JPH05253207A - 医用診断画像用ｍｒｉ装置 - Google Patents
医用診断画像用ｍｒｉ装置Info
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- JPH05253207A JPH05253207A JP4054796A JP5479692A JPH05253207A JP H05253207 A JPH05253207 A JP H05253207A JP 4054796 A JP4054796 A JP 4054796A JP 5479692 A JP5479692 A JP 5479692A JP H05253207 A JPH05253207 A JP H05253207A
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- gradient magnetic
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Abstract
(57)【要約】
【目的】スイッチング方式増幅器を用いた傾斜磁場電源
の、周波数特性を劣化させることがなく、ＮＭＲ信号へ
の傾斜磁場電源からのスイッチング雑音の混入を防止出
来ることにより、医用診断画像として、良好な画像を得
られる医用診断画像用ＭＲＩ装置を提供する。 【構成】傾斜磁場電源３０のスイチング雑音が、ＮＭＲ
信号に混入しないスイッチング周波数を中央処理装置５
５で計算し、シーケンス制御手段５２を介して計算した
スイッチング周波数の情報を傾斜磁場電源３０へ送る事
により、傾斜磁場電源３０の増幅器３１，３２，３３を
計算したスイッチング周波数で動作させる構成とした。
の、周波数特性を劣化させることがなく、ＮＭＲ信号へ
の傾斜磁場電源からのスイッチング雑音の混入を防止出
来ることにより、医用診断画像として、良好な画像を得
られる医用診断画像用ＭＲＩ装置を提供する。 【構成】傾斜磁場電源３０のスイチング雑音が、ＮＭＲ
信号に混入しないスイッチング周波数を中央処理装置５
５で計算し、シーケンス制御手段５２を介して計算した
スイッチング周波数の情報を傾斜磁場電源３０へ送る事
により、傾斜磁場電源３０の増幅器３１，３２，３３を
計算したスイッチング周波数で動作させる構成とした。
Description
【発明の詳細な説明】
【０００１】
【産業上の利用分野】本発明は、生体中の水素や燐等か
らの核磁気共鳴（以下、「ＮＭＲ」という）信号を測定
し、核の密度分布や緩和時間分布等を映像化する、ＮＭ
Ｒ現象を用いた医用診断画像用ＭＲＩ装置に関する。
らの核磁気共鳴（以下、「ＮＭＲ」という）信号を測定
し、核の密度分布や緩和時間分布等を映像化する、ＮＭ
Ｒ現象を用いた医用診断画像用ＭＲＩ装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】従来、人体の頭部，腹部などの内部構造
を、非破壊的に検査する装置として、Ｘ線ＣＴや超音波
撮像装置が広く利用されてきている。近年、ＮＭＲ現象
を用いて同様の検査を行う試みが成功し、Ｘ線ＣＴや超
音波撮像装置では得られなかった、多種類の情報を取得
できるようになってきた。
を、非破壊的に検査する装置として、Ｘ線ＣＴや超音波
撮像装置が広く利用されてきている。近年、ＮＭＲ現象
を用いて同様の検査を行う試みが成功し、Ｘ線ＣＴや超
音波撮像装置では得られなかった、多種類の情報を取得
できるようになってきた。
【０００３】まず、ＮＭＲ現象の基本原理について、以
下に簡単に説明する。原子核は陽子と中性子から構成さ
れ、全体で角運動量Ｉで回転する核スピンとみなされ
る。
下に簡単に説明する。原子核は陽子と中性子から構成さ
れ、全体で角運動量Ｉで回転する核スピンとみなされ
る。
【０００４】今、水素の原子核を取り上げて考えること
にする。水素原子核は１個の陽子からなり、スピン量子
数１／２で表される回転をしている。陽子は正の電荷が
あるため、原子核が回転するにともなって、磁気モーメ
ントμが生じ、原子核一つ一つを非常に小さな磁石と考
える事ができる。（例えば、鉄のような強磁性体では、
上述した磁石の方向が揃っているために、全体として磁
化が生じる。一方、水素などでは、上述した磁石の方向
がバラバラで、全体としては磁化は生じない。しかし、
この場合でも静磁場Ｈ0 を印加すると、それぞれの原子
核は、静磁場の方向に揃うようになる。）水素原子核の
場合には、スピン量子数は１／２であるので、−１／２
と＋１／２の二つのエネルギー準位に分かれる。このエ
ネルギー準位間の差ΔＥは、一般的に次数で示される。
にする。水素原子核は１個の陽子からなり、スピン量子
数１／２で表される回転をしている。陽子は正の電荷が
あるため、原子核が回転するにともなって、磁気モーメ
ントμが生じ、原子核一つ一つを非常に小さな磁石と考
える事ができる。（例えば、鉄のような強磁性体では、
上述した磁石の方向が揃っているために、全体として磁
化が生じる。一方、水素などでは、上述した磁石の方向
