JPH07246193A - Mri noise control system - Google Patents
Mri noise control systemInfo
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- JPH07246193A JPH07246193A JP6041086A JP4108694A JPH07246193A JP H07246193 A JPH07246193 A JP H07246193A JP 6041086 A JP6041086 A JP 6041086A JP 4108694 A JP4108694 A JP 4108694A JP H07246193 A JPH07246193 A JP H07246193A
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Abstract
Description
【産業上の利用分野】本発明は、磁気共鳴イメージング
装置（以下「ＭＲＩ装置」という）に係り、特に騒音源
から発生される音波と逆位相で同一振幅の音波を付加音
源から発生して騒音を能動的に消音する装置を備えたＭ
ＲＩ装置に関する。BACKGROUND OF THE INVENTION 1. Field of the Invention The present invention relates to a magnetic resonance imaging apparatus (hereinafter referred to as "MRI apparatus"), and particularly to a sound wave generated by an additional sound source having a sound wave having a phase opposite to that of a sound wave generated by a noise source. M equipped with a device that actively muffles
It relates to an RI device.
【従来の技術及び発明が解決しようとする課題】ＭＲＩ
装置は、磁場中に置かれた被検体の核磁気共鳴（以下
「ＮＭＲ」という）現象から得られる信号を計測し演算
処理することにより、被検体中の核スピンの密度分布、
緩和時間分布等を断層像として画像表示するものであ
り、人体を被検体として各種の診断等に使用されてい
る。ＮＭＲ現象から信号を得るためには、空間的、時間
的に一様な強度と方向を持った静磁場中に被検体を置
き、高周波コイルによりパルス状に電磁波を被検体に照
射し、それによって発生するＮＭＲ信号を高周波コイル
により受信する。さらにＮＭＲ信号に位置情報を与える
ために静磁場に傾斜磁場が重畳される。このため、ＭＲ
Ｉ装置は３軸方向に直交する傾斜磁場発生コイルを備
え、これら傾斜磁場発生コイルに所定のパルスシーケン
スで電流を流すことにより、ＮＭＲ信号を得る。このパ
ルスシーケンス情報は、高周波パルス及び傾斜磁場パル
スの磁場強度、磁場パルス照射及びＮＭＲ信号検出のタ
イミング、繰返し時間などの情報であり、中央制御装置
からシーケンサに与えられる。画像形成に必要なＮＭＲ
信号を取得するためにスピンエコー法、グラジエントエ
コー法等のパルスシーケンスがあるが、いずれの場合も
高周波コイル及び傾斜磁場発生コイルは、シーケンサか
らの制御信号により高速でパルス状に切り換えられ、所
定の繰返し時間で繰返し駆動される。この際、傾斜磁場
発生コイルの少なくとも１つ（位相エンコード方向傾斜
磁場発生コイル）は、繰返し時間毎に磁場強度を変えな
がら、駆動される。このように、電磁波照射用の高周波
コイル及び傾斜磁場発生コイルには静磁場中でパルス状
に電流が流されることになり、フレミングの左手の法則
に従って電磁力がパルス状に発生する。この電磁力は各
コイルを変形させるように働き、結果として連続的に騒
音を発生する。このような騒音は、ＭＲＩ装置で検査を
受ける被検者に恐怖感、不快感等を与えるので好ましく
なく、防音あるいは消音することが望ましい。従来この
ような騒音の軽減方法としては装置外周を覆うガントリ
ー開口カバーの内側に吸音材等を配置し騒音を低減する
ことが行われていたが、騒音を十分に吸収することは難
しく、充分なものではなかった。一方、各種の騒音を軽
減する方法として、騒音と逆位相で同一振幅の音波を付
加音源から発生して騒音を消音する能動的消音方法が知
られている。このような消音方法については騒音の種類
等により各種の方法が考案されており、ＭＲＩ装置に応
用することが考えられる。例えば、特表平１−５０１３
４４号公報には、回転する振動源の情報として回転軸の
回転信号を検出し、その回転信号を基準信号として、そ
の高調波成分を選択して付加音源の駆動情報として使用
し消音する装置が開示されている。しかし、この装置の
対象とする騒音は回転数成分を基本次とした周期的な成
分が主であり、低減される騒音も選択した高調波に限ら
れる。そのため、騒音がランダム成分を含む場合、基準
信号にはそのランダム成分が含まれていないので消音さ
れない。また回転数変化が非常に速い場合には基準信号
を用いて付加音源から消音のための音波を出しても、音
波発生自体について能動消音装置における計算時間等の
ために時間遅れを生じ、騒音源から消音したい点に到達
した音とは性状が異なってしまい、消音できない場合が
ある。ＭＲＩ装置においては、騒音自体が前述のような
電磁力によりコイルボビンが振動することにより発生す
る音波であること、磁場発生コイルは高速でしかも繰返
し時間毎に磁場強度を変えながら駆動されるので、それ
により生じる騒音はランダムな性状を有すること等か
ら、このような能動的消音装置をＭＲＩ装置に適用して
も、良好な消音はできない。また、騒音の伝搬通路内で
能動消音を行う装置として、特開平２−７０１９５号公
報には、付加音源から騒音源側に配置された第１の音響
センサの出力信号を基準信号とし、付加音源の下流側に
配置した第２の音響センサの出力信号をエラー信号とし
て使用し付加音源を駆動して消音する装置が開示されて
いる。この装置では、付加音源駆動信号として音響セン
サ出力を使用することにより、前述の装置では消音する
ことができなかったランダムな性状の騒音をも消音する
ことが可能である。しかし、例えば能動消音装置のデー
タのサンプリング周波数を２ｋＨｚとすると、システム
の遅れ時間は約３ｍｓであり、騒音を低減するために
は、第１の音響センサを付加音源から騒音側へ１ｍ以上
近づける必要がある。従ってこの消音装置をＭＲＩ装置
に適用しようとしても、例えば傾斜磁場コイルから被検
者までの距離は約５００ｍｍ程度であり、被検者の耳元
に付加音源を設置し、さらに音響センサを傾斜磁場コイ
ル側に設置するとすると、付加音源と音響センサとの間
に１ｍもの間隔をおいて配置することは不可能である。
さらにそれが可能であったとしても、ＭＲＩ装置の場
合、被検者の耳の騒音源に対する相対位置は撮影部位を
変更するのに従って変化するため、音響センサ及び付加
音源の被検者の耳に対する相対位置が常に一定であるよ
うに、一般には常に両者が被検者の耳元に位置するよう
にしなければ良好な消音はできない。本発明は、ＭＲＩ
装置で発生するランダムな性状を有する騒音を効果的に
消音できる能動的消音装置を備えたＭＲＩ装置を提供す
ることを目的とする。更に本発明は、撮影中被検者の位
置が変化するＭＲＩ装置において、被検者の位置に拘ら
ず、或いは被検者の位置に対応して効果的に能動的消音
可能なＭＲＩ装置を提供することを目的とする。PRIOR ART AND PROBLEMS TO BE SOLVED BY THE INVENTION MRI
The apparatus measures a signal obtained from a nuclear magnetic resonance (hereinafter referred to as “NMR”) phenomenon of a subject placed in a magnetic field and performs arithmetic processing to obtain a density distribution of nuclear spins in the subject,
The relaxation time distribution and the like are displayed as a tomographic image, which is used for various diagnoses with the human body as the subject. In order to obtain a signal from the NMR phenomenon, a subject is placed in a static magnetic field having a spatially and temporally uniform intensity and direction, and the subject is irradiated with pulsed electromagnetic waves by a high-frequency coil. The generated NMR signal is received by the high frequency coil. Further, a gradient magnetic field is superimposed on the static magnetic field in order to give position information to the NMR signal. Therefore, MR
The apparatus I is provided with gradient magnetic field generating coils orthogonal to the three-axis directions, and an NMR signal is obtained by passing a current through these gradient magnetic field generating coils in a predetermined pulse sequence. This pulse sequence information is information such as the magnetic field strength of the high frequency pulse and the gradient magnetic field pulse, the timing of magnetic field pulse irradiation and NMR signal detection, and the repetition time, and is given from the central controller to the sequencer. NMR required for image formation
There are pulse sequences such as the spin echo method and the gradient echo method for acquiring the signal, but in either case, the high frequency coil and the gradient magnetic field generating coil are switched to a pulse at a high speed by a control signal from a sequencer, It is driven repeatedly for a repetition time. At this time, at least one of the gradient magnetic field generating coils (phase encoding direction gradient magnetic field generating coil) is driven while changing the magnetic field strength for each repetition time. In this way, a current is applied to the radio frequency coil for electromagnetic wave irradiation and the gradient magnetic field generation coil in a pulsed manner in a static magnetic field, and an electromagnetic force is generated in a pulsed manner according to Fleming's left-hand rule. This electromagnetic force acts to deform each coil, resulting in continuous noise. Such noise is not preferable because it gives fear and discomfort to the subject who is to be examined by the MRI apparatus, and it is desirable to prevent or mute the noise. Conventionally, as a method of reducing such noise, a sound absorbing material or the like has been arranged inside the gantry opening cover that covers the outer periphery of the device to reduce the noise, but it is difficult to sufficiently absorb the noise, It wasn't something. On the other hand, as a method for reducing various types of noise, an active noise reduction method is known in which a sound wave having the same amplitude as that of the noise but having an opposite phase is generated from an additional sound source to muffle the noise. As for such a silencing method, various methods have been devised depending on the type of noise and the like, and it can be considered to be applied to an MRI apparatus. For example, special table 1-5013
