JP2007181615A - Ｍｒｉ装置及びｍｒｉ用電源装置 - Google Patents

Abstract

【課題】 スイッチング電源が発生するノイズに起因したＭＲ信号のＳ／Ｎ劣化を低減する。
【解決手段】 スイッチング電源５１１の入力端及び出力端に所定の中心周波数と遮断帯域を有するトラップフィルタ５１２及び５１３を設ける。又、スイッチング電源５１１の出力端とＭＲ信号の受信回路を接続する直流電源ライン５３１あるいはスイッチング電源５１１の入力端に接続された交流電源ライン５２１がＭＲ信号実効波長λｘの１／４以上の長さを有している場合、直流電源ライン５３１の前記出力端から略λｘ／４の位置に上述と略等しい特性のトラップフィルタ５３２を挿入し、同様にして、交流電源ライン５２１の前記入力端から略λｘ／４の位置にトラップフィルタ５２２を挿入する。尚、上述の中心周波数と遮断帯域は、前記受信回路が受信するＭＲ信号の中心周波数（ラーモア周波数）とその信号帯域に基づいて設定される。
【選択図】 図３

Description

本発明はＭＲＩ装置及びＭＲＩ用電源装置に係り、特に、電源ノイズを遮断することにより画像データのＳ／Ｎを改善したＭＲＩ装置及びＭＲＩ用電源装置に関する。

磁気共鳴イメージング法（ＭＲＩ）は、静磁場中に置かれた被検体組織の原子核スピンを、そのラーモア周波数をもつ高周波信号（ＲＦパルス）で励起し、この励起に伴って発生する磁気共鳴信号（ＭＲ信号）から画像データを再構成するイメージング法である。

ＭＲＩ装置は、生体内から検出されるＭＲ信号に基づいて画像データを生成する画像診断装置であり、解剖学的診断情報のみならず生化学的情報や機能診断情報など多くの診断情報を得ることができるため、今日の画像診断の分野では不可欠なものとなっている。

このＭＲＩ装置では、ラーモア周波数ｆ０（例えば６３．９ＭＨｚ）を中心とした所定帯域（例えば±２５０ＫＨｚ）の周波数成分を有したＲＦパルスを被検体に照射し、同一の周波数成分を有したＭＲ信号を前記被検体から受信して画像データの生成を行なっている。このＭＲ信号は極めて微小な信号ゆえに同一の周波数成分を有するノイズを極力排除する必要がある。このため、ＭＲ信号の検出を行なう送受信コイルやこの送受信コイルによって検出されたＭＲ信号を所定の振幅に増幅する受信回路は、通常、シールドルームの内部に設置されている。

そして、ＭＲ信号の信号帯域を含む広帯域のノイズ源となり得るデジタル回路やスイッチング回路等は、前記シールドルームの外部へ設置あるいはＭＲ信号の収集中は動作を停止することによりＭＲ信号に対するノイズの混入を避けている。

一方、上述の受信回路に対して直流電圧／電流を供給するＭＲＩ用電源として、ＭＲ信号の信号帯域におけるノイズ成分が極めて小さな所謂ドロッパ電源が用いられ、このドロッパ電源を上述の受信回路と共にシールドルームの内部に設置する方法が採られてきた。

但し、このドロッパ電源は、スイッチング電源と比較してサイズが極めて大きいためシールドルームに設置する際には広い設置面積を必要とし、更に、トランス等の磁性体を大量に有しているため交換作業等においてＭＲＩ装置の静磁場による吸引事故が発生する危険性が高い。このため、ドロッパ電源をシールドルームの外部に設置し、長い直流電源ケーブルを介して受信回路に所望の直流電圧／電流を供給する方法が行なわれることもある。

図６は、ドロッパ電源を有した直流電源ユニットの従来の設置方法を示したものであり、図６（ａ）は、シールドルームの内部に設置された直流電源ユニット５１Ａ、又、図６（ｂ）は、シールドルームの外部に設置された直流電源ユニット５１Ｂを示している。

即ち、図６（ａ）において、シールドルームに設置された直流電源ユニット５１Ａは、交流電源ケーブル５２Ａを介してシールドルームの外部から供給された交流電圧／電流を所定の直流電圧／電流に変換して受信回路３１３に供給する。このとき交流電源ケーブル５２Ａが通過するシールドルームの壁部には、交流電源ケーブル５２Ａを介してシールドルームの外部から侵入する外来ノイズを遮断するためのラインフィルタ１２０Ａが設けられている。

