JPH08154918A - Magnetic resonance imaging apparatus - Google Patents
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- Magnetic Resonance Imaging Apparatus (AREA)
Abstract
Description
【０００１】[0001]
【産業上の利用分野】本発明は、磁気共鳴イメ−ジング
装置におけるコイル支持体の振動及び騒音防止構造に関
する。BACKGROUND OF THE INVENTION 1. Field of the Invention The present invention relates to a structure for preventing vibration and noise of a coil support in a magnetic resonance imaging device.
【０００２】[0002]
【従来の技術】従来の医療用磁気共鳴イメ−ジング装置
では、特開昭62-261105号公報や特開昭62-269906号公報
に記載されているように、鞍型状の一対の傾斜磁場コイ
ルが、弾性率の非常に大きなエポキシ樹脂等の材料で製
作した円筒状の支持体であるボビン上に直接固定されて
いた。この傾斜磁場コイルを、空洞状をしたボア内の均
一静磁場内に配置し、ボア内の被検査者の２次元断面画
像処理を行うために、傾斜磁場コイルに周期的なパルス
電流を流し、静磁場中に周期的な傾斜磁場分布を与える
ようにしていた。したがって、パルス電流を流す時に
は、静磁場によって傾斜磁場コイルが円周部に半径方向
の電磁力が生じる。2. Description of the Related Art In a conventional medical magnetic resonance imaging apparatus, a pair of saddle-shaped gradient magnetic fields are used as described in JP-A-62-261105 and JP-A-62-269906. The coil is directly fixed on a bobbin which is a cylindrical support made of a material such as an epoxy resin having a very large elastic modulus. This gradient magnetic field coil is arranged in a uniform static magnetic field in a hollow bore, and a periodic pulse current is applied to the gradient magnetic field coil in order to perform two-dimensional cross-sectional image processing of the subject in the bore. A periodic gradient magnetic field distribution was given in the static magnetic field. Therefore, when a pulse current is passed, the static magnetic field causes a radial electromagnetic force in the circumferential portion of the gradient magnetic field coil.
【０００３】この他傾斜磁場コイルの支持の工夫として
特開昭63-158047号公報や特開平3-244434号公報に記載
の技術がある。上記の従来例は何れも傾斜磁場コイルの
支持において受動的に振動を抑えて騒音を低減するもの
であるが、さらに、能動的にその騒音を低減する方法と
して、圧電アクチュエ−タを円筒状の支持体であるボビ
ン上に分布して貼り付けてボビンの振動を抑えるシミュ
レ−ションの例がプロシ−デング オブ ジェエスエム
イ インタ−ナショナル コンファレンス オン アド
バンスト メカトロニクス（Proceedings of the 1993
JSME International Conference on Advanced Mechatro
nics)第３８頁から第４３頁において報告されている。In addition to this, as a device for supporting the gradient magnetic field coil, there are techniques described in JP-A-63-158047 and JP-A-3-244434. In all of the above-mentioned conventional examples, vibration is suppressed passively in the support of the gradient magnetic field coil to reduce noise, and as a method of actively reducing the noise, a piezoelectric actuator is used as a cylindrical actuator. An example of a simulation that suppresses the vibration of the bobbin by being distributed on the bobbin that is the support is an example of the Proceedings of MSME International Conference on Advanced Mechatronics.
JSME International Conference on Advanced Mechatro
nics) 38-43.
【０００４】[0004]
【発明が解決しようとする課題】以上のような磁気共鳴
イメ−ジング装置では傾斜磁場コイルがボビン上に直接
固定されていたため、パルス電流を流すと、電磁力によ
るパルス的な荷重によってボビンが振動してボビン全体
から大きな音が発生し、被検査者に不快感を与えてしま
う問題があった。また、圧電アクチュエ−タを円筒状の
支持体であるボビン上に分布して貼り付けることは、加
振力の大きなピエゾアクチュエ−タを必要とし、また、
円筒状ボビン全体に分布圧電アクチュエ−タを貼付けな
ければならないとゆう問題があった。In the magnetic resonance imaging apparatus as described above, since the gradient magnetic field coil is fixed directly on the bobbin, when a pulse current is applied, the bobbin vibrates due to a pulsed load due to electromagnetic force. Then, a large sound is generated from the entire bobbin, which causes an unpleasant feeling to the examinee. Further, the distribution and attachment of the piezoelectric actuator on the bobbin, which is a cylindrical support, requires a piezoelectric actuator with a large excitation force, and
There is a problem that the distributed piezoelectric actuator must be attached to the entire cylindrical bobbin.
