JP3185153B2 - Magnetic resonance imaging equipment - Google Patents
Magnetic resonance imaging equipmentInfo
- Publication number
- JP3185153B2 JP3185153B2 JP15947891A JP15947891A JP3185153B2 JP 3185153 B2 JP3185153 B2 JP 3185153B2 JP 15947891 A JP15947891 A JP 15947891A JP 15947891 A JP15947891 A JP 15947891A JP 3185153 B2 JP3185153 B2 JP 3185153B2
- Authority
- JP
- Japan
- Prior art keywords
- temperature
- magnetic field
- static magnetic
- field generating
- generating means
- 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.)
- Expired - Fee Related
Links
Landscapes
- Magnetic Resonance Imaging Apparatus (AREA)
Description
【0001】[0001]
【産業上の利用分野】本発明は、核磁気共鳴(NMR)
現象を利用して被検体の検査部位の断層像を得る磁気共
鳴イメージング装置(以下「MRI装置」という)に関
し、特に永久磁石方式による静磁場発生手段を有するも
のにおいて装置周囲の外来電磁波によるノイズの影響を
簡易に低減して、得られる断層像の画質劣化を防止する
ことができるMRI装置に関する。BACKGROUND OF THE INVENTION 1. Field of the Invention The present invention relates to nuclear magnetic resonance (NMR).
A magnetic resonance imaging apparatus (hereinafter referred to as an "MRI apparatus") for obtaining a tomographic image of an examination part of a subject by using a phenomenon, and particularly, an apparatus having a static magnetic field generating means of a permanent magnet type, which generates noise due to extraneous electromagnetic waves around the apparatus. The present invention relates to an MRI apparatus capable of easily reducing the influence and preventing image quality deterioration of an obtained tomographic image.
【0002】[0002]
【従来の技術】MRI装置は、NMR現象を利用して被
検体中の所望の検査部位における原子核スピンの密度分
布、緩和時間分布等を計測して、その計測データから被
検体の任意断面を画像表示するものである。そして、こ
の断層像を得るために、被検体に静磁場及び傾斜磁場を
与えた状態で、送信系から上記被検体の生体組織を構成
する原子の原子核に核磁気共鳴を起こさせるために電磁
波を照射すると共に、上記の核磁気共鳴により放出され
る電磁波を受信系で検出するようになっている。従っ
て、通常の状態では、装置周囲の外来電磁波によるノイ
ズの影響を受け、得られる断層像の画質が劣化すること
があった。2. Description of the Related Art An MRI apparatus uses an NMR phenomenon to measure a nuclear spin density distribution, a relaxation time distribution, and the like at a desired inspection site in a subject, and images an arbitrary cross section of the subject from the measurement data. To display. Then, in order to obtain this tomographic image, in a state where a static magnetic field and a gradient magnetic field are applied to the subject, an electromagnetic wave is generated from the transmission system to cause nuclear magnetic resonance in the nuclei of the atoms constituting the living tissue of the subject. Irradiation and electromagnetic waves emitted by the above nuclear magnetic resonance are detected by a receiving system. Therefore, in a normal state, the image quality of the obtained tomographic image may be degraded due to the influence of noise due to external electromagnetic waves around the apparatus.
【0003】これに対処して、従来のMRI装置は、上
記受信系に、周囲に設置された電子機器及び無線通信機
等の外来からの電磁波がノイズとして混入するのを防止
するため、当該装置全体の周囲六面をアルミニウム、
銅、鋼板等の電磁波シールド材で囲んで電磁シールドし
ていた。このようなものをシールドルームと言うが、例
えば60dB,80dB,100dB程度のシールド性能を有してお
り、設計時において計測した外来電磁波に対して所望の
電磁シールド効果を発揮できる。In order to cope with this, the conventional MRI apparatus is designed to prevent external electromagnetic waves such as electronic equipment and radio communication equipment installed in the vicinity from being mixed as noise into the receiving system. Aluminum around the entire six sides
It was electromagnetically shielded by surrounding it with an electromagnetic wave shielding material such as copper or steel plate. Such a room is referred to as a shield room, and has a shielding performance of, for example, about 60 dB, 80 dB, and 100 dB, and can exhibit a desired electromagnetic shielding effect against an external electromagnetic wave measured at the time of design.
【0004】[0004]
【発明が解決しようとする課題】しかし、このようなシ
ールドルームによる外来電磁波の混入防止対策では、当
初の計測時のレベルの外来電磁波に対しては有効である
が、MRI装置を上記シールドルーム内に設置し使用を
開始した後に、外来電磁波のレベルが当初よりも高くな
った場合は、その外来電磁波をシールドすることはでき
ず、得られる断層像の画質劣化が起きることがあった。
これに対して、上記断層像の画質劣化を防止するには、
前記シールドルームのシールド性能を向上させるしか他
に方法は無かった。この場合は、上記シールドルームの
シールド効果を補強すべく改造するか、或いは最近の外
来電磁波のレベルに合わせて新たなシールドルームを構
築しなければならず、多額の費用と長い工事期間を要す
るものであった。また、このようにして対処しても、そ
の後さらに外来電磁波のレベルが高くなったときは、再
び同様の対応策を講じなければならず、さらに費用と工
事期間がかかるものであった。なお、上記シールドルー
ムでは、外来電磁波に対するシールド効果が完全である
とは言えず、断層像の画質劣化を十分に防止できないと
いう問題点もあった。However, such a measure for preventing external electromagnetic waves from being mixed by the shield room is effective for the external electromagnetic waves at the level at the time of the initial measurement. If the level of the extraneous electromagnetic wave becomes higher than the initial level after installation and use, the extraneous electromagnetic wave cannot be shielded, and the image quality of the obtained tomographic image may deteriorate.
