JPH08280648A - Magnetic resonance imaging apparatus - Google Patents
Magnetic resonance imaging apparatusInfo
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- JPH08280648A JPH08280648A JP7085557A JP8555795A JPH08280648A JP H08280648 A JPH08280648 A JP H08280648A JP 7085557 A JP7085557 A JP 7085557A JP 8555795 A JP8555795 A JP 8555795A JP H08280648 A JPH08280648 A JP H08280648A
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Abstract
Description
【0001】[0001]
【産業上の利用分野】本発明は、頭部などの局部的な部
位に好適な小形の傾斜磁場コイルを備えた磁気共鳴イメ
ージング(MRI)装置に関する。BACKGROUND OF THE INVENTION 1. Field of the Invention The present invention relates to a magnetic resonance imaging (MRI) apparatus equipped with a small gradient magnetic field coil suitable for a local region such as the head.
【0002】[0002]
【従来の技術】MRI装置では、一般に、任意の撮像断
面を決めたり、被検体からのMR信号に位置情報を印加
する目的で、主静磁場に線形の傾斜を持たせる。この線
形の傾斜磁場を発生させるコイルが傾斜磁場コイルであ
り、主静磁場発生用の磁石(例えば超電導磁石)のボア
内に設置されている。2. Description of the Related Art Generally, in an MRI apparatus, a main static magnetic field has a linear gradient for the purpose of determining an arbitrary imaging cross section and applying position information to MR signals from a subject. A coil that generates this linear gradient magnetic field is a gradient magnetic field coil, and is installed in the bore of a magnet (for example, a superconducting magnet) for generating a main static magnetic field.
【0003】この傾斜磁場コイルは通常、全身用のコイ
ルとして予め設置されているが、装置によっては、この
全身用傾斜磁場コイルが形成するボア内にさらに専用コ
イルとして頭部用傾斜磁場コイルを挿入する構造のもの
がある。この専用コイルを使うときは、全身用傾斜磁場
コイルは非駆動状態に置かれる。この頭部用傾斜磁場コ
イルはその全体が被検体の頭部のみをすっぽり覆う略円
筒状に形成され、主静磁場の中心部の局所的な空間に傾
斜磁場を形成するようになっている。This gradient magnetic field coil is usually installed in advance as a coil for the whole body, but depending on the device, a head gradient magnetic field coil is inserted as a dedicated coil in the bore formed by this whole body gradient magnetic field coil. There is a structure that does. When using this dedicated coil, the whole body gradient coil is placed in a non-driven state. The head gradient magnetic field coil is formed in a substantially cylindrical shape so as to entirely cover only the head of the subject, and the gradient magnetic field is formed in a local space at the center of the main static magnetic field.
【0004】[0004]
【発明が解決しようとする課題】しかしながら、上述し
た頭部用傾斜磁場コイルは頭部(顔)に沿ってこれを覆
うもので、x,y,z方向の3チャンネルの傾斜磁場を
形成しようとすると、x,y,zコイルの各々において
平板導線を磁石の軸方向(z方向)に順次並べて多数回
巻きせざるを得ないので、筒状の頭部用傾斜磁場コイル
全体の軸方向長さが長くなる。このように軸方向に大形
化すると、コイルに頭部を挿入した場合、コイル端部に
被検体の肩が当ってコイル内の磁場中心に、頭部のウィ
ルス環(Willis Circle )などの撮影領域を位置合せす
ることができなくなり、適切な撮影ができないという問
題がある。However, the above-mentioned head gradient magnetic field coil covers the head (face) along the head, and it is intended to form three-channel gradient magnetic fields in the x, y, and z directions. Then, in each of the x, y, and z coils, the plate conductors must be sequentially arranged in the axial direction (z direction) of the magnet and wound many times, so that the axial length of the entire cylindrical head gradient magnetic field coil is increased. Becomes longer. When the head is inserted into the coil when the size is increased in the axial direction in this way, the shoulder of the subject hits the end of the coil, and the virus ring (Willis Circle) of the head is photographed at the center of the magnetic field inside the coil. There is a problem that it is not possible to align the areas, and proper photography cannot be performed.
【0005】この頭部用傾斜磁場コイルの軸方向長さを
短かくしようとすると、従来の場合、巻装するx,y,
zコイル(チャンネル)の何れかを減らして、3チャン
ネルの傾斜磁場の形成を諦めざるを得ないが、そのよう
にすると、MRアンギオグラフィなどの撮影において重
要なエコー時間の短縮に限界がある。If the axial length of the gradient magnetic field coil for the head is to be shortened, x, y,
Although it is unavoidable to reduce the number of z-coils (channels) and to give up the formation of the gradient magnetic field of three channels, if this is done, there is a limit to the shortening of the echo time that is important in imaging such as MR angiography.
【0006】x,y,zコイルの各々の平板導線を磁石
の径方向に積層して巻くことも想定されるが、今度は頭
部用傾斜磁場コイルの径方向のサイズが物理的限界を超
えてしまうこともあり、また実際問題として、例えば厚
さ2mm,幅5mm程度の平板導線を10〜15ターンも重
ねて巻くことは困難であり、どうしても上述したように
磁石の軸方向に並べて(一重)巻く必要があった。It is also conceivable that the flat conductor wires of the x, y, and z coils are laminated and wound in the radial direction of the magnet, but this time, the radial size of the head gradient coil exceeds the physical limit. As a practical matter, it is difficult to wind 10 to 15 turns of flat conductor wire having a thickness of 2 mm and a width of 5 mm, for example. I needed to wind it.
【0007】本発明はこのような従来の状況に鑑みてな
されたもので、軸方向及び径方向のサイズの大形化を抑
制しながら3チャンネルの傾斜磁場を形成できる頭部用
など小形の傾斜磁場コイルを備えた磁気共鳴イメージン
グ装置を提供することを、その目的とする。The present invention has been made in view of such a conventional situation, and is a small-sized tilt for a head or the like capable of forming a 3-channel gradient magnetic field while suppressing an increase in the size in the axial direction and the radial direction. It is an object of the present invention to provide a magnetic resonance imaging apparatus including a magnetic field coil.
