JPH0373132A - 核磁気共鳴画像情報導出装置 - Google Patents
核磁気共鳴画像情報導出装置Info
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- JPH0373132A JPH0373132A JP2104601A JP10460190A JPH0373132A JP H0373132 A JPH0373132 A JP H0373132A JP 2104601 A JP2104601 A JP 2104601A JP 10460190 A JP10460190 A JP 10460190A JP H0373132 A JPH0373132 A JP H0373132A
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Abstract
(57)【要約】本公報は電子出願前の出願データであるた
め要約のデータは記録されません。
め要約のデータは記録されません。
Description
【発明の詳細な説明】
「産業上の利用分野」
この発明は核磁気共鳴信号を用いて被験体から画像情報
を導出する装置に関し、特にその静磁場と、高周波磁場
と、被験体との関係配置に係わる。
を導出する装置に関し、特にその静磁場と、高周波磁場
と、被験体との関係配置に係わる。
「従来の技術」
核磁気共鳴（以下、ＮＭＲと記す）信号を用いて被験体
から画像情報を導出する装置（以下、ＮＭＲ−ＣＴと記
す〉については、例えば特開昭５７−６３４７号公報、
昭和５７年秀潤社発行雑誌「画像診断」２巻１号２０〜
４２頁などに示されている。
から画像情報を導出する装置（以下、ＮＭＲ−ＣＴと記
す〉については、例えば特開昭５７−６３４７号公報、
昭和５７年秀潤社発行雑誌「画像診断」２巻１号２０〜
４２頁などに示されている。
そもそもＮＭＲ現象は、ある原子核を静磁場中に置いた
とき、これらが静磁場の強さに比例した特定の周波数を
持つ高周波磁場（以下、ＲＦと記す）の、静磁場と垂直
な成分と共鳴し、原子核が静磁場の印加方向を軸として
そのまわりを前記周波数（共鳴周波数）で歳差運動する
事により、そのエネルギーを吸収して励起され、さらに
ＲＦによる励起が終わると、吸収したＲＦエネルギーの
一部をＮＭＲ信号として放出しながら緩和するという事
実に依るものである。この共鳴周波数は、ラーモアの周
波数として知られており、ω。−Ｔ・＋（、により与え
られる。ただし、γは原ｔ′−核の磁気回転比、Ｈ８は
静磁場の強きである。
とき、これらが静磁場の強さに比例した特定の周波数を
持つ高周波磁場（以下、ＲＦと記す）の、静磁場と垂直
な成分と共鳴し、原子核が静磁場の印加方向を軸として
そのまわりを前記周波数（共鳴周波数）で歳差運動する
事により、そのエネルギーを吸収して励起され、さらに
ＲＦによる励起が終わると、吸収したＲＦエネルギーの
一部をＮＭＲ信号として放出しながら緩和するという事
実に依るものである。この共鳴周波数は、ラーモアの周
波数として知られており、ω。−Ｔ・＋（、により与え
られる。ただし、γは原ｔ′−核の磁気回転比、Ｈ８は
静磁場の強きである。
そこで方向は主静磁場と同しであり、かつ、ある特定の
方向に沿って強さが変化する磁場、いわゆる傾斜磁場を
、空間的に均一な生酔るＲ場に重畳して印加すると、Ｒ
Ｆにより前記特性方向の各座標にある原子核（以下、核
スピンど紀す）は異なった周波数で歳差運動をする事に
なる。
方向に沿って強さが変化する磁場、いわゆる傾斜磁場を
、空間的に均一な生酔るＲ場に重畳して印加すると、Ｒ
Ｆにより前記特性方向の各座標にある原子核（以下、核
スピンど紀す）は異なった周波数で歳差運動をする事に
なる。
この性質を工５みに利用する事で、Ｎ Ｍ Ｒ信号に含
まれている情報（核スピンの密度・緩和時間等）の空間