On the other hand, to prevent the image quality degradation of the tomographic image,
There was no other way but to improve the shielding performance of the shield room. In this case, it must be modified to reinforce the shield effect of the above shield room, or a new shield room must be constructed according to the level of recent external electromagnetic waves, which requires a large amount of cost and a long construction period Met. Even after taking measures in this way, when the level of extraneous electromagnetic waves becomes higher thereafter, the same countermeasures must be taken again, and further costs and construction time are required. In the above shield room, the effect of shielding against external electromagnetic waves cannot be said to be perfect, and there is a problem that deterioration in image quality of tomographic images cannot be sufficiently prevented.
【0005】そこで、本発明は、このような問題点に対
処し、永久磁石方式による静磁場発生手段を有するもの
において装置周囲の外来電磁波によるノイズの影響を簡
易に低減することができるMRI装置を提供することを
目的とする。In view of the above, the present invention addresses the above problems and provides an MRI apparatus which has a static magnetic field generating means of a permanent magnet type and which can easily reduce the influence of noise due to extraneous electromagnetic waves around the apparatus. The purpose is to provide.
【0006】[0006]
【課題を解決するための手段】上記目的を達成するため
に、本発明によるMRI装置は、被検体に静磁場を与え
る永久磁石による静磁場発生手段と、傾斜磁場を与える
傾斜磁場発生手段と、上記被検体の生体組織の構成原子
の原子核に核磁気共鳴を起こさせるために電磁波を照射
する送信系と、上記の核磁気共鳴により放出される電磁
波を検出する受信系と、該検出した電磁波を用いて画像
再構成演算を行う信号処理系と、上記静磁場発生手段を
加熱又は冷却する温度発生体と、該加熱又は冷却された
静磁場発生手段の温度を検出する温度検出器と、該検出
した温度の検出信号を入力して上記温度発生体を制御し
上記静磁場発生手段を設定温度に保つ保温回路とを備え
て成る磁気共鳴イメージング装置において、上記温度検
出器は、上記静磁場発生手段の一又は複数箇所に穴をあ
けてその中に配置したものである。In order to achieve the above-mentioned object, an MRI apparatus according to the present invention comprises: a static magnetic field generating means using a permanent magnet for applying a static magnetic field to a subject; a gradient magnetic field generating means for applying a gradient magnetic field; A transmission system that irradiates an electromagnetic wave to cause nuclear magnetic resonance in atomic nuclei of constituent atoms of the living tissue of the subject, a reception system that detects an electromagnetic wave emitted by the nuclear magnetic resonance, and the detected electromagnetic wave A signal processing system for performing an image reconstruction operation using the same; a temperature generator for heating or cooling the static magnetic field generating means; a temperature detector for detecting the temperature of the heated or cooled static magnetic field generating means; the magnetic resonance imaging apparatus which receives the temperature detection signal which is composed of a heat insulating circuit to maintain the set temperature of the static magnetic field generating means to control the temperature generator, the temperature detection
The output device has holes in one or more locations of the static magnetic field generating means.
It is arranged in it .
【0007】[0007]
【作用】このように構成されたMRI装置は、温度検出
器を、静磁場発生手段の一又は複数箇所にあけられた穴
の中に配置したことにより、上記静磁場発生手段の保温
温度を直接検出して、温度を高精度に検出するように動
作する。これにより、MRI装置の共鳴周波数を外来電
磁波によるノイズ周波数からずらすための温度制御を高
精度に行うことができる。In the MRI apparatus thus constructed, the temperature detector is disposed in one or a plurality of holes formed in the static magnetic field generating means, so that the heat retaining temperature of the static magnetic field generating means can be directly determined. It operates to detect and detect the temperature with high accuracy. Accordingly, temperature control for shifting the resonance frequency of the MRI apparatus from the noise frequency due to the external electromagnetic wave can be performed with high accuracy.
【0008】[0008]
【実施例】以下、本発明の実施例を添付図面に基づいて
詳細に説明する。図1は本発明によるMRI装置の実施
例を示す全体構成のブロック図である。このMRI装置
は、核磁気共鳴(NMR)現象を利用して被検体の断層
像を得るもので、図に示すように、静磁場発生磁石1
と、磁場勾配発生系(2,3)と、送信系4と、受信系
5と、信号処理系6と、シーケンサ7と、中央処理装置
(CPU)8と、温度発生体9と、温度検出器10と、
保温回路11とを備えて成る。DESCRIPTION OF THE PREFERRED EMBODIMENTS Embodiments of the present invention will be described below in detail with reference to the accompanying drawings. FIG. 1 is a block diagram of an overall configuration showing an embodiment of an MRI apparatus according to the present invention. This MRI apparatus obtains a tomographic image of a subject by utilizing a nuclear magnetic resonance (NMR) phenomenon. As shown in FIG.