No. 44 discloses a device that detects a rotation signal of a rotating shaft as information on a rotating vibration source, selects a harmonic component of the rotation signal as a reference signal, and uses the harmonic component as drive information for an additional sound source to mute sound. It is disclosed. However, the noise targeted by this device is mainly a periodic component having a fundamental component of the rotational speed component, and the noise to be reduced is also limited to the selected harmonic. Therefore, when the noise includes a random component, the reference signal does not include the random component, so that the noise is not silenced. Also, when the rotational speed changes very rapidly, even if a sound wave for silencing is output from the additional sound source using the reference signal, there is a time delay due to the calculation time in the active sound deadening device for the sound wave generation itself, and the noise source It may not be possible to mute the sound because it has a different property from the sound that reaches the point you want to mute. In the MRI apparatus, the noise itself is a sound wave generated by vibrating the coil bobbin by the electromagnetic force as described above, and the magnetic field generating coil is driven at high speed while changing the magnetic field strength at each repetition time. Since the noise caused by the noise has a random property and the like, even if such an active silencer is applied to the MRI apparatus, good silence cannot be achieved. Further, as an apparatus for performing active noise reduction in a noise propagation path, Japanese Patent Laid-Open No. 2-70195 discloses an additional sound source that uses an output signal of a first acoustic sensor arranged on the noise source side from the additional sound source as a reference signal. There is disclosed a device that uses an output signal of a second acoustic sensor arranged on the downstream side of the above as an error signal to drive an additional sound source to mute. By using the output of the acoustic sensor as the additional sound source drive signal, this device can also mute random noise that could not be muffled by the above device. However, assuming that the sampling frequency of the data of the active silencer is 2 kHz, the system delay time is about 3 ms, and in order to reduce noise, it is necessary to bring the first acoustic sensor closer to the noise side by 1 m or more from the additional sound source. There is. Therefore, even if this muffler is applied to an MRI apparatus, for example, the distance from the gradient magnetic field coil to the subject is about 500 mm, an additional sound source is installed near the subject's ears, and an acoustic sensor is used as the gradient magnetic field coil. If it is installed on the side, it is impossible to place the additional sound source and the acoustic sensor with a space of 1 m.
Even if that is possible, in the case of the MRI apparatus, the relative position of the subject's ear with respect to the noise source changes as the imaging region is changed, and therefore the acoustic sensor and the additional sound source with respect to the subject's ear. As the relative position is always constant, good muffling is generally impossible unless both are always located near the subject's ears. The present invention is based on MRI
It is an object of the present invention to provide an MRI apparatus equipped with an active silencer that can effectively muffle random noise generated in the apparatus. Further, the present invention provides an MRI apparatus in which the position of the subject changes during imaging, and which can effectively mute regardless of the position of the subject or corresponding to the position of the subject. The purpose is to do.
【課題を解決するための手段】このような目的を達成す
る本発明のＭＲＩ装置は、被検体の置かれる空間に磁場
を発生させる磁場発生手段と、被検体に高周波パルスを
照射する高周波コイルと、被検体からの核磁気共鳴信号
を検出する高周波コイルと、これらの磁場発生手段及び
高周波コイルを所定のパルスシーケンスで駆動するシー
ケンサと、空間において被検体を移動させる移動手段
と、空間内に生じる騒音を該騒音と逆位相で同一振幅の
音波を発生させて能動的に消音する消音手段とを備えた
ＭＲＩ装置において、消音手段は、騒音を消音するため
の音波を発生する付加音源と、空間内の複数の位置につ
いて各位置に伝搬する騒音の特性を記憶する記憶部と、
記憶部に記憶された騒音の特性及びシーケンサのパルス
シーケンス情報に基づき、空間の任意の特定位置におい
て該特定位置に到達する騒音と逆位相で同一振幅の音波
を発生するように付加音源を駆動制御する音源制御手段
を備えたものである。本発明の第１の態様は、更に被検
体の特定の位置を検出する位置検出手段を備え、この位
置検出手段が検出した位置に対応する騒音の特性に基づ
き、付加音源を駆動制御するものである。本発明の第２
の態様は、付加音源が、被検体の置かれる空間内に固定
された複数の音波発生手段から構成され、各音波発生手
段は該音波発生手段の固定された位置に伝搬する騒音の
特性に基づき駆動制御されるものである。The MRI apparatus of the present invention which achieves such an object comprises a magnetic field generating means for generating a magnetic field in a space where a subject is placed, and a high frequency coil for irradiating the subject with a high frequency pulse. , A high-frequency coil for detecting a nuclear magnetic resonance signal from the subject, a sequencer for driving the magnetic field generating means and the high-frequency coil with a predetermined pulse sequence, a moving means for moving the subject in the space, and a space in the space In an MRI apparatus provided with a sound deadening means for actively muffing noise by generating sound waves having the same phase as the noise and having the same amplitude, the sound deadening means includes an additional sound source for generating sound waves for silencing the noise, and a space. A storage unit that stores characteristics of noise propagating to each position for a plurality of positions in the
Drive control of an additional sound source based on the characteristics of noise stored in the storage unit and the pulse sequence information of the sequencer so as to generate a sound wave of the same amplitude in the opposite phase to the noise reaching the specific position at any specific position in space The sound source control means is provided. A first aspect of the present invention further comprises position detecting means for detecting a specific position of the subject, and drives and controls an additional sound source based on the characteristics of noise corresponding to the position detected by the position detecting means. is there. Second of the present invention
In the aspect, the additional sound source is composed of a plurality of sound wave generating means fixed in the space where the subject is placed, and each sound wave generating means is based on the characteristics of the noise propagating to the fixed position of the sound wave generating means. It is driven and controlled.
