JPH01249042A - 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Info
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- JPH01249042A JPH01249042A JP63076024A JP7602488A JPH01249042A JP H01249042 A JPH01249042 A JP H01249042A JP 63076024 A JP63076024 A JP 63076024A JP 7602488 A JP7602488 A JP 7602488A JP H01249042 A JPH01249042 A JP H01249042A
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- Japan
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- magnetic field
- field coil
- gradient magnetic
- inclined magnetic
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- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- G01R—MEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
- G01R33/00—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables
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- 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
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- Physics & Mathematics (AREA)
- Condensed Matter Physics & Semiconductors (AREA)
- General Physics & Mathematics (AREA)
- Magnetic Resonance Imaging Apparatus (AREA)
Abstract
(57)【要約】本公報は電子出願前の出願データであるた
め要約のデータは記録されません。
め要約のデータは記録されません。
Description
【発明の詳細な説明】
〔発明の目的〕
（産業上の利用分野）
本発明は、磁気共鳴現象を利用して被検体の任意の断層
像を得るようにした磁気共鳴イメージング装置（以下Ｍ
ＲＩ装置という）に関し、特に騒音源として問題視され
ている傾斜磁場系の改良に関する。
像を得るようにした磁気共鳴イメージング装置（以下Ｍ
ＲＩ装置という）に関し、特に騒音源として問題視され
ている傾斜磁場系の改良に関する。
（従来の技術）
従来のこの種のＭＲＩＩ置は、例えば第５図に示す如く
、架台部１に静磁場発生用として主磁石２を設置し、こ
の主磁石２による静磁場形成空間に、エンコーディング
用、スライシング用及びリーディング用の各傾斜磁場発
生用の傾斜磁場コイル３と、励起用高周波磁場の発生及
び磁気共鳴信号の受信用の送受信コイル４とを配設して
いる。
、架台部１に静磁場発生用として主磁石２を設置し、こ
の主磁石２による静磁場形成空間に、エンコーディング
用、スライシング用及びリーディング用の各傾斜磁場発
生用の傾斜磁場コイル３と、励起用高周波磁場の発生及
び磁気共鳴信号の受信用の送受信コイル４とを配設して
いる。
そして、予め所定のパルスシーケンスが設定されている
制御部５から傾斜磁場信号及びＲＦ倍信号出力し、傾斜
磁場信号により電源６を制御し、ＲＦ倍信号より送信ア
ンプ７を制御することにより、主磁石２による静磁場中
に配置された被検体に対し、傾斜磁場コイル３により上
記の各傾斜磁場を印加し、また送受信コイル４により上
記の励起用高周波磁場を印加して、被検体の特定部位に
磁気共鳴現象を生じせしめる。
制御部５から傾斜磁場信号及びＲＦ倍信号出力し、傾斜
磁場信号により電源６を制御し、ＲＦ倍信号より送信ア
ンプ７を制御することにより、主磁石２による静磁場中
に配置された被検体に対し、傾斜磁場コイル３により上
記の各傾斜磁場を印加し、また送受信コイル４により上
記の励起用高周波磁場を印加して、被検体の特定部位に
磁気共鳴現象を生じせしめる。
この磁気共鳴現象により得られる磁気共鳴信号（以下Ｍ
Ｒ倍信号いう）を送受信コイル４により受信し、受信ア
