JP3112474B2 - Magnetic resonance imaging equipment - Google Patents
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Description
【発明の詳細な説明】 [発明の目的] (産業上の利用分野) 本発明は磁気共鳴(MR:magnetic resonance)現象を
利用して被検体(生体)のスライス画像等の形態情報や
スペクトルスコピー等の機能情報を得る磁気共鳴イメー
ジング装置に関する。DETAILED DESCRIPTION OF THE INVENTION [Object of the Invention] (Industrial application field) The present invention utilizes a magnetic resonance (MR) phenomenon to obtain morphological information such as a slice image of a subject (living body) and a spectrum copy. The present invention relates to a magnetic resonance imaging apparatus for obtaining functional information such as the above.
(従来の技術) 磁気共鳴現象は、静磁場中に置かれた零でないスピン
及び磁気モーメントを持つ原子核が特定の周波数の電磁
波のみを共鳴的に吸収,放出する現象であり、この原子
核は下記式に示す角周波数ω0(ω0=2πν0,ν0;ラ
ーモア周波数)で共鳴する。(Prior Art) The magnetic resonance phenomenon is a phenomenon in which a nucleus having a non-zero spin and a magnetic moment placed in a static magnetic field resonatesly absorbs and emits only an electromagnetic wave of a specific frequency. Resonates at an angular frequency ω 0 (ω 0 = 2πν 0 , ν 0 ; Larmor frequency) shown in FIG.
ω0=γB0 ここで、γは原子核の種類に固有の磁気回転比であ
り、また、B0は静磁場強度である。ω 0 = γB 0 where γ is the gyromagnetic ratio specific to the type of atomic nucleus, and B 0 is the static magnetic field strength.
以上の原理を利用して生体診断を行う装置は、上述の
共鳴吸収の後に誘起される上記と同じ周波数の電磁波を
信号処理して、原子核密度,縦緩和時間T1,横緩和時間T
2,流れ,化学シフト等の情報が反映された診断情報例え
ば被検体のスライス像等を無浸襲で得るようにしてい
る。An apparatus for performing a living body diagnosis using the above principle processes an electromagnetic wave having the same frequency induced above after the above-described resonance absorption, and performs a nuclear processing, a nuclear relaxation time, a longitudinal relaxation time T 1 , and a transverse relaxation time T 1 .
2. Diagnostic information that reflects information such as flow and chemical shifts, such as slice images of the subject, is obtained in a non-invasive manner.
そして、磁気共鳴による診断情報の収集は、静磁場中
に配置した被検体の全部位を励起し且つ信号収集するこ
とができるものであるが、装置構成上の制約やイメージ
ング像の臨床上の要請から、実際の装置としては特定の
部位に対する励起とその信号収集とを行うようにしてい
る。The collection of diagnostic information by magnetic resonance can excite all parts of the subject arranged in a static magnetic field and collect signals. However, there are restrictions on the device configuration and clinical demands on imaging images. For this reason, an actual apparatus excites a specific portion and collects a signal of the specific portion.
この場合、イメージング対象とする特定部位は、一般
にある厚さを持ったスライス部位であるのが通例であ
り、このスライス部位からのエコー信号やFID信号の磁
気共鳴信号(MR信号)を多数回のデータエンコード過程
を実行することにより収集し、これらデータ群を、例え
ば2次元フーリエ変換法により画像再構成処理すること
により前記特定スライス部位の画像を生成するようにし
ている。In this case, the specific part to be imaged is generally a slice part having a certain thickness, and the echo signal from this slice part and the magnetic resonance signal (MR signal) of the FID signal are often used. The data is collected by executing a data encoding process, and the data group is subjected to image reconstruction processing by, for example, a two-dimensional Fourier transform method, thereby generating an image of the specific slice portion.
かかる磁気共鳴イメージング装置における静磁場発生
手段としては、ヘルムホルツ形式又はソレノイド形式等
の常電導コイル又は超電導コイルによる電磁石と、永久
磁石とがある。As the static magnetic field generating means in such a magnetic resonance imaging apparatus, there are an electromagnet using a normal conducting coil or a superconducting coil of a Helmholtz type or a solenoid type, and a permanent magnet.
ここで、永久磁石は、その発生磁場が高々数千ガウス
であることから、広い領域に渡る高強度近一磁場が得ら
れず、広い領域の撮影や特殊撮影のための装置には適用
できない。Here, since the generated magnetic field of the permanent magnet is at most several thousand gauss, a high-intensity near-magnetic field over a wide area cannot be obtained, and thus cannot be applied to an apparatus for imaging a wide area or special imaging.
従って、広い領域の撮影や特殊撮影のための装置の静
磁場発生手段としては、専ら、電磁石が用いられてい
る。なお、電磁石は、水平方向に静磁場を発生させる形
式の横磁場方式と、垂直方向に静磁場を発生させる形式
の縦磁場方式とがある。Therefore, an electromagnet is exclusively used as a static magnetic field generating means of an apparatus for photographing a wide area or special photographing. The electromagnet includes a horizontal magnetic field type in which a static magnetic field is generated in a horizontal direction and a vertical magnetic field type in which a static magnetic field is generated in a vertical direction.
第15図は、電磁石方式静磁場発生手段として横磁場型
超電導磁石を用いた従来の電磁石方式磁場共鳴イメージ
ング装置の斜視図である。横磁場型超電導磁石200は、
軸方向両端部が閉塞された密閉二重円筒体であり、その
長手方向が水平方向の静磁場方向である例えばZ軸とな
っている。この密閉二重円筒体内には、少なくとも超電
導コイルと共にこのコイルを超電導状態にする液体ヘリ
ウムの如き冷媒とが収容され、Z軸方向に静磁場を発生
するものとなっている。FIG. 15 is a perspective view of a conventional electromagnet type magnetic field resonance imaging apparatus using a transverse magnetic field type superconducting magnet as an electromagnet type static magnetic field generating means. The transverse magnetic field type superconducting magnet 200
It is a closed double cylinder with both axial ends closed, and its longitudinal direction is the horizontal static magnetic field direction, for example, the Z axis. In this closed double cylinder, at least a superconducting coil and a refrigerant such as liquid helium that brings the coil into a superconducting state are housed, and generate a static magnetic field in the Z-axis direction.
また、横磁場型超電導磁石200の空洞202内には、図示
しない傾斜磁場コイルやプローブコイルが組込まれてい
る。そして、この空洞202は、被検体導入空洞を形成し
ている。超電導磁石200の空洞202の開口部に臨んで寝台
204が配置され、寝台204にはスライド天板206が設けら
れている。このスライド天板206上には被検体208が配置
される。そして、被検体208は、スライド天板206のスラ
イド動作により超電導磁石200の空洞202内に体軸が前記
静磁場方向Zに一致するように挿入される。A gradient magnetic field coil and a probe coil (not shown) are incorporated in the cavity 202 of the transverse magnetic field type superconducting magnet 200. This cavity 202 forms a subject introduction cavity. The bed facing the opening of the cavity 202 of the superconducting magnet 200
The slide 204 is provided with a slide top plate 206. A subject 208 is arranged on the slide top 206. Then, the subject 208 is inserted into the cavity 202 of the superconducting magnet 200 by the sliding operation of the slide top plate 206 such that the body axis coincides with the static magnetic field direction Z.
そして、空洞202内に被検体208が配置されると共に静
磁場が発生され、且つ傾斜磁場コイルによる傾斜磁場及
びプローブコイルによる励起用高周波磁場が前記静磁場
に重畳される。これにより、被検体208の特定部位に磁
気共鳴現象が生じ、この現象に伴って磁気共鳴信号が誘
起する。この誘起された磁気共鳴信号は前記プローブコ
イルにより収集され、図示しないコンピュータシステム
により画像再構成されるようになっている。Then, the subject 208 is arranged in the cavity 202 and a static magnetic field is generated, and the gradient magnetic field by the gradient coil and the high-frequency magnetic field for excitation by the probe coil are superimposed on the static magnetic field. As a result, a magnetic resonance phenomenon occurs at a specific portion of the subject 208, and a magnetic resonance signal is induced with this phenomenon. The induced magnetic resonance signal is collected by the probe coil, and the image is reconstructed by a computer system (not shown).
