JP2003334176A - Magnetic resonance imaging device - Google Patents
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Abstract
Description
【０００１】[0001]
【発明の属する技術分野】本発明は、核磁気共鳴現象を
利用して被検体である人体の所望部位の断層像を得なが
ら非経皮的治療（ＩＶＲ：Ｉｎｔｅｒｖｅｎｔｉｏｎａ
ｌ Ｒａｄｉｏｇｒａｐｈｙ）を行うのに適した磁気共
鳴イメージング装置に係り、特に術中における漏洩磁束
を大幅に低減することのできる磁気共鳴イメージング装
置に関する。BACKGROUND OF THE INVENTION 1. Field of the Invention The present invention utilizes a nuclear magnetic resonance phenomenon to obtain a tomographic image of a desired portion of a human body as an object, and to perform non-percutaneous treatment (IVR: Intervention).
BACKGROUND OF THE INVENTION 1. Field of the Invention The present invention relates to a magnetic resonance imaging apparatus suitable for performing a radiography, and more particularly to a magnetic resonance imaging apparatus capable of significantly reducing a leakage magnetic flux during an operation.
【０００２】[0002]
【従来の技術】磁気共鳴イメージング装置は、被検体と
なる患者が横臥する寝台部と静磁場発生装置とが一体に
構成されている。すなわち、磁気共鳴イメージング装置
は、手術室などの床上に据付けて設置されて静磁場を発
生する固定フレームと、これに対向して移動する上部フ
レームとから構成されている。上部フレームは、油圧シ
リンダによって被検体荷重を支持すると共にパンタグラ
フを用いて所要の軌跡に沿って移動するようになってい
る。また、上部フレームには、被検体となる人体が横臥
することのできる寝台部となる天板が設けられ、その被
検体の体軸方向に沿って移動可能になっている。従っ
て、被検体を撮影可能な撮影領域に移動させるには、天
板のみを体軸方向に移動させるのである。他に、ガント
リ（磁石本体）から支持レールを設け、その上で寝台上
部をスライドさせるようにしたものもある。2. Description of the Related Art In a magnetic resonance imaging apparatus, a bed portion on which a patient as a subject lies down and a static magnetic field generator are integrally formed. That is, the magnetic resonance imaging apparatus includes a fixed frame that is installed and installed on the floor of an operating room or the like to generate a static magnetic field, and an upper frame that moves opposite to the fixed frame. The upper frame is designed to support the load of the subject by a hydraulic cylinder and move along a required locus using a pantograph. Further, the upper frame is provided with a tabletop which serves as a bed on which a human body as a subject can lie down, and is movable along the body axis direction of the subject. Therefore, in order to move the subject to the imaging area where images can be taken, only the top is moved in the body axis direction. In addition, there is one in which a support rail is provided from the gantry (magnet body) and the upper part of the bed is slid on the support rail.
【０００３】一方、現在では、画像診断装置を利用した
非経皮的治療が一般的となり、画像診断装置として磁気
共鳴イメージング装置を用いるようになってきた。この
非経皮的治療の普及が大きな転機となり、被検体が撮影
位置にあっても被検体に多方向からアクセスし易い比較
的オープンな磁気共鳴イメージング装置が注目され、種
々開発されるようになっている。最近では、オープンな
磁気共鳴イメージング装置を用いて非経皮的治療も活発
に行われるようになってきた。そして、被検体を搭載し
たテーブルを移動することによって、または、磁石本体
を移動させることによってオープンな環境を構築するよ
うにしたものが提案されている。On the other hand, at present, non-percutaneous treatment using an image diagnostic apparatus has become common, and a magnetic resonance imaging apparatus has come to be used as an image diagnostic apparatus. The spread of this non-percutaneous treatment has become a major turning point, and a relatively open magnetic resonance imaging apparatus that allows easy access to the subject from multiple directions even when the subject is at the imaging position has been attracting attention and various developments have been made. ing. Recently, non-percutaneous treatment has been actively performed using an open magnetic resonance imaging apparatus. Then, there is proposed a structure in which an open environment is constructed by moving a table on which a subject is mounted or by moving a magnet body.
【特許文献１】米国特許第６０１１３９６号公報[Patent Document 1] US Pat. No. 6011396
【特許文献２】米国特許第４９８５６７８号公報[Patent Document 2] US Pat. No. 4,985,678
【０００４】[0004]
【発明が解決しようとする課題】非経皮的治療に磁気共
鳴イメージング装置を用いた場合、手術計画やその効果
を確認するためのワーキングスペースを確保することが
困難であるために、手術中は磁場領域から被検体を遠ざ
け、必要に応じて被検体を磁気共鳴イメージング装置の
撮影領域に搬送するという作業を行っていた。すなわ
ち、手術を進めていく過程で、手術を一時中断し、被検
体を移動させなければならず、被検体に与える負担はも
とより安全性に課題があった。また、手術中に用いられ
る鉗子等の器具は、非磁性材料の器具としなければなら
ず、この点においても安全性に課題があった。When a magnetic resonance imaging apparatus is used for non-percutaneous treatment, it is difficult to secure a working space for confirming an operation plan and its effect. The work of moving the subject away from the magnetic field region and, if necessary, transporting the subject to the imaging region of the magnetic resonance imaging apparatus has been performed. That is, in the process of advancing the surgery, the operation must be temporarily stopped and the subject must be moved, which poses a problem not only on the subject but also on the safety. Further, instruments such as forceps used during surgery must be instruments made of non-magnetic material, and there is a problem in safety in this respect as well.
【０００５】この発明は、上述の点に鑑みてなされたも
のであり、手術使用時において被検体や手術器具などへ
の漏洩磁場の影響を防止できる磁気共鳴イメージング装
置を提供することを第１の目的とする。The present invention has been made in view of the above points, and it is a first object of the present invention to provide a magnetic resonance imaging apparatus capable of preventing the influence of a leakage magnetic field on a subject, a surgical instrument or the like during use of surgery. To aim.
【０００６】この発明は、手術中に被検体を移動させな
くても十分にワーキングスペースを確保でき、手術に用
いられる器具等も通常の汎用性の高い器具をそのまま利
用することのできる磁気共鳴イメージング装置を提供す
ることを第２の目的とする。[0006] The present invention is a magnetic resonance imaging that can secure a sufficient working space without moving the subject during surgery, and can use ordinary highly versatile instruments as instruments for surgery. A second object is to provide a device.
【０００７】[0007]
【課題を解決するための手段】請求項１に係る磁気共鳴
イメージング装置は、磁場発生手段によって発生された
磁場を被検体に与えることによって断層像を撮影する磁
気共鳴イメージング装置において、前記断層像の撮影を
行なわない時に前記磁場が前記被検体及びその近傍に影
響を与えないように前記磁場発生手段から漏洩する磁束
を抑制する磁束抑制手段を備えたものである。磁場発生
手段から漏洩する磁束が磁束抑制手段によって抑制され
るので、手術環境への漏洩磁場の悪影響を抑制すること
ができる。A magnetic resonance imaging apparatus according to claim 1 is a magnetic resonance imaging apparatus for photographing a tomographic image by applying a magnetic field generated by a magnetic field generating means to a subject. A magnetic flux suppressing means for suppressing magnetic flux leaking from the magnetic field generating means is provided so that the magnetic field does not affect the subject and its vicinity when imaging is not performed. Since the magnetic flux leaking from the magnetic field generating means is suppressed by the magnetic flux suppressing means, it is possible to suppress the adverse effect of the leaking magnetic field on the surgical environment.
【０００８】請求項２に係る磁気共鳴イメージング装置
は、磁場発生手段によって発生された磁場を被検体に与
えることによって断層像を撮影する磁気共鳴イメージン
グ装置において、前記断層像を撮影する時には前記磁場
内に前記被検体が位置するように前記磁場発生手段を移
動させ、前記断層像を撮影しない時には前記磁場内に前
記被検体が位置しないように前記磁場発生手段を前記被
検体から離れた位置に移動させる移動手段と、前記磁場
発生手段が前記被検体から離れた位置にある場合に、前
記磁場発生手段の発生する磁束が前記被検体及びその近
傍に影響を与えないように前記磁束を抑制する磁束抑制
手段とを備えたものである。これは、被検体を移動させ
るのではなく、移動手段を用いて磁場発生手段を移動さ
せるようにしたものである。断層像撮影時には、磁場発
生手段の発生する磁場内に被検体が存在しなければなら
ないが、断層像を撮影していない時には、磁場発生手段
の発生する磁場が被検体やその近傍に影響を与えないよ
うに、磁場発生手段を退避させる必要がある。この時
に、磁場発生手段を被検体から距離的に遠ざけることに
よって磁場発生手段の発生する磁場が被検体やその近傍
に影響を与えないようにすることができる。しかしなが
ら、磁場発生手段を被検体から遠ざけると、撮影する度
に磁場発生手段を所定位置に位置決めするために多大の
時間を要するようになるので、好ましくない。そこで、
この発明では、磁場発生手段を被検体から離れた位置に
移動させた場合に、磁場発生手段の発生する磁束が被検
体及びその近傍に影響を与えないように磁束を抑制する
磁束抑制手段を設けた。これによって、比較的近い距離
に磁場発生手段を退避することができるので、撮影時に
磁場発生手段を短時間に所定の位置に位置決めし、撮影
を行うことができる。また、退避に要する時間も短縮す
ることができる。According to a second aspect of the present invention, there is provided a magnetic resonance imaging apparatus for taking a tomographic image by applying a magnetic field generated by a magnetic field generating means to a subject. The magnetic field generating means is moved so that the subject is located in the position, and the magnetic field generating means is moved to a position away from the subject so that the subject is not located in the magnetic field when the tomographic image is not captured. A magnetic flux that suppresses the magnetic flux so that the magnetic flux generated by the magnetic field generating means does not affect the subject and its vicinity when the moving means and the magnetic field generating means are located apart from the subject. And a suppressing means. In this method, the magnetic field generating means is moved by using the moving means instead of moving the subject. The subject must be present in the magnetic field generated by the magnetic field generating means during tomographic imaging, but when the tomographic image is not captured, the magnetic field generated by the magnetic field generating means affects the subject and its vicinity. It is necessary to evacuate the magnetic field generating means so that there is no such problem. At this time, it is possible to prevent the magnetic field generated by the magnetic field generation unit from affecting the subject or its vicinity by moving the magnetic field generation unit away from the subject. However, if the magnetic field generating means is moved away from the subject, it takes a lot of time to position the magnetic field generating means at a predetermined position each time an image is taken, which is not preferable. Therefore,
In the present invention, the magnetic flux suppressing means is provided to suppress the magnetic flux so that the magnetic flux generated by the magnetic field generating means does not affect the subject and its vicinity when the magnetic field generating means is moved to a position away from the subject. It was As a result, the magnetic field generating means can be retracted to a relatively short distance, so that the magnetic field generating means can be positioned at a predetermined position in a short time during image capturing and image capturing can be performed. Also, the time required for evacuation can be shortened.