ンプ８により増幅して信号処理部９に送出する。
Ｒ倍信号いう）を送受信コイル４により受信し、受信ア
ンプ８により増幅して信号処理部９に送出する。
信号処理部９は、制御部５の制御下でＭＲ倍信号収集し
て、画像再構成処理やスペクトル分析処理を行い、これ
等の処理結果を生体診断情報として得るとともに、この
生体診断情報を図示しないＣＲＴ等の表示画面上に表示
するためなどに出力することになる。
て、画像再構成処理やスペクトル分析処理を行い、これ
等の処理結果を生体診断情報として得るとともに、この
生体診断情報を図示しないＣＲＴ等の表示画面上に表示
するためなどに出力することになる。
こうした構成の従来のＭＲＴ装置の場合においては、傾
斜磁場系が騒音源として問題視されていた。
斜磁場系が騒音源として問題視されていた。
（発明が解決しようとする課題）
即ち、従来のＭＲＴ装置において、傾斜磁場系は、制御
部５が示すパルスシーケンスに従って電源６から傾斜磁
場コイル３へ電流供給しているみに過ぎない構成であっ
た。
部５が示すパルスシーケンスに従って電源６から傾斜磁
場コイル３へ電流供給しているみに過ぎない構成であっ
た。
そのため、傾斜磁場コイル３は、電源５からの供給電流
と、主磁石２の静磁場との間に作用する電磁力によって
生じる電流変化に対応した力を受は変形する。
と、主磁石２の静磁場との間に作用する電磁力によって
生じる電流変化に対応した力を受は変形する。
この電流変化は、時系列変化であり、従って、傾斜磁場
コイル３は、制御部５のパルスシーケンスに従って駆動
されている際、撮動することになる。
コイル３は、制御部５のパルスシーケンスに従って駆動
されている際、撮動することになる。
このような傾斜！！場ココイルの撮動による騒音は、被
検体の居住性を著しく悪化させることから、従来は、そ
の騒音を小さくするために傾斜磁場コイル３へ流す電流
の大きさを制限する必要が生じていた。
検体の居住性を著しく悪化させることから、従来は、そ
の騒音を小さくするために傾斜磁場コイル３へ流す電流
の大きさを制限する必要が生じていた。
そして、傾斜磁場コイル３へ流す電流の大きさを制限す
ると、画像情報の分解能を劣化させないために必要とす
る所望の傾斜磁場強度を得ることが極めて困難になると
いう不具合があった。
ると、画像情報の分解能を劣化させないために必要とす
る所望の傾斜磁場強度を得ることが極めて困難になると
いう不具合があった。
本発明は、係る課題に鑑みてなされたもので、その目的
とするところは、傾斜磁場系による騒音を可及的に少な
くすることができる構成としたＭＲ１装置を提供するこ
とにある。
とするところは、傾斜磁場系による騒音を可及的に少な
くすることができる構成としたＭＲ１装置を提供するこ
とにある。
く課題を解決するための手段）
本発明は、上記の目的を達成するため、傾斜磁場系に、
傾斜磁場コイルへの駆動電流の周波数成分のうち特定周
波数成分をカットするフィルタ回路を設けｌこことを要
旨としている。
傾斜磁場コイルへの駆動電流の周波数成分のうち特定周
波数成分をカットするフィルタ回路を設けｌこことを要
旨としている。
（作用）
本発明によるＭＲＩ装置であれば、騒音発生要因となる
特定周波数成分がカットされた駆動電流が傾斜磁場コイ
ルへ供給されるから、傾斜磁場系の騒音を可及的に小さ
く抑えることができる。
特定周波数成分がカットされた駆動電流が傾斜磁場コイ
ルへ供給されるから、傾斜磁場系の騒音を可及的に小さ
く抑えることができる。
（実施例）
第１図は、本発明が適用されたＭＲＩ装置の一実施例の
概略を示す構成図である。
概略を示す構成図である。
この一実施例のＭＲＩ装置は、第５図に示した従来構成
同様に、架台部１には、主磁石２と、傾斜磁場コイル３
と、送受信コイル４とを配設している。
同様に、架台部１には、主磁石２と、傾斜磁場コイル３
と、送受信コイル４とを配設している。
また、制御部５から出力される傾斜磁場信号により俊速
するフィルタ回路１０を通して電源６を制御するととも
に、同じ制御部５から出力されるＲＦ倍信号より送信ア
ンプ７を制御している。
するフィルタ回路１０を通して電源６を制御するととも
に、同じ制御部５から出力されるＲＦ倍信号より送信ア
ンプ７を制御している。
そのため、主磁石２による静磁場中に配置された被検体
に対し、それぞれ直交する３方向に沿う傾斜磁場、つま
り、エンコーディング用、スライシング用及びリーディ
ング用の傾斜磁場を傾斜磁場コイル３によって印加する
ことができる。
に対し、それぞれ直交する３方向に沿う傾斜磁場、つま
り、エンコーディング用、スライシング用及びリーディ
ング用の傾斜磁場を傾斜磁場コイル３によって印加する
ことができる。
また、上記被検体に対し、励起用高周波磁場を送受信コ
イル４によって印加することができる。
イル４によって印加することができる。