一方、図６（ｂ）において、シールドルームの外部に設置された直流電源ユニット５１Ｂは、交流電源ケーブル５２Ｂを介して供給された交流電圧／電流を所定の直流電圧／電流に変換し、直流電源ケーブル５３Ｂを介してシールドルーム内の受信回路３１３に供給する。この場合も直流電源ケーブル５３Ｂが通過するシールドルームの壁部には、この直流電源ケーブル５３Ｂを介してシールドルームの外部から侵入する外来ノイズを遮断するためのラインフィルタ１２０Ｂが設けられている。そして、直流電源ユニット５１Ａや直流電源ユニット５１Ｂの入出力端には、これらの直流電源ユニットが発生する電源ノイズの交流電源ケーブル５２Ａ及び５２Ｂや直流電源ケーブル５３Ａ及び５３Ｂへの伝搬を遮断するπ型フィルタ等のフィルタ回路が取り付けられている。

ところで、近年のパラレルイメージング法の発達に伴って受信回路の規模は増大し、このような受信回路に直流電圧／電流を供給するために大きな電源容量を有した直流電源ユニットが要求されている。そして、大容量化に伴って大型化されたドロッパ電源で構成される直流電源ユニットをシールドルームの内部に設置する場合、設置面積の増大や設置作業の困難度、更には、吸引事故等の危険性は深刻な問題となっている。

一方、直流電源ユニットをシールドルームの外部に設置する場合、長い直流電源ケーブルを大電流が流れることによって生ずる電圧ドロップを低減するために太い芯線（電源ライン）を有した直流電源ケーブルが要求される。又、シールドルームの壁部に取り付けられたラインフィルタは直流電流の増加に伴ってその規模が増大し、更に、ラインフィルタや直流電源ケーブルは種々の直流電圧の各々に対応させて複数個あるいは複数本設ける必要がある。

このような問題点に対し、小型で大きな電源容量を得ることが可能なスイッチング電源によって構成される直流電源ユニットをシールドルームの内部に設置して用いる方法が考えられる。この方法によれば、スイッチング電源はシールドルーム内の広い設置面積を必要としないのみならず、大きなトランスを有した従来のドロッパ電源と比較して磁性体量が極めて少ないため静磁場による吸引事故の発生を防ぐことができる。

しかしながら、スイッチング電源は大きなスイッチングノイズ（電源ノイズ）を発生し、このスイッチング電源から発生したスイッチングノイズが放射ノイズあるいは伝導ノイズとなって上述の受信回路に侵入することによりＭＲ信号のＳ／Ｎを著しく劣化させるという問題点を有している。

本発明は、上述の問題点に鑑みてなされたものであり、その目的は、スイッチング電源を有した直流電源ユニットの入出力端にトラップフィルタを設けることにより、Ｓ／Ｎに優れたＭＲ信号の検出が可能なＭＲＩ装置及びＭＲＩ用電源装置を提供することにある。

上記課題を解決するために、請求項１に係る本発明のＭＲＩ用電源装置は、スイッチング方式により交流を直流に変換するスイッチング電源と、前記スイッチング電源の入力端に接続された交流電源ラインと、前記スイッチング電源の出力端に接続されＭＲＩ装置の受信回路に対して直流電圧／電流を供給する直流電源ラインと、前記スイッチング電源の入力端及び出力端の少なくとも何れかにおいて取り付けられた所定の中心周波数と帯域を有する第１のトラップフィルタを備え、前記第１のトラップフィルタの前記中心周波数と前記帯域は、前記受信回路において受信されるＭＲ信号に基づいて設定されることを特徴としている。

一方、請求項９に係る本発明のＭＲＩ装置は、静磁場と傾斜磁場が印加された被検体に対してＲＦパルスを照射することにより発生するＭＲ信号を受信回路で受信して画像データを生成するＭＲＩ装置において、前記受信回路に対して直流電圧／電流を供給する手段として請求項１乃至請求項８の何れか１項に記載したＭＲＩ用電源装置を備えたことを特徴としている。

又、請求項１０に係る本発明のＭＲＩ装置は、静磁場と傾斜磁場が印加された被検体に対してＲＦパルスを照射することにより発生するＭＲ信号を受信回路で受信して画像データを生成するＭＲＩ装置において、前記受信回路において受信されるＭＲ信号に基づいて設定された中心周波数と帯域を有するトラップフィルタが入力端及び出力端の少なくともいずれかに取り付けられ、前記受信回路に対して直流電圧／電流を供給するＭＲＩ用電源装置を備えたことを特徴としている。