【0008】また、本発明は、上述した目的を達成でき
る頭部用傾斜磁場コイルを有し且つこのコイルへの位置
合せを簡単に行うことができる磁気共鳴イメージング装
置を提供することを、別の目的とする。Another object of the present invention is to provide a magnetic resonance imaging apparatus having a head gradient magnetic field coil which can achieve the above-mentioned object and which can be easily aligned with the coil. To aim.
【0009】[0009]
【課題を解決するための手段】上記目的の1つを達成す
るため、磁石で発生させる静磁場内に置かれ且つ被検体
の局所的部位のみを挿入する小形の傾斜磁場コイルを備
えた磁気共鳴イメージング装置において、前記コイルに
xコイル,yコイル及びzコイルの3チャンネルの傾斜
磁場発生用コイルを備え、少なくとも前記xコイル及び
yコイルを平板導線を多重巻きして形成するとともに、
その少なくともxコイル及びyコイルの前記静磁場の磁
界方向における両端部を、前記平板導線の横断面の長手
方向が前記磁界方向に直交する向きに配置した。In order to achieve one of the above-mentioned objects, magnetic resonance provided with a small gradient coil placed in a static magnetic field generated by a magnet and inserting only a local region of a subject. In the imaging apparatus, the coil is provided with a three-channel gradient magnetic field generating coil of an x coil, ay coil and az coil, and at least the x coil and the y coil are formed by multiple winding of a flat conductor wire,
Both ends of at least the x-coil and the y-coil in the magnetic field direction of the static magnetic field are arranged such that the longitudinal direction of the cross section of the flat plate conductor is orthogonal to the magnetic field direction.
【0010】また、もう一方の別の目的を達成するた
め、静磁場を発生させる磁石と、前記静磁場内に置かれ
且つ被検体の局所的部位のみを挿入する略円筒状で小形
の傾斜磁場コイルと、この傾斜磁場コイルの円筒状空間
に置かれる高周波コイルとを有するガントリと、前記被
検体を載せる天板と、この天板を上下動可能に支持する
寝台本体とを有する寝台とを備えた磁気共鳴イメージン
グ装置において、前記天板を、前記寝台本体に対して前
記静磁場の磁界方向にスライド可能な下側天板と、この
下側天板に対して前記磁界方向にスライド可能な上側天
板との2重天板構造で形成し、前記上側天板の前記ガン
トリ側の端部上に前記局所的部位を載せるレスト体およ
び前記局所的部位の診断位置と傾斜磁場中心との位置合
せ用の位置決め体を設置するとともに、前記上側及び下
側天板の上下動及びスライドを制御する制御手段を設け
た。In order to achieve another object, a magnet for generating a static magnetic field and a substantially cylindrical and small gradient magnetic field which is placed in the static magnetic field and into which only a local region of the subject is inserted. A gantry having a coil, a high-frequency coil placed in the cylindrical space of the gradient magnetic field coil, a tabletop on which the subject is placed, and a bed having a bed body that supports the tabletop so as to be vertically movable. In the magnetic resonance imaging apparatus, the tabletop is a lower tabletop slidable in the magnetic field direction of the static magnetic field with respect to the bed body, and an upper table slidable in the magnetic field direction with respect to the lower tabletop. A rest body which is formed in a double top plate structure with a top plate and places the local portion on the end of the upper top plate on the gantry side, and alignment between the diagnostic position of the local portion and the gradient magnetic field center. Positioning body for As well as location, provided a control means for controlling the vertical movement and sliding of the upper and lower top plate.
【0011】例えば、前記傾斜磁場コイルにxコイル,
yコイル及びzコイルの3チャンネルの傾斜磁場発生用
コイルを備え、少なくとも前記xコイル及びyコイルを
平板導線を多重巻きして形成するとともに、その少なく
ともxコイル及びyコイルの前記静磁場の磁界方向にお
ける両端部を、前記平板導線の横断面の長手方向が前記
磁界方向に直交する向きに配置した。For example, the gradient coil has an x coil,
A three-channel gradient magnetic field generating coil of a y-coil and a z-coil is provided, and at least the x-coil and the y-coil are formed by multiple winding of a flat wire, and the magnetic field direction of the static magnetic field of at least the x-coil and the y-coil. The both ends of the flat wire are arranged such that the longitudinal direction of the cross section of the flat plate conductor is orthogonal to the magnetic field direction.
【0012】[0012]
【作用】本発明の一態様によれば、被検体の局所的部位
のみを挿入する小形の傾斜磁場コイルにxコイル,yコ
イル及びzコイルの3チャンネルの傾斜磁場発生用コイ
ルが備えられる。少なくともxコイル及びyコイルは平
板導線を多重巻きして形成するとともに、その少なくと
もxコイル及びyコイルの静磁場の磁界方向における両
端部が、平板導線の横断面の長手方向が磁界方向に直交
する向きに配置される。According to one aspect of the present invention, a small-sized gradient magnetic field coil for inserting only a local portion of a subject is provided with three-channel gradient magnetic field generating coils of an x coil, ay coil and az coil. At least the x-coil and the y-coil are formed by multiple winding of a flat conductor wire, and at least both ends of the x-coil and the y-coil in the magnetic field direction of the static magnetic field have the longitudinal direction of the cross section of the flat conductor wire orthogonal to the magnetic field direction. It is arranged in the direction.