, A magnetic field gradient generation system (2, 3), a transmission system 4, a reception system 5, a signal processing system 6, a sequencer 7, a central processing unit (CPU) 8, a temperature generator 9, a temperature detector Vessel 10;
And a heat retaining circuit 11.
【0009】上記静磁場発生磁石1は、被検体12の周
りにその体軸方向(水平方向)または体軸と直交する方
向(垂直方向)に均一な静磁場を発生させる手段となる
もので、上記被検体12の周りのある広がりをもった空
間に永久磁石方式の磁場発生手段が配置されている。な
お、図1では、上記静磁場の方向を図中の矢印Aの向き
で示している。The static magnetic field generating magnet 1 serves as a means for generating a uniform static magnetic field around the subject 12 in the body axis direction (horizontal direction) or the direction perpendicular to the body axis (vertical direction). A permanent magnet type magnetic field generating means is arranged in a certain space around the subject 12. In FIG. 1, the direction of the static magnetic field is indicated by the direction of arrow A in the figure.
【0010】磁場勾配発生系は、X,Y,Zの三軸方向
に巻かれた傾斜磁場コイル2と、それぞれのコイルを駆
動する傾斜磁場電源3とから成り、上記シーケンサ7か
らの命令に従ってそれぞれのコイルの傾斜磁場電源3を
駆動することにより、X,Y,Zの三軸方向の傾斜磁場
Gx,Gy,Gzを被検体12に印加するようになってい
る。この傾斜磁場の加え方により、被検体12に対する
スライス面を設定することができる。The magnetic field gradient generating system comprises a gradient magnetic field coil 2 wound in three directions of X, Y and Z, and a gradient magnetic field power supply 3 for driving each coil. By driving the gradient magnetic field power supply 3 of the coil, the gradient magnetic fields Gx, Gy and Gz in the three axes of X, Y and Z are applied to the subject 12. The slice plane with respect to the subject 12 can be set by the method of applying the gradient magnetic field.
【0011】送信系4は、被検体12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電磁
波を照射するもので、高周波発振器13と変調器14と
高周波増幅器15と送信側の高周波コイル16aとから
成り、上記高周波発振器13から出力された高周波パル
スをシーケンサ7の命令に従って変調器14で振幅変調
し、この振幅変調された高周波パルスを高周波増幅器1
5で増幅した後に被検体12に近接して配置された高周
波コイル16aに供給することにより、電磁波が上記被
検体12に照射されるようになっている。The transmitting system 4 irradiates an electromagnetic wave to cause nuclear magnetic resonance in the nuclei of the atoms constituting the living tissue of the subject 12, and includes a high-frequency oscillator 13, a modulator 14, a high-frequency amplifier 15, and a transmitting side. The high-frequency pulse output from the high-frequency oscillator 13 is amplitude-modulated by the modulator 14 in accordance with a command from the sequencer 7 and the high-frequency pulse is output from the high-frequency amplifier 1.
After being amplified in step 5, the electromagnetic wave is applied to the high-frequency coil 16a disposed close to the subject 12, so that the subject 12 is irradiated with electromagnetic waves.
【0012】受信系5は、被検体12の生体組織の原子
核の核磁気共鳴により放出される電磁波(NMR信号)
を検出するもので、受信側の高周波コイル16bと増幅
器17と直交位相検波器18とA/D変換器19とを有
して成り、上記送信側の高周波コイル16aから照射さ
れた電磁波による被検体12の応答の電磁波(NMR信
号)は被検体12に近接して配置された高周波コイル1
6bで検出され、増幅器17及び直交位相検波器18を
介してA/D変換器19に入力してディジタル量に変換
され、さらにシーケンサ7からの命令によるタイミング
で直交位相検波器18によりサンプリングされた二系列
の収集データとされ、その信号が信号処理系6に送られ
るようになっている。The receiving system 5 is an electromagnetic wave (NMR signal) emitted by nuclear magnetic resonance of nuclei of living tissue of the subject 12.
Which comprises a high-frequency coil 16b on the receiving side, an amplifier 17, a quadrature phase detector 18 and an A / D converter 19, and is provided by an object irradiated by electromagnetic waves emitted from the high-frequency coil 16a on the transmitting side. The electromagnetic wave (NMR signal) of the response 12 is a high-frequency coil 1 arranged close to the subject 12.
6b, input to an A / D converter 19 via an amplifier 17 and a quadrature detector 18 and converted into a digital quantity, and further sampled by the quadrature detector 18 at a timing according to a command from the sequencer 7. The collected data is two-series data, and the signal is sent to the signal processing system 6.
【0013】この信号処理系6は、CPU8と、磁気デ
ィスク20及び磁気テープ21等の記録装置と、CRT
等のディスプレイ22とから成り、上記CPU8でフー
リエ変換、補正係数計算、画像再構成等の処理を行い、
任意断面の信号強度分布あるいは複数の信号に適当な演
算を行って得られた分布を画像化してディスプレイ22
に断層像として表示するようになっている。The signal processing system 6 includes a CPU 8, a recording device such as a magnetic disk 20 and a magnetic tape 21, a CRT,
And the like, and the CPU 8 performs processing such as Fourier transform, correction coefficient calculation, image reconstruction, and the like.
The signal intensity distribution of an arbitrary cross section or the distribution obtained by performing an appropriate operation on a plurality of signals is imaged and displayed on the display 22.