【０００５】本発明は、上記のような問題点を解決する
ためになされたもので、傾斜磁場の電磁力によって生じ
る騒音を低減でき、かつ、高画質の画像を形成できる磁
気共鳴イメ−ジング装置を提供することを目的とする。The present invention has been made in order to solve the above problems, and it is possible to reduce noise generated by the electromagnetic force of a gradient magnetic field and to form a high-quality image with a magnetic resonance imaging apparatus. The purpose is to provide.
【０００６】[0006]
【課題を解決するための手段】上記の目的を達成するた
めに、円筒空間に均一な高磁場を供給する強磁場発生手
段と、該円筒空間内の半径方向に傾斜磁場分布を供給す
る傾斜磁場発生手段と、該傾斜磁場発生手段を前記円筒
空間内の所定の位置に固定する支持体とを備えて成る磁
気共鳴イメ−ジング装置において、前記傾斜磁場発生手
段と前記支持体の間にアクチュエ−タを設け、前記傾斜
磁場発生手段の信号によりアクチュエ−タを作用させる
ことにより達成される。To achieve the above object, a strong magnetic field generating means for supplying a uniform high magnetic field to a cylindrical space, and a gradient magnetic field for supplying a gradient magnetic field distribution in the radial direction in the cylindrical space. In a magnetic resonance imaging apparatus comprising a generating means and a support for fixing the gradient magnetic field generating means at a predetermined position in the cylindrical space, an actuator is provided between the gradient magnetic field generating means and the support. It is achieved by providing an actuator and operating the actuator by the signal of the gradient magnetic field generating means.
【０００７】また、支持体の振動を観測する手段と、観
測された信号をフィルタする装置と、演算器を設け、信
号発信器の信号と前記観測信号を前記演算器に取り入
れ、駆動電圧や遅延時間を演算し、演算結果によりアク
チュエ−タを駆動することにより達成される。Further, means for observing the vibration of the support, a device for filtering the observed signal, and an arithmetic unit are provided, and the signal from the signal transmitter and the observation signal are introduced into the arithmetic unit to drive voltage and delay. This is achieved by calculating the time and driving the actuator according to the calculation result.
【０００８】一方、圧電素子を傾斜磁場コイルに直接貼
り付けることにより、傾斜磁場コイル自身の変形を圧電
素子により抑制することにより達成される。傾斜磁場コ
イルへ所定のパルスシ−ケンスにしたがって駆動電流を
供給する電源と、前記パルスシ−ケンスを指示する制御
部にパルス波形を生成する制御部を設けることにより達
成される。また、パルス波形を生成する制御部は、任意
の関数を生成する機能を有している。On the other hand, by directly attaching the piezoelectric element to the gradient magnetic field coil, deformation of the gradient magnetic field coil itself is suppressed by the piezoelectric element. This is achieved by providing a power supply for supplying a drive current to the gradient magnetic field coil according to a predetermined pulse sequence, and a control unit for instructing the pulse sequence, which includes a control unit for generating a pulse waveform. The control unit that generates the pulse waveform has a function of generating an arbitrary function.
【０００９】円筒空間に均一な高磁場を供給する強磁場
発生手段と、該円筒空間内の半径方向に傾斜磁場分布を
供給する傾斜磁場発生コイルと、この傾斜磁場コイルへ
所定のパルスシ−ケンスにしたがって駆動電流を供給す
る電源と、前記パルスシ−ケンスを指示する制御部と、
前記傾斜磁場発生コイルを所定の位置に固定する支持体
と、アクチュエ−タを備え、パルス波形を生成する制御
部からのパルス波形で前記アクチュエ−タ駆動すること
により達成される。また、制御部からのパルス波形は駆
動電流によって発生する力波形と同一形状とし、逆位相
でアクチュエ−タを駆動することにより達成される。A strong magnetic field generating means for supplying a uniform high magnetic field to the cylindrical space, a gradient magnetic field generating coil for supplying a gradient magnetic field distribution in the radial direction in the cylindrical space, and a predetermined pulse sequence for the gradient magnetic field coil. Therefore, a power supply for supplying a drive current, a control unit for instructing the pulse sequence,
This is accomplished by driving the actuator with a pulse waveform from a control unit that includes a support body that fixes the gradient magnetic field generation coil at a predetermined position and an actuator, and that generates a pulse waveform. The pulse waveform from the control unit has the same shape as the force waveform generated by the drive current, and is achieved by driving the actuator in the opposite phase.
