JPH0515512A - Magnetic resonance inspection device - Google Patents
Magnetic resonance inspection deviceInfo
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- JPH0515512A JPH0515512A JP3171205A JP17120591A JPH0515512A JP H0515512 A JPH0515512 A JP H0515512A JP 3171205 A JP3171205 A JP 3171205A JP 17120591 A JP17120591 A JP 17120591A JP H0515512 A JPH0515512 A JP H0515512A
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Abstract
Description
【０００１】[0001]
【産業上の利用分野】本発明は、磁気共鳴検査装置に係
り、磁気共鳴現象を利用して生体内の各組織の特定な原
子核（例えば水素原子核やリン原子核など）の密度分布
や緩和時間の値を無侵襲に測定し、医学的診断のための
情報を得る磁気共鳴検査装置に関するものである。BACKGROUND OF THE INVENTION 1. Field of the Invention The present invention relates to a magnetic resonance inspection apparatus, which utilizes a magnetic resonance phenomenon to determine the density distribution and relaxation time of specific atomic nuclei (for example, hydrogen atomic nuclei and phosphorus atomic nuclei) of each tissue in a living body. The present invention relates to a magnetic resonance examination apparatus that noninvasively measures a value and obtains information for medical diagnosis.
【０００２】[0002]
【従来の技術】従来、人体の内部構造を非破壊的に検査
する装置として、Ｘ線ＣＴや超音波撮像装置が広く用い
られている。近年では、更に磁気共鳴現象を用いて、Ｘ
線ＣＴや超音波撮像装置では得られなかった多くの医学
的診断情報が取得できるようになった。2. Description of the Related Art Conventionally, an X-ray CT or an ultrasonic imaging device has been widely used as a device for nondestructively inspecting the internal structure of a human body. In recent years, by further using the magnetic resonance phenomenon, X
It has become possible to acquire a lot of medical diagnostic information that could not be obtained by the line CT or the ultrasonic imaging apparatus.
【０００３】磁気共鳴現象を用いた検査装置では、検査
対象物からの信号を各部に対応させて分離識別するため
に、傾斜磁場と高周波磁場を印加してその共鳴信号の周
波数と位相変化を位置情報に対応させる方法が採用され
ている。例えば特開昭５５−２０４９５号公報には、磁
気共鳴を用いて検査対象物内の原子核密度線のマッピン
グのための方法及び装置が示されている。In an inspection apparatus using the magnetic resonance phenomenon, in order to separate and identify a signal from an object to be inspected corresponding to each part, a gradient magnetic field and a high frequency magnetic field are applied to determine the frequency and phase changes of the resonance signal. The method of responding to information is adopted. For example, Japanese Patent Application Laid-Open No. 55-20495 discloses a method and an apparatus for mapping nuclear density lines in an inspection object by using magnetic resonance.
【０００４】次に図面を参照して、従来、最も多く用い
られているスピンエコー手法の検出原理について説明す
る。図１２に示すように被検者１は、静磁場を発生する
磁石２と、互いに直交するＸ，Ｙ，Ｚの三つの軸方向の
傾斜磁場を発生する傾斜磁場コイル３，４，５と、高周
波磁場を発生する高周波コイル６で形成される空間の中
に設置されている。７は被検者１が横たわる寝台であ
る。静磁場の方向をＺ軸とするのが一般的であるから、
Ｘ軸とＹ軸は図１２中に示すように決定される。ここで
被検者１の横断面（Ｘ−Ｙ面）１Ａを撮影するには、図
１３に示す撮影シーケンスに従って傾斜磁場と高周波磁
場を発生する。すなわち図１３で、期間Ａでは、被検者
１にスライス用傾斜磁場（Ｚ軸方向傾斜磁場）を印加し
た状態で振幅変調された高周波電力を高周波コイル６に
印加する。横断面１Ａの磁場強度は、静磁場Ｈと位置ｚ
の傾斜磁場の強度Ｇｚの和Ｈ＋Ｇｚで示される。一方、
振幅変調された周波数ωの高周波電力は特定の周波数帯
域ω±Δωを有しているので、ω±Δω＝γ（Ｈ＋Ｇ
ｚ）を満足するように周波数ω又は傾斜磁場強度Ｇを選
ぶことで、横断面１Ａの部分の水素原子核スピンを励起
することになる。ここで、γは水素原子核の磁気回転比
を示す。期間Ｂでは、位相エンコード用傾斜磁場（Ｙ軸
方向傾斜磁場）をΔｔの間印加することで、先に励起さ
れた核スピンはｙの位置により、Next, the detection principle of the spin echo method which has been most frequently used in the past will be described with reference to the drawings. As shown in FIG. 12, the subject 1 has a magnet 2 that generates a static magnetic field, and gradient magnetic field coils 3, 4, and 5 that generate gradient magnetic fields in three axial directions of X, Y, and Z orthogonal to each other. It is installed in a space formed by a high frequency coil 6 that generates a high frequency magnetic field. 7 is a bed on which the subject 1 lies. Since the direction of the static magnetic field is generally the Z axis,
The X axis and the Y axis are determined as shown in FIG. Here, to image the cross section (XY plane) 1A of the subject 1, a gradient magnetic field and a high-frequency magnetic field are generated according to the imaging sequence shown in FIG. That is, in FIG. 13, in period A, the high frequency power amplitude-modulated in the state in which the slicing gradient magnetic field (Z-axis direction gradient magnetic field) is applied to the subject 1 is applied to the high frequency coil 6. The magnetic field strength of the transverse plane 1A is the static magnetic field H and the position z.
It is represented by the sum H + Gz of the gradient magnetic field strengths Gz. on the other hand,
Since the high-frequency power of the amplitude-modulated frequency ω has a specific frequency band ω ± Δω, ω ± Δω = γ (H + G
By selecting the frequency ω or the gradient magnetic field strength G so as to satisfy z), the hydrogen nuclear spin in the portion of the cross section 1A is excited. Here, γ represents the gyromagnetic ratio of hydrogen nuclei. In the period B, by applying the phase-encoding gradient magnetic field (Y-axis direction gradient magnetic field) for Δt, the previously excited nuclear spin is changed according to the position of y.
【０００５】[0005]
【数１】Δω′＝γＧｙΔｔ
で示される周波数変移を、その共鳴信号に誘起する。期
間Ｄでは、周波数エンコード用傾斜磁場（Ｘ軸方向傾斜
磁場）を印加した状態で、共鳴信号を、２５６点のディ
ジタル信号として収集する。このとき、期間Ａで励起さ
れた核スピンは、位置ｘによって、## EQU1 ## A frequency shift represented by Δω '= γGyΔt is induced in the resonance signal. In the period D, the resonance signals are collected as 256-point digital signals in the state where the frequency encoding gradient magnetic field (X-axis direction gradient magnetic field) is applied. At this time, the nuclear spin excited in the period A becomes
【０００６】[0006]
【数２】Δω″＝γＧｘ
で示される周波数差を有することになる。期間Ｃでは、
励起された核スピンのスピンエコーを得るために、１８
０度の高周波磁場とスライス用傾斜磁場が印加されてい
る。期間Ｅは核スピンが平衡に戻る待ち時間である。期
間Ｂの位相エンコード用傾斜磁場の振幅値を２５６ステ
ップ変化させて繰り返し共鳴信号を収集すれば、２５６
×２５６のデータが得られる。これらのデータを二次元
フーリエ変換することで画像が得られる。## EQU2 ## There is a frequency difference represented by Δω ″ = γGx.