がバラバラで、全体としては磁化は生じない。しかし、
この場合でも静磁場Ｈ0 を印加すると、それぞれの原子
核は、静磁場の方向に揃うようになる。）水素原子核の
場合には、スピン量子数は１／２であるので、−１／２
と＋１／２の二つのエネルギー準位に分かれる。このエ
ネルギー準位間の差ΔＥは、一般的に次数で示される。
【０００５】 ΔＥ＝γｈＨ0／２π …（数１） ここで、γ：磁気回転比、ｈ：プランク定数、Ｈ0 ：静
磁場強度である。
磁場強度である。
【０００６】ところで、一般に原子核には静磁場Ｈ0 に
よってμ×Ｈ0 の力が加わるために、原子核は静磁場の
軸の回りを、次数で示す角速度ω（ラーモア角速度）で
歳差運動する。
よってμ×Ｈ0 の力が加わるために、原子核は静磁場の
軸の回りを、次数で示す角速度ω（ラーモア角速度）で
歳差運動する。
【０００７】 ω＝γＨ0 …（数２） このような状態の系に、角周波数ωの電磁波（ＲＦ波）
を印加すると、ＮＭＲ現象が起こる。一般に、原子核は
数１で表されるエネルギー差ΔＥに相当するエネルギー
を吸収し、エネルギー準位が高い方に遷位する。この
時、種々の原子核が多数存在していても、すべての原子
核がＮＭＲ現象を起こすわけではない。これは、原子核
毎に磁気回転比γが異なるために、数２で示される共鳴
周波数が原子核毎に異なり、印加された周波数に対応す
るある特定の原子核だけが、共鳴するためである。
を印加すると、ＮＭＲ現象が起こる。一般に、原子核は
数１で表されるエネルギー差ΔＥに相当するエネルギー
を吸収し、エネルギー準位が高い方に遷位する。この
時、種々の原子核が多数存在していても、すべての原子
核がＮＭＲ現象を起こすわけではない。これは、原子核
毎に磁気回転比γが異なるために、数２で示される共鳴
周波数が原子核毎に異なり、印加された周波数に対応す
るある特定の原子核だけが、共鳴するためである。
【０００８】次に、ＲＦ波によって高い準位に遷位させ
られた原子核は、ある時定数（緩和時間と呼ばれる）で
決まる時間の後に、元の準位に戻る。この時にＲＦ波に
よって、高い準位に遷位させられた原子核から、角周波
数ωのＭＮＲ信号が放出される。ここで、上述した緩和
時間は、更に、スピン−格子緩和時間（縦緩和時間）Ｔ
1 とスピン−スピン緩和時間（横緩和時間）Ｔ2 に分け
られる。一般に、固体の場合には、スピン同士の相互作
用が生じ易いために、スピン−スピン緩和時間Ｔ2 は短
くなる。また、吸収したエネルギーは、まず、スピン系
に、次に格子系に移っていくため、スピン−格子緩和時
間Ｔ1 は、スピン−スピン緩和時間Ｔ2に比べて、非常
に大きい値となる。ところが、液体の場合には、分子が
自由に運動しているため、スピン−スピンとスピン−格
子のエネルギー交換の生じ易さは同程度である。
られた原子核は、ある時定数（緩和時間と呼ばれる）で
決まる時間の後に、元の準位に戻る。この時にＲＦ波に
よって、高い準位に遷位させられた原子核から、角周波
数ωのＭＮＲ信号が放出される。ここで、上述した緩和
時間は、更に、スピン−格子緩和時間（縦緩和時間）Ｔ
1 とスピン−スピン緩和時間（横緩和時間）Ｔ2 に分け
られる。一般に、固体の場合には、スピン同士の相互作
用が生じ易いために、スピン−スピン緩和時間Ｔ2 は短
くなる。また、吸収したエネルギーは、まず、スピン系
に、次に格子系に移っていくため、スピン−格子緩和時
間Ｔ1 は、スピン−スピン緩和時間Ｔ2に比べて、非常
に大きい値となる。ところが、液体の場合には、分子が
自由に運動しているため、スピン−スピンとスピン−格
子のエネルギー交換の生じ易さは同程度である。
【０００９】上述した現象は、水素原子核以外にも、リ
ン原子核，炭素原子核，ナトリウム原子核，フッ素原子
核や酸素原子核などについても同様である。
ン原子核，炭素原子核，ナトリウム原子核，フッ素原子
核や酸素原子核などについても同様である。
【００１０】上述した基本原理に基づくＮＭＲ現象を用
いた検査装置においては、検査物体からの信号を分離・
識別する必要があるが、その一つに、検査物体に傾斜磁
場を印加し、物体各部の置かれた磁場を異ならせ、次
に、各部の共鳴周波数、あるいはフェーズエンコード量
を異ならせることで、位置の情報を得る方法がある。こ
の方法の基本原理については、特開昭55−20495 号，ジ
ャーナル・オブ・マグネティック・レゾナンス誌（Ｊ．
Ｍagn．Ｒeson．)第１８巻，第６９〜８３頁（１９７５
年）、フィジックス・オブ・メディスン・アンド・バイ
オロジー誌（Ｐhys．Ｍed．＆Ｂiol．）第２５巻，第７
５１〜７５６頁（１９８０年）等に報告されているの
で、詳細な説明は省略するが、以下にもっとも多く用い
られているスピンエコーの手法について、簡単にその原
理を説明する。
いた検査装置においては、検査物体からの信号を分離・
識別する必要があるが、その一つに、検査物体に傾斜磁
場を印加し、物体各部の置かれた磁場を異ならせ、次
に、各部の共鳴周波数、あるいはフェーズエンコード量
