JPH0568253B2 - - Google Patents
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- Publication number
- JPH0568253B2 JPH0568253B2 JP59121224A JP12122484A JPH0568253B2 JP H0568253 B2 JPH0568253 B2 JP H0568253B2 JP 59121224 A JP59121224 A JP 59121224A JP 12122484 A JP12122484 A JP 12122484A JP H0568253 B2 JPH0568253 B2 JP H0568253B2
- Authority
- JP
- Japan
- Prior art keywords
- magnetic field
- static magnetic
- auxiliary
- magnet
- pulse
- Prior art date
- Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
- Expired - Lifetime
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Classifications
-
- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- G01R—MEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
- G01R33/00—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables
- G01R33/20—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
- G01R33/28—Details of apparatus provided for in groups G01R33/44 - G01R33/64
- G01R33/38—Systems for generation, homogenisation or stabilisation of the main or gradient magnetic field
- G01R33/381—Systems for generation, homogenisation or stabilisation of the main or gradient magnetic field using electromagnets
Landscapes
- Physics & Mathematics (AREA)
- Electromagnetism (AREA)
- Condensed Matter Physics & Semiconductors (AREA)
- General Physics & Mathematics (AREA)
- Magnetic Resonance Imaging Apparatus (AREA)
Description
【発明の詳細な説明】
(イ) 産業上の利用分野
本発明はNMRイメージング装置に関する。
(ロ) 従来技術
NMR信号を利用して生体の内部構造を映像化
するNMRイメージング装置においては、生体の
ある特定の断面からのNMR信号を得るために、
核スピンにゼーマンエネルギを与えるＺ方向静磁
場B0に、Ｚ軸に沿つて磁場勾配GZ＝∂BZ／∂Zを
重畳する方法が用いられている。即ち、このよう
にＺ軸方向に磁場勾配を有する静磁場B0＋ZGZ
を与えることにより、生体内の当該核スピンの共
鳴角周波数ωは ω＝γ（B0＋ZGZ）， …(1) によつて与えられ（γは核スピンの磁気回転比）、
Ｚの値によつて指定されるＺ軸に垂直なｘ−ｙ面
毎に共鳴角周波数は異なる値を示す。従つて、例
えばNRM励起用パルスのキヤリア角周波数をω
＝ω0＝γB0に選べばＺ＝０、つまり、原点を含む
ｘ−ｙ面内に存在する核スピンのみが励起される
ことになる。但し、実際にはこのｘ−ｙ面は幾何
学的な平面ではなく、それを中心とするある幅
ΔZを有するｘ−ｙ断面層であり、その中に含ま
れる当該核スピンが励起されるわけで、ΔZの大
きははGZの大きさおよび励起パルスのスペクト
ル幅等によつて決まることは勿論である。次に、
異なるＺ軸の値に対応するｘ−ｙ断面層を選ぶた
めには、NMR励起パルスのキヤリア角周波数ω
を、Ｚの値に応じて上記(1)式によつて与えられる
値に選べばよい。
するNMRイメージング装置においては、生体の
ある特定の断面からのNMR信号を得るために、
核スピンにゼーマンエネルギを与えるＺ方向静磁
場B0に、Ｚ軸に沿つて磁場勾配GZ＝∂BZ／∂Zを
重畳する方法が用いられている。即ち、このよう
にＺ軸方向に磁場勾配を有する静磁場B0＋ZGZ
を与えることにより、生体内の当該核スピンの共
鳴角周波数ωは ω＝γ（B0＋ZGZ）， …(1) によつて与えられ（γは核スピンの磁気回転比）、