To obtain the spin echo of the excited nuclear spin, 18
A high-frequency magnetic field of 0 degree and a gradient magnetic field for slicing are applied. Period E is the waiting time for the nuclear spins to return to equilibrium. If the amplitude value of the phase encoding gradient magnetic field in the period B is changed by 256 steps and the resonance signal is repeatedly acquired, 256
Data of x256 is obtained. An image is obtained by performing a two-dimensional Fourier transform on these data.
【０００７】磁気共鳴検査装置で最も重要なことは、得
られた再構成画像が、その画質として、いかに忠実に被
検者の人体組織の性質を再現しているかということであ
る。磁気共鳴を用いた検査装置で、上記目的を達成する
には、信号検出時の信号対雑音比が高い他に、静磁場と
高周波磁場の均一性が高いこと、傾斜磁場と高周波磁場
が定められたシーケンスに従って正確に動作すること、
これらが互いに干渉しないことが要求される。The most important thing in the magnetic resonance examination apparatus is how faithfully the obtained reconstructed image reproduces the nature of the human tissue of the subject as its image quality. In order to achieve the above object in an inspection device using magnetic resonance, in addition to a high signal-to-noise ratio at the time of signal detection, the static magnetic field and the high frequency magnetic field have high homogeneity, and the gradient magnetic field and the high frequency magnetic field are defined. Operate correctly according to the sequence
It is required that they do not interfere with each other.
【０００８】なお、図１２では、前記各種の磁場を発生
するための信号発生系、検出された信号を処理するため
の信号処理系、検出シーケンス等を実行する制御系、画
像を作成するための画像処理系等のシステム構成の図示
は省略している。In FIG. 12, a signal generation system for generating the above-mentioned various magnetic fields, a signal processing system for processing the detected signals, a control system for executing a detection sequence, and a system for creating an image. Illustration of a system configuration such as an image processing system is omitted.
【０００９】[0009]
【発明が解決しようとする課題】次に、上記の如く構成
される従来の磁気共鳴検査装置の問題を説明する。一般
的に、時間的に変化する磁束の近傍に存在する導体に
は、その磁束の変化を妨げるように電流が誘起される。
この電流は渦電流として良く知られている。前記の磁気
共鳴検査装置では、図１３に示す如くパルス状傾斜磁場
を発生するので、傾斜磁場の磁束変化を妨げる反磁場が
発生することになる。この反磁場は、静磁場発生用磁石
２を構成する金属製内筒に渦電流を生じさせる。このた
め、静磁場発生用磁石２と傾斜磁場コイル３，４，５と
の間に所要の一定距離を確保することが、画像の質的向
上を図る上には必要となる。Next, the problems of the conventional magnetic resonance inspection apparatus configured as described above will be described. In general, an electric current is induced in a conductor existing in the vicinity of a magnetic flux that changes with time so as to prevent the change in the magnetic flux.
This current is well known as eddy current. In the magnetic resonance inspection apparatus described above, since a pulsed gradient magnetic field is generated as shown in FIG. 13, a demagnetizing field that disturbs the magnetic flux change of the gradient magnetic field is generated. This demagnetizing field causes an eddy current in the metal inner cylinder forming the static magnetic field generating magnet 2. Therefore, it is necessary to secure a required fixed distance between the static magnetic field generating magnet 2 and the gradient magnetic field coils 3, 4, and 5 in order to improve the quality of the image.
【００１０】更に、信号検出時に傾斜磁場コイルからの
雑音の混入を防止するため、例えば特開平２−７４２３
５号公報に開示されるＭＲＩ（磁気共鳴イメージング）
画像診断装置に示すように、傾斜磁場コイルと高周波コ
イルの間に高周波遮蔽体が用いられている。また１９８
６年に開催された第７回日本磁気共鳴医学会で発表され
た演題番号６０（抄録は日本磁気共鳴医学会雑誌第６Ｓ
１巻１２２頁）の「ＲＦコイルと周囲との結合損失に関
する考察」に述べられているように、高周波コイルが傾
斜磁場コイルと電磁的に結合することによって高周波コ
イルのＱが低下する問題がある。これは、損失のある周
囲素子との結合によるもので、これを防ぐためにも、高
周波コイルと傾斜磁場コイル間に高周波遮蔽体を入れる
ことが必要不可欠である。Further, in order to prevent noise from being mixed from the gradient magnetic field coil at the time of signal detection, for example, Japanese Unexamined Patent Publication No. 2-7423.
MRI (magnetic resonance imaging) disclosed in Japanese Patent No. 5
As shown in the image diagnostic apparatus, a high frequency shield is used between the gradient magnetic field coil and the high frequency coil. See also 198
Title number 60 presented at the 7th Annual Meeting of the Japanese Society for Magnetic Resonance Medicine held in 2006
As described in "Consideration of Coupling Loss between RF Coil and Surroundings" in Vol. 1, p. 122), the high frequency coil is electromagnetically coupled to the gradient magnetic field coil, so that the Q of the high frequency coil decreases. . This is due to the coupling with surrounding elements that have a loss, and in order to prevent this, it is essential to insert a high frequency shield between the high frequency coil and the gradient magnetic field coil.
【００１１】図１２の磁気共鳴検査装置で、高周波コイ
ル６と傾斜磁場コイル３，４，５との間に高周波遮蔽体
を入れる場合を考えてみると、図１２及び図１４に示す
ように、高周波遮蔽体８は、高周波コイル６と傾斜磁場
コイル支持体９との間に配設される。なお、この傾斜磁
場コイル支持体９は、前述の傾斜磁場コイル３，４，５
を一体的に組み付けたボビンの機能を有する部材であ
る。Considering the case where a high-frequency shield is inserted between the high-frequency coil 6 and the gradient magnetic field coils 3, 4, 5 in the magnetic resonance inspection apparatus of FIG. 12, as shown in FIGS. 12 and 14, The high frequency shield 8 is arranged between the high frequency coil 6 and the gradient magnetic field coil support 9. The gradient magnetic field coil support 9 is composed of the above-described gradient magnetic field coils 3, 4, 5
Is a member having the function of a bobbin integrally assembled.
【００１２】ところが、高周波遮蔽体８を高周波コイル
６と傾斜磁場コイル支持体９との間に配設すると、次の
ような問題が起きる。高周波磁束は高周波遮蔽体８を通
過できないので、図１４に示す如く、Ｘ軸方向（Ｙ軸方
向も同様）の磁束は高周波遮蔽体８の手前で急激に歪め
られる。この歪が高周波コイル６内の高周波磁場の均一
性を悪くし、結果として画質が劣化したり、画像に歪が
生じることになる。このことは、１９８９年に開催され
た第１３回日本磁気共鳴医学会で発表された演題番号６
６（抄録は日本磁気共鳴医学会雑誌第９Ｓ１巻１４８
頁）の「ＲＦシールドの近接によるボディコイルの特性
変化について」に述べられている。すなわち、設置の容
易な小型磁石が一般化しつつあり、これに応じて傾斜磁
場コイルも小型化の傾向にある。一方、腹部用の高周波
コイルは被検者の居住性の点から小型化は好ましくな
い。この結果、傾斜磁場コイル内面に設けられる高周波
遮蔽体と高周波コイルが近接して高周波遮蔽体に発生す
る高周波渦電流の影響が増大するために、信号対雑音比
の低下や核スピンの励起に必要な高周波電力の増加が生
じることや、高周波遮蔽体の近傍で磁束が歪められるこ
とにより、高周波コイル内の高周波磁場の均一性が著し
く低下する。従って、高周波磁場の均一性の確保と信号
対雑音比の維持には、高周波コイルと高周波遮蔽体の間
に高周波磁束を余裕を持って通過させる空間を確保する
ことが必要である。However, when the high frequency shield 8 is arranged between the high frequency coil 6 and the gradient magnetic field coil support 9, the following problems occur. Since the high-frequency magnetic flux cannot pass through the high-frequency shield 8, the magnetic flux in the X-axis direction (similarly in the Y-axis direction) is abruptly distorted before the high-frequency shield 8 as shown in FIG. This distortion deteriorates the homogeneity of the high-frequency magnetic field in the high-frequency coil 6, resulting in deterioration of the image quality and distortion of the image. This is the presentation number 6 presented at the 13th Annual Meeting of the Japanese Society for Magnetic Resonance Medicine held in 1989.
