JP2007282860A

JP2007282860A - Magnetic resonance imaging device and method

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Publication number: JP2007282860A
Application number: JP2006113820A
Authority: JP
Inventors: Katsumi Kose; 勝美巨瀬; Shinya Handa; 晋也半田; Masaru Yoshioka; 大吉岡; Tomoyuki Haishi; 智之拝師
Original assignee: University of Tsukuba NUC
Current assignee: University of Tsukuba NUC
Priority date: 2006-04-17
Filing date: 2006-04-17
Publication date: 2007-11-01

Abstract

<P>PROBLEM TO BE SOLVED: To provide a small size local magnetic resonance imaging device and a method capable of photographing the whole hand at one time and used in diagnosing rheumatoid arthritis. <P>SOLUTION: A target field method is applied to gradient coils in an x direction and a y direction perpendicular to a magnetostatic field; a genetic algorithm is applied to a gradient coil in a Z direction of the same direction as the electromagnetic field; a magnetic field uniform area necessary and sufficient for photographing the whole hand at one time is secured; and the standardization and interpretation of the photographed image is facilitated by straightly extending a palm and fingers and regulating the same in a planar plane when photographing the hand in the small size local magnetic resonance imaging device suitable for diagnosing RA. <P>COPYRIGHT: (C)2008,JPO&INPIT

Description

この発明は、磁気共鳴イメージング装置（以下「ＭＲＩ装置」ともいう。）およびイメージング方法に関し、詳しくは関節リウマチ診断に供する小型の局所的磁気共鳴イメージング装置および方法に関する。 The present invention relates to a magnetic resonance imaging apparatus (hereinafter also referred to as “MRI apparatus”) and an imaging method, and more particularly to a small local magnetic resonance imaging apparatus and method used for diagnosis of rheumatoid arthritis.

関節リウマチ（Rheumatoid Arthritis: 以下「ＲＡ」という。）とは、原因不明の持続性の多発関節炎を特徴とし、軟骨や骨を破壊しつつ関節の変形をきたす疾患であり、治療が長期化し、また運動機能障害などによる介護等の必要性から、医療費総額は、癌や心筋梗塞などに匹敵し、さらに患者の苦痛は耐え難いものであり、ＲＡの克服は、社会的・経済的に極めて重要な課題となっている。 Rheumatoid Arthritis (hereinafter referred to as “RA”) is a disease characterized by persistent polyarthritis of unknown cause, causing joint deformation while destroying cartilage and bone, and treatment has been prolonged, Due to the need for nursing care due to motor dysfunction, the total medical cost is comparable to cancer, myocardial infarction, etc., and patient suffering is unbearable, and overcoming RA is extremely important socially and economically. It has become a challenge.

そして、ＲＡによる関節破壊は、発症後２年以内に急速に進行することから、早期に診断し、早期に治療を開始することが不可欠である。またＲＡの発症初期には、手の不特定な関節に症状が起きることが多く、このため手全体を小型のＭＲＩ装置で、簡易かつ安価に撮像して、早期診断を行うことが極めて重要であるが、現在は、全身用のＭＲＩ装置を使用して撮像し診断することが行われている。 And since joint destruction by RA progresses rapidly within 2 years after onset, it is essential to diagnose early and start treatment early. In the early stages of RA, symptoms often occur in unspecified joints of the hand. For this reason, it is very important to make an early diagnosis by imaging the entire hand with a small MRI apparatus easily and inexpensively. However, at present, imaging and diagnosis are performed using a whole-body MRI apparatus.

一方、アメリカ・リウマチ学会(American College of Rheumatology :ＡＣＲ)では、全身用ＭＲＩに代わる手段として四肢用ＭＲＩが検討され、一部使用されている。 On the other hand, at the American College of Rheumatology (ACR), MRI for extremities has been studied and partially used as an alternative to whole body MRI.

また、図１５は下記特許文献１示された従来例に係る局所的ＭＲＩ装置の全体構成図である。この従来例に係る局所的ＭＲＩ装置は、均一な静磁場の中に置かれた高周波コイル１４２中に、被写体Ｒの踵の端部より踵を挿入し、踵骨を含む断層面の核磁気共鳴画像を、骨粗鬆症診断のための基準試料と同時に、骨髄の緩和時間変化の影響が少ないパルスシーケンス（例えばスピン・エコー撮像シーケンス）で撮像するものであり、小型の装置で安価に、かつ楽な姿勢の撮像を可能とするものである。
特開２００２−５２００８号公報 FIG. 15 is an overall configuration diagram of a local MRI apparatus according to a conventional example shown in Patent Document 1 below. In this local MRI apparatus according to this conventional example, a heel is inserted into the high-frequency coil 142 placed in a uniform static magnetic field from the end of the heel of the subject R, and nuclear magnetic resonance of the tomographic plane including the ribs is performed. At the same time as a reference sample for diagnosis of osteoporosis, the image is taken with a pulse sequence (eg spin-echo imaging sequence) that is less affected by changes in bone marrow relaxation time. Image pickup is possible.
Japanese Patent Laid-Open No. 2002-52008

しかしながら、現在使用されているＭＲＩ装置の多くは全身用であり、脳・心肺・腹部の撮像等に最適化されており、ＲＡの早期診断のための手の撮像には、装置が高価であることによる高額の撮像料、長い撮像時間、撮像時間枠の確保、撮像姿勢の制約等の問題がある。 However, most of the currently used MRI apparatuses are for the whole body, and are optimized for imaging of the brain, cardiopulmonary, abdomen, etc., and the apparatus is expensive for imaging of hands for early diagnosis of RA. Therefore, there are problems such as expensive imaging charges, long imaging time, securing an imaging time frame, and restrictions on imaging posture.

また、上記のアメリカ・リウマチ学会で、全身用ＭＲＩに代わる手段として検討され、一部使用さている四肢用ＭＲＩ装置は、撮像領域が小さいため、手全体の撮像を行うためには、複数回の撮像に分けなければならないため撮像時間が長くなるという問題がある。 In addition, the above-mentioned MRI apparatus for extremities, which has been studied as a means to replace MRI for the whole body by the American College of Rheumatology, has a small imaging area. There is a problem that the imaging time becomes long because it must be divided into imaging.

また、上記特許文献１に示されたＭＲＩ装置は、小型であり、安価に、かつ楽な姿勢で撮像できるという長所があるが、踵骨の骨髄を撮像して骨粗鬆症診断を可能にするものであり、ＲＡの早期診断に供するものではない。 In addition, the MRI apparatus disclosed in Patent Document 1 has an advantage of being small in size and capable of imaging at a low cost and in an easy posture, but enables imaging of osteoporosis by imaging the bone marrow of the ribs. Yes, not for early diagnosis of RA.

本発明は、係る問題点に鑑みて鋭意研究を重ねてなされたものであり、手全体を対象とした小型であり、安価にかつ被検者の姿勢に自由度が大きく楽な姿勢で、手全体を一度に撮像することのできるＭＲＩ装置およびイメージング方法を提供するものである。 The present invention has been made through extensive research in view of such problems, and is small in size for the entire hand, is inexpensive, has a high degree of freedom in the posture of the subject, and has an easy posture. It is an object of the present invention to provide an MRI apparatus and an imaging method capable of imaging the whole at once.

上記の課題を解決するための第１の発明は、静磁場を形成する永久磁石と、該静磁場と同方向の磁場を形成する第１の勾配磁場コイルと、該第１の勾配磁場コイルに垂直で、互いに直交する第２と第３の勾配磁場コイルと、高周波磁場を形成する高周波コイルとによって、手のみを一度に撮像するのに必要十分な撮像領域を確保することを特徴とする小型で局所的な磁気共鳴イメージング装置である。 A first invention for solving the above problems includes a permanent magnet for forming a static magnetic field, a first gradient magnetic field coil for forming a magnetic field in the same direction as the static magnetic field, and the first gradient magnetic field coil. A small size characterized in that an imaging area necessary and sufficient for imaging only a hand at a time is secured by the second and third gradient magnetic field coils that are perpendicular to each other and the high-frequency coil that forms a high-frequency magnetic field. It is a local magnetic resonance imaging apparatus.