(発明が解決しようとする課題) ところで上述した従来の電磁石方式磁気共鳴イメージ
ング装置においては、静磁場方向Zが、被検体の体軸方
向と一致しているため、サドル形コイルより感度の高い
ソレノイド形コイルを使用できず画質向上を図れないと
いう問題があった。(Problems to be Solved by the Invention) In the above-described conventional electromagnet type magnetic resonance imaging apparatus, since the static magnetic field direction Z coincides with the body axis direction of the subject, the solenoid has higher sensitivity than the saddle-shaped coil. There was a problem that the image quality could not be improved because a shaped coil could not be used.
また、被検体208を狭く、奥行き深く、薄暗い空洞202
内に挿入した状態で数分乃至数十分の長時間に互って拘
束するものであるため、被検体208の受ける精神的苦痛
が大きいという問題があった。さらに、上述した従来の
電磁石方式磁場共鳴イメージング装置においては、被検
体208を空洞202内に挿入して撮影を行うものであるた
め、被検体208は俯せ又は仰向け(横臥位)で全身を伸
ばした状態でのみ撮影が行われる。従って、通常、人が
活動している状態、つまり脊椎や脊髄にストレスを加え
ている状態である立位での腰部等の撮影を行うことがで
きない問題があった。なお、上述では、横磁場型につい
て説明したが、縦磁場型であっても事情はほぼ同じであ
る。Also, the subject 208 is narrow, deep, and dim
Since the subject 208 is restrained for a long time of several minutes to tens of minutes while inserted into the inside, there is a problem that the subject 208 suffers a great deal of mental pain. Furthermore, in the above-described conventional electromagnet type magnetic field resonance imaging apparatus, since the subject 208 is inserted into the cavity 202 and imaging is performed, the subject 208 extends down over or on its back (in a recumbent position). Shooting is performed only in the state. Therefore, there has been a problem that it is not usually possible to take an image of the lumbar region or the like in a standing position in which a person is in an active state, that is, a state in which stress is applied to the spine or spinal cord. In the above description, the horizontal magnetic field type has been described, but the situation is almost the same even with the vertical magnetic field type.
さらにまた、静磁場方向Zに挿通口があるため、磁力
線が漏れるという問題があった。Furthermore, since there is an insertion port in the static magnetic field direction Z, there is a problem that the lines of magnetic force leak.
そこで、本発明は上記事情に鑑みてなされたものであ
り、画質向上を図りしかも被検体に不安感を与えること
なく、また漏洩磁場の低減を図った磁気共鳴イメージン
グ装置を提供することを目的としている。Accordingly, the present invention has been made in view of the above circumstances, and has as its object to provide a magnetic resonance imaging apparatus which improves the image quality and does not give anxiety to the subject and reduces the leakage magnetic field. I have.
[発明の構成] (課題を解決するための手段) 上記目的を達成するために本発明は、被検体の特定部
位に磁気共鳴現象を生じせしめこの現象に伴って誘起す
る磁気共鳴信号を収集して診断情報を得る磁気共鳴イメ
ージング装置において、水平方向に所定間隔をもって対
向配置され、この対向方向に静磁場を形成する一対の主
磁石と、前記静磁場の方向と前記被検体の体軸方向とが
異なる方向となるように前記被検体を前記所定間隔内に
挿入する挿入口を備えるとともに前記所定間隔の領域の
周りに配置され、前記一対の主磁石の双方を連結する連
結手段とから構成されてなることを特徴とするものであ
り、また前記連結手段は、前記一対の主磁石を冷却する
ための冷媒を通流させることを特徴とするものであり、
さらに、前記連結手段は、前記主磁石のコイルを電気的
に接続することを特徴とするものである。[Constitution of the Invention] (Means for Solving the Problems) In order to achieve the above object, the present invention is to generate a magnetic resonance phenomenon at a specific portion of a subject, and collect a magnetic resonance signal induced by the phenomenon. In a magnetic resonance imaging apparatus that obtains diagnostic information, a pair of main magnets that are opposed to each other at a predetermined interval in the horizontal direction and form a static magnetic field in the opposed direction, a direction of the static magnetic field, and a body axis direction of the subject. And a connecting means for connecting both of the pair of main magnets, including an insertion port for inserting the subject into the predetermined interval so as to be in different directions and arranged around the area of the predetermined interval. The connection means, characterized in that it allows a coolant for cooling the pair of main magnets to flow,
Further, the connecting means electrically connects the coil of the main magnet.
(作 用) 以下に上記構成の作用を説明する。(Operation) The operation of the above configuration will be described below.
すなわち、静磁場発生手段をなす主磁石は、天板移動
方向X軸に対し直角水平方向Zに静磁場を形成するか
ら、磁気共鳴信号を検出するコイルとして、このコイル
の中心軸方向が静磁場方向に対し直角水平方向に配置し
得るソレノイド形コイルを使用できることになる。That is, since the main magnet forming the static magnetic field generating means forms a static magnetic field in the horizontal direction Z perpendicular to the top plate moving direction X axis, the coil is used as a coil for detecting a magnetic resonance signal. A solenoid-type coil that can be arranged in a horizontal direction perpendicular to the direction can be used.
またこのような構成によれば、一対の主磁石による対
向空間は、静磁場発生空間となり、この空間に被検体を
配置して撮影できる。この場合、一対の主磁石は対面し
ているだけで他の二つの体面は塞いでいない。従って、
前記空間に被検体を配置した場合であっても、被検体の
見通しは大きく確保され、視覚的な圧迫感はない。さら
に、同じ理由で、前記空間に被検体を横臥位のみならず
立位状態で置くことができるので、撮影部位の自由度を
増すことができる。さらにまた磁力線の漏れを抑えるこ
とができるので、漏洩磁場を低減することができる。Further, according to such a configuration, the opposing space formed by the pair of main magnets becomes a static magnetic field generating space, and the subject can be arranged and photographed in this space. In this case, the pair of main magnets only face each other, but do not block the other two body surfaces. Therefore,
Even when the subject is placed in the space, the visibility of the subject is largely secured, and there is no visual oppression. Further, for the same reason, the subject can be placed not only in the lying position but also in the standing position in the space, so that the degree of freedom of the imaging region can be increased. Furthermore, since the leakage of the lines of magnetic force can be suppressed, the leakage magnetic field can be reduced.
(実施例) 以下に本発明の実施例の詳細に説明する。(Example) Hereinafter, an example of the present invention will be described in detail.
第1図は本発明の第1の実施例の磁気共鳴イメージン
グ装置の概略構成図を示すものである。FIG. 1 is a schematic configuration diagram of a magnetic resonance imaging apparatus according to a first embodiment of the present invention.
本装置10は、静磁場発生装置と、それ以外の装置とか
ら構成される。The present device 10 includes a static magnetic field generation device and other devices.
静磁場発生装置は、静磁場を超電導状態で形成する超
電導磁石装置12,14と、この超電導磁石装置12,14双方を
連結しフェライト等の鉄を主成分とする複数(本実施例
では4本)の連結板16aを含む連結部16とから構成され
る。The static magnetic field generating device includes a superconducting magnet device 12, 14 for forming a static magnetic field in a superconducting state, and a plurality of the superconducting magnet devices 12, 14 connected to each other and mainly composed of iron such as ferrite (four in this embodiment). ) And a connecting portion 16 including a connecting plate 16a.
また、前述したそれ以外の装置は、被検体208を載置
する天板206を備えた寝台装置204と、傾斜磁場を発生す
る傾斜磁場コイル18と、静磁場方向Zと直角方向にRFパ
ルスを照射する図面に表れていない送信コイルと、前記
傾斜磁場コイル18に電源を供給する傾斜磁場電源20と、
被検体208からのMR信号を受信するソレノイド形コイル3
0aと、前記送信コイルに励起パルスを送信し、前記ソレ
ノイド形コイル30aよりMR信号を受振する送受信器22
と、前記ソレノイドコイル30aより受信されたMR信号に
基づいて画像再構成処理を行う画像処理部24と、この画
像処理部24で処理された画像を表示する画像表示部26
と、この装置10各部の制御を司るコンピュータシステム
28とを有している。The other devices described above include a couch device 204 having a table 206 on which a subject 208 is placed, a gradient coil 18 for generating a gradient magnetic field, and an RF pulse in a direction perpendicular to the static magnetic field direction Z. Transmitting coil not shown in the drawing to irradiate, gradient magnetic field power supply 20 for supplying power to the gradient magnetic field coil 18,
Solenoid type coil 3 that receives MR signals from the subject 208
0a, a transmitter / receiver 22 that transmits an excitation pulse to the transmission coil and receives an MR signal from the solenoid type coil 30a.