【０００９】請求項３に係る磁気共鳴イメージング装置
は、請求項２において、前記磁束抑制手段は、前記磁場
発生手段の発生する磁束方向に直交する特定方向の磁束
を遮蔽するような磁気シールド手段を備え、前記移動手
段が前記磁場発生手段を前記被検体から離れた位置に移
動させた場合に前記磁場発生手段と前記被検体との間に
前記磁気シールド手段を位置させるものである。これ
は、磁束抑制手段の構成に関するものである。磁場発生
手段から漏洩する磁束は、静磁場の磁束方向に直交する
特定方向の磁束が大部分なので、この磁束を抑制するこ
とが重要である。この発明では、特定方向の漏洩磁束を
遮蔽するような磁気シールド手段を設け、退避中にはこ
の磁気シールド手段が磁場発生手段と被検体との間に位
置するようにした。これによって、漏洩磁束が被検体及
びその近傍に与える影響を抑制することができる。A magnetic resonance imaging apparatus according to a third aspect is the magnetic resonance imaging apparatus according to the second aspect, wherein the magnetic flux suppressing means includes magnetic shield means for shielding magnetic flux in a specific direction orthogonal to the magnetic flux direction generated by the magnetic field generating means. The magnetic shield means is provided between the magnetic field generation means and the subject when the moving means moves the magnetic field generation means to a position away from the subject. This relates to the structure of the magnetic flux suppressing means. Since most of the magnetic flux leaking from the magnetic field generating means is in the specific direction orthogonal to the magnetic flux direction of the static magnetic field, it is important to suppress this magnetic flux. In the present invention, the magnetic shield means for shielding the leakage magnetic flux in the specific direction is provided, and the magnetic shield means is positioned between the magnetic field generating means and the subject during the retreat. Thereby, the influence of the leakage magnetic flux on the subject and its vicinity can be suppressed.
【００１０】請求項４に係る磁気共鳴イメージング装置
は、請求項３において、前記磁場発生手段は、磁気結合
手段によって磁気的に結合された少なくとも一対の静磁
場発生手段を備えたものであり、前記磁束抑制手段は、
前記磁気結合手段の結合部を用いて前記磁気シールド手
段を構成したものである。磁場発生手段がヨークなどの
磁気結合手段で磁気的に結合された一対の静磁場発生手
段で構成された場合、静磁場はその一対の静磁場発生手
段の対向空間に発生する。このとき、磁気結合手段の結
合部を、磁場発生手段と被検体との間に位置するように
し、この対向空間から漏洩する磁束に対する磁気シール
ド手段として兼用させるようにした。According to a fourth aspect of the present invention, in the magnetic resonance imaging apparatus according to the third aspect, the magnetic field generating means comprises at least a pair of static magnetic field generating means magnetically coupled by magnetic coupling means. The magnetic flux suppressing means is
The magnetic shield means is configured by using the coupling portion of the magnetic coupling means. When the magnetic field generating means is composed of a pair of static magnetic field generating means magnetically coupled by a magnetic coupling means such as a yoke, the static magnetic field is generated in the space opposed to the pair of static magnetic field generating means. At this time, the coupling portion of the magnetic coupling means is located between the magnetic field generation means and the subject, and also serves as the magnetic shield means for the magnetic flux leaking from the facing space.
【００１１】請求項５に係る磁気共鳴イメージング装置
は、請求項４において、前記磁束抑制手段は、前記磁気
結合手段とは別個に形成されたシールド板によって前記
磁気シールド手段を構成したものである。磁気結合手段
の結合部を磁気シールド手段として兼用させた場合、磁
気シールド効果が不十分なことがあるので、この発明で
は、別個にシールド板を設け、磁気シールド効果を高め
るようにした。According to a fifth aspect of the present invention, in the magnetic resonance imaging apparatus according to the fourth aspect, the magnetic flux suppressing means comprises the magnetic shield means by a shield plate formed separately from the magnetic coupling means. When the coupling portion of the magnetic coupling means is also used as the magnetic shield means, the magnetic shield effect may be insufficient. Therefore, in the present invention, the shield plate is separately provided to enhance the magnetic shield effect.
【００１２】請求項６に係る磁気共鳴イメージング装置
は、請求項２において、前記磁場発生手段は、コの字型
又はＵの字型の磁気結合手段によって磁気的に結合され
た少なくとも一対の静磁場発生手段を備え、前記断層像
を撮影しない時には、前記被検体から離れた位置であっ
て前記磁気結合手段の結合部側が前記被検体に対向する
ように固定され、前記断層像を撮影する時には、前記磁
気結合手段の開放部が前記被検体を通過できるように前
記移動手段によって回転移動されると共に前記被検体か
ら離れた位置から前記被検体の撮影可能な位置まで移動
され固定され、前記撮影終了時には、前記移動手段によ
って逆方向に移動され前記被検体から離れた位置に戻さ
れるものである。これは、磁場発生手段の構成と、断層
像の撮影時と非撮影時における磁場発生手段の状態に関
するものである。磁場発生手段は、コの字型又はＵの字
型の磁気結合手段すなわちヨークによって磁気的に結合
され、その開放部両端部に静磁場発生手段を備えてい
る。磁気結合手段の開放部付近から漏洩磁束が発生する
ので、非撮影時には磁気結合手段の反対側の結合部側を
被検体に対向するように固定しておき、撮影する時に磁
気結合手段を回転移動して、その開放部側を被検体に対
向させ、この開放部内に被検体が位置するように磁気結
合手段を移動させる。撮影が終了したら、磁気結合手段
を上述の場合とは逆方向に移動し、最初の状態に戻す。
これによって、非撮影時の漏洩磁束の影響を最小限にで
きる。According to a sixth aspect of the present invention, in the magnetic resonance imaging apparatus according to the second aspect, the magnetic field generating means is at least a pair of static magnetic fields magnetically coupled by U-shaped or U-shaped magnetic coupling means. When the tomographic image is not captured, a generating unit is provided, and the coupling portion side of the magnetic coupling unit is fixed so as to face the subject at a position distant from the subject, and when the tomographic image is captured, The open portion of the magnetic coupling means is rotationally moved by the moving means so as to pass through the subject, and is moved and fixed from a position away from the subject to a position where the subject can be imaged, and the imaging is completed. Occasionally, the moving means moves in the opposite direction and returns to a position apart from the subject. This relates to the configuration of the magnetic field generating means and the states of the magnetic field generating means at the time of capturing and not capturing a tomographic image. The magnetic field generating means is magnetically coupled by a U-shaped or U-shaped magnetic coupling means, that is, a yoke, and static magnetic field generation means is provided at both ends of the open portion. Since leakage magnetic flux is generated from the vicinity of the open part of the magnetic coupling means, the coupling part side opposite to the magnetic coupling means is fixed so as to face the subject when not imaging, and the magnetic coupling means is rotated during imaging. Then, the open portion side is made to face the subject, and the magnetic coupling means is moved so that the subject is located in the open portion. When the photographing is completed, the magnetic coupling means is moved in the opposite direction to the above-mentioned case to return to the initial state.
As a result, the influence of the magnetic flux leakage during non-shooting can be minimized.