第２の発明は、第１の発明において、前記第１の勾配磁場コイルには遺伝的アルゴリズムを適用し、前記第２、第３の勾配磁場コイルにはターゲットフィールド法を適用して、前記手のみを一度に撮像するのに必要な広い勾配磁場均一領域を確保することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置である。 According to a second invention, in the first invention, a genetic algorithm is applied to the first gradient magnetic field coil, and a target field method is applied to the second and third gradient magnetic field coils. The magnetic resonance imaging apparatus is characterized in that a wide gradient magnetic field uniform region necessary for imaging only a single image is secured.

第３の発明は、第２の発明において、前記第１乃至第３の勾配磁場コイルを製作する際に、前記ターゲットフィールド法と前記遺伝的アルゴリズムで計算した巻き線の位置データを工作機械に直接入力し、前記第１乃至第３の勾配磁場コイルの台座に溝を掘って、該台座に巻き線を配策したことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置である。 According to a third aspect, in the second aspect, when the first to third gradient magnetic field coils are manufactured, the position data of the winding calculated by the target field method and the genetic algorithm is directly transmitted to the machine tool. The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 1, wherein a groove is dug in the pedestal of the first to third gradient magnetic field coils, and windings are arranged on the pedestal.

第４の発明は、第１乃至第３の発明において、前記高周波コイルを少なくとも１つの固定キャパシタで分割することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置である。 A fourth invention is the magnetic resonance imaging apparatus according to any one of the first to third inventions, wherein the high-frequency coil is divided by at least one fixed capacitor.

第５の発明は、関節リウマチを診断するために手全体を一度に撮像する磁気共鳴イメージング方法であって、被写体となる手を、該手の形状をした剛性を有する平らな副え板の上に固定して、手の平および指を真直ぐ伸ばして平面として、高周波プローブの開口に挿入して撮像することを特徴とする磁気共鳴イメージング方法である。 According to a fifth aspect of the present invention, there is provided a magnetic resonance imaging method for imaging a whole hand at once to diagnose rheumatoid arthritis, wherein the subject hand is placed on a flat side plate having rigidity in the shape of the hand. In this magnetic resonance imaging method, the palm and fingers are stretched straight to form a flat surface, inserted into the opening of the high-frequency probe, and imaged.

第６の発明は、パルスシーケンスとして３Ｄ―勾配エコー法またはＳＴＩＲ−３ＤＦＳＥ法を使用した磁気共鳴イメージング方法であって、最初の位相エンコードと巻き戻し位相エンコードの勾配磁場の面積が同じになるように勾配磁場の振幅乃至印加時間を補正して、永久磁石磁気回路や周辺導体の勾配磁場パルスへの影響を最小とし、後に発生するスピンエコーの強度の減衰を抑制することを特徴とする磁気共鳴イメージング方法である。 A sixth invention is a magnetic resonance imaging method using 3D-gradient echo method or STIR-3DFSE method as a pulse sequence so that the areas of the gradient magnetic field of the first phase encoding and the unwinding phase encoding are the same. Magnetic resonance imaging, which corrects the gradient magnetic field amplitude and application time, minimizes the influence of the permanent magnet magnetic circuit and peripheral conductors on the gradient magnetic field pulse, and suppresses the decay of the intensity of the spin echo that occurs later Is the method.

第１の発明によれば、小型にして手全体を一度に撮像可能な小型の局所的なＭＲＩ装置であるから、不特定な手の関節に発生するＲＡに係る撮像を安価かつ容易にして、ＲＡの早期診断・早期治療に供することができる。
第２の発明によれば、第１の発明の効果に加えて、ｘ、ｙ方向の勾配磁場コイルには、ターゲットフィールド法を、Ｚ方向の勾配磁場コイルには遺伝的アルゴリズムを適用しているので、勾配磁場コイルの設計と製作が容易であって、広い勾配磁場均一領域を確保できる。 According to the first invention, since it is a small local MRI apparatus that is small and can image the entire hand at once, it is possible to inexpensively and easily perform imaging related to RA occurring in an unspecified hand joint, It can be used for early diagnosis and early treatment of RA.
According to the second invention, in addition to the effects of the first invention, the target field method is applied to the gradient magnetic field coils in the x and y directions, and the genetic algorithm is applied to the gradient magnetic field coil in the Z direction. Therefore, the gradient magnetic field coil can be easily designed and manufactured, and a wide gradient magnetic field uniform region can be secured.

第３の発明によれば、第２の発明の効果に加えて、計算した巻き線の位置データを工作機械に直接入力し、コイルの台座に溝を掘って、コイルをその台座に配索しているので、巻き線の位置精度を向上させ、製作時間を短縮し、製作コストの低減を図ることができる。 According to the third invention, in addition to the effects of the second invention, the calculated winding position data is directly input to the machine tool, a groove is dug in the coil base, and the coil is routed to the base. Therefore, it is possible to improve the position accuracy of the winding, shorten the manufacturing time, and reduce the manufacturing cost.

第４の発明によれば、第１乃至第４の発明の効果に加えて、高周波コイルを少なくとも１つの固定キャパシタで分割しているので、手を高周波コイル内に挿入したときの、インピーダンスマッチングのずれを最小化し、さらに巻き線数を増加させることにより高周波磁場の均一性を向上させ、同時に検出効率を向上させることができる。 According to the fourth invention, in addition to the effects of the first to fourth inventions, since the high frequency coil is divided by at least one fixed capacitor, impedance matching when a hand is inserted into the high frequency coil is achieved. By minimizing the deviation and further increasing the number of windings, the uniformity of the high-frequency magnetic field can be improved and at the same time the detection efficiency can be improved.

第５の発明によれば、高周波プローブの開口に被写体となる手を挿入する際に、手の平および指を真直ぐ伸ばして平面となるように規制しているので、撮像された画像の標準化や、読影が容易な画像を取得することができる。 According to the fifth aspect of the invention, when the hand to be the subject is inserted into the opening of the high-frequency probe, the palm and fingers are straightened so as to become a flat surface. It is possible to acquire an easy image.

第６の発明によれば、最初の位相エンコードと巻き戻し位相エンコードの勾配磁場の面積が同じになるように補正しているので、永久磁石磁気回路や周辺導体の勾配磁場パルスへの影響が最小となり、後に発生するスピンエコーの強度の減衰が抑制され、一層鮮明な画像の取得ができる。 According to the sixth invention, since the area of the gradient magnetic field of the initial phase encoding and that of the unwinding phase encoding are corrected to be the same, the influence on the gradient magnetic field pulses of the permanent magnet magnetic circuit and the peripheral conductor is minimized. Accordingly, the attenuation of the intensity of the spin echo generated later is suppressed, and a clearer image can be acquired.

以下、本発明の実施の形態を図面に基づいて説明する。図１は、本発明の実施の形態に係るＭＲＩ装置のブロック図であり、装置の構成の概要は、システム全体１を制御し、ＮＭＲ（Ｎuclear Ｍagnetic Ｒesonance）信号を収集し、画像再構成・表示等を行うコンピュータ（ＰＣ）１０、核スピン系を励起する高周波（ＲＦ）信号を作り、また受信したＮＭＲ信号を増幅・検波する高周波信号ユニット部（送受信部）３０、勾配磁場コイル（以下「勾配コイル」という。）４３〜４５をドライブする勾配磁場電源部５０、核スピン系を励起するパワーアンプ（高周波送信機）６０、均一な静磁場を発生して核磁化を作り出す磁石４１、勾配磁場を作る勾配コイル４３〜４５、と核スピン系に高周波を与え、信号を受信するＲＦコイル４２１からなっている。 Hereinafter, embodiments of the present invention will be described with reference to the drawings. FIG. 1 is a block diagram of an MRI apparatus according to an embodiment of the present invention. The outline of the apparatus configuration is to control the entire system 1, collect NMR (Nuclear Magnetic Resonance) signals, and perform image reconstruction / display. A computer (PC) 10 for performing the above, a radio frequency (RF) signal for exciting a nuclear spin system, a radio frequency signal unit unit (transmission / reception unit) 30 for amplifying and detecting the received NMR signal, a gradient magnetic field coil (hereinafter referred to as “gradient”) Coil).) Gradient magnetic field power supply unit 50 for driving 43 to 45, power amplifier (high frequency transmitter) 60 for exciting the nuclear spin system, magnet 41 for generating a uniform static magnetic field to create nuclear magnetization, and gradient magnetic field Gradient coils 43 to 45 to be formed, and an RF coil 421 for applying a high frequency to the nuclear spin system and receiving signals.