And an image processing unit 24 that performs image reconstruction processing based on the MR signal received from the solenoid coil 30a, and an image display unit 26 that displays an image processed by the image processing unit 24.
And a computer system that controls each part of this device 10.
28.
前記連結板16a間の間隙により挿通口16b及び上部に位
置する開口部16cを形成している。また、挿通口16bは、
前記静磁場方向Zに対し直角水平方向X軸に天板206を
挿通できるように構成され、開口部16cにより、この超
電導磁石装置12,14が設置される部屋の照明が入るよう
にしている。The gap between the connecting plates 16a forms an insertion port 16b and an opening 16c located at an upper portion. In addition, the insertion port 16b is
The top plate 206 is configured to be inserted in the horizontal X-axis perpendicular to the static magnetic field direction Z, and the opening 16c allows illumination of the room in which the superconducting magnet devices 12, 14 are installed.
前記連結板16aは、超電導磁石装置12,14を据え付ける
際、この超電導磁石装置12,14を個々の装置12,14に分解
し、設置する部屋に搬入した後両装置12,14を連結でき
るように構成されている。When installing the superconducting magnet devices 12 and 14, the connecting plate 16a disassembles the superconducting magnet devices 12 and 14 into individual devices 12 and 14 so that the two devices 12 and 14 can be connected after being brought into the installation room. Is configured.
前記超電導磁石装置12,14は、第2図に示すように水
平方向に対向配置し、この対向方向Zに静磁場を形成す
る一対の主磁石12a,14aを有している。この主磁石12a,1
4aにより形成された静磁場の方向Zは、天板移動方向つ
まり被検体208の体軸Xに対し直角水平の方向に形成さ
れる。一方、ソレノイド形コイル30aは、コイル30aの中
心軸に直交する軸の周りをスピンする原子核の信号を検
出できるので、ソレノイド形コイル30aの中心軸方向が
被検体の体軸方向と一致するようにソレノイド形コイル
30aを配置することにより、このコイル30aを本装置10に
適用できるようにしている。As shown in FIG. 2, the superconducting magnet devices 12, 14 have a pair of main magnets 12a, 14a which are horizontally opposed to each other and form a static magnetic field in the opposed direction Z. This main magnet 12a, 1
The direction Z of the static magnetic field formed by 4a is formed in the direction in which the tabletop moves, that is, in a direction perpendicular to the body axis X of the subject 208. On the other hand, since the solenoid-shaped coil 30a can detect a signal of a nucleus that spins around an axis orthogonal to the center axis of the coil 30a, the center axis direction of the solenoid-shaped coil 30a matches the body axis direction of the subject. Solenoid type coil
By disposing the coil 30a, the coil 30a can be applied to the present device 10.
第2図は、第1図のII−II断面で示す箇所の超電導磁
石装置12,14の内部構造を示している。超電導磁石装置1
2,14は、前述したように主磁石12a,14aと、この主磁石1
2a,14aの連結部16側に配置された傾斜磁場コイル18とを
有している。FIG. 2 shows the internal structure of the superconducting magnet devices 12, 14 at the location shown by the II-II section in FIG. Superconducting magnet device 1
2, 14 are the main magnets 12a, 14a and the main magnet 1 as described above.
And a gradient magnetic field coil 18 disposed on the connecting portion 16 side of 2a and 14a.
前記傾斜磁場コイル18は、主磁石12a,14aが形成する
静磁場に重畳する傾斜磁場を加えるもので、この傾斜磁
場により前記主磁石12a,14aの相対位置がずれた場合、
このずれにより、片側の磁場が大きくなる。すなわち、
傾斜のかかった不均一な状態となるが、前記傾斜磁場コ
イル18による傾斜磁場を常時ある程度かけることで、補
正できる。The gradient magnetic field coil 18 applies a gradient magnetic field that is superimposed on the static magnetic field formed by the main magnets 12a and 14a.When the relative position of the main magnets 12a and 14a is shifted by the gradient magnetic field,
Due to this shift, the magnetic field on one side increases. That is,
Although an inhomogeneous state with a gradient occurs, it can be corrected by always applying a gradient magnetic field by the gradient magnetic field coil 18 to some extent.
前記主磁石12a,14aは、それぞれに超電導状態で静磁
場を形成するため超電導材料で形成された超電導コイ
ル、この超電導コイルを冷却する液体ヘリウム、この液
体ヘリウム保冷のための真空容器(共に図示せず)等か
ら成り全体として円筒状に形成されている。また前記主
磁石12a,14aが形成する静磁場の磁力線を内側に閉じ込
めるため、この超電導磁石装置12,14の各部にフェライ
ト等の鉄を主成分とする磁性体12b乃至12d,14b乃至14d
を配置している。磁性体12b,14bは、主磁石12a,14aの外
周側に配置され磁性体12c,14cは、主磁石12a,14aの端部
側に配置され、磁性体12d,14dは、主磁石12a,14aの内周
側に配置されている。The main magnets 12a and 14a are respectively composed of a superconducting coil formed of a superconducting material for forming a static magnetic field in a superconducting state, liquid helium for cooling the superconducting coil, and a vacuum container for cooling the liquid helium (both shown in the drawing). ) And are formed in a cylindrical shape as a whole. In addition, in order to confine the magnetic field lines of the static magnetic field formed by the main magnets 12a and 14a inside, the magnetic members 12b to 12d and 14b to 14d mainly containing iron such as ferrite are provided in each part of the superconducting magnet devices 12 and 14.
Has been arranged. The magnetic bodies 12b, 14b are arranged on the outer peripheral side of the main magnets 12a, 14a, the magnetic bodies 12c, 14c are arranged on the end side of the main magnets 12a, 14a, and the magnetic bodies 12d, 14d are arranged on the main magnets 12a, 14a. Is arranged on the inner peripheral side of the.
上記構成の本装置10の作用を第3図を参照して説明す
る。The operation of the apparatus 10 having the above configuration will be described with reference to FIG.
主磁石12a,14aは、天板移動方向に対し直角水平方向
Zに静磁場を形成する。第3図に示すように、超電導磁
石装置12,14各部に配置された磁性体12b乃至12d,14b乃
至14dは、主磁石12a,14aより発生する静磁場の磁力線B
を内側に閉じ込める。従って漏洩磁場は小さいものとな
る。The main magnets 12a and 14a form a static magnetic field in a horizontal direction Z perpendicular to the direction of movement of the tabletop. As shown in FIG. 3, the magnetic bodies 12b to 12d, 14b to 14d disposed in the respective portions of the superconducting magnet devices 12, 14 are composed of magnetic field lines B of a static magnetic field generated by the main magnets 12a, 14a.
Trapped inside. Therefore, the leakage magnetic field is small.
次に、この静磁場中に、天板206の上に載置した被検
体208を配置する。続いて、被検体208の外周にソレノイ
ド形コイル30aを、このコイル30aの軸方向が被検体208
の体軸方向Xと一致するように配置する。Next, the subject 208 placed on the top plate 206 is placed in the static magnetic field. Subsequently, the solenoid type coil 30a is provided on the outer periphery of the subject 208, and the axial direction of the coil 30a is
Are arranged so as to coincide with the body axis direction X.
そして、コンピュータシステム28の制御の下、傾斜磁
場コイル18は、傾斜磁場電源20より電源を供給されて、
被検体に傾斜磁場を静磁場に重畳すると共に、RFコイル
は、送受信器22からの励起パルスに基づいて静磁場に直
交する方向にRFパルスを照射する。Then, under the control of the computer system 28, the gradient magnetic field coil 18 is supplied with power from the gradient magnetic field power supply 20,
While the gradient magnetic field is superimposed on the static magnetic field on the subject, the RF coil irradiates the RF pulse in a direction orthogonal to the static magnetic field based on the excitation pulse from the transceiver 22.
被検体内の原子核は、ソレノイド形コイル30aの中心
軸に直交する軸の回りをスピンする。このスピンの信号
は、すなわちMR信号は、ソレノイド形コイル30aにより
検出され、送受信器22を経由して画像処理部24に送出さ
れる。The nucleus in the subject spins around an axis orthogonal to the central axis of the solenoid coil 30a. The signal of the spin, that is, the MR signal is detected by the solenoid coil 30a and transmitted to the image processing unit 24 via the transceiver 22.