6 (Abstract is Japan Magnetic Resonance Medical Society, 9th Volume, 148 Vol. 148)
Page) "About change in characteristics of body coil due to proximity of RF shield". That is, small magnets that are easy to install are becoming common, and accordingly, the gradient magnetic field coils also tend to be smaller. On the other hand, it is not preferable to downsize the high frequency coil for the abdomen from the viewpoint of comfortability of the subject. As a result, the high-frequency shield and the high-frequency coil provided on the inner surface of the gradient magnetic field coil are close to each other, and the influence of the high-frequency eddy current generated in the high-frequency shield increases. Due to the increase in the high frequency power and the magnetic flux being distorted in the vicinity of the high frequency shield, the uniformity of the high frequency magnetic field in the high frequency coil is significantly reduced. Therefore, in order to ensure the uniformity of the high frequency magnetic field and maintain the signal-to-noise ratio, it is necessary to secure a space between the high frequency coil and the high frequency shield to allow the high frequency magnetic flux to pass through with a margin.
【００１３】以上の説明で明らかなように、従来の高周
波遮蔽体を備えた磁気共鳴検査装置では、高周波コイル
の大きさは被検者の大きさで定められているので、良い
画像を得ようとすると、傾斜磁場コイルの大きさを大き
くする必要があり、それに伴って静磁場発生用磁石が大
きなものになる。このことは、静磁場強度の維持に費用
を要し、設置性が著しく低下し、漏洩磁場の他の機器へ
の悪影響が増大し、更に傾斜磁場強度を確保するため駆
動電源の容量を増加しなければならないという問題を提
起した。As is clear from the above description, in the conventional magnetic resonance inspection apparatus having the high-frequency shield, the size of the high-frequency coil is determined by the size of the subject, so obtain a good image. Then, it is necessary to increase the size of the gradient magnetic field coil, and accordingly, the static magnetic field generating magnet becomes large. This means that it is costly to maintain the static magnetic field strength, the installation property is significantly reduced, the adverse effect of the leakage magnetic field on other devices is increased, and the capacity of the driving power supply is increased to secure the gradient magnetic field strength. I raised the issue that it must be.
【００１４】また静磁場発生用の磁場コイルを小型化及
び軽量化を図った装置として、例えば特開昭６３−１０
０８号公報で、高周波磁場発生コイルと傾斜磁場発生コ
イルを同一の中空円筒に取り付けた装置構成が提案され
ている。しかしこの従来技術によれば、高周波コイルの
軸方向の長さが制限されるため、高周波磁場の均一度を
多少犠牲にしなければならないこと、傾斜磁場の直線性
能を犠牲にしなければならないこと等の問題点が存在す
る。A device for reducing the size and weight of a magnetic field coil for generating a static magnetic field is disclosed in, for example, JP-A-63-10.
No. 08, there is proposed a device configuration in which a high frequency magnetic field generating coil and a gradient magnetic field generating coil are attached to the same hollow cylinder. However, according to this conventional technique, since the length of the high-frequency coil in the axial direction is limited, it is necessary to sacrifice the homogeneity of the high-frequency magnetic field to some extent, and to sacrifice the linear performance of the gradient magnetic field. There are problems.
【００１５】本発明の目的は、電源効率の良い、設置性
の良好な、良い画像の得られる磁気共鳴検査装置を提供
することにある。An object of the present invention is to provide a magnetic resonance examination apparatus which has good power supply efficiency, good installation property, and good images.
【００１６】[0016]
【課題を解決するための手段】本発明に係る磁気共鳴検
査装置は、上記目的を達成するため、次のように構成さ
れる。
１．内部空間を有し、この内部空間に静磁場を発生する
磁石と、内部空間に配設され、三つの軸方向に傾斜磁場
を発生する傾斜磁場コイルと、検査対象に対して励起用
高周波磁場を与える高周波コイルと、検査対象からの磁
気共鳴信号を検出する信号検出手段と、信号検出手段か
らの検出信号を入力し、演算を行う計算手段と、この計
算手段による演算結果を出力する出力手段を有する磁気
共鳴検査装置であることを前提とし、高周波コイルの外
側に傾斜磁場コイルを配置し、更にこの傾斜磁場コイル
の外側に高周波遮蔽体を配置し、傾斜磁場コイルの支持
体は高周波磁場を透過させる構造を有する。
２．前記第１の構成において、好ましくは、高周波遮蔽
体を接地電位に保持し、且つ傾斜磁場コイルのインピー
ダンスを、高周波コイルの出力する高周波磁場の周波数
に対して５０Ω以下とする。
３．前記第２の構成において、好ましくは、高周波遮蔽
体と傾斜磁場コイルとをコンデンサ素子で接続する。
４．前記第３の構成において、好ましくは、コンデンサ
素子は、２つの電極板とこれらの電極板の間に挟持され
た誘電体とで構成され、コンデンサ素子が傾斜磁場コイ
ルの周囲に複数個配設され、コンデンサ素子で傾斜磁場
コイルと高周波遮蔽体とを連結する。
５．前記第３の構成において、好ましくは、傾斜磁場コ
イルの周囲にハニカム構造の導電性ベルトを巻き付け、
このベルトの周囲にテフロン製リボンを巻き付け、リボ
ンを誘電体とし、ベルト及び高周波遮蔽体を電極として
コンデンサ素子を構成する。
６．前記第１の構成において、好ましくは、傾斜磁場コ
イルの支持体と高周波コイルの支持体を近接して配置
し、傾斜磁場コイルと高周波コイルとを近接して組み付
ける。
７．前記第６の構成において、好ましくは、傾斜磁場コ
イルの少なくとも一部を、高周波コイルを構成する要素
として共用する。
８．前記第１の構成において、好ましくは、高周波コイ
ルは傾斜磁場コイルによる高周波磁場の乱れを補償する
ように構成される。In order to achieve the above object, a magnetic resonance examination apparatus according to the present invention is constructed as follows. 1. A magnet having an internal space for generating a static magnetic field in the internal space, a gradient magnetic field coil arranged in the internal space for generating a gradient magnetic field in the three axial directions, and a high-frequency magnetic field for excitation with respect to an inspection target A high-frequency coil to be applied, a signal detection means for detecting a magnetic resonance signal from the inspection object, a calculation means for inputting the detection signal from the signal detection means, and an output means for outputting the calculation result by the calculation means. Assuming that the magnetic resonance inspection apparatus has the gradient magnetic field coil, the gradient magnetic field coil is arranged outside the high frequency coil, and the high frequency shield is arranged outside the gradient magnetic field coil. It has a structure that allows it. 2. In the first configuration, preferably, the high frequency shield is held at ground potential, and the impedance of the gradient magnetic field coil is 50Ω or less with respect to the frequency of the high frequency magnetic field output from the high frequency coil. 3. In the second configuration, preferably, the high frequency shield and the gradient magnetic field coil are connected by a capacitor element. 4. In the third configuration, preferably, the capacitor element is composed of two electrode plates and a dielectric material sandwiched between these electrode plates, and a plurality of capacitor elements are arranged around the gradient magnetic field coil. An element connects the gradient magnetic field coil and the high frequency shield. 5. In the third configuration, preferably, a conductive belt having a honeycomb structure is wound around the gradient magnetic field coil,
A Teflon ribbon is wound around the belt, the ribbon serves as a dielectric, and the belt and the high-frequency shield serve as electrodes to form a capacitor element. 6. In the first configuration, preferably, the support body of the gradient magnetic field coil and the support body of the high frequency coil are arranged close to each other, and the gradient magnetic field coil and the high frequency coil are assembled close to each other. 7. In the sixth configuration, preferably, at least a part of the gradient magnetic field coil is shared as an element forming a high frequency coil. 8. In the first configuration, preferably, the high frequency coil is configured to compensate for the disturbance of the high frequency magnetic field due to the gradient magnetic field coil.
