JP3194794B2 - Nuclear magnetic resonance imaging equipment - Google Patents
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Description
【０００１】[0001]
【産業上の利用分野】本発明は，核磁気共鳴イメージン
グ装置に係わり、この核磁気共鳴イメージング装置から
発生される騒音の抑制に関する。BACKGROUND OF THE INVENTION 1. Field of the Invention The present invention relates to a nuclear magnetic resonance imaging apparatus and, more particularly, to suppression of noise generated from the nuclear magnetic resonance imaging apparatus.
【０００２】[0002]
【従来の技術】核磁気共鳴現象を利用して、被検体の断
層画像等を得る核磁気共鳴イメージング装置がある。図
４は、上記核磁気共鳴イメージング装置の概略構成図で
ある。図４において、１０１は、均一な静磁場を発生す
る磁石であり、この磁石１０１内に、被検体１０２が位
置される。１０３は、傾斜磁場コイルであり、この傾斜
磁場コイル１０３により、被検体１０２の位置情報が付
加される。ただし、傾斜磁場コイルは、被検体１０２の
Ｘ軸、Ｙ軸、Ｚ軸方向（互いに直交する３つの軸方向）
のそれぞれについて配置されている。2. Description of the Related Art There is a nuclear magnetic resonance imaging apparatus for obtaining a tomographic image or the like of a subject by utilizing a nuclear magnetic resonance phenomenon. FIG. 4 is a schematic configuration diagram of the nuclear magnetic resonance imaging apparatus. In FIG. 4, reference numeral 101 denotes a magnet that generates a uniform static magnetic field, and a subject 102 is located in the magnet 101. Reference numeral 103 denotes a gradient coil, to which positional information of the subject 102 is added. However, the gradient magnetic field coils are in the X-axis, Y-axis, and Z-axis directions of the subject 102 (three axial directions orthogonal to each other).
Are arranged for each.
【０００３】また、１０４は、高周波磁場信号を被検体
１０２に照射するための送信コイル、１０５は、被検体
１０２から発生される核磁気共鳴信号を受信する受信コ
イルである。１０８は、動作制御部１０９からの指令信
号に従って、傾斜磁場コイル１０３を駆動する傾斜磁場
電源部である。１０６は、動作制御部１０９からの指令
信号に従って、送信コイル１０４の駆動及び受信コイル
１０５からの核磁気共鳴信号の受信を行う送受信部であ
る。Further, reference numeral 104 denotes a transmitting coil for irradiating the subject 102 with a high-frequency magnetic field signal, and reference numeral 105 denotes a receiving coil for receiving a nuclear magnetic resonance signal generated from the subject 102. Reference numeral 108 denotes a gradient magnetic field power supply that drives the gradient magnetic field coil 103 according to a command signal from the operation control unit 109. A transmission / reception unit 106 drives the transmission coil 104 and receives a nuclear magnetic resonance signal from the reception coil 105 in accordance with a command signal from the operation control unit 109.
【０００４】そして、この送受信部１０６によって受信
された核磁気共鳴信号は、Ａ／Ｄ変換器１０７により、
デジタル信号に変換され、動作制御部１０９に供給され
る。すると、動作制御部１０９は、供給されたデジタル
信号を演算処理して、画像データを得る。得られた画像
データは、表示器１１０に供給され、表示される。１１
１は、操作部であり、操作者がこの操作部１１１を操作
することにより、検査開始等が動作制御部１０９に指令
される。[0004] The nuclear magnetic resonance signal received by the transmission / reception unit 106 is converted by an A / D converter 107.
The signal is converted into a digital signal and supplied to the operation control unit 109. Then, the operation control unit 109 performs arithmetic processing on the supplied digital signal to obtain image data. The obtained image data is supplied to the display device 110 and displayed. 11
Reference numeral 1 denotes an operation unit. When an operator operates the operation unit 111, an operation start and the like are instructed to the operation control unit 109.