を異ならせることで、位置の情報を得る方法がある。こ
の方法の基本原理については、特開昭55−20495 号，ジ
ャーナル・オブ・マグネティック・レゾナンス誌（Ｊ．
Ｍagn．Ｒeson．)第１８巻，第６９〜８３頁（１９７５
年）、フィジックス・オブ・メディスン・アンド・バイ
オロジー誌（Ｐhys．Ｍed．＆Ｂiol．）第２５巻，第７
５１〜７５６頁（１９８０年）等に報告されているの
で、詳細な説明は省略するが、以下にもっとも多く用い
られているスピンエコーの手法について、簡単にその原
理を説明する。
【００１１】図１の全体構成図に示すように、被検者６
０は静磁場Ｈ0 を発生するコイル１０と互いに直交する
３方向の傾斜磁場を発生する、Ｘ，Ｙ，Ｚの傾斜磁場コ
イル２１，２２，２３（図２参照）とＲＦ磁場を発生す
るＲＦ磁場コイル４１の中に設置されている。ここで、
静磁場の方向をＺ軸とする事が一般的であるから、Ｘと
Ｙ軸は図１及び図２に示すようになる。ここで、被検者
６０の横断面（Ｘ−Ｙ面）を撮像するには図３に示すス
ピンエコーシーケンスに従って、傾斜磁場とＲＦ磁場を
駆動する。以下図３を用いて説明すると、期間Ａでは被
検者６０に傾斜磁場Ｇz を印加した状態で振幅変調され
たＲＦ電力を、ＲＦコイル４１に印加する。横断面の磁
場強度は、静磁場Ｈ0 と位置ｚの傾斜磁場強度ｚＧz の
和Ｈ0＋ｚＧz で示される。一方、振幅変調された角周
波数ωのＲＦ電力は、特定の周波数帯域ω±Δωを有し
ているので ω±Δω＝γ（Ｈ0＋ｚＧz） …（数３） を満足するように、角周波数ω、あるいは傾斜磁場強度
Ｇz を選ぶ事で、横断面の部分の水素原子核スピンを、
励起する事になる。ここで、γは水素原子核の磁気回転
比を示す。期間Ｂでは、傾斜磁場Ｇy をΔｔの間印加す
る事で、先に励起された核スピンはｙの位置により Δω′＝γｙＧyΔｔ …（数４） で示される周波数変移Δω′を、そのＮＭＲ信号に起こ
す。期間Ｄで、傾斜磁場Ｇx を印加した状態で、ＮＭＲ
信号を収集する。このとき、期間Ａで励起された核スピ
ンは、位置ｘによって Δω″＝γｘＧx …（数５） で示される周波数差Δω″を、有する事になる。期間Ｃ
は、励起された核スピンのスピンエコーを得るために、
１８０度のＲＦ磁界と傾斜磁場Ｇz が、印加されてい
る。期間Ｅは、核スピンが平衡に戻るまでの待ち時間で
ある。期間Ｂの傾斜磁場Ｇy の振幅値を、２５６ステッ
プ変化させて、繰り返し、ＮＭＲ信号を収集すれば、２
５６×２５６のデータが得られる。これらのデータを２
次元フーリエ変換する事で、画像が得られる。
０は静磁場Ｈ0 を発生するコイル１０と互いに直交する
３方向の傾斜磁場を発生する、Ｘ，Ｙ，Ｚの傾斜磁場コ
イル２１，２２，２３（図２参照）とＲＦ磁場を発生す
るＲＦ磁場コイル４１の中に設置されている。ここで、
静磁場の方向をＺ軸とする事が一般的であるから、Ｘと
Ｙ軸は図１及び図２に示すようになる。ここで、被検者
６０の横断面（Ｘ−Ｙ面）を撮像するには図３に示すス
ピンエコーシーケンスに従って、傾斜磁場とＲＦ磁場を
駆動する。以下図３を用いて説明すると、期間Ａでは被
検者６０に傾斜磁場Ｇz を印加した状態で振幅変調され
たＲＦ電力を、ＲＦコイル４１に印加する。横断面の磁
場強度は、静磁場Ｈ0 と位置ｚの傾斜磁場強度ｚＧz の
和Ｈ0＋ｚＧz で示される。一方、振幅変調された角周
波数ωのＲＦ電力は、特定の周波数帯域ω±Δωを有し
ているので ω±Δω＝γ（Ｈ0＋ｚＧz） …（数３） を満足するように、角周波数ω、あるいは傾斜磁場強度
Ｇz を選ぶ事で、横断面の部分の水素原子核スピンを、
励起する事になる。ここで、γは水素原子核の磁気回転
比を示す。期間Ｂでは、傾斜磁場Ｇy をΔｔの間印加す
る事で、先に励起された核スピンはｙの位置により Δω′＝γｙＧyΔｔ …（数４） で示される周波数変移Δω′を、そのＮＭＲ信号に起こ
す。期間Ｄで、傾斜磁場Ｇx を印加した状態で、ＮＭＲ
信号を収集する。このとき、期間Ａで励起された核スピ
ンは、位置ｘによって Δω″＝γｘＧx …（数５） で示される周波数差Δω″を、有する事になる。期間Ｃ
は、励起された核スピンのスピンエコーを得るために、
１８０度のＲＦ磁界と傾斜磁場Ｇz が、印加されてい
る。期間Ｅは、核スピンが平衡に戻るまでの待ち時間で
ある。期間Ｂの傾斜磁場Ｇy の振幅値を、２５６ステッ
プ変化させて、繰り返し、ＮＭＲ信号を収集すれば、２
５６×２５６のデータが得られる。これらのデータを２
次元フーリエ変換する事で、画像が得られる。
【００１２】上述したようなＮＭＲ現象を用いた医用診
断画像用ＭＲＩ装置によるイメージングにおいては、Ｎ
ＭＲ信号への外来雑音の混入を防止することが、画質の
向上に直接つながる重要な課題となっている。この外来
雑音には、医用診断画像用ＭＲＩ装置自身が発生するも
のと、この装置以外からの雑音がある。雑音防止手段と
して、ＲＦシールドとＲＦシールドに取り付けるＲＦフ
ィルターを用いて、ＲＦシールド内に雑音が侵入しない
ようにしている。傾斜磁場電源へのスイッチング方式増