【００１０】[0010]
【作用】この発明において、電磁力によって生じる傾斜
磁場コイルのパルス的な荷重は、圧電アクチュエ−タの
力で打ち消されて、ボビンの振動によって生じる騒音を
大幅に低減できる。また、圧電アクチュエ−タへの指令
波形はパルス波形を生成する制御部により電磁力と逆の
力となる波形が生成されることになる。これによりボビ
ンの振動によって生じる騒音は大幅に低減できる。In the present invention, the pulsed load of the gradient magnetic field coil generated by the electromagnetic force is canceled by the force of the piezoelectric actuator, and the noise generated by the vibration of the bobbin can be greatly reduced. Further, the command waveform to the piezoelectric actuator is generated by the control unit that generates a pulse waveform, which is a waveform that is a force opposite to the electromagnetic force. As a result, the noise generated by the vibration of the bobbin can be significantly reduced.
【００１１】[0011]
【実施例】以下、図面を参照して本発明の実施例につい
て説明する。図１０は本発明の実施例に係る磁気共鳴イ
メ−ジング装置の基本構造を示す断面図である。本装置
においては、筒上の静磁場発生装置によって中央部空間
のボア内に軸方向に静磁場が発生する。ボア内には、静
磁場方向ｚに対して、それぞれ、ｘ方向、ｙ方向、ｚ方
向に傾斜磁場を発生する傾斜磁場コイル系が配置されて
いる。この傾斜磁場コイル系では、傾斜磁場コイル5,6
は締結金具により、締結し、一体化され、防振構造体を
介して、静磁場発生装置に一端を固定した傾斜磁場コイ
ル支持体（ボビン）8で支持される。ここで、煩雑さを
避けるために、ｘ及びｙ方向の傾斜磁場コイルのみを示
している。Embodiments of the present invention will be described below with reference to the drawings. FIG. 10 is a sectional view showing the basic structure of a magnetic resonance imaging apparatus according to an embodiment of the present invention. In this device, a static magnetic field generator on the cylinder generates a static magnetic field in the bore of the central space in the axial direction. Inside the bore, gradient magnetic field coil systems that generate gradient magnetic fields in the x direction, the y direction, and the z direction with respect to the static magnetic field direction z are arranged. In this gradient coil system, the gradient coils 5, 6
Is fastened and integrated by fastening metal fittings, and is supported by a gradient magnetic field coil support (bobbin) 8 whose one end is fixed to the static magnetic field generator through the vibration-proof structure. Here, in order to avoid complication, only the gradient magnetic field coils in the x and y directions are shown.
【００１２】図１１を用いて、電磁力の発生状況を説明
する。静磁場Ｈ中に置かれた傾斜磁場コイルに傾斜磁場
発生用のパルス電流Ｉを流す場合、コイル円筒部に作用
する電磁力Ｆは、フレミングの左手の法則に従い作用す
る。ここで、傾斜磁場で発生した電磁力Ｆが、ボビンに
伝達された場合、ボビンが振動し、被検査者にとって不
快な騒音が発生する。The generation of electromagnetic force will be described with reference to FIG. When the pulse current I for generating the gradient magnetic field is passed through the gradient magnetic field coil placed in the static magnetic field H, the electromagnetic force F acting on the coil cylindrical portion acts according to Fleming's left-hand rule. Here, when the electromagnetic force F generated by the gradient magnetic field is transmitted to the bobbin, the bobbin vibrates, and unpleasant noise is generated for the subject.
【００１３】図２は、本発明の一実施例に係る図１０中
の傾斜磁場発生装置の詳細図である。傾斜磁場コイル５
及び６で発生した電磁力が、ボビン８に伝達された場
合、ボビン８が振動し、被検査者にとって不快な騒音が
発生する。よって、本発明では、圧電素子30を介してボ
ビン８に固定する。圧電素子30は傾斜磁場コイル５及び
６で発生した電磁力を打ち消すようにアクチュエ−タと
して作用する。圧電素子30の駆動は、パルス信号発生器
40の信号を用い、遅延装置50により電磁力と同期させ
る。したがって電磁力のエネルギ−のほとんどが消滅さ
れ、ボビン８は振動しなくなり騒音の発生をかなり抑制
することができる。FIG. 2 is a detailed view of the gradient magnetic field generator in FIG. 10 according to one embodiment of the present invention. Gradient coil 5
When the electromagnetic force generated in 6 and 6 is transmitted to the bobbin 8, the bobbin 8 vibrates and an unpleasant noise is generated for the subject. Therefore, in the present invention, the bobbin 8 is fixed via the piezoelectric element 30. The piezoelectric element 30 acts as an actuator so as to cancel the electromagnetic force generated in the gradient magnetic field coils 5 and 6. The piezoelectric element 30 is driven by a pulse signal generator
The signal of 40 is used to synchronize with the electromagnetic force by the delay device 50. Therefore, most of the energy of the electromagnetic force is extinguished, the bobbin 8 does not vibrate, and the generation of noise can be considerably suppressed.