本発明によれば、スイッチング電源を有した直流電源ユニットの入出力端にトラップフィルタを設けることによりこの直流電源ユニットにて発生したスイッチングノイズの流出を低減することができるため、Ｓ／Ｎに優れたＭＲ信号の検出が可能となる。

以下、図面を参照して本発明の実施例を説明する。

以下に示す本発明の実施例における第１の特徴は、ＭＲＩ装置の送受信コイル部に設けられた受信回路に対して直流電圧／電流を供給するスイッチング電源を有した直流電源ユニットを前記受信回路が設置されたシールドルームに設け、この直流電源ユニットの入力端及び出力端に所定の中心周波数と遮断帯域を有するトラップフィルタ（第１のトラップフィルタ）を備えることにある。このトラップフィルタの中心周波数と遮断帯域は、前記受信回路が受信するＭＲ信号の中心周波数（ラーモア周波数）とその信号帯域に基づいて設定される。

又、本実施例の第２の特徴は、直流電源ユニットの出力端とＭＲ信号の受信回路を接続する直流電源ラインあるいは直流電源ユニットの入力端に接続された交流電源ラインがＭＲ信号実効波長λｘの１／４以上の長さを有している場合、直流電源ラインの前記出力端から略λｘ／４の位置あるいは交流電源ラインの前記入力端から略λｘ／４の位置に上述と略等しい特性を有するトラップフィルタ（第２のトラップフィルタ）を挿入することにある。

（装置の構成）
本発明の実施例におけるＭＲＩ装置の構成につき図１乃至図５を用いて説明する。尚、図１は、本実施例におけるＭＲＩ装置の全体構成を示すブロック図であり、図３は、このＭＲＩ装置に備えられたＭＲＩ用電源装置（以下では、電源装置と呼ぶ。）を説明するための図である。

図１に示したＭＲＩ装置１００は、被検体１５０に対して磁場を発生する静磁場発生部１及び傾斜磁場発生部２と、被検体１５０に対しＲＦパルスの照射とＭＲ信号の受信を行なう送受信部３と、この送受信部３の後述する送受信コイル部３１に対して直流電圧／電流を供給する電源装置５と、被検体１５０を載置する寝台４を備えている。

更に、ＭＲＩ装置１００は、送受信部３において受信されたＭＲ信号を再構成処理して画像データを生成する画像データ生成部６と、生成した画像データを表示する表示部７と、ＭＲ信号の収集条件や画像データの表示条件の設定、各種コマンド信号の入力等を行なう入力部８と、ＭＲＩ装置１００における上述の各ユニットを制御する制御部９を備えている。

静磁場発生部１は、超電導磁石１１と、この超電導磁石１１に電流を供給する静磁場電源１２を備え、被検体１５０の周囲に強力な静磁場を形成する。

傾斜磁場発生部２は、互いに直交するＸ、Ｙ及びＺ軸方向の傾斜磁場を形成する傾斜磁場コイル２１と、傾斜磁場コイル２１の各々に対して電流を供給する傾斜磁場電源２２を備えている。

傾斜磁場電源２２には、制御部９によって傾斜磁場制御信号が供給され、被検体１５０が置かれた空間の符号化が行なわれる。即ち、傾斜磁場制御信号に基づいて傾斜磁場電源２２からＸ，Ｙ，Ｚ軸方向の傾斜磁場コイル２１に供給されるパルス電流を制御することにより、Ｘ，Ｙ，Ｚ軸方向の傾斜磁場は合成されて互いに直交するスライス選択傾斜磁場Ｇｓ、位相エンコード傾斜磁場Ｇe及び読み出し（周波数エンコード）傾斜磁場Ｇｒが任意の方向に形成される。そして、各方向の傾斜磁場は、超電導磁石１１によって形成された静磁場に重畳されて被検体１５０に加えられる。

送受信部３は、被検体１５０に対してＲＦパルスを照射すると共に被検体１５０にて発生したＭＲ信号を検出する送受信コイル部３１と、この送受信コイル部３１に接続された送信部３２及び受信信号処理部３３が備えられている。そして、送受信コイル部３１には、図示しない送受信コイルとこの送受信コイルによって検出されたＭＲ信号を高Ｓ／Ｎで増幅するために前記送受信コイルの近傍に配置された受信回路を備えている。但し、送受信コイル部３１において送信コイルと受信コイルが分離して設けられている場合、上述の受信回路は受信コイルに接続され、この受信コイルの近傍に配置される。