【０００５】図５は、図４の例における基本的なパルス
シーケンスである。図５において、ＲＦ（図５の
（Ａ））は、被検体１０２に核磁気共鳴を生じさせるた
めの高周波パルス信号及び発生する核磁気共鳴信号を示
し、ＧZ、ＧY、ＧX（図５の（Ｂ）、（Ｃ）、（Ｄ））
が信号に位置情報を付加するＸ、Ｙ、Ｚ軸方向の傾斜磁
場信号である。FIG. 5 shows a basic pulse sequence in the example of FIG. In FIG. 5, RF ((A) in FIG. 5) indicates a high-frequency pulse signal for generating nuclear magnetic resonance in the subject 102 and a nuclear magnetic resonance signal to be generated, and GZ, GY, GX (( B), (C), (D))
Is a gradient magnetic field signal in the X, Y, and Z axis directions for adding position information to the signal.
【０００６】図５の（Ｅ）に示す期間Ｇでは、被検体１
０２に、スライス用傾斜磁場２０３が印加された状態
で、振幅変調された９０゜高周波パルス信号２０１が印
加される。期間Ｈでは、被検体１０２に、位相エンコー
ド傾斜磁場２０５及び周波数エンコード傾斜磁場２０６
が印加される。次に、期間Ｉでは、励起された核スピン
のスピンエコーを得るために、被検体１０２に、１８０
゜高周波パルス２０２が印加された状態で、スライス用
傾斜磁場２０４が印加される。そして、期間Ｊで、被検
体１０２に、周波数エンコード傾斜磁場２０７が印加さ
れた状態で、核磁気共鳴信号２０８が受信される。In the period G shown in FIG.
At 02, a 90 ° high-frequency pulse signal 201 whose amplitude has been modulated is applied with the slice gradient magnetic field 203 applied. In the period H, a phase encoding gradient magnetic field 205 and a frequency encoding gradient magnetic field 206
Is applied. Next, in a period I, the object 102 is subjected to 180 echoes to obtain spin echoes of the excited nuclear spins.
傾斜 With the high-frequency pulse 202 applied, the slice gradient magnetic field 204 is applied. Then, in the period J, the nuclear magnetic resonance signal 208 is received with the frequency encoding gradient magnetic field 207 applied to the subject 102.
【０００７】なお、核磁気共鳴イメージング装置の例と
しては、例えば、特開昭６０−９５３３７号公報、特開
昭６４−４６４４２号公報、特開昭６４−６４６３９号
公報、特開平２−２２０６３３号公報に記載されたもの
がある。Examples of the nuclear magnetic resonance imaging apparatus include, for example, JP-A-60-95337, JP-A-64-46442, JP-A-64-64639, and JP-A-2-220633. Some are described in the gazette.
【０００８】[0008]
【発明が解決しようとする課題】上述した核磁気共鳴イ
メージング装置においては、被検体の検査期間中に騒音
（打撃音）が発生していた。この打撃音は、傾斜磁場コ
イル１０３に駆動電流を供給する時及び供給を停止する
時に発生される。つまり、傾斜磁場コイル１０３は、円
筒状のボビンに巻回されている。そして、傾斜磁場コイ
ル１０３への駆動電流の供給及び停止の際に発生される
電磁力により、コイル１０３が振動し、ボビンが打撃さ
れ、打撃音が生じる。In the above-described nuclear magnetic resonance imaging apparatus, noise (hitting sound) was generated during the examination of the subject. This striking sound is generated when the drive current is supplied to the gradient coil 103 and when the supply is stopped. That is, the gradient coil 103 is wound around a cylindrical bobbin. The electromagnetic force generated when the drive current is supplied to and stopped from the gradient coil 103 vibrates the coil 103, hits the bobbin, and generates a hitting sound.
【０００９】核磁気共鳴イメージング装置において、検
査期間中に騒音（打撃音）が発生すると、被検体である
患者に不安感を与え、患者が不必要に動いてしまうこと
がある。患者が不必要に動くと、高精度の画像を得るこ
とができなってしまう。[0009] In a nuclear magnetic resonance imaging apparatus, if noise (hitting sound) is generated during an examination, the patient, who is the subject, may feel uneasy and the patient may move unnecessarily. Unnecessary movement of the patient makes it impossible to obtain high-precision images.
