is a schematic longitudinal cross-sectional view of the gradient magnetic field generator of the MRI apparatus which concerns on the 3rd Embodiment of this invention. 本発明の第４の実施形態に係るＭＲＩ装置の傾斜磁場発生装置の概略正面図である。It is a schematic front view of the gradient magnetic field generator of the MRI apparatus which concerns on the 4th Embodiment of this invention. 本発明の第５の実施形態に係るＭＲＩ装置の傾斜磁場発生装置の概略正面図である。It is a schematic front view of the gradient magnetic field generator of the MRI apparatus which concerns on the 5th Embodiment of this invention. 本発明の第６の実施形態に係るＭＲＩ装置の傾斜磁場発生装置の概略正面図である。It is a schematic front view of the gradient magnetic field generator of the MRI apparatus which concerns on the 6th Embodiment of this invention. 本発明の第７の実施形態に係るＭＲＩ装置の傾斜磁場発生装置の概略正面図である。It is a schematic front view of the gradient magnetic field generator of the MRI apparatus which concerns on the 7th Embodiment of this invention. 本発明の第８の実施形態に係るＭＲＩ装置の傾斜磁場発生装置の概略正面図である。It is a schematic front view of the gradient magnetic field generator of the MRI apparatus which concerns on the 8th Embodiment of this invention.

本発明の実施形態の詳細を説明する前に、磁気共鳴イメージング装置の構造面に関する本発明者の考察を説明する。   Before describing the details of the embodiment of the present invention, the inventors' consideration regarding the structural aspects of the magnetic resonance imaging apparatus will be described.

傾斜磁場発生装置は、被験者の入る空間を最大限に確保して閉塞感を和らげるために、内径（ボア）を大きくすることが望まれている。一方で、静磁場発生装置は内径が小さいほど磁気エネルギーが小さくて済むため、傾斜磁場発生装置の外形を大きくすることは好ましくない。即ち、傾斜磁場発生装置には薄肉であることが望まれる。   The gradient magnetic field generator is desired to have a large inner diameter (bore) in order to maximize the space for the subject to enter and relieve the feeling of blockage. On the other hand, since the static magnetic field generator has a smaller magnetic energy as the inner diameter is smaller, it is not preferable to increase the outer shape of the gradient magnetic field generator. That is, the gradient magnetic field generator is desired to be thin.

また、傾斜磁場発生装置の内周側には、照射コイルが設置されることがあるが、上記のようにボアを大きくすることが望まれているため、傾斜磁場発生装置と同様に照射コイルも薄肉であることが望まれる。   In addition, an irradiation coil may be installed on the inner peripheral side of the gradient magnetic field generator. However, since it is desired to increase the bore as described above, the irradiation coil is also provided in the same manner as the gradient magnetic field generator. It is desired to be thin.

静磁場発生装置、傾斜磁場発生装置および照射コイルには、振動が発生する場合がある。この振動は、ＭＲＩ装置周辺における騒音や断層画像の劣化の原因となる場合が考えられる。傾斜磁場発生装置や照射コイルが薄肉化されると、剛性が減少して振動が増加し、撮像時の騒音や画像劣化が増加する傾向となる。   Vibration may occur in the static magnetic field generator, the gradient magnetic field generator, and the irradiation coil. This vibration may cause noise around the MRI apparatus and deterioration of tomographic images. When the gradient magnetic field generator and the irradiation coil are thinned, the rigidity decreases, the vibration increases, and noise and image degradation during imaging tend to increase.

次に、本発明の実施形態について、適宜図面を参照しながら詳細に説明する。なお、各図において、共通する部分には同一の符号を付し重複した説明を省略する。   Next, embodiments of the present invention will be described in detail with reference to the drawings as appropriate. In each figure, common portions are denoted by the same reference numerals, and redundant description is omitted.

（第１の実施形態）
図１に、本発明の第１の実施形態に係るＭＲＩ（磁気共鳴イメージング）装置１の概略斜視図を示す。図１に示すようにＭＲＩ装置１は筒状の筐体を有する。ＭＲＩ装置１は、被検体１０を内部の撮像空間８に導入可能な円筒形状の静磁場発生装置２と、導入された被検体１０の生体組織を構成する原子核に核磁気共鳴を起こさせるために高周波信号を照射する照射コイル４と、被検体１０から発せられる各々の信号に位置情報を与えるための傾斜磁場発生装置３と、静磁場発生装置２が作る磁場の均一度を調整する磁性体であるシム鉄を格納したシムトレイ１２（図示せず）と、シムトレイ１２を収納するために傾斜磁場発生装置３の内部に設けられるシムトレイ穴（図示せず）と、被検体１０から発せられる信号を受信するための受信コイル２２と、被検体１０を積載する寝台６等で構成されている。 (First embodiment)
FIG. 1 shows a schematic perspective view of an MRI (magnetic resonance imaging) apparatus 1 according to the first embodiment of the present invention. As shown in FIG. 1, the MRI apparatus 1 has a cylindrical housing. The MRI apparatus 1 has a cylindrical static magnetic field generator 2 capable of introducing the subject 10 into the internal imaging space 8 and a nuclear magnetic resonance in an atomic nucleus constituting a living tissue of the introduced subject 10. An irradiation coil 4 for irradiating a high-frequency signal, a gradient magnetic field generator 3 for giving position information to each signal emitted from the subject 10, and a magnetic body for adjusting the uniformity of the magnetic field generated by the static magnetic field generator 2 A shim tray 12 (not shown) storing a certain shim iron, a shim tray hole (not shown) provided inside the gradient magnetic field generator 3 for storing the shim tray 12, and a signal emitted from the subject 10 are received. The receiving coil 22 is configured to include a bed 6 on which the subject 10 is loaded.

静磁場発生装置２は、被検体１０の生体組織を構成する原子のスピンを配向させるために、撮像空間８に均一磁場７（図２参照）を生成する。なお、均一磁場とは、撮像を実施するために十分な均一性を有する磁場を意味する。均一磁場７の磁場を補正し、その均一度を高めるため、シム鉄を格納したシムトレイ１２（図示せず）の他にシムコイル（図示せず）が静磁場発生装置２の撮像空間８側に設けられている。なお、シム鉄またはシムコイルのいずれか一方のみが設置されていてもよい。   The static magnetic field generator 2 generates a uniform magnetic field 7 (see FIG. 2) in the imaging space 8 in order to orient the spins of atoms constituting the living tissue of the subject 10. In addition, a uniform magnetic field means a magnetic field having sufficient uniformity for performing imaging. In order to correct the magnetic field of the uniform magnetic field 7 and increase its uniformity, a shim coil (not shown) is provided on the imaging space 8 side of the static magnetic field generator 2 in addition to a shim tray 12 (not shown) storing shim iron. It has been. Only one of shim iron or shim coil may be installed.

静磁場発生装置２は、真空容器支持脚２ｆで支えられている。静磁場発生装置２は、水平方向に平行なｚ軸を中心軸とする円筒形状の部材である。なお、ｚ軸は水平方向と平行であることが望ましいが、現実的な設計条件や設置条件によって水平面に対して傾きを有していてもよい。傾斜磁場発生装置３は、静磁場発生装置２の撮像空間８側に設けられた部材である。   The static magnetic field generator 2 is supported by a vacuum vessel support leg 2f. The static magnetic field generator 2 is a cylindrical member having a central axis that is a z-axis parallel to the horizontal direction. The z-axis is preferably parallel to the horizontal direction, but may have an inclination with respect to the horizontal plane depending on realistic design conditions and installation conditions. The gradient magnetic field generator 3 is a member provided on the imaging space 8 side of the static magnetic field generator 2.