【0013】また別の態様によれば、天板は、寝台本体
に対して静磁場の磁界方向にスライド可能な下側天板
と、この下側天板に対して磁界方向にスライド可能な上
側天板との2重天板構造で形成される。上側天板のガン
トリ側の端部上に頭などの局所的部位を載せるレスト体
および局所的部位の診断位置と傾斜磁場中心との位置合
せ用の位置決め体が設置される。上側及び下側天板の上
下動及びスライドを制御する制御手段がさらに設けられ
る。このとき傾斜磁場コイルにxコイル,yコイル及び
zコイルの3チャンネルの傾斜磁場発生用コイルが備え
られ、少なくともxコイル及びyコイルが平板導線を多
重巻きして形成されるとともに、その少なくともxコイ
ル及びyコイルの静磁場の磁界方向における両端部が、
平板導線の横断面の長手方向が磁界方向に直交する向き
に配置される。According to another aspect, the top plate is a lower top plate slidable in the magnetic field direction of the static magnetic field with respect to the main body of the bed, and an upper side slidable in the magnetic field direction with respect to the lower top plate. It is formed with a double top plate structure with the top plate. A rest body for mounting a local site such as a head on the gantry side end of the upper table and a positioning body for aligning the diagnostic position of the local site with the center of the gradient magnetic field are installed. Control means for controlling the vertical movement and sliding of the upper and lower top plates are further provided. At this time, the gradient magnetic field coil is provided with three-channel gradient magnetic field generating coils of an x coil, ay coil and az coil, and at least the x coil and the y coil are formed by multiply winding a flat conductor wire, and at least the x coil. And both ends in the magnetic field direction of the static magnetic field of the y coil are
The flat conductor wire is arranged such that the longitudinal direction of the cross section thereof is orthogonal to the magnetic field direction.
【0014】[0014]
【実施例】以下、本発明の一実施例に係る磁気共鳴イメ
ージング装置を図1〜図5に基づき説明する。DETAILED DESCRIPTION OF THE PREFERRED EMBODIMENTS A magnetic resonance imaging apparatus according to an embodiment of the present invention will be described below with reference to FIGS.
【0015】この実施例に係る磁気共鳴イメージング装
置の概略構成を図1に示す。この磁気共鳴イメージング
装置は、ガントリG及び寝台Bのほか、静磁場発生用の
磁石部と、静磁場に線形の傾斜磁場を付加するための全
身用傾斜磁場部と、選択励起用及びMR信号受信用のR
F信号送受信部と、静磁場に線形の傾斜磁場を付加する
頭部用コイル部と、システムコントロール及び画像再構
成を担う制御・演算部とを備えている。A schematic configuration of a magnetic resonance imaging apparatus according to this embodiment is shown in FIG. This magnetic resonance imaging apparatus includes a gantry G and a bed B, a magnet part for generating a static magnetic field, a whole body gradient magnetic field part for adding a linear gradient magnetic field to the static magnetic field, and a selective excitation and MR signal reception. R for
An F signal transmission / reception unit, a head coil unit that adds a linear gradient magnetic field to the static magnetic field, and a control / calculation unit responsible for system control and image reconstruction.
【0016】磁石部は、ガントリG内に設けられた例え
ば超電導方式の磁石1と、この磁石1に電流を供給する
静磁場電源2とを備え、被検体Pが挿入される円筒状の
診断空間のZ軸方向に主静磁場H0 を発生させる。The magnet section includes a superconducting magnet 1 provided in the gantry G and a static magnetic field power supply 2 for supplying a current to the magnet 1, and a cylindrical diagnostic space into which the subject P is inserted. A main static magnetic field H0 is generated in the Z-axis direction.
【0017】全身用傾斜磁場部は、磁石1の診断用空間
内に設置されたX,Y,Z軸方向の3組の全身用傾斜磁
場コイル3と、この傾斜磁場コイル3に電流を供給する
傾斜磁場電源4と、この電源4を制御するシーケンサ5
内の傾斜磁場シーケンサ5aとを備える。このシーケン
サ5aはコンピュータを備え、装置全体のコントローラ
6(コンピュータを搭載)からFE法、高速SE法など
に係る収集シーケンスを指令する信号を受ける。これに
より、傾斜磁場シーケンサ5aは、指令されたシーケン
スに従ってX,Y,Z軸方向の各傾斜磁場の印加及びそ
の強度を制御し、それらの傾斜磁場が静磁場H0 に重畳
可能になっている。The whole body gradient magnetic field unit supplies three sets of whole body gradient magnetic field coils 3 in the X, Y, and Z-axis directions installed in the diagnostic space of the magnet 1, and a current to the gradient magnetic field coils 3. Gradient magnetic field power supply 4 and sequencer 5 for controlling this power supply 4
And a gradient magnetic field sequencer 5a therein. The sequencer 5a includes a computer, and receives a signal instructing a collection sequence related to the FE method, the high-speed SE method, or the like from a controller 6 (on which a computer is mounted) of the entire apparatus. As a result, the gradient magnetic field sequencer 5a controls the application and strength of each gradient magnetic field in the X, Y and Z axis directions according to the commanded sequence, and these gradient magnetic fields can be superimposed on the static magnetic field H0.
【0018】RF信号送受信部は、磁石1内の撮影空間
に配設される全身用の高周波コイル7と、このコイル7
に接続された送信機8T及び受信機8Rと、この送信機
8T及び受信機8Rの動作タイミングを制御するRFシ
ーケンサ5b(コンピュータを搭載)とを備える。この
送信機8T及び受信機8Rは、RFシーケンサ5bの制
御の下、核磁気共鳴(NMR)を励起させるためのラー
モア周波数のRF電流パルスなどを高周波コイル7に供
給する一方、高周波コイル7が受信したMR信号(高周
波信号)を受信し、各種の信号処理を施して、対応する
デジタル信号を形成するようになっている。The RF signal transmitting / receiving section is a high-frequency coil 7 for the whole body, which is arranged in the photographing space inside the magnet 1, and this coil 7.
A transmitter 8T and a receiver 8R connected to each other, and an RF sequencer 5b (with a computer) that controls operation timings of the transmitter 8T and the receiver 8R. Under the control of the RF sequencer 5b, the transmitter 8T and the receiver 8R supply an RF current pulse having a Larmor frequency for exciting nuclear magnetic resonance (NMR) to the high frequency coil 7, while the high frequency coil 7 receives the RF current pulse. The received MR signal (high frequency signal) is subjected to various kinds of signal processing to form a corresponding digital signal.