【００１０】そこで、傾斜磁場コイル１０３が電磁力に
より大きく振動しないように、傾斜磁場コイル１０３へ
の供給電流の立ち上げ及び立ち下げ、つまり、傾斜磁場
信号波形の立ち上がり及び立ち下がりを緩やかに行え
ば、傾斜磁場コイルから発生する打撃音を抑制すること
ができる。ところが、９０゜高周波パルス信号２０１と
１８０゜高周波パルス信号２０４との間隔が短い場合
（例えば、約１５ｍｓｅｃ以下）には、傾斜磁場波形の
立ち上がり及び立ち下がり時間は、短く制限されてしま
う（例えば、約１ｍｓｅｃ）。In order to prevent the gradient magnetic field coil 103 from vibrating greatly due to the electromagnetic force, the rise and fall of the current supplied to the gradient magnetic field coil 103, that is, the rise and fall of the gradient magnetic field signal waveform are performed gently. In addition, the impact sound generated from the gradient coil can be suppressed. However, when the interval between the 90 ° high-frequency pulse signal 201 and the 180 ° high-frequency pulse signal 204 is short (for example, about 15 msec or less), the rise and fall times of the gradient magnetic field waveform are limited to short (for example, About 1 msec).
【００１１】したがって、従来においては、傾斜磁場波
形の立ち上がり及び立ち下がり時間は、パルス信号２０
１とパルス信号２０４との間隔が短い場合の値に固定し
て設定しなければならず、検査期間中における傾斜磁場
コイルからの騒音（打撃音）を抑制することができなか
った。Therefore, conventionally, the rise and fall times of the gradient magnetic field waveform are determined by the pulse signal 20.
It was necessary to fix and set the value when the interval between 1 and the pulse signal 204 was short, and it was not possible to suppress noise (hitting sound) from the gradient coil during the inspection period.
【００１２】本発明の目的は、検査期間中における傾斜
磁場コイルからの騒音（打撃音）の発生が抑制された核
磁気共鳴イメージング装置を実現することである。An object of the present invention is to realize a nuclear magnetic resonance imaging apparatus in which generation of noise (hitting sound) from a gradient coil during an inspection period is suppressed.
【００１３】[0013]
【課題を解決するための手段】上記問題点を解決するた
め、本発明は以下のように構成される。静磁場発生手段
と、互いに直交する３つの軸方向にそれぞれ傾斜磁場信
号を発生する傾斜磁場信号発生手段と、高周波磁場信号
発生手段とを有し、静磁場中に配置された被検体に高周
波磁場信号を印加し、被検体から発生される核磁気共鳴
信号に基づいて、被検体の断層画像を生成する核磁気共
鳴イメージング装置において、上記高周波磁場信号どう
しの発生間隔に基づいて、少なくとも一つの軸方向傾斜
磁場信号の立ち上げ及び立ち下げ時間を設定する傾斜磁
場信号設定手段を備える。好ましくは、上記核磁気共鳴
イメージング装置において、上記傾斜磁場信号設定手段
は、被検体の撮影条件により設定される、高周波磁場信
号どうしの発生間隔が、所定時間以上か否かを判断する
判断部と、上記判断部の判断結果に従って、上記発生間
隔が所定時間以下のときには、少なくとも一つの軸方向
傾斜磁場信号の立ち上げ及び立ち下げ時間を第１の時間
と設定し、上記発生間隔が所定時間を越えるときには、
上記立ち上げ及び立ち下げ時間を、上記第１の時間より
も長い第２の時間と設定して、傾斜磁場信号の発生タイ
ミングを演算する演算部と、この演算部により演算され
た発生タイミングに従って、傾斜磁場信号発生手段を駆
動する駆動部と、により構成される。 In order to solve the above problems, the present invention is configured as follows. A static magnetic field generating means, a gradient magnetic field signal generating means for generating a gradient magnetic field signal in each of three mutually orthogonal axial directions, and a high frequency magnetic field signal generating means; applying a signal, based on the nuclear magnetic resonance signals generated from the subject, in nuclear magnetic resonance imaging apparatus which generates a tomographic image of the subject, if the high frequency magnetic field signal
At least one axial inclination based on the spacing
Gradient magnet for setting rise and fall time of magnetic field signal
Field signal setting means ; Preferably, the above nuclear magnetic resonance
In the imaging apparatus, the gradient magnetic field signal setting means
Is a high-frequency magnetic field signal set according to the imaging conditions of the subject.
Judge whether the interval between signals is longer than a predetermined time
A determination unit, and determining the time between the occurrences according to the determination result of the determination unit.
