JPH0728857B2 - 核磁気共鳴を用いた検査装置 - Google Patents
核磁気共鳴を用いた検査装置Info
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- JPH0728857B2 JPH0728857B2 JP61048311A JP4831186A JPH0728857B2 JP H0728857 B2 JPH0728857 B2 JP H0728857B2 JP 61048311 A JP61048311 A JP 61048311A JP 4831186 A JP4831186 A JP 4831186A JP H0728857 B2 JPH0728857 B2 JP H0728857B2
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- nuclear magnetic
- magnetic resonance
- central axis
- conductor
- magnetic field
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- 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
- G01R33/32—Excitation or detection systems, e.g. using radio frequency signals
- G01R33/34—Constructional details, e.g. resonators, specially adapted to MR
- G01R33/343—Constructional details, e.g. resonators, specially adapted to MR of slotted-tube or loop-gap type
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- Physics & Mathematics (AREA)
- Condensed Matter Physics & Semiconductors (AREA)
- General Physics & Mathematics (AREA)
- Magnetic Resonance Imaging Apparatus (AREA)
Description
【発明の詳細な説明】 〔産業上の利用分野〕 本発明は生体中の水素やリンなどからの核磁気共鳴（NM
R）信号を測定し、核の密度分布や緩和時間分布などを
映像化する装置に係り、特に高周波磁場の発生あるいは
受信に用いるコイルを、高い周波数領域でも有効に動作
させるのに好適な装置に関する。
R）信号を測定し、核の密度分布や緩和時間分布などを
映像化する装置に係り、特に高周波磁場の発生あるいは
受信に用いるコイルを、高い周波数領域でも有効に動作
させるのに好適な装置に関する。
従来、人体の頭部，腹部など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利用
されて来ている。近年、核磁気共鳴現象を用いて同様の
検査を行う試みが成功し、Ｘ線CTや超音波撮像装置では
得られない情報を取得できることが明らかになって来
た。核磁気共鳴現象を用いた検査装置においては、検査
物体からの信号を物体各部に対応させて分離・識別する
必要がある。その１つに、検査物体に傾斜磁場を印加
し、物体各部の置かれた静磁場を異ならせ、これにより
各部の共鳴周波数あるいはフェーズ・エンコード量を異
ならせることで位置の情報を得る方法がある。
査する装置として、Ｘ線CTや超音波撮像装置が広く利用
されて来ている。近年、核磁気共鳴現象を用いて同様の
検査を行う試みが成功し、Ｘ線CTや超音波撮像装置では
得られない情報を取得できることが明らかになって来
た。核磁気共鳴現象を用いた検査装置においては、検査
物体からの信号を物体各部に対応させて分離・識別する
必要がある。その１つに、検査物体に傾斜磁場を印加
し、物体各部の置かれた静磁場を異ならせ、これにより
各部の共鳴周波数あるいはフェーズ・エンコード量を異
ならせることで位置の情報を得る方法がある。
その基本原理については、ジャーナル・オブ・マグネチ
ック・レゾナンス（Journal of Magnetic Resonance）
誌，第18巻（1975），第69〜83頁にあるいは、フィジッ
クス・イン・メデシン・アンド・バイオロジー（Physic
s in Medicine ＆ Biology）誌，第25巻（1980），第75
1〜756頁に記載されているのでここでは省略する。
ック・レゾナンス（Journal of Magnetic Resonance）
誌，第18巻（1975），第69〜83頁にあるいは、フィジッ
クス・イン・メデシン・アンド・バイオロジー（Physic
s in Medicine ＆ Biology）誌，第25巻（1980），第75
1〜756頁に記載されているのでここでは省略する。
さて、NMRにおけるSN比は、静磁場Ｈの約1.5乗に比例し
て増加するため、超伝導磁石を用いて高い磁場強度を発
生させ、SN比の向上を計る試みがなされつつある。これ