【0019】また、頭部用コイル部は、ボア(診断用空
間)に配置されるもので、同軸状に設けられた頭部用傾
斜磁場コイル11及びRFコイルとしてのQDヘッドコ
イル12を備えている。The head coil portion is arranged in the bore (diagnosis space) and is provided with a head gradient magnetic field coil 11 and a QD head coil 12 as an RF coil which are coaxially provided. There is.
【0020】頭部用傾斜磁場コイル11は、その全体が
図2,図3に示す如く円筒状に形成されており、3組の
x,y,zコイル11x…11x,11y…11y,1
1z,11zが互いに絶縁状態でボビンB(図5参照)
に巻装されている。x,y,zコイル11x〜11zの
各々の位置関係及び巻装置状態は図4及び図5に示す。The entire head gradient magnetic field coil 11 is formed in a cylindrical shape as shown in FIGS. 2 and 3, and includes three sets of x, y, z coils 11x ... 11x, 11y ... 11y, 1
Bobbin B with 1z and 11z insulated from each other (see FIG. 5)
Is wrapped around. The positional relationship and winding device state of each of the x, y, and z coils 11x to 11z are shown in FIGS.
【0021】この内、xコイル11x…11xの各々は
平板導線CPを複数回巻装させたサドル状に形成すると
ともに、X方向にて互いに対向させたコイル対11x,
11xをz方向に2対配置させた構造としている。この
とき、xコイル11x…11xの各々は、図5内の丸円
(a)(同図中のa′−a′断面及びa″−a″断面を
示す)に拡大して表す如く、平板導線CPの横断面の長
手方向WD が頭部用傾斜磁場コイル11全体の軸方向
(すなわち、Z軸方向)に対して直交し、常にコイル1
1全体の径方向Rを向くように多層に巻装されている。Among them, each of the x coils 11x ... 11x is formed in a saddle shape in which a flat plate conductor CP is wound a plurality of times, and is also opposed to each other in the X direction.
Two pairs of 11x are arranged in the z direction. At this time, each of the x coils 11x ... 11x is a flat plate as shown in an enlarged manner in a circular circle (a) in FIG. 5 (showing the a′-a ′ cross section and the a ″ -a ″ cross section in the figure). The longitudinal direction WD of the cross section of the conductive wire CP is orthogonal to the axial direction of the head gradient magnetic field coil 11 (that is, the Z-axis direction), and the coil 1 is always
1 is wound in multiple layers so as to face the entire radial direction R.
【0022】また、yコイル11y…11yの各々も平
板導線CPを複数回巻装させたサドル状に形成するとと
もに、互いに対向させたコイル対11y,11yをZ方
向に2対置いた構造としている。このyコイル11y…
11tの各々も、図5内の丸円(b)(同図中の小円
b′の断面及びb″−b″断面を示す)に拡大して表す
如く、平板導線CPの横断面の長手方向WD がZ軸方向
に直交して、常にコイル11全体の径方向Rを向くよう
に多層状に巻装されている。Each of the y coils 11y ... 11y is also formed in a saddle shape in which the flat plate conductor CP is wound a plurality of times, and two coil pairs 11y and 11y facing each other are arranged in the Z direction. This y coil 11y ...
Each of the 11t is also shown by enlarging a circular circle (b) in FIG. 5 (showing the cross section of the small circle b ′ and the b ″ -b ″ cross section in the same figure), as shown in FIG. The direction WD is orthogonal to the Z-axis direction and is wound in multiple layers so that the coil 11 is always oriented in the radial direction R.
【0023】平板導線CPとしては、従来と同様に厚さ
2〜3mm程度(横断面の短手方向の長さ)、幅5mm程度
(横断面の上記長手方向の長さ)のものが電流容量など
を考慮して例えば15ターン程度巻装されてxコイル1
1x及びyコイル11yに仕上げられている。As in the conventional case, the flat conductor CP having a thickness of about 2 to 3 mm (the length in the lateral direction of the cross section) and a width of about 5 mm (the length in the longitudinal direction of the cross section) has a current capacity. In consideration of the above, for example, the x coil 1 is wound for about 15 turns.
The 1x and y coils 11y are finished.
【0024】一方、zコイル11z,11zの各々は平
板導線CPをやはり複数回巻装させたループ状に形成す
るとともに、Z方向に互いに対向配置してある。このz
コイル11z,11zの各々は図5内の説明楕円図
(c)(同図中の小楕円c′の断面を示す)に拡大して
表す如く、平板導線CPの横断面の長手方向WD がZ軸
方向に平行になるように同一径面内で複数回巻き回され
ている。zコイル11z,11zは従来と同様の巻き方
を採用している。On the other hand, each of the z coils 11z and 11z is formed in a loop shape in which the plate conductor CP is also wound a plurality of times, and is arranged so as to face each other in the Z direction. This z
Each of the coils 11z and 11z is enlarged in an explanatory ellipse view (c) in FIG. 5 (showing a cross section of a small ellipse c ′ in FIG. 5), and the longitudinal direction WD of the cross section of the flat plate conductor CP is Z. It is wound a plurality of times in the same diameter plane so as to be parallel to the axial direction. The z coils 11z and 11z adopt the same winding method as the conventional one.
【0025】上記xコイル,yコイル,zコイル11x
〜11zは図2,3に示すように、そのリード線がコネ
クタ13x,13y,13zに接続されている。コネク
タ13x〜13zは各チャンネル毎に前記傾斜磁場電源
4に接続されている。傾斜磁場電源4は、傾斜磁場シー
ケンサ5aの指令に応じて前記全身用傾斜磁場コイル3
又は頭部用傾斜磁場コイル11に選択的にパルス電流を
供給でき、各コイル3又は11内に所定傾斜度の傾斜磁
場を作ることができる。The above x coil, y coil, z coil 11x
As shown in FIGS. 2 and 3, lead wires 11 to 11z are connected to the connectors 13x, 13y, and 13z. The connectors 13x to 13z are connected to the gradient magnetic field power source 4 for each channel. The gradient magnetic field power source 4 responds to a command from the gradient magnetic field sequencer 5a to generate the gradient magnetic field coil 3 for the whole body.
Alternatively, a pulse current can be selectively supplied to the head gradient magnetic field coil 11, and a gradient magnetic field having a predetermined gradient can be created in each coil 3 or 11.