When the distance is less than a predetermined time, at least one
Set the rise and fall times of the gradient magnetic field signal to the first time
When the occurrence interval exceeds a predetermined time,
The start-up time and the fall time are set to be longer than the first time.
Is set to a long second time, and the generation time of the gradient magnetic field signal is set.
Calculation unit for calculating the
Drive the gradient signal generator in accordance with the
And a driving unit that moves.
【００１４】好ましくは、上記核磁気共鳴イメージング
装置において、上記第２の時間は、上記演算部により、
上記発生間隔の長さに応じて変更される。また、好まし
くは、上記核磁気共鳴イメージング装置において、上記
発生間隔が所定時間以下のときには，上記演算部によ
り、３つの軸方向傾斜磁場信号の立ち上げ及び立ち下げ
時間が第１の時間と設定され、発生間隔が所定時間を越
えるときには、上記立ち上げ及び立ち下げ時間が、第１
の時間よりも長い第２の時間と設定される。Preferably, in the above nuclear magnetic resonance imaging apparatus, the second time is calculated by the arithmetic unit.
It is changed according to the length of the occurrence interval. Preferably, in the nuclear magnetic resonance imaging apparatus, when the generation interval is equal to or shorter than a predetermined time, the rise and fall times of the three axial gradient magnetic field signals are set as the first time by the arithmetic unit. When the occurrence interval exceeds a predetermined time, the rise and fall times are set to the first time.
Is set to be a second time longer than the time.
【００１５】[0015]
【作用】高周波磁場信号どうしの発生間隔は、被検体の
撮影部位等の撮影条件により、変更され、設定される。
この発生間隔が、短い場合には、傾斜磁場信号の立ち上
げ及び立ち下げ時間を長くすることはできないが、発生
間隔が長い場合には、上記立ち上げ及び立ち下げ時間を
長くすることができる。そして、傾斜磁場コイルに作用
する電磁力を低減し、騒音の発生を抑制することが可能
となる。そこで、判断部により、上記発生間隔が所定時
間以上か否かが判断される。発生間隔が所定時間を越え
る場合には、演算部により、傾斜磁場信号の立ち上げ及
び立ち下げ時間が、第１の時間よりも長い第２の時間に
設定される。そして、駆動部は、設定された第２の時間
に従って、傾斜磁場信号が立ち上がり、立ち下がるよう
に傾斜磁場信号発生手段を駆動する。これにより、傾斜
磁場コイルに作用する電磁力を低減して、騒音の発生を
抑制することができる。The interval between the generation of the high-frequency magnetic field signals is changed and set according to the imaging conditions such as the imaging region of the subject.
If the generation interval is short, the rise and fall times of the gradient magnetic field signal cannot be lengthened, but if the generation interval is long, the rise and fall times can be lengthened. Then, the electromagnetic force acting on the gradient magnetic field coil can be reduced, and the generation of noise can be suppressed. Thus, the determining unit determines whether the occurrence interval is equal to or longer than a predetermined time. If the generation interval exceeds a predetermined time, the rise and fall times of the gradient magnetic field signal are set to a second time longer than the first time by the arithmetic unit. Then, the driving unit drives the gradient magnetic field signal generating means so that the gradient magnetic field signal rises and falls according to the set second time. Thus, the electromagnetic force acting on the gradient coil can be reduced, and the generation of noise can be suppressed.