一方、送信部３２は、超電導磁石１１の静磁場強度によって決定される磁気共鳴周波数と同じ周波数を有し所定の選択励起波形で変調されたＲＦパルス電流を送受信コイル部３１の送受信コイルに供給し、被検体１５０にＲＦパルスを照射する。一方、受信信号処理部３３は、送受信コイル部３１がＭＲ信号として受信した電気信号に対し中間周波変換、位相検波、更にはフィルタリングなどの信号処理を行った後Ａ／Ｄ変換を行なう。

そして、上述の超電導磁石１１、傾斜磁場コイル２１及び送受信コイル部３１はＭＲＩ装置の図示しないガントリ（架台）に設けられ、このガントリの中央部には撮影野が形成される。

一方、電源装置５は、送受信コイル部３１に設けられた受信回路に対して直流電圧／電流を供給するための電源装置であり、小さな電源サイズで大容量の電流を供給することが可能なスイッチング電源を有している。そして、この電源装置５は、上述のガントリや寝台４と共にシールドルームの内部に設置される。

図２は、シールドルームに設置された電源装置５を示したものであり、この電源装置５は、１００Ｖあるいは２００Ｖの交流電圧／電流を所望の直流電圧／電流に変換する直流電源ユニット５１と、この直流電源ユニット５１に交流電圧／電流を供給する交流電源ケーブル５２と、直流電源ユニット５１が生成した所定の直流電圧／電流をガントリ１１０の内部に収納された送受信コイル部３１の受信回路３１３に供給する直流電源ケーブル５３を備えている。但し、交流電源ケーブル５２が通過するシールドルームの壁部にはこの交流電源ケーブル５２を介して外部から進入するノイズを遮断するためのラインフィルタ１２０が設けられている。

次に、上述の電源装置５の構成につき図３を用いて更に詳しく説明する。図３に示した電源装置５の直流電源ユニット５１は、交流電圧／電流をスイッチング方式によって所望の直流電圧／電流に変換するスイッチング電源５１１と、このスイッチング電源５１１の入力端（ＡＣ端子）に取り付けられたトラップフィルタ５１２及び出力端（ＤＣ端子）に取り付けられたトラップフィルタ５１３と、スイッチング電源５１１とトラップフィルタ５１２及び５１３を覆うシールドケース５１４を有している。

そして、トラップフィルタ５１２は、スイッチング電源５１１が発生するスイッチングノイズの交流電源ケーブル５２への伝搬を抑制し、前記スイッチングノイズの交流電源ケーブル５２からシールドルーム内への放射を防止する。同様にして、トラップフィルタ５１３は、前記スイッチングノイズの直流電源ケーブル５３への伝搬を抑制し、このスイッチングノイズの直流電源ケーブル５３からシールドルーム内への放射を防止する。一方、シールドケース５１４は、スイッチング電源５１１から直接放射されるスイッチングノイズのシールドルーム内への放射を防止する。

一方、電源装置５の交流電源ケーブル５２は、スイッチング電源５１１の入力端に接続されシールドルームの外部より交流電圧／電流を供給する交流電源ライン５２１と、この交流電源ライン５２１の前記入力端から略λｘ／４（λｘはＭＲ信号実効波長）の位置に挿入されたトラップフィルタ５２２と、錫メッキ軟銅線等の素線を編んで形成され交流電源ライン５２１及びトラップフィルタ５２２を覆うように取り付けられた編組線５２３を有している。

又、電源装置５の直流電源ケーブル５３は、スイッチング電源５１１の出力端に接続され送受信コイル部３１の受信回路３１３に対して所望の直流電圧／電流を供給する直流電源ライン５３１と、この直流電源ライン５３１の前記出力端から略λｘ／４の位置に挿入されたトラップフィルタ５３２と、上述と同様の素線を編んで形成され直流電源ライン５３１及びトラップフィルタ５３２を覆うように取り付けられた編組線５３３を有している。

そして、交流電源ケーブル５２の編組線５２３及び直流電源ケーブル５３の編組線５３３の一方の端部は直流電源ユニット５１のシールドケース５１４に接続され、交流電源ケーブル５２及び直流電源ケーブル５３の内部に閉じ込められた放射ノイズやトラップフィルタ５１２及び５１３からの放射ノイズのシールドルーム内への漏洩を防止している。