Is displayed as a tomographic image.
【0014】そして、シーケンサ7は、CPU8の制御
で動作し、被検体12の断層像のデータ収集に必要な種
々の命令を送信系4及び磁場勾配発生系(2,3)並び
に受信系5に送り、上記NMR信号を計測するシーケン
スを発生する手段となるものである。なお、図1におい
て、送信側の高周波コイル16a及び受信側の高周波コ
イル16b並びに傾斜磁場コイル2,2は、被検体12
の周りの空間に配置された静磁場発生磁石1の磁場空間
内に配置されている。The sequencer 7 operates under the control of the CPU 8 and sends various commands necessary for data collection of tomographic images of the subject 12 to the transmission system 4, the magnetic field gradient generation systems (2, 3) and the reception system 5. This is a means for sending and generating a sequence for measuring the NMR signal. In FIG. 1, the high-frequency coil 16a on the transmitting side, the high-frequency coil 16b on the receiving side, and the gradient coils 2
Are arranged in the magnetic field space of the static magnetic field generating magnet 1 arranged in the space around the.
【0015】また、温度発生体9は、上記静磁場発生磁
石1を加熱又は冷却するもので、例えば面状ヒータから
成り、図2に示すように、永久磁石から成る静磁場発生
磁石1及びこれを支持する継鉄23並びに静磁場の均一
性を高める磁極片24の全体を覆う例えば発泡スチロー
ルやスポンジなどから成る断熱材25の内側面に適当数
固定されている。なお、この温度発生体9の数及びその
総電力量は、MRI装置の設置場所の室温、保温設定温
度、断熱材25の断熱能力などにより決まる。また、図
2において、符号26は上記温度発生体9としての面状
ヒータから発生される熱を反射するアルミ板を示してい
る。The temperature generator 9 heats or cools the static magnetic field generating magnet 1, and is composed of, for example, a planar heater. As shown in FIG. Is fixed to an inner surface of a heat insulating material 25 made of, for example, styrene foam or sponge, which covers the entirety of the yoke 23 for supporting the magnetic pole piece 24 for improving the uniformity of the static magnetic field. Note that the number of the temperature generators 9 and the total amount of power thereof are determined by the room temperature of the place where the MRI apparatus is installed, the heat retention set temperature, the heat insulation capacity of the heat insulator 25, and the like. In FIG. 2, reference numeral 26 denotes an aluminum plate that reflects heat generated from the planar heater as the temperature generator 9.
【0016】さらに、温度検出器10は、上記温度発生
体9により加熱又は冷却された静磁場発生磁石1の温度
を検出するもので、例えば温度の変化によりその抵抗値
が直線的に変る抵抗から成る温度センサであり、図2に
示すように、例えば静磁場発生磁石1の板面の一箇所又
は複数箇所に穴をあけてその中にそれぞれ設置されてい
る。そして、保温回路11は、上記温度検出器10から
出力される検出信号を入力して前記温度発生体9を制御
し、これにより上記静磁場発生磁石1の温度を一定に保
つもので、その内部には上記温度検出器10からの検出
信号を入力して温度発生体9に電流を供給する電源供給
部27を備えている。Further, the temperature detector 10 detects the temperature of the static magnetic field generating magnet 1 heated or cooled by the temperature generator 9, for example, from a resistance whose resistance changes linearly with a change in temperature. As shown in FIG. 2, for example, a hole is formed in one or a plurality of places on the plate surface of the static magnetic field generating magnet 1, and each is installed therein. The heat retaining circuit 11 receives the detection signal output from the temperature detector 10 and controls the temperature generator 9 to thereby keep the temperature of the static magnetic field generating magnet 1 constant. Is provided with a power supply unit 27 for inputting a detection signal from the temperature detector 10 and supplying a current to the temperature generator 9.
【0017】このように構成されたMRI装置におい
て、核磁気共鳴を起こす共鳴周波数は、前記静磁場発生
磁石1が発生する静磁場強度で決定され、例えば0.2T
(テスラ)の静磁場強度の磁石では8.515MHzとなる。
この場合、永久磁石による静磁場発生磁石1は、通常、
ある温度係数を持っており、温度の変化と共に上記共鳴
周波数も変化するという温度特性を示す。上記の温度係
数は、例えばネオジウム系の永久磁石では-1000ppm/℃
程度であり、これを0.2Tの静磁場強度の磁石に当ては
めると、−2G(ガウス)/℃となる。このときの温度
の変化による共鳴周波数の変化は、例えば-8.5KHz/℃
となる。このような温度特性の一例を図4に示す。In the MRI apparatus configured as described above, the resonance frequency at which nuclear magnetic resonance occurs is determined by the intensity of the static magnetic field generated by the static magnetic field generating magnet 1, for example, 0.2 T
For a magnet with a static magnetic field strength of (Tesla), the frequency is 8.515 MHz.
In this case, the static magnetic field generating magnet 1 using a permanent magnet is usually
It has a certain temperature coefficient and shows a temperature characteristic that the resonance frequency changes with a change in temperature. The above temperature coefficient is, for example, -1000 ppm / ° C for a neodymium-based permanent magnet.
When this is applied to a magnet having a static magnetic field strength of 0.2 T, the result is −2 G (Gauss) / ° C. The change in the resonance frequency due to the change in temperature at this time is, for example, -8.5 KHz / ° C.