傾斜磁場発生装置３は、静磁場発生装置２と中心軸を共通とする（ｚ軸を中心軸とする）円筒形状の部材であって、ｚ軸に垂直な平面に関する断面形状は円もしくは楕円となる。また、傾斜磁場発生装置３は、ｚ軸から発散する方向に関して複数のメインコイル（傾斜磁場発生源）３ａと複数のシールドコイル（傾斜磁場発生源）３ｂとが積層された構造を有する。また、メインコイル３ａとシールドコイル３ｂとは、ビーズやガラス繊維クロス等の積層構造を含んだレジン３ｃによって固定されている。   The gradient magnetic field generating device 3 is a cylindrical member having a central axis in common with the static magnetic field generating device 2 (having the z axis as the central axis), and a cross-sectional shape with respect to a plane perpendicular to the z axis is a circle or an ellipse. Become. Further, the gradient magnetic field generator 3 has a structure in which a plurality of main coils (gradient magnetic field generation sources) 3a and a plurality of shield coils (gradient magnetic field generation sources) 3b are stacked in the direction of divergence from the z-axis. Further, the main coil 3a and the shield coil 3b are fixed by a resin 3c including a laminated structure such as beads and glass fiber cloth.

照射コイル４は、傾斜磁場発生装置３の撮像空間８側に設けられている。照射コイル４は、静磁場発生装置２と中心軸を共通とする（ｚ軸を中心軸とする）円筒形状の部材である。ｚ軸と垂直な平面に関する照射コイル４の断面形状は、円もしくは楕円となる。照射コイル４は、被検体１０の生体組織を構成する原子の原子核に核磁気共鳴を起こさせるために、高周波信号を照射する。また、受信コイル２２が、核磁気共鳴による磁気共鳴信号を受け取るために、寝台６に取り付けられている。   The irradiation coil 4 is provided on the imaging space 8 side of the gradient magnetic field generator 3. The irradiation coil 4 is a cylindrical member having a central axis common to the static magnetic field generator 2 (having the z axis as the central axis). The cross-sectional shape of the irradiation coil 4 with respect to a plane perpendicular to the z-axis is a circle or an ellipse. The irradiation coil 4 irradiates a high-frequency signal in order to cause nuclear magnetic resonance to occur in atomic nuclei constituting the biological tissue of the subject 10. A receiving coil 22 is attached to the bed 6 in order to receive a magnetic resonance signal by nuclear magnetic resonance.

照射コイル４は、図３に示されるように、高周波信号を照射する電気回路４ａと、電気回路４ａを固定する筒状の巻枠部材４ｂとを有する。さらに巻枠部材４ｂは、巻枠部材４ｂを周回方向において不連続の構造とするような分割部４ｃを有する。分割部４ｃは、図３に示されるようにｚ軸に平行に形成され、ｚ軸を中心とした周回方向において巻枠部材４ｂを分割する。なお、ここで言う平行とはある程度の傾き、蛇行が許容される。また、図４は、半円状のカーブを有する板状部材を２枚組み合わせて巻枠部材４ｂが形成されている例を示すが、これには限られない。例えば巻枠部材４ｂは一つの分割部４ｃを有し、ｚ軸側から平面視した際の構造がＣ字形状となっていてもよい。またカーブを有する板状部材が３枚以上組み合わされて巻枠部材４ｂが形成されていてもよい。   As shown in FIG. 3, the irradiation coil 4 includes an electric circuit 4 a that irradiates a high-frequency signal, and a cylindrical winding member 4 b that fixes the electric circuit 4 a. Furthermore, the winding frame member 4b has the division | segmentation part 4c which makes the winding frame member 4b a discontinuous structure in the circumference direction. As shown in FIG. 3, the dividing portion 4 c is formed in parallel with the z axis and divides the winding frame member 4 b in the circumferential direction around the z axis. In addition, a certain degree of inclination and meandering are allowed here. FIG. 4 shows an example in which the reel member 4b is formed by combining two plate-like members having a semicircular curve, but is not limited thereto. For example, the winding frame member 4b may have one divided portion 4c, and the structure when viewed in plan from the z-axis side may be C-shaped. Further, the reel member 4b may be formed by combining three or more plate-like members having a curve.

また、図４に示す分割された巻枠部材４ｂの各部分は、分割部固定具４ｄによって互いに固定される。これは分割部４ｃの数が増加した際にも同様である。   Moreover, each part of the divided winding frame member 4b shown in FIG. 4 is mutually fixed by the division | segmentation part fixing tool 4d. This is the same when the number of division parts 4c increases.

図２は、第１の実施形態に係るＭＲＩ装置１の概略縦断面図を示す。静磁場発生装置２は、超電導コイルである複数のメインコイル（静磁場発生源）２ａと、超電導コイルである複数のシールドコイル（静磁場発生源）２ｂと、超電導コイルであるメインコイル２ａとシールドコイル２ｂを冷媒と共に収納し冷却する冷却容器２ｅと、冷却容器２ｅを内包する構造を有し、真空容器２ｃから放射される輻射熱からシールドする輻射シールド板２ｄと、冷却容器２ｅと輻射シールド板２ｄとを真空環境下に収納し断熱する真空容器２ｃと、真空容器２ｃを設置床面に支持する真空容器支持脚２ｆ（図１参照）と、冷却容器２ｅと輻射シールド板２ｄを真空容器２ｃ内に断熱支持する荷重支持体（図示せず）等を有している。   FIG. 2 is a schematic longitudinal sectional view of the MRI apparatus 1 according to the first embodiment. The static magnetic field generator 2 includes a plurality of main coils (static magnetic field generation sources) 2a that are superconducting coils, a plurality of shield coils (static magnetic field generation sources) 2b that are superconducting coils, a main coil 2a that is a superconducting coil, and a shield. A cooling container 2e that houses and cools the coil 2b together with a coolant, a radiation shield plate 2d that shields radiation heat radiated from the vacuum container 2c, and a cooling container 2e and a radiation shield plate 2d that contain the cooling container 2e. Are housed in a vacuum environment and insulated, a vacuum container support leg 2f (see FIG. 1) for supporting the vacuum container 2c on the installation floor, a cooling container 2e and a radiation shield plate 2d in the vacuum container 2c. And a load support (not shown) that supports the heat insulation.

メインコイル（静磁場発生源）２ａはリング形状を有しており、その中心軸はｚ軸と一致する。本実施例においては、メインコイル２ａは、ｚ軸方向に沿って複数（図２の例では４個）配置されている。   The main coil (static magnetic field generation source) 2a has a ring shape, and its central axis coincides with the z-axis. In the present embodiment, a plurality (four in the example of FIG. 2) of main coils 2a are arranged along the z-axis direction.

メインコイル２ａは、撮像空間（空間）８に、均一磁場７である静磁場を生成する。なお、メインコイル２ａは、撮像空間８以外にも、静磁場を生成し、特に、撮像空間８を中心としてｚ軸方向において、メインコイル２ａよりも遠くの位置に漏れ磁場を生成させる。シールドコイル（静磁場発生源）２ｂは、この漏れ磁場の大きさを小さくすることができる。   The main coil 2 a generates a static magnetic field that is a uniform magnetic field 7 in the imaging space (space) 8. The main coil 2a generates a static magnetic field in addition to the imaging space 8, and particularly generates a leakage magnetic field at a position farther than the main coil 2a in the z-axis direction with the imaging space 8 as the center. The shield coil (static magnetic field generation source) 2b can reduce the magnitude of this leakage magnetic field.