【0026】この頭部用傾斜磁場コイル11の全体は寝
台に延設された寝台レール20上に固設され、ガントリ
Gの円筒状の診断用空間の中央に挿入されるようになっ
ている。The entire head gradient magnetic field coil 11 is fixedly mounted on a bed rail 20 extending to the bed, and is inserted into the center of the cylindrical diagnostic space of the gantry G.
【0027】この頭部用傾斜磁場コイル11の内周面に
は、銅薄板などのRFシールド体14が貼り付けられて
いる。また、このコイル11と前記QDヘッドコイル1
3の中央部には、その円周方向の所定範囲にわたって、
被検体Pの居住性を高めるための窓11Aa,12Aが
各々設けられている。An RF shield body 14 such as a copper thin plate is attached to the inner peripheral surface of the head gradient magnetic field coil 11. Also, this coil 11 and the QD head coil 1
In the central part of 3, over a predetermined range in the circumferential direction,
Windows 11Aa and 12A for enhancing the habitability of the subject P are provided respectively.
【0028】なお、ガントリGの診断用開口部の入口上
部には、図1に示す如く、被検体Pを位置決めするため
に光ビームを照射する投光器18が設けられている。At the upper part of the entrance of the diagnostic opening of the gantry G, a projector 18 for irradiating a light beam for positioning the subject P is provided as shown in FIG.
【0029】一方、寝台Bは被検体Pを載せるための天
板21を備えている。この天板21は図2に示す如く、
非磁性材料で成る上部天板21Uと下部天板21Lとの
2重構造を有する。上部天板21Uが下部天板21Lに
対してスライド機構によりZ軸方向にスライド可能にな
っているとともに、下部天板21Lが寝台Bの本体に対
してスライド機構により同じくZ軸方向にスライド可能
になっている。On the other hand, the bed B is provided with a top plate 21 on which the subject P is placed. This top plate 21 is, as shown in FIG.
It has a double structure of an upper top plate 21U and a lower top plate 21L made of a non-magnetic material. The upper table 21U is slidable in the Z-axis direction with respect to the lower table 21L by a slide mechanism, and the lower table 21L is also slidable in the Z-axis direction with respect to the main body of the bed B by a slide mechanism. Has become.
【0030】上部天板21UのガントリG側先端には、
非磁性材料で成り、QDヘッドコイル12に挿入可能な
サイズのヘッドレスト22が延設されている。このヘッ
ドレスト22の先端部上面には被検体Pの頭部HDが左
右になるべく揺れないように、後頭部の丸みにほぼ合せ
た湾曲凹面を有する枕部材23を設けてある。At the tip of the gantry G side of the upper top plate 21U,
A headrest 22 that is made of a non-magnetic material and has a size that can be inserted into the QD head coil 12 is extended. A pillow member 23 having a curved concave surface that substantially matches the roundness of the occipital region is provided on the upper surface of the tip portion of the headrest 22 so that the head HD of the subject P does not sway left and right as much as possible.
【0031】さらに、ヘッドレスト22の裏側から、図
2,図3に示すように、頭部HDを包むように透明のF
RP製の位置合せ用半円筒24を設けてある。この半円
筒24は傾斜磁場中心との位置合せを行うことに使うも
ので、円筒状であってもよい。Further, from the back side of the headrest 22, as shown in FIGS. 2 and 3, a transparent F is formed so as to wrap the head HD.
An alignment semi-cylinder 24 made of RP is provided. The semi-cylinder 24 is used for alignment with the center of the gradient magnetic field, and may be cylindrical.
【0032】寝台Bには、天板21を制御信号に基づい
て上下動させる上下動機構部(油圧シリンダなど)25
と、上部天板21U及び下部天板21Lを制御信号に基
づいて独立にスライドさせるスライド機構部(モータ,
ギヤなど)26とを備えており、寝台制御器27からの
制御信号を各々受けるようになっている。On the bed B, a vertical movement mechanism section (hydraulic cylinder or the like) 25 for vertically moving the top plate 21 based on a control signal.
And a slide mechanism unit (motor, which slides the upper top plate 21U and the lower top plate 21L independently based on a control signal).
Gears and the like) 26, and receive control signals from the bed controller 27, respectively.
【0033】さらに、制御・演算部は、上述したコント
ローラ6のほか、受信機8Rで形成されたMR信号のデ
ジタルデータを入力し、画像データを演算する演算ユニ
ット30と、演算した画像データを保管する記憶ユニッ
ト31と、画像を表示する表示器32と、入力器33と
を備えている。演算ユニット30は、具体的には、メモ
リ空間である2次元フーリエ空間への実測データの配
置、画像再構成のためのフーリエ変換などの処理を行
う。コントローラ6は傾斜磁場シーケンサ5a及びRF
シーケンサ5bの同期をとりながら、両者の動作内容及
び動作タイミングを制御するとともに、寝台制御器27
に駆動指令を送る。Further, in addition to the controller 6 described above, the control / calculation unit inputs the digital data of the MR signal formed by the receiver 8R, calculates the image data, and stores the calculated image data. The storage unit 31, the display unit 32 for displaying an image, and the input unit 33 are provided. The arithmetic unit 30 specifically performs processing such as arrangement of actually measured data in a two-dimensional Fourier space, which is a memory space, and Fourier transform for image reconstruction. The controller 6 is a gradient magnetic field sequencer 5a and RF.
While controlling the sequencer 5b in synchronization with each other, the operation content and operation timing of both are controlled, and the bed controller 27
Send a drive command to.
【0034】次に本実施例の作用効果を説明する。Next, the function and effect of this embodiment will be described.