まで用いられてきたコイルは、ソレノイドあるいは鞍型
コイルであるが、磁場強度が増大するにつれて、共鳴周
波数も増大するため、コイルの自己共鳴周波数と核磁気
共鳴周波数が接近あるいは逆転する状況が生じ、受信コ
イルの感度低下あるいは送信コイルによる高周波磁場の
発生効率が低下するという問題が生じていた。それに対
し、アルダーマン（Alderman）らにより第９図に示す新
しい形状のコイル（アルダーマン形と呼ぶ）が発表され
た。
て増加するため、超伝導磁石を用いて高い磁場強度を発
生させ、SN比の向上を計る試みがなされつつある。これ
まで用いられてきたコイルは、ソレノイドあるいは鞍型
コイルであるが、磁場強度が増大するにつれて、共鳴周
波数も増大するため、コイルの自己共鳴周波数と核磁気
共鳴周波数が接近あるいは逆転する状況が生じ、受信コ
イルの感度低下あるいは送信コイルによる高周波磁場の
発生効率が低下するという問題が生じていた。それに対
し、アルダーマン（Alderman）らにより第９図に示す新
しい形状のコイル（アルダーマン形と呼ぶ）が発表され
た。
しかし、上記従来技術では、コイルに流れる電流が不均
一になり易く、従って、送信時には高周波磁場が不均一
に、受信時には受信感度が不均一になるという問題があ
った。さらに、第９図に示したコイルのガードリング１
は閉ループを形成するため、傾斜磁場の波形を乱す原因
となることが新たに判明した。
一になり易く、従って、送信時には高周波磁場が不均一
に、受信時には受信感度が不均一になるという問題があ
った。さらに、第９図に示したコイルのガードリング１
は閉ループを形成するため、傾斜磁場の波形を乱す原因
となることが新たに判明した。
本発明の目的は、上記問題点を解決することにある。
上記目的は、ほぼ高周波電流の流れる方向に沿ってコイ
ルを分割するか、あるいは分割したコイルを適当な容量
を有するキャパシターで接続することにより達成され
る。
ルを分割するか、あるいは分割したコイルを適当な容量
を有するキャパシターで接続することにより達成され
る。
まず、電流の流れる方向とは、第９図に示すコイルの矢
印に示す方向である。この方向に沿ってコイルを分割し
ても、分割したことの影響は生じない。従って、第９図
の電流供給部2aと図中2bを結ぶ線および図中2cと2dを結
ぶ線で分割し、第１図のようにコイルの外側導体を3a,3
b,3c,3dから成るものとしても何ら影響はない。しか
し、2aを中心にして見た左右のコイル形状あるいはコイ
ルの外側導体３とガードリング１との間隙が場所により
異なることなどにより、電流分布が左右対称には流れな
い場合には事情が異なる。この場合、電流密度に大きな
不均一が生じ、結局、高周波磁場分布に不均一を引き起
こすことになる。ところが、前述したように左右のコイ
ルに空隙がある場合を考えると、この空隙を横切って電
流が流れることはできないため、強制的にこの空隙に沿
って電流が流れ、電流密度分布の不均一性が緩和され
る。
印に示す方向である。この方向に沿ってコイルを分割し
ても、分割したことの影響は生じない。従って、第９図
の電流供給部2aと図中2bを結ぶ線および図中2cと2dを結
ぶ線で分割し、第１図のようにコイルの外側導体を3a,3
b,3c,3dから成るものとしても何ら影響はない。しか
し、2aを中心にして見た左右のコイル形状あるいはコイ
ルの外側導体３とガードリング１との間隙が場所により
異なることなどにより、電流分布が左右対称には流れな
い場合には事情が異なる。この場合、電流密度に大きな
不均一が生じ、結局、高周波磁場分布に不均一を引き起
こすことになる。ところが、前述したように左右のコイ
ルに空隙がある場合を考えると、この空隙を横切って電
流が流れることはできないため、強制的にこの空隙に沿
って電流が流れ、電流密度分布の不均一性が緩和され
る。
さらに、NMR検査装置では、検査物体からの信号に位置
情報を付加するために、傾斜磁場を印加する。この磁場
は1ms程度でその大きさが変化するが、磁場内にガード
リング１のような閉ループが存在すると、そこに渦電流
が流れ、傾斜磁波の波形を大きく乱すことになる。この
場合にもガードリング１を第９図の2a−2bおよび2c−2d
に対応する位置で分割して第３図のようにすることによ
り渦電流を阻止し、傾斜磁場の特性に悪影響を及ぼさな
いようにすることができる。
情報を付加するために、傾斜磁場を印加する。この磁場
は1ms程度でその大きさが変化するが、磁場内にガード
リング１のような閉ループが存在すると、そこに渦電流
が流れ、傾斜磁波の波形を大きく乱すことになる。この
場合にもガードリング１を第９図の2a−2bおよび2c−2d
に対応する位置で分割して第３図のようにすることによ
り渦電流を阻止し、傾斜磁場の特性に悪影響を及ぼさな
いようにすることができる。
なお、第１図の上下のコイルはコンデンサー４で接続さ
れており、コイルのインダクタンスと共振するように構
成されている。
れており、コイルのインダクタンスと共振するように構
成されている。
以下、本発明の実施例を図面により説明する。
第２図は本発明の一実施例である検査装置の構成を示す
ものである。制御装置５は各装置へ種々の命令を一定の
タイミングで出力する。高周波パルス発生器６の出力は