シールドコイル２ｂは、リング形状を有しており、その中心軸はｚ軸と一致する。シールドコイル２ｂは、ｚ軸方向に複数（図２の例では２個（一対））配置されている。シールドコイル２ｂは、ｚ軸方向において複数個配列されているメインコイル２aのうち両端に配置された一対のメインコイル２ａの近傍に配置されている。シールドコイル２ｂは、撮像空間８を中心としたときに、ｚ軸方向において両端に配置された一対のメインコイル２ａよりも遠くに配置されている。   The shield coil 2b has a ring shape, and its central axis coincides with the z-axis. A plurality of shield coils 2b (two (a pair) in the example of FIG. 2) are arranged in the z-axis direction. The shield coil 2b is disposed in the vicinity of the pair of main coils 2a disposed at both ends of the plurality of main coils 2a arranged in the z-axis direction. The shield coil 2b is disposed farther from the pair of main coils 2a disposed at both ends in the z-axis direction when the imaging space 8 is the center.

図２のうち傾斜磁場発生装置３および照射コイル４について示したのが図３である。   FIG. 3 shows the gradient magnetic field generator 3 and the irradiation coil 4 in FIG.

傾斜磁場発生装置３は、図２では記載を省略して１個記載したが実際には複数のメインコイル（傾斜磁場発生源）３ａを有している。また、傾斜磁場発生装置３は、図２では記載を省略して１個記載したが実際には複数のシールドコイル（傾斜磁場発生源）３ｂを有している。そして、傾斜磁場発生装置３は、メインコイル３ａとシールドコイル３ｂを互いに固定するレジン３ｃを有している。   Although the gradient magnetic field generator 3 is omitted in FIG. 2 and described as one, it actually has a plurality of main coils (gradient magnetic field generation sources) 3a. In addition, although one gradient magnetic field generation device 3 is omitted in FIG. 2 and is actually described, it actually includes a plurality of shield coils (gradient magnetic field generation sources) 3b. And the gradient magnetic field generator 3 has the resin 3c which fixes the main coil 3a and the shield coil 3b mutually.

メインコイル（傾斜磁場発生源）３ａは、ｚ軸を中心軸とする円筒状もしくは楕円状をした環状の領域に断面が配置される。メインコイル３ａは、撮像空間８に、均一磁場７に重畳する傾斜磁場９を生成する。メインコイル３ａは、撮像空間８以外には、漏れ磁場を生成させる。シールドコイル（傾斜磁場発生源）３ｂは、この漏れ磁場の大きさを小さくすることができる。シールドコイル３ｂは、ｚ軸を中心軸とする円筒状もしくは楕円状の領域に配置される。シールドコイル３ｂは、ｚ軸に対して、メインコイル３ａよりも遠くに配置されている。このように、メインコイル３ａとシールドコイル３ｂとはｚ軸を中心とする円形または楕円形をした環状の領域に断面が配置されるため、傾斜磁場発生装置３もこの配置を反映し、ｚ軸と垂直な断面が円形または楕円形をした円筒状の構造をしている。   The cross section of the main coil (gradient magnetic field generation source) 3a is arranged in an annular region having a cylindrical or elliptical shape with the z-axis as the central axis. The main coil 3 a generates a gradient magnetic field 9 that is superimposed on the uniform magnetic field 7 in the imaging space 8. The main coil 3 a generates a leakage magnetic field other than the imaging space 8. The shield coil (gradient magnetic field generation source) 3b can reduce the magnitude of this leakage magnetic field. The shield coil 3b is disposed in a cylindrical or elliptical region with the z axis as the central axis. The shield coil 3b is disposed farther than the main coil 3a with respect to the z axis. As described above, since the main coil 3a and the shield coil 3b are arranged in a circular or elliptical area centered on the z axis, the gradient magnetic field generator 3 also reflects this arrangement, and the z axis It has a cylindrical structure with a circular or elliptical cross section.

シールドコイル３ｂは、メインコイル３ａに対して、静磁場発生装置２の側に配置されている。傾斜磁場発生装置３は、取付部材（図示せず）を介して真空容器２ｃに取り付けられている。   The shield coil 3b is disposed on the static magnetic field generator 2 side with respect to the main coil 3a. The gradient magnetic field generator 3 is attached to the vacuum vessel 2c via an attachment member (not shown).

照射コイル４は、傾斜磁場発生装置３よりも径の小さい円筒状もしくは楕円状をした環状の領域に断面が配置され、その中心軸はｚ軸と一致する。照射コイル４は、高周波信号（高周波磁場）を発生させる電気回路４ａと、電気回路４ａが固定される巻枠部材４ｂとを構成に有する。巻枠部材４ｂは分割部４ｃを有し、分割部４ｃは分割部固定具４ｄにより連結される。また、分割部固定具４ｄは、巻枠部材４ｂが有する分割部４ｃの幅を押し広げる向きの圧力（張力）を印加する。換言すると分割部固定具４ｄは、分割部４ｃの幅を広げる向きの圧力を巻枠部材４ｂに対して印加する印加部材としてはたらく。したがって、照射コイル４は、照射コイル４の巻枠部材４ｂの直径を広げる向きに圧力を発生させる圧力発生部を有するといってもよい。   The cross section of the irradiation coil 4 is arranged in a cylindrical or elliptical annular region having a diameter smaller than that of the gradient magnetic field generator 3, and the central axis thereof coincides with the z axis. The irradiation coil 4 has an electric circuit 4a for generating a high-frequency signal (high-frequency magnetic field) and a winding frame member 4b to which the electric circuit 4a is fixed. The winding frame member 4b has a divided portion 4c, and the divided portion 4c is connected by a divided portion fixture 4d. Moreover, the division | segmentation part fixing tool 4d applies the pressure (tensile force) of the direction which expands the width | variety of the division | segmentation part 4c which the winding frame member 4b has. In other words, the split part fixture 4d serves as an application member that applies a pressure in a direction to increase the width of the split part 4c to the reel member 4b. Therefore, it may be said that the irradiation coil 4 has a pressure generating unit that generates pressure in a direction in which the diameter of the winding frame member 4b of the irradiation coil 4 is increased.

分割部固定具４ｄは、このような張力を印加するために適当な形状を有し、例えばｚ軸に垂直な平面に関する断面形状が楔状もしくはテーパを成しているか、または分割部４ｃの幅方向に作用するネジ等の可動部を有している。また、分割部固定具４ｄが楔状あるいはテーパを成す場合は、分割部４ｃに対して、巻枠部材４ｂの内径側から挿入されることが望ましい。なお、分割部固定具４ｄは、中心軸方向には離散的に配置されていても、連続的に配置されていても良い。また、照射コイル４の取付にあたっては、照射コイル４を傾斜磁場発生装置３に挿入した後で、分割部４ｃに分割部固定具４ｄを設置する。   The divided portion fixture 4d has an appropriate shape for applying such a tension. For example, the cross-sectional shape with respect to a plane perpendicular to the z axis is wedge-shaped or tapered, or the width direction of the divided portion 4c. It has a movable part such as a screw that acts on. Moreover, when the division | segmentation part fixing tool 4d comprises a wedge shape or a taper, it is desirable to insert with respect to the division | segmentation part 4c from the internal diameter side of the winding frame member 4b. In addition, the division | segmentation part fixing tool 4d may be arrange | positioned discretely in the center axis direction, or may be arrange | positioned continuously. Moreover, when attaching the irradiation coil 4, after inserting the irradiation coil 4 in the gradient magnetic field generator 3, the division | segmentation part fixing tool 4d is installed in the division | segmentation part 4c.

次に、ＭＲＩ装置１における振動の抑制について説明する。   Next, suppression of vibration in the MRI apparatus 1 will be described.