【0035】いま、頭部用傾斜磁場コイル11を使って
被検体Pの頭部HDを撮影するとする。まず、被検体P
を、その頭部HDの撮影部位(例えばウィルス環)が位
置合せ半円筒24の基準位置(例えば、予めマーキング
してある半円筒24の軸方向中心位置)に一致するよう
に天板21に載せる。このとき、天板21のZ軸方向の
位置は、天板21の高さを上昇させたときに、位置合せ
半円筒24がガントリGに衝突しない所定の初期位置に
ある。Now, assume that the head HD of the subject P is imaged using the head gradient magnetic field coil 11. First, the subject P
Is placed on the top plate 21 so that the imaged part of the head HD (for example, a virus ring) matches the reference position of the alignment semi-cylinder 24 (for example, the axial center position of the pre-marked semi-cylinder 24). . At this time, the position of the top plate 21 in the Z-axis direction is a predetermined initial position in which the alignment semi-cylinder 24 does not collide with the gantry G when the height of the top plate 21 is raised.
【0036】この状態から、傾斜磁場中心に撮影部位の
中心位置が一致するように、寝台制御器27によって上
下動機構部25を介して天板21が所望高さだけ上げら
れ、次いで、スライド機構部26を使って、下部天板2
1L(すなわち、上部天板21Uと共に)がガントリG
の開口部に向って水平にスライドされる。このスライド
は例えば入力器33を使って手動で指令され、位置合せ
半円筒24の基準位置が投光器18の光ビーム位置に一
致するまで行われる。From this state, the couch controller 27 raises the tabletop 21 by a desired height so that the center position of the imaging region coincides with the center of the gradient magnetic field, and then the slide mechanism is moved. Using the part 26, the lower top plate 2
Gantry G is 1L (that is, upper plate 21U)
Slide horizontally towards the opening. This slide is manually instructed using, for example, the input device 33, and is performed until the reference position of the alignment semi-cylinder 24 matches the light beam position of the projector 18.
【0037】投光器18からの光ビーム位置と頭部用傾
斜磁場コイルの傾斜磁場中心との間のガントリG内のZ
軸方向の距離L(図1参照)は既知であるので、上述の
如く光ビーム位置での位置合せの後、検査者が例えば入
力器33から最終段のスライド指令を行うと、スライド
機構部26によって今度は天板21の上部天板21Uの
みが診断用開口部に被検体Pと共に自動的に挿入され
る。この挿入距離は上記既知の値Lに設定されるので、
かかるスライドが停止したときは頭部HDの所望の撮影
部位の中心が傾斜磁場の中心にきっちりと合致すること
になり、FOV(Field Of View )にも撮影部位が的確
に入ることになる。なお、既知距離L分の最終スライド
は手動で制御することもできる。Z in the gantry G between the position of the light beam from the projector 18 and the gradient magnetic field center of the head gradient magnetic field coil.
Since the axial distance L (see FIG. 1) is known, when the inspector issues a final stage slide command from the input device 33 after alignment at the light beam position as described above, the slide mechanism unit 26 Then, only the upper top plate 21U of the top plate 21 is automatically inserted together with the subject P into the diagnostic opening. Since this insertion distance is set to the above known value L,
When the slide is stopped, the center of the desired imaged part of the head HD is exactly aligned with the center of the gradient magnetic field, and the imaged part is accurately entered in the FOV (Field Of View). The final slide for the known distance L can also be manually controlled.
【0038】このような位置決めを経て、次いでコント
ローラ6からスキャン指令がシーケンサ5に送られ、所
望シーケンスのスキャンが頭部HDに対して実行され
る。After such positioning, a scan command is sent from the controller 6 to the sequencer 5, and the scan of the desired sequence is executed on the head HD.
【0039】本実施例の頭部用傾斜磁場11では、前述
したようにxコイル及びyコイルが、その横断面の長手
方向がZ軸に直交するように巻装しているので、Z軸方
向のコイル全体のサイズを従来に比べて著しく抑制でき
る。同時に、zコイルは従来と同様に横断面の長手方向
がZ軸と平行になるように順次並べて巻装しているの
で、Z軸方向に直交する径方向の距離も限界値以内の適
度な値に抑えることができる。これによって頭部用傾斜
磁場コイル11は、Z軸方向及び径方向共に中庸なサイ
ズになるとともに、x,y,zの3チャンネルの傾斜磁
場を確保でき、MRアンギオグラフィをエコー時間を短
縮するなどして好適に実施できる。In the head gradient magnetic field 11 of this embodiment, as described above, the x-coil and the y-coil are wound so that the longitudinal direction of the cross section thereof is orthogonal to the Z-axis, and therefore, the Z-axis direction. The size of the entire coil can be remarkably suppressed as compared with the conventional one. At the same time, the z-coils are wound side by side so that the longitudinal direction of the cross section is parallel to the Z-axis, as in the conventional case. Therefore, the radial distance orthogonal to the Z-axis is also within a limit value. Can be suppressed to As a result, the head gradient magnetic field coil 11 has a moderate size in both the Z-axis direction and the radial direction, and can secure a gradient magnetic field of three channels of x, y, and z, thereby shortening the echo time of MR angiography. Can be carried out suitably.
【0040】また、位置合せの際、ヘッドレスト23に
頭部HDが載せられるし、頭部HDがQDヘッドコイル
12などにぶつかることもないので、頭部保護になり、
患者に安心感を与えることができる。患者を診断用開口
部内にスライドさせていくときには、2重になっている
下部天板12Lがスライドして頭部HDを開口部の入口
まで案内し、その後のスライドは今度は上部天板21U
に任せるので、下部天板21LがガントリGに触れて位
置決めを狂わせてしまうことなこともない。検査者は投
光器18からの光ビームと位置合せ用半円筒24上の基
準位置を合せるのみで済むから、QDヘッドコイル12
が予め頭部用傾斜磁場コイル11内に固設されている場
合でも、操作の手間を軽減して簡単に且つ正確に、撮影
部位の中心位置をFOVの中心位置に合せることができ
る。Further, at the time of alignment, the head HD is placed on the headrest 23, and the head HD does not collide with the QD head coil 12 or the like, which protects the head,
It can give the patient a sense of security. When the patient is slid into the diagnostic opening, the doubled lower top plate 12L slides to guide the head HD to the entrance of the opening, and the subsequent slide then turns to the upper top plate 21U.