【作用】ＭＲＩ装置の騒音源は、主として傾斜磁場発生
コイル及び電磁波照射用高周波コイルであり、被検体は
画像を形成するスライス面を順次移動させるためにこれ
ら磁場発生手段の発生する磁場内を移動させられる。従
って、ＭＲＩ装置においては騒音源と被検体（被検体の
耳）の相対位置は変化する。従って、被検体の耳が位置
するそれぞれの位置（消音位置）にそのときに到達する
騒音と逆位相で同一の振幅の音波を当該消音位置に発生
させなければならない。そのためには先ず、消音位置に
伝搬する騒音の特性、即ち騒音源で発生した騒音音波が
消音位置に到達したときにその音圧、周波数、位相がど
のように変化するかの情報が必要である。このような情
報のうち、各位置における音の減衰特性及び伝達関数は
予めＭＲＩ装置を駆動することにより収集することがで
き、記憶手段に記憶する。一方、音の大きさ及び音の発
生頻度（周期ｆ）に関する情報は、パルスシーケンス情
報から直接得ることができる。例えば、音圧を決定する
パラメーターの１つに振動面の速度がある。音の大きさ
はｌｏｇ（振動面の速度ｖの２乗）に比例する。さらに
例えば騒音源が傾斜磁場コイルの場合、その振動面の速
度ｖは傾斜磁場強度ｓに比例する。従って、この場合の
騒音源と被検体の耳が位置し得る１つの特定の位置の音
の伝達関数をｃ、係数をｋとすると、この位置の音の大
きさは２０ｌｏｇ（ｋｃｓ2)ｄＢのように表すことがで
きる。さらにその位置における音の減衰の時間的変化が
必要である。これらの情報を、被検体の耳が位置し得る
複数箇所の位置、即ちＭＲＩ装置のガントリ開口中心の
被検体体軸方向の複数箇所の位置について記憶手段に格
納しておく。そして騒音がどのようなタイミングで発生
されるか、即ち騒音源の駆動情報が必要であり、ここで
は騒音源は前述の通り、高周波コイル及び傾斜磁場コイ
ルであるから、騒音源の駆動情報は撮影パラメータであ
り、シーケンサからのパルスシーケンス情報として得る
ことができる。このシーケンサから得られるパルスシー
ケンス情報は、傾斜磁場の強度ｓ、周期ｆ等の情報を含
む。この傾斜磁場の強度ｓは上記式により各消音位置の
音の大きさを算出するのに使用され得る。従って、音源
制御手段により、特定の消音位置についてそこに伝搬す
る騒音源からの騒音の情報を記憶部から取り出し、シー
ケンサからのパルスシーケンス情報を読み込むことによ
って、実際の撮影条件下での該消音位置での騒音を把握
でき、これに従って付加音源を駆動して把握された騒音
と逆位相で同一振幅の音波を発生し、消音位置で消音を
達成するものである。付加音源が特定の位置、例えば消
音位置にある場合には、位置検出手段がその位置を検出
し、その位置情報と、付加音源記憶手段に記憶された当
該位置における騒音の特性に基づき付加音源が駆動され
る。なお、付加音源は消音位置にあってもよいが、別の
位置に配置し発生した音波が消音位置に到達できるよう
にしてもよい。また付加音源が空間内の各位置に固定さ
れた複数の音波発生手段から成る場合には、これら音波
発生手段をそれが位置する位置における騒音の特性に基
づき駆動する。尚、上記記憶部に格納された音の情報を
規定する複数の位置は、消音を所望する位置（被検体の
耳の位置）と一致するとは限らない。この場合は消音を
所望する位置に近接する、音の情報が記憶されている一
またはそれ以上の位置の情報を補間して用いる。The noise source of the MRI apparatus is mainly a gradient magnetic field generating coil and an electromagnetic wave irradiating high frequency coil, and the subject moves in the magnetic field generated by these magnetic field generating means in order to sequentially move the slice planes forming an image. To be made. Therefore, in the MRI apparatus, the relative positions of the noise source and the subject (ear of the subject) change. Therefore, it is necessary to generate a sound wave having the same amplitude as the noise that reaches the respective positions (silence positions) where the ears of the subject are located at the mute positions in antiphase. For that purpose, first of all, information on the characteristics of the noise propagating to the muffling position, that is, how the sound pressure, frequency, and phase of the noise sound wave generated by the noise source changes when reaching the muffling position is necessary. . Among such information, the sound attenuation characteristic and the transfer function at each position can be collected by driving the MRI apparatus in advance, and are stored in the storage means. On the other hand, the information regarding the loudness of the sound and the frequency of occurrence of the sound (cycle f) can be directly obtained from the pulse sequence information. For example, one of the parameters that determines the sound pressure is the velocity of the vibrating surface. The loudness of the sound is proportional to log (the square of the velocity v of the vibrating surface). Furthermore, for example, when the noise source is a gradient magnetic field coil, the velocity v of its vibrating surface is proportional to the gradient magnetic field strength s. Therefore, assuming that the transfer function of the sound at one specific position where the noise source and the ear of the subject can be located in this case is c and the coefficient is k, the volume of the sound at this position is 20 log (kcs 2 ) dB. Can be expressed as In addition, a temporal change in the sound attenuation at that position is required. These pieces of information are stored in the storage means at a plurality of positions where the ears of the subject can be located, that is, a plurality of positions in the axial direction of the subject at the center of the gantry opening of the MRI apparatus. And at what timing the noise is generated, that is, the drive information of the noise source is necessary. Since the noise source is the high frequency coil and the gradient magnetic field coil as described above, the drive information of the noise source is captured. It is a parameter and can be obtained as pulse sequence information from the sequencer. The pulse sequence information obtained from this sequencer includes information such as gradient magnetic field strength s and period f. The intensity s of this gradient magnetic field can be used to calculate the loudness of the sound at each muffling position according to the above equation. Therefore, by the sound source control means, the noise information from the noise source propagating to the specific muffling position is extracted from the storage unit, and the pulse sequence information from the sequencer is read to obtain the muffling position under the actual shooting conditions. It is possible to detect the noise in the sound source, and drive the additional sound source accordingly to generate a sound wave of the same amplitude in the opposite phase to the detected noise, and achieve the sound deadening at the sound deadening position. When the additional sound source is located at a specific position, for example, the mute position, the position detecting means detects the position, and the additional sound source is detected based on the position information and the noise characteristics at the position stored in the additional sound source storage means. Driven. The additional sound source may be at the muffling position, but may be arranged at another position so that the generated sound wave can reach the muffling position. When the additional sound source is composed of a plurality of sound wave generating means fixed at each position in the space, these sound wave generating means are driven based on the characteristics of the noise at the position where the sound wave generating means are located. It should be noted that the plurality of positions that define the sound information stored in the storage unit do not always match the desired position for silencing (the position of the subject's ear). In this case, the information of one or more positions where the sound information is stored, which is close to the position where the noise reduction is desired, is interpolated and used.