撮影時には、静磁場発生装置２によって、撮像空間８に、均一磁場７が生成されるが、同時に、傾斜磁場発生装置３が配置されている領域にも、静磁場が生成されている。このように静磁場の影響を受けた状況下で、傾斜磁場発生装置３が有するメインコイル３ａとシールドコイル３ｂにパルス状の電流が流れる。そうすると傾斜磁場発生装置３が配置された領域に生じている静磁場と、このパルス状の電流のカップリングによりパルス状のローレンツ力がメインコイル３ａとシールドコイル３ｂに作用して、傾斜磁場発生装置３が振動する。   At the time of imaging, a uniform magnetic field 7 is generated in the imaging space 8 by the static magnetic field generator 2, but at the same time, a static magnetic field is also generated in a region where the gradient magnetic field generator 3 is disposed. In this manner, under the influence of the static magnetic field, a pulsed current flows through the main coil 3a and the shield coil 3b of the gradient magnetic field generator 3. Then, a static magnetic field generated in a region where the gradient magnetic field generating device 3 is arranged, and a pulsed Lorentz force acts on the main coil 3a and the shield coil 3b due to the coupling of the pulsed current, and the gradient magnetic field generating device. 3 vibrates.

そして、この傾斜磁場発生装置３の振動は、傾斜磁場発生装置３を静磁場発生装置２に対して取り付けている取付部材を介して真空容器２ｃに伝搬する。この振動は真空容器２ｃから荷重支持体を介して輻射シールド板２ｄや冷却容器２ｅに伝播することで、静磁場発生装置２の各部材の振動を引き起こす。なお、傾斜磁場発生装置３が静磁場発生装置２に取り付けられる例に限らず、例えば真空容器２ｃなど、ＭＲＩ装置１を構成する他の部材に傾斜磁場発生装置３が取り付けられる場合も、振動は同様に発生し連結された箇所を介して伝達される。   Then, the vibration of the gradient magnetic field generator 3 propagates to the vacuum vessel 2 c via an attachment member that attaches the gradient magnetic field generator 3 to the static magnetic field generator 2. This vibration propagates from the vacuum vessel 2c through the load support to the radiation shield plate 2d and the cooling vessel 2e, thereby causing vibration of each member of the static magnetic field generator 2. Note that the vibration is not limited to the example in which the gradient magnetic field generating device 3 is attached to the static magnetic field generating device 2, but also when the gradient magnetic field generating device 3 is attached to another member constituting the MRI apparatus 1, such as the vacuum vessel 2c. Similarly, it is generated and transmitted via connected points.

また、静磁場発生装置２を構成する真空容器２ｃ、輻射シールド板２ｄ、冷却容器２ｅなどでは、傾斜磁場発生装置３が発生させる傾斜磁場の一部（、漏れ磁場）が作用することによって渦電流が生じる。この傾斜磁場に由来する渦電流と静磁場発生装置２によって生成される静磁場とがカップリングすることで、静磁場発生装置２にパルス状のローレンツ力が作用する。このローレンツ力によって静磁場発生装置２の各部材が振動し、さらにこれらの振動が静磁場発生装置２に取り付けている取付部材を介して傾斜磁場発生装置３に伝播するため、傾斜磁場発生装置３の振動が増加する。   Further, in the vacuum vessel 2c, radiation shield plate 2d, cooling vessel 2e, etc. constituting the static magnetic field generator 2, a part of the gradient magnetic field (leakage magnetic field) generated by the gradient magnetic field generator 3 acts on the eddy current. Occurs. A pulsed Lorentz force acts on the static magnetic field generator 2 by coupling the eddy current derived from the gradient magnetic field and the static magnetic field generated by the static magnetic field generator 2. Each member of the static magnetic field generation device 2 vibrates by this Lorentz force, and further, these vibrations propagate to the gradient magnetic field generation device 3 through the attachment members attached to the static magnetic field generation device 2. Increased vibration.

更に、照射コイル４に実装された電気回路４ａにおいても、傾斜磁場発生装置３が発生する傾斜磁場の一部が作用することによって渦電流が生じる。この傾斜磁場に由来する渦電流と静磁場発生装置２により生成される静磁場とがカップリングすることで、照射コイル４にパルス状のローレンツ力が作用する。このローレンツ力によって照射コイル４の各部が振動する。   Furthermore, also in the electric circuit 4 a mounted on the irradiation coil 4, an eddy current is generated by the action of a part of the gradient magnetic field generated by the gradient magnetic field generator 3. The pulsed Lorentz force acts on the irradiation coil 4 by coupling the eddy current derived from the gradient magnetic field and the static magnetic field generated by the static magnetic field generator 2. Each part of the irradiation coil 4 vibrates by this Lorentz force.

一方、本実施例で説明するＭＲＩ装置１は、照射コイル４の分割部４ｃに分割部固定具４ｄが挿入され固定されることによって巻枠部材４ｂに張力が印加される。この張力が巻枠部材４ｂの見かけの剛性を上昇させるため、照射コイル４における振動は従来よりも低減される。   On the other hand, in the MRI apparatus 1 described in the present embodiment, a tension is applied to the winding frame member 4b by inserting and fixing the split part fixture 4d in the split part 4c of the irradiation coil 4. Since this tension increases the apparent rigidity of the winding frame member 4b, the vibration in the irradiation coil 4 is reduced as compared with the conventional case.

本効果を、数式を用いて説明する。多自由度系におけるフックの法則は、内力が存在しない場合、荷重ベクトル{F}、剛性マトリクス[K]、変位ベクトル{d}を用いて、式（１）のように表わされる。
{F} = [K]{d} （１）
剛性マトリクス[K]は、式（２）の体積積分として表わされる。
[K] = ∫[B]T [D] [B] dV （２）
[B]はひずみ-変位マトリクスを、[D]は応力-ひずみマトリクスを、添字Tはマトリクスの転置を表す。一方、張力のような内力が予め存在する場合、フックの法則は式（３）のように表わされる。
{F} = ([K]+[S]){d} （３）
ここで、[S]は応力剛性マトリクスと呼ばれ、式（４）の体積積分として表わされる。
[S] = ∫[G]T [σ] [G] dV （４）
[G]は変位勾配マトリクスを、[σ]は初期応力マトリクスを表す。線形性が成立する場合は、[G]は[B]の成分を並べ替えたものとなるため、初期応力による全体の剛性の増加分は、[D]に対して[σ]が上乗せされるものとして説明される。[D]の成分に相当するヤング率は、巻枠部材４ｂでは一般に数ＧＰａ〜数十ＧＰａオーダーで、[σ]の成分に相当する張力として数十ＭＰａ〜数百ＭＰａオーダーを印加できれば、剛性を％オーダーで上昇させられる。 This effect will be described using mathematical expressions. When there is no internal force, the Hooke's law in a multi-degree-of-freedom system is expressed as equation (1) using a load vector {F}, a stiffness matrix [K], and a displacement vector {d}.
{F} = [K] {d} (1)
The stiffness matrix [K] is expressed as a volume integral of Equation (2).
[K] = ∫ [B] T [D] [B] dV (2)
[B] represents the strain-displacement matrix, [D] represents the stress-strain matrix, and the subscript T represents the transpose of the matrix. On the other hand, when an internal force such as tension exists in advance, Hook's law is expressed as shown in Equation (3).
{F} = ([K] + [S]) {d} (3)
Here, [S] is called a stress stiffness matrix and is expressed as a volume integral of the equation (4).
[S] = ∫ [G] T [σ] [G] dV (4)
[G] represents a displacement gradient matrix, and [σ] represents an initial stress matrix. If linearity is true, [G] is the rearranged component of [B], so the increase in overall stiffness due to initial stress adds [σ] to [D] It is explained as a thing. The Young's modulus corresponding to the component [D] is generally on the order of several GPa to several tens of GPa in the reel member 4b. Can be raised in% order.

また、張力を印加するためには、分割部固定具４ｄもしくは巻枠部材４ｂが変形しないよう、両方を同材質によって構成することが望ましい。   Further, in order to apply the tension, it is desirable that both are made of the same material so that the split part fixture 4d or the reel member 4b is not deformed.