【００１３】請求項７に係る磁気共鳴イメージング装置
は、請求項１において、前記磁束抑制手段は、前記磁場
発生手段の磁束の漏洩する開口部に設けられた漏洩磁場
を遮蔽する遮蔽手段で構成されるものである。漏洩磁場
のほとんどが磁束発生手段の開口部から漏洩するので、
この部分を遮蔽手段で遮蔽することによって、漏洩磁場
の量を激減することができる。A magnetic resonance imaging apparatus according to a seventh aspect is the magnetic resonance imaging apparatus according to the first aspect, wherein the magnetic flux suppressing means comprises shielding means for shielding a leakage magnetic field provided in an opening portion of the magnetic field generating means through which magnetic flux leaks. It is something. Since most of the leakage magnetic field leaks from the opening of the magnetic flux generating means,
By shielding this part with the shielding means, the amount of the leakage magnetic field can be drastically reduced.
【００１４】請求項８に係る磁気共鳴イメージング装置
は、請求項７において、前記漏洩磁場遮蔽手段を前記磁
場発生手段の磁束の漏洩する開口部に誘導又は退避させ
る駆動機構を備えたものである。駆動機構を用いて、磁
気共鳴イメージング装置の非撮影時には漏洩磁場遮蔽手
段を開口部に誘導して漏洩磁場を抑制し、撮影時には漏
洩磁場遮蔽手段を退避させて、磁場内に被検体を配置で
きるようにした。According to an eighth aspect of the present invention, there is provided the magnetic resonance imaging apparatus according to the seventh aspect, further comprising a drive mechanism for guiding or retracting the leakage magnetic field shielding means to an opening portion of the magnetic field generating means where the magnetic flux leaks. By using the drive mechanism, the leakage magnetic field shielding means is guided to the opening when the magnetic resonance imaging apparatus is not imaging and the leakage magnetic field is suppressed, and the leakage magnetic field shielding means is retracted during imaging so that the subject can be placed in the magnetic field. I did it.
【００１５】請求項９に係る磁気共鳴イメージング装置
は、請求項８において、前記漏洩磁場遮蔽手段に磁気吸
引力を弱める手段を備えたものである。漏洩磁場遮蔽手
段を磁場発生手段の開口部に誘導した場合、磁場による
吸引力によって開口部から漏洩磁場遮蔽手段を退避する
ことが困難な場合がある。このような場合に、磁気吸引
力を弱めることによって、漏洩磁場遮蔽手段を容易に退
避できるようにしたものである。A magnetic resonance imaging apparatus according to a ninth aspect is the magnetic resonance imaging apparatus according to the eighth aspect, wherein the leakage magnetic field shielding means is provided with means for weakening a magnetic attraction force. When the stray magnetic field shielding means is guided to the opening of the magnetic field generating means, it may be difficult to retract the stray magnetic field shielding means from the opening due to the attractive force of the magnetic field. In such a case, by weakening the magnetic attraction force, the leakage magnetic field shielding means can be easily retracted.
【００１６】[0016]
【発明の実施の形態】以下添付図面に従って本発明に係
る磁気共鳴イメージング装置の好ましい実施の形態につ
いて説明する。図１は、本発明による磁気共鳴イメージ
ング装置の全体構成を示すブロック図である。この磁気
共鳴イメージング装置は、図示のように、中央処理装置
（ＣＰＵ）１と、シーケンサ２と、送信系３と、磁場発
生系４と、受信系５と、信号処理系６と、シリンダ６
４，６６と、モータ５２とを備えて構成されている。BEST MODE FOR CARRYING OUT THE INVENTION Preferred embodiments of a magnetic resonance imaging apparatus according to the present invention will be described below with reference to the accompanying drawings. FIG. 1 is a block diagram showing the overall configuration of a magnetic resonance imaging apparatus according to the present invention. As shown, this magnetic resonance imaging apparatus includes a central processing unit (CPU) 1, a sequencer 2, a transmission system 3, a magnetic field generation system 4, a reception system 5, a signal processing system 6, and a cylinder 6.
4, 66 and a motor 52.
【００１７】ＣＰＵ１は、予め定められたプログラムに
従って、シーケンサ２、送信系３、受信系５、信号処理
系６、シリンダ６４，６６、モータ５２の各々を制御す
るものである。シーケンサ２は、ＣＰＵ１からの制御指
令に基づいて動作し、被検体７の断層画像のデータ収集
に必要な種々の命令を送信系３、磁場発生系４及び受信
系５に出力するものである。シーケンサ２は、被検体７
の生体組織を構成する原子の原子核に核磁気共鳴を起こ
させる高周波磁場パルスをある所定のパルスシーケンス
で繰り返し印加する制御手段であり、ＣＰＵ１の制御の
下で動作し、被検体７の断層像のデータ収集に必要な種
々の命令を送信系３、磁場発生系４及び受信系５に出力
する。The CPU 1 controls each of the sequencer 2, the transmission system 3, the reception system 5, the signal processing system 6, the cylinders 64 and 66, and the motor 52 according to a predetermined program. The sequencer 2 operates based on a control command from the CPU 1 and outputs various commands necessary for collecting tomographic image data of the subject 7 to the transmission system 3, the magnetic field generation system 4, and the reception system 5. The sequencer 2 is the subject 7
Is a control means for repeatedly applying a high-frequency magnetic field pulse that causes nuclear magnetic resonance to the atomic nuclei of the atoms constituting the biological tissue in a predetermined pulse sequence, operates under the control of the CPU 1, and displays a tomographic image of the subject 7. Various commands required for data collection are output to the transmission system 3, the magnetic field generation system 4, and the reception system 5.
【００１８】送信系３は、シーケンサ２から送出される
高周波磁場パルスにより被検体（図示せず）の生体組織
を構成する原子の原子核に核磁気共鳴を起こさせるため
の高周波パルスを、ある所定のパルスシーケンスで繰り
返し照射するものであり、高周波発信器８と変調器９と
高周波コイルとしての照射コイル１１とを有している。
送信系３は、シーケンサ２の指令に基づいて高周波発信
器８から出力される高周波パルスを変調器９で振幅変調
し、この振幅変調された高周波パルスを高周波増幅器１
０によって増幅した後に被検体に近接した配置された照
射コイル１１に供給し、所定のパルス状の電磁波を被検
体に照射するものである。The transmission system 3 uses a high frequency magnetic field pulse sent from the sequencer 2 to generate a high frequency pulse for causing a nuclear magnetic resonance in the atomic nuclei of the atoms constituting the biological tissue of the subject (not shown). The irradiation is performed repeatedly in a pulse sequence, and has a high frequency oscillator 8, a modulator 9 and an irradiation coil 11 as a high frequency coil.
The transmission system 3 amplitude-modulates the high-frequency pulse output from the high-frequency oscillator 8 by the modulator 9 based on the command from the sequencer 2, and the high-frequency pulse thus amplitude-modulated is supplied to the high-frequency amplifier 1
After being amplified by 0, it is supplied to the irradiation coil 11 arranged close to the subject to irradiate the subject with a predetermined pulsed electromagnetic wave.
【００１９】磁場発生系４は、被検体の回りにその体軸
方向または体軸と直交する方向に均一な静磁場を発生さ
せるものであり、被検体の周りのある広がりをもった空
間に永久磁石方式又は常電導方式あるいは超電導方式の
静磁場発生磁石４ａ，４ｂ（図１には示していない）を
有している。この静磁場発生磁石４ａ，４ｂの内部に
は、照射コイル１１の他に、傾斜磁場を発生させる傾斜
磁場コイル１３と、受信系５の受信コイル１４が設置さ
れている。傾斜磁場発生系２２は、互いに直交するデカ
ルト座標軸方向にそれぞれ独立にスライス方向傾斜磁
場、位相方向傾斜磁場、周波数方向傾斜磁場を被検体に
印加できる構成を有する傾斜磁場コイル１３と傾斜磁場
コイルに電流を供給する傾斜磁場電源１２とから構成さ
れている。傾斜磁場電源１２は、シーケンサ２によって
制御される。この傾斜磁場の印加によって、被検体に対
するスライス面を設定することができる。The magnetic field generation system 4 is for generating a uniform static magnetic field around the subject in the body axis direction or in a direction orthogonal to the body axis, and is a permanent space in a space having a certain extent around the subject. It has magnet type, normal conducting type or superconducting type static magnetic field generating magnets 4a and 4b (not shown in FIG. 1). Inside the static magnetic field generating magnets 4a and 4b, in addition to the irradiation coil 11, a gradient magnetic field coil 13 for generating a gradient magnetic field and a receiving coil 14 of the receiving system 5 are installed. The gradient magnetic field generation system 22 has a configuration in which a slice direction gradient magnetic field, a phase direction gradient magnetic field, and a frequency direction gradient magnetic field can be independently applied to Cartesian coordinate axis directions orthogonal to each other. And a gradient magnetic field power supply 12 for supplying The gradient magnetic field power supply 12 is controlled by the sequencer 2. By applying this gradient magnetic field, the slice plane for the subject can be set.
【００２０】受信系５は、被検体の生体組織の原子核の
核磁気共鳴により放出されるエコー信号（ＮＭＲ信号）
を検出するものであり、高周波コイルとしての受信コイ
ル１４と、この受信コイル１４によって受信された信号
を増幅する増幅器１５と、直交位相検波器１６と、Ａ／
Ｄ変換器１７とを有している。受信系５は、送信側の照
射コイル１１から照射された電磁波によって被検体７か
ら発生された電磁波（ＮＭＲ信号）を被検体に近接して
配置された受信コイル１４で検出すると、その信号を増
幅器１５、直交位相検波器１６及びＡ／Ｄ変換器１７を
介し所定のデジタル量に変換するとともに、シーケンサ
２からの指令によるタイミングで直交位相検波器１６に
よってサンプリングされた二系列の収集データに変換し
てＣＰＵ１に送るようになっている。The receiving system 5 is an echo signal (NMR signal) emitted by nuclear magnetic resonance of atomic nuclei of the living tissue of the subject.