【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（ａ）は本発明のＭＲＩ装置の消
音手段の第１の実施例を示すブロック図である。この第
１の実施例においては、被検体１の特定の位置（被検者
の耳の位置）を検出する位置検出手段６０を備え、この
位置検出手段６０が検出した位置に対応する騒音の特性
（記憶手段５１に格納）及びシーケンサ１２から得られ
たパルスシーケンスに基づいて付加音源４０を制御する
ものである。即ち、位置検出手段で検出される１つの特
定の位置（被検体の耳の位置）を消音位置とするもので
ある。図２は上記第１の実施例のＭＲＩ装置の全体の構
成を示す図である。このＭＲＩ装置は、ＮＭＲ現象を利
用して被検体１の断層画像を得るもので、そのために必
要な、充分大きなボア径をもった静磁場発生磁石１０
と、中央処理装置（以下、ＣＰＵという）１１と、シー
ケンサ１２と、送信系１３（高周波パルスを照射するた
めの高周波コイル２０ａを含む）と、傾斜磁場系１４
（傾斜磁場コイル２１を含む）と、受信系１５（ＮＭＲ
信号を受信するための高周波コイル２０ｂを含む）と、
信号処理系１６とを含み、高周波コイル２０ａ、２０ｂ
の囲む静磁場内の空間で被検体１を移動させるための移
動手段として寝台３０が設置されている。尚、本発明の
ＮＭＲ装置の磁場発生手段は静磁場発生磁石１０及び傾
斜磁場系１４である。静磁場発生磁石１０は、被検体１
の周りの傾斜磁場コイル２１及び高周波コイル２０ａ、
２０ｂを含む空間に、被検体の体軸方向または体軸と直
角方向に均一な磁束を発生するもので、永久磁石方式ま
たは常電導方式あるいは超電導方式の磁場発生手段であ
る。シーケンサ１２は、ＣＰＵ１１の制御で動作し、被
検体１の断層画像のデータ収集に必要な種々の命令を送
信系１３及び傾斜磁場系１４並びに受信系１５に送るも
のである。このシーケンサ１２の命令は、撮影法によっ
て特定のパルスシーケンス情報を規定し、この情報は後
述する音制御装置（音源制御手段）５０において付加音
源４０を制御するために用いられる。送信系１３は、高
周波受信器１７と変調器１８と高周波増幅器１９と送信
側高周波コイル２０ａとからなり、高周波発信器１７か
ら出力された高周波パルスをシーケンサ１２の命令に従
って変調器１８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１９で増幅した後に被検体１に
近接して配置された高周波コイル２０ａに供給すること
により、電磁波が被検体１に照射されるようになってい
る。傾斜磁場系１４はＸ、Ｙ、Ｚの３方向の傾斜磁場Ｇ
ｘ、Ｇｙ、Ｇｚを被検体１に印加するようになってお
り、このため３つの傾斜磁場コイル２１を備える。この
傾斜磁場の加え方により、被検体１に対するスライス面
を設定することができ、またＮＭＲ信号に位置情報を付
与することができる。これら傾斜磁場２１がＭＲＩ装置
における主たる騒音源をなし、その磁場強度によって規
定される音圧の騒音をパルスシーケンスで規定される繰
返し周期で発生し、全体として被検体の置かれる空間Ａ
に騒音を生じる。受信系１５は、受信側高周波コイル２
０ｂと増幅器２３と直交位相検波器２４とＡ／Ｄ変換器
２５とからなり、上記送信側の高周波コイル２０ａから
照射された電磁波による被検体の応答の電磁波（ＮＭＲ
信号）は被検体１に近接して配置された高周波コイル２
０ｂで検出され、増幅器２３及び直交位相検波器２４を
介してＡ／Ｄ変換器２５に入力してデジタル量に変換さ
れ、さらにシーケンサ１２からの命令によるタイミング
で直交位相検波器２４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１６に送ら
れるようになっている。この信号処理系１６は、ＣＰＵ
１１と磁気ディスク２６及び磁気テープ２７等の記録装
置とＣＴＲ等のディスプレイ２８とからなり、上記ＣＰ
Ｕ１１でフーリエ変換、補正計数計算値像再構成等の処
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２８に表示するようになっている。このＭＲＩ装
置は、更に被検体１の置かれる空間Ａに生じる騒音を消
音するための消音手段として、騒音を消音するための音
波を発生する付加音源であるスピーカ４０と、スピーカ
４０を駆動制御する音源制御手段を含む音制御装置５０
とを備え、さらに、被検体１の特定の位置（耳の位置）
を検出する位置検出手段として寝台３０の水平位置検出
器６０を備えている。スピーカ４０は好適には被検体の
特定の位置（耳の位置）に置かれ、音制御装置５０の制
御により、その位置に伝搬する騒音と逆位相で同一振幅
の音波を発生する。スピーカ４０の振動部材としては圧
電素子からなるものを用いることができる。また、スピ
ーカ４０は、被検体の耳の直近、即ち被検体の頭受け付
近にスピーカを設けずに、静磁場発生装置外にスピーカ
を置き、その音を伝音チューブで頭受け付近に伝達して
もよい。音制御装置５０は、図１（ａ）に示すように、
記憶部５１を内部メモリとして或いは外部メモリとして
備え、この記憶部５１には被検体１が移動する空間内の
複数の位置について各位置に伝搬する騒音の特性が予め
収納されている。この騒音の特性は、例えば寝台３０の
長手方向の軸に沿って選択された複数の位置について、
予め到達する音の減衰特性、伝達関数を測定により求め
ておく。また音制御装置５０には、シーケンサ１２から
磁場発生コイルを駆動するタイミング、磁場強度、繰返
し時間（周期）などの情報を含むパルスシーケンス情報
が入力されるとともに水平位置検出器６０から被検体の
特定の位置を表す位置情報が入力される。音制御装置５
０は、これら記憶部５１に記憶された騒音の特性、シー
ケンサ１２からのパルスシーケンス情報及び位置検出器
３０からの位置情報に基いて、被検体の耳の位置におい
て該位置に到達する騒音と逆位相で同一振幅の音波を発
生するように、スピーカ４０を制御する。尚、図の実施
例ではパルスシーケンス情報を直接シーケンサから送る
ようにしているが、このようなパルスシーケンス情報は
予め記憶部５１に記憶させておくことも可能である。図
３に、寝台３０と寝台の水平位置検出器６０の構成を詳
細に示す。寝台３０は、ベース３１と、ガントリ開口に
固定された寝台本体上部３２と、ガントリ開口間を水平
移動するように調整された天板３３と、さらに天板３２
の絶対位置を検出する水平位置検出器６０とを有する。
被検体を横たえる天板３３は、寝台３０の上部３２のサ
イドに固定されたレール３２ａに沿って移動可能な天板
固定台３４に固定されている。この天板固定台３４は、
角断面を有するレール３２ａに、上下方向の外れ防止を
兼ねた体軸方向移動用カムフォロア３４ａ及び横方向の
ガタを取り除くカムフォロア３４ｂによって係合し、長
手方向（体軸方向）にのみ移動可能である。尚、天板３
３下面には樹脂製ローラを有し、天板固定台以外の位置
での天板のたわみを防止している。また、ベース３１に
はスプロケット３５、チェーン３６、モータ３７等が取
り付けられていて、チェーン３６と天板固定台３４をク
ランプ板３８でクランプする構造になっている。チェー