分布を求めるのが、Ｎ Ｍ Ｒ−ＣＴであると言ってよ
い。第３図は、Ｎ Ｍ Ｒ−ＣＴの構成要素をブｌコッ
ク図によって具体的に示り、たものである。
まれている情報（核スピンの密度・緩和時間等）の空間
分布を求めるのが、Ｎ Ｍ Ｒ−ＣＴであると言ってよ
い。第３図は、Ｎ Ｍ Ｒ−ＣＴの構成要素をブｌコッ
ク図によって具体的に示り、たものである。
主静磁場発生磁石１１により被験体（図、Ｉ夫セず）に
主静磁場が与えられ、さらに傾斜磁場発生コイル１２に
より傾斜磁場が被験体にりえられる。この傾斜磁場の向
きは前記主静磁場と１Ｔｉｌ〜・方向であり、かつ互い
に交差した三つの方向において強さが傾斜したものであ
り、この＋ｉ場構構成より被験体の空間情報を弁別でき
るようにされる。送信機１３から共鳴周波数帯域のＰＦ
電力がＲＦコイル１４に供給され、ＲＦコイル１４から
前記ｔｏ磁場と垂直なＲＦ磁場を被験体に印加し、その
結果、発生した被験体からのＮＭＲ（、ｄｊはＲＦコイ
ル１４で受信されて受信機１５へ供給される。受（３機
１５でＮＭＲ信号は増幅検波された後、Ａ ／ Ｉ）変
）？Ｒｉｔ１６°でデジタルイス１号に変換される。そ
のデジタル悟性は計算ｍ１７に人力されて画像再構成等
の計算がされ、この剖算で映像化された画像は表７１１
器１８に表示される。主静磁場発生手段１１は静磁場発
生ｆ段１９より励磁され、また傾斜磁場発生コイル１２
は傾斜ＶＡ場発生手段２１により励磁される。
主静磁場が与えられ、さらに傾斜磁場発生コイル１２に
より傾斜磁場が被験体にりえられる。この傾斜磁場の向
きは前記主静磁場と１Ｔｉｌ〜・方向であり、かつ互い
に交差した三つの方向において強さが傾斜したものであ
り、この＋ｉ場構構成より被験体の空間情報を弁別でき
るようにされる。送信機１３から共鳴周波数帯域のＰＦ
電力がＲＦコイル１４に供給され、ＲＦコイル１４から
前記ｔｏ磁場と垂直なＲＦ磁場を被験体に印加し、その
結果、発生した被験体からのＮＭＲ（、ｄｊはＲＦコイ
ル１４で受信されて受信機１５へ供給される。受（３機
１５でＮＭＲ信号は増幅検波された後、Ａ ／ Ｉ）変
）？Ｒｉｔ１６°でデジタルイス１号に変換される。そ
のデジタル悟性は計算ｍ１７に人力されて画像再構成等
の計算がされ、この剖算で映像化された画像は表７１１
器１８に表示される。主静磁場発生手段１１は静磁場発
生ｆ段１９より励磁され、また傾斜磁場発生コイル１２
は傾斜ＶＡ場発生手段２１により励磁される。
主静磁場発生磁石１１及び傾斜磁場発生コイル１２より
それぞれ発生ずる磁場の方ｆｉｌ］ （以下、２静磁場
方向己記す）がＲＦコイルＩ４で発生または検出するＲ
Ｆ［場の方向（以）’、ＲＦ方向と記す）と直交する様
な磁場発生構造のときに、最も効率よ＜ ＲＦの印加及
び検出が可能となる。この条件を満た寸゛ために、ＮＭ
Ｒ−Ｃ′ｒは１．磁場発生構造上から二つのグループに
大別される。グループｌは、主静磁場発生手段（ｆ１１
石）による＋０磁場方向と被験体をその主静磁場内に導
入導出する方向とが乗直な場合であり、グループ２はこ
れら両方向が写、いに平行な場合である。
それぞれ発生ずる磁場の方ｆｉｌ］ （以下、２静磁場
方向己記す）がＲＦコイルＩ４で発生または検出するＲ
Ｆ［場の方向（以）’、ＲＦ方向と記す）と直交する様
な磁場発生構造のときに、最も効率よ＜ ＲＦの印加及
び検出が可能となる。この条件を満た寸゛ために、ＮＭ
Ｒ−Ｃ′ｒは１．磁場発生構造上から二つのグループに
大別される。グループｌは、主静磁場発生手段（ｆ１１
石）による＋０磁場方向と被験体をその主静磁場内に導
入導出する方向とが乗直な場合であり、グループ２はこ
れら両方向が写、いに平行な場合である。
現在ＮＭＲ−ＣＴ用として考えられる主静磁場発生手段
（磁石）を分ｉすると、第４図に示す様になる。この内
、永久磁【Ｉた鉄心電磁イｉとはその構造１−グループ
１になり、超電導磁石（形状がコイル状になっている）