For detecting a high frequency coil, an amplifier 15 for amplifying a signal received by the receiving coil 14, a quadrature phase detector 16, and an A /
And a D converter 17. When the receiving system 5 detects the electromagnetic wave (NMR signal) generated from the subject 7 by the electromagnetic wave emitted from the transmitting side irradiation coil 11 by the receiving coil 14 arranged close to the subject, the signal is amplified. 15, converted into a predetermined digital amount through the quadrature detector 16 and the A / D converter 17, and converted into two series of collected data sampled by the quadrature detector 16 at the timing instructed by the sequencer 2. And sends it to the CPU 1.
【００２１】信号処理系６は、ＣＰＵ１と、磁気ディス
ク２０及び光ディスク１９等の外部記憶装置と、ＣＲＴ
等からなるディスプレイ１８と、各種状態を設定する設
定スイッチ２１とを有している。信号処理系６は、受信
系５からのデダシルデータを入力したＣＰＵ１が実行す
るフーリエ変換、補正係数計算等の信号処理、画像再構
成等の処理に基づいた結果である任意断面の信号強度分
布あるいは複数の信号に適当な演算を行って得られた分
布を画像化してディスプレイ１８に断層像として表示す
るとともに、外部記憶装置の磁気ディスク２０や光ディ
スク１９等に記録するものである。設定スイッチ２１
は、シリンダ６４，６６及びモータ５２を駆動し、送信
系３、磁場発生系４及び受信系５を被検体７の所望位置
に位置決めするものである。The signal processing system 6 includes a CPU 1, an external storage device such as a magnetic disk 20 and an optical disk 19, and a CRT.
And a setting switch 21 for setting various states. The signal processing system 6 is a signal intensity distribution of an arbitrary cross section or a plurality of signals obtained as a result based on the signal processing such as Fourier transform, correction coefficient calculation, etc. executed by the CPU 1 to which the dedacil data from the receiving system 5 is input, image reconstruction, etc. The distribution obtained by performing an appropriate calculation on the signal is displayed as a tomographic image on the display 18 and recorded on the magnetic disk 20 or the optical disk 19 of the external storage device. Setting switch 21
Is for driving the cylinders 64, 66 and the motor 52 to position the transmission system 3, the magnetic field generation system 4, and the reception system 5 at desired positions of the subject 7.
【００２２】次に、本発明の磁気共鳴イメージング装置
の具体的構成を図２、図３、図４を用いて説明する。図
２は、磁気共鳴イメージング装置の送信系３、磁場発生
系４、受信系５、シリンダ６４，６６及びモータ５２な
どの機械的構成を示す側面図、図３は、図２の磁気共鳴
イメージング装置を左側から見た側面図、図４は、図２
に対応したものであり、手術中に磁気共鳴イメージング
装置が被検体から退避して十分なワーキングスペースを
確保する様子を示す図である。Next, a specific structure of the magnetic resonance imaging apparatus of the present invention will be described with reference to FIGS. 2, 3 and 4. 2 is a side view showing a mechanical configuration of the transmission system 3, the magnetic field generation system 4, the reception system 5, the cylinders 64 and 66, the motor 52 and the like of the magnetic resonance imaging apparatus, and FIG. 3 is the magnetic resonance imaging apparatus of FIG. FIG. 4 is a side view showing the left side of FIG.
FIG. 9 is a diagram showing a state in which the magnetic resonance imaging apparatus retracts from the subject during surgery to secure a sufficient working space during surgery.
【００２３】図２において、寝台３０は、横臥する被検
体７を載置するものであり、その右側端部は図示してい
ないベースフレームに固定されている。寝台３０の被検
体７の頭部付近は、頭部を指示できる程度の幅を有し、
それ以外は被検体７全体を指示できる程度の幅を有して
いる。この寝台３０の幅の狭い部分に送信系３、磁場発
生系４及び受信系５などが位置決め設置される。In FIG. 2, a bed 30 is for placing a subject 7 lying down, and its right end is fixed to a base frame (not shown). The vicinity of the head of the subject 7 of the bed 30 has a width that allows the head to be pointed,
Other than that, the width is large enough to indicate the entire subject 7. The transmission system 3, the magnetic field generation system 4, the reception system 5 and the like are positioned and installed in the narrow portion of the bed 30.
【００２４】磁場発生系４は、永久磁石方式の静磁場発
生磁石４ａ，４ｂ及びヨーク部材３２から構成される。
静磁場発生磁石４ａ，４ｂは、コの字型（又はＵの字
型）のヨーク部材３２に内側に取り付けられることによ
って磁気的に結合され、図示のように頭部付近に均一な
静磁場を発生する。静磁場発生磁石４ａ，４ｂは厚い円
板状をしている。静磁場発生磁石４ａ，４ｂの内側に
は、それぞれ照射コイル１１、受信コイル１４及び傾斜
磁場コイル１３が設けられている。The magnetic field generating system 4 is composed of static magnetic field generating magnets 4a and 4b of a permanent magnet type and a yoke member 32.
The static magnetic field generating magnets 4a and 4b are magnetically coupled by being attached inside a U-shaped (or U-shaped) yoke member 32, and a uniform static magnetic field is generated near the head as illustrated. Occur. The static magnetic field generating magnets 4a and 4b have a thick disc shape. An irradiation coil 11, a reception coil 14, and a gradient magnetic field coil 13 are provided inside the static magnetic field generating magnets 4a and 4b, respectively.
【００２５】ヨーク部材３２の側面には、軸３４，３６
が一体的に取り付けられている。軸３４，３６は、静磁
場発生磁石４ａ，４ｂ、照射コイル１１、受信コイル１
４及び傾斜磁場コイル１３の取り付けられた状態のヨー
ク部材３２の重心位置に取り付けられる。図では、照射
コイル１１と受信コイル１４は一体の場合を示してあ
る。軸３４，３６の軸回りにはベアリング３８，４０が
取り付けられている。ベアリング３８，４０の外周側に
は、可動フレーム４２，４４が取り付けられている。従
って、ヨーク部材３２は、軸３４，３６を回転軸として
可動フレーム４２，４４の内側を自在に回転移動する。On the side surface of the yoke member 32, shafts 34 and 36 are provided.
Are attached integrally. The shafts 34 and 36 are the static magnetic field generating magnets 4a and 4b, the irradiation coil 11, and the reception coil 1.
4 and the gradient magnetic field coil 13 are attached to the center of gravity of the yoke member 32. In the figure, the irradiation coil 11 and the receiving coil 14 are shown as one body. Bearings 38 and 40 are attached around the shafts 34 and 36. Movable frames 42 and 44 are attached to the outer peripheral sides of the bearings 38 and 40. Therefore, the yoke member 32 freely rotates inside the movable frames 42 and 44 with the shafts 34 and 36 as rotation axes.
【００２６】軸３６の端部には、プーリ４６が連結され
ている。プーリ４６にはベルト４８が巻き付けられてい
る。ベルト４８は、別のプーリ５０に巻き付けられてい
る。プーリ５０は、モータ５２の回転軸に連結されてい
る。モータ５２は、可動フレーム４４に固定されてい
る。従って、モータ５２の回転駆動力は、プーリ５０−
ベルト４８−プーリ４６を介して、軸３６に伝達され
る。従って、モータ５２を矢印Ｊ方向又はその逆方向に
回転制御することによって、ヨーク部材３２を矢印Ｋ方
向又はその逆方向に回転させ、所望の位置に位置決め制
御することができる。なお、このときに軸３４，３６
は、ヨーク部材３２の重心位置に取り付けられている。
従って、ヨーク部材３２は、その回転軸回りにバランス
されるようになるので、モータ５０の駆動力は小さくて
も安定に回転制御することができる。A pulley 46 is connected to the end of the shaft 36. A belt 48 is wound around the pulley 46. The belt 48 is wound around another pulley 50. The pulley 50 is connected to the rotation shaft of the motor 52. The motor 52 is fixed to the movable frame 44. Therefore, the rotational driving force of the motor 52 is equal to that of the pulley 50-
It is transmitted to the shaft 36 via the belt 48 and the pulley 46. Therefore, by controlling the rotation of the motor 52 in the arrow J direction or the opposite direction, the yoke member 32 can be rotated in the arrow K direction or the opposite direction, and the positioning can be controlled at a desired position. At this time, the shafts 34, 36
Are attached to the center of gravity of the yoke member 32.
Therefore, the yoke member 32 comes to be balanced around its rotation axis, so that the rotation can be stably controlled even if the driving force of the motor 50 is small.