ン３６は、減速機付モータ３７の軸端に取り付けられた
回転を伝達するスプロケット３５とベース３１に回転可
能に取り付けられたスプロケット３５’に図示したよう
に巻付けられている。モータ３７が回転するとチェーン
３６が直線運動をするため、前述したクランプ板３８と
天板固定台３４が体軸方向に移動する構造になってい
る。水平位置検出器６０は、モータ３７軸の反対側にカ
ップリングを介し取り付けられたポテンショメータ６０
で構成され、モータの回転を検出することにより、チェ
ーン３６の移動、即ち天板３３の位置を検出する。天板
３３に対する被検体の耳の位置は被検体の頭受け３９で
規定されるから、これにより被検体の耳の位置を検出で
きる。このように構成されるＭＲＩ装置における動作に
ついて説明する。まず、寝台３０の水平位置検出器６０
により検出された寝台３０の移動から被検体の耳の位置
を検出し、位置情報を音制御装置５０に送る。一方、シ
ーケンサ１２は、予め決められたパルスシーケンスに従
って高周波コイル及び傾斜磁場コイルを駆動するととも
にその情報を音制御装置５０に送る。音制御装置５０
は、まず位置情報に基づき、その位置（またはそれに近
接する位置）について記憶部５１に格納された伝搬する
騒音の特性の情報（減衰特性及び伝達関数ｃ）を読み出
す。水平位置検出器６０の検出した位置についての音の
情報が記憶部に格納されていない場合には、その位置に
最も近い両側の位置についての音の情報を読み出し、こ
れらの情報から、検出された位置についてのデータを補
間して求める。このように読み出された或いは演算され
た騒音の特性及びシーケンス情報に基づき、所定の演算
を行ない、スピーカ４０が発生する音の振幅、周波数、
位相を制御する。これにより、被検体の耳の位置におけ
る騒音と逆位相で同一振幅の音波がスピーカ４０から発
生し、被検体の耳の位置で消音される。尚、以上の実施
例では、ポテンショメータ６０で寝台３０の位置を検出
するようにしたが、その他光学的なセンサなど公知の検
出手段を採用することができる。また本発明のＭＲＩ装
置の位置検出手段は上記のような装置に限定されるもの
ではなく、寝台３０上における特定の位置（被検体の耳
の位置）を検出することも含む。例えば寝台３０の天板
上に複数の圧電素子を置き、圧電素子の変形から被検体
の特定位置を検出することができる。即ち、被検体の体
重で圧電素子が変形し発生する電気的信号のパターンと
被検体の耳の位置を予め関係付けておき、実際に被検体
が天板上に乗ったときに得られる圧電素子からの電気的
信号のパターンから被検体の耳の位置を検出してもよ
い。このような寝台３０上における被検体の特定の位置
の検出は、騒音源との関係で寝台の位置が固定している
ときに被検体の耳の位置を検出するためになされる。或
いは前述した寝台自体の位置検出と併せて行ってもよ
い。次に本発明のＭＲＩ装置の第２の実施例について説
明する。図１（ｂ）及び図４はそれぞれ第２の実施例の
消音手段及び全体の構成を示すブロック図である。この
第２の実施例のＭＲＩ装置を図１（ａ）及び図２に示す
第１の実施例と比較すると、付加音源４０’は被検体１
が移動する範囲に固定的に配置された複数の音波発生装
置４１から成る。ここでは、各音波発生装置４１は騒音
源に対して固定されているので位置検出手段は必要な
い。そして複数の音波発生装置４１により同時に消音を
行うことにより、広い範囲で消音することができる。そ
の他の構成は図１と同様である。図示するＭＲＩ装置に
おいては、付加音源４０’は傾斜磁場コイル近傍で被検
体１と傾斜磁場コイル２１間に位置するＦＲＰ製のガン
トリー開口のカバー４５に設けられている。この付加音
源４０’を構成する複数の音波発生手段４１としては、
円筒状の部材の内部に配置された複数の圧電素子とする
ことができる。尚、図４ではガントリー開口カバー４５
の周囲に圧電素子を配置した付加音源４０’が設けられ
たものを示しているが、図５に示すようにガントリー開
口カバー４５の内部に圧電素子４１を埋め込んでもよ
い。これらの圧電素子４１は、記憶部に格納されたそれ
ぞれの圧電素子４１の位置についての、そこに伝搬する
騒音の特性の情報とシーケンサのシーケンス情報に基づ
いて得られた駆動情報により駆動され、振動して当該位
置に到達した騒音と逆位相で同一振幅の音波を発生し、
当該位置で消音する。この実施例では、複数の圧電素子
（音波発生手段）は被検体１が置かれる空間付近の被検
体を移動する移動手段以外の部分に固定されているの
で、騒音源との相対位置は被検体を移動させても変化せ
ず、常に広範囲の領域で効果的に消音することができ
る。Embodiments of the present invention will now be described in detail with reference to the accompanying drawings. FIG. 1A is a block diagram showing a first embodiment of the muffling means of the MRI apparatus of the present invention. In the first embodiment, a position detecting means 60 for detecting a specific position of the subject 1 (position of the ear of the subject) is provided, and noise characteristics corresponding to the position detected by the position detecting means 60. The additional sound source 40 is controlled based on (stored in the storage means 51) and the pulse sequence obtained from the sequencer 12. That is, one specific position (the position of the subject's ear) detected by the position detection means is set as the sound deadening position. FIG. 2 is a diagram showing the overall configuration of the MRI apparatus of the first embodiment. This MRI apparatus obtains a tomographic image of the subject 1 by utilizing the NMR phenomenon, and a static magnetic field generating magnet 10 having a sufficiently large bore diameter necessary for that purpose.
