JPH10225446A - 磁気共鳴検査装置およびその運転方法 - Google Patents
磁気共鳴検査装置およびその運転方法Info
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- JPH10225446A JPH10225446A JP9044913A JP4491397A JPH10225446A JP H10225446 A JPH10225446 A JP H10225446A JP 9044913 A JP9044913 A JP 9044913A JP 4491397 A JP4491397 A JP 4491397A JP H10225446 A JPH10225446 A JP H10225446A
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- gradient magnetic
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- gradient
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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
- 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
- G01R33/3856—Means for cooling the gradient coils or thermal shielding of the gradient coils
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- Magnetic Resonance Imaging Apparatus (AREA)
Abstract
(57)【要約】
【課題】 ＭＲＩ装置の傾斜磁場コイルの冷却による騒
音で、被検者が心理的圧迫を受ける。そこで、冷却によ
る騒音を実質的に低減することで、被検者に快適な検査
環境を提供することと、併わせて検査結果の質的向上と
検査のスピードアップを図る。 【解決手段】 磁石１０１内に組み込まれたシムボビン
１０２と傾斜磁場コイルボビン１０３の間隙にファン１
０７より冷風が送り込まれる。冷風は傾斜磁場コイルボ
ビン１０３の外周面を均等に回りながら排気ダクト１０
８から外部に放出される。一方、コンピュータ１１５に
は傾斜磁場コイルでの発熱量と放熱量を計算して、現在
の傾斜磁場コイルの温度を算出する。この温度と傾斜磁
場の動作タイミングよりファン制御回路１１２を制御す
ることで、実質的に騒音を低減する。
音で、被検者が心理的圧迫を受ける。そこで、冷却によ
る騒音を実質的に低減することで、被検者に快適な検査
環境を提供することと、併わせて検査結果の質的向上と
検査のスピードアップを図る。 【解決手段】 磁石１０１内に組み込まれたシムボビン
１０２と傾斜磁場コイルボビン１０３の間隙にファン１
０７より冷風が送り込まれる。冷風は傾斜磁場コイルボ
ビン１０３の外周面を均等に回りながら排気ダクト１０
８から外部に放出される。一方、コンピュータ１１５に
は傾斜磁場コイルでの発熱量と放熱量を計算して、現在
の傾斜磁場コイルの温度を算出する。この温度と傾斜磁
場の動作タイミングよりファン制御回路１１２を制御す
ることで、実質的に騒音を低減する。
Description
【０００１】
【発明の属する技術分野】本発明は核磁気共鳴（以下、
ＮＭＲという）現象を用いて、人体などの内部を無侵襲
にて検査する磁気共鳴イメージング（以下、ＭＲＩとい
う）装置に関する。特に、検査にあたって被検者に与え
る心理的圧迫感を軽減するよう配慮されたＭＲＩ装置及
びＭＲＩ装置の運転方法に関するものである。
ＮＭＲという）現象を用いて、人体などの内部を無侵襲
にて検査する磁気共鳴イメージング（以下、ＭＲＩとい
う）装置に関する。特に、検査にあたって被検者に与え
る心理的圧迫感を軽減するよう配慮されたＭＲＩ装置及
びＭＲＩ装置の運転方法に関するものである。
【０００２】
【従来の技術】ＮＭＲ分析装置は試料の化学構造解析な
どの分析手段として広く化学の分野で利用されている。
近年、ＮＭＲの技術を用いて人体など生体内の解剖学的
な断層画像を得ることが発明され、従来のＸ線や超音波
を用いた検査装置とは異なる有益な医学的診断情報が得
られることから、広く医療施設でＭＲＩ装置が用いられ
るようになった。
どの分析手段として広く化学の分野で利用されている。
近年、ＮＭＲの技術を用いて人体など生体内の解剖学的
な断層画像を得ることが発明され、従来のＸ線や超音波
を用いた検査装置とは異なる有益な医学的診断情報が得
られることから、広く医療施設でＭＲＩ装置が用いられ
るようになった。
【０００３】ところで、ＭＲＩ装置がこれほどの普及を
した理由に、傾斜磁場によるスライス断面の設定法の採
用及びフーリエ変換法を用いた画像再構成法の採用が挙
げられる。ＭＲＩ装置におけるフーリエ変換法は、被検
体内から放出される核磁気共鳴信号に直交する２方向の
傾斜磁場を与え、一つの方向に位相情報を、そしてもう
一つの方向に周波数情報を与えて核磁気共鳴信号を検出
し、それらの信号を２次元フーリエ変換して画像情報を
求める。したがって、ＭＲＩ装置には直交する３方向に
ついてのそれぞれに傾斜磁場コイルを備えている。
した理由に、傾斜磁場によるスライス断面の設定法の採
用及びフーリエ変換法を用いた画像再構成法の採用が挙
げられる。ＭＲＩ装置におけるフーリエ変換法は、被検
体内から放出される核磁気共鳴信号に直交する２方向の
傾斜磁場を与え、一つの方向に位相情報を、そしてもう
一つの方向に周波数情報を与えて核磁気共鳴信号を検出
し、それらの信号を２次元フーリエ変換して画像情報を
求める。したがって、ＭＲＩ装置には直交する３方向に
ついてのそれぞれに傾斜磁場コイルを備えている。