はグループ２にならざるを得ないと言われている。この
点、常電７１！磁而は設計上、グループｌにもグループ
２にもなり得る。
（磁石）を分ｉすると、第４図に示す様になる。この内
、永久磁【Ｉた鉄心電磁イｉとはその構造１−グループ
１になり、超電導磁石（形状がコイル状になっている）
はグループ２にならざるを得ないと言われている。この
点、常電７１！磁而は設計上、グループｌにもグループ
２にもなり得る。
これに対しＲＦコイルは、先に述べた様に＋０磁場方向
とＲＦ力方向の直交条件があるため、使用する磁石がグ
ループ１の場合ソレノイドコイルを用い、グループ２の
場合鞍（くら）型コイルを用いる事が多い。
とＲＦ力方向の直交条件があるため、使用する磁石がグ
ループ１の場合ソレノイドコイルを用い、グループ２の
場合鞍（くら）型コイルを用いる事が多い。
ＮＭＲ信号を検出するｌ’？Ｆコイルの感度は、当然Ｎ
ＭＲ−ＣＴのＳ／Ｎを決める重要な要素の一つである６
ＮＭＩＩ−ＣＴにおけるＳ／Ｎを決める他の要素として
は、例えば、磁場強度、イメージング方式等が挙げられ
る。ソレノイドコイルは鞍型コイルより、ＲＦ検出感度
の面で約３倍優れているが、最近さらに高い検出感度を
求める要求が強＜３．検査部位（体表面に近い部位に限
る）によっては、−ＩＣにす・−フェスコイルと呼ばれ
るＲ Ｆ検出用のコイルを用いる事が多くなってきてい
る。
ＭＲ−ＣＴのＳ／Ｎを決める重要な要素の一つである６
ＮＭＩＩ−ＣＴにおけるＳ／Ｎを決める他の要素として
は、例えば、磁場強度、イメージング方式等が挙げられ
る。ソレノイドコイルは鞍型コイルより、ＲＦ検出感度
の面で約３倍優れているが、最近さらに高い検出感度を
求める要求が強＜３．検査部位（体表面に近い部位に限
る）によっては、−ＩＣにす・−フェスコイルと呼ばれ
るＲ Ｆ検出用のコイルを用いる事が多くなってきてい
る。
このザー°ノ１丁スコイルは通常第５図に示す様に、Ｘ
Ｉ−簡約で渦巻状の形をしており、サーフェスご２イル
により検出するＲ Ｆの方１ｉｉ１はそのコイル平面に
対して垂直力１ｉ＋１である。従ってｌＪ′−フ五スコ
イルは、通常このコイル平面を検査部位の表面に対し゛
Ｃ並行にあてがうような形で用いられる。
Ｉ−簡約で渦巻状の形をしており、サーフェスご２イル
により検出するＲ Ｆの方１ｉｉ１はそのコイル平面に
対して垂直力１ｉ＋１である。従ってｌＪ′−フ五スコ
イルは、通常このコイル平面を検査部位の表面に対し゛
Ｃ並行にあてがうような形で用いられる。
ＮＭＲ−ＣＴにおける被験体は、そのはとんとか人体で
ある。サーフェスコイルを用いて人体を検査する場合１
．その主な検査部位は、眼、乳房、を椎、心臓、肝藏、
腎臓等である。人体は横断面において前後力向より左右
方向の寸法が大きい楕円型であり、かつこの横断面の寸
法より身長方向の寸法が圧倒的に大きいという形状であ
る。また、ＮＭＲ−ＣＴでは、被験者が水平にあおむけ
、またはうつぶせになって横たわった状態で検査を受け
るのが普通である。これらの事を考え合わせると、サー
フェスコイルはそのコイル平面を前記のように横たわっ
た人体の前面または背面に並行にあてがい、検出するＲ
Ｆ力方向鉛直になるようにして使用することが好ましい
。
ある。サーフェスコイルを用いて人体を検査する場合１
．その主な検査部位は、眼、乳房、を椎、心臓、肝藏、
腎臓等である。人体は横断面において前後力向より左右
方向の寸法が大きい楕円型であり、かつこの横断面の寸
法より身長方向の寸法が圧倒的に大きいという形状であ
る。また、ＮＭＲ−ＣＴでは、被験者が水平にあおむけ
、またはうつぶせになって横たわった状態で検査を受け
るのが普通である。これらの事を考え合わせると、サー
フェスコイルはそのコイル平面を前記のように横たわっ
た人体の前面または背面に並行にあてがい、検出するＲ
Ｆ力方向鉛直になるようにして使用することが好ましい