画像処理部24は、送出されたMR信号に基づいて、画像
構成処理を行い、この画像は、画像表示部26に良好な画
質で表示される。The image processing unit 24 performs image composition processing based on the transmitted MR signal, and this image is displayed on the image display unit 26 with good image quality.
上述したように本実施例装置10を構成することによ
り、ソレノイド形コイル30aを使用できるので画質向上
を図ることができる。また開口部16cより超電導磁石装
置12,14が設置されている部屋の照明が内側に入り込む
ので、被検体208に不安感を与えることもない。さらに
被検体208が俯せ又は仰向け(横臥位)に限らず、通常
人が活動している状態、つまり脊椎や脊髄にストレスを
加えている状態である立位での腰部等の撮影を行うこと
ができる。すなわち、一対の主磁石12a,14aにより形成
される対面空間が静磁場発生空間となり、この空間とし
て挿通口16bに被検体208を配置して撮影することができ
る。この場合、一対の主磁石12a,14aは対面しているだ
けで他の二つの対面は塞いでいない。つまり、被検体20
8の視界は、Z軸方向については一対の主磁石12a,14aに
より塞がれ、また、Y軸方向についてはコイル30aの導
体により僅かに視界の邪魔にはなるが、ほとんど開放さ
れたものとなっており、さらに、X軸方向については開
放されている。従って挿通口16bに被検体208を配置した
場合であっても、被検体208の見通しは大きく確保さ
れ、視覚的な圧迫感はない。By configuring the device 10 of the present embodiment as described above, the solenoid type coil 30a can be used, so that the image quality can be improved. Further, since the illumination of the room in which the superconducting magnet devices 12, 14 are installed enters through the opening 16c, the subject 208 does not feel uneasy. In addition, the subject 208 is not limited to lying down or lying on its back (in a recumbent position), and it is possible to perform imaging of the waist and the like in a standing state in which a normal person is active, that is, a state in which stress is applied to the spine and spinal cord. it can. That is, the facing space formed by the pair of main magnets 12a and 14a serves as a static magnetic field generating space, and as this space, the subject 208 can be arranged at the insertion port 16b to perform imaging. In this case, the pair of main magnets 12a and 14a only face each other, but do not block the other two facing surfaces. That is, the subject 20
The field of view 8 is closed by the pair of main magnets 12a and 14a in the Z-axis direction, and slightly obstructed by the conductor of the coil 30a in the Y-axis direction, but is almost open. And is open in the X-axis direction. Therefore, even when the subject 208 is arranged in the insertion port 16b, the visibility of the subject 208 is largely secured, and there is no visual oppression.
また、同じ理由で、挿通口16bに被検体208を第1図の
ような横臥位のみならず、立位状態で置くことができる
ので、、撮影部位の自由度が増す。従って、通常、人が
活動している状態、つまり脊椎や脊髄にストレスを加え
ている状態である立位での腰部等の撮影を行うことがで
き、臨床的な利点がある。なお、横臥位状態にある被検
体208は、図示しない寝台の天板上に身体を伸ばして仰
向け又は俯せ状態にある。一方、立位状態の場合、被検
体208は、上体を起こす態勢をとるか、又は寝台装置104
を除外して起立した態勢をとるものとする。Further, for the same reason, the subject 208 can be placed in the insertion port 16b not only in the lying position as shown in FIG. 1 but also in the standing position, so that the degree of freedom of the imaging region is increased. Therefore, usually, it is possible to take an image of the lumbar region or the like in a standing state in which a person is in an active state, that is, a state in which stress is applied to the spine or the spinal cord, which has a clinical advantage. Note that the subject 208 in the recumbent state is in a state of lying on his back or lying down with his / her body extended on a couchtop (not shown). On the other hand, in the standing state, the subject 208 takes a posture to raise the upper body or the bed device 104
And stand up.
さらにまた、第3図に示すように、前記主磁石12a,14
aが形成する静磁場の磁力線Bを内側に閉じ込めること
ができるので漏洩磁場を低減することができる。また、
この磁力線Bを内側に閉じ込めることにより、被検体が
配置される場所での静磁場の強度が大きくなり、このこ
とにより装置を小型化でき、更に画質向上を図ることが
できる。また更に、漏洩磁場を低減することにより、磁
場管理区域が小さくなり超電導磁石装置の設置スペース
の小型化を図ることができる。Furthermore, as shown in FIG. 3, the main magnets 12a, 14
Since the magnetic field lines B of the static magnetic field formed by a can be confined inside, the leakage magnetic field can be reduced. Also,
By confining the lines of magnetic force B inside, the intensity of the static magnetic field at the place where the subject is located is increased, which can reduce the size of the apparatus and further improve the image quality. Furthermore, by reducing the leakage magnetic field, the magnetic field management area is reduced, and the installation space for the superconducting magnet device can be reduced.
超電導磁石装置12,14は、分解して搬送できるので据
え付け作業が容易となる。The superconducting magnet devices 12, 14 can be disassembled and transported, so that the installation work becomes easy.
なお、第1図の例では、ソレノイドコイル30aを使用
しているが、これに限らず、第4図のように表面コイル
や鞍型コイルを使用することができる。第1図で、原点
Oに対し、Y軸方向は垂直方向であり、Z軸方向は紙面
左右で示される水平方向であり、X軸方向は紙面奥行方
向で示されるZと直交する水平方向である。従って、静
磁場の発生方向はZ軸方向であり、被検体208の視線方
向はY軸方向であり、被検体208の体軸方向はX軸方向
となっている。Although the solenoid coil 30a is used in the example shown in FIG. 1, the present invention is not limited to this, and a surface coil or a saddle coil can be used as shown in FIG. In FIG. 1, with respect to the origin O, the Y-axis direction is a vertical direction, the Z-axis direction is a horizontal direction indicated by the left and right sides of the paper, and the X-axis direction is a horizontal direction orthogonal to Z indicated by a depth direction of the paper. is there. Therefore, the direction in which the static magnetic field is generated is the Z-axis direction, the line of sight of the subject 208 is the Y-axis direction, and the body axis direction of the subject 208 is the X-axis direction.
ここで、第4図(a),(b),(c)を参照して静
磁場B0とプローブコイルとの組合せ例について説明す
る。すなわち、静磁場B0の方向Zとプローブコイルによ
る磁場B1の方向Yとは、直交することが磁気共鳴現象の
原理から必須条件となっている。従って、静磁場とプロ
ーブコイルとの組合せは、次の例が代表的なものとな
る。第4図(a)に示すように鞍型プローブコイル30b
の場合、第4図(b)に示すように表面コイル型のプロ
ーブコイル30cの場合、第4図(c)に示すソレノイド
コイル30aの場合等が典型例である。Here, an example of a combination of the static magnetic field B0 and the probe coil will be described with reference to FIGS. 4 (a), 4 (b) and 4 (c). That is, the direction Y of field B 1 according to the direction Z and the probe coil of the static magnetic field B 0, the orthogonal is indispensable condition from the principle of magnetic resonance phenomenon. Therefore, the following example is representative of the combination of the static magnetic field and the probe coil. As shown in FIG. 4 (a), the saddle type probe coil 30b
In the case of (2), typical examples are a case of a surface coil type probe coil 30c as shown in FIG. 4 (b), a case of a solenoid coil 30a shown in FIG. 4 (c), and the like.
次に第5図を参照して本発明の第2の実施例を説明す
る。Next, a second embodiment of the present invention will be described with reference to FIG.
第5図に示す構成は、一方の主磁石12aと他方の14aと
を、一又は複数の連結管32により繋いだ構造としたもの
である。そして、この連結管32内には、一方の主磁石12
aの超電導コイルと他方の主磁石14aの超電導コイルとを
電気的に直列又は並列に接続する好ましくは超電導導体
が配置されている。また、この連結管32は、一方の主磁
石12aの超電導コイルを冷却する冷媒と他方の主磁石14a
の超電導コイルを冷却する冷媒とを相互に通流させる働
きも奏している。The configuration shown in FIG. 5 has a structure in which one main magnet 12a and the other 14a are connected by one or more connecting pipes 32. In the connecting pipe 32, one main magnet 12 is provided.