【００１７】[0017]
【作用】本発明による磁気共鳴検査装置によれば、傾斜
磁場コイルの支持体が高周波磁束を透過する構造を有す
るため、高周波磁束は傾斜磁場コイルの内側で急峻に曲
がらず、高周波磁場の均一度が向上し、且つ高周波磁場
の遮蔽体を傾斜磁場コイルの外側にてできるだけ距離を
とって配置したため、高周波遮蔽体による高周波渦電流
の影響を無視できる。According to the magnetic resonance inspection apparatus of the present invention, since the support of the gradient magnetic field coil has a structure for transmitting the high frequency magnetic flux, the high frequency magnetic flux does not sharply bend inside the gradient magnetic field coil, and the uniformity of the high frequency magnetic field is high. And the shield for the high-frequency magnetic field is arranged outside the gradient magnetic field coil with a distance as much as possible, so that the influence of the high-frequency eddy current due to the high-frequency shield can be ignored.
【００１８】また、共鳴信号の周波数に対して傾斜磁場
コイルのインピーダンスを高周波コイルのインピーダン
スに比べ充分低くなるようにし、共鳴信号検出時に傾斜
磁場コイルからの雑音の混入と高周波コイルと傾斜磁場
コイルの結合による損失を防ぐ。Further, the impedance of the gradient magnetic field coil is made sufficiently lower than the impedance of the high frequency coil with respect to the frequency of the resonance signal so that noise is mixed from the gradient magnetic field coil when the resonance signal is detected and the high frequency coil and the gradient magnetic field coil are mixed. Prevent loss due to binding.
【００１９】また、傾斜磁場を発生するコイルの一部又
は全部が、高周波コイルの共振回路の素子である外部ガ
ードリングを構成するようにした。Further, a part or the whole of the coil for generating the gradient magnetic field constitutes an external guard ring which is an element of the resonance circuit of the high frequency coil.
【００２０】更に、傾斜磁場コイルの導体によって僅か
に影響の受ける高周波磁場の歪は、高周波コイルの各素
子を最適に設計することで避けるようにした。これによ
り、高周波コイルと傾斜磁場コイルの結合損失をなくす
ことができる。Further, the distortion of the high frequency magnetic field, which is slightly affected by the conductor of the gradient magnetic field coil, is avoided by optimally designing each element of the high frequency coil. This can eliminate the coupling loss between the high frequency coil and the gradient magnetic field coil.
【００２１】[0021]
【実施例】以下に、本発明の好適な実施例を添付図面に
基づいて説明する。図１は本発明の一実施例である均一
な高周波磁場を形成する磁気共鳴検査装置の構成図であ
る。図１において被検者１、静磁場を発生する磁石２、
互いに直交するＸ，Ｙ，Ｚの三つの軸方向の傾斜磁場を
発生する傾斜磁場コイル３，４，５及びこれらの傾斜磁
場コイルをユニットとして備える傾斜磁場コイル支持体
９、高周波磁場を発生すると共に検出信号を受信する高
周波コイル６、被検者１が横たわるための寝台７等の構
成は、図１２で説明した構成と同じである。DETAILED DESCRIPTION OF THE PREFERRED EMBODIMENT A preferred embodiment of the present invention will be described below with reference to the accompanying drawings. FIG. 1 is a configuration diagram of a magnetic resonance inspection apparatus that forms a uniform high-frequency magnetic field according to an embodiment of the present invention. In FIG. 1, a subject 1, a magnet 2 that generates a static magnetic field,
Gradient magnetic field coils 3, 4, 5 for generating gradient magnetic fields in three axial directions of X, Y, Z which are orthogonal to each other, a gradient magnetic field coil support 9 having these gradient magnetic field coils as a unit, and for generating a high frequency magnetic field. The configurations of the high-frequency coil 6 that receives the detection signal, the bed 7 on which the subject 1 lies down, and the like are the same as the configurations described in FIG.
【００２２】次に制御及び信号処理のシステムの構成を
説明する。傾斜磁場コイル３，４，５には、それぞれの
駆動電源１０，１１，１２から傾斜磁場を発生するため
の電力が供給される。１３は高周波パルス発生器、１４
は高周波電力増幅器で、高周波コイル６に対し高周波磁
場を発生させるための所要レベルの電力が供給される。
被検者１から発生した検出信号は、高周波コイル６、高
周波増幅器１５、検波器１６で取出され、Ａ／Ｄ変換器
１７でディジタル信号に変換される。１８は、上記の各
回路要素に種々の制御信号を一定の時間間隔で与え又は
検出された信号を取り込む機能を有する制御装置であ
る。１９は信号処理を行う計算機で、制御装置１８を経
由して取り込まれた信号に対して画像を作成するための
信号処理を行い、作成した画像を表示装置２０に表示す
る。Next, the configuration of the control and signal processing system will be described. Electric power for generating a gradient magnetic field is supplied to the gradient magnetic field coils 3, 4, 5 from the respective driving power sources 10, 11, 12. 13 is a high frequency pulse generator, 14
Is a high frequency power amplifier, which supplies the high frequency coil 6 with a required level of power for generating a high frequency magnetic field.
The detection signal generated from the subject 1 is taken out by the high frequency coil 6, the high frequency amplifier 15, and the wave detector 16, and is converted into a digital signal by the A / D converter 17. Reference numeral 18 denotes a control device having a function of giving various control signals to the above-mentioned respective circuit elements at fixed time intervals or taking in detected signals. A computer 19 performs signal processing, performs signal processing for creating an image on a signal taken in via the control device 18, and displays the created image on the display device 20.
【００２３】上記において、静磁場発生用磁石２は超電
導磁石で構成される。ここでは、超電導磁石２という。
傾斜磁場コイル３，４，５は均一な磁場を発生する超電
導磁石２の内側に組み込まれ、被検者１の置かれている
空間の磁場分布を、所望の傾斜を有する分布にする。高
周波パルス発生器１３の出力は高周波電力増幅器１４で
必要な値に増幅され、高周波コイル６に印加され、被検
者１に照射されて体内に核スピンを励起する。励起され
た核スピンの運動は、高周波コイル６で電流に変換さ
れ、磁気共鳴信号として検出される。磁気共鳴信号は高
周波増幅器１５で増幅され、検波器１６で可聴周波数に
変換される。可聴周波数信号は、その後Ａ／Ｄ変換器１
７でディジタル信号に変換され、計算機１９で画像信号
に変換され、表示装置２０で表示される。被検者１は寝
台７上に搭載され、超電導磁石２の内部空間の中央位置
にて、移動自在に配置される。In the above, the static magnetic field generating magnet 2 is composed of a superconducting magnet. Here, it is called superconducting magnet 2.