Becomes FIG. 4 shows an example of such a temperature characteristic.
【0018】ここで、本発明においては、上記保温回路
11は、その内部に温度設定回路28を備えて成る。こ
の温度設定回路28は、上記静磁場発生磁石1の保温温
度を任意に可変設定し、この設定した温度となるように
前記温度発生体9に制御信号を送出するもので、図3に
示すように、電圧Vccの供給線に対して並列に接続され
設定すべき温度に対応してそれぞれ抵抗値が異なる複数
個の抵抗R1,R2,…,Rnと、これらの抵抗R1,
R2,…,Rnにそれぞれ直列に接続され設定したい温
度を選択する設定スイッチS1,S2,…,Snと、これ
らの設定スイッチS1,S2,…,Snからの信号及び前
記温度検出器10からの検出信号を入力して比較し制御
信号Sg1を送出するコンパレータ29とから成る。な
お、例えば、第一の抵抗R1は設定温度30℃に対応する
抵抗値を有し、第二の抵抗R2は設定温度31℃に対応す
る抵抗値を有し、…、さらに第nの抵抗Rnは設定温度
50℃に対応する抵抗値を有するものとする。また、例え
ば、第一の設定スイッチS1は設定温度30℃を選択し、
第二の設定スイッチS2は設定温度31℃を選択し、…、
さらに第nの設定スイッチSnは設定温度50℃を選択す
るものとする。そして、上記各設定スイッチS1〜Sn
で選択された各抵抗R1〜Rnの抵抗値と、前記温度検
出器10のその検出温度における抵抗値との関係におい
て、コンパレータ29へ入力する電圧がVcc/2を越え
た場合に、該コンパレータ29から制御信号Sg1を出力
するように構成されている。なお、上記コンパレータ2
9から出力される制御信号Sg1は、次の電源供給部27
へ入力するようになっている。Here, in the present invention, the heat retaining circuit 11 includes a temperature setting circuit 28 therein. The temperature setting circuit 28 arbitrarily sets the heat retaining temperature of the static magnetic field generating magnet 1 and sends a control signal to the temperature generator 9 so as to reach the set temperature, as shown in FIG. , the plurality of resistors R 1, R 2, each resistance value corresponds to the temperature to be set is connected in parallel to the supply line of the voltage Vcc is different, ..., and Rn, the resistors R 1,
R 2, ..., set to select the temperature to be set are connected in series to Rn switches S 1, S 2, ..., Sn and, these setting switch S 1, S 2, ..., signal and the temperature of the Sn consisting comparator 29 for comparing to input detection signals from the detector 10 sends a control signal Sg 1. For example, the first resistor R 1 has a resistance value corresponding to the set temperature of 30 ° C., the second resistor R 2 has a resistance value corresponding to the set temperature of 31 ° C.,. Resistance Rn is set temperature
It shall have a resistance value corresponding to 50 ° C. Also, for example, the first setting switch S 1 selects a set temperature of 30 ° C.,
The second setting switch S 2 selects the set temperature of 31 ° C.,.
Further, the n-th setting switch Sn selects the set temperature of 50 ° C. Then, each of the setting switches S 1 to Sn
In the resistance value of each resistor R 1 ~Rn selected, the relationship between the resistance value at the detected temperature of the temperature detector 10, when a voltage inputted to the comparator 29 exceeds the Vcc / 2, the comparator and it is configured to output a control signal Sg 1 to 29. The above comparator 2
The control signal Sg 1 output from the power supply 9
To be entered.
【0019】次に、このように構成された本発明の保温
回路11の動作について説明する。まず、前記温度検出
器10は、検出温度が低い程その抵抗値が大きく、逆に
検出温度が高い程その抵抗値は小さくなる。このような
状態で、設定したい温度を例えば31℃とし、該当の第二
の設定スイッチS2のみをONとする。このとき、上記設
定温度より静磁場発生磁石1の温度が低いとこれを温度
検出器10で検出し、その温度に対応する抵抗値を示
す。そして、上記第二の設定スイッチS2で選択された
抵抗R2の抵抗値と、上記温度検出器10のそのときの
抵抗値との関係から、コンパレータ29へ入力する電圧
がVcc/2を越えることとなり、該コンパレータ29か
ら制御信号Sg1が出力される。その後、この制御信号S
g1は電源供給部27へ入力し、最終的な制御信号Sg2と
して温度発生体9へ電流が供給される。これにより、上
記温度発生体9が発熱して前記静磁場発生磁石1を加熱
する。従って、静磁場発生磁石1の温度は、徐々に上昇
して行く。Next, the operation of the thus configured heat retention circuit 11 of the present invention will be described. First, the resistance of the temperature detector 10 increases as the detected temperature decreases, and decreases as the detected temperature increases. In this state, the temperature and, for example, 31 ° C. to be set, and second setting switches S 2 only ON applicable. At this time, when the temperature of the static magnetic field generating magnet 1 is lower than the set temperature, this is detected by the temperature detector 10 and the resistance value corresponding to the detected temperature is indicated. Then, over the a second setting the resistance value of a resistor R 2 selected by the switch S 2, the relationship between the resistance value at that time of the temperature detector 10, the voltage input to the comparator 29 is the Vcc / 2 becomes possible, the control signal Sg 1 from the comparator 29 is output. Thereafter, the control signal S
g 1 is input to the power supply unit 27, current is supplied as the final control signal Sg 2 to a temperature generator 9. Thus, the temperature generator 9 generates heat and heats the static magnetic field generating magnet 1. Therefore, the temperature of the static magnetic field generating magnet 1 gradually increases.