Preferably, a superconducting conductor for electrically connecting the superconducting coil of a and the superconducting coil of the other main magnet 14a in series or in parallel is arranged. Further, the connecting pipe 32 includes a refrigerant for cooling the superconducting coil of one main magnet 12a and the other main magnet 14a.
And a refrigerant for cooling the superconducting coil.
このような実施例によれば、第1の実施例で得られる
効果に加えて、一方の主磁石12aと他方の14aとは、電気
的には一体物の磁石として機能させることができ、磁場
の発生等の磁気特性を調整するのに有利である。また、
一方の主磁石12aの冷媒と他方の主磁石14aの冷媒とは相
互に移動するので、一方例えば主磁石12aから冷媒を供
給するだけで、他方の例えば主磁石14aにも供給できる
ので、一回の作業で冷媒の供給ができ便利である。ま
た、一方の主磁石12aの冷媒と他方の主磁石14aの冷媒と
は同じくして減少するので、両主磁石12a,14aの磁気特
性は同じように変化する。これにより、磁気特性の把握
が容易となる。According to such an embodiment, in addition to the effects obtained in the first embodiment, one of the main magnets 12a and the other 14a can function electrically as an integral magnet, This is advantageous for adjusting the magnetic characteristics such as generation of the magnetic field. Also,
Since the refrigerant of one main magnet 12a and the refrigerant of the other main magnet 14a move with each other, it is possible to supply the refrigerant to the other main magnet 14a only by supplying the refrigerant from one main magnet 12a, for example. It is convenient because a refrigerant can be supplied by the above operation. Further, since the refrigerant of one main magnet 12a and the refrigerant of the other main magnet 14a decrease in the same manner, the magnetic characteristics of both main magnets 12a and 14a change similarly. Thereby, it is easy to grasp the magnetic characteristics.
次に第6図を参照して本発明の第3の実施例を説明す
る。Next, a third embodiment of the present invention will be described with reference to FIG.
第6図の構成で、電磁石方式静磁場発生装置(以下
「超電導磁石装置」と称する。)40は、軸方向両端部が
閉塞された真空容器42とこの真空容器42内に配置された
シールド容器44とから成る密閉二重円筒体構造を有し、
さらにこのシールド容器44内に配置されたヘリウム容器
46とから成る三重容器構造体を有している。そして、真
空容器42とシールド容器44との間には、熱的絶縁材48が
収容され、また熱的シールド容器44とヘリウム容器46と
の間にも、別種の熱的絶縁材50が収容され、ヘリウム容
器46内には、例えば超電導導体をソレノイド形式で巻回
した超電導コイル52及び液体ヘリウム54が収納されてい
る。ここで、熱的シールド容器44は、外付けされた冷凍
機56により冷却されている。In the configuration shown in FIG. 6, an electromagnet-type static magnetic field generator (hereinafter referred to as “superconducting magnet device”) 40 includes a vacuum container 42 having both axial ends closed and a shield container disposed in the vacuum container 42. Has a closed double cylindrical structure consisting of 44,
Further, the helium container placed inside this shield container 44
46 in a triple container structure. A thermal insulating material 48 is accommodated between the vacuum container 42 and the shield container 44, and another kind of thermal insulating material 50 is also accommodated between the thermal shield container 44 and the helium container 46. In the helium container 46, for example, a superconducting coil 52 in which a superconducting conductor is wound in a solenoid form and a liquid helium 54 are accommodated. Here, the thermal shield container 44 is cooled by an external refrigerator 56.
また超電導磁石装置40の静磁場発生空間58は、静磁場
発生方向に沿って形成されており、この空間58には、傾
斜磁場コイルや全身用プローブコイルが配置されるもの
となっている。本実施例では、この空間58に、高磁性体
よりなるヨーク鉄心60が挿通されている。The static magnetic field generating space 58 of the superconducting magnet device 40 is formed along the static magnetic field generating direction. In this space 58, a gradient magnetic field coil and a whole-body probe coil are arranged. In this embodiment, a yoke iron core 60 made of a high magnetic material is inserted into the space 58.
また、ヨーク鉄心60の一端部には、やはり高磁性体よ
りなる第1の磁脚鉄心62が略直角に磁気的に結合され、
同じく他端部には、やはり高磁性体よりなる第2の磁脚
鉄心64が略直角に磁気的に結合されている。そして、ヨ
ーク鉄心60に結合されない第1の磁脚鉄心62の端部は、
第1の磁極部66が形成されており、また、ヨーク鉄心60
に結合されていない第2の磁脚鉄心64の端部は、第2の
磁極部68が形成されている。この第1の磁極部66の端部
には、磁力線調整のための第1のポールピース70及び傾
斜磁場コイル72が配設され、また、第2の磁極部68の端
部には、やはり磁力線調整のための第2のポールピース
74及び傾斜磁場コイル76が配設されている。第1の磁極
部66(例えばN極)と第2の磁極部68(例えばS極)と
は、その磁極面(実質的にはポールピース70,74の面で
あるが、図面上では傾斜磁場コイル72,76の面となって
いる。)が対向しており、この対向面間78が磁気ギャッ
プである静磁場発生空間となっている。A first magnetic core 62 made of a high magnetic material is magnetically coupled to the one end of the yoke iron core 60 at substantially right angles.
Similarly, a second magnetic core iron core 64 also made of a high magnetic material is magnetically coupled to the other end at substantially right angles. The end of the first magnetic leg iron core 62 that is not connected to the yoke iron core 60 is
A first magnetic pole portion 66 is formed.
The second magnetic pole portion 68 is formed at the end of the second magnetic leg iron core 64 that is not connected to the second magnetic pole core 68. At the end of the first magnetic pole portion 66, a first pole piece 70 and a gradient magnetic field coil 72 for adjusting the line of magnetic force are disposed, and at the end of the second magnetic pole portion 68, the line of magnetic force Second pole piece for adjustment
74 and a gradient magnetic field coil 76 are provided. The first magnetic pole portion 66 (for example, the N pole) and the second magnetic pole portion 68 (for example, the S pole) have their magnetic pole surfaces (substantially the surfaces of the pole pieces 70 and 74; The surfaces of the coils 72 and 76 are opposed to each other, and a space 78 between the opposed surfaces is a static magnetic field generating space which is a magnetic gap.
以上の構成により、ヨーク鉄心60,第1の磁脚鉄心62,
第2の磁脚鉄心64により略U字形状の鉄心部を作上げて
おり、また、この鉄心部と空間78とにより環状磁気回路
を構成している。そして、磁気ギャップである空間78
に、図示しない寝台の天板を介して被検体208を仰向け
に配置し、また、例えば鞍型プローブコイル80を配置す
るものとなる。With the above configuration, the yoke iron core 60, the first magnetic leg iron core 62,
A substantially U-shaped iron core portion is made up of the second magnetic leg iron core 64, and the iron core portion and the space 78 form an annular magnetic circuit. And space 78 which is a magnetic gap
Then, the subject 208 is placed on the back via a couch top (not shown), and the saddle type probe coil 80 is placed, for example.
以上のごとく構成された本実施例装置によれば、第1
の磁極部66と第2の磁極部68とにより形成される対面空
間78は、静磁場発生空間となり、この空間78に被検体20
8を配置して撮影することができる。この場合、第1の
磁極部66と第2の磁極部68とは対面しているだけで他の
二つの対面は塞いでいない。つまり、被検体208の視界
は、Z軸方向については第1の磁極部66と第2の磁極部
68とにより塞がれ、またY軸方向についてはプローブコ
イル80の導体により僅かに視界の邪魔にはなるが、ほと
んど開放されたものとなっており、さらに、X軸方向に
ついては開放されている。According to the apparatus of the present embodiment configured as described above, the first
The facing space 78 formed by the magnetic pole portion 66 and the second magnetic pole portion 68 becomes a static magnetic field generation space.
8 can be arranged to shoot. In this case, only the first magnetic pole portion 66 and the second magnetic pole portion 68 face each other, but do not block the other two facing surfaces. In other words, the field of view of the subject 208 has a first magnetic pole portion 66 and a second magnetic pole portion in the Z-axis direction.
68, and slightly obstructs the field of view in the Y-axis direction due to the conductor of the probe coil 80, but is almost completely open, and is open in the X-axis direction. .