続いて、ＭＲＩ装置の各構成要素について、より詳細に説明する。 Subsequently, each component of the MRI apparatus will be described in more detail.

図２は、本発明の実施の形態に係るＭＲＩ装置の架台部の説明図であり、（Ａ）は正面図、（Ｂ）は側面図である。図２において４１は通常Ｆe-Ｎd-Ｂ系の磁石材料からなる永久磁石（以下「磁石」という。）であり、４１１はヨークを構成する左右２本の縦部材、４１２はヨークを構成する横部材であり、ヨークは磁路を形成し磁束を磁気回路内に閉じ込める機能を有している。またヨークの下部には移動用のキャスターと固定設置に供する台座（不図示）が設けられている。
４１３はヨークの縦部材４１１の上端部内面に形成されたポールピースである。ポールピース４１３は静磁場の均一度を高めるためにその周辺に、突起状のローズシムを有し、また表面に局所的に静磁場の不均一性を補正するための多数の磁性体の小片からなるパッシブシムを有している。勾配コイル４３〜４５はポールピース４１３の尖端内側に取付けられ、左右のポールピース４１３の間にＲＦプローブ４２が取付けられている。 2A and 2B are explanatory views of the gantry of the MRI apparatus according to the embodiment of the present invention, where FIG. 2A is a front view and FIG. 2B is a side view. In FIG. 2, 41 is a permanent magnet (hereinafter referred to as “magnet”) usually made of a Fe—Nd—B magnet material, 411 is two left and right vertical members constituting the yoke, and 412 is a transverse member constituting the yoke. The yoke has a function of forming a magnetic path and confining the magnetic flux in the magnetic circuit. Further, a moving caster and a pedestal (not shown) for fixed installation are provided below the yoke.
Reference numeral 413 denotes a pole piece formed on the inner surface of the upper end of the vertical member 411 of the yoke. The pole piece 413 has a protruding rose shim around its periphery to increase the uniformity of the static magnetic field, and is composed of a large number of small pieces of magnetic material for locally correcting the non-uniformity of the static magnetic field on the surface. Has a passive shim. The gradient coils 43 to 45 are attached to the inside of the tip of the pole piece 413, and the RF probe 42 is attached between the left and right pole pieces 413.

そして、ＲＦプローブ４２は、ＲＦシールドとタンク回路から構成され、ＲＦプローブ４２の中央部に被写体となる手Ｒ_１を挿入する開口４２２が、設けられている。被検者は、椅子に着座した姿勢で、右または左の手全体をＲＦプローブの開口４２２から挿入して撮像を受ける。 Then, RF probe 42 is composed of the RF shield and the tank circuit, an opening 422 for inserting a hand _{R 1} being an object in the central portion of the RF probe 42 is provided. The subject sits on a chair and inserts the entire right or left hand through the opening 422 of the RF probe to receive an image.

ＲＦシールドはＲＦプローブの外表面に貼付けた銅箔からなり、勾配コイルとの磁気干渉や、外来の高周波雑音を遮断するためのものである。 The RF shield is made of a copper foil attached to the outer surface of the RF probe, and is for blocking magnetic interference with the gradient coil and external high-frequency noise.

図３は本発明の実施の形態に係るＲＦプローブのタンク回路図である。タンク回路は、コイルの同調をとるチューニングキャパシタ（Ｃ_ｔ１、ＶＣ_ｔ１）と特性インピーダンスとマッチング（本発明の実施の形態では５０Ωマッチング）をとるマッチングキャパシタ（Ｃ_ｍ１、ＶＣ_ｍ１、Ｃ_ｍ２、ＶＣ_ｍ２）からなる。またＲＦコイルはチューニングキャパシタとほぼ同じ容量の固定キャパシタ（Ｃ_ｔ）で分割することにより、被写体とのカップリングを抑制している。 FIG. 3 is a tank circuit diagram of the RF probe according to the embodiment of the present invention. The tank circuit includes a tuning capacitor (C _t1 , VC _t1 ) for tuning the coil and a matching capacitor (C _m1 , VC _m1 , C _m2 , VC _m2 ) that matches a characteristic impedance (50Ω matching in the embodiment of the present invention). ). Further, the RF coil is divided by a fixed capacitor (C _t ) having substantially the same capacity as the tuning capacitor, thereby suppressing coupling with the subject.

図４は本発明の実施の形態に係るＭＲＩ撮像時の手および指の形状の規制とＲＦプローブへの挿入の説明図である。図４において、４７は手の形状を規制する副え板、４８はカバーであり、副え板４７とカバー４８は手を撮像するときに、手の平および指を真直ぐ伸ばして、撮像された画像の標準化や読影が容易な画像を取得するためのものである。副え板４７は、木製、樹脂製等の剛性ある手の平および指の形状をした板状材であり、カバー４８は、天然繊維、人工繊維等からなる手袋状のものである。被検者は、手の平および指を副え板４２１にぴったりと副わせ、その上に手袋状のカバー４８を被せた状態で、ＲＦプロ−ブ４２の開口４２２に挿入し、磁場の均一領域に保持して撮像が行われる。ただし、副え板４、７カバー４８は、上記のものに限定されるものではなく、手の平および指を真直ぐ伸ばしてその状態を維持でき、嵩張らないものであればよい。 FIG. 4 is an explanatory diagram of the restriction of the shape of the hand and fingers and the insertion into the RF probe during MRI imaging according to the embodiment of the present invention. In FIG. 4, 47 is a side plate that regulates the shape of the hand, 48 is a cover, and when the side plate 47 and the cover 48 take an image of the hand, the palm and fingers are stretched straight to capture the image. This is to obtain an image that can be easily standardized and interpreted. The side plate 47 is a plate-like material having a shape of a rigid palm and fingers, such as wooden and resin, and the cover 48 is a glove-like material made of natural fibers, artificial fibers or the like. The subject puts his palm and fingers tightly against the side plate 421 and puts a glove-like cover 48 on the cover plate 421 and inserts it into the opening 422 of the RF probe 42 so that the magnetic field is uniform. The image is captured while being held. However, the sub-boards 4 and 7 cover 48 are not limited to those described above, and may be any one that can maintain its state by extending the palm and fingers straight and is not bulky.

ｘ方向とｙ方向の勾配コイル（ＧｘコイルとＧｙコイル）にはターゲットフィールド法を、ｚ方向の勾配コイル（Ｇｚコイル）には遺伝的アルゴリズムを用いて巻き線パターンを求め、手全体を撮像するために必要な広い回転楕円体の勾配磁場均一領域を確保している。 Using the target field method for the gradient coils (Gx coil and Gy coil) in the x direction and the y direction, and using the genetic algorithm for the gradient coil (Gz coil) in the z direction, the winding pattern is obtained and the entire hand is imaged. For this purpose, a uniform area of gradient magnetic field of a large spheroid is required.

最初にターゲットフィールド法によるＧｘ、Ｇｙコイルの設計について説明する。図５は、本発明の実施の形態に係る勾配コイルの配置図である。 First, the design of the Gx and Gy coils by the target field method will be described. FIG. 5 is a layout diagram of gradient coils according to the embodiment of the present invention.

図５において、ｚ＝±ａにおける勾配コイルとするための２枚の平面電流分布を In FIG. 5, two planar current distributions for making a gradient coil at z = ± a are shown.

外１Outside 1

とする。
これから、２枚の平面電流間の磁場Ｂ_ｚ(x、y、z)は、 And
From this, the magnetic field B _z (x, y, z) between the two plane currents is

ただし、 However,

外２Outside 2

は Is

外３Outside 3

のｘ成分のフーリエ変換対である。 Is a Fourier transform pair of x components.

ここで、目標とする磁場分布として、電流平面の内側の平面Ｚ=±ｃ（ａ＞ｃ）における Here, as a target magnetic field distribution, in the plane Z = ± c (a> c) inside the current plane

外４Outside 4

を与える。 give.