The gradient magnetic field coils 3, 4, 5 are incorporated inside the superconducting magnet 2 that generates a uniform magnetic field, and make the magnetic field distribution in the space in which the subject 1 is placed have a desired gradient. The output of the high-frequency pulse generator 13 is amplified to a required value by the high-frequency power amplifier 14, applied to the high-frequency coil 6, and irradiated on the subject 1 to excite nuclear spins in the body. The motion of the excited nuclear spin is converted into a current by the high frequency coil 6 and detected as a magnetic resonance signal. The magnetic resonance signal is amplified by the high frequency amplifier 15 and converted into an audible frequency by the detector 16. The audio frequency signal is then fed to the A / D converter 1
The signal is converted into a digital signal at 7, converted into an image signal at the computer 19, and displayed on the display device 20. The subject 1 is mounted on the bed 7 and is movably arranged at the center position of the internal space of the superconducting magnet 2.
【００２４】図２は、図１に示した超電導磁石２の横断
面図で、高周波コイル６と傾斜磁場コイル３，４，５と
超電導磁石２の位置関係を示している。傾斜磁場コイル
３，４，５は傾斜磁場コイル支持体９に配設されてお
り、図２では見ることができない。超電導磁石２は、例
えば直径９０ｃｍの内径を有しており、被検者１が配置
される検査対象空間の直径４０ｃｍの球体で例えば１０
ｐｐｍ程度の均一な磁場を発生している。超電導磁石２
の内筒部材の内面に高周波遮蔽体であるファラデーシー
ルド２１が組み込まれる。ファラデーシールド２１は内
筒部材の内壁面に、例えば貼付けにより、取り付けられ
る。また、このファラデーシールド２１は接地電位に保
持される。ファラデーシールド２１の内側空間に傾斜磁
場コイル支持体９が同芯状に設置されている。傾斜磁場
コイル支持体９は例えば直径７０ｃｍのＦＲＰ材で作ら
れており、Ｘ，Ｙ，Ｚの傾斜磁場コイル３，４，５がそ
れぞれ所定位置に巻設されている。また各傾斜磁場コイ
ル３，４，５とファラデーシールド２１との間には、例
えば共鳴周波数２１ＭＨｚでのインピーダンスが低くな
るように例えば容量値０．１μＦのコンデンサ素子２２
が複数個接続されている。傾斜磁場コイル支持体９の内
側空間には、更に例えば直径６０ｃｍの高周波コイル６
が同芯状に組み込まれている。インピーダンスは、５０
Ω以下になることが望ましい。高周波コイル６に高周波
電力を印加した時に発生する高周波磁束は、図の破線で
示すようになる。すなわち、高周波磁束の分布について
見ると、高周波磁場は傾斜磁場コイル支持体９を透過
し、傾斜磁場コイルが存在しない場合とほぼ同じ磁束分
布が形成される。FIG. 2 is a cross-sectional view of the superconducting magnet 2 shown in FIG. 1, showing the positional relationship between the high frequency coil 6, the gradient magnetic field coils 3, 4, 5 and the superconducting magnet 2. The gradient coils 3, 4, 5 are arranged on the gradient coil support 9 and cannot be seen in FIG. The superconducting magnet 2 has an inner diameter of, for example, 90 cm, and is a spherical body having a diameter of 40 cm in the examination target space in which the subject 1 is placed, for example, 10 cm.
A uniform magnetic field of about ppm is generated. Superconducting magnet 2
The Faraday shield 21, which is a high-frequency shield, is incorporated into the inner surface of the inner cylinder member of the above. The Faraday shield 21 is attached to the inner wall surface of the inner tubular member by, for example, pasting. The Faraday shield 21 is held at the ground potential. In the inner space of the Faraday shield 21, the gradient magnetic field coil support 9 is concentrically installed. The gradient magnetic field coil support 9 is made of, for example, an FRP material having a diameter of 70 cm, and the X, Y, and Z gradient magnetic field coils 3, 4, and 5 are wound at predetermined positions. Further, between the gradient magnetic field coils 3, 4, 5 and the Faraday shield 21, for example, a capacitor element 22 having a capacitance value of 0.1 μF so that the impedance at a resonance frequency of 21 MHz becomes low.
Are connected to each other. In the inner space of the gradient magnetic field coil support 9, for example, the high frequency coil 6 having a diameter of 60 cm is further provided.
Are installed concentrically. Impedance is 50
Ω or less is desirable. The high frequency magnetic flux generated when high frequency power is applied to the high frequency coil 6 is as shown by the broken line in the figure. That is, regarding the distribution of the high-frequency magnetic flux, the high-frequency magnetic field passes through the gradient magnetic field coil support 9, and a magnetic flux distribution that is substantially the same as that when there is no gradient magnetic field coil is formed.
【００２５】ここで、一例としてＸ軸方向の傾斜磁場コ
イル３（Ｙ軸とＺ軸の場合も同様）の等価回路を図３に
示す。傾斜磁場コイル３は、複数のコンデンサ素子２２
によってｎ等分され、Ｌ１，Ｌ２，…，Ｌｎとなる。分
割されたインダクタンスの間には、コンデンサ素子２２
が、接地点との間にそれぞれ接続されている。図より明
らかなように、端子２３，２４から見ると、傾斜磁場コ
イル３は低域通過濾波回路を形成している。傾斜磁場の
動作波形はおよそ１ＫＨｚの矩形波であり、第５次の高
調波成分までを考慮すれば充分であるので、低域通過濾
波回路としての傾斜磁場コイル３は５ＫＨｚまでを通過
させればよいように設計されている。一方、共鳴周波数
は２１ＭＨｚであり、この共鳴周波数における傾斜磁場
コイルのインピーダンスはコンデンサ素子の値でほぼ決
められる０．５Ω程度となり、接地電位に限りなく等し
く、雑音誘起の問題が生じない。Here, as an example, an equivalent circuit of the gradient magnetic field coil 3 in the X-axis direction (the same applies to the case of the Y-axis and the Z-axis) is shown in FIG. The gradient magnetic field coil 3 includes a plurality of capacitor elements 22.
Is divided into n equal parts, resulting in L1, L2, ..., Ln. A capacitor element 22 is provided between the divided inductances.
Are respectively connected to the ground point. As apparent from the figure, when viewed from the terminals 23 and 24, the gradient magnetic field coil 3 forms a low-pass filtering circuit. The operation waveform of the gradient magnetic field is a rectangular wave of about 1 KHz, and it is sufficient to consider up to the fifth harmonic component, so if the gradient magnetic field coil 3 as the low-pass filtering circuit passes up to 5 KHz. Designed to be good. On the other hand, the resonance frequency is 21 MHz, and the impedance of the gradient magnetic field coil at this resonance frequency is about 0.5Ω, which is almost determined by the value of the capacitor element, which is infinitely equal to the ground potential and does not cause a noise induction problem.
【００２６】上記の如く構成すれば、傾斜磁場コイルの
直径が９０ｃｍと同様の高周波磁場均一度を有する装置
を、７０ｃｍの直径を有する傾斜磁場コイルで実現する
ことができ、且つ雑音の混入がないＳ／Ｎ比の高い画像
を得ることができる。With the above construction, a device having a high-frequency magnetic field homogeneity similar to that of the gradient magnetic field coil having a diameter of 90 cm can be realized by the gradient magnetic field coil having a diameter of 70 cm, and noise is not mixed. An image with a high S / N ratio can be obtained.