従って、空間78に被検体208を配置した場合であって
も、被検体208の見通しは大きく確保され、視覚的な圧
迫感はない。また、同じ理由で、前記空間78に被検体20
8を第6図のような横臥位のみならず、立位状態で置く
ことができるので、撮影部位の自由度が増す。従って、
通常、人が活動している状態、つまり、脊椎や脊髄にス
トレスを加えている状態である立位での腰部等の撮影を
行うことができ、臨床的な利点がある。なお、横臥位状
態にある被検体208は、図示しない寝台の天板上に身体
を伸ばして仰向け又は俯せ状態にある。一方立位状態の
場合、被検体208は、図示しない寝台の天板上で上体を
起こす態勢をとるか、又は図示しない寝台を除外して起
立した態勢をとるものとする。Therefore, even when the subject 208 is arranged in the space 78, the visibility of the subject 208 is largely secured, and there is no visual oppression. Further, for the same reason, the subject 20 is placed in the space 78.
8 can be placed not only in the lying position as shown in FIG. 6 but also in a standing position, so that the degree of freedom of the imaging region is increased. Therefore,
Normally, it is possible to take an image of the lumbar region or the like in a standing state in which a person is in an active state, that is, a state in which stress is applied to the spine or spinal cord, which has clinical advantages. Note that the subject 208 in the recumbent state is in a state of lying on his back or lying down with his / her body extended on a couchtop (not shown). On the other hand, in the standing state, the subject 208 assumes a state of raising the upper body on the top of the bed (not shown) or a state of standing up excluding the bed (not shown).
第7図及び第8図は第6図の実施例のレイアウト例を
示すもので、第7図はリクライニングチェア86を使用し
て被検体208の横臥位上体と立位上体とを任意に設定し
撮影できるようにした装置の具体例を示す斜視図であ
る。第7図に示すように、前記空間78に好ましくはすべ
ての部材が非磁性体で作られたリクライニングチェア86
を配置し、被検体208をこのチェア86に配置する。チェ
ア86のリクライニングを調整することにより、横臥位状
態,傾位状態,立位状態のいずれも任意に設定すること
ができる。また、このチェア86に表面コイル82を固定的
に配置することもできる。7 and 8 show examples of the layout of the embodiment of FIG. 6, and FIG. 7 shows that the reclining chair 86 can be used to arbitrarily change the lying body and the standing body of the subject 208. FIG. 2 is a perspective view showing a specific example of an apparatus that can set and shoot an image. As shown in FIG. 7, a reclining chair 86 in which all the members are preferably made of a non-magnetic material is provided in the space 78.
And the subject 208 is placed on the chair 86. By adjusting the reclining of the chair 86, any of the lying state, the inclined state, and the standing state can be arbitrarily set. Further, the surface coil 82 can be fixedly arranged on the chair 86.
なお、第7図に示す実施例装置は、垂直方向(Y軸方
向)の下部に超電導磁石装置40を置き、撮影に利用でき
る空間78を垂直方向(Y軸方向)の上部に置いた配置構
成としている。これを具体的に例えば次のようにレイア
ウトすることができる。すなわち、磁極部66,68及び空
間78を図示しない撮影室内に配置し、超電導磁石装置40
を図示しない撮影室の床下内に配置する。このレイアウ
トにより、撮影室の床面積を少なくして装置が設置可能
となる。In the embodiment shown in FIG. 7, the superconducting magnet device 40 is placed at the lower part in the vertical direction (Y-axis direction), and the space 78 available for photographing is placed at the upper part in the vertical direction (Y-axis direction). And This can be laid out specifically as follows, for example. That is, the magnetic pole portions 66, 68 and the space 78 are arranged in an imaging room (not shown), and the superconducting magnet device 40
Is placed under the floor of a shooting room (not shown). With this layout, the apparatus can be installed with a reduced floor area of the imaging room.
また、大型且つ重電機器である超電導磁石装置40を被
検体208の目に触れない所に設置していることにより、
被検体208が感じるだろう圧迫感が少なくなる。In addition, by installing the superconducting magnet device 40 which is a large and heavy electric equipment in a place where the subject 208 does not see,
The feeling of pressure felt by the subject 208 is reduced.
第8図は第7図と異なるレイアウト例を示す斜視図で
ある。すなわち、第8図に示す実施例装置は、水平方向
(X軸方向)の奥行方向に超電導磁石装置40を置き、撮
影に利用できる空間78を水平方向(X軸方向)の手前部
に置いた配置構成としている。これを具体的に例えば次
のようにレイアウトすることができる。すなわち、磁極
部66,68及び空間78を図示しない撮影室内に配置し、超
電導磁石装置40を図示しない撮影室の隣の部屋に配置す
る。このレイアウトにより、撮影室についてはその床面
積を少なくして装置が設置可能となる。また、前述と同
様に大型且つ重電機器である超電導磁石装置40が被検体
208の目に触れない所に設置していることにより、被検
体208が感じるだろう圧迫感が少なくなる。FIG. 8 is a perspective view showing a layout example different from FIG. That is, in the apparatus of the embodiment shown in FIG. 8, the superconducting magnet device 40 is placed in the depth direction in the horizontal direction (X-axis direction), and the space 78 available for photographing is placed in the front part in the horizontal direction (X-axis direction). It has an arrangement configuration. This can be laid out specifically as follows, for example. That is, the magnetic pole portions 66 and 68 and the space 78 are arranged in an imaging room (not shown), and the superconducting magnet device 40 is arranged in a room next to the imaging room (not shown). With this layout, the apparatus can be installed with a reduced floor area in the photographing room. As described above, the superconducting magnet device 40, which is a large and heavy electric device,
The placement of the object 208 in a place where it cannot be seen reduces the feeling of oppression that the subject 208 may feel.
なお、前述の例では、冷凍機付きの三重容器構造体で
ある超電導磁石装置40を使用しているが、冷凍機を用い
ずに真空容器に直接に超電導コイル及び液体ヘリウムを
収納した形式である超電導磁石でもよく、各種各様の超
電導磁石を使用することができる。In the above-described example, the superconducting magnet device 40, which is a triple container structure with a refrigerator, is used, but the superconducting coil and the liquid helium are stored directly in a vacuum container without using a refrigerator. A superconducting magnet may be used, and various kinds of superconducting magnets can be used.
また、いうまでもなく常電導磁石であってもよい。さ
らに、図示の例は高磁場電磁石を示しているが、静磁場
強度の低い小型電磁石であっても良い。Needless to say, a normal conducting magnet may be used. Further, although the illustrated example shows a high magnetic field electromagnet, a small electromagnet having a low static magnetic field strength may be used.
一方、傾斜磁場コイルやプローブコイルの形式や配置
等についても何等特定するものではない。もちろん、寝
台やチェアについても同様である。On the other hand, the type and arrangement of the gradient coil and the probe coil are not specified at all. Of course, the same applies to a bed and a chair.
次に第9図を参照して本発明の第4の実施例を説明す
る。Next, a fourth embodiment of the present invention will be described with reference to FIG.
本実施例装置では、電磁石方式静磁場発生装置として
2つの超電導磁石装置90を用いる。これら超電導磁石装
置90は、第10図に一部破断した一例を示すように、第6
図と類似の構成で比較的短い軸長を有し且つこの軸方向
両端部が閉塞された真空容器92とこの真空容器92内に配
置されたシールド容器94とから成る密閉二重円筒体構造
を有し、さらにこのシールド容器94内に配置されたヘリ
ウム容器96とからなる三重容器構造体を有している。そ
して、真空容器92とシールド容器94との間には、熱的絶
縁材98が収容され、また熱的シールド容器94とヘリウム
容器96との間にも、別種の熱的絶縁材100が収容され、
ヘリウム容器96内には、例えば超電導導体をソレノイド
形式で巻回した超電導コイル102及び液体ヘリウム104が
収納されている。ここに、熱的シールド容器94は、外付
けされた冷凍機106により冷却されている。また、第11
図は超電導磁石装置の他の構造を示すもので、この超電
導磁石装置90′は第10図に比べて全体が軸方向両端部が
閉塞された密閉二重円筒体を有している点が異なってい
る。なお、第10図と同一部分又は相当部分は同一番号
に′を付けて示している。In this embodiment, two superconducting magnet devices 90 are used as an electromagnet type static magnetic field generating device. These superconducting magnet devices 90 are, as shown in FIG.