【００２７】可動フレーム４４，４６の外側にはリニア
ベアリング５４〜５７が設けられている。リニアベアリ
ング５４〜５７に噛み合うようにしてリニアガイド５８
〜６１が基台フレーム６２の内側に設けられている。従
って、可動フレーム４４，４６は、リニアベアリング５
４〜５７を介してリニアガイド５８〜６１に沿って上下
に移動できるようになっている。このとき、可動フレー
ム４４，４６の下側と基台フレーム６２の上側との間に
は、シリンダ６４，６６が設けられており、シリンダ６
４，６６のロッドが可動フレーム４４，４６の下側に接
している。従って、このシリンダ６４，６６を駆動する
ことによって、可動フレーム４４，４６は、リニアガイ
ド５８〜６１に沿って矢印Ｌ方向、すなわち上下方向に
移動する。Linear bearings 54 to 57 are provided outside the movable frames 44 and 46. The linear guide 58 is engaged with the linear bearings 54 to 57.
˜61 are provided inside the base frame 62. Therefore, the movable frames 44 and 46 are arranged in the linear bearing 5
It can move up and down along the linear guides 58 to 61 via 4 to 57. At this time, the cylinders 64 and 66 are provided between the lower side of the movable frames 44 and 46 and the upper side of the base frame 62.
The rods 4, 66 are in contact with the lower sides of the movable frames 44, 46. Therefore, by driving the cylinders 64 and 66, the movable frames 44 and 46 move along the linear guides 58 to 61 in the arrow L direction, that is, in the vertical direction.
【００２８】図２は、磁気共鳴イメージング装置が被検
体７を撮影している状態を示しており、図から明かなよ
うに、シリンダ６４，６６のロッドの移動によって可動
フレーム４４，４６が上方に位置決め固定され、そし
て、モータ５２の回転駆動によってヨーク部材３２も上
方に位置決め固定されている。磁気共鳴イメージング装
置は、この状態で被検体７を撮影する。撮影が終了した
時点で、シリンダ６４，６６のロッドが下方に移動する
と、可動フレーム４４，４６全体が下方に位置する。次
にモータ５２が矢印Ｊ方向に回転して、静磁場発生磁石
４ａ，４ｂ及びヨーク部材３２を矢印Ｋ方向に回転す
る。すると、静磁場発生磁石４ａ，４ｂは図４のように
下方に位置し、静磁場発生磁石４ａ，４ｂと被検体７と
の間にヨーク部材３２の継鉄部分が位置するようにな
る。なお、ヨーク部材３２には、円筒形の一部を切り抜
いた形状のシールド部材３２１，３２２が設けられてい
る。従って、静磁場発生磁石４ａ，４ｂで発生する磁束
はヨーク部材３２の継鉄部分とシールド部材３２１，３
２２によって効果的に遮蔽され、被検体７の及びその近
傍に影響を与えないようになる。これによって、図４に
示すように、静磁場発生磁石４ａ，４ｂから被検体７に
対する漏洩磁束は極力低減されることになる。FIG. 2 shows a state in which the magnetic resonance imaging apparatus is photographing the subject 7. As is clear from the figure, the movable frames 44 and 46 are moved upward by the movement of the rods of the cylinders 64 and 66. The yoke member 32 is positioned and fixed by the rotational driving of the motor 52. The magnetic resonance imaging apparatus images the subject 7 in this state. When the rods of the cylinders 64 and 66 move downward at the time when the photographing is completed, the entire movable frames 44 and 46 are positioned downward. Next, the motor 52 rotates in the arrow J direction to rotate the static magnetic field generating magnets 4a and 4b and the yoke member 32 in the arrow K direction. Then, the static magnetic field generating magnets 4a and 4b are positioned downward as shown in FIG. 4, and the yoke portion of the yoke member 32 is positioned between the static magnetic field generating magnets 4a and 4b and the subject 7. The yoke member 32 is provided with shield members 321 and 322 each having a shape obtained by cutting out a part of a cylindrical shape. Therefore, the magnetic flux generated by the static magnetic field generating magnets 4a and 4b is generated by the yoke portion of the yoke member 32 and the shield members 321 and 3b.
It is effectively shielded by 22 and does not affect the subject 7 and its vicinity. As a result, as shown in FIG. 4, the leakage magnetic flux from the static magnetic field generating magnets 4a and 4b to the subject 7 is reduced as much as possible.
【００２９】次に、本発明の別の実施の形態について説
明する。図５〜図８は、この別の実施の形態の概略を示
す図であり、図５及び図７は全体構成を示す斜視図であ
り、図６及び図８はその側面図と正面図である。上述の
実施の形態では、撮影時には、静磁場発生磁石が被検体
に対向し、非撮影時にはヨーク部材が被検体に対向する
ように静磁場発生磁石とヨーク部材を回転させて、静磁
場発生磁石で発生した磁束をヨーク部材を利用して効果
的に遮蔽するようにしているが、図５〜図８の実施の形
態では、ヨーク部材の一部を回転又は移動可能にして、
非撮影時に静磁場発生磁石で発生した磁束をそのヨーク
部材の一部を利用して効果的に遮蔽するようにしたもの
である。Next, another embodiment of the present invention will be described. 5 to 8 are views showing the outline of this another embodiment, FIGS. 5 and 7 are perspective views showing the overall configuration, and FIGS. 6 and 8 are a side view and a front view thereof. . In the above-described embodiment, the static magnetic field generating magnet and the yoke member are rotated so that the static magnetic field generating magnet faces the subject during imaging, and the yoke member faces the subject during non-imaging. Although the magnetic flux generated in the above is effectively shielded by using the yoke member, in the embodiment of FIGS. 5 to 8, a part of the yoke member is made rotatable or movable,
The magnetic flux generated by the static magnetic field generating magnet during non-imaging is effectively shielded by using a part of the yoke member.
【００３０】図５〜図８において、静磁場発生磁石は、
円形板状の対向する強磁性体プレート７１，７２と、こ
の強磁性体プレート７１，７２を端部で接続する強磁性
体からなる半円筒状の固定ヨーク７３と、フレーム７４
〜７７によって強磁性体プレート７１，７２の側面に支
持され、強磁性体プレート７１，７２の円周方向に移動
可能に構成された４分の１円筒状の可動ヨーク７８，７
９とから構成される。可動ヨーク７８，７９は、漏洩磁
場遮蔽手段として機能するものであり、図７及び図８に
示すように非撮影時は可動ヨーク７８，７９がＭＲＩ装
置の開口部分を覆うことが可能な形状をしている。この
とき，可動ヨーク７８，７９及び固定ヨーク７３は、例
えば鉄，ケイ素鋼板などの強磁性体で構成されることが
望ましい。また、超電導体を使用してもよい。In FIGS. 5 to 8, the static magnetic field generating magnet is
Ferromagnetic plates 71 and 72 facing each other in a circular plate shape, a semi-cylindrical fixed yoke 73 made of a ferromagnetic material that connects the ferromagnetic plates 71 and 72 at their ends, and a frame 74.
˜77, the movable yokes 78, 7 each have a cylindrical shape and are supported by the side surfaces of the ferromagnetic plates 71, 72 so as to be movable in the circumferential direction of the ferromagnetic plates 71, 72.
9 and 9. The movable yokes 78 and 79 function as a leakage magnetic field shielding means, and as shown in FIGS. 7 and 8, the movable yokes 78 and 79 have a shape capable of covering the opening portion of the MRI apparatus during non-imaging. is doing. At this time, the movable yokes 78 and 79 and the fixed yoke 73 are preferably made of a ferromagnetic material such as iron or silicon steel plate. Also, a superconductor may be used.
【００３１】ＭＲＩ撮像を行なう場合，磁気遮蔽手段で
ある可動ヨーク７８，７９は、固定ヨーク７３側に退避
し、静磁場発生磁石の磁場発生時のヨークとして機能す
る。また、可動ヨーク７８，７９が固定ヨーク７３側に
退避することによって、図５及び図６に示すようにＭＲ
Ｉ装置の開口部分は開いた状態となる。さらに、手術中
に漏洩磁場の影響を抑制する場合は、可動ヨーク７８，
７９が回転移動して、図７及び図８に示すように、ＭＲ
Ｉ装置の開口部分を閉ざすようになる。When performing MRI imaging, the movable yokes 78 and 79, which are magnetic shielding means, are retracted to the fixed yoke 73 side and function as a yoke when the static magnetic field generating magnet generates a magnetic field. Further, as the movable yokes 78 and 79 are retracted to the fixed yoke 73 side, as shown in FIGS.
The opening of the I device is in an open state. Further, when suppressing the influence of the leakage magnetic field during the operation, the movable yoke 78,
79 rotates and moves, and as shown in FIGS.
The opening of the I-device is closed.