【００２７】次に、コンデンサ素子２２を実現する具体
的構成の例を説明する。図４は、コンデンサ素子２２を
形成する部材の斜視図である。以下、これをコンデンサ
部材２２とする。コンデンサ部材２２は、２枚の銅円板
２２ａと、これらの銅円板２２ａの間に挟まれた円板状
誘電体２２ｂとから構成される。このコンデンサ部材２
２の容量はおよそ１μＦに設定される。一方の銅円板２
２ａにはタッピング処理が施されネジ孔２２ｃが形成さ
れ、他方の銅円板２２ａにはネジ部材２２ｄが埋設され
ている。Next, an example of a specific structure for realizing the capacitor element 22 will be described. FIG. 4 is a perspective view of a member forming the capacitor element 22. Hereinafter, this is referred to as a capacitor member 22. The capacitor member 22 is composed of two copper discs 22a and a disc-shaped dielectric 22b sandwiched between the copper discs 22a. This capacitor member 2
The capacitance of 2 is set to approximately 1 μF. One copper disk 2
A tapping process is performed on 2a to form a screw hole 22c, and a screw member 22d is embedded in the other copper disc 22a.
【００２８】図５は、傾斜磁場コイル５とファラデーシ
ールド２１との間に前記コンデンサ部材２２を複数配設
した構造を示す横断面図である。図５において、９は傾
斜磁場コイル支持体、５はＺ軸方向の傾斜磁場コイル、
２１はファラデーシールドである。上記のコンデンサ部
材２２は、傾斜磁場コイル５とファラデーシールド２１
との間であって、傾斜磁場コイル５の周囲に複数配設さ
れる。各コンデンサ部材２２は、そのネジ部材２２ｄを
用いて傾斜磁場コイル５に固定される。傾斜磁場コイル
５の周囲には例えば３０度の間隔で１２個のコンデンサ
部材２２が固定される。取付けられた複数のコンデンサ
部材２２の外側の他方の端部には、ファラデーシールド
２１が配置され、各コンデンサ部材２２のネジ孔２２ｃ
とネジ２５とによりファラデーシールド２１が固定され
ている。FIG. 5 is a cross sectional view showing a structure in which a plurality of the capacitor members 22 are arranged between the gradient magnetic field coil 5 and the Faraday shield 21. In FIG. 5, 9 is a gradient magnetic field coil support, 5 is a gradient magnetic field coil in the Z-axis direction,
21 is a Faraday shield. The capacitor member 22 is composed of the gradient magnetic field coil 5 and the Faraday shield 21.
And a plurality of them are arranged around the gradient magnetic field coil 5. Each capacitor member 22 is fixed to the gradient magnetic field coil 5 by using the screw member 22d. Twelve capacitor members 22 are fixed around the gradient coil 5 at intervals of 30 degrees, for example. The Faraday shield 21 is arranged at the other outer end portion of the plurality of attached capacitor members 22, and the screw holes 22c of each capacitor member 22 are arranged.
The Faraday shield 21 is fixed by screws and screws 25.
【００２９】上記の実施例では、Ｚ軸方向の傾斜磁場コ
イル５についてのみ説明したが、Ｘ軸方向又はＹ軸方向
の傾斜磁場コイル３，４についても同様に構成される。
以上の如く、各傾斜磁場コイルとファラデーシールド２
１との間に容量を持たせることができ、この構成によっ
て、各傾斜磁場コイル３，４，５のインピーダンスをフ
ァラデーシールドの設置インピーダンスに近づけること
ができる。In the above embodiment, only the gradient magnetic field coil 5 in the Z-axis direction has been described, but the gradient magnetic field coils 3 and 4 in the X-axis direction or the Y-axis direction are similarly constructed.
As described above, each gradient coil and Faraday shield 2
A capacitance can be provided between the gradient magnetic field coils 1 and 1, and the impedance of each of the gradient magnetic field coils 3, 4 and 5 can be brought close to the installation impedance of the Faraday shield.
【００３０】図６及び図７は、コンデンサ素子２２を実
現する他の具体的構成の例を説明する。図６は超電導磁
石２、傾斜磁場コイル支持体９、Ｚ軸用傾斜磁場コイル
５、の横断面を示している。図６において、傾斜磁場コ
イル５の周囲に、図７に示す形態のハニカム構造を有し
たベルト部材２６を巻き付けている。このベルト部材２
６は、銅又はアルミニウム等の導電性部材を用いて形成
される。かかる巻き付け状態にあるベルト部材２６の周
囲には、更に例えばテフロンで形成されたリボン２７を
巻き付ける。一方、超電導磁石２の内壁には、前述の通
り、ファラデーシールド２１を張り付けて設けている。
こうして、ファラデーシールド２１を内面に取り付けた
超電導磁石２の内部空間に、前述の如くベルト部材２６
とリボン２７を備えた傾斜磁場コイルの支持体９を挿
入、設置する。かかる構成により、テフロンのリボン２
７を誘電体とし、ベルト部材２６とファラデーシールド
２１のそれぞれを電極としたコンデンサ素子２２を実現
することができる。上記では、Ｚ軸用傾斜磁場コイル５
について説明したが、Ｘ軸及びＹ軸の各傾斜磁場コイル
３，４についても同様に構成される。本実施例によるコ
ンデンサ素子２２では、容量を、傾斜磁場コイルの全体
に均等に分布させることができ、これにより各傾斜磁場
コイルのインピーダンスを、より理想的に制御すること
ができる。FIGS. 6 and 7 explain examples of other specific configurations for realizing the capacitor element 22. FIG. 6 shows a cross section of the superconducting magnet 2, the gradient magnetic field coil support 9, and the Z-axis gradient magnetic field coil 5. In FIG. 6, a belt member 26 having a honeycomb structure of the form shown in FIG. 7 is wound around the gradient magnetic field coil 5. This belt member 2
6 is formed using a conductive member such as copper or aluminum. A ribbon 27 formed of, for example, Teflon is further wound around the belt member 26 in the wound state. On the other hand, the Faraday shield 21 is attached to the inner wall of the superconducting magnet 2 as described above.
In this manner, the belt member 26 is inserted into the internal space of the superconducting magnet 2 having the Faraday shield 21 attached to the inner surface thereof as described above.
The support 9 of the gradient magnetic field coil provided with the ribbon 27 is inserted and installed. With this configuration, the Teflon ribbon 2
It is possible to realize the capacitor element 22 in which 7 is a dielectric and each of the belt member 26 and the Faraday shield 21 is an electrode. In the above, the Z-axis gradient magnetic field coil 5
However, the X-axis and Y-axis gradient magnetic field coils 3 and 4 are similarly configured. In the capacitor element 22 according to the present embodiment, the capacitance can be evenly distributed over the entire gradient magnetic field coil, and thus the impedance of each gradient magnetic field coil can be controlled more ideally.