増幅器７で増幅され、コイル８を励振する。受信コイル
８で受信された信号成分は増幅器９を通り、検波器10で
検波後、信号処理装置11で画像に変換される。Ｚ方向及
びそれに直角な方向の傾斜磁場の発生はそれぞれコイル
12,13,14で行ない、これらのコイルはそれぞれ増幅器1
5,16,17により駆動される。静磁場の発生はコイル18で
行ない、コイル18は電源19により駆動される。コイル14
はコイル13と同じ構成であり、コイル14はコイル13に対
してＺ軸のまわりに90°回転させたもので、互いに直交
する傾斜磁場を発生する。
ものである。制御装置５は各装置へ種々の命令を一定の
タイミングで出力する。高周波パルス発生器６の出力は
増幅器７で増幅され、コイル８を励振する。受信コイル
８で受信された信号成分は増幅器９を通り、検波器10で
検波後、信号処理装置11で画像に変換される。Ｚ方向及
びそれに直角な方向の傾斜磁場の発生はそれぞれコイル
12,13,14で行ない、これらのコイルはそれぞれ増幅器1
5,16,17により駆動される。静磁場の発生はコイル18で
行ない、コイル18は電源19により駆動される。コイル14
はコイル13と同じ構成であり、コイル14はコイル13に対
してＺ軸のまわりに90°回転させたもので、互いに直交
する傾斜磁場を発生する。
検査対象である人体20はベッド21上に置かれ、ベッド21
は支持台22上を移動する。
は支持台22上を移動する。
第１図はコイル８をさらに詳細に描いたものである。図
が複雑になるのを避けるため、ガードリング１は省略し
ているが、実際には、3a,3b,3c,3dと分割された外部導
体のすぐ内側に位置している。
が複雑になるのを避けるため、ガードリング１は省略し
ているが、実際には、3a,3b,3c,3dと分割された外部導
体のすぐ内側に位置している。
２個のガードリングは、第３図に示すように、電流供給
口あるいはその対称点においても分割し（図にはその１
方だけを示す）、両者をコンデンサ23a,23bで接続した
が、その値を選ぶことにより、電流分布を変化させるこ
とも可能である。
口あるいはその対称点においても分割し（図にはその１
方だけを示す）、両者をコンデンサ23a,23bで接続した
が、その値を選ぶことにより、電流分布を変化させるこ
とも可能である。
第４図は本発明の他の実施例を示すものであり、外側導
体を3a,3bに分割した後で、金属片24を付けたものであ
る。この金属片24を外側導体３上ですべらすことによ
り、同様に電流分布を変化させることが可能である。な
お、金属片に限らずこれと等価と見なせるコンデンサー
でもよい。第４図では外側導体の上部のみを示している
が、下部についても同様に行なうことが可能である。第
５図は外側導体の両端を結ぶ金属部分25を間隔をおいて
並べられた横方向（電流通過方向）の複数の金属線ある
いは金属管で置換した構造を示す。第４図と同じく上部
のみを示す。この構造においても第１図に示す場合と同
様に3a,3bの間に空隙を設ける。これにより第１図の場
合に比べ、さらに電流密度が均一になる。なお、第５図
に示す構造では、コイルの外部から高周波磁場を照射お
よび受信するクロスコイル法において、特にその有効性
が生きて来よう。すなわち、クロスコイル法において
は、該コイルの発生する磁場とは直交する方向、すなわ
ち、第５図の矢印の方向から高周波磁場が照射あるいは
受信されるが、この時、第５図に示す金属部分25が単な
る銅板であれば、そこで高周波磁場が大きな減衰を受け
るからである。
体を3a,3bに分割した後で、金属片24を付けたものであ
る。この金属片24を外側導体３上ですべらすことによ
り、同様に電流分布を変化させることが可能である。な
お、金属片に限らずこれと等価と見なせるコンデンサー
でもよい。第４図では外側導体の上部のみを示している
が、下部についても同様に行なうことが可能である。第
５図は外側導体の両端を結ぶ金属部分25を間隔をおいて
並べられた横方向（電流通過方向）の複数の金属線ある
いは金属管で置換した構造を示す。第４図と同じく上部
のみを示す。この構造においても第１図に示す場合と同
様に3a,3bの間に空隙を設ける。これにより第１図の場
合に比べ、さらに電流密度が均一になる。なお、第５図
に示す構造では、コイルの外部から高周波磁場を照射お
よび受信するクロスコイル法において、特にその有効性
が生きて来よう。すなわち、クロスコイル法において
は、該コイルの発生する磁場とは直交する方向、すなわ
ち、第５図の矢印の方向から高周波磁場が照射あるいは
受信されるが、この時、第５図に示す金属部分25が単な
る銅板であれば、そこで高周波磁場が大きな減衰を受け
るからである。
また、第６図には本発明の他の実施例として、第５図に
示す金属部分25を、すだれ状の金属片26で置換した例で
ある。ここで、このすだれ状金属片は外部の高周波磁場
に対して平行になるように設置する。これにより、高周
波磁場に対して負荷とならずに、コイルに流れる電流を
通過させることが可能となる。
示す金属部分25を、すだれ状の金属片26で置換した例で
ある。ここで、このすだれ状金属片は外部の高周波磁場
に対して平行になるように設置する。これにより、高周
波磁場に対して負荷とならずに、コイルに流れる電流を
通過させることが可能となる。