【０００４】傾斜磁場コイルは、既に各種文献にて公知
であるが、円筒状又は平板状の樹脂製ボビンへ導電体か
ら成るコイル、例えば銅線から成るコイルを接着等の方
法により固着して形成されている。そして、傾斜磁場は
このような傾斜磁場コイルヘ電流を流すことで発生され
る。
であるが、円筒状又は平板状の樹脂製ボビンへ導電体か
ら成るコイル、例えば銅線から成るコイルを接着等の方
法により固着して形成されている。そして、傾斜磁場は
このような傾斜磁場コイルヘ電流を流すことで発生され
る。
【０００５】傾斜磁場コイルはＭＲＩ装置の計測空間
に、被検体を取り囲むように、または被検体を挟んで配
置されるものであるが、ＭＲＩ装置は前記計測空間が静
磁場発生用磁石の内部に形成されるので、傾斜磁場コイ
ルはできるだけスペースを取らないように、コイル自体
も平角銅線を用いる等の工夫がこらされている。
に、被検体を取り囲むように、または被検体を挟んで配
置されるものであるが、ＭＲＩ装置は前記計測空間が静
磁場発生用磁石の内部に形成されるので、傾斜磁場コイ
ルはできるだけスペースを取らないように、コイル自体
も平角銅線を用いる等の工夫がこらされている。
【０００６】傾斜磁場コイルは銅線を用いているとは言
え、傾斜磁場の直線性を確保するために巻数を多くして
いるので、その長さが非常に長く、電気抵抗も無視でき
ない値を有する。このため、ＭＲＩ装置を運転すると、
傾斜磁場コイルが前記電気抵抗によって発熱することと
なる。しかし、この発熱もスピンエコー法程度の比較的
遅い撮影法においては、自然冷却で間に合うものであっ
た。ところが、スピンエコー法では１枚の画像を得るた
めに約５乃至１０分の長時間を要することから、近年、
高速スピンエコー法やエコープレナー法のような高速撮
像法が次々に開発されていて、それらの高速撮像法では
撮像速度が上がるほど短時間に強い傾斜磁場を発生する
必要があるために傾斜磁場コイルに流す電流値が大きく
なる。傾斜磁場コイルに流す電流値が大きくなれば、前
記発熱量も増加するので、傾斜磁場コイルの発熱量を自
然冷却で装置の外部に放出することは不可能となった。
え、傾斜磁場の直線性を確保するために巻数を多くして
いるので、その長さが非常に長く、電気抵抗も無視でき
ない値を有する。このため、ＭＲＩ装置を運転すると、
傾斜磁場コイルが前記電気抵抗によって発熱することと
なる。しかし、この発熱もスピンエコー法程度の比較的
遅い撮影法においては、自然冷却で間に合うものであっ
た。ところが、スピンエコー法では１枚の画像を得るた
めに約５乃至１０分の長時間を要することから、近年、
高速スピンエコー法やエコープレナー法のような高速撮
像法が次々に開発されていて、それらの高速撮像法では
撮像速度が上がるほど短時間に強い傾斜磁場を発生する
必要があるために傾斜磁場コイルに流す電流値が大きく
なる。傾斜磁場コイルに流す電流値が大きくなれば、前
記発熱量も増加するので、傾斜磁場コイルの発熱量を自
然冷却で装置の外部に放出することは不可能となった。
【０００７】前述のように、傾斜磁場コイルは被検体を
取り囲むように配置されるので、被検体は検査時間中、
温度の高い雰囲気内にいなければならないこととなる。
また、コイルの発熱量が増加すると、コイル自身も温度
上昇をきたし、コイルとボビンの熱膨張差によりコイル
が変形したり、コイルとボビン間の接着剤が劣化するこ
とも考えられる。そこで、被検体が置かれる計測空間の
温度上昇を抑えるために、前記高速撮像法を可能とした
ＭＲＩ装置では、傾斜磁場コイルを冷却する手段をＭＲ
Ｉ装置に組み込むことが行われるようになった。冷却手
段としては空冷式及び水冷式の二つの方式が提案されて
いるが、実機に組み込まれているのは空冷式がほとんど
である。
取り囲むように配置されるので、被検体は検査時間中、
温度の高い雰囲気内にいなければならないこととなる。
また、コイルの発熱量が増加すると、コイル自身も温度
上昇をきたし、コイルとボビンの熱膨張差によりコイル
が変形したり、コイルとボビン間の接着剤が劣化するこ
とも考えられる。そこで、被検体が置かれる計測空間の
温度上昇を抑えるために、前記高速撮像法を可能とした
ＭＲＩ装置では、傾斜磁場コイルを冷却する手段をＭＲ
Ｉ装置に組み込むことが行われるようになった。冷却手
段としては空冷式及び水冷式の二つの方式が提案されて
いるが、実機に組み込まれているのは空冷式がほとんど
である。
【０００８】
【発明が解決しようとする課題】このような組み込まれ
た傾斜磁場コイルの冷却手段、例えば傾斜磁場コイルへ
冷却ファンによって空気を強制的に吹き付けて傾斜磁場
コイルが発生する熱を装置の外部へ放出するのである
が、冷却ファンをＭＲＩ装置の電源のオン／オフに連動
して駆動する方法が採られている。
た傾斜磁場コイルの冷却手段、例えば傾斜磁場コイルへ
冷却ファンによって空気を強制的に吹き付けて傾斜磁場
コイルが発生する熱を装置の外部へ放出するのである
が、冷却ファンをＭＲＩ装置の電源のオン／オフに連動
して駆動する方法が採られている。
【０００９】ところが、前述のように傾斜磁場コイルは
磁石内にシムコイルや送信用高周波コイルと非常に接近
して限られたスペースに組み込まれているので、冷却フ
ァンを駆動すると、傾斜磁場コイルを冷却する空気の流
れが風きり音となってかなりのレベルの騒音となること
が判明した。実験によれば、傾斜磁場コイルを組み込む
スペースにもよるが８０数デシベルにも達することが有
り得ることが確かめられた。
磁石内にシムコイルや送信用高周波コイルと非常に接近
して限られたスペースに組み込まれているので、冷却フ
ァンを駆動すると、傾斜磁場コイルを冷却する空気の流
れが風きり音となってかなりのレベルの騒音となること
が判明した。実験によれば、傾斜磁場コイルを組み込む
スペースにもよるが８０数デシベルにも達することが有
り得ることが確かめられた。
【００１０】このような大きな騒音が発生すると、例え