【００１６】[0016]
【実施例】図１は、本発明の一実施例である核磁気共鳴
イメージング装置の概略構成図、図２は、図１の例の動
作フローチャート、図３は、傾斜磁場の波形例を示す図
である。図１において、１１２は、動作制御部であり、
この動作制御部１１２は、送受信部１０６の動作制御及
び画像演算処理等を実行する演算制御部１１２ａを有し
ている。さらに、動作制御部１１２は、判断部１１２
ｂ、演算部１１２ｂ，設定部１１２ｄを有している。そ
して、判断部１１２ｂは、操作部１１１におけるどの操
作キーが押されたかを判断する。また、演算部１１２ｃ
は、傾斜磁場の発生タイミングを演算し、設定部１１２
は、演算部１１２ｃにより演算されたタイミングに基づ
いて、傾斜磁場の立ち上がり及び立ち下がり時間を設定
する。１１３は、傾斜磁場電源部であり、この傾斜磁場
電源部１１３は、電源１１３ａと、駆動部１１３ｂとを
有している。FIG. 1 is a schematic configuration diagram of a nuclear magnetic resonance imaging apparatus according to an embodiment of the present invention, FIG. 2 is an operation flowchart of the example of FIG. 1, and FIG. 3 is a diagram showing a waveform example of a gradient magnetic field. It is. In FIG. 1, reference numeral 112 denotes an operation control unit;
The operation control unit 112 includes an operation control unit 112a that executes operation control of the transmission / reception unit 106, image operation processing, and the like. Further, the operation control unit 112
b, an operation unit 112b, and a setting unit 112d. Then, the determination unit 112b determines which operation key on the operation unit 111 has been pressed. The operation unit 112c
Calculates the generation timing of the gradient magnetic field, and sets the
Sets the rise and fall times of the gradient magnetic field based on the timing calculated by the calculation unit 112c. Reference numeral 113 denotes a gradient magnetic field power supply unit. The gradient magnetic field power supply unit 113 has a power supply 113a and a driving unit 113b.
【００１７】図２のステップ１０において、操作者が、
操作部１１１により撮影条件の設定を行う。そして、ス
テップ１１において、スキャン開始キーが押される。す
ると、撮影条件及びスキャン開始を示す信号が操作部１
１１から判断部１１２ｂに供給される。次に、ステップ
１２において、判断部１１２ｂは、設定された撮影条件
から、９０゜高周波パルス信号２０１と１８０゜高周波
パルス信号２０２との間隔Ｔｅ（図３の（Ａ）に示す）
が所定時間、例えば、１５ｍｓｅｃより長いか否かを判
断する。In step 10 of FIG. 2, the operator
The photographing conditions are set by the operation unit 111. Then, in step 11, the scan start key is pressed. Then, a signal indicating the shooting condition and the start of scanning is transmitted to the operation unit 1.
11 to the determination unit 112b. Next, in step 12, the determination unit 112b determines the interval Te between the 90 ° high-frequency pulse signal 201 and the 180 ° high-frequency pulse signal 202 based on the set imaging conditions (shown in FIG. 3A).
Is longer than a predetermined time, for example, 15 msec.
【００１８】そして、間隔Ｔｅが所定時間よりも短い場
合には、ステップ１５に進み、演算部１１２ｃが、傾斜
磁場の立ち上がり及び下がり時間をＴ1、例えば、約１
ｍｓｅｃとして、傾斜磁場の発生タイミングを演算す
る。次に、ステップ１６に進み、設定部１１２ｄは、傾
斜磁場電源部１１３に対して、傾斜磁場の立ち上がり及
び下がり時間をＴ1に設定する。そして、ステップ１７
に進み、スキャンが開始される。If the interval Te is shorter than the predetermined time, the process proceeds to step 15, where the calculating unit 112c sets the rise and fall times of the gradient magnetic field to T1, for example, about 1
The generation timing of the gradient magnetic field is calculated as msec. Next, proceeding to step 16, the setting unit 112d sets the rising and falling times of the gradient magnetic field to T1 for the gradient magnetic field power supply unit 113. And step 17
Then, scanning is started.
【００１９】つまり、演算制御部１１２ａにより、傾斜
磁場電源部１１３の動作に適合して送受信部１０６の動
作が制御される。この傾斜磁場電源部１１３において
は、設定部１１２ｄから間隔Ｔｅ等の傾斜磁場信号の発
生タイミングが、駆動部１１３ｂに供給される。駆動部
１１３ｂは、供給された発生タイミングに従って電源１
１３ａを駆動し、傾斜磁場コイル１０３から傾斜磁場を
発生させる。そして，図３の（Ｂ）に示すように、傾斜
磁場信号２０３及び２０４は、時間Ｔ1で立ち上がり、
同様に、時間Ｔ1で立ち下がる。That is, the operation of the transmission / reception unit 106 is controlled by the arithmetic control unit 112a in conformity with the operation of the gradient magnetic field power supply unit 113. In the gradient magnetic field power supply unit 113, the generation timing of the gradient magnetic field signal such as the interval Te is supplied from the setting unit 112d to the drive unit 113b. The drive unit 113b supplies the power supply 1 according to the supplied generation timing.