第７図には、本発明の他の実施例として、ガードリング
１と外側導体3a,3b,3c,3dとの間にボビン27が挿入され
ているコイルの断面構造を示す。従来は第８図に示すよ
うに、ボビン27上にガードリング１があり、その上にテ
フロン等の絶縁体28をはさんで外部導体が保持されてい
る構造であった。第７図に示す構造とすることによりボ
ビンが絶縁層を兼ねるため、その耐電圧が増大するとい
う利点を有する。
１と外側導体3a,3b,3c,3dとの間にボビン27が挿入され
ているコイルの断面構造を示す。従来は第８図に示すよ
うに、ボビン27上にガードリング１があり、その上にテ
フロン等の絶縁体28をはさんで外部導体が保持されてい
る構造であった。第７図に示す構造とすることによりボ
ビンが絶縁層を兼ねるため、その耐電圧が増大するとい
う利点を有する。
本発明によれば、周波数を高めた場合における高周波磁
場の送信ならびに受信の空間的均一性を向上させ、かつ
傾斜磁場への悪影響を減少させることができるので、画
質を高めるのに有効である。
場の送信ならびに受信の空間的均一性を向上させ、かつ
傾斜磁場への悪影響を減少させることができるので、画
質を高めるのに有効である。
第１図は本発明のコイルを示す図、第２図は本発明が用
いられるNMRイメージング装置の構成図、第３図，第４
図，第５図，第６図，第７図は本発明の実施例を示し、
第８図及び第９図は従来用いられて来たコイルを示す。
いられるNMRイメージング装置の構成図、第３図，第４
図，第５図，第６図，第７図は本発明の実施例を示し、
第８図及び第９図は従来用いられて来たコイルを示す。
Claims (7)
- 【請求項１】静磁場、傾斜磁場及び高周波磁場の核磁場
発生手段と、検査対象からの核磁気共鳴信号を検出する
信号検出手段と、該信号検出手段により検出された信号
の演算処理を行なう演算手段と、中空円筒状体の中心軸
に平行な面上に、該中心軸をはさんで対向して配置され
た外部導体を含み、該外部導体はそれぞれ、前記中心軸
の方向で中心近辺にある中心帯状部と、該中心帯状部の
両端部からそれぞれ前記中心軸に平行な方向に伸びた翼
状部とを有し、該翼状部の内側にリング状の内部導体が
配置された送信又は受信コイルを有する核磁気共鳴を用
いた検査装置において、前記送信又は受信コイルの少な
くとも一方のコイルの前記外部導体、又は前記内部導体
の少なくとも一方が、前記中心軸とほぼ平行に沿って複
数に分割されたことを特徴とする核磁気共鳴を用いた検
査装置。 - 【請求項２】前記外部導体、又は前記内部導体の少なく
とも一方が、前記中心軸に対して対称的に分割されたこ
とを特徴とする特許請求の範囲第１項に記載の核磁気共
鳴を用いた検査装置。 - 【請求項３】前記外部導体の分割された隣接する各々
が、導体片で短絡されたことを特徴とする特許請求の範
囲第１項、または第２項に記載の核磁気共鳴を用いた検
査装置。 - 【請求項４】前記外部導体の分割された隣接する各々
が、コンデンサで連結されたことを特徴とする特許請求
の範囲第１項、または第２項に記載の核磁気共鳴を用い
た検査装置。 - 【請求項５】前記中心帯状部が、線状、管状、又は短冊
状のいずれかの形状を有する導体で形成されたことを特
徴とする特許請求の範囲第１項から第４項のいずれかに
記載の核磁気共鳴を用いた検査装置。 - 【請求項６】前記外部導体と前記内部導体の間にボビン
が配置され、該ボビンにより前記外部導体と前記内部導
体とが電気的に絶縁されたことを特徴とする特許請求の
範囲第１項から第５項のいずれかに記載の核磁気共鳴を
用いた検査装置。 - 【請求項７】前記内部導体の分割された隣接する各々
が、コンデンサで連結されたことを特徴とする特許請求
の範囲第１項から第６項のいずれかに記載の核磁気共鳴
を用いた検査装置。
Priority Applications (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP61048311A JPH0728857B2 (ja) | 1986-03-07 | 1986-03-07 | 核磁気共鳴を用いた検査装置 |
| US07/016,401 US4748412A (en) | 1986-03-07 | 1987-02-19 | High-frequency coil for nuclear magnetic resonator |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP61048311A JPH0728857B2 (ja) | 1986-03-07 | 1986-03-07 | 核磁気共鳴を用いた検査装置 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPS62207446A JPS62207446A (ja) | 1987-09-11 |
| JPH0728857B2 true JPH0728857B2 (ja) | 1995-04-05 |
Family
ID=12799870
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP61048311A Expired - Lifetime JPH0728857B2 (ja) | 1986-03-07 | 1986-03-07 | 核磁気共鳴を用いた検査装置 |