尚、上述のＭＲ信号実効波長λｘとは、ラーモア周波数ｆ０と同じ周波数を有するスイッチングノイズが交流電源ライン５２１あるいは直流電源ライン５３１を伝搬する際の波長であり、通常、同一周波数の電磁波が空中を伝搬する際の波長λ０にケーブル短縮率αを乗ずることによって求めることができる。例えば、超伝導磁石１１により１．５Ｔの磁場強度に置かれた被検体１５０から検出されるＭＲ信号の中心周波数ｆ０は６３．９ＭＨｚであり、この中心周波数と同一周波数のスイッチングノイズが空中を伝搬する際の波長λ０は、λ０＝Ｃ０／ｆ０＝４．７ｍとなる。従ってケーブル短縮率αが０．６５の場合のＭＲ信号実効波長λｘはλｘ＝αλ０＝３．１ｍとなる。

次に、トラップフィルタ５２２及び編祖線５２３は、トラップフィルタ５１２において十分抑制できずに交流電源ライン５２１に漏洩したスイッチングノイズの影響を低減するためのものであり、トラップフィルタ５２２は、スイッチングノイズの交流電源ライン５２１への流出によって生ずる共振を防止して交流電源ライン５２１からの放射ノイズを低減し、更に、編組線５２３は、交流電源ライン５２１からの放射ノイズをシールドしてシールドルーム内への放射を防止する。

同様にして、トラップフィルタ５３２及び編祖線５３３は、トラップフィルタ５１３から直流電源ライン５３１に漏洩したスイッチングノイズの影響を低減するためのものであり、トラップフィルタ５３２は、スイッチングノイズの直流電源ライン５３１への流出によって生ずる共振を防止して直流電源ライン５３１からの放射ノイズを低減し、更に、編組線５３３は、直流電源ライン５３１からの放射ノイズをシールドしてシールドルーム内への放射を防止する。

次に、図４を用い電源装置５の直流電源ユニット５１に設けられたトラップフィルタ５１３と直流電源ケーブル５３に設けられたトラップフィルタ５３２の構成について説明する。

図４において、２端子からなるスイッチング電源５１１の出力端の各々には、インダクタンスＬ１のコイルとキャパシタンスＣ１のコンデンサが並列接続されたトラップフィルタ５１３ａ及び５１３ｂの一方の端子が接続され、トラップフィルタ５１３ａ及び５１３ｂの他の端子には直流電源ライン５３１ａ及び５３１ｂが接続される。

更に、直流電源ライン５３１ａ及び５３１ｂにおけるトラップフィルタ５１３ａ及び５１３ｂから略λｘ／４だけ離れた位置にインダクタンスＬ２のコイルとキャパシタンスＣ２のコンデンサが並列接続されたトラップフィルタ５３２ａ及び５３２ｂが夫々挿入される。

即ち、トラップフィルタ５１３ａ及び５１３ｂとトラップフィルタ５３２ａ及び５３２ｂは、２π（Ｌ１・Ｃ１）^１／２及び２π（Ｌ２・Ｃ２１）^１／２を共振周波数とした並列共振回路によって構成され、これらの共振周波数は、超電導磁石１１の静磁場強度によって決定される磁気共鳴周波数（ラーモア周波数）ｆｏと略等しくなるように設定される。例えば、ラーモア周波数ｆ０が６３．９ＭＨｚ、インダクタンスＬ１が１００ｎＨの場合、キャパシタンスＣ１は６２ｐＦとなる。

そして、上述のトラップフィルタ５１３ａ及び５１３ｂとトラップフィルタ５３２ａ及び５３２ｂは、ＭＲ信号と同一の中心周波数と帯域幅を有するスイッチングノイズのノイズ成分に対して大きなインピーダンス特性を呈するため、このノイズ成分の直流電源ライン５３１ａ及び５３１ｂへの漏洩を防止すると共に直流電源ライン５３１ａ及び５３１ｂの共振に起因する放射ノイズを低減することができる。

以上、スイッチング電源５１１の出力端側に取り付けられたトラップフィルタ５１３及び５３２について述べたが、スイッチング電源５１１の入力端側においても同様の方法によりトラップフィルタ５１２及び５２２が取り付けられる。