Ｇｘコイルの場合、電流の対称性から In the case of Gx coil, from the symmetry of current

の関係が成り立つ。数式２のフーリエ変換したものを数式１に代入し、係数比較することによって、 The relationship holds. By substituting the Fourier transform of Equation 2 into Equation 1 and comparing the coefficients,

の関係を得る。
ここで、 Get a relationship.
here,

外５Outside 5

は Is

外６Outside 6

のフーリエ変換対である。さらにこの電流分布の流場の流線追跡を行うことによって巻き線パターンを得ることができる。 The Fourier transform pair. Furthermore, a winding pattern can be obtained by performing streamline tracing of the current distribution flow field.

外７Outside 7

に、ｘ方向の勾配磁場分布を与え、そのフーリエ成分を、二次元ＦＦＴにより計算して数式３に代入する。電流分布を求めるためのフーリエ合成も、二次元ＦＦＴで計算することにより求めることができる。勾配コイル間の間隔を１６ｃｍとし、直径３６ｃｍの円盤内に収まる大きさとなるように計算を行った巻き線パターンの１例を図６に示している。Ｇｙコイルについては不図示であるが、図６に示された巻き線パターンを９０°回転させたものである。 Is given a gradient magnetic field distribution in the x direction, and its Fourier component is calculated by a two-dimensional FFT and substituted into Equation 3. Fourier synthesis for obtaining the current distribution can also be obtained by calculating with a two-dimensional FFT. FIG. 6 shows an example of a winding pattern in which the calculation is performed so that the distance between the gradient coils is 16 cm and the size is within a disk having a diameter of 36 cm. Although not shown for the Gy coil, the winding pattern shown in FIG. 6 is rotated by 90 °.

また、図７に本発明の実施の形態に係るターゲットフィールド法を用いた場合の勾配磁場の均一領域を示した。ターゲットフィールド法を用いた場合は、従来の平行４線コイルを用いた場合に比較して、均一領域が大きく広がっていることが分かる。 FIG. 7 shows a uniform region of the gradient magnetic field when the target field method according to the embodiment of the present invention is used. When the target field method is used, it can be seen that the uniform region is greatly expanded as compared with the case where the conventional parallel four-wire coil is used.

次に、遺伝的アルゴリズムによるＧｚコイルの設計について説明する。 Next, the design of the Gz coil by a genetic algorithm will be described.

遺伝的アルゴリズム(Ｇenetic Ａlgorithm:ＧＡ)とは、解の候補を遺伝子で表現し、選択・交叉・突然変異などの操作を繰り返しながら解を探索する最適化手法であり、遺伝的アルゴリズムを使用することにより、ｚ方向の勾配コイル（Ｇｚコイル）が円形コイルの重ね合わせとなるようにすることができる。 Genetic algorithm (GA) is an optimization method that uses a genetic algorithm to express a solution candidate as a gene and search for a solution while repeating operations such as selection, crossover, and mutation. Thus, the gradient coil (Gz coil) in the z direction can be superposed with a circular coil.

(a) 遺伝子のコーディング
Ｇz コイルの場合、電流の対称性から考えて、異なる半径を持つ円形コイルの重ね合わせで表現できると考えられ、一つの円形コイルの半径を本発明の実施の形態では８ｂitで表すことにし、それをＮエレメント分、繋げたものを遺伝子とした。 (a) Coding of gene In the case of a Gz coil, it is considered that it can be expressed by superposition of circular coils having different radii in consideration of current symmetry. In the embodiment of the present invention, the radius of one circular coil is 8 bits. The gene was obtained by connecting the N elements for N elements.

(b) 世代交代モデル
既に、提案されている種々の世代交代モデルのうち、佐藤らによって提案されたＭＧＧ（Ｍinimal Ｇeneration Ｇap ｍodel)を用いた。 (b) Generation change model Among the various generation change models already proposed, MGG (Minimal Generation Gap model) proposed by Sato et al. was used.

(c) 評価関数
関心領域で理想とする勾配磁場からの２乗誤差を最小化するため、評価関数Ｅは、 (c) Evaluation function In order to minimize the square error from the ideal gradient magnetic field in the region of interest, the evaluation function E is

を使用した。 It was used.

ここで、Ｇ_ｚｏは基準となる勾配磁場強度、Ｇ_ｚｉはi番目の評価点の勾配磁場強度で、Ｍは評価する点の数を表している。 Here, G _zo is the reference gradient magnetic field strength, G _zi is the gradient magnetic field strength of the i-th evaluation point, and M represents the number of points to be evaluated.

本発明の実施の形態では、交叉確率を８０%、突然変異率を５%とし、ＭＧＧの試行数１０万回繰り返した。図８は、本発明の実施の形態に係る遺伝的アルゴリズムをＧzコイルに適用したものであり、（Ａ）はＧｚコイルの巻線位置（ターン数＝３０）を示し、（Ｂ）はＧｚコイル（１.０ｍｍ銅線）の勾配磁場の１０％均一領域を示している。勾配磁場の１０％均一領域は十分なものであることが分かる。 In the embodiment of the present invention, the crossover probability was set to 80%, the mutation rate was set to 5%, and the number of trials of MGG was repeated 100,000 times. FIG. 8 shows a case where the genetic algorithm according to the embodiment of the present invention is applied to a Gz coil. (A) shows the winding position (number of turns = 30) of the Gz coil, and (B) shows the Gz coil. A 10% uniform region of the gradient magnetic field of (1.0 mm copper wire) is shown. It can be seen that the 10% uniform region of the gradient field is sufficient.

図９は、本発明の実施の形態に係るＧｘコイルの巻き方の説明図であり、（Ａ）は平面図、（Ｂ）は図（Ａ）におけるＡ−Ａ断面図である。図９は、図６に示した勾配コイルのパターン図に基いて台座４６にコイルを配索したものである。 9A and 9B are explanatory diagrams of how to wind the Gx coil according to the embodiment of the present invention, in which FIG. 9A is a plan view and FIG. 9B is a cross-sectional view taken along line AA in FIG. FIG. 9 is a diagram in which the coil is routed on the base 46 based on the pattern diagram of the gradient coil shown in FIG.

図１０は、本発明の実施の形態に係る送受信切替器の回路図である。この送受信切替器７０は、ＲＦスイッチ（高周波スイッチ）７１とλ/４ケーブル７２によって構成される。ＲＦスイッチ７１には、ＰＩＮダイオードとクロスダイオードのいずれも使用することができる。 FIG. 10 is a circuit diagram of the transmission / reception switch according to the embodiment of the present invention. The transmission / reception switcher 70 includes an RF switch (high frequency switch) 71 and a λ / 4 cable 72. For the RF switch 71, either a PIN diode or a cross diode can be used.

λ/４ケーブルとは、電気長が、ある高周波の波長の１/４となるケーブルであり、特定の高周波におけるインピーダンス変換器として使用される。λ/４ケーブルの入力インピーダンスをZ_i、終端のインピーダンスをZ_f、(同軸)ケーブルの特性インピーダンスをＺ_０とすると、 A λ / 4 cable is a cable whose electrical length is ¼ of a certain high-frequency wavelength, and is used as an impedance converter at a specific high-frequency. If the input impedance of the λ / 4 cable is Z _i , the terminal impedance is Z _f , and the characteristic impedance of the (coaxial) cable is Z ₀ ,

の関係が成り立つ。終端を短絡した(Ｚ_ｆ＝０)場合には入力端はオープン(Ｚ_ｉ＝∞)となり、終端をオープン(Ｚ_ｆ＝∞)にした場合には、入力端は短絡(Ｚ_ｉ＝０)となる。λ/４ケーブルは、その特定の高周波におけるインピーダンス変換器として機能する。 The relationship holds. When the terminal is short-circuited (Z _f = 0), the input terminal is open (Z _i = ∞), and when the terminal is open (Z _f = ∞), the input terminal is short-circuited (Z _i = 0). It becomes. The λ / 4 cable functions as an impedance converter at that specific high frequency.