【００３１】図８は、Ｚ軸方向の傾斜磁場を発生する傾
斜磁場コイル５と高周波コイル６を組み合わせた構造の
実施例を示す。この実施例では、高周波コイル６の外周
には誘電体として作用するテフロンリング３０が取り付
けられ、更にテフロンリング３０の周囲外側に傾斜磁場
コイル５が巻き付けられる。かかる構造を有する高周波
コイル６は、被検者として人体を用いたときに人体によ
る誘電体損失の影響を最小限にするために、Alderman等
により提案されたコイルである（「アルダーマン形コイ
ル」と呼ばれる）。このコイルについては、特開平１−
２５４１５５号公報に詳述されている。FIG. 8 shows an embodiment of a structure in which a gradient magnetic field coil 5 for generating a gradient magnetic field in the Z-axis direction and a high frequency coil 6 are combined. In this embodiment, a Teflon ring 30 acting as a dielectric is attached to the outer periphery of the high frequency coil 6, and the gradient magnetic field coil 5 is further wound around the outer periphery of the Teflon ring 30. The high frequency coil 6 having such a structure is a coil proposed by Alderman et al. In order to minimize the influence of dielectric loss due to the human body when the human body is used as the subject (“Alderman type coil”). Called). Regarding this coil, JP-A-1-
This is described in detail in Japanese Patent No. 254155.
【００３２】ここで、図１０及び図１１を用いて上記ア
ルダーマン形コイルを概説する。図１０は斜視図、図１
１はその等価回路を表す図である。各図において、３１
及び３２はアーム、３３〜４０はウイング、４１〜４４
はコンデンサ素子、４５及び４６はガードリングであ
る。上記において、アーム３１，３２とウイング３３〜
４０はインダクティブ素子として、ウイング３３〜４０
とガードリング４５，４６の間の容量とコンデンサ素子
４１〜４４をキャパシティブ素子として、両者によって
共振回路が形成される。図１０の構造では、ガードリン
グ４５，４６がウイング３３〜４０の内側に配置されて
いるが、ガードリングはウイングの外側、又は内側及び
外側に配置することができる。図８で示した前記構造
は、ガードリングをウイングの外側に配置した構造に相
当する図８に示した構造を有する高周波コイル６の等価
回路を示すと、図９の回路のようになる。４個のコンデ
ンサ４７は、高周波コイル６と傾斜磁場コイル５によっ
て形成される静電容量である。接地電位ポイント４８，
４９は、傾斜磁場コイル５により実現される。テフロン
リング３０は誘電体として働き、その厚さと表面積と誘
電率でコンデンサ４７の容量値を制御することができ
る。Here, the above Alderman type coil will be outlined with reference to FIGS. 10 is a perspective view, FIG.
1 is a diagram showing the equivalent circuit. 31 in each figure
And 32 are arms, 33-40 are wings, 41-44.
Is a capacitor element, and 45 and 46 are guard rings. In the above, the arms 31 and 32 and the wings 33 to
40 is an inductive element, and wings 33-40
A resonant circuit is formed by the capacitance between the guard rings 45 and 46 and the capacitor elements 41 to 44 as capacitive elements. In the structure of FIG. 10, the guard rings 45 and 46 are arranged inside the wings 33 to 40, but the guard rings can be arranged outside the wings or inside and outside the wings. The above-described structure shown in FIG. 8 is equivalent to the structure in which the guard ring is arranged on the outside of the wing, and an equivalent circuit of the high-frequency coil 6 having the structure shown in FIG. 8 is shown in FIG. The four capacitors 47 are electrostatic capacitors formed by the high frequency coil 6 and the gradient magnetic field coil 5. Ground potential point 48,
49 is realized by the gradient magnetic field coil 5. The Teflon ring 30 functions as a dielectric, and the capacitance value of the capacitor 47 can be controlled by its thickness, surface area, and dielectric constant.
【００３３】本実施例によれば、コンデンサ４７の容量
値を変えることで、高周波コイル６に、共鳴信号の周波
数に対応する共振特性を持たせることができる。また、
高周波コイル６に最も接近している傾斜磁場コイル５
を、高周波コイル６のガードリングとして用いているの
で、外部の影響を受けることがなく、高周波コイル６の
Ｑ特性を向上することができる。更に、高周波コイル６
が発生する磁束は、外部の導体の影響を受けることな
く、本来の均一性を確保することができる。According to this embodiment, by changing the capacitance value of the capacitor 47, the high frequency coil 6 can have a resonance characteristic corresponding to the frequency of the resonance signal. Also,
The gradient magnetic field coil 5 closest to the high frequency coil 6
Is used as a guard ring of the high frequency coil 6, so that the Q characteristic of the high frequency coil 6 can be improved without being affected by the outside. Furthermore, the high frequency coil 6
The original magnetic flux can be ensured without being affected by the external conductor.
【００３４】[0034]
【発明の効果】以上の説明で明らかなように本発明によ
れば、高周波遮蔽体を傾斜磁場コイルの外側のできるだ
け遠い位置に配置し、傾斜磁場コイル支持体は高周波磁
場を透過させるようにしたため、高周波磁場の均一性を
向上させることができる。これにより傾斜磁場コイル支
持体と高周波コイル支持体とは近接して配設することが
可能となり、また傾斜磁場を発生するコイルの形状を小
さくすることが可能となり、更に磁気共鳴検査装置にお
いて画質の向上と電源の効率を向上し、且つコンパクト
な装置により設置性の高い装置を構成することができ
る。As is apparent from the above description, according to the present invention, the high frequency shield is arranged at a position as far as possible outside the gradient magnetic field coil, and the gradient magnetic field coil support is made to transmit the high frequency magnetic field. The uniformity of the high frequency magnetic field can be improved. This makes it possible to dispose the gradient magnetic field coil support and the high frequency coil support in close proximity to each other, and to reduce the shape of the coil that generates the gradient magnetic field. It is possible to construct a device having high installability by improving the size and efficiency of the power supply and by using a compact device.
【図１】本発明に係る磁気共鳴検査装置の実施例を示す
構成図である。FIG. 1 is a configuration diagram showing an embodiment of a magnetic resonance inspection apparatus according to the present invention.
【図２】磁気共鳴検査装置の静磁場発生用磁石の中央部
の周辺構造の横断面図である。FIG. 2 is a transverse sectional view of a peripheral structure of a central portion of a magnet for generating a static magnetic field of a magnetic resonance inspection apparatus.
【図３】傾斜磁場コイルの等価回路を示す回路図であ
る。FIG. 3 is a circuit diagram showing an equivalent circuit of a gradient magnetic field coil.
【図４】コンデンサ素子の第１の実施例を示す斜視図で
あるFIG. 4 is a perspective view showing a first embodiment of the capacitor element.
【図５】前記第１実施例のコンデンサ素子を用いた傾斜
磁場コイルと高周波遮蔽体との組み付け構造を示す断面
図である。FIG. 5 is a sectional view showing an assembly structure of a gradient magnetic field coil and a high frequency shield using the capacitor element of the first embodiment.
【図６】コンデンサ素子の第２の実施例を示す横断面図
である。FIG. 6 is a transverse sectional view showing a second embodiment of the capacitor element.
【図７】ハニカム構造のベルト部材の一部を示す斜視図
である。FIG. 7 is a perspective view showing a part of a belt member having a honeycomb structure.
【図８】傾斜磁場の全部が高周波コイルの構成要素とし
て利用された実施例を示す斜視図である。FIG. 8 is a perspective view showing an embodiment in which the entire gradient magnetic field is used as a component of a high frequency coil.
【図９】図８の構成を等価回路で表した回路図である。9 is a circuit diagram showing the configuration of FIG. 8 by an equivalent circuit.
【図１０】アルダーマン形コイルを説明するための当該
コイルの斜視図である。FIG. 10 is a perspective view of an Alderman type coil for explaining the coil.
【図１１】図１０のコイルを概念的に示した線図であ
る。FIG. 11 is a diagram conceptually showing the coil of FIG. 10.