【００１４】第二の実施例を図１に示す。圧電素子30の
駆動は、圧電素子を駆動させる信号を生成する演算器42
より、アンプを通して行う。演算器42はパルス信号とフ
ィルタ44を通った振動観測センサ信号により、電磁力を
打ち消すようにゲインと時間遅れを求め、アンプ43に出
力する。すなわち、電磁力と逆位相の力を圧電素子によ
って発生させる。また、振動観測センサ信号は雑音を含
んでおり、これをフィルタによって除去する。これによ
り、ボビン８は振動しなくなり騒音の発生をかなり抑制
することができる。A second embodiment is shown in FIG. The piezoelectric element 30 is driven by an arithmetic unit 42 that generates a signal for driving the piezoelectric element.
Better through the amplifier. The calculator 42 obtains a gain and a time delay so as to cancel the electromagnetic force based on the pulse signal and the vibration observation sensor signal passed through the filter 44, and outputs the gain and the time delay. That is, a force having a phase opposite to the electromagnetic force is generated by the piezoelectric element. Further, the vibration observation sensor signal contains noise, which is filtered out. As a result, the bobbin 8 does not vibrate and the generation of noise can be considerably suppressed.
【００１５】第三の実施例を図３から図５で説明する。
傾斜磁場コイル自身に圧電素子を貼り付け状況の例であ
る。図３は傾斜磁場コイルの上表面に圧電素子を貼り付
けた例である。図４は傾斜磁場コイルの上表面と下表面
に圧電素子を貼り付けた例である。図５は上部と下部を
対として部分的に貼り付けた例である。その他これらの
組合せで貼り付けてもよい。圧電素子により振動源であ
る傾斜磁場コイル自身の変形を抑え込むことができる。
したがって、ボビンの振動が低減でき、騒音を減少でき
る。A third embodiment will be described with reference to FIGS.
It is an example of a situation where a piezoelectric element is attached to the gradient magnetic field coil itself. FIG. 3 shows an example in which a piezoelectric element is attached to the upper surface of the gradient magnetic field coil. FIG. 4 shows an example in which piezoelectric elements are attached to the upper and lower surfaces of the gradient magnetic field coil. FIG. 5 shows an example in which the upper part and the lower part are partially attached as a pair. Other combinations may be applied. The piezoelectric element can suppress deformation of the gradient magnetic field coil itself, which is a vibration source.
Therefore, vibration of the bobbin can be reduced and noise can be reduced.
【００１６】第四の実施例を図６で説明する。傾斜磁場
コイルは数タ−ンのコイル群より構成されている。この
コイル間に圧電素子を設け、パルス電流によって発生す
る電磁力をコイル群に設けられた圧電素子により、打ち
消す例である。圧電素子により振動源である傾斜磁場コ
イル自身の変形を抑え込むことができる。したがって、
ボビンの振動が低減でき、騒音を減少できる。A fourth embodiment will be described with reference to FIG. The gradient magnetic field coil is composed of a coil group of several turns. This is an example in which a piezoelectric element is provided between the coils and the electromagnetic force generated by the pulse current is canceled by the piezoelectric element provided in the coil group. The piezoelectric element can suppress deformation of the gradient magnetic field coil itself, which is a vibration source. Therefore,
Vibration of the bobbin can be reduced and noise can be reduced.