そのため、図１０において、高周波送信機６０から強力なＲＦパルスが出力されているときは、２つのＲＦスイッチ７１はＯＮ状態となり、高周波送信機６０の電力は有効にＲＦプローブ４２に送り込まれ、ＲＦパルスが切られた後、ＮＭＲ信号をＲＦコイル４２１で受信するときには、２つのＲＦスイッチ７１はともにオープンの状態となり、ＮＭＲ信号が、プリアンプ８０に達する。 Therefore, in FIG. 10, when a strong RF pulse is output from the high frequency transmitter 60, the two RF switches 71 are turned on, and the power of the high frequency transmitter 60 is effectively sent to the RF probe 42. When the NMR signal is received by the RF coil 421 after the pulse is cut, the two RF switches 71 are both in an open state, and the NMR signal reaches the preamplifier 80.

撮像シーケンスについては、解剖学的な情報を得るためのＴ_１強調画像の撮像シーケンスとして、３Ｄ-勾配エコー法を採用し、病変を検出する脂肪抑制Ｔ_２強調画像の撮像シーケンスとしてＳＴＩＲ−３ＤＦＳＥ法を採用した。 As for the imaging sequence, the 3D-gradient echo method is adopted as the imaging sequence of the T ₁ weighted image for obtaining anatomical information, and the STIR-3DFSE method is used as the imaging sequence of the fat suppression T ₂ weighted image for detecting the lesion. It was adopted.

図１１は、本発明の実施の形態に係る３Ｄ-勾配エコー法のシーケンスの説明図である。 FIG. 11 is an explanatory diagram of a sequence of the 3D-gradient echo method according to the embodiment of the present invention.

このシーケンスは、勾配エコー法の基本的方法であるスピンワープ法に対して、(1) 一般に９０°パルスより小さいフリップ角を持つα°パルスを用いること、(2) 繰り返し時間ＴＲをＴ_１に比べて短くすること、(3)位相エンコードは次のα°パルスまでに巻き戻(rewind)すこと、という３点で異なっている。Ｔ_１よりも短い繰り返し時間ＴＲを用いても飽和効果の少ない画像を高速に撮像できる。また、ＦＬＡＳＨ法に比べて、Ｔ_２よりも短い繰り返し時間でも横磁化のコヒーレンスを一部利用するため高いＳＮＲを実現できる。 This sequence, with respect to the spin warp method, which is a basic method of the gradient echo method, (1) In general the use of alpha ° pulses with small flip angle than the 90 ° pulse, (2) the repetition time TR to T ₁ The difference is in three points: shortening, and (3) re-winding the phase encoding by the next α ° pulse. Even when the repetition time TR shorter than T ₁ is used, an image with little saturation effect can be taken at high speed. Further, as compared with the FLASH method, it is possible to realize a high SNR for utilizing part of the coherence of the transverse magnetization even shorter repetition time than T _2.

図１２は、本発明の実施の形態に係るＳＴＩＲ−３ＤＦＳＥ法のシーケンスの説明図である。ＳＴＩＲ法とは最初の１８０°パルスで全ての核磁化を反転し、その後の核磁化の回復過程において撮像を行う方法であり、短い反転時間ＴＩで撮像するのでＳＴＩＲ法と呼ばれている。３ＤＦＳＥ法とは、多数のスピンエコーを発生させ、エコーの間で異なった位相エンコードを行う方法である。多数のスピンエコーから画像を再構成するため一般的にＴ_２の強いコントラストが付いた画像が得られる。 FIG. 12 is an explanatory diagram of a sequence of the STIR-3DFSE method according to the embodiment of the present invention. The STIR method is a method in which all the nuclear magnetizations are reversed by the first 180 ° pulse, and imaging is performed in the subsequent recovery process of the nuclear magnetization. The 3DFSE method is a method in which a large number of spin echoes are generated and different phase encoding is performed between the echoes. Since an image is reconstructed from a large number of spin echoes, an image with a strong contrast of T ₂ is generally obtained.

このＳＴＩＲ法と３ＤＦＳＥ法を併用したのがＳＴＩＲ−３ＤＦＳＥ法である。シーケンス中、ＥＴＬ(Ｅcho Ｔrain Ｌength )はエコー数、ＴＩ（Ｉnversion Ｔime）は反転時間を示している。 The STIR-3DFSE method is a combination of this STIR method and 3DFSE method. In the sequence, ETL (Echo Train Length) indicates the number of echoes, and TI (Inversion Time) indicates the inversion time.

本発明の実施の形態において、３Ｄ-勾配エコー法を用い、Ｔ_１強調画像を取得するシーケンスを検討した。Ｍatrix Ｓize は２５６×２５６×１６、ＴＥは８ｍｓで固定し、撮像時間は７分に収まるように繰り返し時間と励起回数（ＮＥＸ）を設定した。ＴＲ＝３０ｍｓ、５０ｍｓ、１００ｍｓで、それぞれＮＥＸ＝１〜３、で撮像した。また、各ＴＲ毎にフリップアングル(ＦＡ)＝３０°、４５°、６５°、９０°と変化させて撮像した結果、ＴＲ＝５０ｍｓ、ＦＡ＝６５°、ＮＥＸ＝２、が画像の鮮明度（ＣＮＲ、ＳＮＲ）、撮像所要時間等を総合的に判断して最適であることを確認した。 In the embodiment of the present invention, using a 3D- gradient echo method, it was studied sequence to obtain the T ₁ -weighted images. Matrix Size was fixed at 256 × 256 × 16, TE was fixed at 8 ms, and the repetition time and the number of excitations (NEX) were set so that the imaging time was 7 minutes. Images were taken with TR = 30 ms, 50 ms, and 100 ms and NEX = 1 to 3, respectively. In addition, as a result of imaging while changing flip angles (FA) = 30 °, 45 °, 65 °, and 90 ° for each TR, TR = 50 ms, FA = 65 °, NEX = 2, and the sharpness of the image ( CNR, SNR), time required for imaging, etc. were comprehensively determined to confirm that they were optimal.

同様に、ＳＴＩＲ-３ＤＦＳＥ法を用い、脂肪抑制Ｔ_２強調シーケンスを検討した。 Similarly, using the STIR-3D FSE method was examined fat suppression _{T 2} weighted sequences.

ＳＴＩＲ法において骨髄のｎull ｐointを探すため、ＴＩを変化させ画像取得を行った。撮像パラメータは、ＴＲ/ＴＥ_ｅｆｆ=１０００ｍｓ/４０ｍｓ、エコー間隔τ=１０ｍｓ、エコー数ＥＴＬ=８でＴＩを８０ｍｓ〜１２０ｍｓまで１０ｍｓ刻みで撮像を行った。また、エコー毎の位相エンコードの割り当ては、Nyquist Modulated法を用いた。 In order to find a null point of bone marrow in the STIR method, images were acquired by changing the TI. The imaging parameters were TR / TE _eff = 1000 ms / 40 ms, echo interval τ = 10 ms, echo number ETL = 8, and TI was taken in increments of 10 ms from 80 ms to 120 ms. In addition, the Nyquist Modulated method was used to assign the phase encoding for each echo.

これらの条件で撮像を行った結果、ＴＲ＝１０００ｍｓ、ＴＩ＝１００ｍｓ、ＴＥ_ｅｆｆ＝４０ｍｓ、ＥＴＬ＝８、ＮＥＸ＝２、が画像の鮮明度、撮像所要時間等を総合的に判断して最適であることを確認した。ＴＩ＝１００ｍｓとしたのは、このときに最も骨髄の信号が抑制されるからであり、ＮＥＸ＝２としたのは、ＳＮＲが高く、指の静脈等の細かい組織が明瞭に確認できるからである。 As a result of imaging under these conditions, TR = 1000 ms, TI = 100 ms, TE _eff = 40 ms, ETL = 8, NEX = 2 are optimally determined by comprehensively judging image sharpness, imaging time, etc. I confirmed that there was. The reason for setting TI = 100 ms is that the bone marrow signal is most suppressed at this time, and NEX = 2 is because the SNR is high and fine tissues such as finger veins can be clearly confirmed. .