A central processing unit (hereinafter referred to as CPU) 11, a sequencer 12, a transmission system 13 (including a high frequency coil 20a for irradiating a high frequency pulse), and a gradient magnetic field system 14.
(Including the gradient magnetic field coil 21) and the receiving system 15 (NMR
Including a high frequency coil 20b for receiving a signal),
A high-frequency coil 20a, 20b including a signal processing system 16;
A bed 30 is installed as a moving unit for moving the subject 1 in a space within a static magnetic field surrounded by. The magnetic field generating means of the NMR apparatus of the present invention is the static magnetic field generating magnet 10 and the gradient magnetic field system 14. The static magnetic field generating magnet 10 is the subject 1
Gradient coil 21 and high frequency coil 20a around the
It is a magnetic field generating means of a permanent magnet type, a normal conducting type or a superconducting type, which generates a uniform magnetic flux in the body axis direction of the subject or in a direction perpendicular to the body axis in a space including 20b. The sequencer 12 operates under the control of the CPU 11 and sends various commands necessary for collecting tomographic image data of the subject 1 to the transmission system 13, the gradient magnetic field system 14, and the reception system 15. The instruction of the sequencer 12 defines specific pulse sequence information according to the photographing method, and this information is used to control the additional sound source 40 in the sound control device (sound source control means) 50 described later. The transmission system 13 includes a high-frequency receiver 17, a modulator 18, a high-frequency amplifier 19, and a transmission-side high-frequency coil 20a. The high-frequency pulse output from the high-frequency oscillator 17 is amplitude-modulated by the modulator 18 according to a command from the sequencer 12. The amplitude-modulated high-frequency pulse is amplified by the high-frequency amplifier 19 and then supplied to the high-frequency coil 20a arranged close to the subject 1, whereby the subject 1 is irradiated with electromagnetic waves. The gradient magnetic field system 14 has a gradient magnetic field G in three directions of X, Y, and Z.
x, Gy, and Gz are applied to the subject 1, and therefore three gradient magnetic field coils 21 are provided. A slice plane for the subject 1 can be set and position information can be added to the NMR signal by the method of applying the gradient magnetic field. These gradient magnetic fields 21 form a main noise source in the MRI apparatus, generate noise with a sound pressure defined by the magnetic field intensity in a repeating cycle defined by a pulse sequence, and as a whole, a space A in which the subject is placed.
Makes noise. The receiving system 15 includes the receiving high-frequency coil 2
0b, an amplifier 23, a quadrature phase detector 24, and an A / D converter 25, and the electromagnetic wave (NMR
Signal) is a high-frequency coil 2 arranged close to the subject 1.
0b, input to the A / D converter 25 through the amplifier 23 and the quadrature detector 24, converted into a digital amount, and further sampled by the quadrature detector 24 at the timing according to the instruction from the sequencer 12. Two series of collected data are provided, and the signals thereof are sent to the signal processing system 16. This signal processing system 16 is a CPU
11, a recording device such as a magnetic disk 26 and a magnetic tape 27, and a display 28 such as a CTR.
In U11, processing such as Fourier transform and correction count calculation value image reconstruction is performed, and a signal intensity distribution of an arbitrary cross section or a distribution obtained by performing an appropriate calculation on a plurality of signals is imaged and displayed on the display 28. Has become. The MRI apparatus further drives and controls the speaker 40, which is an additional sound source that generates a sound wave for silencing the noise, as a silencing means for silencing the noise generated in the space A in which the subject 1 is placed. Sound control device 50 including sound source control means
And a specific position of the subject 1 (ear position)
The horizontal position detector 60 of the bed 30 is provided as a position detecting means for detecting the. The speaker 40 is preferably placed at a specific position (ear position) of the subject, and under the control of the sound control device 50, generates a sound wave having the same amplitude as that of the noise propagating to that position in antiphase. The vibrating member of the speaker 40 may be a piezoelectric element. In addition, the speaker 40 places the speaker in the vicinity of the subject's ear, that is, in the vicinity of the subject's headrest, that is, places the speaker outside the static magnetic field generator, and transmits the sound to the vicinity of the headrest using a sound transmission tube. May be. The sound control device 50, as shown in FIG.
The storage unit 51 is provided as an internal memory or an external memory, and the characteristics of noise propagating to each position are stored in advance in the storage unit 51 at a plurality of positions in the space in which the subject 1 moves. This noise characteristic is, for example, for a plurality of positions selected along the longitudinal axis of the bed 30,
The attenuation characteristic and the transfer function of the sound that arrives are obtained in advance by measurement. Further, the sound control device 50 receives pulse sequence information including information such as timing for driving the magnetic field generating coil, magnetic field strength, and repetition time (cycle) from the sequencer 12, and the horizontal position detector 60 identifies the subject. Position information indicating the position of is input. Sound control device 5
Based on the characteristics of the noise stored in the storage unit 51, the pulse sequence information from the sequencer 12 and the position information from the position detector 30, 0 is the reverse of the noise reaching the position at the ear position of the subject. The speaker 40 is controlled so as to generate sound waves having the same amplitude in phase. In the illustrated embodiment, the pulse sequence information is sent directly from the sequencer, but such pulse sequence information can be stored in the storage unit 51 in advance. FIG. 3 shows in detail the configuration of the bed 30 and the horizontal position detector 60 of the bed. The bed 30 includes a base 31, a bed main body upper portion 32 fixed to the gantry opening, a top plate 33 adjusted to horizontally move between the gantry openings, and a top plate 32.
And a horizontal position detector 60 for detecting the absolute position of the.
The top plate 33 on which the subject is laid is fixed to a top plate fixing base 34 movable along a rail 32a fixed to the side of the upper portion 32 of the bed 30. This top plate fixing base 34
The rail 32a having an angular cross section is engaged with a body-axial moving cam follower 34a that also serves to prevent vertical disengagement and a cam follower 34b that removes lateral play, and is movable only in the longitudinal direction (body axis direction). . The top plate 3
3 A resin roller is provided on the lower surface to prevent the top plate from bending at a position other than the top plate fixing base. Further, a sprocket 35, a chain 36, a motor 37, etc. are attached to the base 31, and the chain 36 and the top plate fixing base 34 are clamped by a clamp plate 38. The chain 36 is wound around the sprocket 35 for transmitting rotation attached to the shaft end of the motor 37 with a reducer and the sprocket 35 ′ rotatably attached to the base 31 as illustrated. When the motor 37 rotates, the chain 36 moves linearly, so that the clamp plate 38 and the top plate fixing base 34 described above move in the body axis direction. The horizontal position detector 60 is a potentiometer 60 mounted on the opposite side of the motor 37 shaft via a coupling.