【図１２】磁気共鳴検査装置を説明するための構成図で
ある。FIG. 12 is a configuration diagram for explaining a magnetic resonance inspection apparatus.
【図１３】磁気共鳴検査装置の動作を説明するためのシ
ーケンス図である。FIG. 13 is a sequence diagram for explaining the operation of the magnetic resonance inspection apparatus.
【図１４】従来の問題点を説明するための静磁場発生用
磁石の中央部周辺構造を示す横断面図である。FIG. 14 is a transverse cross-sectional view showing a structure around a central portion of a static magnetic field generating magnet for explaining a conventional problem.
１ 被検者 ２ 静磁場発生用磁石（超電導磁石） ３ 傾斜磁場コイル（Ｘ） ４ 傾斜磁場コイル（Ｙ） ５ 傾斜磁場コイル（Ｚ） ６ 高周波コイル ７ 寝台 ９ 傾斜磁場コイル支持体 １８ 制御装置 １９ 計算機 ２１ ファラデーシールド（高周波遮蔽体） ２１ コンデンサ素子 1 subject 2 Magnet for static magnetic field generation (superconducting magnet) 3 gradient coil (X) 4 gradient coil (Y) 5 Gradient magnetic field coil (Z) 6 high frequency coil 7 sleeper 9 Gradient coil support 18 Control device 19 calculator 21 Faraday shield (high-frequency shield) 21 Capacitor element
Claims (8)
を発生する磁石と、前記内部空間に配設され、三つの軸
方向に傾斜磁場を発生する傾斜磁場コイルと、検査対象
に対して励起用高周波磁場を与える高周波コイルと、前
記検査対象からの磁気共鳴信号を検出する信号検出手段
と、前記信号検出手段からの検出信号を入力し、演算を
行う計算手段と、この計算手段による演算結果を出力す
る出力手段を有する磁気共鳴検査装置において、前記高
周波コイルの外側に前記傾斜磁場コイルを配置し、更に
この傾斜磁場コイルの外側に高周波遮蔽体を配置し、前
記傾斜磁場コイルの支持体は前記高周波磁場を透過させ
る構造を有することを特徴とする磁気共鳴検査装置。1. A magnet having an internal space for generating a static magnetic field in the internal space, a gradient magnetic field coil arranged in the internal space for generating a gradient magnetic field in three axial directions, and an object to be inspected. A high-frequency coil for applying a high-frequency magnetic field for excitation, a signal detection means for detecting a magnetic resonance signal from the inspection target, a calculation means for inputting a detection signal from the signal detection means, and a calculation, and the calculation means In a magnetic resonance inspection apparatus having output means for outputting a calculation result, the gradient magnetic field coil is arranged outside the high frequency coil, and a high frequency shield is further arranged outside the gradient magnetic field coil to support the gradient magnetic field coil. A magnetic resonance examination apparatus, wherein the body has a structure that allows the high-frequency magnetic field to pass therethrough.
て、前記高周波遮蔽体を接地電位に保持し、且つ前記傾
斜磁場コイルのインピーダンスを、前記高周波コイルの
出力する高周波磁場の周波数に対して５０Ω以下となる
ようにしたことを特徴とする磁気共鳴検査装置。2. The magnetic resonance inspection apparatus according to claim 1, wherein the high frequency shield is held at a ground potential, and the impedance of the gradient magnetic field coil is 50Ω with respect to the frequency of the high frequency magnetic field output from the high frequency coil. A magnetic resonance inspection apparatus characterized by the following.
て、前記高周波遮蔽体と前記傾斜磁場コイルとをコンデ
ンサ素子で接続したことを特徴とする磁気共鳴検査装
置。3. The magnetic resonance inspection apparatus according to claim 2, wherein the high frequency shield and the gradient magnetic field coil are connected by a capacitor element.
て、前記コンデンサ素子は、２つの電極板とこれらの電
極板の間に挟持された誘電体とで構成され、前記コンデ
ンサ素子が前記傾斜磁場コイルの周囲に複数個配設さ
れ、前記コンデンサ素子で前記傾斜磁場コイルと前記高
周波遮蔽体とを連結することを特徴とする磁気共鳴検査
装置。4. The magnetic resonance inspection apparatus according to claim 3, wherein the capacitor element is composed of two electrode plates and a dielectric material sandwiched between the electrode plates, and the capacitor element is the gradient magnetic field coil. A magnetic resonance inspection apparatus, wherein a plurality of magnetic field lines are provided around the periphery, and the gradient magnetic field coil and the high frequency shield are connected by the capacitor element.
て、前記傾斜磁場コイルの周囲にハニカム構造の導電性
ベルトを巻き付け、このベルトの周囲にテフロン製リボ
ンを巻き付け、前記リボンを誘電体とし、前記ベルト及
び前記高周波遮蔽体を電極として前記コンデンサ素子を
構成したことを特徴とする磁気共鳴検査装置。5. The magnetic resonance inspection apparatus according to claim 3, wherein a conductive belt having a honeycomb structure is wound around the gradient magnetic field coil, a Teflon ribbon is wound around the belt, and the ribbon is used as a dielectric. A magnetic resonance inspection apparatus characterized in that the capacitor element is configured with the belt and the high-frequency shield as electrodes.
て、前記傾斜磁場コイルの支持体と前記高周波コイルの
支持体を近接して配置し、傾斜磁場コイルと高周波コイ
ルを近接して組み付けたことを特徴とする磁気共鳴検査
装置。6. The magnetic resonance inspection apparatus according to claim 1, wherein the support of the gradient magnetic field coil and the support of the high frequency coil are arranged in proximity to each other, and the gradient magnetic field coil and the high frequency coil are assembled in proximity to each other. A magnetic resonance inspection apparatus characterized by:
て、前記傾斜磁場コイルの少なくとも一部を、高周波コ
イルを構成する要素として共用したことを特徴とする磁
気共鳴検査装置。7. The magnetic resonance inspection apparatus according to claim 6, wherein at least a part of the gradient magnetic field coil is shared as an element constituting a high frequency coil.
て、前記高周波コイルは傾斜磁場コイルによる高周波磁
場の乱れを補償するように構成されることを特徴とする
磁気共鳴検査装置。8. The magnetic resonance inspection apparatus according to claim 1, wherein the high frequency coil is configured to compensate for disturbance of the high frequency magnetic field caused by the gradient magnetic field coil.
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|---|---|---|---|
| JP17120591A JP3170309B2 (en) | 1991-07-11 | 1991-07-11 | Magnetic resonance inspection equipment |
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| JP17120591A JP3170309B2 (en) | 1991-07-11 | 1991-07-11 | Magnetic resonance inspection equipment |
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| JPH0515512A true JPH0515512A (en) | 1993-01-26 |
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| JP (1) | JP3170309B2 (en) |
Cited By (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2000507130A (en) * | 1996-03-15 | 2000-06-13 | ナショナル リサーチ カウンシル オブ カナダ | Surgical procedure by magnetic resonance imaging |
| JP2008026003A (en) * | 2006-07-18 | 2008-02-07 | Jeol Ltd | Nmr probe |
-
1991
- 1991-07-11 JP JP17120591A patent/JP3170309B2/en not_active Expired - Fee Related
Cited By (3)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2000507130A (en) * | 1996-03-15 | 2000-06-13 | ナショナル リサーチ カウンシル オブ カナダ | Surgical procedure by magnetic resonance imaging |
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| JP2008026003A (en) * | 2006-07-18 | 2008-02-07 | Jeol Ltd | Nmr probe |
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