以上の原理によって、照射コイル４の肉厚を増やすことなく剛性が％オーダーで向上し、照射コイル４の振動が減少する。これにより、照射コイル４由来の騒音がサブｄＢオーダー低減できる。   By the above principle, the rigidity is improved on the order of% without increasing the thickness of the irradiation coil 4, and the vibration of the irradiation coil 4 is reduced. Thereby, the noise derived from the irradiation coil 4 can be reduced by sub dB order.

（第２の実施形態）
図４に、本発明の第２の実施形態に係るＭＲＩ装置１の傾斜磁場発生装置３および照射コイル４の概略縦断面図・正面図を示す。第２の実施形態のＭＲＩ装置１が、第１の実施形態のＭＲＩ装置１と異なっている点は、照射コイル４が傾斜磁場発生装置３に対して固定される点である。このような構成によれば、特許文献１や特許文献２と異なり固定位置を中心軸方向両端に限らずとも良くなるため、照射コイル４の支持位置を増やすことで中心軸方向の剛性を高められる。 (Second Embodiment)
FIG. 4 shows a schematic longitudinal sectional view and a front view of the gradient magnetic field generator 3 and the irradiation coil 4 of the MRI apparatus 1 according to the second embodiment of the present invention. The MRI apparatus 1 of the second embodiment is different from the MRI apparatus 1 of the first embodiment in that the irradiation coil 4 is fixed to the gradient magnetic field generator 3. According to such a configuration, unlike Patent Document 1 and Patent Document 2, the fixed position does not have to be limited to both ends in the central axis direction, and thus the rigidity in the central axis direction can be increased by increasing the support position of the irradiation coil 4. .

一例として、照射コイル４の中心軸方向の両端部に加え中央部を固定した場合、両端支持の円筒の曲げ変形における最大撓みは、長さの４乗に比例するため、中央部を固定すると長さが１／２倍となり、最大撓みは１／１６に減少する。このように、中心軸方向への固定部の追加は、変位の低減に有効であり、第１の実施例における％オーダーに加え、十％以上のオーダーで振動を低減する効果が得られる。   As an example, when the center portion is fixed in addition to both ends of the irradiation coil 4 in the central axis direction, the maximum bending in the bending deformation of the cylinder supported at both ends is proportional to the fourth power of the length. Becomes 1/2 times, and the maximum deflection is reduced to 1/16. As described above, the addition of the fixed portion in the central axis direction is effective in reducing the displacement, and an effect of reducing vibrations on the order of 10% or more in addition to the% order in the first embodiment can be obtained.

また、傾斜磁場発生装置３の支持点も増やせるため、傾斜磁場発生装置３の見かけの剛性を高める効果が得られる。照射コイル４の振動が減少することで、照射コイル４から傾斜磁場発生装置３への振動伝搬が減少する。これにより、照射コイル４だけでなく、傾斜磁場発生装置３の振動が減少する。また、傾斜磁場発生装置３を静磁場発生装置２に対して固定するＭＲＩ装置１であれば、傾斜磁場発生装置３の振動が減少することで、静磁場発生装置２への振動伝播も減少し、静磁場発生装置２の振動も抑制される。   Moreover, since the support point of the gradient magnetic field generator 3 can also be increased, the effect of increasing the apparent rigidity of the gradient magnetic field generator 3 can be obtained. By reducing the vibration of the irradiation coil 4, vibration propagation from the irradiation coil 4 to the gradient magnetic field generator 3 is reduced. Thereby, not only the irradiation coil 4 but the vibration of the gradient magnetic field generator 3 is reduced. Further, in the case of the MRI apparatus 1 that fixes the gradient magnetic field generator 3 to the static magnetic field generator 2, the vibration propagation to the static magnetic field generator 2 is reduced by reducing the vibration of the gradient magnetic field generator 3. Moreover, the vibration of the static magnetic field generator 2 is also suppressed.

これにより、傾斜磁場発生装置３の振動を抑制でき、撮像時に生じる騒音をｄＢオーダーで低減することができる。また、ＭＲＩ装置１の振動に起因する誤差磁場による画像劣化についても、抑制することができる。   Thereby, the vibration of the gradient magnetic field generator 3 can be suppressed, and the noise generated at the time of imaging can be reduced on the order of dB. Further, image deterioration due to an error magnetic field caused by vibration of the MRI apparatus 1 can also be suppressed.

（第３の実施形態）
図５に、本発明の第３の実施形態に係るＭＲＩ装置１の傾斜磁場発生装置３および照射コイル４の概略縦断面図・正面図を示す。第３の実施形態のＭＲＩ装置１が、第２の実施形態のＭＲＩ装置１と異なっている点は、照射コイル４と傾斜磁場発生装置３との間に中間部材１３が配置され、照射コイル４が中間部材１３を介して傾斜磁場発生装置３に取り付けられる点である。中間部材１３は、照射コイル４の外周側の表面を覆うシート状構造を有する。このような構成によれば、照射コイル４から傾斜磁場発生装置３に印加される面圧が均一化され、照射コイル４の傾斜磁場発生装置３に対する片当たりを防ぐことができる。中間部材１３は、例えば発泡材のような変形を許容する材質や、ゴムのような粘弾性体で形成される。なお、中間部材１３は、照射コイル４の外周側を完全に覆う必要はなく、面内に空隙や分割部を有していても良い。 (Third embodiment)
FIG. 5 shows a schematic longitudinal sectional view and a front view of the gradient magnetic field generator 3 and the irradiation coil 4 of the MRI apparatus 1 according to the third embodiment of the present invention. The MRI apparatus 1 of the third embodiment is different from the MRI apparatus 1 of the second embodiment in that an intermediate member 13 is disposed between the irradiation coil 4 and the gradient magnetic field generator 3, and the irradiation coil 4. Is attached to the gradient magnetic field generator 3 via the intermediate member 13. The intermediate member 13 has a sheet-like structure that covers the outer peripheral surface of the irradiation coil 4. According to such a configuration, the surface pressure applied from the irradiation coil 4 to the gradient magnetic field generation device 3 is made uniform, and the contact of the irradiation coil 4 with the gradient magnetic field generation device 3 can be prevented. The intermediate member 13 is formed of a material allowing deformation such as a foam material or a viscoelastic material such as rubber. In addition, the intermediate member 13 does not need to cover the outer peripheral side of the irradiation coil 4 completely, and may have a space | gap and a division part in a surface.

（第４の実施形態）
図６に、本発明の第４の実施形態に係るＭＲＩ装置１の傾斜磁場発生装置３および照射コイル４の概略縦断面図・正面図を示す。第４の実施形態のＭＲＩ装置１が、第３の実施形態のＭＲＩ装置１と異なっている点は、中間部材１３が周方向に延びた線状構造である点である。中間部材１３は、周回方向に分割部を有していても良いし、あるいは周回方向ではなく中心軸方向に延びた線上構造であってもよい。 (Fourth embodiment)
FIG. 6 shows a schematic longitudinal sectional view and a front view of the gradient magnetic field generator 3 and the irradiation coil 4 of the MRI apparatus 1 according to the fourth embodiment of the present invention. The MRI apparatus 1 of the fourth embodiment is different from the MRI apparatus 1 of the third embodiment in that the intermediate member 13 has a linear structure extending in the circumferential direction. The intermediate member 13 may have a dividing part in the circumferential direction, or may have a linear structure extending in the central axis direction instead of the circumferential direction.

このような構成によれば、照射コイル４の傾斜磁場発生装置３に対する支持位置を限定でき、面圧を集中させることで傾斜磁場発生装置３を拘束し易くなり、傾斜磁場発生装置３の特定の振動モードを抑制し易くなる。   According to such a configuration, the support position of the irradiation coil 4 with respect to the gradient magnetic field generator 3 can be limited, and the gradient magnetic field generator 3 can be easily restrained by concentrating the surface pressure. It becomes easy to suppress the vibration mode.