。
「発明が解決しようとする課題」
サーフェスコイルの検出するＲＦ力方向鉛直とするには
、先に述べた静ＶｊＬ場方向と該ＲＦ力方向直交条件に
より、静磁場方向を水平にしなくてはならない。
、先に述べた静ＶｊＬ場方向と該ＲＦ力方向直交条件に
より、静磁場方向を水平にしなくてはならない。
主静磁場と、それと同一方向でかつ互いに交差した三つ
の方向において強さが傾斜した傾斜磁場を用いた磁場勾
配法によるＮＭＲ−ＣＴにおいては、グループ２の磁石
系における主静磁場方向は、横たわった人体の体軸と並
行であっても、もともと水平方向である。しかしながら
、グループ１の磁石系の場合、従来主静磁場方向が鉛直
方向の物しか造られていない、すなわち永久磁石を用い
た主静磁場発生手段は第６図に示すように永久磁石の異
なる磁極２２．２３は互いに対向して上下に配されると
共に磁気ヨーク２４で互いに連結され、磁極２２．２３
の対向面間に鉛直方向の主静磁場２５が形成される。こ
の主静磁場２５内に例えばＲＦＦソレノイドコイル２６
が配され、ソレノイドコイル２６は軸心は水平でかつ主
静磁場２５に車面とされている。ソレノイドコイル２６
内に台板２７がソレノイドコイル２６の軸心と平行に出
入自在に水平に配され、台板２７上に被験体２８が配さ
れる。また常電導磁石を用いた主静磁場発生手段は第７
図に示すように主静磁場コイル３１゜３２が上下に対向
して配され、これら主静磁場コイル３１．３２の軸心は
鉛直でかつ同一線上にあり、これらコイル３１．３２間
に図に示してないが例えばＲＦソレノイドコイルが配さ
れ、また台板２７が配される。
の方向において強さが傾斜した傾斜磁場を用いた磁場勾
配法によるＮＭＲ−ＣＴにおいては、グループ２の磁石
系における主静磁場方向は、横たわった人体の体軸と並
行であっても、もともと水平方向である。しかしながら
、グループ１の磁石系の場合、従来主静磁場方向が鉛直
方向の物しか造られていない、すなわち永久磁石を用い
た主静磁場発生手段は第６図に示すように永久磁石の異
なる磁極２２．２３は互いに対向して上下に配されると
共に磁気ヨーク２４で互いに連結され、磁極２２．２３
の対向面間に鉛直方向の主静磁場２５が形成される。こ
の主静磁場２５内に例えばＲＦＦソレノイドコイル２６
が配され、ソレノイドコイル２６は軸心は水平でかつ主
静磁場２５に車面とされている。ソレノイドコイル２６
内に台板２７がソレノイドコイル２６の軸心と平行に出
入自在に水平に配され、台板２７上に被験体２８が配さ
れる。また常電導磁石を用いた主静磁場発生手段は第７
図に示すように主静磁場コイル３１゜３２が上下に対向
して配され、これら主静磁場コイル３１．３２の軸心は
鉛直でかつ同一線上にあり、これらコイル３１．３２間
に図に示してないが例えばＲＦソレノイドコイルが配さ
れ、また台板２７が配される。
このように従来のグループ１の磁石系では、静磁場方向
が鉛直方向であるため、サーフェスコイルのＲ，Ｆ方向
を鉛直にして用いる事ができず、その特性を有効に発揮
することができないと言う問題があった。
が鉛直方向であるため、サーフェスコイルのＲ，Ｆ方向
を鉛直にして用いる事ができず、その特性を有効に発揮
することができないと言う問題があった。
この発明の目的は、鞍型コイルよりＲＦＦ出感度が約３
倍優れているソレノイドコイルを使う事ができるグルー
プ１の磁石系において、該ソレノイドコイルと人体表面
近くの検査に有効なサーフェスコイルを高い検出感度で
選択使用可能なＮＭＲ−ＣＴを提供する事にある。
倍優れているソレノイドコイルを使う事ができるグルー
プ１の磁石系において、該ソレノイドコイルと人体表面
近くの検査に有効なサーフェスコイルを高い検出感度で
選択使用可能なＮＭＲ−ＣＴを提供する事にある。
「課題を解法するための手段」
前記目的を達成するための本発明の核磁気共鳴画像情報