ば操作者がインターフォンを用いて被検者に指示を行お
うとしても操作者の声は騒音にかき消されてしまい、操
作者の指示が被検者に伝達できなくなったり、被検者が
騒音に心理的圧迫感や恐怖感を抱き、検査結果に悪影響
を与える事態も予想される。
ば操作者がインターフォンを用いて被検者に指示を行お
うとしても操作者の声は騒音にかき消されてしまい、操
作者の指示が被検者に伝達できなくなったり、被検者が
騒音に心理的圧迫感や恐怖感を抱き、検査結果に悪影響
を与える事態も予想される。
【００１１】本発明は、このような問題点に鑑みてなさ
れたもので、傾斜磁場コイルを冷却する手段が発生する
騒音の発生態様を変え、実用上上記のような問題が生じ
ないＭＲＩ装置を提供することを目的とする。
れたもので、傾斜磁場コイルを冷却する手段が発生する
騒音の発生態様を変え、実用上上記のような問題が生じ
ないＭＲＩ装置を提供することを目的とする。
【００１２】
【課題を解決するための手段】本発明は上記課題を解決
するために、被検体を配設する空間に均一な強度の磁場
を発生する磁場発生手段と、前記空間に傾斜磁場を発生
する手段と、前記被検体に高周波磁場を印加する手段
と、前記傾斜磁場発生手段の傾斜磁場コイルを冷却する
手段とを備え、前記被検体の所定部位に核磁気共鳴現象
を起こさせ、その信号を検出し画像処理を行って画像表
示する磁気共鳴検査装置において、前記傾斜磁場コイル
の冷却手段の動作を前記傾斜磁場発生手段の動作に実質
的に連動して制御する手段を設けたものである。
するために、被検体を配設する空間に均一な強度の磁場
を発生する磁場発生手段と、前記空間に傾斜磁場を発生
する手段と、前記被検体に高周波磁場を印加する手段
と、前記傾斜磁場発生手段の傾斜磁場コイルを冷却する
手段とを備え、前記被検体の所定部位に核磁気共鳴現象
を起こさせ、その信号を検出し画像処理を行って画像表
示する磁気共鳴検査装置において、前記傾斜磁場コイル
の冷却手段の動作を前記傾斜磁場発生手段の動作に実質
的に連動して制御する手段を設けたものである。
【００１３】そして、前記傾斜磁場発生手段の冷却手段
はその能力を連続的あるいは、少なくとも２段階以上に
変化できるようにしたものである。また、前記傾斜磁場
コイルの動作後の時間経過とともに上昇する温度を予測
する手段と、前記傾斜磁場コイルが所定の予測温度にな
った時刻に前記冷却手段の動作を開始する手段を備えた
ものである。
はその能力を連続的あるいは、少なくとも２段階以上に
変化できるようにしたものである。また、前記傾斜磁場
コイルの動作後の時間経過とともに上昇する温度を予測
する手段と、前記傾斜磁場コイルが所定の予測温度にな
った時刻に前記冷却手段の動作を開始する手段を備えた
ものである。
【００１４】更に、前記傾斜磁場コイルの温度を計測す
る手段と、前記傾斜磁場コイルが所定値の温度と成った
時に前記冷却手段の動作を開始する手段を備えたもので
ある。
る手段と、前記傾斜磁場コイルが所定値の温度と成った
時に前記冷却手段の動作を開始する手段を備えたもので
ある。
【００１５】検査対象物に位置に応じて発生する磁場強
度が異なる傾斜磁場を印加して、核磁気共鳴信号の分布
を得る磁気共鳴検査装置の運転方法において、前記検査
対象物に印加する傾斜磁場の発生動作に実質的に連動し
て傾斜磁場発生手段を冷却するように磁気共鳴検査装置
を運転する方法を採用したものである。
度が異なる傾斜磁場を印加して、核磁気共鳴信号の分布
を得る磁気共鳴検査装置の運転方法において、前記検査
対象物に印加する傾斜磁場の発生動作に実質的に連動し
て傾斜磁場発生手段を冷却するように磁気共鳴検査装置
を運転する方法を採用したものである。
【００１６】
【発明の実施の形態】以下、本発明の好適な実施例を図
面を参照して説明する。図１は、本発明を適用したＭＲ
Ｉ装置の構成図を示す。図において、磁石１０１は超電
導線をソレノイド状に巻き、液体ヘリウムの入った容器
内に固定した超電導磁石である。磁石１０１のボア径は
１メートル、長さは１．５メートルである。ボア中心で
の発生磁場強度は１．５テスラで、水素原子核が６３．
５メガヘルツで共鳴する。ボアの内側には、直径４０セ
ンチメートルの球空間で１０ｐｐｍの磁場均一度になる
ように、内径８０センチメートルのシムボビン１０２が
組み込まれている。このシムボビン１０２に鉄板の小片
を多数貼り付けることで、磁石１０１の発生する磁束密
度を均一になるようにしてある（シムボビンに複数のコ
イルを巻き付けて、磁場均一度を補正する電流シムの方
法を採っても良い）。シムボビン１０２の内側にはｘ，
ｙ，ｚ軸の方向に傾斜磁界を発生するコイルが巻かれた
傾斜磁場コイルボビン１０３が組み込まれている。この
傾斜磁場コイルボビン１０３の内径は７０センチメート
ル程度である。その内側には、６３．５メガヘルツの高
周波磁界を発生して被検体の検査部位の水素原子核スピ
ンを励起することと、励起後の核スピンの運動をＮＭＲ
信号として検出する高周波コイル１０４が組み込まれて
いる。高周波コイル１０４の内側の寸法は成人男子の肩
幅が入る５５センチメートルが確保されている（励起と
検出を別々の高周波コイルを用いる場合もある）。
面を参照して説明する。図１は、本発明を適用したＭＲ
Ｉ装置の構成図を示す。図において、磁石１０１は超電
導線をソレノイド状に巻き、液体ヘリウムの入った容器
内に固定した超電導磁石である。磁石１０１のボア径は
１メートル、長さは１．５メートルである。ボア中心で
の発生磁場強度は１．５テスラで、水素原子核が６３．
５メガヘルツで共鳴する。ボアの内側には、直径４０セ
ンチメートルの球空間で１０ｐｐｍの磁場均一度になる
ように、内径８０センチメートルのシムボビン１０２が
組み込まれている。このシムボビン１０２に鉄板の小片
を多数貼り付けることで、磁石１０１の発生する磁束密
度を均一になるようにしてある（シムボビンに複数のコ
イルを巻き付けて、磁場均一度を補正する電流シムの方
法を採っても良い）。シムボビン１０２の内側にはｘ，