（第５の実施形態）
図７に、本発明の第５の実施形態に係るＭＲＩ装置１の傾斜磁場発生装置３および照射コイル４の概略縦断面図・正面図を示す。第５の実施形態のＭＲＩ装置１が、第３の実施形態のＭＲＩ装置１と異なっている点は、中間部材１３が照射コイル４の寸法に対し中心軸方向および周方向の両方に対して寸法が小さい点状構造とした点である。なお、点状構造とは厳密な点ではなく、ある程度の面積を有していてよいことは当然である。このような構成によれば、照射コイル４の傾斜磁場発生装置３に対する支持位置を実施例４よりも限定でき、面圧を集中させることで傾斜磁場発生装置３を拘束し易くなり、傾斜磁場発生装置３の特定の振動モードを抑制し易くなる。 (Fifth embodiment)
FIG. 7 shows a schematic longitudinal sectional view and a front view of the gradient magnetic field generator 3 and the irradiation coil 4 of the MRI apparatus 1 according to the fifth embodiment of the present invention. The MRI apparatus 1 of the fifth embodiment is different from the MRI apparatus 1 of the third embodiment in that the intermediate member 13 is dimensioned in both the central axis direction and the circumferential direction with respect to the dimension of the irradiation coil 4. Is a point having a small point-like structure. It should be noted that the point-like structure is not a strict point and may have a certain area. According to such a configuration, the support position of the irradiation coil 4 with respect to the gradient magnetic field generation device 3 can be limited as compared to the fourth embodiment, and the gradient magnetic field generation device 3 can be easily constrained by concentrating the surface pressure. It becomes easy to suppress a specific vibration mode of the device 3.

（第６の実施形態）
図８に、本発明の第６の実施形態に係るＭＲＩ装置１の傾斜磁場発生装置３および照射コイル４の概略縦断面図・正面図を示す。第６の実施形態のＭＲＩ装置１が、第１から第５の実施形態のＭＲＩ装置１と異なっている点は、照射コイル４の中心軸方向長さが傾斜磁場発生装置３よりも長い、すなわち静磁場発生装置２の円筒形状に関する中心軸方向において、巻枠部材４ｂの大きさは、傾斜磁場発生装置３の両端を含む大きさを有する点である。一般に、照射コイル４の電気回路４ａの中心軸方向長さは、傾斜磁場発生装置３の中心軸方向長さよりも短いが、このような構成によれば、傾斜磁場発生装置３に対する照射コイル４の固定箇所を増やすことができ、照射コイル４および傾斜磁場発生装置３の剛性を十％オーダー以上に高める効果が得られる。照射コイル４や傾斜磁場発生装置３の振動が減少することで、照射コイル４から傾斜磁場発生装置３、傾斜磁場発生装置３から静磁場発生装置２への振動伝搬が減少し、ＭＲＩ装置１の振動が抑制できる。 (Sixth embodiment)
FIG. 8 shows a schematic longitudinal sectional view and a front view of the gradient magnetic field generator 3 and the irradiation coil 4 of the MRI apparatus 1 according to the sixth embodiment of the present invention. The MRI apparatus 1 of the sixth embodiment is different from the MRI apparatuses 1 of the first to fifth embodiments in that the length of the irradiation coil 4 in the central axis direction is longer than that of the gradient magnetic field generator 3. In the central axis direction regarding the cylindrical shape of the static magnetic field generating device 2, the size of the winding frame member 4 b is a point having a size including both ends of the gradient magnetic field generating device 3. Generally, the length in the central axis direction of the electric circuit 4a of the irradiation coil 4 is shorter than the length in the central axis direction of the gradient magnetic field generator 3. However, according to such a configuration, the irradiation coil 4 is applied to the gradient magnetic field generator 3. The number of fixing points can be increased, and the effect of increasing the rigidity of the irradiation coil 4 and the gradient magnetic field generator 3 to the order of 10% or more can be obtained. By reducing the vibration of the irradiation coil 4 and the gradient magnetic field generator 3, the vibration propagation from the irradiation coil 4 to the gradient magnetic field generator 3 and from the gradient magnetic field generator 3 to the static magnetic field generator 2 is reduced. Vibration can be suppressed.

また、撮像空間８と傾斜磁場発生装置３の間に巻枠部材４ｂが存在することで、傾斜磁場発生装置３から撮像空間８に直接届く放射音が遮蔽される。   In addition, the presence of the reel member 4b between the imaging space 8 and the gradient magnetic field generator 3 shields radiation sound that directly reaches the imaging space 8 from the gradient magnetic field generator 3.

これにより、撮像時に生じる騒音をｄＢオーダー以上で低減することができる。また、ＭＲＩ装置１の振動に起因する誤差磁場による画像劣化についても、抑制することができる。   Thereby, the noise which arises at the time of imaging can be reduced above dB order. Further, image deterioration due to an error magnetic field caused by vibration of the MRI apparatus 1 can also be suppressed.

（第７の実施形態）
図９に、本発明の第７の実施形態に係るＭＲＩ装置１の概略縦断面図を示す。第７の実施形態のＭＲＩ装置１が、第６の実施形態のＭＲＩ装置１と異なっている点は、照射コイル４の中心軸方向端部側が、照射コイル−静磁場発生装置の取付部材１４を介して静磁場発生装置２に固定されている点である。これにより、照射コイル４の振動を更に抑制でき、撮像時に生じる騒音を低減することができる。 (Seventh embodiment)
FIG. 9 shows a schematic longitudinal sectional view of an MRI apparatus 1 according to the seventh embodiment of the present invention. The MRI apparatus 1 according to the seventh embodiment is different from the MRI apparatus 1 according to the sixth embodiment in that the irradiation coil 4 has an attachment member 14 of the irradiation coil-static magnetic field generator at the end in the central axis direction. It is the point fixed to the static magnetic field generator 2 via. Thereby, the vibration of the irradiation coil 4 can further be suppressed, and the noise generated at the time of imaging can be reduced.

（第８の実施形態）
図１０に、本発明の第８の実施形態に係るＭＲＩ装置１の概略縦断面図を示す。第８の実施形態のＭＲＩ装置１が、第１の実施形態のＭＲＩ装置１と異なっている点は、照射コイル４が支持部材１５によって、静磁場発生装置２および傾斜磁場発生装置３から独立に支持されている点である。このような構成によれば、照射コイル４が％オーダーで高剛性となることによって、傾斜磁場発生装置３や静磁場発生装置２からの音響的な加振に起因する振動を抑制でき、騒音がサブｄＢオーダーで減少する。 (Eighth embodiment)
FIG. 10 is a schematic longitudinal sectional view of the MRI apparatus 1 according to the eighth embodiment of the present invention. The MRI apparatus 1 of the eighth embodiment is different from the MRI apparatus 1 of the first embodiment in that the irradiation coil 4 is independent of the static magnetic field generator 2 and the gradient magnetic field generator 3 by the support member 15. It is a point that is supported. According to such a configuration, since the irradiation coil 4 has high rigidity on the order of%, vibration caused by acoustic excitation from the gradient magnetic field generator 3 and the static magnetic field generator 2 can be suppressed, and noise can be reduced. Decrease in sub dB order.