【００１７】第四の実施例を図７で説明する。円筒空間
に均一な高磁場を供給する強磁場発生手段と、該円筒空
間内の半径方向に傾斜磁場分布を供給する傾斜磁場発生
コイルと、この傾斜磁場コイルへ所定のパルスシ−ケン
スにしたがって駆動電流を供給する電源と、前記パルス
シ−ケンスを指示する制御部と、前記傾斜磁場発生コイ
ルを所定の位置に固定する支持体と、アクチュエ−タを
備え、パルス波形を生成する制御部からのパルス波形で
前記アクチュエ−タ駆動する。制御部からのパルス波形
は駆動電流によって発生する電磁力波形と同一形状であ
る。電磁力波形と逆位相でアクチュエ−タを駆動するこ
とにより振動源である傾斜磁場コイル自身の変形を抑え
込むことができる。したがって、ボビンの振動が低減で
き、騒音を低減できる。A fourth embodiment will be described with reference to FIG. A strong magnetic field generating means for supplying a uniform high magnetic field to the cylindrical space, a gradient magnetic field generating coil for supplying a gradient magnetic field distribution in the cylindrical space in a radial direction, and a driving current to the gradient magnetic field coil according to a predetermined pulse sequence. A pulse waveform from a controller for generating a pulse waveform, which includes a power source for supplying the pulse sequence, a controller for instructing the pulse sequence, a support for fixing the gradient magnetic field generating coil at a predetermined position, and an actuator. To drive the actuator. The pulse waveform from the control unit has the same shape as the electromagnetic force waveform generated by the drive current. By driving the actuator in a phase opposite to the electromagnetic force waveform, the deformation of the gradient magnetic field coil itself, which is the vibration source, can be suppressed. Therefore, vibration of the bobbin can be reduced and noise can be reduced.
【００１８】第五の実施例を図８で説明する。架台部６
１に静磁場発生装置を設置し、この静磁場発生装置によ
る静磁場形成空間に、傾斜磁場コイルと、励起用高周波
磁場の発生及び磁気共鳴信号の受診用の送受信コイル５
４とを配設している。そして、予め所定のパルスシ−ケ
ンスが設定されている制御部５５から傾斜磁場信号及び
ＲＦ信号を出力し、傾斜磁場信号により電源５６を制御
し、ＲＦ信号により送信アンプを制御することにより、
静磁場中に置かれた被検査者に対し、傾斜磁場コイルに
より上記の各傾斜磁場を印加し、また送受信コイル５４
により上記の励起用高周波磁場を印加して、被検査者の
特定部位に磁気共鳴現象を生じせしめる。A fifth embodiment will be described with reference to FIG. Frame part 6
1, a static magnetic field generator is installed, and a gradient magnetic field coil and a transmitting / receiving coil 5 for generating a high frequency magnetic field for excitation and receiving a magnetic resonance signal are provided in a static magnetic field forming space by the static magnetic field generator.
4 are provided. Then, the gradient magnetic field signal and the RF signal are output from the control unit 55 in which a predetermined pulse sequence is set in advance, the power source 56 is controlled by the gradient magnetic field signal, and the transmission amplifier is controlled by the RF signal.
The above gradient magnetic fields are applied to the subject to be inspected placed in the static magnetic field by the gradient magnetic field coil, and the transmitting / receiving coil 54
Thus, the above-mentioned high-frequency magnetic field for excitation is applied to cause a magnetic resonance phenomenon at a specific portion of the subject.
【００１９】この磁気共鳴現象により得られる磁気共鳴
信号（以下ＭＲ信号）を送受信コイル５４により受診
し、受診アンプ５８により増幅して信号処理部５９に送
出する。 信号処理部５９は、制御部５５の制御下でＭ
Ｒ信号を収集して、これらの処理結果画像再構成処理や
スペクトル分析処理を行い、これらの処理結果を生体診
断情報として得るとともに、この生体診断情報を図示し
ないＣＲＴ等の表示画面上に表示するためなどに出力す
ることになる。すなわち、被検査者の２次元断面画像処
理を行うために、傾斜磁場コイルに周期的なパルス電流
を流し、静磁場中に周期的な傾斜磁場分布を与えるよう
にしている。したがって、パルス電流を流す時には、静
磁場によって傾斜磁場コイルが円周部に半径方向の電磁
力が生じる。この電磁力がボビンを加振する力となる
が、この電磁力を打ち消すようなパルス波形がパルス波
形生成部より出力され、アンプを通してアクチュエ−タ
を駆動させる。これによりボビンが振動が抑えられて騒
音が減少する。A magnetic resonance signal (hereinafter referred to as an MR signal) obtained by this magnetic resonance phenomenon is received by the transmission / reception coil 54, amplified by the reception amplifier 58, and sent to the signal processor 59. Under the control of the control unit 55, the signal processing unit 59 controls the M
The R signals are collected, and these processing result image reconstruction processing and spectrum analysis processing are performed, and these processing results are obtained as biological diagnosis information, and this biological diagnosis information is displayed on a display screen such as a CRT not shown. It will be output to the store. That is, in order to perform the two-dimensional cross-sectional image processing of the subject, a periodic pulse current is passed through the gradient magnetic field coil to give a periodic gradient magnetic field distribution in the static magnetic field. Therefore, when a pulse current is passed, the static magnetic field causes a radial electromagnetic force in the circumferential portion of the gradient magnetic field coil. This electromagnetic force acts as a force to excite the bobbin, but a pulse waveform that cancels this electromagnetic force is output from the pulse waveform generation unit and drives the actuator through the amplifier. This suppresses vibration of the bobbin and reduces noise.