幅器の採用にともない、スイッチング雑音が大量に発生
し、この雑音の処理が必要となる。特にＮＭＲ信号の周
波数帯域内の周波数成分を有するスイッチング周波数の
高調波成分は、本来のＮＭＲ信号との分離が不可能であ
るのと、ＮＭＲ信号が非常に微弱なため、シールド内へ
の侵入を十分に無くす必要がある。スイッチング周波数
の高調波成分の混入は画像上で帯状のアーチファクトと
なり、医用診断上の障害となる。
断画像用ＭＲＩ装置によるイメージングにおいては、Ｎ
ＭＲ信号への外来雑音の混入を防止することが、画質の
向上に直接つながる重要な課題となっている。この外来
雑音には、医用診断画像用ＭＲＩ装置自身が発生するも
のと、この装置以外からの雑音がある。雑音防止手段と
して、ＲＦシールドとＲＦシールドに取り付けるＲＦフ
ィルターを用いて、ＲＦシールド内に雑音が侵入しない
ようにしている。傾斜磁場電源へのスイッチング方式増
幅器の採用にともない、スイッチング雑音が大量に発生
し、この雑音の処理が必要となる。特にＮＭＲ信号の周
波数帯域内の周波数成分を有するスイッチング周波数の
高調波成分は、本来のＮＭＲ信号との分離が不可能であ
るのと、ＮＭＲ信号が非常に微弱なため、シールド内へ
の侵入を十分に無くす必要がある。スイッチング周波数
の高調波成分の混入は画像上で帯状のアーチファクトと
なり、医用診断上の障害となる。
【００１３】従来は、スイッチングノイズに対する理論
的考察がなされておらず、このスイッチング雑音の防止
を行うのに、前述のＲＦシールドとＲＦシールドに取り
付けるＲＦフィルターの強化、またはスイッチング方式
増幅器に内蔵出力のフィルターの強化で対応している。
的考察がなされておらず、このスイッチング雑音の防止
を行うのに、前述のＲＦシールドとＲＦシールドに取り
付けるＲＦフィルターの強化、またはスイッチング方式
増幅器に内蔵出力のフィルターの強化で対応している。
【００１４】
【発明が解決しようとする課題】上記従来技術におい
て、ＲＦフィルターの強化またはスイッチング方式増幅
器に内蔵出力のフィルター強化は、スイッチング方式増
幅器の周波数特性を劣化させ、傾斜磁場波形の時間応答
特性の劣化に、直接つながるという問題がある。
て、ＲＦフィルターの強化またはスイッチング方式増幅
器に内蔵出力のフィルター強化は、スイッチング方式増
幅器の周波数特性を劣化させ、傾斜磁場波形の時間応答
特性の劣化に、直接つながるという問題がある。
【００１５】本発明の目的は、上記問題点を解決し、ス
イッチング方式増幅器の周波数特性を劣化させことがな
く、ＮＭＲ信号への外来雑音の混入を、防止することの
できる、スイッチング方式増幅器を用いた、傾斜磁場電
源を備えた医用診断画像用ＭＲＩ装置を提供する事にあ
る。
イッチング方式増幅器の周波数特性を劣化させことがな
く、ＮＭＲ信号への外来雑音の混入を、防止することの
できる、スイッチング方式増幅器を用いた、傾斜磁場電
源を備えた医用診断画像用ＭＲＩ装置を提供する事にあ
る。
【００１６】
【課題を解決するための手段】上記の目的を達成するた
めに、スイッチングノイズが周期性のノイズであること
に着目し、スイッチング方式の増幅器を使用する傾斜磁
場電源に於けるスイッチング周波数を、ＲＦ磁場の中心
周波数と、信号検出手段の取り込み帯域及び計算手段の
計算パラメータに依存して、変化できるようにし、ＮＭ
Ｒ信号の周波数帯域内へのスイッチング周波数雑音の高
調波雑音の混入を防止する。
めに、スイッチングノイズが周期性のノイズであること
に着目し、スイッチング方式の増幅器を使用する傾斜磁
場電源に於けるスイッチング周波数を、ＲＦ磁場の中心
周波数と、信号検出手段の取り込み帯域及び計算手段の
計算パラメータに依存して、変化できるようにし、ＮＭ
Ｒ信号の周波数帯域内へのスイッチング周波数雑音の高
調波雑音の混入を防止する。
【００１７】
【作用】画像処理に用いられるＮＭＲ信号の信号周波数
成分は、静磁場強度Ｈ0 ，傾斜磁場強度Ｇ，スライス位
置Ｌ，スライス幅ΔＬ，視野Ｄ及び画像処理方法で決定
される限られる中心周波数ｆ0 と、その周りの限られた
帯域Ｂf （数百Ｈｚから数十ｋＨｚ）の限られた周波数
成分である。スイッチングによる雑音は、スイッチング
周波数ｆS （数十ｋＨｚから数百ｋＨｚ）の基本周波数
成分の他に、整数倍の高調波成分ＮｆS を有している
(ここで、Ｎは整数を表す)。この内、画像に直接影響す
るのは上記中心周波数ｆ0 と、その周りの限られた帯域
Ｂf のＮＭＲ信号に混入する、スイッチング周波数ｆS
の高調波成分ＮｆS である。
成分は、静磁場強度Ｈ0 ，傾斜磁場強度Ｇ，スライス位
置Ｌ，スライス幅ΔＬ，視野Ｄ及び画像処理方法で決定
される限られる中心周波数ｆ0 と、その周りの限られた
帯域Ｂf （数百Ｈｚから数十ｋＨｚ）の限られた周波数
成分である。スイッチングによる雑音は、スイッチング
周波数ｆS （数十ｋＨｚから数百ｋＨｚ）の基本周波数
成分の他に、整数倍の高調波成分ＮｆS を有している
(ここで、Ｎは整数を表す)。この内、画像に直接影響す