【００３２】図９〜図１２は、撮影時及び非撮影時にお
けるＭＲＩ装置と寝台（手術台）３０との関係を示す図
である。図９は、ＭＲＩ撮影を行う撮影時の病室の様子
を示す図であり、図１０は、図９の様子を天井側から見
た図である。図１１は、ＭＲＩ撮影を行わない非撮影時
の病室内の様子を示す図であり、図１２は、図１１の様
子を天井側から見た図である。図９及び図１０に示すよ
うに、ＭＲＩ撮像を行なう場合、可動ヨーク７８，７９
は、固定ヨーク７３側に退避した状態にあり、支持台９
１にて固定されたＭＲＩ装置内に、被検体７の手術部位
（例えば、頭部）をＭＲＩ装置の開放部に挿入する。こ
のとき、被検体７である患者を移動しないで、ＭＲＩ装
置のみを移動させるのが望ましい。ＭＲＩ装置の移動が
困難な場合に限り、被検体７である患者を搭載した寝台
（テーブル）３０を移動し、ＭＲＩ装置内に挿入するよ
うにしてもよい。ただし、この場合は、患者の移動距離
は最小限に抑えるのが望ましい。なお、撮影時には、被
検体７の患者（寝台３０）の周囲に、点滴、心電計、手
術用顕微鏡などの周辺機器１０５〜１０７や手術器具１
０８を搭載した手術器具台１０９が、ＭＲＩ装置の漏洩
磁場１００ａの５ガウスライン内に入らないように予め
退避させられている。9 to 12 are diagrams showing the relationship between the MRI apparatus and the bed (surgical table) 30 at the time of photographing and at the time of non-imaging. FIG. 9 is a diagram showing a state of a hospital room at the time of radiography for MRI imaging, and FIG. 10 is a diagram of the state of FIG. 9 seen from the ceiling side. FIG. 11 is a diagram showing a state inside the hospital room when MRI is not performed, and FIG. 12 is a diagram showing the state of FIG. 11 viewed from the ceiling side. As shown in FIGS. 9 and 10, when performing MRI imaging, movable yokes 78 and 79 are used.
Is retracted to the fixed yoke 73 side, and
The surgical site (for example, the head) of the subject 7 is inserted into the MRI apparatus fixed at 1 in the open portion of the MRI apparatus. At this time, it is desirable to move only the MRI apparatus without moving the patient who is the subject 7. Only when it is difficult to move the MRI apparatus, the bed (table) 30 on which the patient who is the subject 7 is mounted may be moved and inserted into the MRI apparatus. However, in this case, it is desirable to minimize the distance traveled by the patient. In addition, at the time of imaging, peripheral devices 105 to 107 such as an intravenous drip, an electrocardiograph, and a surgical microscope and the surgical instrument 1 are provided around the patient (bed 30) of the subject 7.
The surgical instrument table 109 equipped with 08 is evacuated in advance so as not to enter the 5 Gauss line of the leakage magnetic field 100a of the MRI apparatus.
【００３３】ＭＲＩ装置による撮像が終了して手術を再
開する場合、図１２に示すようにＭＲＩ装置を退避し
て、被検体７から遠ざけると共にＭＲＩ装置の可動ヨー
ク７８，７９を用いてＭＲＩ装置の開口部分を閉じる。
これによって、ＭＲＩ装置からの漏洩磁場１００ｂの５
ガウスラインの半径を、図１０の場合に比べて飛躍的に
小さくすることができる。このように、ＭＲＩ装置の開
口部分を可動ヨーク７８，７９によって閉ざすことによ
って、漏洩磁場１００ｂの５ガウスラインをＭＲＩ装置
の近傍に抑制し、漏洩磁場１００ｂが術野１０４に悪影
響を与えることがなくなり、手術中は周辺機器１０５〜
１０７や手術器具１０８を搭載した手術器具台１０９な
どを術野近傍に配置した状態で、術者１１０は通常通り
の手術を行うことができるようになる。When the operation by the MRI apparatus is completed and the operation is restarted, the MRI apparatus is retracted as shown in FIG. 12 to move away from the subject 7 and the movable yokes 78, 79 of the MRI apparatus are used to move the MRI apparatus. Close the opening.
As a result, the leakage magnetic field 100b from the MRI apparatus is reduced to 5
The radius of the Gauss line can be dramatically reduced as compared with the case of FIG. In this way, by closing the opening of the MRI apparatus with the movable yokes 78 and 79, the 5 Gauss line of the leakage magnetic field 100b is suppressed near the MRI apparatus, and the leakage magnetic field 100b does not adversely affect the surgical field 104. , Peripheral device 105 during surgery
With the surgical instrument table 109 having the surgical instrument 107 and the surgical instrument 108 mounted in the vicinity of the surgical field, the operator 110 can perform a normal surgery.
【００３４】図１３は、可動ヨークの第１の変形例を示
す図である。この変形例では、可動ヨークが複数個に分
割された可動ヨーク片１３１〜１３６で構成されてい
る。この場合、一つの可動ヨーク片１３１〜１３６が受
ける磁気吸引力が小さくなるので、可動ヨークの開閉が
容易になる。FIG. 13 is a diagram showing a first modification of the movable yoke. In this modification, the movable yoke is composed of a plurality of movable yoke pieces 131 to 136. In this case, since the magnetic attraction force received by one of the movable yoke pieces 131 to 136 becomes small, opening and closing of the movable yoke becomes easy.
【００３５】図１４は、可動ヨークの第２の変形例を示
す図である。この変形例では、可動ヨークを着脱式のヨ
ーク１４１で構成した。これによって、ＭＲＩ装置の構
成を簡便化することができ、コストを大幅に低減するこ
とができる。FIG. 14 is a diagram showing a second modification of the movable yoke. In this modification, the movable yoke is composed of a detachable yoke 141. As a result, the structure of the MRI apparatus can be simplified and the cost can be significantly reduced.
【００３６】図１５は、可動ヨークの第３の変形例を示
す図である。この変形例では、可動ヨーク７８，７９が
閉じた時の磁気的な接合部分に、可動ヨーク７８，７９
同士の磁気吸引力を緩和する吸引力軽減体１５１，１５
２を配置した。吸引力軽減体１５１，１５２は、例え
ば、アルミ、ステンレス、樹脂などの非磁性体を使用す
る。また、固定ヨーク７３と可動ヨーク７８，７９と間
の磁気的な接合部に、同様な構成の吸引力軽減体１５３
を配置してもよい。FIG. 15 is a diagram showing a third modification of the movable yoke. In this modification, the movable yokes 78, 79 are provided at the magnetically joined portions when the movable yokes 78, 79 are closed.
Suction force reducing bodies 151 and 15 for reducing the magnetic suction force between the two
2 was placed. As the suction force reducing bodies 151 and 152, for example, a non-magnetic material such as aluminum, stainless steel, or resin is used. Further, at the magnetic joint between the fixed yoke 73 and the movable yokes 78, 79, a suction force reducing body 153 having a similar structure is provided.
May be arranged.
【００３７】図１６は、吸引力軽減体の変形例を示す図
である。吸引力軽減体１５１，１５２の内側に、能動的
に吸引力を消去する手段として、図１６（Ａ）に示すよ
うな吸引力キャンセルコイル１６１〜１６６を配置した
り、図１６（Ｂ），（Ｃ）に示すような吸引力軽減磁石
群１７１〜１７６を配置したりする。図１６（Ａ）で
は、一対の吸引力軽減体１５１，１５２に一対の吸引力
キャンセルコイル１６１〜１６６が配置されているの
で、可動ヨーク７８，７９を閉じている状態から開ける
場合には、両側の吸引力キャンセルコイル１６１〜１６
３と吸引力キャンセルコイル１６４〜１６６との間で互
いに逆向きの電流を流すことで開き易くする。図１６
（Ｂ），（Ｃ）では、吸引力軽減磁石群１７１〜１７６
が、例えば、黒部分が上向きに磁化された磁石であり、
白部分が下向きに磁化された磁石だとする。可動ヨーク
７８，７９が閉じている場合には、図１６（Ｂ）のよう
に上下の各々の磁石が異極どうし対向するように配列
し、可動ヨーク７８，７９を開ける場合には、図１６
（Ｃ）のように磁石の配列を互いに横方向にずらして、
上下の磁石の同極同士が対向するように配列を変え、吸
引力を軽減する。これによって、可動ヨーク７８，７９
の開閉が容易になる。FIG. 16 is a view showing a modification of the suction force reducing body. As means for actively erasing the suction force inside the suction force reduction bodies 151, 152, suction force canceling coils 161 to 166 as shown in FIG. 16 (A) are arranged, or as shown in FIG. The attraction force reducing magnet groups 171 to 176 as shown in C) are arranged. In FIG. 16 (A), since the pair of suction force canceling coils 161 to 166 are arranged on the pair of suction force reducing bodies 151 and 152, when the movable yokes 78 and 79 are opened from the closed state, Suction force canceling coils 161 to 16
3 and the attraction force canceling coils 164 to 166 are made to flow easily by causing currents in opposite directions to flow. FIG.
In (B) and (C), attraction force reduction magnet groups 171 to 176
Is a magnet whose black part is magnetized upward,
Suppose the white part is a magnet magnetized downward. When the movable yokes 78 and 79 are closed, the upper and lower magnets are arranged so as to face each other as shown in FIG. 16B, and when the movable yokes 78 and 79 are opened, the movable yokes 78 and 79 are opened.
As shown in (C), the arrangement of magnets is laterally offset from each other,
The arrangement is changed so that the same poles of the upper and lower magnets face each other to reduce the attractive force. Thereby, the movable yokes 78, 79
It becomes easy to open and close.
【００３８】図１７及び図１８は、可動ヨークの代りに
磁性流体を封入したフレキシブル・シースを使用した変
形例を示す図である。図において、フレキシブル・シー
ス１７０，１７１の材質としては、非磁性金属であるア
ルミ、ステンレス、または非磁性樹脂が望ましく、例え
ば、油中に入れたれた磁性粉末からなる磁性流体１７
３，１７４をフレキシブル・シース１７０，１７１内に
封入する。FIGS. 17 and 18 are views showing a modified example in which a flexible sheath containing a magnetic fluid is used instead of the movable yoke. In the figure, the material of the flexible sheaths 170 and 171 is preferably non-magnetic metal such as aluminum, stainless steel, or non-magnetic resin. For example, the magnetic fluid 17 made of magnetic powder in oil.