A closed double cylindrical body structure comprising a vacuum vessel 92 having a relatively short axial length and closed at both ends in the axial direction and a shield vessel 94 arranged in the vacuum vessel 92 with a configuration similar to that shown in FIG. And a helium container 96 disposed in the shield container 94. A thermal insulating material 98 is accommodated between the vacuum container 92 and the shield container 94, and another kind of thermal insulating material 100 is also accommodated between the thermal shield container 94 and the helium container 96. ,
In the helium container 96, for example, a superconducting coil 102 in which a superconducting conductor is wound in a solenoid form and a liquid helium 104 are accommodated. Here, the thermal shield container 94 is cooled by an external refrigerator 106. Also, the eleventh
The figure shows another structure of the superconducting magnet device, and the superconducting magnet device 90 'is different from FIG. 10 in that the whole has a closed double cylindrical body whose both ends in the axial direction are closed. ing. Note that the same or corresponding parts as those in FIG.
また、第9図において2つの超電導磁石装置90は略U
字形状の磁気回路をなす鉄心110に組込まれている。す
なわち、鉄心110は、高磁性鉄板等を積層してなるもの
であり、ヨーク部112と、このヨーク部112の一端部に略
直角に磁気的に結合された第1の磁脚鉄心114と、この
ヨーク112の他端部に略直角に磁気的に結合された第2
の磁脚鉄心116とから構成されている。そして、第1の
磁脚鉄心114に一方の超電導磁石装置90が設けられ、第
2の磁脚鉄心116に他方の超電導磁石装置90が設けられ
ている。ここで、2つの超電導磁石装置90それぞれにお
ける磁力線放出方向に直交する面が互いに対向するよう
に、超電導磁石装置90はそれぞれ磁脚鉄心114,116に固
定してある。なお、2つの超電導磁石装置90の電気的な
結線は、並列であっても直列であってもよいが、磁場の
安定性等を確保するためには、直列接続することが望ま
しい。In FIG. 9, two superconducting magnet devices 90 are substantially U-shaped.
It is incorporated in an iron core 110 forming a letter-shaped magnetic circuit. That is, the iron core 110 is formed by laminating a high magnetic iron plate or the like, and includes a yoke part 112, a first magnetic leg iron core 114 magnetically coupled to one end of the yoke part 112 at a substantially right angle, A second magnetically coupled substantially perpendicularly to the other end of the yoke 112
And a magnetic core 116. One superconducting magnet device 90 is provided on the first magnetic leg iron core 114, and the other superconducting magnet device 90 is provided on the second magnetic leg iron core 116. Here, superconducting magnet devices 90 are fixed to magnetic leg iron cores 114 and 116, respectively, such that surfaces orthogonal to the direction of magnetic field lines of the two superconducting magnet devices 90 face each other. The two superconducting magnet devices 90 may be electrically connected in parallel or in series, but are desirably connected in series to ensure the stability of the magnetic field.
そして、第1の磁脚鉄心114に結合されていない超電
導磁石装置90の端面と、第2の磁脚鉄心116に結合され
ていない超電導磁石装置90の端面とは対向している。ま
た、一方の超電導磁石装置90の端面には、磁力線調整等
のための第1のポールピース118及び傾斜磁場コイル122
が配設され、また、他方の超電導磁石装置90の端面に
は、やはり磁力線調整等のための第2のポールピース12
0及び傾斜磁場コイル124が配設されている。2つの超電
導磁石装置90の対向面間には磁気ギャップ126が形成さ
れている。ここで、超電導磁石装置90の一方の端面部は
例えばN極となり、超電導磁石装置90の他方の端面部は
例えばS極となっている。The end face of superconducting magnet device 90 not connected to first magnetic leg iron core 114 faces the end surface of superconducting magnet device 90 not connected to second magnetic leg iron core 116. In addition, the first pole piece 118 and the gradient coil 122 for adjusting the lines of magnetic force are provided on the end face of one superconducting magnet device 90.
The second pole piece 12 for adjusting the line of magnetic force and the like is also provided on the end face of the other superconducting magnet device 90.
0 and a gradient magnetic field coil 124 are provided. A magnetic gap 126 is formed between the facing surfaces of the two superconducting magnet devices 90. Here, one end face of the superconducting magnet device 90 is, for example, an N pole, and the other end face of the superconducting magnet device 90 is, for example, an S pole.
以上の構成により、ヨーク部112,第1の磁脚鉄心114,
第2の磁脚鉄心116,超電導磁石装置90,磁気ギャップ126
等により略U字形状の環状磁気回路をなす鉄心110を構
成している。そして磁気ギャップである空間126に、図
示しない寝台の天板を介して被検体208を仰向けに配置
し、また、例えば鞍型プローブコイル128を配置するも
のとなる。なお、鞍型プローブコイル128に限らず、表
面コイルやソレイノイドコイルを使用することができ
る。With the above configuration, the yoke portion 112, the first magnetic leg iron core 114,
Second magnetic leg iron core 116, superconducting magnet device 90, magnetic gap 126
Thus, an iron core 110 forming a substantially U-shaped annular magnetic circuit is formed. The subject 208 is placed on the back of the patient in a space 126 that is a magnetic gap via a couchtop (not shown). For example, a saddle-type probe coil 128 is placed. In addition, a surface coil or a solenoid coil can be used instead of the saddle type probe coil 128.
この場合、磁気ギャップ126は、静磁場発生空間とな
り、このギャップ126に被検体208を配置して撮影するこ
とができる。この場合、被検体208の視界は、Z軸方向
については2つの超電導磁石90の端面により塞がれ、ま
た、Y軸方向についてはプローブコイル128の導体によ
り僅かに視界の邪魔にはなるが、ほとんど開放されたも
のとなっており、さらに、X軸方向については開放され
ている。In this case, the magnetic gap 126 becomes a space for generating a static magnetic field, and the subject 208 can be arranged in this gap 126 for imaging. In this case, the field of view of the subject 208 is closed by the end surfaces of the two superconducting magnets 90 in the Z-axis direction, and slightly obstructs the field of view by the conductor of the probe coil 128 in the Y-axis direction. It is almost open and further open in the X-axis direction.
従って、ギャップ126に被検体208を配置した場合であ
っても、被検体208の見通しは大きく確保され、視覚的
な圧迫感はない。Therefore, even when the subject 208 is arranged in the gap 126, the visibility of the subject 208 is largely secured, and there is no visual oppression.
また、同じ理由で、前記ギャップ126に被検体208を第
9図のような横臥位のみならず、立位状態で置くことが
できるので、撮影部位の自由度が増す。従って、通常、
人が活動している状態、つまり脊椎や脊髄にストレスを
加えている状態である立位での腰部等の撮影を行うこと
ができ、臨床的な利点がある。なお、横臥位状態にある
被検体208は、図示しない寝台の天板上に身体を伸ばし
て仰向け又は俯せ状態にある。一方、立位状態の場合、
被検体208は、図示しない寝台の天板上で上体を起こす
態勢をとるか、又は図示しない寝台を除外して起立した
態勢をとるものとする。For the same reason, the subject 208 can be placed in the gap 126 not only in the lying position as shown in FIG. Therefore, usually
It is possible to take an image of the lumbar region or the like in a standing state in which a person is in an active state, that is, a state in which stress is applied to the spine or spinal cord, which has clinical advantages. Note that the subject 208 in the recumbent state is in a state of lying on his back or lying down with his / her body extended on a couchtop (not shown). On the other hand, when standing
It is assumed that the subject 208 is in a posture of raising the upper body on a top plate of a bed (not shown) or in a standing position excluding the bed (not shown).
第12図は第9図の実施例のレイアウト例を示すもの
で、リクライニングチェア134を使用して被検体208の横
臥位上体と立位上体とを任意に設定して撮影できるよう
にした装置の具体例を示す斜視図である。第12図に示す
ように、前記ギャップ126に好ましくはすべての部材が
非磁性体で作られたリクライニングチェア134を配置
し、被検体208とこのチェア134に乗せる。チェア134の
リクライニングを調整することにより、横臥位状態,傾
位状態,立位状態のいずれも任意に設定することができ
る。また、このチェア134に表面コイル130を固定的に設
置することもできる。FIG. 12 shows an example of the layout of the embodiment of FIG. 9, in which the reclining chair 134 can be used to arbitrarily set the recumbent upper body and the upright upper body of the subject 208 for imaging. It is a perspective view which shows the specific example of an apparatus. As shown in FIG. 12, a reclining chair 134 preferably made of a non-magnetic material is disposed in the gap 126, and the subject 208 and the chair 134 are put on the reclining chair 134. By adjusting the reclining of the chair 134, any of the lying state, the inclined state, and the standing state can be arbitrarily set. Further, the surface coil 130 can be fixedly installed on the chair 134.