ｙ，ｚ軸の方向に傾斜磁界を発生するコイルが巻かれた
傾斜磁場コイルボビン１０３が組み込まれている。この
傾斜磁場コイルボビン１０３の内径は７０センチメート
ル程度である。その内側には、６３．５メガヘルツの高
周波磁界を発生して被検体の検査部位の水素原子核スピ
ンを励起することと、励起後の核スピンの運動をＮＭＲ
信号として検出する高周波コイル１０４が組み込まれて
いる。高周波コイル１０４の内側の寸法は成人男子の肩
幅が入る５５センチメートルが確保されている（励起と
検出を別々の高周波コイルを用いる場合もある）。
【００１７】磁石１０１の一方の端には患者テーブル１
０５が配置されており、被検者１０６の検査部位が磁石
１０１の中心に配設されるようになっている。磁石１０
１の他端には、傾斜磁場コイル（傾斜磁場コイルボビン
１０３内に組み込まれている）を冷却する空気を送るフ
ァン１０７が組み込まれている。ファン１０７から送り
出された空気はシムボビン１０２と傾斜磁場コイルボビ
ン１０３との間隙に導かれ、傾斜磁場コイルボビン１０
３の外周面を均等に回りながら排気ダクト１０８から外
部に放出される。
０５が配置されており、被検者１０６の検査部位が磁石
１０１の中心に配設されるようになっている。磁石１０
１の他端には、傾斜磁場コイル（傾斜磁場コイルボビン
１０３内に組み込まれている）を冷却する空気を送るフ
ァン１０７が組み込まれている。ファン１０７から送り
出された空気はシムボビン１０２と傾斜磁場コイルボビ
ン１０３との間隙に導かれ、傾斜磁場コイルボビン１０
３の外周面を均等に回りながら排気ダクト１０８から外
部に放出される。
【００１８】以上の装置ユニットは雑音となる外来電磁
波を遮蔽する電磁シールド室１０９内に設置され、電磁
シールド室１０９の外の機器ユニットとはフィルター回
路１１０を介して接続されている。すなわち、磁石１０
１は磁石コントロール回路１１１に、ファン１０７はフ
ァン制御回路１１２に、傾斜磁場コイルはｘ，ｙ，ｚか
らなる傾斜磁場電源１１３に、高周波コイル１０４は基
準周波数発生器，高周波電力アンプ，増幅器と検波器で
構成された高周波回路ユニット１１４に接続されてい
る。一方、コンピュータ１１５に接続された制御回路１
１６は磁石コントロール回路１１１とファン制御回路１
１２とｘ，ｙ，ｚの傾斜磁場電源１１３と高周波回路ユ
ニット１１４に接続され、それぞれの回路の動作を制御
することと出力信号を読み取る働きをしている。更に、
制御回路１１６は患者テーブル１０５の動作を制御する
ため接続されている。コンピュータ１１５は制御回路１
１６に制御信号を印加することと、読み取ったＮＭＲ信
号に適当な演算処理を施す。また、コンピュータ１１５
には演算結果のデータを表示するディスプレイ１１７と
操作卓１１８が接続されている。更に、操作卓１１８と
シールド室１０９の壁にはマイクロホン１１９とスピー
カ１２０がセットになった双方向通話器１２１が取り付
けられ、被検者１０６と検査技師（図には説明してな
い）が会話できるようになっている（スピーカには音楽
が聞けるような手段が組み込まれる場合もある）。コン
ピュータ１１５には傾斜磁場コイルで消費される電力か
ら傾斜磁場コイルの発熱量とファン１０７のオン及びオ
フ時の放熱量とから現在の傾斜磁場コイルの温度を計算
するプログラムが組み込まれている。
波を遮蔽する電磁シールド室１０９内に設置され、電磁
シールド室１０９の外の機器ユニットとはフィルター回
路１１０を介して接続されている。すなわち、磁石１０
１は磁石コントロール回路１１１に、ファン１０７はフ
ァン制御回路１１２に、傾斜磁場コイルはｘ，ｙ，ｚか
らなる傾斜磁場電源１１３に、高周波コイル１０４は基
準周波数発生器，高周波電力アンプ，増幅器と検波器で
構成された高周波回路ユニット１１４に接続されてい
る。一方、コンピュータ１１５に接続された制御回路１
１６は磁石コントロール回路１１１とファン制御回路１
１２とｘ，ｙ，ｚの傾斜磁場電源１１３と高周波回路ユ
ニット１１４に接続され、それぞれの回路の動作を制御
することと出力信号を読み取る働きをしている。更に、
制御回路１１６は患者テーブル１０５の動作を制御する
ため接続されている。コンピュータ１１５は制御回路１
１６に制御信号を印加することと、読み取ったＮＭＲ信
号に適当な演算処理を施す。また、コンピュータ１１５
には演算結果のデータを表示するディスプレイ１１７と
操作卓１１８が接続されている。更に、操作卓１１８と
シールド室１０９の壁にはマイクロホン１１９とスピー
カ１２０がセットになった双方向通話器１２１が取り付
けられ、被検者１０６と検査技師（図には説明してな
い）が会話できるようになっている（スピーカには音楽
が聞けるような手段が組み込まれる場合もある）。コン
ピュータ１１５には傾斜磁場コイルで消費される電力か
ら傾斜磁場コイルの発熱量とファン１０７のオン及びオ
フ時の放熱量とから現在の傾斜磁場コイルの温度を計算
するプログラムが組み込まれている。
【００１９】図２は図１に示すＭＲＩ装置で実際の検査
を進めた場合の傾斜磁場コイルの温度と冷却装置の制御
信号の動作の一例を示した図である。図２において、図
２（ａ）は時間の経過を示し、図２（ｂ）の２０１は被
検者１と被検者２の検査過程を示し、図２（ｃ）の２０
２は検査過程に伴なって変化する傾斜磁場コイルの温度
特性曲線を示し、そして、図２（ｄ）の２０３はファン
制御回路１１２に印加された制御信号の内容を示してい
る。
を進めた場合の傾斜磁場コイルの温度と冷却装置の制御
信号の動作の一例を示した図である。図２において、図
２（ａ）は時間の経過を示し、図２（ｂ）の２０１は被
検者１と被検者２の検査過程を示し、図２（ｃ）の２０
２は検査過程に伴なって変化する傾斜磁場コイルの温度
特性曲線を示し、そして、図２（ｄ）の２０３はファン
制御回路１１２に印加された制御信号の内容を示してい
る。
【００２０】図２（ｄ）に示す期間Ａは最初の被検者１