3, 174 are enclosed in flexible sheaths 170, 171.
【００３９】図１７（Ａ）に示すように、フレキシブル
・シース１７０，１７１におけるＭＲＩ装置の開口側部
分を矢印１７５，１７６のように磁石中心から遠ざけ
る。このとき、フレキシブル・シース１７０，１７１に
おける固定ヨーク７３側の部分を固定ヨーク７３に近接
させた状態に保持しておく。これによって、フレキシブ
ル・シース１７０，１７１中の磁性流体１７３，１７４
が互いの磁気吸引力によって、矢印１７７，１７８のよ
うに固定ヨーク７３側に移動する。そして、磁性流体１
７３，１７４の移動後は、その部分に磁性流体１７３，
１７４が存在しなくなるので、空のフレキシブル・シー
ス１７０，１７１を図１７（Ｂ）のように丸めて収納す
る。図１７（Ｂ）の状態がＭＲＩの撮影時の状態であ
る。As shown in FIG. 17A, the portions of the flexible sheaths 170 and 171 on the opening side of the MRI apparatus are moved away from the center of the magnet as indicated by arrows 175 and 176. At this time, the portions of the flexible sheaths 170 and 171 on the side of the fixed yoke 73 are kept close to the fixed yoke 73. As a result, the magnetic fluids 173 and 174 in the flexible sheaths 170 and 171.
Move to the fixed yoke 73 side as indicated by arrows 177 and 178 by mutual magnetic attraction. And the magnetic fluid 1
After the movement of 73, 174, the magnetic fluid 173,
Since the 174 does not exist, the empty flexible sheaths 170 and 171 are rolled and stored as shown in FIG. 17B. The state of FIG. 17B is a state at the time of MRI imaging.
【００４０】図１７（Ｂ）に示すように丸めて収納され
た空のフレキシブル・シース１７０，１７１をＭＲＩ装
置の開口部側に被せ、フレキシブル・シース１７０，１
７１における固定ヨーク７３側の部分を矢印１８５，１
８６のように磁石中心（または固定ヨーク７３）から遠
ざける。このとき、フレキシブル・シース１７０，１７
１中の磁性流体１７３，１７４は、ＭＲＩ装置の開口部
に移動し、ＭＲＩ装置の開口部は磁性流体１７３，１７
４によって覆われ、ＭＲＩ装置の開口部からの漏洩磁場
は大幅に減少される。磁性流体１７３，１７４の移動後
は、その部分に磁性流体１７３，１７４が存在しなくな
るので、前述の場合と同様に、空のフレキシブル・シー
ス１７０，１７１を図１８（Ｂ）のように丸めて収納す
る。図１８（Ｂ）の状態がＭＲＩの非撮影時の状態であ
る。As shown in FIG. 17 (B), empty flexible sheaths 170 and 171 which are rolled up and accommodated are covered on the opening side of the MRI apparatus to form flexible sheaths 170 and 1
The portion of 71 on the side of the fixed yoke 73 is indicated by arrows 185, 1
As shown by 86, it is moved away from the center of the magnet (or the fixed yoke 73). At this time, the flexible sheaths 170, 17
The magnetic fluids 173 and 174 in No. 1 move to the openings of the MRI apparatus, and the openings of the MRI apparatus are filled with the magnetic fluids 173 and 17.
4, the leakage magnetic field from the opening of the MRI apparatus is greatly reduced. After the magnetic fluids 173 and 174 are moved, the magnetic fluids 173 and 174 do not exist in the portions, so that the empty flexible sheaths 170 and 171 are rounded as shown in FIG. 18B as in the case described above. Store. The state of FIG. 18B is a state when MRI is not performed.
【００４１】[0041]
【発明の効果】本発明によれば、手術使用時において被
検体や手術器具などへの漏洩磁場の影響を防止でき、手
術中に被検体を移動させなくても十分にワーキングスペ
ースを確保でき、手術に用いられる器具等も通常の汎用
性の高い器具をそのまま利用することができるという効
果がある。According to the present invention, it is possible to prevent the influence of a leakage magnetic field on a subject or a surgical instrument during use of surgery, and to secure a sufficient working space without moving the subject during surgery. As an instrument or the like used for surgery, an ordinary instrument having high versatility can be used as it is.
【図１】 本発明に係る磁気共鳴イメージング装置の全
体構成を示すブロック図である。FIG. 1 is a block diagram showing an overall configuration of a magnetic resonance imaging apparatus according to the present invention.
【図２】 磁気共鳴イメージング装置の送信系、磁場発
生系、受信系、シリンダ及びモータなどの機械的構成を
示す側面図である。FIG. 2 is a side view showing a mechanical configuration of a transmission system, a magnetic field generation system, a reception system, a cylinder, a motor and the like of the magnetic resonance imaging apparatus.
【図３】 図２の磁気共鳴イメージング装置を左側から
見た側面図である。3 is a side view of the magnetic resonance imaging apparatus of FIG. 2 viewed from the left side.
【図４】 手術中に磁気共鳴イメージング装置が被検体
から退避して十分なワーキングスペースを確保する様子
を示す図である。FIG. 4 is a diagram showing a state in which the magnetic resonance imaging apparatus retracts from the subject during surgery to secure a sufficient working space.
【図５】 本発明の別の実施の形態の概略を示す図であ
り、撮影時における全体構成を示す斜視図である。FIG. 5 is a diagram showing an outline of another embodiment of the present invention, and is a perspective view showing an overall configuration at the time of photographing.
【図６】 図５の側面図と正面図である。FIG. 6 is a side view and a front view of FIG.
【図７】 本発明の別の実施の形態の概略を示す図であ
り、非撮影時における全体構成を示す斜視図である。FIG. 7 is a diagram showing an outline of another embodiment of the present invention, and is a perspective view showing an overall configuration at the time of non-imaging.
【図８】 図７の側面図と正面図である。8 is a side view and a front view of FIG. 7. FIG.
【図９】 ＭＲＩ撮影を行う撮影時の病室のＭＲＩ装置
と寝台との関係を示す図である。FIG. 9 is a diagram showing the relationship between the bed and the MRI apparatus in the patient's room at the time of performing MRI imaging.
【図１０】 図９の様子を天井側から見た図である。FIG. 10 is a view of the state of FIG. 9 viewed from the ceiling side.
【図１１】 ＭＲＩ撮影を行わない非撮影時の病室のＭ
ＲＩ装置と寝台との関係を示す図である。FIG. 11: M in the patient room when MRI is not performed
It is a figure which shows the relationship between an RI apparatus and a bed.
【図１２】 図１１の様子を天井側から見た図である。FIG. 12 is a diagram of the state of FIG. 11 viewed from the ceiling side.
【図１３】 可動ヨークの第１の変形例を示す図であ
る。FIG. 13 is a diagram showing a first modification of the movable yoke.
【図１４】 可動ヨークの第２の変形例を示す図であ
る。FIG. 14 is a diagram showing a second modification of the movable yoke.
【図１５】 可動ヨークの第３の変形例を示す図であ
る。FIG. 15 is a diagram showing a third modification of the movable yoke.
【図１６】 吸引力軽減体の変形例を示す図である。FIG. 16 is a view showing a modified example of the suction force reducing body.
【図１７】 可動ヨークの代りに磁性流体を封入したフ
レキシブル・シースを使用した変形例を示す図であり、
撮影時の状態を示す図である。FIG. 17 is a view showing a modified example in which a flexible sheath in which a magnetic fluid is enclosed is used instead of the movable yoke,
It is a figure which shows the state at the time of photography.
【図１８】 可動ヨークの代りに磁性流体を封入したフ
レキシブル・シースを使用した変形例を示す図であり、
非撮影時の状態を示す図である。FIG. 18 is a view showing a modified example in which a flexible sheath in which a magnetic fluid is enclosed is used instead of the movable yoke,
It is a figure which shows the state at the time of non-photographing.