従って、上記被検体の特定部位に磁気共鳴現象を生じせ
しめ、この磁気共鳴現象により得られるＭＲ倍信号送受
信コイル４で受信し、この受信されるＭＲ倍信号受信ア
ンプ８により増幅して信号処理部９へ送出し、この信号
処理部９において生体診断情報を得ることができるもの
である。
しめ、この磁気共鳴現象により得られるＭＲ倍信号送受
信コイル４で受信し、この受信されるＭＲ倍信号受信ア
ンプ８により増幅して信号処理部９へ送出し、この信号
処理部９において生体診断情報を得ることができるもの
である。
更に、本実施例にあっては、シリ御部５と電源６との間
にフィルタ回路１０を設けている。このフィルタ回路１
０は、制御部５から構成される装置トオ７周波数信号を
受けると、傾斜ｔａ場倍信号周波数成分のうち特定周波
数成分をカットして電源６へ送出する。
にフィルタ回路１０を設けている。このフィルタ回路１
０は、制御部５から構成される装置トオ７周波数信号を
受けると、傾斜ｔａ場倍信号周波数成分のうち特定周波
数成分をカットして電源６へ送出する。
そのため、電源６から傾斜ｌａ場ココイルへと特定周波
数成分がカットされた電流が供給される。
数成分がカットされた電流が供給される。
この場合、特定周波数成分がカットされた電流と、主磁
石２の静磁場との間に使用する電磁力によって、傾斜磁
場コイル３が極（小さく振動するだけとなる。
石２の静磁場との間に使用する電磁力によって、傾斜磁
場コイル３が極（小さく振動するだけとなる。
なお、傾斜磁場コイルの撮動は、傾斜磁場コイルに流れ
る電流に依存し、特定周波数成分に対して大きな撮動と
なることが知られている。そして、傾斜磁場コイルに流
す電流に含まれる高周波成分のうちある周波数以上の成
分により異常に大きく撮動し、これが、被検者に不快感
を与える大きなｇ音源となることが認識されている。
る電流に依存し、特定周波数成分に対して大きな撮動と
なることが知られている。そして、傾斜磁場コイルに流
す電流に含まれる高周波成分のうちある周波数以上の成
分により異常に大きく撮動し、これが、被検者に不快感
を与える大きなｇ音源となることが認識されている。
このようなことから、本実施例によると、傾斜磁場コイ
ル３が制御部５のパルスシーケンスに従って駆動されて
いる際、傾斜磁場コイル３の掻く小さな撮動は、無視し
得る程度の小さな騒音をひきおこすだけとなる。
ル３が制御部５のパルスシーケンスに従って駆動されて
いる際、傾斜磁場コイル３の掻く小さな撮動は、無視し
得る程度の小さな騒音をひきおこすだけとなる。
即ち、本実施例では、フィルタ回路１ｏをローパスフィ
ルタにし、このローパスフィルタにより高域成分をカッ
トとすることで、傾斜磁場コイル３に大きな騒音が生じ
るのを抑制している。
ルタにし、このローパスフィルタにより高域成分をカッ
トとすることで、傾斜磁場コイル３に大きな騒音が生じ
るのを抑制している。
次に、本実施例を完成するために行なった実験例を参照
しつつ、本実施例の構成及び作用について詳述する。
しつつ、本実施例の構成及び作用について詳述する。
今、電源６から傾斜磁場コイル３へ供給される電流のパ
ルスシーケンスを制御部５において例えば第２図に示す
如く台形波に設定したものとする。
ルスシーケンスを制御部５において例えば第２図に示す
如く台形波に設定したものとする。
フィルタ回路１０を用いない場合、電源６がら傾斜磁場
コイル３へ供給される電流の周波数特性は第３図に示す
通りとなる。
コイル３へ供給される電流の周波数特性は第３図に示す
通りとなる。
これに対し、フィルタ回路１０としてローパスフィルタ
を用いた場合、電源６から傾斜磁場コイル３へ供給され
る電流の周波数特性は第４図に示す通りとなる。
を用いた場合、電源６から傾斜磁場コイル３へ供給され
る電流の周波数特性は第４図に示す通りとなる。
即ち、第３図乃至第４図の周波数特性相互を対比すると
判るように、フィルタ回路１ｏを用いることによって電
源６から傾斜磁場コイル３へ供給される電流の周波数成
分のうち高域成分がカットされる。
判るように、フィルタ回路１ｏを用いることによって電
源６から傾斜磁場コイル３へ供給される電流の周波数成
分のうち高域成分がカットされる。
こうした高域成分のカットにより、騒音レベルが１０ｄ
Ｂ以上改善された。
Ｂ以上改善された。
このようなことから、本実施例によれば、傾斜磁場コイ
ル３へ流す電流の大きさを従来のように制限しなくても
よいことから、画像情報の分解能を劣化させてしまう事
態を回避することができる。
ル３へ流す電流の大きさを従来のように制限しなくても
よいことから、画像情報の分解能を劣化させてしまう事
態を回避することができる。
例えば、ＭＲＩ画像を撮影する場合、撮影条件により第
２図に示す立ち上り時間Ｔについて短いＴが必要な場合
とそうでない場合がある。また、一方では、フィルタ回