Ｚの値によつて指定されるＺ軸に垂直なｘ−ｙ面
毎に共鳴角周波数は異なる値を示す。従つて、例
えばNRM励起用パルスのキヤリア角周波数をω
＝ω0＝γB0に選べばＺ＝０、つまり、原点を含む
ｘ−ｙ面内に存在する核スピンのみが励起される
ことになる。但し、実際にはこのｘ−ｙ面は幾何
学的な平面ではなく、それを中心とするある幅
ΔZを有するｘ−ｙ断面層であり、その中に含ま
れる当該核スピンが励起されるわけで、ΔZの大
きははGZの大きさおよび励起パルスのスペクト
ル幅等によつて決まることは勿論である。次に、
異なるＺ軸の値に対応するｘ−ｙ断面層を選ぶた
めには、NMR励起パルスのキヤリア角周波数ω
を、Ｚの値に応じて上記(1)式によつて与えられる
値に選べばよい。
しかし、以上のような従来の方法によれば、生
体内の各ｘ−ｙ断面層を任意に細かく選択するた
めには、励起パルスのキヤリア発振器に、非常に
細かいステツプ（約100Hz）で周波数設定するこ
とのできるシンセサイザを用いることが必要とな
り、また、同時に複数のｘ−ｙ断面層の映像化を
行う場合には、シンセサイザの周波数スイツチン
グを高速（30ｍｓ以下）に行わせる必要がある。
体内の各ｘ−ｙ断面層を任意に細かく選択するた
めには、励起パルスのキヤリア発振器に、非常に
細かいステツプ（約100Hz）で周波数設定するこ
とのできるシンセサイザを用いることが必要とな
り、また、同時に複数のｘ−ｙ断面層の映像化を
行う場合には、シンセサイザの周波数スイツチン
グを高速（30ｍｓ以下）に行わせる必要がある。
(ハ) 目的
本発明の目的は従来技術に伴う上記の欠点を排
除し、NMR励起パルスのキヤリア発振器に回路
構成の複雑なシンセサイザを用いることなく生体
内のｘ−ｙ断面層を任意に選択することができ、
従つて、また、高速で周波数をスイツチングする
ことなしに複数のｘ−ｙ断面層を同時に映像化す
ることもできるNMRイメージング装置を提供す
ることにある。
除し、NMR励起パルスのキヤリア発振器に回路
構成の複雑なシンセサイザを用いることなく生体
内のｘ−ｙ断面層を任意に選択することができ、
従つて、また、高速で周波数をスイツチングする
ことなしに複数のｘ−ｙ断面層を同時に映像化す
ることもできるNMRイメージング装置を提供す
ることにある。
(ニ) 構成
上記の目的を達成するため本発明によるNMR
イメージング装置は、NMR信号を用いて生体の
内部構造を映像化する装置において、次のように
構成したことを特徴とする。
イメージング装置は、NMR信号を用いて生体の
内部構造を映像化する装置において、次のように
構成したことを特徴とする。
すなわち、当該生体中の着目物質の原子核スピ
ンにゼーマンエネルギを賦与するための静磁場発
生用マグネツトを、共鳴磁場の値に近い主静磁場
をつくり主マグネツトと、この主静磁場に平行な
補助静磁場を重畳付加するための補助マグネツト
とで構成するとともに、その補助マグネツトにパ
ルス電流を供給するパルス高可変のパルス電流源
を備える。そして、上記補助マグネツトによる補
助静磁場と、上記主静磁場に重畳される傾斜磁場
と、核スピン励起用のRFパルスとを、そのRFパ
ルスの周波数を一定に保つたままで、同時に発生
させるとともに、上記補助マグネツトによる補助
静磁場を発生ごとに可変とする。
ンにゼーマンエネルギを賦与するための静磁場発
生用マグネツトを、共鳴磁場の値に近い主静磁場
をつくり主マグネツトと、この主静磁場に平行な
補助静磁場を重畳付加するための補助マグネツト
とで構成するとともに、その補助マグネツトにパ
ルス電流を供給するパルス高可変のパルス電流源
を備える。そして、上記補助マグネツトによる補
助静磁場と、上記主静磁場に重畳される傾斜磁場
と、核スピン励起用のRFパルスとを、そのRFパ
ルスの周波数を一定に保つたままで、同時に発生
させるとともに、上記補助マグネツトによる補助
静磁場を発生ごとに可変とする。
(ホ) 実施例
以下に本発明の実施例を図面に基づいて説明す
る。
る。
第１図は本発明実施例における静磁場発生用電
磁コイルシステムの断面図と、同コイルシステム
への電源接続関係を示す図である。同図におい
て、コイル対１，１′と２，２′は全体で静磁場用
主電磁コイルを構成し、共に直流定電流電源４よ
り電流供給されてこの主電磁コイルの中心部の所
定空間領域に均一な静磁場をつくる。ソレノイド
型の補助コイル３は、中央部においてこのコイル
がつくる磁場の所定の均一性を保証するに充分な
長さを有している。このコイル３には、電源５よ
りパルス高可変の方形のパルス電流が供給される
ようになつていて、主電磁コイル１，１′，２，
２′および補助コイル３より成る全電磁コイルシ
ステム中央部の磁場は、上記パルス電流が供給さ
れた時だけ、主電磁コイル１，１′，２，２′がつ
くる静磁場B0に、この補助コイル３がつくる磁
場b0が平行に重畳される。なお、第１図は、本実
施例における静磁場発生手段のみを示し、NMR
励起用コイル、信号検出コイル（両者兼用の場合
もある。）、Ｚ軸、ｘ軸、およびｙ軸方向に関する
傾斜磁場発生用コイルおよび、関連する既知の電
子回路システムは省略されている。