【0020】逆に、上記第二の設定スイッチS2で設定
した温度31℃よりも静磁場発生磁石1の温度が高いとき
は、これを温度検出器10で検出しその温度に対応する
抵抗値を示す。このときは、第二の抵抗R2の抵抗値
と、温度検出器10のそのときの抵抗値との関係から、
コンパレータ29へ入力する電圧はVcc/2より小さく
なり、該コンパレータ29からは制御信号Sg1が出力さ
れない。従って、温度発生体9には電流が供給されず、
発熱しない。このときは、上記静磁場発生磁石1の温度
は、徐々に下がって行く。Conversely, when the temperature of the static magnetic field generating magnet 1 is higher than the temperature of 31 ° C. set by the second setting switch S 2 , this is detected by the temperature detector 10 and the resistance value corresponding to the temperature is detected. Is shown. At this time, from the relationship between the resistance value of the second resistor R 2 and the resistance value of the temperature detector 10 at that time,
Voltage input to the comparator 29 becomes smaller than Vcc / 2, the control signal Sg 1 from the comparator 29 is not output. Therefore, no current is supplied to the temperature generator 9,
No fever. At this time, the temperature of the static magnetic field generating magnet 1 gradually decreases.
【0021】このようにして、静磁場発生磁石1は、上
記第二の設定スイッチS2で設定された温度になり、安
定する。そして、この温度が安定した状態で、図4に示
すように、例えば温度t℃において核磁気共鳴の共鳴周
波数が8.515MHzであるとし、外来電磁波によるノイズ
の影響が無いとする。[0021] In this way, the static magnetic field generating magnet 1 is made to the second set temperature that is set on the switch S 2, stabilized. Then, it is assumed that the resonance frequency of nuclear magnetic resonance is 8.515 MHz at a temperature t ° C., for example, at a temperature t ° C. in a state where the temperature is stable, and that there is no influence of noise due to an external electromagnetic wave.
【0022】ところが、MRI装置を設置し使用してい
る間に、周囲の外来電磁波の環境が変り、新たな周囲の
電子機器及び無線通信機等の外来からの電磁波がノイズ
として、上記の共鳴周波数である8.515MHzの近傍に混
入してくることがある。この場合は、前記永久磁石によ
る静磁場発生磁石1の温度特性を利用して、保温回路1
1の温度設定回路28の各設定スイッチS1〜Snのい
ずれかをONし、上記静磁場発生磁石1に対する設定温度
を、図4において例えばt℃から(t−1)℃又は(t
+1)℃のようにずらしてやる。すると、上述と同じ動
作により、静磁場発生磁石1の温度が制御され、ある時
間の後に(t−1)℃又は(t+1)℃に安定する。こ
の結果、図4に示す温度特性のグラフから明らかなよう
に、核磁気共鳴の共鳴周波数が例えば8.506MHz又は8.5
24MHzのようにずれる。従って、当初の設定温度のとき
の共鳴周波数8.515MHzに対して混入した外来電磁波に
よるノイズを受信しないようにすることができる。However, while the MRI apparatus is being installed and used, the environment of the surrounding external electromagnetic waves changes, and electromagnetic waves from outside such as new surrounding electronic devices and wireless communication devices become noise, and the above-mentioned resonance frequency is changed. Of about 8.515 MHz. In this case, the thermal insulation circuit 1 is used by utilizing the temperature characteristics of the static magnetic field generating magnet 1 by the permanent magnet.
One of the setting switches S 1 to Sn of the temperature setting circuit 28 is turned ON, and the set temperature for the static magnetic field generating magnet 1 is set, for example, from t ° C. to (t−1) ° C. or (t) in FIG.
+1) It shifts like ℃. Then, by the same operation as described above, the temperature of the static magnetic field generating magnet 1 is controlled, and is stabilized at (t−1) ° C. or (t + 1) ° C. after a certain time. As a result, as apparent from the temperature characteristic graph shown in FIG. 4, the resonance frequency of nuclear magnetic resonance is 8.506 MHz or 8.56 MHz, for example.
It shifts like 24MHz. Therefore, it is possible to prevent reception of noise due to extraneous electromagnetic waves mixed in with the resonance frequency of 8.515 MHz at the initial set temperature.
【0023】なお、以上の説明では、温度発生体9は、
主として面状ヒータ等の発熱体として説明したが、本発
明はこれに限らず、静磁場発生磁石1に対する設定温度
が室温などの周囲温度よりも低い場合は、冷却体を用い
てもよい。このときは、上記の設定温度に応じて温度発
生体9としての冷却体で静磁場発生磁石1を冷却するこ
ととなる。或いは、温度発生体9として、発熱体と冷却
体の両方を用いてもよい。この場合は、上記静磁場発生
磁石1に対する設定温度を室温と同等として運用するこ
とができる。In the above description, the temperature generator 9 is
Although mainly described as a heating element such as a planar heater, the present invention is not limited to this, and a cooling element may be used when the set temperature for the static magnetic field generating magnet 1 is lower than the ambient temperature such as room temperature. At this time, the static magnetic field generating magnet 1 is cooled by the cooling body as the temperature generating body 9 according to the above set temperature. Alternatively, both the heating element and the cooling element may be used as the temperature generator 9. In this case, the operation can be performed with the temperature set for the static magnetic field generating magnet 1 being equal to room temperature.