るのは上記中心周波数ｆ0 と、その周りの限られた帯域
Ｂf のＮＭＲ信号に混入する、スイッチング周波数ｆS
の高調波成分ＮｆS である。
【００１８】スイッチング周波数ｆS を、ＮＭＲ信号の
帯域Ｂf より大きくし、スイッチング雑音の高調波成分
ＮｆS が、ＮＭＲ信号の中心周波数ｆ0 と、その周りの
限られた帯域Ｂf に混入しないように、傾斜磁場電源の
スイッチング方式の増幅器のスイッチング周波数ｆS を
制御することによって、スイッチング雑音の高調波成分
が、ＮＭＲ信号への混入するのを防止できる。すなわ
ち、次式の数６，数７のようにスイッチング周波数ｆS
を選択すれば良い。
帯域Ｂf より大きくし、スイッチング雑音の高調波成分
ＮｆS が、ＮＭＲ信号の中心周波数ｆ0 と、その周りの
限られた帯域Ｂf に混入しないように、傾斜磁場電源の
スイッチング方式の増幅器のスイッチング周波数ｆS を
制御することによって、スイッチング雑音の高調波成分
が、ＮＭＲ信号への混入するのを防止できる。すなわ
ち、次式の数６，数７のようにスイッチング周波数ｆS
を選択すれば良い。
【００１９】 ＮｆS＜ｆ0−１／２・Ｂf …（数６） かつ、 ｆ0＋１／２・Ｂf＜（Ｎ＋１）ｆS …（数７） ここで、ｆS はスイッチング周波数，Ｎは整数，ｆ0 は
ＮＭＲ信号の中心周波数，Ｂf はＮＭＲ信号の帯域。
ＮＭＲ信号の中心周波数，Ｂf はＮＭＲ信号の帯域。
【００２０】これにより、スイッチング方式の増幅器を
使用する傾斜磁場電源の性能を、劣化させる事無く、ス
イッチング方式の増幅器を使用する傾斜磁場電源が、発
生するスイッチングによる雑音のＮＭＲ信号への影響を
無くして、良好な画像が得られる。
使用する傾斜磁場電源の性能を、劣化させる事無く、ス
イッチング方式の増幅器を使用する傾斜磁場電源が、発
生するスイッチングによる雑音のＮＭＲ信号への影響を
無くして、良好な画像が得られる。
【００２１】
【実施例】以下、本発明の実施例を、図面に基づいて詳
細に説明する。
細に説明する。
【００２２】図１は、本発明の一実施例のＮＭＲ現象を
用いた医用診断画像用ＭＲＩ装置の構成図である。図１
において、５５は中央処理装置装置、４５はＲＦ波形発
生器、４４はＲＦ電力増幅器、４１は高周波磁場を発生
すると共に対象物体６０から生ずる信号を検出するため
の送受信兼用コイル、４２はＲＦ信号受信器、４３は信
号処理部、５１は画像処理手段を示している。また、２
１，２２，２３は、それぞれ、ｚ方向及びこれに直角の
方向（ｘ方向及びｙ方向）の傾斜磁場を発生させる傾斜
磁場コイル、３１,３２,３３はそれぞれ、上記コイル２
１,２２,２３を駆動する傾斜磁場電源３０の増幅器を示
している。これらのコイル２１，２２，２３により発生
する傾斜磁場により検査対象の置かれる空間の磁場分布
を、所望の傾斜を有する分布とするものである。図１で
はコイル２１，２２，２３の順に大きさが小さくなって
いるように描いてあるが、全体構成を示すための便宜的
なものであり、この大きさ、順番である必要はない。
用いた医用診断画像用ＭＲＩ装置の構成図である。図１
において、５５は中央処理装置装置、４５はＲＦ波形発
生器、４４はＲＦ電力増幅器、４１は高周波磁場を発生
すると共に対象物体６０から生ずる信号を検出するため
の送受信兼用コイル、４２はＲＦ信号受信器、４３は信
号処理部、５１は画像処理手段を示している。また、２
１，２２，２３は、それぞれ、ｚ方向及びこれに直角の
方向（ｘ方向及びｙ方向）の傾斜磁場を発生させる傾斜
磁場コイル、３１,３２,３３はそれぞれ、上記コイル２
１,２２,２３を駆動する傾斜磁場電源３０の増幅器を示
している。これらのコイル２１，２２，２３により発生
する傾斜磁場により検査対象の置かれる空間の磁場分布
を、所望の傾斜を有する分布とするものである。図１で
はコイル２１，２２，２３の順に大きさが小さくなって
いるように描いてあるが、全体構成を示すための便宜的
なものであり、この大きさ、順番である必要はない。
【００２３】シーケンス制御装置５２は、各装置に種々
の命令を、一定のタイミングで出力する機能を有するも
のである。ＲＦ波形発生器４５の出力は、ＲＦ電力増幅
器４４で増幅され、上記ＲＦコイル４１を励振する。Ｒ
Ｆコイル４１で受信された信号成分は、ＲＦ信号受信器
４２を通り、信号処理部４３で信号処理後、画像処理手
段５１で画像データに変換される。画像データは、表示
器５３に医療診断用画像として表示される。装置の操作
は操作部５４により行う。
の命令を、一定のタイミングで出力する機能を有するも
のである。ＲＦ波形発生器４５の出力は、ＲＦ電力増幅
器４４で増幅され、上記ＲＦコイル４１を励振する。Ｒ
Ｆコイル４１で受信された信号成分は、ＲＦ信号受信器
４２を通り、信号処理部４３で信号処理後、画像処理手
段５１で画像データに変換される。画像データは、表示
器５３に医療診断用画像として表示される。装置の操作
は操作部５４により行う。
【００２４】なお、静磁場の発生は、磁石１０による。