導出装置は、主静磁場を形成する主静磁場発生手段と、
主静磁場と同一方向でかつ互いに交差した三つの方向に
おいて傾斜した傾斜磁場を形成する傾斜磁場形成手段と
、高周波磁場用ソレノイドコイルとを備えた核磁気共鳴
画像導出装置において、 前記主静磁場発生手段の主静磁場は水平方向に形成され
、前記ソレノイドコイルは前記主静磁場内に配置される
と共に、その軸方向が前記主静磁場とはＸ垂直に交差し
た水平方向とされ、画像情報を導出する際に、前記ソレ
ノイドコイルと該ソレノイドコイル内に導入される被験
体の水平表面にコイル平面をあてがって使用するための
高周波磁場用のサーフェスコイルとを選択できるように
構成したことを特徴とする核磁気共鳴画像導出装置。
導出装置は、主静磁場を形成する主静磁場発生手段と、
主静磁場と同一方向でかつ互いに交差した三つの方向に
おいて傾斜した傾斜磁場を形成する傾斜磁場形成手段と
、高周波磁場用ソレノイドコイルとを備えた核磁気共鳴
画像導出装置において、 前記主静磁場発生手段の主静磁場は水平方向に形成され
、前記ソレノイドコイルは前記主静磁場内に配置される
と共に、その軸方向が前記主静磁場とはＸ垂直に交差し
た水平方向とされ、画像情報を導出する際に、前記ソレ
ノイドコイルと該ソレノイドコイル内に導入される被験
体の水平表面にコイル平面をあてがって使用するための
高周波磁場用のサーフェスコイルとを選択できるように
構成したことを特徴とする核磁気共鳴画像導出装置。
本発明における主静磁場発生手段としては永久磁石、電
磁石のいずれも使用することができる。
磁石のいずれも使用することができる。
傾斜磁場形成手段としては一般にコイルが使用される。
ＮＭＲ信号を検出するＲＦコイルとしては、前述のよう
に検出感度の高いソレノイドコイルが使用される。この
ソレノイドコイルは通常ＲＦ発発生上しても共用される
。ただし、ＲＦ光発生限れば検出感度を問題にする必要
はないので鞍型コイル等でもよい。
に検出感度の高いソレノイドコイルが使用される。この
ソレノイドコイルは通常ＲＦ発発生上しても共用される
。ただし、ＲＦ光発生限れば検出感度を問題にする必要
はないので鞍型コイル等でもよい。
サーフェスコイルとしては、第５図に示したような平面
的で渦巻状の形をしたものが好適に用いられる、一般に
サーフェスコイルは被験体の表向局部を検査するための
比較的小さな一４法のコイルであるから、通常はＮＭＲ
信号を検出するために用いられる。従っＣ、サーフェス
コイルを使用するときはＲＦ発生用にはｍｌ記ソレノイ
ドコイル等が用いられる。
的で渦巻状の形をしたものが好適に用いられる、一般に
サーフェスコイルは被験体の表向局部を検査するための
比較的小さな一４法のコイルであるから、通常はＮＭＲ
信号を検出するために用いられる。従っＣ、サーフェス
コイルを使用するときはＲＦ発生用にはｍｌ記ソレノイ
ドコイル等が用いられる。
ＮＭＲ信号を検出し、画像情報を導出する際に、前記ソ
レノイドコイルとサーフェスコイルをｍ 択するには、
ソレノイドコイルの出力と別途用意されるサーフェスコ
イルの出力の配線替えを象ることによって容易に行える
。また、その配線替えを切換スイッチで行ってもよい。
レノイドコイルとサーフェスコイルをｍ 択するには、
ソレノイドコイルの出力と別途用意されるサーフェスコ
イルの出力の配線替えを象ることによって容易に行える
。また、その配線替えを切換スイッチで行ってもよい。
「実施例１ｊ
第１図はこの発明に、↓、るＮＭＲ−ＣＴにおいて永久
磁石による主静磁場形成手段によって、主静磁場を形成
する例を示す。（ＷＣお、幀斜磁陽形成手段は別途コイ
ルを使用するが図中省絡され°ζいる。）この実施例で
は永久磁石の異なる磁極３１゜３２が７ｇ−いに対向し
て水平方向に配列し、て設けられ、磁極３１．３２の対
向面間に水平方向の主静磁場３３が形成される。この主
静磁場３３内にＲ１パ用ソレノイドコイル２６が配され