次に、トラップフィルタ５１３のノイズ低減効果につき図５を用いて説明する。図５（ａ−１）は、送受信部３の送信部３２から供給されたＲＦパルス電流に基づいて送受信コイル部３１の送受信コイルから被検体１５０に照射されるＲＦパルスであり、又、図５（ａ−２）は、このＲＦパルスの周波数スペクトラムを示している。即ち、図５（ａ−１）に示すように、ラーモア周波数ｆ０と略同じ周波数を有し所定の選択励起波形（例えば、sinc関数）で変調されたＲＦパルスが用いられる場合、このＲＦパルスの周波数スペクトラムは図５（ａ−２）に示すような中心周波数ｆ０と帯域幅２Δｆを有する矩形周波数スペクトラムとなる。そして、前記送受信コイルによって検出されるＭＲ信号も図５（ａ−２）と同じ形状の周波数スペクトラムを有する。

一方、図５（ｂ−１）は、スイッチング電源５１１から生ずるスイッチングノイズの周波数スペクトラム、図５（ｂ−２）は、トラップフィルタ５１３を通過したスイッチングノイズの周波数スペクトラムを示している。

スイッチング電源５１１は、通常数十ＫＨｚ乃至数百ＫＨｚの基本クロック周波数によってスイッチング動作が行なわれる。このためスイッチング電源５１１から発生するスイッチングノイズは、上述の基本クロック周波数を隣接スペクトラムの間隔とした線スペクトラムとなり、この線スペクトラムは、図５（ａー２）に示したＭＲ信号の信号帯域においても許容できない大きさで存在している。

一方、図５（ｂ−２）の破線はトラップフィルタ５１３の通過特性であり、このトラップフィルタ５１３によりｆｏを中心とした帯域幅２Δｆの範囲におけるスイッチングノイズが遮断されることを模式的に示している。この場合、トラップフィルタ５１３を通過したスイッチングノイズのｆｏ±Δｆにおける成分はトラップフィルタ５１３を通過する前の成分に対し−８０ｄＢ以下になるようにフィルタ定数を設定することが望ましい。

図１に戻って、寝台４の上面にスライド可能に備えられた天板は、撮影位置を設定するために被検体１５０を体軸方向の任意の位置に移動させることが可能であり、ガントリ１１０の撮影野１５１に挿入可能な構造になっている。そして、静磁場発生部１の超電導磁石１１、傾斜磁場発生部２の傾斜磁場コイル２１、送受信部３の送受信コイル部３１及び直流電源装置５は、寝台４と共に撮影室（シールドルーム）に設置される。

次に、画像データ生成部６は、記憶部６１と高速演算部６２を備え、記憶部６１は、ＭＲ信号を記憶するＭＲ信号記憶部６１１と、画像データを記憶する画像データ記憶部６１２を備えている。そして、ＭＲ信号記憶部６１１には、受信信号処理部３３によって中間周波変換、位相検波、更にはＡ／Ｄ変換されたＭＲ信号が記憶され、画像データ記憶部６１２には、上述のＭＲ信号を再構成処理して得られた画像データが保存される。

一方、画像データ生成部６の高速演算部６２は、ＭＲ信号記憶部６１１に一旦保存されたＭＲ信号に対して２次元フーリエ変換による画像再構成処理を行ない、実空間の画像データを生成する。

表示部７は、図示しない表示データ生成回路と変換回路とモニタを備え、前記表示データ生成回路は、画像データ生成部６の画像データ記憶部６１２から供給された画像データと制御部９を介して入力部８から供給された被検体情報等の付帯情報を合成して表示データを生成し、前記変換回路は、前記表示データを所定の表示フォーマットに変換し、更に、Ｄ／Ａ変換とテレビフォーマット変換を行なって生成した映像信号をＣＲＴあるいは液晶からなる前記モニタに表示する。

次に、入力部８は、操作卓上にスイッチやキーボード、マウスなどの各種入力デバイスや表示パネルを備えており、被検体情報の入力、ＭＲ信号の収集条件や画像データの表示条件の設定、天板４の移動指示信号や撮影開始コマンド信号等の入力を行なう。

そして、制御部９は、主制御部９１と、シーケンス制御部９２とを備えている。主制御部９１は、図示しないＣＰＵと記憶回路を備え、ＭＲＩ装置１００を統括して制御する機能を有している。そして、主制御部９１の記憶回路には、入力部８にて入力あるいは設定された被検体情報、ＭＲ信号の収集条件、画像データの表示条件、画像表示フォーマットに関する情報等が保存される。