検査対象である人体６０はベッド６１上に載置され、上
記ベッド６１は支持台６２上を移動可能に構成されてい
る。
検査対象である人体６０はベッド６１上に載置され、上
記ベッド６１は支持台６２上を移動可能に構成されてい
る。
【００２５】図２は、図１に置ける傾斜磁場コイル２
１，２２，２３の構成、及び流す電流の方向を示した一
例である。コイル２１でｘ方向傾斜磁場を、コイル２２
でｙ方向傾斜磁場を、コイル２３でｚ方向傾斜磁場を発
生する例を示している。コイル２１とコイル２２は同じ
形のコイルであって、互いにｚ軸回りに９０度取付位置
が回転した構成をしている。実際には、コイル２１，２
２，２３は一つの円筒形ボビンに巻いて、用いられる。
これらの傾斜磁場コイルは静磁場と同一方向（ｚ軸方
向）磁場を発生し、それぞれｘ，ｙ，ｚ軸に沿って、直
線勾配（傾斜）を持つ磁場を発生するものである。
１，２２，２３の構成、及び流す電流の方向を示した一
例である。コイル２１でｘ方向傾斜磁場を、コイル２２
でｙ方向傾斜磁場を、コイル２３でｚ方向傾斜磁場を発
生する例を示している。コイル２１とコイル２２は同じ
形のコイルであって、互いにｚ軸回りに９０度取付位置
が回転した構成をしている。実際には、コイル２１，２
２，２３は一つの円筒形ボビンに巻いて、用いられる。
これらの傾斜磁場コイルは静磁場と同一方向（ｚ軸方
向）磁場を発生し、それぞれｘ，ｙ，ｚ軸に沿って、直
線勾配（傾斜）を持つ磁場を発生するものである。
【００２６】傾斜磁場電源３０の増幅器３１，３２，３
３として、スイッチング方式の増幅器を用いると、スイ
ッチング雑音が発生する。スイッチング周波数をｆSＨ
ｚ とすると、このスイッチング雑音は、図４に示すよ
うな周波数特性を有し、基本周波数ｆS の他に、基本周
波数ｆS の整数倍の高調波成分ＮｆS を有す。一方、Ｎ
ＭＲ信号の周波成分は、例えば一般的な撮影に於いて
は、静磁場強度Ｈ0 、傾斜磁場強度Ｇx，ＧY，ＧZ 、ス
ライス位置Ｌ，スライス幅，視野Ｄ(ＦＯＶ)ΔＬで決ま
る中心周波数ｆ0 と、この周りの限られた帯域Ｂf を有
している。
３として、スイッチング方式の増幅器を用いると、スイ
ッチング雑音が発生する。スイッチング周波数をｆSＨ
ｚ とすると、このスイッチング雑音は、図４に示すよ
うな周波数特性を有し、基本周波数ｆS の他に、基本周
波数ｆS の整数倍の高調波成分ＮｆS を有す。一方、Ｎ
ＭＲ信号の周波成分は、例えば一般的な撮影に於いて
は、静磁場強度Ｈ0 、傾斜磁場強度Ｇx，ＧY，ＧZ 、ス
ライス位置Ｌ，スライス幅，視野Ｄ(ＦＯＶ)ΔＬで決ま
る中心周波数ｆ0 と、この周りの限られた帯域Ｂf を有
している。
【００２７】 ｆ0＝２πγ（Ｈ0 ＋ＬＧ） …（数８） Ｂf＝２πγＤＧｋ …（数９） ここで、定数ｋは、信号処理回路の設定状態で決められ
る常数である。
る常数である。
【００２８】図５から明らかなように、スイッチング周
波数ｆS をＢf より大きくすれば、ｆS を数６，数７を
満たすように出来き、スイッチング雑音の高調波成分Ｎ
ｆSがＮＭＲ信号の有している帯域Ｂf に入らないよう
に出来る。
波数ｆS をＢf より大きくすれば、ｆS を数６，数７を
満たすように出来き、スイッチング雑音の高調波成分Ｎ
ｆSがＮＭＲ信号の有している帯域Ｂf に入らないよう
に出来る。
【００２９】これを行うのに、図１の中央処理装置５５
が、画像を得るのに必要なＮＭＲ信号の中心周波数ｆ0
と帯域Ｂf を、例えば、数８，数９により計算し、これ
から数６，数７を満たす傾斜磁場電源３０の増幅器３
１，３２，３３のスイッチング周波数ｆS を求める。シ
ーケンス制御手段５２からスイッチング周波数ｆS の設
定データを、傾斜磁場電源３０内の記憶手段へ転送し
て、増幅器３１,３２,３３を決められたスイッチング周
波数で動作させる。この時、シーケンス制御手段５２か
らスイッチング周波数のクロックを、直接傾斜磁場電源
３０の増幅器３１，３２，３３へ送ってもよい。これに
より、傾斜磁場電源の周波数特性を劣化させることな
く、スイッチングによる雑音の成分のＮＭＲ信号への混
入を無くす事が出来るので、スイッチングによる雑音で
発生する画像のアーチファクトが無くなり、良好な医用
診断画像を得る事が出来る。
が、画像を得るのに必要なＮＭＲ信号の中心周波数ｆ0
と帯域Ｂf を、例えば、数８，数９により計算し、これ
から数６，数７を満たす傾斜磁場電源３０の増幅器３
１，３２，３３のスイッチング周波数ｆS を求める。シ
ーケンス制御手段５２からスイッチング周波数ｆS の設
定データを、傾斜磁場電源３０内の記憶手段へ転送し
て、増幅器３１,３２,３３を決められたスイッチング周
波数で動作させる。この時、シーケンス制御手段５２か
らスイッチング周波数のクロックを、直接傾斜磁場電源
３０の増幅器３１，３２，３３へ送ってもよい。これに
より、傾斜磁場電源の周波数特性を劣化させることな
く、スイッチングによる雑音の成分のＮＭＲ信号への混
入を無くす事が出来るので、スイッチングによる雑音で