第13図は本発明の第5の実施例を示すもので、第9図
の実施例における他方の超電導磁石装置90を除去した例
を示すものであり、低磁場装置に好適である。この場
合、超電導磁石装置90に代えて鉄心部を充当した磁極鉄
心116′を有する鉄心110′を採用することとする。FIG. 13 shows a fifth embodiment of the present invention, in which the other superconducting magnet device 90 in the embodiment of FIG. 9 is removed, and is suitable for a low magnetic field device. In this case, instead of the superconducting magnet device 90, an iron core 110 'having a magnetic pole iron core 116' filled with an iron core is adopted.
第14図は本発明の第6の実施例を示すもので、第9図
の実施例における2つの超電導磁石装置90を、2つの磁
極鉄心114,116から除去した上で、ヨーク部112に挿通
し、超電導磁石装置90に代えて鉄心部に充当した磁極鉄
心114′,116′を有する鉄心110″を採用した例を示すも
のである。これら第5及び第6の実施例によっても前記
実施例と同様な効果を得ることができる。FIG. 14 shows a sixth embodiment of the present invention, in which the two superconducting magnet devices 90 in the embodiment of FIG. 9 are removed from the two magnetic pole cores 114 and 116, and then inserted through the yoke portion 112. This is an example in which an iron core 110 "having magnetic pole iron cores 114 'and 116' applied to the iron core portion is employed in place of the superconducting magnet device 90. These fifth and sixth embodiments are also similar to the above embodiments. Effects can be obtained.
なお、前述の例では、冷凍機付きの三重容器構造体で
ある超電導磁石装置90を使用しているが、冷凍機を用い
ずに真空容器に直接に超電導コイル及び液体ヘリウムを
収納した形式である超電導磁石でもよく、各種各様の超
電導磁石を使用することができる。In the above-described example, the superconducting magnet device 90, which is a triple container structure with a refrigerator, is used. However, the superconducting coil and the liquid helium are stored directly in a vacuum container without using a refrigerator. A superconducting magnet may be used, and various kinds of superconducting magnets can be used.
[発明の効果] 以上述べたように本発明によれば、磁気共鳴信号を検
出するコイルとしてソレノイド形コイルを使用できるの
で画質向上を図ることができる。また一対の磁石の対向
空間に被検体を配置できるので被検体に圧迫感を与え
ず、さらに被検体を立位状態に配置することができるの
で撮影部位の自由度を増すことができる。さらにまた漏
洩磁場を低減することができる。[Effects of the Invention] As described above, according to the present invention, since a solenoid type coil can be used as a coil for detecting a magnetic resonance signal, image quality can be improved. Further, since the subject can be arranged in the space opposed to the pair of magnets, the subject is not pressed, and the subject can be arranged in the upright position, so that the degree of freedom of the imaging region can be increased. Furthermore, the leakage magnetic field can be reduced.
第1図は本発明の磁気共鳴イメージング装置の第1の実
施例を示す概略構成図、第2図は第1図に示す装置のII
−II断面図、第3図は本実施例における磁力線の説明
図、第4図(a),(b),(c)は静磁場とプローブ
コイルの作る磁場との関係を示す説明図、第5図は本発
明の第2の実施例を示す概略構成図、第6図は本発明の
第3の実施例を示す概略構成図、第7図及び第8図は第
6図の実施例のレイアウト例を示す斜視図、第9図は本
発明の第4の実施例を示す概略構成図、第10図及び第11
図は第9図の実施例に用いられる超電導磁石装置を示す
斜視図、第12図は第9図の実施例のレイアウト例を示す
概略構成図、第13図は本発明の第5の実施例を示す概略
構成図、第14図は本発明の第6の実施例を示す概略構成
図、第15図は従来装置を示す斜視図である。 12,14,40,90,90′……超電導磁石装置、 16……連結部、16a……連結板、 16b……挿通口、 18,72,76,122,124……傾斜磁場コイル、 30……ソレノイド形コイル、 32……連結管、 42,92,92′……真空容器、 44,94,94′……シールド容器、 46,96,96′……ヘリウム容器、 62,64,114,116……磁脚鉄心、 70,74,118,120……ポールピース、 86,134……リクライニングチェア、 Z……静磁場方向、X……天板移動方向。FIG. 1 is a schematic structural view showing a first embodiment of a magnetic resonance imaging apparatus according to the present invention, and FIG. 2 is an II of the apparatus shown in FIG.
FIG. 3 is an explanatory view of magnetic field lines in this embodiment, and FIGS. 4 (a), (b) and (c) are explanatory views showing a relationship between a static magnetic field and a magnetic field generated by a probe coil. 5 is a schematic configuration diagram showing a second embodiment of the present invention, FIG. 6 is a schematic configuration diagram showing a third embodiment of the present invention, and FIGS. 7 and 8 are diagrams of the embodiment of FIG. FIG. 9 is a perspective view showing a layout example, FIG. 9 is a schematic configuration diagram showing a fourth embodiment of the present invention, and FIGS.
FIG. 12 is a perspective view showing a superconducting magnet device used in the embodiment of FIG. 9, FIG. 12 is a schematic configuration diagram showing a layout example of the embodiment of FIG. 9, and FIG. 13 is a fifth embodiment of the present invention. FIG. 14 is a schematic configuration diagram showing a sixth embodiment of the present invention, and FIG. 15 is a perspective view showing a conventional device. 12,14,40,90,90 '... superconducting magnet device, 16 ... connection part, 16a ... connection plate, 16b ... insertion hole, 18,72,76,122,124 ... gradient magnetic field coil, 30 ... solenoid type Coil, 32… Connecting pipe, 42,92,92 ′… Vacuum vessel, 44,94,94 ′… Shield vessel, 46,96,96 ′… Helium vessel, 62,64,114,116… Magnetic leg core, 70,74,118,120 ... pole piece, 86,134 ... reclining chair, Z ... static magnetic field direction, X ... top moving direction.
フロントページの続き (56)参考文献 特開 昭63−181752(JP,A) 特開 昭60−2243(JP,A) 特開 平1−128411(JP,A) 特開 昭63−177844(JP,A) 特開 平4−132537(JP,A) 特開 平4−132538(JP,A) 特開 平1−305937(JP,A) (58)調査した分野(Int.Cl.7,DB名) A61B 5/055 Continuation of the front page (56) References JP-A-63-181752 (JP, A) JP-A-60-2243 (JP, A) JP-A-1-128411 (JP, A) JP-A-63-177844 (JP) JP-A-4-132537 (JP, A) JP-A-4-132538 (JP, A) JP-A-1-305937 (JP, A) (58) Fields investigated (Int. Cl. 7 , DB Name) A61B 5/055
Claims (3)
しめこの現象に伴って誘起する磁気共鳴信号を収集して
診断情報を得る磁気共鳴イメージング装置において、水
平方向に所定間隔をもって対向配置され、その対向方向
に静磁場を形成する一対の主磁石と、 前記静磁場の方向と前記被検体の体軸方向とが異なる方
向となるように前記被検体を前記所定間隔内に挿入する
挿入口を備えるとともに前記所定間隔の領域の周りに配
置され、前記一対の主磁石の双方を連結する連結手段
と、 から構成されてなることを特徴とする磁器共鳴イメージ
ング装置。1. A magnetic resonance imaging apparatus which generates a magnetic resonance phenomenon at a specific portion of a subject and collects a magnetic resonance signal induced by the phenomenon to obtain diagnostic information. A pair of main magnets forming a static magnetic field in the opposite direction, and an insertion port for inserting the subject within the predetermined interval such that the direction of the static magnetic field and the body axis direction of the subject are different. And a connecting means arranged around the region at the predetermined interval and connecting both of the pair of main magnets.
するための冷媒を通流させることを特徴とする請求項第
1項記載の磁器共鳴イメージング装置。2. The porcelain resonance imaging apparatus according to claim 1, wherein said connecting means allows a coolant for cooling said pair of main magnets to flow.
気的に接続することを特徴とする請求項1記載の磁器共
鳴イメージング装置。3. The porcelain resonance imaging apparatus according to claim 1, wherein said connecting means electrically connects a coil of said main magnet.
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