13a is driven to generate a gradient magnetic field from the gradient magnetic field coil 103. Then, as shown in FIG. 3B, the gradient magnetic field signals 203 and 204 rise at time T1, and
Similarly, it falls at time T1.
【００２０】ステップ１２において、間隔Ｔｅが所定時
間よりも長い場合には、ステップ１３に進み、演算部１
１２ｃが、傾斜磁場の立ち上がり時間をＴ2、例えば、
約２ｍｓｅｃとして、傾斜磁場の発生タイミングを演算
する。次に、ステップ１４に進み、設定部１１２ｄは、
傾斜磁場電源部１１３に対して、傾斜磁場の立ち上がり
時間をＴ2に設定する。そして、ステップ１７に進み、
上述と同様にしてスキャンが開始される。そして，図３
の（Ｃ）に示すように、傾斜磁場信号３０３及び３０４
は、時間Ｔ2で立ち上がり、同様に、時間Ｔ2で立ち下が
る。この場合、時間Ｔ2は、時間Ｔ1よりも長く、傾斜磁
場信号３０３及び３０４は、緩やかに立ち上がり、緩や
かに立ち下がる。したがって、傾斜磁場コイル１０３に
作用する電磁力が低減され、傾斜磁場コイル１０３から
発生される騒音（打撃音）が抑制される。If the interval Te is longer than the predetermined time in step 12, the process proceeds to step 13, where the operation unit 1
12c sets the rise time of the gradient magnetic field to T2, for example,
At about 2 msec, the generation timing of the gradient magnetic field is calculated. Next, proceeding to step 14, the setting unit 112d
For the gradient magnetic field power supply unit 113, the rise time of the gradient magnetic field is set to T2. Then, proceed to step 17,
Scanning is started as described above. And FIG.
(C), the gradient magnetic field signals 303 and 304
Rises at time T2 and similarly falls at time T2. In this case, the time T2 is longer than the time T1, and the gradient magnetic field signals 303 and 304 rise slowly and fall slowly. Therefore, the electromagnetic force acting on the gradient coil 103 is reduced, and the noise (hitting sound) generated from the gradient coil 103 is suppressed.
【００２１】以上のように、本発明の一実施例によれ
ば、高周波パルス信号２０１と２０２との間隔Ｔｅが、
撮影部位等の撮影条件により、所定の時間（例えば、１
５ｍｓｅｃ）以上の場合には、傾斜磁場信号の立ち上が
り及び立ち下がり時間を長くしたので（例えば、約２ｍ
ｓｅｃ）、傾斜磁場コイルから発生される騒音を抑制す
る事ができる。これにより、被検体である患者に不安感
を与えることが抑制され、患者が不必要に動いて画像の
鮮明度を低下させるという事態を回避することができ
る。As described above, according to one embodiment of the present invention, the interval Te between the high frequency pulse signals 201 and 202 is
A predetermined time (for example, 1
In the case of 5 msec or more, the rise and fall times of the gradient magnetic field signal were increased (for example, about 2 m).
sec), noise generated from the gradient coil can be suppressed. Thereby, giving a feeling of anxiety to the patient who is the subject is suppressed, and it is possible to avoid a situation where the patient moves unnecessarily and reduces the sharpness of the image.
【００２２】なお、上述した実施例においては、傾斜磁
場信号の立ち上げ及び立ち下げ時間を、Ｔ1とＴ2との２
種類としたが、上記間隔Ｔｅの長さに応じて、時間Ｔ2
を２種類以上に変更してもよい。そして、上述した例に
おいては、時間Ｔ2を約２ｍｓｅｃとしたが、これに限
らず、他の時間、例えば、約１．５ｍｓｅｃや約１．７
ｍｓｅｃとしてもよい。また、上述した例は、傾斜磁場
信号のレベルが一定である場合の例であるが、傾斜磁場
信号のレベルが変化される場合には、そのレベルに応じ
て、立ち上げ及び立ち下がりの傾斜が緩やかになるよう
に、立ち上げ及び立ち下げ時間を設定するように構成し
てもよい。さらに、Ｘ軸方向、Ｙ軸方向、Ｚ軸方向全て
の傾斜磁場信号の立ち上げ及び立ち下げ時間を上述のよ
うに、調整してもよいし、Ｘ軸方向、Ｙ軸方向、Ｚ軸方
向の傾斜磁場信号のうち、１方向又は２方向のみの傾斜
磁場信号の立ち上げ及び立ち下げ時間を調整するように
構成してもよい。In the above-described embodiment, the rise and fall times of the gradient magnetic field signal are set to two times T1 and T2.