発生する画像のアーチファクトが無くなり、良好な医用
診断画像を得る事が出来る。
【００３０】
【発明の効果】本発明によれば、スイッチング方式の増
幅器を有する傾斜磁場電源を医用診断画像用ＭＲＩ装置
に用いる際に、必要だったＲＦフィルターの強化や、ス
イッチング方式の増幅器に内蔵の出力フィルターの強化
による傾斜磁場電源の周波数特性の劣化を無くして、Ｎ
ＭＲ信号へのスイッチング雑音の混入を、無くす事が出
来るので、傾斜磁場電源のスイッチング雑音による画像
アーチファクトの無い、良好な医用診断画像を得る事が
出来る。また、従来方法を用いた場合に発生する傾斜磁
場電源の特性劣化が、無くなるので、傾斜磁場の磁場波
形が、従来より改良されることにより、画質が向上す
る。
幅器を有する傾斜磁場電源を医用診断画像用ＭＲＩ装置
に用いる際に、必要だったＲＦフィルターの強化や、ス
イッチング方式の増幅器に内蔵の出力フィルターの強化
による傾斜磁場電源の周波数特性の劣化を無くして、Ｎ
ＭＲ信号へのスイッチング雑音の混入を、無くす事が出
来るので、傾斜磁場電源のスイッチング雑音による画像
アーチファクトの無い、良好な医用診断画像を得る事が
出来る。また、従来方法を用いた場合に発生する傾斜磁
場電源の特性劣化が、無くなるので、傾斜磁場の磁場波
形が、従来より改良されることにより、画質が向上す
る。
【図１】本発明の一実施例の構成図である。
【図２】傾斜磁場コイルの構成及び流す電流の方向を示
した図である。
した図である。
【図３】ＭＲ画像をえるための撮影シーケンスを示す図
である。
である。
【図４】スイッチング雑音の周波数特性を示す図であ
る。
る。
【図５】周波数帯域の説明図である。
１０…磁石、２１，２２，２３…傾斜磁場コイル、３０
…傾斜磁場電源、３１，３２，３３…増幅器、４１…Ｒ
Ｆコイル、４２…ＲＦ信号受信器、４３…信号処理部、
４４…ＲＦ電力増幅器、４５…ＲＦ波形発生器、５１…
画像処理手段、５２…シーケンス制御手段、５３…表示
器、５４…操作部、５５…中央処理装置、６０…被検査
体、６１…ベッド、６２…支持台。
…傾斜磁場電源、３１，３２，３３…増幅器、４１…Ｒ
Ｆコイル、４２…ＲＦ信号受信器、４３…信号処理部、
４４…ＲＦ電力増幅器、４５…ＲＦ波形発生器、５１…
画像処理手段、５２…シーケンス制御手段、５３…表示
器、５４…操作部、５５…中央処理装置、６０…被検査
体、６１…ベッド、６２…支持台。
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (51)Int.Cl.5 識別記号 庁内整理番号 ＦＩ 技術表示箇所 9118−2Ｊ Ｇ０１Ｎ 24/08 Ｙ
Claims (7)
- 【請求項１】静磁場を発生する磁石の静磁場発生手段、
傾斜磁場を発生する傾斜磁場コイルとスイッチング方式
の増幅器を使用する傾斜磁場電源から成る傾斜磁場発生
手段、ＲＦ磁場を発生するＲＦプローブとＲＦ電力増幅
器及びＲＦ波形発生器から成るＲＦ磁場発生手段の各磁
場発生手段と、検査対象からの核磁気共鳴信号を検出す
るＲＦプローブとＲＦ信号受信器及び信号処理回路から
成る信号検出手段と、傾斜磁場とＲＦ磁場の制御を行う
シーケンス制御手段と、信号検出手段からの検出信号を
画像化するための演算手段を有する画像処理手段と、画
像処理手段の出力を行う表示手段と、装置全体を制御す
る中央処理装置を有する核磁気共鳴を用いる医用診断画
像用ＭＲＩ装置に於いて、 スイッチング方式の増幅器を使用する傾斜磁場電源のス
イッチング周波数を、ＲＦ磁場の中心周波数と信号検出
手段の取り込み帯域及び計算手段の計算パラメータに依
存して、変化できることを特徴とした医用診断画像用Ｍ
ＲＩ装置。 - 【請求項２】請求項１記載の医用診断画像用ＭＲＩ装置
のスイッチング方式の傾斜磁場電源において、中央処理
装置またはシーケンス制御手段からのスイッチング周波
数の設定データを、傾斜磁場電源の記憶手段に送信し
て、この情報を基にしてスイッチング周波数を変える事
が出来ることを特徴とした医用診断画像用ＭＲＩ装置。 - 【請求項３】請求項１記載の医用診断画像用ＭＲＩ装置
において、スイッチング方式の傾斜磁場電源に、中央処
理装置またはシーケンス制御手段からパルスを送信し
て、このパルスから、スイッチング周波数を決定する機
能を有する傾斜磁場電源を用いる事を特徴とした医用診
断画像用ＭＲＩ装置。 - 【請求項４】請求項１記載の医用診断画像用ＭＲＩ装置
における、傾斜磁場電源のスイッチング周波数の決定
を、中央処理装置により自動的に決定できることを特徴
とした医用診断画像用ＭＲＩ装置。 - 【請求項５】請求項４のスイッチング周波数を、画像処
理に使用するＮＭＲ信号の周波数帯域よりも高くするこ
とを特徴とした医用診断画像用ＭＲＩ装置。 - 【請求項６】請求項４のスイッチング周波数の整数倍
が、画像処理に必要なＮＭＲ信号の周波数範囲外になる
ようにすることを特徴とした医用診断画像用ＭＲＩ装
置。 - 【請求項７】請求項４のスイッチング周波数の整数倍
が、画像処理に必要なＮＭＲ信号の周波数範囲外になる