図１２において、（Ｆ）〜（Ｉ）は（Ｃ）、（Ｄ）に示したｙ方向とｚ方向の位相エンコード勾配磁場を拡大したものであり、実線と破線で囲まれた方形領域の、黒丸の部分同士、白丸の部分同士が同じ面積になるように、ｙ方向とｚ方向の位相エンコード勾配磁場の振幅乃至印加時間を大き目にしている。（Ｆ）、（Ｇ）は理論上の方形パルス波形であるが、（Ｈ）、（Ｉ）は実施の形態における信号の応答遅れを含む実際のパルス波形を示している。この補正を行うことによって撮像画像の鮮明度が向上する。このことは図１１に示した３Ｄ-勾配エコー法のシーケンスにおけるｙ方向とｚ方向の位相エンコード勾配磁場においても同様である。 12, (F) to (I) are obtained by enlarging the phase encoding gradient magnetic fields in the y direction and the z direction shown in (C) and (D), and in the rectangular region surrounded by the solid line and the broken line. The amplitude or application time of the phase encode gradient magnetic field in the y direction and the z direction is increased so that the black circle portions and the white circle portions have the same area. (F) and (G) are theoretical square pulse waveforms, while (H) and (I) show actual pulse waveforms including a signal response delay in the embodiment. By performing this correction, the sharpness of the captured image is improved. The same applies to the phase encode gradient magnetic fields in the y direction and the z direction in the 3D-gradient echo method sequence shown in FIG.

最後に、図１、図２、図４を参照しながら、システムの動作を総括する。 Finally, the operation of the system will be summarized with reference to FIG. 1, FIG. 2, and FIG.

先ず、被写体Ｒとなる手Ｒ_１を磁石４１の中に設置されたＲＦプローブ４２の開口４２２中に入れ、ＰＣ１０の撮像プログラムを起動する。撮像プログラムは、キーボード（不図示）から入力された撮像パラメータに従って、撮像パルスシーケンスを起動すると同時に、データ収集プログラムを起動する。 First, put your hands _{R 1} being an object R in an opening 422 of the RF probe 42 which is placed in the magnet 41 activates the PC10 imaging program. The imaging program starts the data acquisition program at the same time as starting the imaging pulse sequence according to the imaging parameters input from a keyboard (not shown).

パルスシーケンスは、ＤＳＰ（パルス発生器）１４から、正確なタイミング信号として出力され、ＤＡＣ（ＤＡ変換器）１２に送られ、ＤＡＣ１２でアナログ化され、ＲＦパルス波形がＬＰＦ（ローパスフィルタ）３３とアンプ３５を経て高周波変調器３１へ供給され、一方勾配磁場電流の波形が勾配磁場電源部５０の３つの電流増幅器５１〜５３へ供給される。高周波変調器３１では、シンセサイザ１３から定常的に出力されるラーモア周波数の参照信号とパルス波形が混合され、ＲＦパルスが出力される。ＲＦパルスはＶＧＡ３６を経て、パワ−アンプ（高周波送信機）６０へと入力され、ＲＦコイル４２に高周波磁場を発生するための電力増幅が行われた後、切替器７０を介してＲＦコイルに供給される。勾配磁場電源部５０の電流増幅器５１〜５３は、信号波形に比例した定電流パルスを勾配コイル４３〜４５へ供給する。 The pulse sequence is output as an accurate timing signal from a DSP (pulse generator) 14, sent to a DAC (DA converter) 12, converted into an analog signal by the DAC 12, and an RF pulse waveform is combined with an LPF (low-pass filter) 33 and an amplifier. 35 is supplied to the high frequency modulator 31, while the waveform of the gradient magnetic field current is supplied to the three current amplifiers 51 to 53 of the gradient magnetic field power supply unit 50. In the high frequency modulator 31, the Larmor frequency reference signal constantly output from the synthesizer 13 and the pulse waveform are mixed and an RF pulse is output. The RF pulse is input to the power amplifier (high frequency transmitter) 60 via the VGA 36, and after power amplification is performed to generate a high frequency magnetic field in the RF coil 42, the RF pulse is supplied to the RF coil via the switch 70. Is done. The current amplifiers 51 to 53 of the gradient magnetic field power supply unit 50 supply constant current pulses proportional to the signal waveform to the gradient coils 43 to 45.

そして、ＲＦパルスによって励起された被写体Ｒである手Ｒ_１中の核スピンは、ＲＦコイルにＮＭＲ信号を誘起し、切替器７０を介してプリアンプ８０に送られ、プリアンプ８０で増幅され、さらにＶＧＡ３７を経て、検波器３２において回転系のＮＭＲ信号が得られる。この検波された信号は、アンプ３８、ＬＰＦ３４を経てＡＤＣ（ＡＤ変換器）１１に送られ、ＡＤＣ１１にてデジタル化され、ＰＣ１０のメモリ（不図示）上に一時的に格納される。そして、画像再構成に必要なデータ収集が終わった後に、画像再構成プログラムによって、画像ディスプレイ２０上に再構成画像が表示される。 Then, the nuclear spins in the hand _{R 1} is subject R excited by RF pulses is to induce NMR signals to the RF coil, is sent to the preamplifier 80 via the switch 70, it is amplified by the preamplifier 80, further VGA37 After that, a rotation system NMR signal is obtained in the detector 32. The detected signal is sent to an ADC (AD converter) 11 through an amplifier 38 and an LPF 34, digitized by the ADC 11, and temporarily stored in a memory (not shown) of the PC 10. After the data collection necessary for the image reconstruction is completed, the reconstructed image is displayed on the image display 20 by the image reconstruction program.

なお、測定時のＲＦパルスの送信ゲインや、ＮＭＲ信号の受信ゲインは、ＵＳＢＩ/Ｆ(インターフェイス)３５を通してＰＣ１０から送受信部３０に指示が出され、送受信部３０に内蔵されているＣＰＵによってＶＧＡ３６、３７に送信され、ＶＧＡで所定のゲインに増幅される。 The transmission gain of the RF pulse at the time of measurement and the reception gain of the NMR signal are instructed from the PC 10 to the transmission / reception unit 30 through the USB I / F (interface) 35, and the VGA 36 is transmitted by the CPU built in the transmission / reception unit 30. , 37 and amplified to a predetermined gain by the VGA.

次に実施例により、本発明について、より詳細に説明する。 Next, the present invention will be described in more detail with reference to examples.

本実施例に用いたＭＲＩ装置は本発明の実施の形態で説明したところおよび図面に基き、その各構成要素の主要諸元は次の通りである。
（永久磁石）
・メーカ：(株)ＮＥＯＭＡＸ
・永久磁石材：Ｆe-Ｎd-Ｂ系
・寸法：
幅×高さ×奥行き＝４６０ｍｍ×７８０ｍｍ×４４０ｍｍ
・静磁場強度：０.２１Ｔ
・磁場の均一度：
回転楕円体（長軸２０ｃｍ×短軸１２ｃｍ）内で３４.６ｐｐｍ
（勾配コイル）
・巻き線の設計法：
ｘ、ｙ方向の勾配コイル・・・ターゲットフィールド法
ｚ方向の勾配コイル・・・遺伝的アルゴリズム
・巻き線数：
ｘ、ｙ方向の勾配コイル・・・２４ターン、
ｚ方向の勾配コイル・・・３０ターン
・勾配磁場均一領域：回転楕円体（長軸２０ｃｍ×短軸６ｃｍ）
・コイルの巻き枠：
材質・・・ベークライト板
加工法・・・ＣＡＤデータを元にＮＣフライスで巻き線パターンを座板にミリング
・巻き線：
直径×材質＝１.０ｍｍ×銅線（ポリエチレン被覆付き）
・３方向の勾配コイルの直流抵抗とインダクタンス：表１に示す。 The MRI apparatus used in this example is based on the description of the embodiment of the present invention and the drawings, and the main specifications of each component are as follows.
(permanent magnet)
・ Manufacturer: NEOMAX Co., Ltd.
-Permanent magnet material: Fe-Nd-B system-Dimensions:
Width x height x depth = 460mm x 780mm x 440mm
・ Static magnetic field strength: 0.21T
-Magnetic field uniformity:
34.6 ppm within a spheroid (major axis 20 cm x minor axis 12 cm)
(Gradient coil)
-Winding design method:
Gradient coil in the x and y directions: Target field method Gradient coil in the z direction: Genetic algorithm Number of windings:
x, y direction gradient coil ... 24 turns,
Z-direction gradient coil: 30 turns ・ Gradient magnetic field uniform region: spheroid (long axis 20 cm × short axis 6 cm)
-Coil winding frame:
Material: Bakelite plate Processing method: Milling winding pattern on seat plate with NC milling machine based on CAD data
Diameter x material = 1.0 mm x copper wire (with polyethylene coating)
-DC resistance and inductance of gradient coil in three directions: shown in Table 1.