Therefore, the lower top plate 21L does not touch the gantry G and misalign the positioning. Since the inspector only has to align the light beam from the projector 18 with the reference position on the alignment semi-cylinder 24, the QD head coil 12
Even if is fixed in advance in the head gradient magnetic field coil 11, the center position of the imaging region can be easily and accurately adjusted to the center position of the FOV by reducing the labor of the operation.
【0041】この2段構えのスライド調整に際し、前述
したように頭部用傾斜磁場コイル11のZ軸方向長さが
抑えられているので、このコイル端部に患者Pの肩が当
らない状態で、撮影部位を傾斜磁場中心に容易に合せる
ことができる。これにより、肩が当ることによってガン
トリG内のジオメトリを狂わすことがなく、また高画質
のMRスキャン画像を得ることができる。During the slide adjustment of the two-stage stance, the length of the head gradient magnetic field coil 11 in the Z-axis direction is suppressed as described above, so that the shoulder of the patient P does not touch the end of this coil. , The imaging region can be easily adjusted to the center of the gradient magnetic field. As a result, it is possible to obtain a high-quality MR scan image without causing the geometry inside the gantry G to be disturbed due to the shoulder hitting.
【0042】なお、前記実施例では小形傾斜磁場コイル
として頭部用のものを説明したが、当然に膝や腕など他
の局所的部位用の傾斜磁場コイルであってもよい。In the above embodiment, the small-sized gradient magnetic field coil for the head has been described, but naturally it may be a gradient magnetic field coil for other local parts such as knees and arms.
【0043】また、前記実施例における頭部用傾斜磁場
コイルのxコイル,yコイルは共にそのサドル形状の全
周に亘って、その平板導板の横断面の長手方向がZ軸方
向に直交するように配設するとしたが、途中位置で90
°捻って配設するなどして、上記直交部分を傾斜磁場コ
イル全体の内のZ軸方向両端部分の返り線部分のみに限
定することもできる。Further, in both the x-coil and the y-coil of the head gradient magnetic field coil in the above-described embodiment, the longitudinal direction of the cross section of the flat conductive plate is orthogonal to the Z-axis direction over the entire circumference of the saddle shape. I decided to arrange it like this, but at the middle position 90
It is possible to limit the orthogonal portion to only the return line portions at both ends in the Z-axis direction of the entire gradient magnetic field coil by arranging by twisting.
【0044】また、前記実施例における頭部用傾斜磁場
コイルのxコイル,yコイルはサドル形状以外の巻きパ
ターンであってもよい。The x-coil and y-coil of the head gradient magnetic field coil in the above embodiment may have a winding pattern other than the saddle shape.
【0045】[0045]
【発明の効果】以上説明したように、本発明によれば、
軸方向及び径方向のサイズの大形化を抑制しながら3チ
ャンネルの傾斜磁場を形成できる頭部用など小形の傾斜
磁場コイルを備えた磁気共鳴イメージング装置を提供で
きる。また、本発明は、そのような頭部用傾斜磁場コイ
ルを有し且つこのコイルへの位置合せを簡単に行うこと
ができる磁気共鳴イメージング装置を提供することがで
きる。As described above, according to the present invention,
It is possible to provide a magnetic resonance imaging apparatus including a small-sized gradient magnetic field coil for a head, which can form a three-channel gradient magnetic field while suppressing an increase in size in the axial direction and the radial direction. Further, the present invention can provide a magnetic resonance imaging apparatus having such a head gradient magnetic field coil and capable of easily performing alignment with the coil.
【図1】本発明の一実施例に係る磁気共鳴イメージング
装置のブロック図。FIG. 1 is a block diagram of a magnetic resonance imaging apparatus according to an embodiment of the present invention.
【図2】同実施例の頭部用傾斜磁場コイルの概略断面図
(図3中のII−II線断面を示す図)。FIG. 2 is a schematic cross-sectional view of a head gradient magnetic field coil of the same embodiment (a diagram showing a cross section taken along line II-II in FIG. 3).
【図3】図2中のIII 線の方向から見たZ軸方向側面
図。3 is a side view in the Z-axis direction as seen from the direction of the line III in FIG.
【図4】頭部用傾斜磁場コイルのx,y,zコイルの各
々の配置を示すZ軸方向断面図。FIG. 4 is a sectional view in the Z-axis direction showing the arrangement of x, y, and z coils of the head gradient magnetic field coil.
【図5】図4中のV−V線に沿ったコイル配置を示す概
略断面図。5 is a schematic cross-sectional view showing a coil arrangement along line VV in FIG.
1 超電導磁石 2 静磁場電源 6 コントローラ 11 頭部用傾斜磁場コイル 11x xコイル 11y yコイル 11z zコイル 12 QDヘッドコイル 18 投光器 21 天板 21U 上部天板 21L 下部天板 22 ヘッドレスト 24 位置合せ用半円筒 25,26 駆動機構部 27 寝台制御器 B 寝台 G ガントリ P 被検体(患者) 1 superconducting magnet 2 static magnetic field power supply 6 controller 11 head gradient magnetic field coil 11x x coil 11y y coil 11z z coil 12 QD head coil 18 projector 21 top plate 21U upper top plate 21L lower top plate 22 headrest 24 semi-cylindrical cylinder for alignment 25, 26 Drive mechanism section 27 Bed controller B Bed G Gantry P Subject (patient)
Claims (6)
被検体の局所的部位のみを挿入する小形の傾斜磁場コイ
ルを備えた磁気共鳴イメージング装置において、 前記コイルにxコイル,yコイル及びzコイルの3チャ
ンネルの傾斜磁場発生用コイルを備え、少なくとも前記
xコイル及びyコイルを平板導線を多重巻きして形成す
るとともに、その少なくともxコイル及びyコイルの前
記静磁場の磁界方向における両端部を、前記平板導線の
横断面の長手方向が前記磁界方向に直交する向きに配置
した磁気共鳴イメージング装置。1. A magnetic resonance imaging apparatus provided with a small gradient magnetic field coil placed in a static magnetic field generated by a magnet and inserting only a local region of a subject, wherein the coils are x-coil, y-coil and z-coil. A coil for generating a gradient magnetic field of three channels is provided, and at least the x coil and the y coil are formed by multiple winding of a flat wire, and at least both ends of the x coil and the y coil in the magnetic field direction of the static magnetic field are formed. A magnetic resonance imaging apparatus arranged such that a longitudinal direction of a cross section of the flat plate conductor is orthogonal to the magnetic field direction.