を患者テーブル上に横臥し、検査部位を磁石の中心に配
設する過程である。この期間は傾斜磁場が動作していな
いので、傾斜磁場コイルの温度は検査室の室温である例
えば２０℃に平衡している。ファン制御回路１１２の制
御信号はオフのままである。
を患者テーブル上に横臥し、検査部位を磁石の中心に配
設する過程である。この期間は傾斜磁場が動作していな
いので、傾斜磁場コイルの温度は検査室の室温である例
えば２０℃に平衡している。ファン制御回路１１２の制
御信号はオフのままである。
【００２１】期間Ｂは検査を施行している期間で、傾斜
磁場を検査目的に合わせて動作している。傾斜磁場コイ
ルは印加された電力量とボビンの熱特性によって、図に
示す温度曲線のように温度が上昇する。本実施例では傾
斜磁場コイルの温度が５０°Ｃを超える時点で、ファン
制御回路１１２の信号をオンに変化する。ファン１０７
が動作すると冷風による冷却効果が温度特性に付加さ
れ、傾斜磁場コイルの発熱量と放熱量がほぼ均衡した状
態になるので、傾斜磁場コイルの温度上昇率が大きく低
下する。
磁場を検査目的に合わせて動作している。傾斜磁場コイ
ルは印加された電力量とボビンの熱特性によって、図に
示す温度曲線のように温度が上昇する。本実施例では傾
斜磁場コイルの温度が５０°Ｃを超える時点で、ファン
制御回路１１２の信号をオンに変化する。ファン１０７
が動作すると冷風による冷却効果が温度特性に付加さ
れ、傾斜磁場コイルの発熱量と放熱量がほぼ均衡した状
態になるので、傾斜磁場コイルの温度上昇率が大きく低
下する。
【００２２】期間Ｃは被検者の疲労回復とこれまでの検
査のデータ処理を兼ねた休憩期間である。休憩期間に入
ると同時に、ファン制御回路１１２の制御信号をオフす
る。この期間は傾斜磁場コイルに電力が印加されておら
ず、発熱量はゼロであることと、期間Ｂの後半にて発熱
量と放熱量が均衡していたことから、ファン１０７が停
止すると、傾斜磁場コイルボビン１０３の温度上昇はな
くなくなり、自然放熱特性による温度降下がおこる。
査のデータ処理を兼ねた休憩期間である。休憩期間に入
ると同時に、ファン制御回路１１２の制御信号をオフす
る。この期間は傾斜磁場コイルに電力が印加されておら
ず、発熱量はゼロであることと、期間Ｂの後半にて発熱
量と放熱量が均衡していたことから、ファン１０７が停
止すると、傾斜磁場コイルボビン１０３の温度上昇はな
くなくなり、自然放熱特性による温度降下がおこる。
【００２３】期間Ｄは、被検者１の追加の検査を施行す
る期間である。検査が再開されると、傾斜磁場コイルの
温度上昇が再び始まる。そして、傾斜磁場コイルの温度
が期間Ｂと同様に５０°Ｃになると、ファン制御回路１
１２の制御信号がオンする。以後期間Ａと同様な温度上
昇率で傾斜磁場コイルの温度が推移する。
る期間である。検査が再開されると、傾斜磁場コイルの
温度上昇が再び始まる。そして、傾斜磁場コイルの温度
が期間Ｂと同様に５０°Ｃになると、ファン制御回路１
１２の制御信号がオンする。以後期間Ａと同様な温度上
昇率で傾斜磁場コイルの温度が推移する。
【００２４】期間Ｅは被検者１の全ての検査が終了して
被検者１を磁石内から搬出作業をする期間である。期間
Ｆは被検者１と被検者２が交代する期間である。これら
の期間は期間Ｃと同様にファン１０７は停止しており、
傾斜磁場コイルは自然冷却され、温度が低下して行く。
被検者１を磁石内から搬出作業をする期間である。期間
Ｆは被検者１と被検者２が交代する期間である。これら
の期間は期間Ｃと同様にファン１０７は停止しており、
傾斜磁場コイルは自然冷却され、温度が低下して行く。
【００２５】期間Ｇは期間Ａと同じく被検者２の検査準
備期間であり、ファン１０７は停止状態を保っているの
で、傾斜磁場コイルは更に温度が低下する。期間Ｈ以後
検査の開始とともに傾斜磁場コイルが駆動され、再び傾
斜磁場コイルの温度は上昇し初める。そして、傾斜磁場
コイルの温度が５０°Ｃになるとファン制御回路１１２
の制御信号がオンする。以後被検者１の検査時の各期間
と同様な動作が繰り返される。
備期間であり、ファン１０７は停止状態を保っているの
で、傾斜磁場コイルは更に温度が低下する。期間Ｈ以後
検査の開始とともに傾斜磁場コイルが駆動され、再び傾
斜磁場コイルの温度は上昇し初める。そして、傾斜磁場
コイルの温度が５０°Ｃになるとファン制御回路１１２
の制御信号がオンする。以後被検者１の検査時の各期間
と同様な動作が繰り返される。
【００２６】本実施例では、ファン１０７の動作と傾斜
磁場の動作が完全にオーバーラップする。ＭＲＩの検査
では静磁場中でパルス的な傾斜磁場を発生させるため、
傾斜磁場コイルに電磁力が働き傾斜磁場コイルボビン１
０３が振動する。この振動により、傾斜磁場の動作音と
して大きな音が発生する。本実施例の様に、冷却装置の
動作を傾斜磁場の動作中に限定することで、傾斜磁場コ
イルの冷却による騒音が傾斜磁場の動作音にかき消され
ることになる。また、被検者の配設時、検査休止期間と
被検者の搬出時はＭＲＩ装置から発する騒音がない。こ
の時に被検者と医療関係者（医師，看護婦，検査技師）
との会話が妨害されることなく、被検者への安心感を与
えることが可能となる。あるいは、双方向通話のスピー
カ１２０より音楽を流すなど、良好な検査環境の演出が
より効果的となる。
磁場の動作が完全にオーバーラップする。ＭＲＩの検査
では静磁場中でパルス的な傾斜磁場を発生させるため、
傾斜磁場コイルに電磁力が働き傾斜磁場コイルボビン１
０３が振動する。この振動により、傾斜磁場の動作音と
して大きな音が発生する。本実施例の様に、冷却装置の
動作を傾斜磁場の動作中に限定することで、傾斜磁場コ
イルの冷却による騒音が傾斜磁場の動作音にかき消され
ることになる。また、被検者の配設時、検査休止期間と
被検者の搬出時はＭＲＩ装置から発する騒音がない。こ
の時に被検者と医療関係者（医師，看護婦，検査技師）
との会話が妨害されることなく、被検者への安心感を与