【００２０】第六の実施例を図９で説明する。振動検出
部を設け、フィルタ４４を通して制御部５５へ信号を与
える。この信号によりパルス波形を生成するパラメ−タ
を調整する。このことにより、この電磁力を完全に打ち
消すようなパルス波形がパルス波形生成部より出力さ
れ、アンプを通してアクチュエ−タが駆動させる。これ
によりボビンが振動が抑えられて騒音が減少する。A sixth embodiment will be described with reference to FIG. A vibration detector is provided and a signal is given to the controller 55 through the filter 44. This signal adjusts the parameters that generate the pulse waveform. As a result, a pulse waveform that completely cancels out this electromagnetic force is output from the pulse waveform generator, and the actuator is driven through the amplifier. This suppresses vibration of the bobbin and reduces noise.
【００２１】[0021]
【発明の効果】本発明によれば、電磁力によって生じる
傾斜磁場コイルのパルス的な荷重は圧電アクチュエ−タ
の力で打ち消されて、ボビンの振動によって生じる騒音
を大幅に低減できる。According to the present invention, the pulse-like load of the gradient magnetic field coil generated by the electromagnetic force is canceled by the force of the piezoelectric actuator, and the noise generated by the vibration of the bobbin can be greatly reduced.
【図１】本発明の一実施例の磁気共鳴イメ−ジング装置
である。FIG. 1 is a magnetic resonance imaging apparatus according to an embodiment of the present invention.
【図２】本発明の他の実施例の磁気共鳴イメ−ジング装
置である。FIG. 2 is a magnetic resonance imaging apparatus according to another embodiment of the present invention.
【図３】本発明の他の実施例に適用する傾斜磁場コイル
と圧電素子の貼り付け状況の一例である。FIG. 3 is an example of a pasting state of a gradient magnetic field coil and a piezoelectric element applied to another embodiment of the present invention.
【図４】本発明の他の実施例に適用する傾斜磁場コイル
と圧電素子の貼り付け状況の一例である。FIG. 4 is an example of a pasting state of a gradient magnetic field coil and a piezoelectric element applied to another embodiment of the present invention.
【図５】本発明の他の実施例に適用する傾斜磁場コイル
と圧電素子の貼り付け状況の一例である。FIG. 5 is an example of a pasting state of a gradient magnetic field coil and a piezoelectric element applied to another embodiment of the present invention.
【図６】本発明の他の実施例に適用する傾斜磁場コイル
と圧電素子の貼り付け状況の一例である。FIG. 6 is an example of a pasting state of a gradient magnetic field coil and a piezoelectric element applied to another embodiment of the present invention.
【図７】本発明の他の実施例の磁気共鳴イメ−ジング装
置である。FIG. 7 is a magnetic resonance imaging apparatus according to another embodiment of the present invention.
【図８】本発明の他の実施例の磁気共鳴イメ−ジング装
置である。FIG. 8 is a magnetic resonance imaging apparatus according to another embodiment of the present invention.
【図９】本発明の他の実施例の磁気共鳴イメ−ジング装
置である。FIG. 9 is a magnetic resonance imaging apparatus according to another embodiment of the present invention.
【図１０】本発明の磁気共鳴イメ−ジング装置の基本的
な内部構造物の部分側断面図である。FIG. 10 is a partial side sectional view of the basic internal structure of the magnetic resonance imaging apparatus of the present invention.
【図１１】本発明の傾斜磁場コイルと電磁力の発生状況
の概要図である。FIG. 11 is a schematic view of the gradient magnetic field coil of the present invention and the generation state of electromagnetic force.