Type, but depending on the length of the interval Te, the time T2
May be changed to two or more types. In the above-described example, the time T2 is set to about 2 msec. However, the present invention is not limited to this. For other times, for example, about 1.5 msec or about 1.7.
msec. Further, the above-described example is an example in which the level of the gradient magnetic field signal is constant. However, when the level of the gradient magnetic field signal is changed, the rising and falling gradients are changed according to the level. The rise and fall times may be set so as to be gradual. Further, the rise and fall times of the gradient magnetic field signals in all of the X-axis direction, the Y-axis direction, and the Z-axis direction may be adjusted as described above, or may be adjusted in the X-axis direction, the Y-axis direction, and the Z-axis direction. You may be comprised so that the rise and fall time of a gradient magnetic field signal of only one direction or two directions among gradient magnetic field signals may be adjusted.
【００２３】[0023]
【発明の効果】以上のように、本発明によれば、被検体
からの核磁気共鳴信号に基づいて、断層画像を生成する
核磁気共鳴イメージング装置において、高周波磁場信号
どうしの発生間隔が、所定時間以上か否かを判断する判
断部と、上記発生間隔が所定時間以下のときには，傾斜
磁場信号の立ち上げ及び立ち下げ時間を第１の時間と設
定し、発生間隔が所定時間を越えるときには、立ち上げ
及び立ち下げ時間を、第１の時間よりも長い第２の時間
と設定して、傾斜磁場信号の発生タイミングを演算する
演算部と、上記演算部により演算された発生タイミング
に従って、傾斜磁場信号発生手段を駆動する駆動部と、
を備える。これにより、傾斜磁場信号の立ち上げ及び立
ち下げ時間が第２の時間に設定された場合には、傾斜磁
場コイルに作用する電磁力が低減される。したがって、
検査期間中における傾斜磁場コイルからの騒音（打撃
音）の発生が抑制された核磁気共鳴イメージング装置を
実現することができる。As described above, according to the present invention, in a nuclear magnetic resonance imaging apparatus for generating a tomographic image based on a nuclear magnetic resonance signal from a subject, an interval between generations of high-frequency magnetic field signals is predetermined. A determination unit for determining whether or not the time is longer than a predetermined time; and setting the rising and falling time of the gradient magnetic field signal to a first time when the generation interval is shorter than a predetermined time, An arithmetic unit for setting the rise and fall times to a second time longer than the first time and calculating the generation timing of the gradient magnetic field signal; and a gradient magnetic field according to the generation timing calculated by the arithmetic unit. A drive unit for driving the signal generation means;
Is provided. Thus, when the rise and fall times of the gradient magnetic field signal are set to the second time, the electromagnetic force acting on the gradient magnetic field coil is reduced. Therefore,
It is possible to realize a nuclear magnetic resonance imaging apparatus in which the generation of noise (hitting sound) from the gradient coil during the inspection period is suppressed.
【図１】本発明の一実施例である核磁気共鳴イメージン
グ装置の概略構成図である。FIG. 1 is a schematic configuration diagram of a nuclear magnetic resonance imaging apparatus according to an embodiment of the present invention.
【図２】図１の例の動作フーローチャートである。FIG. 2 is an operation flowchart of the example of FIG. 1;
【図３】図１の例における傾斜磁場信号の波形図であ
る。FIG. 3 is a waveform diagram of a gradient magnetic field signal in the example of FIG.
【図４】従来の核磁気共鳴イメージング装置の概略構成
図である。FIG. 4 is a schematic configuration diagram of a conventional nuclear magnetic resonance imaging apparatus.
【図５】核磁気共鳴イメージング装置の撮影シーケンス
のタイミングチャートである。FIG. 5 is a timing chart of an imaging sequence of the nuclear magnetic resonance imaging apparatus.