えることが可能となる。あるいは、双方向通話のスピー
カ１２０より音楽を流すなど、良好な検査環境の演出が
より効果的となる。
【００２７】図３は本発明の別の実施例を示す。この実
施例が図２と異なる点はファン１０７の動作をオン／オ
フ制御ではなく、傾斜磁場コイルの温度上昇に比例して
連続的に送風能力を変化させたことである。すなわち、
期間Ａでは、傾斜磁場コイルの温度上昇が無いので、フ
ァン１０７の動作が最少値（実質的にファンは停止して
いる）になる制御信号が出力されている。期間Ｂでは、
検査の施行に伴い傾斜磁場コイルの温度が上昇する。そ
こで、ファン制御回路１１２の制御信号もファンの送風
能力を最少値から最大値へ向けて変化するように出力す
る。期間Ｃの検査休止期間では、傾斜磁場コイルの温度
は上昇から下降に転ずるので、ファン制御回路１１２の
作制御信号も速やかに最少値に変化させるようにする。
施例が図２と異なる点はファン１０７の動作をオン／オ
フ制御ではなく、傾斜磁場コイルの温度上昇に比例して
連続的に送風能力を変化させたことである。すなわち、
期間Ａでは、傾斜磁場コイルの温度上昇が無いので、フ
ァン１０７の動作が最少値（実質的にファンは停止して
いる）になる制御信号が出力されている。期間Ｂでは、
検査の施行に伴い傾斜磁場コイルの温度が上昇する。そ
こで、ファン制御回路１１２の制御信号もファンの送風
能力を最少値から最大値へ向けて変化するように出力す
る。期間Ｃの検査休止期間では、傾斜磁場コイルの温度
は上昇から下降に転ずるので、ファン制御回路１１２の
作制御信号も速やかに最少値に変化させるようにする。
【００２８】本実施例のように冷却装置を運転すること
で、前述の実施例と同じ効果が得られるばかりでなく、
冷却装置のオン／オフ運転に伴う振動が発生しないので
検査環境をさらに良好にすることができる。また、傾斜
磁場コイルの温度上昇に連動してファン１０７を駆動す
るので、前記実施例と比較した場合に本実施例において
は、傾斜磁場コイルが高温状態において急激に冷却され
ることはないので、傾斜磁場コイルとボビンに加えられ
る熱的ストレスを低減することができる。これはＭＲＩ
装置の信頼性向上に寄与することになる。
で、前述の実施例と同じ効果が得られるばかりでなく、
冷却装置のオン／オフ運転に伴う振動が発生しないので
検査環境をさらに良好にすることができる。また、傾斜
磁場コイルの温度上昇に連動してファン１０７を駆動す
るので、前記実施例と比較した場合に本実施例において
は、傾斜磁場コイルが高温状態において急激に冷却され
ることはないので、傾斜磁場コイルとボビンに加えられ
る熱的ストレスを低減することができる。これはＭＲＩ
装置の信頼性向上に寄与することになる。
【００２９】図４は本発明のその他の実施例を説明する
概略構成図を示す。図において、傾斜磁場コイルボビン
１０３の温度を検出しその温度に対応した信号を出力す
るための温度検出器、例えば熱電対４０１がボビンに取
り付けてある。熱電対４０１の出力電圧は増幅器４０２
で１０倍に増幅されてコンパレータ回路４０３の一方の
入力端に印加されている。コンパレータ回路４０３では
増幅器４０２の出力電圧と他端に印加された基準電圧発
生器４０４の出力電圧とを比較した信号を出力する。こ
の基準電圧発生器４０４の電圧は５０°Ｃの時の熱電対
４０１の電圧の１０倍の値に設定されている。これによ
り、傾斜磁場コイルボビン１０３の温度が５０℃を超え
たときは、コンパレータ回路４０３の出力電圧は約５ボ
ルトの信号を出力し、傾斜磁場コイルボビン１０３の温
度が５０°Ｃ以下のときは、コンパレータ回路４０３の
出力電圧は１ボルト以下の信号を出力するようにする。
コンパレータ回路４０３の出力信号はファン制御回路１
１２に印加される。ファン制御回路１１２は２．５ボル
ト以上の電圧が加えられたとき、ファン１０７を駆動し
て冷風が傾斜磁場コイルボビン１０３とシムボビン１０
２の間隙に送り込まれるようにする。
概略構成図を示す。図において、傾斜磁場コイルボビン
１０３の温度を検出しその温度に対応した信号を出力す
るための温度検出器、例えば熱電対４０１がボビンに取
り付けてある。熱電対４０１の出力電圧は増幅器４０２
で１０倍に増幅されてコンパレータ回路４０３の一方の
入力端に印加されている。コンパレータ回路４０３では
増幅器４０２の出力電圧と他端に印加された基準電圧発
生器４０４の出力電圧とを比較した信号を出力する。こ
の基準電圧発生器４０４の電圧は５０°Ｃの時の熱電対
４０１の電圧の１０倍の値に設定されている。これによ
り、傾斜磁場コイルボビン１０３の温度が５０℃を超え
たときは、コンパレータ回路４０３の出力電圧は約５ボ
ルトの信号を出力し、傾斜磁場コイルボビン１０３の温
度が５０°Ｃ以下のときは、コンパレータ回路４０３の
出力電圧は１ボルト以下の信号を出力するようにする。
コンパレータ回路４０３の出力信号はファン制御回路１
１２に印加される。ファン制御回路１１２は２．５ボル
ト以上の電圧が加えられたとき、ファン１０７を駆動し
て冷風が傾斜磁場コイルボビン１０３とシムボビン１０
２の間隙に送り込まれるようにする。
【００３０】図５は本発明の第四の実施例である。この
実施例では、ファン制御回路１１２は印加電圧に比例し
てファンの送風能力を変化する（例えば、インバータ回
路で誘導モートルの回転数を制御する）ように構成され
ている。熱電対４０１の出力電圧を増幅器４０２で増幅
してファン制御回路１１２に接続することで、傾斜磁場
コイルボビン１０３の温度に応じて送風量を連続的に制
御することが可能である。以上の図４や図５の実施例で
は傾斜磁場コイルの温度を実質的に直接検出しているこ
とや、コンピュータによる制御ソフトが不要であること
から、冷却手段を簡便に構成することができる。
実施例では、ファン制御回路１１２は印加電圧に比例し
てファンの送風能力を変化する（例えば、インバータ回
路で誘導モートルの回転数を制御する）ように構成され
ている。熱電対４０１の出力電圧を増幅器４０２で増幅