１ 静磁場発生装置 ２ ボア ３ 傾斜磁場発生装置 ４ ボルト ５ 傾斜磁場コイル（ｘ方向） ６ 傾斜磁場コイル（ｙ方向） ６ 磁気シ−ルド体 ８ ボビン 30 アクチュエ−タ（圧電素子） 31 振動観測センサ 40 パルス信号発信器 41 コイル駆動装置 42 演算器 43 アンプ 44 フィルタ 50 遅延装置 54 送受信コイル 55 制御部 56 電源 57 送信アンプ 58 受信アンプ 59 信号処理部 60 パルス波形生成部 61 架台 1 Static magnetic field generator 2 Bore 3 Gradient magnetic field generator 4 Volt 5 Gradient magnetic field coil (x direction) 6 Gradient magnetic field coil (y direction) 6 Magnetic shield body 8 Bobbin 30 Actuator (piezoelectric element) 31 Vibration observation sensor 40 Pulse signal transmitter 41 Coil driving device 42 Arithmetic unit 43 Amplifier 44 Filter 50 Delay device 54 Transmission / reception coil 55 Control unit 56 Power supply 57 Transmission amplifier 58 Reception amplifier 59 Signal processing unit 60 Pulse waveform generation unit 61 Frame
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (72)発明者 吉野 仁志 東京都千代田区内神田一丁目１番14号 株 式会社日立メディコ内 ─────────────────────────────────────────────────── ─── Continuation of the front page (72) Inventor Hitoshi Yoshino 1-14-1 Kanda, Chiyoda-ku, Tokyo Inside Hitachi Medical Co., Ltd.
Claims (10)
発生手段と、該円筒空間内の半径方向に傾斜磁場分布を
供給する傾斜磁場発生コイルと、該傾斜磁場発生手段を
前記円筒空間内の所定の位置に固定する支持体とを備え
て成る磁気共鳴イメ−ジング装置において、前記傾斜磁
場発生コイルと前記支持体の間にアクチュエ−タを設
け、前記傾斜磁場発生手段の信号により、前記アクチュ
エ−タを作用させたことを特徴とする磁気共鳴イメ−ジ
ング装置。1. A strong magnetic field generating means for supplying a uniform high magnetic field to a cylindrical space, a gradient magnetic field generating coil for supplying a gradient magnetic field distribution in the radial direction in the cylindrical space, and the gradient magnetic field generating means for supplying the gradient magnetic field generating means to the cylindrical space. In a magnetic resonance imaging apparatus comprising a support body fixed at a predetermined position in the actuator, an actuator is provided between the gradient magnetic field generation coil and the support body, and a signal from the gradient magnetic field generation means, A magnetic resonance imaging apparatus characterized in that the actuator is actuated.
せる傾斜磁場コイルと前記支持体の間に設けられたアク
チュエ−タを圧電素子としたことを特徴とする磁気共鳴
イメ−ジング装置。2. A magnetic resonance imaging apparatus according to claim 1, wherein the actuator provided between the gradient magnetic field coil for generating a gradient magnetic field and the support is a piezoelectric element.
測手段と、観測信号フィルタと、演算器を設け、信号発
信器の信号と前記観測信号を前記演算器に取り入れ、駆
動波形を演算し、演算結果によりアクチュエ−タを駆動
することを特徴とする請求項２記載の磁気共鳴イメ−ジ
ング装置。3. The method according to claim 1, further comprising means for observing the vibration of the support, an observation signal filter, and an arithmetic unit, and the signal of the signal transmitter and the observation signal are introduced into the arithmetic unit to calculate the drive waveform. 3. The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 2, wherein the actuator is driven according to the calculation result.
発生手段と、該円筒空間内の半径方向に傾斜磁場分布を
供給する傾斜磁場発生コイルと、該傾斜磁場発生手段を
前記円筒空間内の所定の位置に固定する支持体とを備え
て成る磁気共鳴イメ−ジング装置において、圧電素子を
前記傾斜磁場コイルに貼り付けたことを特徴とする請求
項１及び請求項３記載の磁気共鳴イメ−ジング装置。4. A strong magnetic field generating means for supplying a uniform high magnetic field to a cylindrical space, a gradient magnetic field generating coil for supplying a gradient magnetic field distribution in the radial direction in the cylindrical space, and the gradient magnetic field generating means for supplying the gradient magnetic field generating means to the cylindrical space. 4. A magnetic resonance imaging apparatus comprising: a support body fixed at a predetermined position in the magnetic resonance imaging apparatus, wherein a piezoelectric element is attached to the gradient magnetic field coil. Imaging device.
場コイル表面上の一部分、あるいは全体に貼り付けたこ
とを特徴とする請求項１及び請求項３記載の磁気共鳴イ
メ−ジング装置。5. The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 1 or 3, wherein the piezoelectric element is attached to a part or the whole of the surface of the gradient magnetic field coil.