ようにするのに、静磁場強度Ｈ0 ，傾斜磁場強度Ｇ，ス
ライス位置Ｌ，スライス幅ΔＬ，視野Ｄ及び画像処理方
法で決定される限られる中心周波数ｆ0 と、その周りの
限られた帯域Ｂf を用いる事を特徴とした医用診断画像
用ＭＲＩ装置。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP4054796A JPH05253207A (ja) | 1992-03-13 | 1992-03-13 | 医用診断画像用ｍｒｉ装置 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP4054796A JPH05253207A (ja) | 1992-03-13 | 1992-03-13 | 医用診断画像用ｍｒｉ装置 |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH05253207A true JPH05253207A (ja) | 1993-10-05 |
Family
ID=12980721
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP4054796A Pending JPH05253207A (ja) | 1992-03-13 | 1992-03-13 | 医用診断画像用ｍｒｉ装置 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPH05253207A (ja) |
Cited By (3)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| WO2009104116A1 (en) * | 2008-02-19 | 2009-08-27 | Koninklijke Philips Electronics N.V. | Magnetic resonance imaging apparatus having a switched-mode power supply |
| WO2013179169A1 (en) * | 2012-05-30 | 2013-12-05 | Koninklijke Philips N.V. | Switching -frequency -controlled switch -mode power supply unit for powering magnetic resonance system gradient coils |
| JP2013240592A (ja) * | 2012-05-14 | 2013-12-05 | General Electric Co <Ge> | 医療用撮像システムにおけるノイズ制御システム及び方法 |
-
1992
- 1992-03-13 JP JP4054796A patent/JPH05253207A/ja active Pending
Cited By (5)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| WO2009104116A1 (en) * | 2008-02-19 | 2009-08-27 | Koninklijke Philips Electronics N.V. | Magnetic resonance imaging apparatus having a switched-mode power supply |
| JP2013240592A (ja) * | 2012-05-14 | 2013-12-05 | General Electric Co <Ge> | 医療用撮像システムにおけるノイズ制御システム及び方法 |
| WO2013179169A1 (en) * | 2012-05-30 | 2013-12-05 | Koninklijke Philips N.V. | Switching -frequency -controlled switch -mode power supply unit for powering magnetic resonance system gradient coils |
| JP2015517864A (ja) * | 2012-05-30 | 2015-06-25 | コーニンクレッカ フィリップス エヌ ヴェ | 磁気共鳴勾配コイルに電力を供給する周波数の切り換えにより制御されるスイッチング電源ユニット |
| US9874617B2 (en) | 2012-05-30 | 2018-01-23 | Koninklijke Philips N.V. | Switching-frequency-controlled switch-mode power supply unit for powering magnetic resonance system gradient coils |
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