又、主制御部９１のＣＰＵは、入力部８から入力された上述の情報に基づくパルスシーケンス情報（例えば傾斜磁場コイル２１や送受信コイル部３１の送受信コイルに印加するパルス電流の大きさ、印加時間、印加タイミングなどに関する情報）を生成しシーケンス制御部９２に供給する。

制御部９のシーケンス制御部９２は、図示しないＣＰＵと記憶回路を備えており、主制御部９１から送られてきたパルスシーケンス情報を前記記憶回路に一旦記憶した後、このパルスシーケンス情報に従って傾斜磁場発生部２の傾斜磁場電源２２と送受信部３の送信部３２及び受信信号処理部３３を制御する。

以上述べた本発明の実施例によれば、スイッチング電源を有した直流電源ユニットの入出力端に第１のトラップフィルタを設けることによりラーモア周波数を中心とした所定帯域の周波数成分を有するスイッチングノイズの流出を低減することができる。

又、上述の直流電源ユニットの入出力端に接続された交流電源ラインや直流電源ラインに対して第２のトラップフィルタを挿入することにより第１のトラップフィルタを漏洩したスイッチングノイズの伝搬を遮断することができ、更に、この第２のトラップフィルタを交流電源ラインや直流電源ラインのλｘ／４位置に挿入することにより波長λｘのスイッチングノイズに起因する電源ラインの共振を抑えることができる。

更に、スイッチング電源と第１のトラップフィルタをシールドケースで覆い、第２のトラップフィルタと交流電源ケーブル及び直流電源ケーブルを編組線で覆うことによりこれらの部品から放射されるスイッチングノイズを遮蔽することができる。

以上の理由により、ＭＲＩ装置の受信回路は、スイッチング電源が発生するスイッチングノイズの影響を受けることなくＳ／Ｎに優れたＭＲ信号の検出が可能となる。

一方、上述の実施例における直流電源ユニットは、小型ゆえに広い設置面積を必要としないためシールドルームに設置してもＭＲＩ装置の操作者による医療行為を妨げない。更に、この直流電源ユニットが備えたスイッチング電源は、大きなトランス回路を有しないため磁性体量が従来のドロッパ電源と比較して極めて少ない。従って、直流電源ユニットの交換等において発生する吸引事故を防ぐことができ、更に、直流電源ユニットは、スイッチング電源の使用により軽量となるため設置作業が容易となる。

又、上述の実施例におけるトラップフィルタは、簡単な回路構成でＭＲ信号帯域のスイッチングノイズを効率よく排除することができるため、ラインフィルタのような大掛りなフィルタを必要とせず小型で低コストの直流電源ユニットあるいは電源装置を実現することが可能となる。

更に、上述の直流電源ユニットは、シールドルーム内の受信回路に接近して設置することが可能となるため電圧ドロップが軽減され、従って細い芯線（電源ライン）の直流電源ケーブルを使用することができる。又、この直流電源ユニットの使用により、シールドルームの壁部に設けられるラインフィルタは小規模となり、その数量を大幅に減らすことができる。

以上、本発明の実施例について述べてきたが、本発明は、上述の実施例に限定されるものでは無く変形して実施してもよい。例えば、上述の実施例では、スイッチング電源の入力端及び出力端において第１のトラップフィルタを設けた場合について述べたが、第１のトラップフィルタは、入力端及び出力端の何れか一方に対して設けてもよい。同様にして、交流電源ライン及び直流電源ラインに対して第２のトラップフィルタを挿入した場合について述べたが、第２のトラップフィルタは、交流電源ライン及び直流電源ラインの何れか一方に対して設けてもよい。

又、第１のトラップフィルタ及び第２のトラップフィルタは、インダクタンスとキャパシタンスの並列接続によって構成されている場合について述べたが、これに限定されるものではなく、例えば、所望の帯域を確保するために上述の各素子に対し抵抗が並列接続あるいは直列接続されていてもよい。又、第１のトラップフィルタは、第２のトラップフィルタと異なる構成であってもよい。

更に、上述の実施例では、受信回路に対して直流電圧／電流を供給する場合について述べたが、同じシールドルームの内部に設置された寝台の駆動等に要する直流電圧／電流等を供給する場合であっても構わない。