してファン制御回路１１２に接続することで、傾斜磁場
コイルボビン１０３の温度に応じて送風量を連続的に制
御することが可能である。以上の図４や図５の実施例で
は傾斜磁場コイルの温度を実質的に直接検出しているこ
とや、コンピュータによる制御ソフトが不要であること
から、冷却手段を簡便に構成することができる。
【００３１】以上の実施例では、冷却手段の冷媒として
空気を用いているが、冷媒として水などの液体を用いる
場合でも同じように本発明が適用できる。
空気を用いているが、冷媒として水などの液体を用いる
場合でも同じように本発明が適用できる。
【００３２】
【発明の効果】本発明によれば、傾斜磁場コイルの冷却
手段を常時駆動させる必要がなくなる。この結果、検査
の開始時に騒音を発生させず被検者に与える心理的な圧
迫感を最少にすることができる。
手段を常時駆動させる必要がなくなる。この結果、検査
の開始時に騒音を発生させず被検者に与える心理的な圧
迫感を最少にすることができる。
【図１】本発明の実施例を示すＭＲＩ装置の構成図。
【図２】傾斜磁場の動作と傾斜磁場コイルの温度と冷却
装置の動作を説明する図。
装置の動作を説明する図。
【図３】傾斜磁場の動作と傾斜磁場コイルの温度と冷却
装置の動作を説明する図。
装置の動作を説明する図。
【図４】本発明の他の実施例を示すＭＲＩ装置の部分構
成図。
成図。
【図５】本発明の更に他の実施例を示すＭＲＩ装置の部
分構成図。
分構成図。
１０１ 磁石 １０２ シムボビン １０３ 傾斜磁場コイルボビン １０４ 高周波コイル １０５ 患者テーブル １０６ 被検者 １０７ ファン １０８ 排気ダクト １０９ 電磁シールド室 １１０ フィルター回路 １１１ 磁石コントロール回路 １１２ ファン制御回路 １１３ 傾斜磁場電源 １１４ 高周波回路ユニット １１５ コンピュータ １１６ 制御回路 １１９ マイクロホン １２０ スピーカ １２１ 双方向通話器 ４０１ 熱伝対 ４０２ 増幅器 ４０３ コンパレータ回路
Claims (5)
- 【請求項１】 被検体を配設する空間に均一な強度の磁
場を発生する磁場発生手段と、前記空間に傾斜磁場を発
生する手段と、前記被検体に高周波磁場を印加する手段
と、前記傾斜磁場発生手段の傾斜磁場コイルを冷却する
手段とを備え、前記被検体の所定部位に核磁気共鳴現象
を起こさせ、その信号を検出し画像処理を行って画像表
示する磁気共鳴検査装置において、前記傾斜磁場コイル
の冷却手段の動作を前記傾斜磁場発生手段の動作に実質
的に連動して制御する手段を設けたことを特徴とする磁
気共鳴検査装置。 - 【請求項２】 前記傾斜磁場発生手段の冷却手段はその
能力を連続的あるいは、少なくとも２段階以上に変化で
きることを特徴とする請求項１記載の磁気共鳴検査装
置。 - 【請求項３】 前記傾斜磁場コイルの動作後の時間経過
とともに上昇する温度を予測する手段と、前記傾斜磁場
コイルが所定の予測温度になった時刻に前記冷却手段の
動作を開始する手段を備えたことを特徴とする請求項１
記載の磁気共鳴検査装置。 - 【請求項４】 前記傾斜磁場コイルの温度を計測する手
段と、前記傾斜磁場コイルが所定値の温度と成った時に
前記冷却手段の動作を開始する手段を備えたことを特徴
とする請求項１記載の磁気共鳴検査装置。 - 【請求項５】 検査対象物に位置に応じて発生する磁場
強度が異なる傾斜磁場を印加して、核磁気共鳴信号の分
布を得る磁気共鳴検査装置の運転方法において、前記検
査対象物に印加する傾斜磁場の発生動作に実質的に連動
して傾斜磁場発生手段を冷却することを特徴とする磁気
共鳴検査装置の運転方法。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP9044913A JPH10225446A (ja) | 1997-02-14 | 1997-02-14 | 磁気共鳴検査装置およびその運転方法 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP9044913A JPH10225446A (ja) | 1997-02-14 | 1997-02-14 | 磁気共鳴検査装置およびその運転方法 |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH10225446A true JPH10225446A (ja) | 1998-08-25 |
Family
ID=12704709
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP9044913A Pending JPH10225446A (ja) | 1997-02-14 | 1997-02-14 | 磁気共鳴検査装置およびその運転方法 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPH10225446A (ja) |
Cited By (9)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US6977501B2 (en) * | 2002-05-07 | 2005-12-20 | Kabushiki Kaisha Toshiba | MRI apparatus and method for calculating predicted and/or actual net accumulated gradient coil heat and/or temperature |
| GB2438758A (en) * | 2006-06-30 | 2007-12-05 | Gen Electric | Providing forced airflow to a surface of a gradient coil |
| JP2010075753A (ja) * | 2010-01-12 | 2010-04-08 | Toshiba Corp | Ｍｒｉ装置 |