なお、本発明は上記した実施例に限定されるものではなく、様々な変形例が含まれている。例えば、上記した実施例は本発明を分かりやすく説明するために詳細に説明したものであり、必ずしも説明した全ての構成を備えるものに限定されるものではない。また、ある実施例の構成の一部を他の実施例の構成に置き換えることが可能であり、また、ある実施例の構成に他の実施例の構成を加えることも可能である。また、各実施例の構成の一部について、他の構成の追加・削除・置換をすることが可能である。例えば、第１から第８の実施形態では、静磁場発生源２ａと２ｂとして超電導コイルを取り上げたが、これに限らない。静磁場発生源２ａと２ｂとして常電導コイルや永久磁石を用いてもよい。   In addition, this invention is not limited to an above-described Example, Various modifications are included. For example, the above-described embodiments have been described in detail for easy understanding of the present invention, and are not necessarily limited to those having all the configurations described. Further, a part of the configuration of one embodiment can be replaced with the configuration of another embodiment, and the configuration of another embodiment can be added to the configuration of one embodiment. Further, it is possible to add, delete, and replace other configurations for a part of the configuration of each embodiment. For example, in the first to eighth embodiments, the superconducting coils are taken up as the static magnetic field generation sources 2a and 2b, but the present invention is not limited to this. A normal conducting coil or a permanent magnet may be used as the static magnetic field generating sources 2a and 2b.

１ 磁気共鳴イメージング装置
２ 静磁場発生装置
２ａ 静磁場発生源（メインコイル）
２ｂ 静磁場発生源（シールドコイル）
２ｃ 真空容器（静磁場発生装置の外壁）
２ｄ 輻射シールド板
２ｅ 冷却容器
２ｆ 真空容器支持脚
３ 傾斜磁場発生装置
３ａ 傾斜磁場発生源（メインコイル）
３ｂ 傾斜磁場発生源（シールドコイル）
３ｃ レジン
４ 照射コイル
４ａ 電気回路
４ｂ 巻枠部材
４ｃ 分割部
４ｄ 分割部固定具（印加部材）
６ 寝台
７ 均一磁場
８ 撮像空間
９ 傾斜磁場
１０ 被検体
１２ シムトレイ
１３ 中間部材
１４ 取付部材
１５ 支持部材
２２ 受信コイル DESCRIPTION OF SYMBOLS 1 Magnetic resonance imaging apparatus 2 Static magnetic field generator 2a Static magnetic field generator (main coil)
2b Static magnetic field generation source (shield coil)
2c Vacuum container (outer wall of static magnetic field generator)
2d Radiation shield plate 2e Cooling vessel 2f Vacuum vessel support leg 3 Gradient magnetic field generator 3a Gradient magnetic field source (main coil)
3b Gradient magnetic field source (shield coil)
3c Resin 4 Irradiation coil 4a Electric circuit 4b Winding frame member 4c Dividing part 4d Dividing part fixture (application member)
6 sleeper
7 Uniform magnetic field 8 Imaging space 9 Gradient magnetic field 10 Subject 12 Shim tray 13 Intermediate member 14 Mounting member 15 Support member 22 Reception coil

Claims (13)

筒状の筐体を有する磁気共鳴イメージング装置であって、
撮像空間に対して高周波磁場を照射する照射コイルを備え、
前記照射コイルは前記照射コイルの巻枠部材の直径を広げる向きに圧力を発生させる
ことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。 A magnetic resonance imaging apparatus having a cylindrical housing,
An irradiation coil that irradiates the imaging space with a high-frequency magnetic field,
The magnetic resonance imaging apparatus, wherein the irradiation coil generates a pressure in a direction in which a diameter of a winding member of the irradiation coil is increased. 前記照射コイルは少なくとも、
前記高周波磁場を発生させる電気回路と、
前記電気回路が設置される巻枠部材と、
を有し、
前記巻枠部材は少なくとも、
前記巻枠部材を周回方向において不連続とする少なくとも一つの分割部と、
前記分割部の幅を広げる向きの圧力を発生させる印加部材と、
を有する
ことを特徴とする請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。 The irradiation coil is at least
An electric circuit for generating the high-frequency magnetic field;
A reel member on which the electric circuit is installed;
Have
The reel member is at least
At least one divided portion that makes the winding frame member discontinuous in the circumferential direction;
An application member that generates a pressure in a direction to widen the divided portion;
The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 1, wherein: 前記印加部材は、
断面形状がテーパもしくは楔型を成し、かつ前記分割部に対して内径側から挿入される部材である
ことを特徴とする請求項２に記載の磁気共鳴イメージング装置。 The application member is
The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 2, wherein the cross-sectional shape is a taper or a wedge shape, and the member is inserted from the inner diameter side with respect to the divided portion. 前記分割部は少なくとも２つ以上が形成され、
前記巻枠部材は複数の板状部材が組み合わされて構成される
ことを特徴とする請求項２または請求項３に記載の磁気共鳴イメージング装置。 At least two or more of the divided portions are formed,
The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 2, wherein the reel member is configured by combining a plurality of plate-like members. 筒状の傾斜磁場発生装置に取り付けられる高周波磁場照射する照射コイルであって、
高周波磁場を発生させ、筒状の面に沿うように配置された電気回路と、
前記電気回路の内径側に配置され、かつ前記電気回路を支持する筒状の巻枠部材と、
前記巻枠部材の直径を広げる向きに圧力を発生させる圧力発生部と、
を少なくとも備える
ことを特徴とする照射コイル。 An irradiation coil for irradiating a high-frequency magnetic field attached to a cylindrical gradient magnetic field generator,
An electric circuit that generates a high-frequency magnetic field and is arranged along a cylindrical surface;
A cylindrical reel member disposed on the inner diameter side of the electric circuit and supporting the electric circuit;
A pressure generating section for generating pressure in a direction in which the diameter of the reel member is increased;
An irradiation coil comprising: 被検体を内部の撮像空間に導入可能な円筒形状の静磁場発生源を有する静磁場発生装置と、
前記撮像空間に傾斜磁場を重畳させる傾斜磁場発生源を有する傾斜磁場発生装置と、
前記撮像空間に高周波磁場を照射するための照射コイルと、
を備え、
前記照射コイルは少なくとも、
高周波磁場を発生させる電気回路と、
前記電気回路が固定された巻枠部材と、
を有し、
前記巻枠部材は少なくとも、
前記巻枠部材を前記円筒形状の周回方向に関し分割する分割部と、
前記分割部を押し広げる圧力を印加し、かつ前記巻枠部材を固定する分割部固定具と、
を備える、
ことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。 A static magnetic field generation apparatus having a cylindrical static magnetic field generation source capable of introducing a subject into an internal imaging space;
A gradient magnetic field generator having a gradient magnetic field generation source for superimposing a gradient magnetic field on the imaging space;
An irradiation coil for irradiating the imaging space with a high-frequency magnetic field;
With
The irradiation coil is at least
An electric circuit for generating a high-frequency magnetic field;
A reel member to which the electric circuit is fixed;
Have
The reel member is at least
A dividing portion that divides the reel member with respect to the circumferential direction of the cylindrical shape;
A dividing part fixture that applies pressure to spread the dividing part and fixes the reel member;
Comprising
A magnetic resonance imaging apparatus. 前記照射コイルが前記傾斜磁場発生装置に取り付けられる
ことを特徴とする請求項６に記載の磁気共鳴イメージング装置。 The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 6, wherein the irradiation coil is attached to the gradient magnetic field generator. 前記照射コイルと前記傾斜磁場発生装置との間に中間部材を備え、
前記中間部材は前記照射コイルの表面を覆うように配置され、
前記照射コイルは前記中間部材を介して前記傾斜磁場発生装置に対して取り付けられる
ことを特徴とする請求項６に記載の磁気共鳴イメージング装置。 An intermediate member is provided between the irradiation coil and the gradient magnetic field generator,
The intermediate member is disposed so as to cover the surface of the irradiation coil,
The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 6, wherein the irradiation coil is attached to the gradient magnetic field generator via the intermediate member. 前記照射コイルと前記傾斜磁場発生装置との間に線状の中間部材を備え、
前記中間部材は前記円筒形状の周回方向もしくは中心軸方向に延びた部材であって、
前記照射コイルは前記中間部材を介して前記傾斜磁場発生装置に取り付けられる
ことを特徴とする請求項６に記載の磁気共鳴イメージング装置。 A linear intermediate member is provided between the irradiation coil and the gradient magnetic field generator,
The intermediate member is a member extending in the circumferential direction or central axis direction of the cylindrical shape,
The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 6, wherein the irradiation coil is attached to the gradient magnetic field generator through the intermediate member. 前記照射コイルと前記傾斜磁場発生装置との間に複数の点状の中間部材を備え、
前記照射コイルは前記中間部材を介して前記傾斜磁場発生装置に取り付けられる
ことを特徴とする請求項６に記載の磁気共鳴イメージング装置。 A plurality of point-like intermediate members are provided between the irradiation coil and the gradient magnetic field generator,
The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 6, wherein the irradiation coil is attached to the gradient magnetic field generator through the intermediate member. 前記静磁場発生装置の円筒形状に関する中心軸方向において、
前記巻枠部材の大きさは、前記傾斜磁場発生装置の両端を含む大きさである
ことを特徴とする請求項６から請求項１０のいずれか１項に記載の磁気共鳴イメージング装置。 In the central axis direction regarding the cylindrical shape of the static magnetic field generator,
11. The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 6, wherein a size of the reel member is a size including both ends of the gradient magnetic field generator. 11. 前記照射コイルが、前記静磁場発生装置に取り付けられた
ことを特徴とする請求項６に記載の磁気共鳴イメージング装置。 The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 6, wherein the irradiation coil is attached to the static magnetic field generation apparatus. 前記照射コイルを、前記静磁場発生装置および前記傾斜磁場発生装置から独立して支持する支持部材を備える
ことを特徴とする請求項６に記載の磁気共鳴イメージング装置。 The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 6, further comprising a support member that supports the irradiation coil independently from the static magnetic field generation apparatus and the gradient magnetic field generation apparatus.
JP2016010231A 2016-01-22 2016-01-22 Magnetic resonance imaging equipment Active JP6660742B2 (en)