磁コイルシステムの断面図と、同コイルシステム
への電源接続関係を示す図である。同図におい
て、コイル対１，１′と２，２′は全体で静磁場用
主電磁コイルを構成し、共に直流定電流電源４よ
り電流供給されてこの主電磁コイルの中心部の所
定空間領域に均一な静磁場をつくる。ソレノイド
型の補助コイル３は、中央部においてこのコイル
がつくる磁場の所定の均一性を保証するに充分な
長さを有している。このコイル３には、電源５よ
りパルス高可変の方形のパルス電流が供給される
ようになつていて、主電磁コイル１，１′，２，
２′および補助コイル３より成る全電磁コイルシ
ステム中央部の磁場は、上記パルス電流が供給さ
れた時だけ、主電磁コイル１，１′，２，２′がつ
くる静磁場B0に、この補助コイル３がつくる磁
場b0が平行に重畳される。なお、第１図は、本実
施例における静磁場発生手段のみを示し、NMR
励起用コイル、信号検出コイル（両者兼用の場合
もある。）、Ｚ軸、ｘ軸、およびｙ軸方向に関する
傾斜磁場発生用コイルおよび、関連する既知の電
子回路システムは省略されている。
静磁場発生部の以上のような構成において、定
電流電源４より主電源コイル１，１′，２，２′に
通電し、充分な時間（１〜２時間）を経て安定し
た静磁場B0が得られる状態になつた後、補助コ
イル３の内部に被検体を挿入し、例えば第２図の
タイムチヤートで示すスピンワープ法のプロセス
でイメージング操作を行う。すなわち第２図Ｃの
１３に示すようにＺ方向に関する磁場勾配GZを
上記静磁場B0に重畳し、さらに補助コイル３
（第１図）により第２図Ｂに示すような付加静磁
場１２を与えた状態で同図Ａのように常に一定の
周波数ωのキヤリアを持つ90°の高周波パルス１
１で被検体を励起する。この時、被検体に印加さ
れている静磁場は、コイル１，１および２，２′
による静磁場B0と、補助コイル３による静磁場
b0（第２図Ｂの１２）の和となるので、上記(1)式
のB0に（B0＋b0）を代入したものをＺに関して
解いた式 Ｚ＝〔ω／γ−（B0＋b0）〕／GZ …(2) で指定されるｘ−ｙ断面層に属する核スピンのみ
が励起されることになる。このようにして式(2)で
決るある特定の断面層を選んでスピンを励起した
後、Ｚ方向の磁場勾配GZを反転し（第２図Ｃの
１４）、さらに、第２図ＤおよびＥに示したよう
にＸ方向およびＹ方向にも磁場勾配を引火するこ
とにより、既知のスピンワープ法の原理に基づき
同図Ｆに示すようなエコー信号１５が得られる。
この信号を周波数および位相に関してフーリエ変
換し、(2)式で指定される断面層の映像を得る。
電流電源４より主電源コイル１，１′，２，２′に
通電し、充分な時間（１〜２時間）を経て安定し
た静磁場B0が得られる状態になつた後、補助コ
イル３の内部に被検体を挿入し、例えば第２図の
タイムチヤートで示すスピンワープ法のプロセス
でイメージング操作を行う。すなわち第２図Ｃの
１３に示すようにＺ方向に関する磁場勾配GZを
上記静磁場B0に重畳し、さらに補助コイル３
（第１図）により第２図Ｂに示すような付加静磁
場１２を与えた状態で同図Ａのように常に一定の
周波数ωのキヤリアを持つ90°の高周波パルス１
１で被検体を励起する。この時、被検体に印加さ
れている静磁場は、コイル１，１および２，２′
による静磁場B0と、補助コイル３による静磁場
b0（第２図Ｂの１２）の和となるので、上記(1)式
のB0に（B0＋b0）を代入したものをＺに関して
解いた式 Ｚ＝〔ω／γ−（B0＋b0）〕／GZ …(2) で指定されるｘ−ｙ断面層に属する核スピンのみ
が励起されることになる。このようにして式(2)で
決るある特定の断面層を選んでスピンを励起した
後、Ｚ方向の磁場勾配GZを反転し（第２図Ｃの
１４）、さらに、第２図ＤおよびＥに示したよう
にＸ方向およびＹ方向にも磁場勾配を引火するこ
とにより、既知のスピンワープ法の原理に基づき
同図Ｆに示すようなエコー信号１５が得られる。
この信号を周波数および位相に関してフーリエ変
換し、(2)式で指定される断面層の映像を得る。
次に、異なる断面層を選ぶ場合には、コイル
１，１および２，２′がつくる静磁場B0を一定に
保つたまま、補助コイル３の通電時の電流値を変
化させ、付加静磁場b0（第２図Ｂの１２）の値を
変えることにより、(2)式により、異なるＺに属す
るｘ−ｙ断面層が選択できる。
１，１および２，２′がつくる静磁場B0を一定に
保つたまま、補助コイル３の通電時の電流値を変
化させ、付加静磁場b0（第２図Ｂの１２）の値を
変えることにより、(2)式により、異なるＺに属す
るｘ−ｙ断面層が選択できる。
(ヘ) 効果
以上の説明から明らかなように、本発明によれ
ば、核スピン励起用のRFパルスのキヤリア周波
数を一定に保つたまま、付加的静磁場b0を変化さ
せるだけで共鳴条件を満足する被検体中の断層面
を任意に選択することができるので、RFパルス
のキヤリア発振器に細かい周波数ステツプを有す
るシンセサイザを必要とせず、しかも、付加的静
磁場b0の変化は補助コイルに流す僅かな電流値を
制御するだけで、容易に実現される。
ば、核スピン励起用のRFパルスのキヤリア周波