The movement of the chain 36, that is, the position of the top plate 33 is detected by detecting the rotation of the motor. Since the position of the subject's ear with respect to the top plate 33 is defined by the subject's head support 39, the position of the subject's ear can be detected. The operation of the MRI apparatus configured as above will be described. First, the horizontal position detector 60 of the bed 30
The position of the ear of the subject is detected based on the movement of the bed 30 detected by, and the position information is sent to the sound control device 50. On the other hand, the sequencer 12 drives the high frequency coil and the gradient magnetic field coil according to a predetermined pulse sequence and sends the information to the sound control device 50. Sound control device 50
First, based on the position information, the characteristic information of the propagating noise (attenuation characteristic and transfer function c) stored in the storage unit 51 at that position (or a position close to it) is read. When the sound information about the position detected by the horizontal position detector 60 is not stored in the storage unit, the sound information about the positions on both sides closest to the position is read, and the sound information is detected from these information. The position data is interpolated. A predetermined calculation is performed based on the thus read or calculated noise characteristics and sequence information, and the amplitude and frequency of the sound generated by the speaker 40,
Control the phase. As a result, a sound wave having the same amplitude as the noise at the ear position of the subject and having the opposite phase is generated from the speaker 40 and is silenced at the ear position of the subject. Although the potentiometer 60 detects the position of the bed 30 in the above embodiments, other known detection means such as an optical sensor may be used. Further, the position detecting means of the MRI apparatus of the present invention is not limited to the above-mentioned apparatus, and includes detecting a specific position on the bed 30 (position of the ear of the subject). For example, a plurality of piezoelectric elements can be placed on the top plate of the bed 30, and the specific position of the subject can be detected from the deformation of the piezoelectric elements. That is, the pattern of the electrical signal generated by the deformation of the piezoelectric element due to the body weight of the subject and the position of the ear of the subject are associated in advance, and the piezoelectric element obtained when the subject actually rides on the top plate. The position of the subject's ear may be detected from the pattern of the electrical signal from the subject. The detection of the specific position of the subject on the bed 30 is performed to detect the position of the ear of the subject when the position of the bed is fixed in relation to the noise source. Alternatively, it may be performed together with the position detection of the bed itself. Next, a second embodiment of the MRI apparatus of the present invention will be described. FIG. 1B and FIG. 4 are block diagrams showing the muffling means and the entire structure of the second embodiment, respectively. Comparing the MRI apparatus of the second embodiment with the first embodiment shown in FIGS. 1A and 2, the additional sound source 40 ′ is the subject 1
Is composed of a plurality of sound wave generators 41 that are fixedly arranged in the range in which is moved. Here, since each sound wave generator 41 is fixed to the noise source, the position detecting means is not necessary. The sound can be muted in a wide range by simultaneously muting the plural sound wave generators 41. Other configurations are the same as those in FIG. In the illustrated MRI apparatus, the additional sound source 40 ′ is provided on the FRP gantry opening cover 45 located between the subject 1 and the gradient magnetic field coil 21 in the vicinity of the gradient magnetic field coil. As the plurality of sound wave generating means 41 constituting this additional sound source 40 ′,
It may be a plurality of piezoelectric elements arranged inside a cylindrical member. In FIG. 4, the gantry opening cover 45
Although an additional sound source 40 'in which a piezoelectric element is arranged around is provided, the piezoelectric element 41 may be embedded inside the gantry opening cover 45 as shown in FIG. These piezoelectric elements 41 are driven by the drive information obtained based on the characteristic information of the noise propagating therein and the sequence information of the sequencer for the position of each piezoelectric element 41 stored in the storage unit, and the vibration is generated. Then, a sound wave of the same amplitude is generated with the opposite phase to the noise that reached the position,
Mute at that position. In this embodiment, since the plurality of piezoelectric elements (sound wave generating means) are fixed to the portion other than the moving means for moving the subject in the vicinity of the space where the subject 1 is placed, the relative position to the noise source is the subject. It does not change even if you move, and you can always effectively mute the sound over a wide area.
【発明の効果】以上の説明からも明らかなように被検体
の置かれる空間の各位置における騒音の特性を予め記憶
部に記憶し、位置毎の特性の情報に基づき、付加音源を
駆動するようにしたので、撮影中に被検体の位置が移動
し、且つランダムな性状を有する騒音が発生するＭＲＩ
装置において、付加音源の位置に対応して適切な消音を
行うことができ、これにより検査時の被検体の恐怖感、
不快感等を除去することができる。また本発明のＭＲＩ
装置によれば、被検体の位置を検出する手段を設けるこ
とにより、被検体の近傍に置かれた付加音源を位置情報
及び当該位置における騒音の情報に基づき駆動すること
ができるので、その位置における騒音を効果的に消音で
きる。更に本発明のＭＲＩ装置によれば、被検体の移動
空間内に複数の音波発生手段から成る付加音源を配置
し、各音波発生手段をそれぞれの位置に対応する騒音の
情報に基づき駆動することにより、被検体の移動空間全
体にわたって広範囲に消音できる。As is clear from the above description, the characteristics of noise at each position of the space where the subject is placed are stored in the storage unit in advance, and the additional sound source is driven based on the characteristic information for each position. Since the position of the subject moves during imaging, noise with random properties is generated.
In the device, it is possible to perform appropriate muffling in accordance with the position of the additional sound source, and thereby the fear of the subject at the time of inspection,
Discomfort and the like can be eliminated. The MRI of the present invention
According to the apparatus, by providing the means for detecting the position of the subject, the additional sound source placed in the vicinity of the subject can be driven based on the position information and the noise information at the position. Can effectively muffle noise. Further, according to the MRI apparatus of the present invention, an additional sound source including a plurality of sound wave generating means is arranged in the moving space of the subject, and each sound wave generating means is driven based on the noise information corresponding to each position. , It is possible to mute a wide area over the entire moving space of the subject.
【図１】 （ａ）及び（ｂ）はそれぞれ本発明のＭＲＩ
装置の好適な態様における消音手段の構成を示すブロッ
ク図である。1A and 1B are MRI of the present invention, respectively.
It is a block diagram which shows the structure of the muffling means in the suitable aspect of an apparatus.
【図２】 本発明のＭＲＩ装置の一実施例を示すブロッ
ク図である。FIG. 2 is a block diagram showing an embodiment of the MRI apparatus of the present invention.
【図３】 図２に示した本発明のＭＲＩ装置の被検体移
動手段と位置検出手段の概略図である。FIG. 3 is a schematic diagram of a subject moving unit and a position detecting unit of the MRI apparatus of the present invention shown in FIG.
【図４】 本発明のＭＲＩ装置の別の実施例を示すブロ
ック図である。FIG. 4 is a block diagram showing another embodiment of the MRI apparatus of the present invention.