【0024】[0024]
【0025】さらに、図3において、温度設定回路28
は、それぞれ抵抗値の異なる複数個の抵抗R1,R2,
…,Rnと、それと同数の設定スイッチS1,S2,…,
Snとを組み合わせたものとしたが、これに限らず、可
変抵抗器を用いて設定温度に対応してそれぞれ異なる抵
抗値を任意にセットするようにしてもよい。Further, in FIG. 3, the temperature setting circuit 28
Represents a plurality of resistors R 1 , R 2 ,
, Rn and the same number of setting switches S 1 , S 2 ,.
Although Sn is used in combination, the present invention is not limited to this, and different resistance values may be arbitrarily set according to the set temperature using a variable resistor.
【0026】なお、図1においては、温度発生体9及び
温度検出器10並びに保温回路11は、1系統しか設け
ていないが、MRI装置の性能、規模等により、2系統
以上設けてもよい。このようにすることにより、静磁場
発生磁石1の温度安定性を増すことができる。In FIG. 1, only one system is provided for the temperature generator 9, the temperature detector 10, and the heat retaining circuit 11. However, two or more systems may be provided depending on the performance and scale of the MRI apparatus. By doing so, the temperature stability of the static magnetic field generating magnet 1 can be increased.
【0027】[0027]
【発明の効果】本発明は以上のように構成されたので、
温度検出器10を、静磁場発生手段(1)の一又は複数
箇所にあけられた穴の中に配置したことにより、上記静
磁場発生手段(1)の保温温度を直接検出して、温度を
高精度に検出することができる。したがって、MRI装
置の共鳴周波数を外来電磁波によるノイズ周波数からず
らすための温度制御を高精度に行うことができる。この
ことから、外来電磁波がノイズとして混入するのを防止
でき、外来電磁波によるノイズの影響を簡易に低減する
ことができる。したがって、断層像の画質劣化を防止し
て、良い診断画像を得ることができる。 The present invention has been configured as described above.
By arranging the temperature detector 10 in a hole formed at one or a plurality of positions of the static magnetic field generating means (1), the temperature keeping temperature of the static magnetic field generating means (1) is directly detected, and the temperature is detected. It can be detected with high accuracy. Therefore, temperature control for shifting the resonance frequency of the MRI apparatus from the noise frequency due to the external electromagnetic wave can be performed with high accuracy. this
This prevents extraneous electromagnetic waves from entering as noise
And easily reduce the effects of noise from extraneous electromagnetic waves
be able to. Therefore, it is possible to prevent the image quality of the tomographic image from deteriorating.
Thus, a good diagnostic image can be obtained.
【図1】 本発明によるMRI装置の実施例を示す全体
構成のブロック図、FIG. 1 is a block diagram of an overall configuration showing an embodiment of an MRI apparatus according to the present invention;
【図2】 上記MRI装置の要部を示す中央縦断面図、FIG. 2 is a central longitudinal sectional view showing a main part of the MRI apparatus,
【図3】 温度設定回路の内部構成を示す回路図、FIG. 3 is a circuit diagram showing an internal configuration of a temperature setting circuit;
【図4】 永久磁石による静磁場発生磁石が示す温度特
性の一例を示すグラフ。FIG. 4 is a graph showing an example of temperature characteristics of a static magnetic field generating magnet using a permanent magnet.
1…静磁場発生磁石、 2…傾斜磁場コイル、 3…傾
斜磁場電源、 4…送信系、 5…受信系、 6…信号
処理系、 7…シーケンサ、 8…CPU、9…温度発
生体、 10…温度検出器、 11…保温回路、 12
…被検体、25…断熱材、 27…電源供給部、 28
…温度設定回路、 29…コンパレータ、 R1〜Rn
…抵抗、 S1〜Sn…設定スイッチ。DESCRIPTION OF SYMBOLS 1 ... Static magnetic field generation magnet, 2 ... Gradient magnetic field coil, 3 ... Gradient magnetic field power supply, 4 ... Transmission system, 5 ... Reception system, 6 ... Signal processing system, 7 ... Sequencer, 8 ... CPU, 9 ... Temperature generator, 10 ... Temperature detector, 11 ... Insulation circuit, 12
... subject, 25 ... insulation material, 27 ... power supply unit, 28
... Temperature setting circuit, 29 ... Comparator, R 1 to Rn
... resistance, S 1 ~Sn ... setting switch.