数を一定に保つたまま、付加的静磁場b0を変化さ
せるだけで共鳴条件を満足する被検体中の断層面
を任意に選択することができるので、RFパルス
のキヤリア発振器に細かい周波数ステツプを有す
るシンセサイザを必要とせず、しかも、付加的静
磁場b0の変化は補助コイルに流す僅かな電流値を
制御するだけで、容易に実現される。
さらに、異なる複数の断面層を同時映像する場
合においても、RFパルスのキヤリア周波数を変
化させて断面層を選択する方式と違い、シンセサ
イザを用いて高速にRFパルスのキヤリア周波数
を切り換える必要がない。
合においても、RFパルスのキヤリア周波数を変
化させて断面層を選択する方式と違い、シンセサ
イザを用いて高速にRFパルスのキヤリア周波数
を切り換える必要がない。
第１図は本発明実施例における静磁場発生用コ
イルの構成を示す断面図である。第２図は、上記
実施例の作用を説明するタイムチヤートである。 １，１′；２，２′……主マグネツト（主電磁コ
イル）、３……補助マグネツト（補助コイル）、５
……パルス電流源（電源）、B0……主静磁場、b0
……補助静磁場、GZ……傾斜磁場（磁場勾配）。
イルの構成を示す断面図である。第２図は、上記
実施例の作用を説明するタイムチヤートである。 １，１′；２，２′……主マグネツト（主電磁コ
イル）、３……補助マグネツト（補助コイル）、５
……パルス電流源（電源）、B0……主静磁場、b0
……補助静磁場、GZ……傾斜磁場（磁場勾配）。
Claims (1)
- １ NMR信号を用いて生体の内部構造を映像化
する装置において、当該生体中の着目物質の原子
核スピンにゼーマンエネルギを賦与するための静
磁場発生用マグネツトを、共鳴磁場の値に近い主
静磁場をつくる主マグネツトと、この主静磁場に
平行な補助静磁場を重畳付加するための補助マグ
ネツトとで構成するとともに、その補助マグネツ
トにパルス電流を供給するパルス高可変のパルス
電流源を備え、上記補助マグネツトによる補助静
磁場と、上記主静磁場に重畳される傾斜磁場と、
核スピン励起用のRFパルスとを、そのRFパルス
の周波数を一定に保つたままで、同時に発生させ
るとともに、上記補助マグネツトによる補助静磁
場を発生ごとに可変としたことを特徴とする
NMRイメージング装置。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP59121224A JPS61743A (ja) | 1984-06-13 | 1984-06-13 | Ｎｍｒイメ−ジング装置 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP59121224A JPS61743A (ja) | 1984-06-13 | 1984-06-13 | Ｎｍｒイメ−ジング装置 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPS61743A JPS61743A (ja) | 1986-01-06 |
| JPH0568253B2 true JPH0568253B2 (ja) | 1993-09-28 |
Family
ID=14805967
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP59121224A Granted JPS61743A (ja) | 1984-06-13 | 1984-06-13 | Ｎｍｒイメ−ジング装置 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPS61743A (ja) |
Families Citing this family (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| AUPO841397A0 (en) * | 1997-08-05 | 1997-08-28 | University Of Queensland, The | Compact magnets for high field magnetic resonance |
Family Cites Families (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPS5455496A (en) * | 1977-10-12 | 1979-05-02 | Jeol Ltd | Current seam |
| JPS5961763A (ja) * | 1982-09-30 | 1984-04-09 | Shimadzu Corp | 均一磁界発生装置 |
-
1984
- 1984-06-13 JP JP59121224A patent/JPS61743A/ja active Granted
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JPS61743A (ja) | 1986-01-06 |
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