る。ソレノイドコイル２６の軸方向は水平力向であり、
かつ主静磁場３３の方向と垂直に交差している。ソレノ
イドコイル２６内の台板２７がその軸プＪ向と平行な方
向に出入自在に配され、台板２７上に被験体２８が配さ
れる。つまり被験体２８は水平力向から主静磁場３３と
垂直にその主静磁場３３内に環入、導出される。磁極３
１．３２は磁気ヨーク３４で互いに連結されている。つ
まり対向する磁極３１．３２が人体（被験体）２８に対
し°ζｈも′に配置され、主静磁場３３の方向が水平と
され、さらに被験体２８の体軸に対し、て垂直とされて
いる。
磁石による主静磁場形成手段によって、主静磁場を形成
する例を示す。（ＷＣお、幀斜磁陽形成手段は別途コイ
ルを使用するが図中省絡され°ζいる。）この実施例で
は永久磁石の異なる磁極３１゜３２が７ｇ−いに対向し
て水平方向に配列し、て設けられ、磁極３１．３２の対
向面間に水平方向の主静磁場３３が形成される。この主
静磁場３３内にＲ１パ用ソレノイドコイル２６が配され
る。ソレノイドコイル２６の軸方向は水平力向であり、
かつ主静磁場３３の方向と垂直に交差している。ソレノ
イドコイル２６内の台板２７がその軸プＪ向と平行な方
向に出入自在に配され、台板２７上に被験体２８が配さ
れる。つまり被験体２８は水平力向から主静磁場３３と
垂直にその主静磁場３３内に環入、導出される。磁極３
１．３２は磁気ヨーク３４で互いに連結されている。つ
まり対向する磁極３１．３２が人体（被験体）２８に対
し°ζｈも′に配置され、主静磁場３３の方向が水平と
され、さらに被験体２８の体軸に対し、て垂直とされて
いる。
この構成であるため１．′ｆＪｊ１．！！！体２８０頭
と力１司２＝かの断層像全体を均一に撮影する場合は、
高感度でＲＦ検出のできるソレノイドコイル２６を用い
る事ができ、また狭い範囲を重点的に検査する場合には
、サーフェスコイル３５の平面を被験体２））の下にひ
いたり正に乗セて、同様に高感度でＲ１−’検出をする
ことができる。
と力１司２＝かの断層像全体を均一に撮影する場合は、
高感度でＲＦ検出のできるソレノイドコイル２６を用い
る事ができ、また狭い範囲を重点的に検査する場合には
、サーフェスコイル３５の平面を被験体２））の下にひ
いたり正に乗セて、同様に高感度でＲ１−’検出をする
ことができる。
「実施例２」
主静磁場形成手段として常電導磁Ｚｉを用いる場合は、
例えば第２図にホずように静磁場コイル３６．３７は水
平力間にｔＪ １ｉ１１ して配列され、その軸心は水
′１Ｌとされて水平ノノ向に主静磁場が形成され、これ
ら静磁場コイル３６．３７開にＲＦ用ソレノイド：１イ
ル２６、台板２７が配される。１］静磁場コイル３６．
３７は電源３８により励磁される。
例えば第２図にホずように静磁場コイル３６．３７は水
平力間にｔＪ １ｉ１１ して配列され、その軸心は水
′１Ｌとされて水平ノノ向に主静磁場が形成され、これ
ら静磁場コイル３６．３７開にＲＦ用ソレノイド：１イ
ル２６、台板２７が配される。１］静磁場コイル３６．
３７は電源３８により励磁される。
なお、Ｘ、”Ｉ／、Ｚ方向のそれぞれの傾斜磁場形成手
段としては、図示されていない三つのコイ５し及びそれ
らの電源等によって横１戊されている。
段としては、図示されていない三つのコイ５し及びそれ
らの電源等によって横１戊されている。
「発明の効果」
以Ｊ：述べたように、この発明のＮＭＲ−ＣＴにおいて
は、検出感度が高いソレノイドコイル及びサーフェスコ
イルの両者のいずれの特性も有効に発揮させて用いる事
ができる。従って常に検査部位にＲ適なＲＦコイルを選
択して使用する事が可能である。
は、検出感度が高いソレノイドコイル及びサーフェスコ
イルの両者のいずれの特性も有効に発揮させて用いる事
ができる。従って常に検査部位にＲ適なＲＦコイルを選
択して使用する事が可能である。