・３方向の勾配磁場の発生効率（増強率）：表２に示す。 Generation efficiency (enhancement rate) of gradient magnetic fields in three directions: shown in Table 2.

・３方向の勾配磁場の立ち上がり時定数：表３に示す。 -Rise time constant of gradient magnetic field in three directions: shown in Table 3.

３方向の勾配コイルの磁束は測定値と計算結果とを比較し、略一致していることを確認した。 The magnetic flux of the three-direction gradient coil was compared with the measured value and the calculation result, and it was confirmed that they were almost the same.

（ＲＦプローブ）
・ＲＦコイル：
幅×厚さ×材質×ターン数＝１０ｍｍ×０.１ｍｍ×銅箔×１４（５ｍｍ間隔）
・キャパシタ：
Ｃ_ｔ＝１８０ｐＦ×３個、Ｃ_ｔ１＝１５６ｐＦ、ＶＣ_ｔ１＝２〜４０ｐＦ、
Ｃ_ｍ１＝３２ｐＦ、ＶＣ_ｍ１＝２〜４０ｐＦ、Ｃ_ｍ２＝２２ｐＦ、Ｖ_ｃｍ２＝２〜４０ｐＦ
固定キャパシタ（Ｃ_ｔ）で分割しないときはコイルの共振の強さを示すＱ値が、手を挿入したとき１/４程度に減少したが、固定キャパシタで分割したときには３/４以上に留まった。また、厚さ８０μｍの銅箔からなるＲＦシールドを用いて勾配コイルとの磁気干渉や、外来の高周波雑音を遮断した。
（撮像に用いたパルスシーケンス）
＊３Ｄ−勾配エコー法、Ｔ_１強調シーケンス
ＴＲ/ＴＥ/ＦＡ＝５０ｍｓ/９ｍｓ/６０°
Ｖoxel Ｓize・・・０.４ｍｍ×０.８ｍｍ×４ｍｍ
画素数・・・５１２×２５６×１６（フーリエ補間後５１２×５１２×１６）
ＮＥＸ＝２
＊ＳＴＩＲ−３ＤＦＳＥ法、脂肪抑制Ｔ_２強調シーケンス
ＴＲ/ＴＩ/ＴＥeff＝１０００ｍｓ/１００ｍｓ/４０ｍｓ
ＥＴＬ＝８
Ｖoxel Ｓize ・・・ 0.８ｍｍ×０.8ｍｍ×８ｍｍ
画素数・・・２５６×２５６×８
ＮＥＸ＝２
（撮像結果と診断）
(1)健常被験者１０例、(2)ＲＡ診断前の患者１０例、(3) ＲＡ発症一年以内の患者５例、(4)ＲＡ発症１年以上の患者１８例、の撮像を行い医師による評価を行った。 (RF probe)
・ RF coil:
Width x thickness x material x number of turns = 10 mm x 0.1 mm x copper foil x 14 (5 mm spacing)
・ Capacitor:
C _t = 180 pF × 3, C _t1 = 156 pF, VC _t1 = 2 to 40 pF,
C _m1 = 32 pF, VC _m1 = 2 to 40 pF, C _m2 = 22 pF, V _cm2 = _{2 to} 40 pF
When not dividing by the fixed capacitor (C _t ), the Q value indicating the strength of resonance of the coil decreased to about 1/4 when the hand was inserted, but stayed at 3/4 or more when divided by the fixed capacitor. . In addition, magnetic interference with the gradient coil and external high-frequency noise were blocked using an RF shield made of a copper foil having a thickness of 80 μm.
(Pulse sequence used for imaging)
* 3D- gradient echo method, _{T 1-weighted} sequences
TR / TE / FA = 50ms / 9ms / 60 °
Voxel Size ... 0.4mm x 0.8mm x 4mm
Number of pixels: 512 × 256 × 16 (after Fourier interpolation, 512 × 512 × 16)
NEX = 2
* STIR-3DFSE method, fat suppression _{T 2-weighted} sequences
TR / TI / TEeff = 1000ms / 100ms / 40ms
ETL = 8
Voxel Size ・・・ 0.8mm × 0.8mm × 8mm
Number of pixels: 256 x 256 x 8
NEX = 2
(Imaging results and diagnosis)
(1) 10 healthy subjects, (2) 10 patients before RA diagnosis, (3) 5 patients within 1 year of RA onset, (4) 18 patients with RA onset for 1 year or more Was evaluated.

上記撮像画像の１例として、図１３に３Ｄ−勾配エコー法、Ｔ_１強調シーケンスで撮像したＲＡ患者の手の撮像画像を、図１４にＳＴＩＲ-３ＤＦＳＥ法、脂肪抑制Ｔ_２強調シーケンス画像で撮像したＲＡ患者の手の撮像画像を示す。
上記撮像画像は、従来の全身用ＭＲＩ画像と同等であり、充分ＲＡの診断に供するものであるとの医師の評価を得た。 Imaging as an example of the captured image, 3D-gradient echo method in FIG. 13, the captured image of the hand of RA patients captured by _{T 1} weighted sequences, in FIG. 14 STIR-3D FSE method, fat suppression _{T 2} weighted sequences image The captured image of the hand of RA patient who performed is shown.
The captured image was equivalent to a conventional whole-body MRI image, and was evaluated by a doctor as being sufficiently used for diagnosis of RA.

本発明の実施の形態に係るＭＲＩ装置のブロック図である。1 is a block diagram of an MRI apparatus according to an embodiment of the present invention. 本発明の実施の形態に係るＭＲＩ装置の架台部の説明図であり、（Ａ）は正面図、（Ｂ）は側面図である。It is explanatory drawing of the mount part of the MRI apparatus which concerns on embodiment of this invention, (A) is a front view, (B) is a side view. 本発明の実施の形態に係るＲＦプローブのタンク回路図である。It is a tank circuit diagram of RF probe concerning an embodiment of the invention. 本発明の実施の形態に係るＭＲＩ撮像時の手の平および指の形状を規制する副え板とカバーの説明図である。It is explanatory drawing of the subboard and cover which regulate the palm and the shape of a finger at the time of MRI imaging which concern on embodiment of this invention. 本発明の実施の形態に係る勾配コイルの配置図である。It is a layout view of a gradient coil according to an embodiment of the present invention. 本発明の実施の形態に係る勾配磁場（Ｇx）コイルのパターン図の１例である。It is an example of the pattern figure of the gradient magnetic field (Gx) coil which concerns on embodiment of this invention. 本発明の実施の形態に係るターゲットフィールド法を用いた場合の勾配磁場の均一領域（図Ｂ）を、従来例の平行４線コイルを用いた場合（図Ａ）と比較して示したものである。The uniform field (FIG. B) of the gradient magnetic field when using the target field method according to the embodiment of the present invention is shown in comparison with the case of using the conventional parallel four-wire coil (FIG. A). is there. 本発明の実施の形態に係る遺伝的アルゴリズム（ＧＡ）をＧzコイルに適用したものであり、（Ａ）はＧｚコイルの巻線位置（ターン数＝３０）を示し、（Ｂ）はＧｚコイル（直径１.０ｍｍ銅線）の勾配磁場の１０％均一領域を示したものである。The genetic algorithm (GA) according to the embodiment of the present invention is applied to the Gz coil, (A) shows the winding position (number of turns = 30) of the Gz coil, and (B) shows the Gz coil ( This shows a 10% uniform region of a gradient magnetic field (1.0 mm diameter copper wire). 本発明の実施の形態に係るＧｘコイルの巻き方の説明図であり、（Ａ）は平面図、（Ｂ）は図（Ａ）におけるＡ−Ａ断面図である。It is explanatory drawing of how to wind the Gx coil which concerns on embodiment of this invention, (A) is a top view, (B) is AA sectional drawing in FIG. (A). 本発明の実施の形態に係る送受信切替器の回路図である。It is a circuit diagram of the transmission / reception switching device concerning an embodiment of the invention. 本発明の実施の形態に係る３Ｄ-勾配エコー法のシーケンスの説明図ある。It is explanatory drawing of the sequence of the 3D-gradient echo method which concerns on embodiment of this invention. 本発明の実施の形態に係るＳＴＩＲ−３ＤＦＳＥ法のシーケンスの説明図である。It is explanatory drawing of the sequence of STIR-3DFSE method which concerns on embodiment of this invention. 本発明の実施例に係る３Ｄ-勾配エコー法で撮像した、ＲＡ患者の手の撮像画像である。It is the picked-up image of a RA patient's hand imaged with the 3D-gradient echo method based on the Example of this invention. 本発明の実施例に係るＳＴＩＲ−３ＤＦＳＥ法で撮像した、ＲＡ患者の手の撮像画像である。It is the picked-up image of a RA patient's hand imaged by STIR-3DFSE method which concerns on the Example of this invention. 従来例に係る局所的ＭＲＩ装置の全体構成図である。It is a whole block diagram of the local MRI apparatus which concerns on a prior art example.