路（ローパスフィルタ）１０のカットオフ周波数を小さ
くすれば、立ち上り時間Ｔは良くなる。
２図に示す立ち上り時間Ｔについて短いＴが必要な場合
とそうでない場合がある。また、一方では、フィルタ回
路（ローパスフィルタ）１０のカットオフ周波数を小さ
くすれば、立ち上り時間Ｔは良くなる。
よって、県影条件により必要とされる立ち上り時間Ｔに
応じたカットオフ周波数でフィルタ回路（ローパスフィ
ルタ）１０を動作させることにより、適切な周波数成分
の電流を傾斜磁場コイル３へ流し、これによりＭＲＩ画
像の質を劣化させることなく常に騒音を最小する最適な
条件で、ＭＲＩｆｆｉ影をすることができる。
応じたカットオフ周波数でフィルタ回路（ローパスフィ
ルタ）１０を動作させることにより、適切な周波数成分
の電流を傾斜磁場コイル３へ流し、これによりＭＲＩ画
像の質を劣化させることなく常に騒音を最小する最適な
条件で、ＭＲＩｆｆｉ影をすることができる。
なお、本実施例では、フィルタ回路１０にローパスフィ
ルタを適用したが、任意の周波数成分を操作するフィル
タを用い、これにより適切な周波数成分の電流を傾斜磁
場コイルへ流し、傾斜磁場コイルの１ＩｌＩ音レベルを
低減させる構成全てが本発明に属する。
ルタを適用したが、任意の周波数成分を操作するフィル
タを用い、これにより適切な周波数成分の電流を傾斜磁
場コイルへ流し、傾斜磁場コイルの１ＩｌＩ音レベルを
低減させる構成全てが本発明に属する。
以上説明したように、本発明が適用されたＭＲ［装置は
、傾斜磁場系に、傾斜磁場コイルに流す駆動電流の周波
数成分のうち特定周波数成分をカットするフィルタ回路
を設けたことから、傾斜磁場コイルに撮動が生じても、
この振動による騒音を可及的に小さく抑えることができ
る。
、傾斜磁場系に、傾斜磁場コイルに流す駆動電流の周波
数成分のうち特定周波数成分をカットするフィルタ回路
を設けたことから、傾斜磁場コイルに撮動が生じても、
この振動による騒音を可及的に小さく抑えることができ
る。
従って、本発明によれば、傾斜磁場コイルへ流す駆動電
流を小さく制限しなくても済むことになり、よって被検
体の居住性を良好に維持しつつ、画像情報の分解能を良
好に維持することができる等の効果が奏せられることに
なる。
流を小さく制限しなくても済むことになり、よって被検
体の居住性を良好に維持しつつ、画像情報の分解能を良
好に維持することができる等の効果が奏せられることに
なる。
第１図は本発明が適用されたＭＲＩ装置の概略を示す構
成図、第２図は傾斜磁場コイルへ流す電流に対応するパ
ルスシーケンスの一例を示す波形図、第３図及び第４図
は傾斜磁場コイルへ流す電流の周波数特性をそれぞれ示
す特性図、第５図は従来のＭＲＩ装置の概略を示す構成
図である。 １・・・架台部、２・・・主磁石、３・・・傾斜磁場コ
イル、４・・・送受信コイル、５・・・制御部、６・・
・電源、７・・・送信アンプ、８・・・受信アンプ、９
・・・信号処理部、１０・・・フィルタ回路
成図、第２図は傾斜磁場コイルへ流す電流に対応するパ
ルスシーケンスの一例を示す波形図、第３図及び第４図
は傾斜磁場コイルへ流す電流の周波数特性をそれぞれ示
す特性図、第５図は従来のＭＲＩ装置の概略を示す構成
図である。 １・・・架台部、２・・・主磁石、３・・・傾斜磁場コ
イル、４・・・送受信コイル、５・・・制御部、６・・
・電源、７・・・送信アンプ、８・・・受信アンプ、９
・・・信号処理部、１０・・・フィルタ回路
Claims (1)
- （１）静磁場中に配置された被検体に対し、それぞれ直
交する３方向に沿う傾斜磁場と、励起用高周波磁場とを
印加して被検体の特定部位に磁気共鳴現象を生じせしめ
、この磁気共鳴現象により得られる磁気共鳴信号を収集
して被検体の生体診断情報を得るようにした磁気共鳴イ
メージング装置において、 前記傾斜磁場の発生源として前記静磁場の形成空間に配
設される傾斜磁場コイルと、この傾斜磁場コイルへ所定
のパルスシーケンスに従つて駆動電流を供給する電源と
を具備する傾斜磁場系に、前記駆動電流の周波数成分の
うち特定周波数成分をカットするフィルタ回路を設けた
ことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP63076024A JPH01249042A (ja) | 1988-03-31 | 1988-03-31 | 磁気共鳴イメージング装置 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP63076024A JPH01249042A (ja) | 1988-03-31 | 1988-03-31 | 磁気共鳴イメージング装置 |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH01249042A true JPH01249042A (ja) | 1989-10-04 |