１…ＣＰＵ ２…シーケンサ ３…送信系 ４…磁場発生系 ５…受信系 ６…信号処理系 ７…被検体 ８…高周波発信器 ９…変調器 １０…高周波増幅器 １１…照射コイル １２…傾斜磁場電源 １３…傾斜磁場コイル １４…受信コイル １５…増幅器 １６…直交位相検波器 １７…Ａ／Ｄ変換器 １８…ディスプレイ １９…光ディスク ２０…磁気ディスク ２１…設定スイッチ ２２…傾斜磁場発生系 ３０…寝台 ３２…ヨーク部材 ３２１，３２２…シールド部材 ４２，４４…可動フレーム ４６，５０…プーリ ４８…ベルト ５２…モータ ５４〜５７…リニアベアリング ５８〜６１…リニアガイド ６２…基台フレーム ６４，６６…シリンダ ４ａ，４ｂ…静磁場発生磁石 ７１，７２…強磁性体プレート ７３…固定ヨーク ７４〜７７…フレーム ７８，７９…可動ヨーク 1 ... CPU 2 ... Sequencer 3 ... Transmission system 4 Magnetic field generation system 5 ... Receiving system 6 ... Signal processing system 7 ... Subject 8 ... High frequency oscillator 9 ... Modulator 10 ... High frequency amplifier 11 ... Irradiation coil 12 ... Gradient magnetic field power supply 13 ... Gradient magnetic field coil 14 ... Receiving coil 15 ... Amplifier 16 ... Quadrature detector 17 ... A / D converter 18 ... Display 19 ... Optical disc 20 ... Magnetic disk 21 ... Setting switch 22 ... Gradient magnetic field generation system 30 ... Sleeper 32 ... Yoke member 321, 322 ... Shield member 42, 44 ... Movable frame 46, 50 ... pulley 48 ... Belt 52 ... Motor 54-57 ... Linear bearing 58-61 ... Linear guide 62 ... Base frame 64, 66 ... Cylinder 4a, 4b ... Static magnetic field generating magnet 71, 72 ... Ferromagnetic plate 73 ... Fixed yoke 74-77 ... Frame 78, 79 ... Movable yoke
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (72)発明者 竹島 弘隆 東京都千代田区内神田１丁目１番14号 株 式会社日立メディコ内 (72)発明者 渡部 滋 東京都千代田区内神田１丁目１番14号 株 式会社日立メディコ内 Ｆターム(参考） 4C096 AA20 AB46 AB48 AD08 CA09 CA42 CA58 ─────────────────────────────────────────────────── ─── Continued front page (72) Inventor Hirotaka Takeshima 1-chome 1-14-1 Kanda, Chiyoda-ku, Tokyo Inside the Hitachi Medical Co. (72) Inventor Shigeru Watanabe 1-chome 1-14-1 Kanda, Chiyoda-ku, Tokyo Inside the Hitachi Medical Co. F-term (reference) 4C096 AA20 AB46 AB48 AD08 CA09 CA42 CA58
Claims (9)
被検体に与えることによって断層像を撮影する磁気共鳴
イメージング装置において、 前記断層像の撮影を行なわない時に前記磁場が前記被検
体及びその近傍に影響を与えないように前記磁場発生手
段から漏洩する磁束を抑制する磁束抑制手段を備えたこ
とを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。1. A magnetic resonance imaging apparatus for capturing a tomographic image by applying a magnetic field generated by a magnetic field generating means to a subject, wherein the magnetic field is applied to the subject and its vicinity when the tomographic image is not captured. A magnetic resonance imaging apparatus comprising magnetic flux suppressing means for suppressing magnetic flux leaking from the magnetic field generating means so as not to affect.
被検体に与えることによって断層像を撮影する磁気共鳴
イメージング装置において、 前記断層像を撮影する時には前記磁場内に前記被検体が
位置するように前記磁場発生手段を移動させ、前記断層
像を撮影しない時には前記磁場内に前記被検体が位置し
ないように前記磁場発生手段を前記被検体から離れた位
置に移動させる移動手段と、 前記磁場発生手段が前記被検体から離れた位置にある場
合に、前記磁場発生手段の発生する磁束が前記被検体及
びその近傍に影響を与えないように前記磁束を抑制する
磁束抑制手段とを備えたことを特徴とする磁気共鳴イメ
ージング装置。2. A magnetic resonance imaging apparatus for capturing a tomographic image by applying a magnetic field generated by a magnetic field generating means to a subject so that the subject is positioned in the magnetic field when the tomographic image is captured. Moving means for moving the magnetic field generating means and moving the magnetic field generating means to a position away from the subject so that the subject is not positioned in the magnetic field when the tomographic image is not captured; and the magnetic field generating means. Is provided at a position distant from the subject, a magnetic flux suppressing means for suppressing the magnetic flux so that the magnetic flux generated by the magnetic field generating means does not affect the subject and the vicinity thereof. Magnetic resonance imaging device.
は、前記磁場発生手段の発生する磁束方向に直交する特
定方向の磁束を遮蔽するような磁気シールド手段を備
え、前記移動手段が前記磁場発生手段を前記被検体から
離れた位置に移動させた場合に前記磁場発生手段と前記
被検体との間に前記磁気シールド手段を位置させること
を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。3. The magnetic flux suppressing means according to claim 2, comprising magnetic shield means for shielding magnetic flux in a specific direction orthogonal to the magnetic flux direction generated by the magnetic field generating means, and the moving means generating the magnetic field. A magnetic resonance imaging apparatus characterized in that the magnetic shield means is positioned between the magnetic field generating means and the subject when the means is moved to a position away from the subject.
は、磁気結合手段によって磁気的に結合された少なくと
も一対の静磁場発生手段を備えたものであり、前記磁束
抑制手段は、前記磁気結合手段の結合部を用いて前記磁
気シールド手段を構成することを特徴とする磁気共鳴イ
メージング装置。4. The magnetic field generating means according to claim 3, comprising at least a pair of static magnetic field generating means magnetically coupled by magnetic coupling means, and the magnetic flux suppressing means is the magnetic coupling means. A magnetic resonance imaging apparatus, characterized in that the magnetic shield means is configured by using a coupling part of
は、前記磁気結合手段とは別個に形成されたシールド板
によって前記磁気シールド手段を構成することを特徴と
する磁気共鳴イメージング装置。5. The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 4, wherein the magnetic flux suppressing means configures the magnetic shield means by a shield plate formed separately from the magnetic coupling means.
は、コの字型又はＵの字型の磁気結合手段によって磁気
的に結合された少なくとも一対の静磁場発生手段を備
え、 前記断層像を撮影しない時には、前記被検体から離れた
位置であって前記磁気結合手段の結合部側が前記被検体
に対向するように固定され、 前記断層像を撮影する時には、前記磁気結合手段の開放
部が前記被検体を通過できるように前記移動手段によっ
て回転移動されると共に前記被検体から離れた位置から
前記被検体の撮影可能な位置まで移動され固定され、 前記撮影終了時には、前記移動手段によって逆方向に移
動され前記被検体から離れた位置に戻されることを特徴
とする磁気共鳴イメージング装置。6. The magnetic field generating means according to claim 2, comprising at least a pair of static magnetic field generating means magnetically coupled by a U-shaped or U-shaped magnetic coupling means. When not imaging, the coupling part side of the magnetic coupling means is fixed so as to face the subject at a position distant from the subject, and when the tomographic image is photographed, the open part of the magnetic coupling means is It is rotated and moved by the moving means so as to be able to pass through the subject, and is moved and fixed from a position apart from the subject to a position where the subject can be imaged. A magnetic resonance imaging apparatus, which is moved and returned to a position apart from the subject.
は、前記磁場発生手段の磁束の漏洩する開口部に設けら
れた漏洩磁場を遮蔽する遮蔽手段で構成されることを特
徴とする磁気共鳴イメージング装置。7. The magnetic resonance imaging system according to claim 1, wherein the magnetic flux suppressing means is composed of a shielding means provided in an opening portion of the magnetic field generating means for leakage of magnetic flux to shield a leakage magnetic field. apparatus.
段を前記磁場発生手段の磁束の漏洩する開口部に誘導又
は退避させる駆動機構を備えたことを特徴とする磁気共
鳴イメージング装置。8. The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 7, further comprising a drive mechanism for guiding or retracting the leakage magnetic field shielding means to an opening portion of the magnetic field generating means where the magnetic flux leaks.
段に磁気吸引力を弱める手段を備えたことを特徴とする
磁気共鳴イメージング装置。9. The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 8, wherein the leakage magnetic field shielding means includes means for weakening a magnetic attraction force.
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP2002271167A JP2003334176A (en) | 2002-03-13 | 2002-09-18 | Magnetic resonance imaging device |
Applications Claiming Priority (3)
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|---|---|---|---|
| JP2002068593 | 2002-03-13 | ||
| JP2002-68593 | 2002-03-13 | ||
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Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JP2003334176A true JP2003334176A (en) | 2003-11-25 |
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ID=29714079
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
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Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JP2003334176A (en) |
Cited By (3)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| WO2007141221A1 (en) * | 2006-06-06 | 2007-12-13 | Esaote S.P.A. | Apparatus for magnetic resonance imaging of the lower limbs of patients |
| JP2010511438A (en) * | 2006-12-01 | 2010-04-15 | Ｔｔｉ・エルビュー株式会社 | Device, for example a system, device and method for powering and / or controlling a transdermal delivery device |
| CN101044980B (en) * | 2006-03-31 | 2011-07-06 | 株式会社东芝 | Device for preventing magnetic field suction |
-
2002
- 2002-09-18 JP JP2002271167A patent/JP2003334176A/en active Pending
Cited By (4)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| CN101044980B (en) * | 2006-03-31 | 2011-07-06 | 株式会社东芝 | Device for preventing magnetic field suction |
| WO2007141221A1 (en) * | 2006-06-06 | 2007-12-13 | Esaote S.P.A. | Apparatus for magnetic resonance imaging of the lower limbs of patients |
| US8126245B2 (en) | 2006-06-06 | 2012-02-28 | Esaote, S.P.A. | Apparatus for magnetic resonance imaging of patients with limbs, particularly lower limbs, under natural stress |
| JP2010511438A (en) * | 2006-12-01 | 2010-04-15 | Ｔｔｉ・エルビュー株式会社 | Device, for example a system, device and method for powering and / or controlling a transdermal delivery device |
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