符号の説明Explanation of symbols

１・・ＭＲＩ装置
１０・・ＰＣ（コンピュータ）
１１・・ＡＤＣ
１２・・ＤＡＣ
１３・・シンセサイザ
１４・・ＤＳＰ
１５・・ＵＳＢＩ/Ｆ
２０・・画像ディスプレイ
３０・高周波信号ユニット部（送受信部）
３１・・変調器
３２・・検波器
３３・・ＬＰＦ（ローパスフィルタ）
３４・・ＬＰＦ（ローパスフィルタ）
３５・・アンプ
３６・・ＶＧＡ
３７・・ＶＧＡ
３８・・アンプ
３９・・切替器
４０・・架台部
４１・・磁石（永久磁石）
４１１・・ヨーク（縦部材）
４１２・・ヨーク（横部材）
４１３・・ポールピース
４２・・ＲＦプローブ
４２１・・ＲＦコイル
４２２・・開口
４３・・勾配コイル（ｘ方向）
４４・・勾配コイル（ｙ方向）
４５・・勾配コイル（ｚ方向）
４６・・台座
４７・・副え板
４８・・カバー（手袋）
５０・・勾配磁場電源部
５１・・勾配アンプ（ｘ方向）
５２・・勾配アンプ（ｙ方向）
５３・・勾配アンプ（ｚ方向）
６０・・パワアンプ（高周波送信機）
７０・・切替器（切替回路）
７１・・ＲＦスイッチ
７２・・λ/４伝送線路（ケーブル）
８０・・プリアンプ
Ｒ・・被写体
Ｒ_１・・手
1. MRI equipment 10. PC (computer)
11. ADC
12. ・ DAC
13. ・ Synthesizer 14. ・ DSP
15. ・ USB I / F
20. Image display 30 High frequency signal unit (transmission / reception unit)
31..Modulator 32..Detector 33..LPF (low pass filter)
34..LPF (low-pass filter)
35 ・・ Amplifier 36 ・・ VGA
37 ... VGA
38 ・・ Amplifier 39 ・・ Switch 40 ・・ Mounting frame 41 ・・ Magnet (Permanent magnet)
411 ・・ Yoke (vertical member)
412 ・・ Yoke (transverse member)
413 ・・ Polepiece 42 ・・ RF probe 421 ・・ RF coil
422 ... Open 43 ... Gradient coil (x direction)
44 .. Gradient coil (y direction)
45 .. Gradient coil (z direction)
46 ·· Base 47 · · Sub-board 48 · · Cover (gloves)
50 .. Gradient magnetic field power supply 51 .. Gradient amplifier (x direction)
52 .. Gradient amplifier (y direction)
53 .. Gradient amplifier (z direction)
60 .. Power amplifier (high frequency transmitter)
70. ・ Switching device (switching circuit)
71 ·· RF switch 72 ·· λ / 4 transmission line (cable)
80 ・・ Preamplifier R ・・ Subject R ₁・・ Hand

Claims

静磁場を形成する永久磁石と、該静磁場と同方向の磁場勾配を形成する第１の勾配磁場コイルと、該第１の勾配磁場コイルに垂直で、互いに直交する第２と第３の勾配磁場コイルと、高周波磁場を形成する高周波コイルとによって、手のみを一度に撮像するのに必要十分な撮像領域を確保することを特徴とする小型で局所的な磁気共鳴イメージング装置。 A permanent magnet for forming a static magnetic field; a first gradient magnetic field coil for forming a magnetic field gradient in the same direction as the static magnetic field; and second and third gradients perpendicular to the first gradient magnetic field coil and orthogonal to each other A small and local magnetic resonance imaging apparatus characterized in that a magnetic field coil and a high-frequency coil that forms a high-frequency magnetic field ensure an imaging region necessary and sufficient for imaging only a hand at a time.

前記第１の勾配磁場コイルには遺伝的アルゴリズムを適用し、前記第２、第３の勾配磁場コイルにはターゲットフィールド法を適用して、前記手のみを一度に撮像するのに必要な広い勾配磁場均一領域を確保することを特徴とする請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。 Applying a genetic algorithm to the first gradient magnetic field coil and applying a target field method to the second and third gradient magnetic field coils, a wide gradient necessary to image only the hand at a time The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 1, wherein a magnetic field uniform region is secured.

前記第１乃至第３の勾配磁場コイルを製作する際に、前記ターゲットフィールド法と前記遺伝的アルゴリズムで計算した巻き線の位置データを工作機械に直接入力し、前記第１乃至第３の勾配磁場コイルの台座に溝を掘って、該台座に巻き線を配策したことを特徴とする請求項２に記載の磁気共鳴イメージング装置。 When manufacturing the first to third gradient magnetic field coils, the winding position data calculated by the target field method and the genetic algorithm are directly input to a machine tool, and the first to third gradient magnetic field coils are input. The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 2, wherein a groove is dug in the pedestal of the coil, and windings are arranged on the pedestal.

前記高周波コイルを少なくとも１つの固定キャパシタで分割したことを特徴とする請求項１乃至３に記載の磁気共鳴イメージング装置。 4. The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 1, wherein the high-frequency coil is divided by at least one fixed capacitor.

関節リウマチを診断するために手全体を一度に撮像する磁気共鳴イメージング方法であって、被写体となる手を、該手の形状をした剛性を有する平らな副え板の上に固定して、手の平および指を真直ぐ伸ばして平面として、高周波プローブの開口に挿入して撮像することを特徴とする磁気共鳴イメージング方法。 A magnetic resonance imaging method for imaging an entire hand at one time for diagnosing rheumatoid arthritis, wherein the subject hand is fixed on a flat side plate having rigidity and shaped like the hand, And a method of magnetic resonance imaging, wherein a finger is stretched straight to form a flat surface and inserted into an opening of a high-frequency probe.

パルスシーケンスとして３Ｄ-勾配エコー法またはＳＴＩＲ−３ＤＦＳＥ法を使用した磁気共鳴イメージング方法であって、最初の位相エンコードと巻き戻し位相エンコードの勾配磁場の面積が同じになるように勾配磁場の振幅乃至印加時間を補正して、永久磁石磁気回路や周辺導体の勾配磁場パルスへの影響を最小とし、後に発生するスピンエコーの強度の減衰を抑制することを特徴とする磁気共鳴イメージング方法。
A magnetic resonance imaging method using 3D-gradient echo method or STIR-3DFSE method as a pulse sequence, and the gradient magnetic field amplitude or application so that the area of the gradient magnetic field of the initial phase encoding and the unwinding phase encoding is the same. A magnetic resonance imaging method characterized by correcting the time to minimize the influence on the gradient magnetic field pulses of the permanent magnet magnetic circuit and the peripheral conductor, and suppressing the attenuation of the intensity of the spin echo generated later.