Priority Applications (1)

Application Number Priority Date Filing Date Title
JP2016010231A JP6660742B2 (en) 2016-01-22 2016-01-22 Magnetic resonance imaging equipment

Applications Claiming Priority (1)

Application Number Priority Date Filing Date Title
JP2016010231A JP6660742B2 (en) 2016-01-22 2016-01-22 Magnetic resonance imaging equipment

Publications (2)

Publication Number Publication Date
JP2017127549A true JP2017127549A (en) 2017-07-27
JP6660742B2 JP6660742B2 (en) 2020-03-11

Family

ID=59395917

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
JP2016010231A Active JP6660742B2 (en) 2016-01-22 2016-01-22 Magnetic resonance imaging equipment

Country Status (1)

Country Link
JP (1) JP6660742B2 (en)

Citations (7)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US6252404B1 (en) * 1999-08-18 2001-06-26 General Electric Company Reduced noise RF coil apparatus for MR imaging system
JP2004298303A (en) * 2003-03-31 2004-10-28 Toshiba Medical System Co Ltd Mri apparatus
JP2007040398A (en) * 2005-08-03 2007-02-15 Hayakawa Rubber Co Ltd Water-stopping method and water-stopping device
US20070103153A1 (en) * 2005-11-08 2007-05-10 Uwe Bottcher Volume coil for a magnetic resonance tomography apparatus
JP2008119214A (en) * 2006-11-10 2008-05-29 Hitachi Medical Corp Magnetic resonance imaging device and rf irradiation coil
JP2011087994A (en) * 2011-02-07 2011-05-06 Toshiba Medical System Co Ltd Magnetic resonance imaging apparatus
JP2015053982A (en) * 2013-09-10 2015-03-23 株式会社日立製作所 Magnetic resonance imaging apparatus

Patent Citations (8)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US6252404B1 (en) * 1999-08-18 2001-06-26 General Electric Company Reduced noise RF coil apparatus for MR imaging system
JP2001178703A (en) * 1999-08-18 2001-07-03 General Electric Co <Ge> Reduced noise rf coil device for mr imaging system
JP2004298303A (en) * 2003-03-31 2004-10-28 Toshiba Medical System Co Ltd Mri apparatus
JP2007040398A (en) * 2005-08-03 2007-02-15 Hayakawa Rubber Co Ltd Water-stopping method and water-stopping device
US20070103153A1 (en) * 2005-11-08 2007-05-10 Uwe Bottcher Volume coil for a magnetic resonance tomography apparatus
JP2008119214A (en) * 2006-11-10 2008-05-29 Hitachi Medical Corp Magnetic resonance imaging device and rf irradiation coil
JP2011087994A (en) * 2011-02-07 2011-05-06 Toshiba Medical System Co Ltd Magnetic resonance imaging apparatus
JP2015053982A (en) * 2013-09-10 2015-03-23 株式会社日立製作所 Magnetic resonance imaging apparatus

Also Published As

Publication number Publication date
JP6660742B2 (en) 2020-03-11

Similar Documents

Publication Publication Date Title
US7375526B2 (en) Active-passive electromagnetic shielding to reduce MRI acoustic noise
US6437568B1 (en) Low noise MRI scanner
RU2562694C2 (en) Gradient coil, magnetic assembly and system for generation of magnetic resonance images
JP4822439B2 (en) Magnetic resonance imaging system
EP2041594A2 (en) Mri gradient coil assembly with reduced acoustic noise
US20050046422A1 (en) Active-passive electromagnetic shielding to reduce MRI acoustic noise
JP5932815B2 (en) Magnetic resonance imaging system
JP2007512074A (en) Active shield gradient coil system with additional eddy current shielding system
JP6296631B2 (en) Magnetic resonance imaging system
US20140125341A1 (en) Gradient coil mounting unit and magnetic resonance imaging apparatus having the same
JP6660742B2 (en) Magnetic resonance imaging equipment
US10656225B2 (en) Magnetic resonance imaging apparatus
JP6454789B2 (en) Magnetic resonance imaging system
JP6444433B2 (en) Magnetic resonance imaging system
JP3856086B2 (en) Magnetic resonance imaging system
JP6953236B2 (en) Magnetic resonance imaging device
JP3394933B2 (en) Magnetic resonance imaging equipment
JP6663821B2 (en) Magnetic resonance imaging equipment
JP6912321B2 (en) Magnetic resonance imaging device
JP4988385B2 (en) Magnetic resonance imaging system
JP4814765B2 (en) Magnetic resonance imaging system
JP5268716B2 (en) Magnetic resonance imaging system
JPWO2006062028A1 (en) Magnetic resonance imaging system
JP4651236B2 (en) Magnetic resonance imaging system
US11714148B2 (en) Cryostat for superconductive magnet

Legal Events

Date Code Title Description
A521 Request for written amendment filed

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A523

Effective date: 20160125

A711 Notification of change in applicant

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A712

Effective date: 20160516

RD04 Notification of resignation of power of attorney

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A7424

Effective date: 20170111

RD04 Notification of resignation of power of attorney

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A7424

Effective date: 20170113

RD02 Notification of acceptance of power of attorney

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A7422

Effective date: 20170118

A621 Written request for application examination

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A621

Effective date: 20180906

A977 Report on retrieval

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A971007

Effective date: 20190517

A131 Notification of reasons for refusal

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A131

Effective date: 20190702

A521 Request for written amendment filed

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A523

Effective date: 20190828

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: 20200114

A61 First payment of annual fees (during grant procedure)

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A61

Effective date: 20200210

R150 Certificate of patent or registration of utility model

Ref document number: 6660742

Country of ref document: JP

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R150

S111 Request for change of ownership or part of ownership

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R313111

R350 Written notification of registration of transfer

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R350

R250 Receipt of annual fees

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250

R250 Receipt of annual fees

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250