| US7868617B2 (en) | 2007-11-15 | 2011-01-11 | General Electric Co. | Cooling system and apparatus for controlling drift of a main magnetic field in an MRI system |
| WO2012127450A1 (en) * | 2011-03-24 | 2012-09-27 | Koninklijke Philips Electronics N.V. | Reduction of peak electrical power consumption in magnetic resonance imaging systems |
| CN104736051A (zh) * | 2012-12-05 | 2015-06-24 | 株式会社日立医疗器械 | 磁共振成像装置以及磁共振成像装置的风扇电动机的运转方法 |
| WO2015197321A1 (en) * | 2014-06-23 | 2015-12-30 | Koninklijke Philips N.V. | Air ventilation system with radio frequency shielding for use in magnetic resonance imaging systems |
| JP2017035306A (ja) * | 2015-08-10 | 2017-02-16 | 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 |
| CN110325870A (zh) * | 2017-02-20 | 2019-10-11 | 皇家飞利浦有限公司 | 在个体梯度通道中具有受控冷却的梯度系统 |
-
1997
- 1997-02-14 JP JP9044913A patent/JPH10225446A/ja active Pending
Cited By (18)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US6977501B2 (en) * | 2002-05-07 | 2005-12-20 | Kabushiki Kaisha Toshiba | MRI apparatus and method for calculating predicted and/or actual net accumulated gradient coil heat and/or temperature |
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| US9594132B2 (en) | 2011-03-24 | 2017-03-14 | Koninklijke Philips N.V. | Reduction of peak electrical power consumption in magnetic resonance imaging systems |
| CN103443642A (zh) * | 2011-03-24 | 2013-12-11 | 皇家飞利浦有限公司 | 降低磁共振成像系统中峰值电功耗 |
| WO2012127450A1 (en) * | 2011-03-24 | 2012-09-27 | Koninklijke Philips Electronics N.V. | Reduction of peak electrical power consumption in magnetic resonance imaging systems |
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| WO2015197321A1 (en) * | 2014-06-23 | 2015-12-30 | Koninklijke Philips N.V. | Air ventilation system with radio frequency shielding for use in magnetic resonance imaging systems |
| CN106415297A (zh) * | 2014-06-23 | 2017-02-15 | 皇家飞利浦有限公司 | 用于在磁共振成像系统中使用的具有射频屏蔽的空气通风系统 |
| JP2017525409A (ja) * | 2014-06-23 | 2017-09-07 | コーニンクレッカ フィリップス エヌ ヴェＫｏｎｉｎｋｌｉｊｋｅ Ｐｈｉｌｉｐｓ Ｎ．Ｖ． | 磁気共鳴撮像システムにおける使用のための、無線周波数シールドを有する空気換気システム |
| RU2638098C1 (ru) * | 2014-06-23 | 2017-12-11 | Конинклейке Филипс Н.В. | Система вентиляции воздуха с радиочастотным экранированием для использования в системах магнитно-резонансной визуализации |
| US10145911B2 (en) | 2014-06-23 | 2018-12-04 | Koninklijke Philips N.V. | Air ventilation system with radio frequency shielding for use in magnetic resonance imaging systems |
| CN106415297B (zh) * | 2014-06-23 | 2019-08-06 | 皇家飞利浦有限公司 | 用于在磁共振成像系统中使用的具有射频屏蔽的空气通风系统 |
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