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (58)調査した分野(Int.Cl.7,DB名) A61B 5/055 ──────────────────────────────────────────────────続 き Continued on the front page (58) Field surveyed (Int.Cl. 7 , DB name) A61B 5/055
Claims (1)
磁場発生手段と、傾斜磁場を与える傾斜磁場発生手段
と、上記被検体の生体組織の構成原子の原子核に核磁気
共鳴を起こさせるために電磁波を照射する送信系と、上
記の核磁気共鳴により放出される電磁波を検出する受信
系と、該検出した電磁波を用いて画像再構成演算を行う
信号処理系と、上記静磁場発生手段を加熱又は冷却する
温度発生体と、該加熱又は冷却された静磁場発生手段の
温度を検出する温度検出器と、該検出した温度の検出信
号を入力して上記温度発生体を制御し上記静磁場発生手
段を設定温度に保つ保温回路とを備えて成る磁気共鳴イ
メージング装置において、上記温度検出器は、上記静磁場発生手段の一又は複数箇
所に穴をあけてその中に配置した ことを特徴とする磁気
共鳴イメージング装置。1. A static magnetic field generating means by a permanent magnet for applying a static magnetic field to a subject, a gradient magnetic field generating means for applying a gradient magnetic field, and a nuclear magnetic resonance in atomic nuclei of constituent atoms of a living tissue of the subject. A transmission system that irradiates electromagnetic waves to the electromagnetic wave, a reception system that detects the electromagnetic waves emitted by the nuclear magnetic resonance, a signal processing system that performs an image reconstruction operation using the detected electromagnetic waves, and the static magnetic field generation unit. A temperature generator for heating or cooling, a temperature detector for detecting the temperature of the heated or cooled static magnetic field generating means, and a detection signal of the detected temperature inputted to control the temperature generator and control the static magnetic field. A magnetic resonance imaging apparatus comprising: a heat retaining circuit for keeping the generating means at a set temperature; wherein the temperature detector comprises one or more static magnetic field generating means.
A magnetic resonance imaging apparatus characterized in that a hole is formed in a place and arranged therein .
Priority Applications (1)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
JP15947891A JP3185153B2 (en) | 1991-06-04 | 1991-06-04 | Magnetic resonance imaging equipment |
Applications Claiming Priority (1)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
JP15947891A JP3185153B2 (en) | 1991-06-04 | 1991-06-04 | Magnetic resonance imaging equipment |
Publications (2)
Publication Number | Publication Date |
---|---|
JPH04357936A JPH04357936A (en) | 1992-12-10 |
JP3185153B2 true JP3185153B2 (en) | 2001-07-09 |
Family
ID=15694654
Family Applications (1)
Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
---|---|---|---|
JP15947891A Expired - Fee Related JP3185153B2 (en) | 1991-06-04 | 1991-06-04 | Magnetic resonance imaging equipment |
Country Status (1)
Country | Link |
---|---|
JP (1) | JP3185153B2 (en) |
Families Citing this family (3)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
GB2341448B (en) * | 1998-09-11 | 2003-08-20 | Oxford Magnet Tech | Magnetic field control systems |
GB2341447B (en) | 1998-09-11 | 2003-08-20 | Oxford Magnet Tech | Temperature control system for a permanent magnetic mri system |
CN107209234B (en) * | 2015-02-03 | 2020-04-14 | 皇家飞利浦有限公司 | Radiopaque, low cost, lightweight, multi-purpose composite radio frequency coil for MRI |
-
1991
- 1991-06-04 JP JP15947891A patent/JP3185153B2/en not_active Expired - Fee Related
Also Published As
Publication number | Publication date |
---|---|
JPH04357936A (en) | 1992-12-10 |
Similar Documents
Publication | Publication Date | Title |
---|---|---|
JP4544443B2 (en) | Field frequency lock system for magnetic resonance systems | |
US4390840A (en) | Zeugmatography process | |
US20030088181A1 (en) | Method of localizing an object in an MR apparatus, a catheter and an MR apparatus for carrying out the method | |
EP0585973B1 (en) | Method for correcting position deviation due to static magnetic field change in an NMR imaging device | |
WO2001017428A1 (en) | Magnetic resonance imaging device and method therefor | |
US4864241A (en) | Long time constant eddy current compensation | |
Morgan et al. | A readout magnet for prepolarized MRI | |
US20120082357A1 (en) | System and method for modeling gradient coil operation induced magnetic field drift | |
JP3185153B2 (en) | Magnetic resonance imaging equipment | |
JPH0365971B2 (en) | ||
JP3137366B2 (en) | Magnetic resonance imaging equipment | |
JP4576534B2 (en) | Magnetic resonance imaging apparatus and imaging method | |
JP3189982B2 (en) | Magnetic resonance imaging equipment | |
JP3339885B2 (en) | Magnetic resonance imaging equipment | |
Ertürk et al. | Monitoring local heating around an interventional MRI antenna with RF radiometry | |
JPH01303141A (en) | Permanent magnet magnetic resonance imaging device | |
JPS6323785B2 (en) | ||
JP2000333932A (en) | Mri device | |
EP0280930A2 (en) | Magnetic resonance imaging method and apparatus | |
JP3454865B2 (en) | Magnetic resonance imaging equipment | |
JPH04224735A (en) | High frequency modulation for magnetic resonance imaging apparatus | |
JPH0576514A (en) | Nuclear magnetic resonance imaging device | |
Blok | Design and construction of a 3D MRI setup to study chemical separation processes | |
JPH0584165B2 (en) | ||
JP4079399B2 (en) | Magnetic resonance imaging system |
Legal Events
Date | Code | Title | Description |
---|---|---|---|
FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20090511 Year of fee payment: 8 |
|
FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20100511 Year of fee payment: 9 |
|
FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20110511 Year of fee payment: 10 |
|
LAPS | Cancellation because of no payment of annual fees |