Family
ID=13593257
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP63076024A Pending JPH01249042A (ja) | 1988-03-31 | 1988-03-31 | 磁気共鳴イメージング装置 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPH01249042A (ja) |
Cited By (4)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| EP0597528A1 (en) * | 1992-11-10 | 1994-05-18 | Koninklijke Philips Electronics N.V. | Magnetic resonance apparatus with noise cancellation |
| WO2015190244A1 (ja) * | 2014-06-09 | 2015-12-17 | 株式会社日立メディコ | 磁気共鳴イメージング装置および傾斜磁場波形調整方法 |
| WO2016162957A1 (ja) * | 2015-04-07 | 2016-10-13 | 株式会社日立製作所 | 磁気共鳴イメージング装置 |
| CN109414214A (zh) * | 2016-07-28 | 2019-03-01 | 株式会社日立制作所 | 磁共振成像装置 |
-
1988
- 1988-03-31 JP JP63076024A patent/JPH01249042A/ja active Pending
Cited By (11)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| EP0597528A1 (en) * | 1992-11-10 | 1994-05-18 | Koninklijke Philips Electronics N.V. | Magnetic resonance apparatus with noise cancellation |
| US5481192A (en) * | 1992-11-10 | 1996-01-02 | U.S. Philips Corporation | Magnetic resonance apparatus with noise cancellation |
| WO2015190244A1 (ja) * | 2014-06-09 | 2015-12-17 | 株式会社日立メディコ | 磁気共鳴イメージング装置および傾斜磁場波形調整方法 |
| JP2015231417A (ja) * | 2014-06-09 | 2015-12-24 | 株式会社日立メディコ | 磁気共鳴イメージング装置および傾斜磁場波形調整方法 |
| CN106456048A (zh) * | 2014-06-09 | 2017-02-22 | 株式会社日立制作所 | 磁共振成像装置以及梯度磁场波形调整方法 |
| US10408901B2 (en) | 2014-06-09 | 2019-09-10 | Hitachi, Ltd. | Magnetic resonance imaging device and method for adjusting waveform of gradient magnetic field and measuring echo signals by applying the adjusted waveform to a pulse sequence |
| CN106456048B (zh) * | 2014-06-09 | 2019-10-08 | 株式会社日立制作所 | 磁共振成像装置以及梯度磁场波形调整方法 |
| WO2016162957A1 (ja) * | 2015-04-07 | 2016-10-13 | 株式会社日立製作所 | 磁気共鳴イメージング装置 |
| JPWO2016162957A1 (ja) * | 2015-04-07 | 2017-12-28 | 株式会社日立製作所 | 磁気共鳴イメージング装置 |
| US10436862B2 (en) | 2015-04-07 | 2019-10-08 | Hitachi, Ltd. | Magnetic resonance imaging apparatus |
| CN109414214A (zh) * | 2016-07-28 | 2019-03-01 | 株式会社日立制作所 | 磁共振成像装置 |
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