構成するコイル群の間に圧電素子を設けたことを特徴と
する請求項１及び請求項３記載の磁気共鳴イメ−ジング
装置。6. The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 1, wherein a piezoelectric element is provided between the coil groups forming the gradient magnetic field coil.
発生手段と、該円筒空間内の半径方向に傾斜磁場分布を
供給する傾斜磁場発生コイルと、この傾斜磁場コイルへ
所定のパルスシ−ケンスにしたがって駆動電流を供給す
る電源と、前記パルスシ−ケンスを指示する制御部から
なる磁気共鳴イメ−ジング装置において、前記制御部に
パルス波形を生成する制御部を設けたことを特徴とする
請求項１及び請求項３記載の磁気共鳴イメ−ジング装
置。7. A strong magnetic field generating means for supplying a uniform high magnetic field to a cylindrical space, a gradient magnetic field generating coil for supplying a gradient magnetic field distribution in the radial direction in the cylindrical space, and a predetermined pulse shield for the gradient magnetic field coil. A magnetic resonance imaging apparatus comprising a power supply for supplying a driving current according to a sequence and a control unit for instructing the pulse sequence, wherein the control unit is provided with a control unit for generating a pulse waveform. The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 1 or claim 3.
制御部は、任意の関数を生成する機能を有することを特
徴とする請求項１に記載の磁気共鳴イメ−ジング装置。8. The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 7, wherein the control unit for generating the pulse waveform has a function of generating an arbitrary function.
発生手段と、該円筒空間内の半径方向に傾斜磁場分布を
供給する傾斜磁場発生コイルと、この傾斜磁場コイルへ
所定のパルスシ−ケンスにしたがって駆動電流を供給す
る電源と、前記パルスシ−ケンスを指示する制御部と、
前記傾斜磁場発生コイルを所定の位置に固定する支持体
と、アクチュエ−タを備えた磁気共鳴イメ−ジング装置
において、パルス波形を生成する制御部からのパルス波
形で前記アクチュエ−タ駆動することを特徴とする請求
項１に記載の磁気共鳴イメ−ジング装置。9. A strong magnetic field generating means for supplying a uniform high magnetic field to a cylindrical space, a gradient magnetic field generating coil for supplying a gradient magnetic field distribution in the radial direction in the cylindrical space, and a predetermined pulse shield for the gradient magnetic field coil. A power supply for supplying a drive current according to the sequence, and a control unit for instructing the pulse sequence,
In a magnetic resonance imaging apparatus including a support for fixing the gradient magnetic field generating coil at a predetermined position and an actuator, driving the actuator with a pulse waveform from a control unit that generates a pulse waveform. The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 1, wherein the magnetic resonance imaging apparatus is a magnetic resonance imaging apparatus.
波形は駆動電流によって発生する力波形と同一形状とし
たことを特徴とする請求項９に記載の磁気共鳴イメ−ジ
ング装置。10. The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 8, wherein the pulse waveform from the controller has the same shape as the force waveform generated by the drive current.
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP6329828A JPH08154918A (en) | 1994-12-06 | 1994-12-06 | Magnetic resonance imaging apparatus |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP6329828A JPH08154918A (en) | 1994-12-06 | 1994-12-06 | Magnetic resonance imaging apparatus |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH08154918A true JPH08154918A (en) | 1996-06-18 |
Family
ID=18225690
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP6329828A Pending JPH08154918A (en) | 1994-12-06 | 1994-12-06 | Magnetic resonance imaging apparatus |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPH08154918A (en) |
Cited By (3)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| WO2001025808A1 (en) * | 1999-10-07 | 2001-04-12 | Magnex Scientific Limited | Acoustic liner for mri gradient coils |
| JP2005245775A (en) * | 2004-03-04 | 2005-09-15 | Toshiba Corp | Magnetic resonance imaging apparatus |
| US7755359B2 (en) | 2004-05-31 | 2010-07-13 | Hitachi Medical Corporation | Magnetic resonance imaging apparatus with noise suppressing structure |
-
1994
- 1994-12-06 JP JP6329828A patent/JPH08154918A/en active Pending
Cited By (3)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| WO2001025808A1 (en) * | 1999-10-07 | 2001-04-12 | Magnex Scientific Limited | Acoustic liner for mri gradient coils |
| JP2005245775A (en) * | 2004-03-04 | 2005-09-15 | Toshiba Corp | Magnetic resonance imaging apparatus |
| US7755359B2 (en) | 2004-05-31 | 2010-07-13 | Hitachi Medical Corporation | Magnetic resonance imaging apparatus with noise suppressing structure |
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