に対向する2組のコイルであり、前記両端部はそのコイ
ルの返り線の部分である請求項1記載の磁気共鳴イメー
ジング装置。2. The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 1, wherein each of the x-coil and the y-coil is two sets of coils facing each other, and the both ends are return lines of the coil.
内に置かれ且つ被検体の局所的部位のみを挿入する略円
筒状で小形の傾斜磁場コイルと、この傾斜磁場コイルの
円筒状空間に置かれる高周波コイルとを有するガントリ
と、前記被検体を載せる天板と、この天板を上下動可能
に支持する寝台本体とを有する寝台とを備えた磁気共鳴
イメージング装置において、 前記天板を、前記寝台本体に対して前記静磁場の磁界方
向にスライド可能な下側天板と、この下側天板に対して
前記磁界方向にスライド可能な上側天板との2重天板構
造で形成し、前記上側天板の前記ガントリ側の端部上に
前記局所的部位を載せるレスト体および前記局所的部位
の診断位置と傾斜磁場中心との位置合せ用の位置決め体
を設置するとともに、 前記上側及び下側天板の上下動及びスライドを制御する
制御手段を設けた磁気共鳴イメージング装置。3. A magnet for generating a static magnetic field, a substantially cylindrical and small gradient magnetic field coil that is placed in the static magnetic field and inserts only a local portion of a subject, and a cylindrical space of the gradient magnetic field coil. In a magnetic resonance imaging apparatus including a gantry having a high-frequency coil placed on, a table on which the subject is placed, and a bed having a bed body that supports the table in a vertically movable manner, the table is A double top plate structure having a lower top plate slidable in the magnetic field direction of the static magnetic field with respect to the bed body and an upper top plate slidable in the magnetic field direction with respect to the lower top plate Then, a rest body for mounting the local portion on the gantry side end of the upper top plate and a positioning body for positioning the diagnostic position of the local portion and the gradient magnetic field center are installed, and the upper side And lower top plate Magnetic resonance imaging apparatus provided with control means for controlling the vertical movement and the slide.
ル及びzコイルの3チャンネルの傾斜磁場発生用コイル
を備え、少なくとも前記xコイル及びyコイルを平板導
線を多重巻きして形成するとともに、その少なくともx
コイル及びyコイルの前記静磁場の磁界方向における両
端部を、前記平板導線の横断面の長手方向が前記磁界方
向に直交する向きに配置した請求項3記載の磁気共鳴イ
メージング装置。4. The gradient magnetic field coil is provided with a three-channel gradient magnetic field generating coil of an x coil, ay coil and az coil, and at least the x coil and the y coil are formed by multiple winding of a flat wire, and At least x
4. The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 3, wherein both ends of the coil and the y coil in the magnetic field direction of the static magnetic field are arranged such that a longitudinal direction of a cross section of the flat plate conductor is orthogonal to the magnetic field direction.
込んで当該レスト体に固設され且つ前記高周波コイルが
形成する診断空間に挿入可能な径を有する透明な湾曲状
又は円筒状部材で形成した請求項3または4記載の磁気
共鳴イメージング装置。5. The positioning body is formed of a transparent curved or cylindrical member that encloses the rest body and is fixed to the rest body and has a diameter that can be inserted into a diagnostic space formed by the high-frequency coil. The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 3 or 4.
れ当該ガントリにアクセスしてくる前記天板に対して光
ビームを投光する投光器と、 前記光ビームの前記位置決め体上の照射位置情報に基づ
いて求めた前記位置合せに必要な距離データを使って前
記上側天板を前記ガントリ内にスライドさせる上側天板
制御手段とを含む請求項5記載の磁気共鳴イメージング
装置。6. The light emitting device for projecting a light beam to the top plate, which is installed in the gantry and accesses the gantry, and the control means controls the irradiation position information of the light beam on the positioning body. The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 5, further comprising: an upper top control means for sliding the upper top into the gantry by using distance data required for the alignment determined based on the above.
Priority Applications (1)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
JP7085557A JPH08280648A (en) | 1995-04-11 | 1995-04-11 | Magnetic resonance imaging apparatus |
Applications Claiming Priority (1)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
JP7085557A JPH08280648A (en) | 1995-04-11 | 1995-04-11 | Magnetic resonance imaging apparatus |
Publications (1)
Publication Number | Publication Date |
---|---|
JPH08280648A true JPH08280648A (en) | 1996-10-29 |
Family
ID=13862128
Family Applications (1)
Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
---|---|---|---|
JP7085557A Pending JPH08280648A (en) | 1995-04-11 | 1995-04-11 | Magnetic resonance imaging apparatus |
Country Status (1)
Country | Link |
---|---|
JP (1) | JPH08280648A (en) |
Cited By (4)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
JP2008006200A (en) * | 2006-06-30 | 2008-01-17 | Hitachi Medical Corp | Bed apparatus for magnetic resonance tomographic system |
JP2010012293A (en) * | 1997-05-28 | 2010-01-21 | Siemens Ag | Electric apparatus |
JP2010523191A (en) * | 2007-04-04 | 2010-07-15 | コーニンクレッカ フィリップス エレクトロニクス エヌ ヴィ | Split gradient coil and PET / MRI hybrid system using the same |
CN110123323A (en) * | 2019-04-02 | 2019-08-16 | 佛山瑞加图医疗科技有限公司 | Magnetic resonance imaging equipment and localization method |
-
1995
- 1995-04-11 JP JP7085557A patent/JPH08280648A/en active Pending
Cited By (5)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
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CN110123323B (en) * | 2019-04-02 | 2023-10-20 | 佛山瑞加图医疗科技有限公司 | Magnetic resonance scanning device and positioning method |
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