本発明の実施例におけるＭＲＩ装置の全体構成を示すブロック図。 同実施例における電源装置の設置方法を示す図。 同実施例における電源装置の構成を示す図。 同実施例の直流電源ユニット及び直流電源ケーブルに設けられたトラップフィルタを説明するための図。 同実施例に使用されるトラップフィルタのノイズ低減効果を模式的に示す図。 ドロッパ電源を有した従来の直流電源ユニットの設置方法を示す図。

符号の説明

１…静磁場発生部
１１…超電導磁石
１２…静磁場電源
２…傾斜磁場発生部
２１…傾斜磁場コイル
２２…傾斜磁場電源
３…送受信部
３１…送受信コイル部
３１３…受信回路
３２…送信部
３３…受信信号処理部
４…寝台（天板）
５…電源装置
５１…直流電源ユニット
５１１…スイッチング電源
５１２、５１３…トラップフィルタ
５１４…シールドケース
５２…交流電源ケーブル
５２１…交流電源ライン
５２２、５３２…トラップフィルタ
５２３、５３３…編組線
５３…直流電源ケーブル
５３１…直流電源ライン
６…画像データ生成部
６１…記憶部
６１１…ＭＲ信号記憶部
６１２…画像データ記憶部
６２…高速演算部
７…表示部
８…入力部
９…制御部
９１…主制御部
９２…シーケンス制御部
１１０…ガントリ
１２０…ラインフィルタ
１００…ＭＲＩ装置

Claims (10)

1. スイッチング方式により交流を直流に変換するスイッチング電源と、
   このスイッチング電源の入力端に接続された交流電源ラインと、
   前記スイッチング電源の出力端に接続されＭＲＩ装置の受信回路に対して直流電圧／電流を供給する直流電源ラインと、
   前記スイッチング電源の入力端及び出力端の少なくとも何れかにおいて取り付けられた所定の中心周波数と帯域を有する第１のトラップフィルタを備え、
   前記第１のトラップフィルタの前記中心周波数と前記帯域は、前記受信回路において受信されるＭＲ信号に基づいて設定されることを特徴とするＭＲＩ用電源装置。
2. 前記第１のトラップフィルタの前記中心周波数は、前記ＭＲ信号のラーモア周波数に基づいて設定されることを特徴とする請求項１記載のＭＲＩ用電源装置。
3. シールドケースを備え、このシールドケースは、前記第１のトラップフィルタの一部あるいは全体と前記スイッチング電源とを覆うように取り付けられていることを特徴とする請求項１記載のＭＲＩ用電源装置。
4. 前記交流電源ライン及び前記直流電源ラインの少なくとも何れかの所定位置に前記第１のトラップフィルタと略等しい中心周波数と帯域を有する第２のトラップフィルタが挿入されていることを特徴とする請求項１記載のＭＲＩ用電源装置。
5. 前記第２のトラップフィルタは、前記入力端を基準として前記中心周波数に対応した１／４波長の位置に挿入されていることを特徴とする請求項４記載のＭＲＩ用電源装置。
6. 前記第２のトラップフィルタは、前記出力端を基準として前記中心周波数に対応した１／４波長の位置に挿入されていることを特徴とする請求項４記載のＭＲＩ用電源装置。
7. 前記第２のトラップフィルタとこの第２のトラップフィルタが挿入された交流電源ラインあるいは直流電源ラインの少なくともいずれかは編組線によって覆われていることを特徴とする請求項４記載のＭＲＩ用電源装置。
8. 前記スイッチング電源は、前記受信回路と共にシールドルームに設置されていることを特徴とする請求項１記載のＭＲＩ用電源装置。
9. 静磁場と傾斜磁場が印加された被検体に対してＲＦパルスを照射することにより発生するＭＲ信号を受信回路で受信して画像データを生成するＭＲＩ装置において、
   前記受信回路に対して直流電圧／電流を供給する手段として請求項１乃至請求項８の何れか１項に記載したＭＲＩ用電源装置を備えたことを特徴とするＭＲＩ装置。
10. 静磁場と傾斜磁場が印加された被検体に対してＲＦパルスを照射することにより発生するＭＲ信号を受信回路で受信して画像データを生成するＭＲＩ装置において、
    前記受信回路において受信されるＭＲ信号に基づいて設定された中心周波数と帯域を有するトラップフィルタが入力端及び出力端の少なくともいずれかに取り付けられ、前記受信回路に対して直流電圧／電流を供給するＭＲＩ用電源装置を備えたことを特徴とするＭＲＩ装置。

Images