Country Status (2)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US4748412A (ja) |
| JP (1) | JPH0728857B2 (ja) |
Families Citing this family (9)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US4875013A (en) * | 1987-03-13 | 1989-10-17 | Hitachi, Ltd. | High-frequency coil for nuclear magnetic imaging |
| US5192911A (en) * | 1991-08-07 | 1993-03-09 | Varian Associates, Inc. | NMR probe incorporating RF shielding of sample |
| USRE37081E1 (en) * | 1994-05-27 | 2001-03-06 | Steen M. Eriksen | Backpack vacuum cleaner |
| ATE419789T1 (de) | 1997-05-23 | 2009-01-15 | Prorhythm Inc | Wegwerfbarer fokussierender ultraschallapplikator hoher intensität |
| US6008650A (en) * | 1998-05-15 | 1999-12-28 | Varian, Inc. | Slotted RF shields for NMR probes |
| EP1260827B1 (en) * | 2001-05-17 | 2008-12-31 | Mitsubishi Denki Kabushiki Kaisha | Superconductive MRI magnet |
| US6861933B1 (en) | 2001-05-17 | 2005-03-01 | Mitsubishi Denki Kabushiki Kaisha | Superconductive magnet device |
| JP2003255032A (ja) * | 2002-02-28 | 2003-09-10 | Hitachi Ltd | 核磁気共鳴装置用プローブ |
| CN104483641B (zh) | 2014-12-19 | 2017-04-12 | 中国科学院武汉物理与数学研究所 | 电子‑核双共振谐振器 |
Family Cites Families (5)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US4446429A (en) * | 1981-10-09 | 1984-05-01 | Medical College Of Wisconsin | Microwave resonator |
| EP0112361B1 (en) * | 1982-06-28 | 1987-02-25 | Oxford Research Systems Limited | Radiofrequency transducer and method of using same |
| US4641097A (en) * | 1984-05-10 | 1987-02-03 | General Electrtic Company | Elliptical cross-section slotted-tube radio-frequency resonator for nuclear magnetic resonance imaging |
| US4594566A (en) * | 1984-08-30 | 1986-06-10 | Advanced Nmr Systems, Inc. | High frequency rf coil for NMR device |
| US4641098A (en) * | 1985-03-15 | 1987-02-03 | Doty Scientific, Inc. | Parallel single turn saddle resonator for nuclear magnetic resonance signal reception |
-
1986
- 1986-03-07 JP JP61048311A patent/JPH0728857B2/ja not_active Expired - Lifetime
-
1987
- 1987-02-19 US US07/016,401 patent/US4748412A/en not_active Expired - Fee Related
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JPS62207446A (ja) | 1987-09-11 |
| US4748412A (en) | 1988-05-31 |
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