１０１ 磁石 １０２ 被検者 １０３ 傾斜磁場コイル １０４ 送信コイル １０５ 受信コイル １０６ 送受信システム １０７ Ａ／Ｄ変換器 １１０ 表示器 １１１ 操作部 １１２ 動作制御部 １１２ａ 演算制御部 １１２ｂ 判断部 １１２ｃ 演算部 １１２ｄ 設定部 １１３ 傾斜磁場電源部 １１３ａ 電源 １１３ｂ 駆動部 ２０１ ９０°高周波パルス信号 ２０２ １８０°高周波パルス信号 ２０３、２０４ スライス用傾斜磁場信号 ２０５ 位相エンコード傾斜磁場信号 ２０６、２０７ 周波数エンコード傾斜磁場信号 ２０８ 核磁気共鳴信号 ３０３、３０４ スライス用傾斜磁場信号 Ｔ1、Ｔ2 立ち上げ及び立ち下げ時間 Reference Signs List 101 magnet 102 subject 103 gradient magnetic field coil 104 transmission coil 105 reception coil 106 transmission / reception system 107 A / D converter 110 display 111 operation unit 112 operation control unit 112a operation control unit 112b determination unit 112c operation unit 112d setting unit 113 inclination Magnetic field power supply unit 113a Power supply 113b Drive unit 201 90 ° high frequency pulse signal 202 180 ° high frequency pulse signal 203, 204 Slice gradient magnetic field signal 205 Phase encoding gradient magnetic field signal 206, 207 Frequency encoding gradient magnetic field signal 208 Nuclear magnetic resonance signal 303, 304 Slice gradient magnetic field signal T1, T2 Rise and fall time
Claims (2)
の軸方向にそれぞれ傾斜磁場信号を発生する傾斜磁場信
号発生手段と、高周波磁場信号発生手段とを有し、静磁
場中に配置された被検体に高周波磁場信号を印加し、被
検体から発生される核磁気共鳴信号に基づいて、被検体
の断層画像を生成する核磁気共鳴イメージング装置にお
いて、上記高周波磁場信号どうしの発生間隔に基づいて、少な
くとも一つの軸方向傾斜磁場信号の立ち上げ及び立ち下
げ時間を設定する傾斜磁場信号設定手段を 備えることを
特徴とする核磁気共鳴イメージング装置。1. A static magnetic field generating means, a gradient magnetic field signal generating means for generating a gradient magnetic field signal in each of three axes orthogonal to each other, and a high frequency magnetic field signal generating means, and are arranged in a static magnetic field. A high-frequency magnetic field signal is applied to a subject, and based on a nuclear magnetic resonance signal generated from the subject, in a nuclear magnetic resonance imaging apparatus that generates a tomographic image of the subject , based on a generation interval between the high-frequency magnetic field signals. , Few
Rise and fall of at least one axial gradient signal
A nuclear magnetic resonance imaging apparatus comprising: a gradient magnetic field signal setting unit for setting a scanning time .
装置において、上記傾斜磁場信号設定手段は、被検体の
撮影条件により設定される、高周波磁場信号どうしの発
生間隔が、所定時間以上か否かを判断する判断部と、上
記判断部の判断結果に従って、上記発生間隔が所定時間
以下のときには、少なくとも一つの軸方向傾斜磁場信号
の立ち上げ及び立ち下げ時間を第１の時間と設定し、上
記発生間隔が所定時間を越えるときには、上記立ち上げ
及び立ち下げ時間を、上記第１の時間よりも長い第２の
時間と設定して、傾斜磁場信号の発生タイミングを演算
する演算部と、この演算部により演算された発生タイミ
ングに従って、傾斜磁場信号発生手段を駆動する駆動部
と、により構成されたことを特徴とする核磁気共鳴イメ
ージング装置。2. The nuclear magnetic resonance imaging apparatus according to claim 1, wherein said gradient magnetic field signal setting means is configured to detect an object to be examined.
Generation of high-frequency magnetic field signals set according to imaging conditions
A determining unit for determining whether or not the raw interval is equal to or longer than a predetermined time;
According to the judgment result of the judgment unit, the occurrence interval is set to a predetermined time.
At least one axial gradient signal
Set the rise and fall times of
If the interval exceeds the specified time,
And the fall time is set to a second time longer than the first time.
Calculate the generation timing of the gradient magnetic field signal by setting time
And the generation timing calculated by the calculation unit
For driving the gradient magnetic field signal generating means according to the timing
And a nuclear magnetic resonance imaging apparatus.
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