第１図は永久磁石を用いた場合のこの発明のＮＭ Ｒ−
ＣＴの要部を示ず図、第２図は常電導磁１１を用いた場
合のこの発明のＮ Ｍ Ｒ−Ｃｉ”の要部を；Ｊｋず図
、第３図はＮ Ｍ Ｒ−、、−ＣＴの一例を示すブＵノ
ク図、第４図は静ｆｔｉ場発１１ミ丁・段（磁石）の分
類を示す図、第５図はサーフェスコイルの形状を示す図
、第６図は従来のＮ Ｍ Ｒ−ＣＴ用永久磁石をホず図
、第７図は従来のＮ Ｍ Ｒ−ＣＴ用常電導磁イ１を示
す図である。
ＣＴの要部を示ず図、第２図は常電導磁１１を用いた場
合のこの発明のＮ Ｍ Ｒ−Ｃｉ”の要部を；Ｊｋず図
、第３図はＮ Ｍ Ｒ−、、−ＣＴの一例を示すブＵノ
ク図、第４図は静ｆｔｉ場発１１ミ丁・段（磁石）の分
類を示す図、第５図はサーフェスコイルの形状を示す図
、第６図は従来のＮ Ｍ Ｒ−ＣＴ用永久磁石をホず図
、第７図は従来のＮ Ｍ Ｒ−ＣＴ用常電導磁イ１を示
す図である。
Claims (1)
- （１）主静磁場を形成する主静磁場形成手段と、その主
静磁場と同一方向でかつ互いに交差した三つの方向にお
いて傾斜した傾斜磁場を形成する傾斜磁場形成手段と、
高周波磁場用ソレノイドコイルとを備えた核磁気共鳴画
像情報導出装置において、 前記主静磁場形成手段の主静磁場は水平方向に形成され
、前記ソレノイドコイルは前記主静磁場内に配置される
と共に、その軸方向が前記主静磁場とほゞ垂直に交差し
た水平方向とされ、画像情報を導出する際に、前記ソレ
ノイドコイルと該ソレノイドコイル内に導入される被験
体の水平表面にコイル平面をあてがって使用するための
高周波磁場用のサーフェスコイルとを選択できるように
構成したことを特徴とする核磁気共鳴画像導出装置。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP2104601A JPH0373132A (ja) | 1990-04-20 | 1990-04-20 | 核磁気共鳴画像情報導出装置 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP2104601A JPH0373132A (ja) | 1990-04-20 | 1990-04-20 | 核磁気共鳴画像情報導出装置 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH0373132A true JPH0373132A (ja) | 1991-03-28 |
| JPH0410815B2 JPH0410815B2 (ja) | 1992-02-26 |
Family
ID=14384941
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP2104601A Granted JPH0373132A (ja) | 1990-04-20 | 1990-04-20 | 核磁気共鳴画像情報導出装置 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPH0373132A (ja) |
-
1990
- 1990-04-20 JP JP2104601A patent/JPH0373132A/ja active Granted
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JPH0410815B2 (ja) | 1992-02-26 |
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Legal Events
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|---|---|---|---|
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