【図５】 図４に示した本発明のＭＲＩ装置の傾斜磁場
発生コイルと付加音源の概略断面図である。5 is a schematic sectional view of a gradient magnetic field generating coil and an additional sound source of the MRI apparatus of the present invention shown in FIG.
１０・・・・・・静磁場発生磁石（磁場発生手段） １２・・・・・・シーケンサ １４・・・・・・傾斜磁場発生系（磁場発生手段） ２０ａ・・・・・・高周波送信コイル ２０ｂ・・・・・・高周波受信コイル ２１・・・・・・傾斜磁場コイル ３０・・・・・・寝台（移動手段） ４０、４０’・・・・・・付加音源 ４１・・・・・・圧電素子 ４５・・・・・・ガントリー開口カバー ５０・・・・・・音制御装置（音源制御手段） ５１・・・・・・記憶部 ６０・・・・・・水平位置検出器（位置検出手段） 10 ・ ・ ・ ・ ・ ・ Static magnetic field generating magnet (magnetic field generating means) 12 ・ ・ ・ ・ Sequencer 14 ・ ・ ・ ・ ・ ・ Gradient magnetic field generating system (magnetic field generating means) 20 a ・ ・ ・ ・ ・ High frequency transmitting coil 20b ··· High-frequency receiving coil 21 ··· Gradient magnetic field coil 30 ··· Bed (moving means) 40, 40 ′ ··· Additional sound source 41 ···・ Piezoelectric element 45 ・ ・ Gantry opening cover 50 ・ ・ Sound control device (sound source control means) 51 ・ ・ Storage unit 60 ・ ・ ・ ・ ・ ・ Horizontal position detector (position Detection means)
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (72)発明者 小沢 康彦 東京都千代田区内神田１丁目１番14号 株 式会社日立メディコ内 ─────────────────────────────────────────────────── ─── Continued Front Page (72) Inventor Yasuhiko Ozawa 1-1-14 Kanda, Chiyoda-ku, Tokyo Inside Hitachi Medical Co., Ltd.
Claims (7)
る磁場発生手段と、前記被検体に高周波パルスを照射す
る高周波コイルと、前記被検体からの核磁気共鳴信号を
検出する高周波コイルと、これらの磁場発生手段及び高
周波コイルを所定のパルスシーケンスで駆動するシーケ
ンサと、前記空間において前記被検体を移動させる移動
手段と、前記空間内に生じる騒音を該騒音と逆位相で同
一振幅の音波を発生させて能動的に消音する消音手段と
を備えた磁気共鳴イメージング装置において、 前記消音手段は、騒音を消音するための音波を発生する
付加音源と、前記空間内の複数の位置について各位置に
伝搬する前記騒音の特性を記憶する記憶部と、前記記憶
部に記憶された騒音の特性及び前記シーケンサのパルス
シーケンス情報に基づき、前記空間の任意の特定位置に
おいて該特定位置に到達する騒音と逆位相で同一振幅の
音波を発生するように前記付加音源を駆動制御する音源
制御手段とを備えたことを特徴とする磁気共鳴イメージ
ング装置。1. A magnetic field generating means for generating a magnetic field in a space where a subject is placed, a high frequency coil for irradiating the subject with a high frequency pulse, and a high frequency coil for detecting a nuclear magnetic resonance signal from the subject. A sequencer for driving the magnetic field generating means and the high-frequency coil in a predetermined pulse sequence, a moving means for moving the subject in the space, and a noise generated in the space are converted into a sound wave having the same amplitude in an opposite phase to the noise. In a magnetic resonance imaging apparatus provided with a silencing means for generating and actively silencing, the silencing means is an additional sound source that generates a sound wave for silencing noise, and at each of a plurality of positions in the space. A storage unit that stores the characteristics of the propagating noise, based on the noise characteristics and the pulse sequence information of the sequencer stored in the storage unit, Magnetic resonance imaging, comprising: sound source control means for driving and controlling the additional sound source so as to generate a sound wave having the same amplitude as a noise that reaches the specific position at an arbitrary specific position in the storage space. apparatus.
の位置を検出する位置検出手段を備え、前記音源制御手
段は、前記位置検出手段が検出した位置に対応する前記
騒音の特性に基づき、前記付加音源を駆動制御すること
を特徴とする請求項１記載の磁気共鳴イメージング装
置。2. The muffling means further comprises position detecting means for detecting a specific position of the subject, and the sound source control means is based on the characteristic of the noise corresponding to the position detected by the position detecting means. The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 1, wherein the additional sound source is driven and controlled.
動距離を検出する手段を有し、それにより得た移動距離
により前記被検体の特定の位置を決定することを特徴と
する請求項２記載の磁気共鳴イメージング装置。3. The position detecting means has means for detecting a moving distance of the moving means, and the specific position of the subject is determined by the moving distance obtained by the means. The magnetic resonance imaging apparatus described.
被検体による荷重分布を検出する手段を有し、それによ
り得た荷重分布により前記被検体の特定の位置を決定す
ることを特徴とする請求項２記載の磁気共鳴イメージン
グ装置。4. The position detecting means has means for detecting a load distribution by the subject on the moving means, and determines a specific position of the subject by the load distribution obtained thereby. The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 2.
り検出された被検体の特定の位置で音波を発生すること
を特徴とする請求項２ないし４のいずれか１項記載の磁
気共鳴イメージング装置。5. The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 2, wherein the additional sound source generates a sound wave at a specific position of the subject detected by the position detecting means. .
た複数の音波発生手段から構成され、各音波発生手段は
該音波発生手段の固定された位置に伝搬する騒音の特性
及び前記シーケンサのシーケンス情報に基づき駆動制御
されることを特徴とする請求項１記載の磁気共鳴イメー
ジング装置。6. The additional sound source is composed of a plurality of sound wave generating means fixed in the space, and each sound wave generating means has characteristics of noise propagating to a fixed position of the sound wave generating means and the sequencer. The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 1, wherein drive control is performed based on sequence information.
れ、各圧電素子は前記磁場発生手段内部に設けられたガ
ントリー開口カバーに固定されていることを特徴とする
請求項６記載の磁気共鳴イメージング装置。7. The magnetic resonance imaging according to claim 6, wherein the sound wave generating means is composed of a piezoelectric element, and each piezoelectric element is fixed to a gantry opening cover provided inside the magnetic field generating means. apparatus.
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP6041086A JPH07246193A (en) | 1994-03-11 | 1994-03-11 | Mri noise control system |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP6041086A JPH07246193A (en) | 1994-03-11 | 1994-03-11 | Mri noise control system |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH07246193A true JPH07246193A (en) | 1995-09-26 |
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ID=12598670
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP6041086A Pending JPH07246193A (en) | 1994-03-11 | 1994-03-11 | Mri noise control system |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPH07246193A (en) |
Cited By (4)
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1994
- 1994-03-11 JP JP6041086A patent/JPH07246193A/en active Pending
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