JPH0779954A - 遠隔位置から位置決め自在な核磁気共鳴撮像用装置 - Google Patents
遠隔位置から位置決め自在な核磁気共鳴撮像用装置Info
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- JPH0779954A JPH0779954A JP6009637A JP963794A JPH0779954A JP H0779954 A JPH0779954 A JP H0779954A JP 6009637 A JP6009637 A JP 6009637A JP 963794 A JP963794 A JP 963794A JP H0779954 A JPH0779954 A JP H0779954A
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- G01R—MEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
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- 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
- G01R33/3808—Magnet assemblies for single-sided MR wherein the magnet assembly is located on one side of a subject only; Magnet assemblies for inside-out MR, e.g. for MR in a borehole or in a blood vessel, or magnet assemblies for fringe-field MR
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Abstract
(57)【要約】 （修正有）
【目的】 撮像対象に対して位置決め可能なコンパクト
な診断用ＭＲＩ装置を提供する。 【構成】 遠隔位置から位置決め自在な本ＭＲＩ装置
は、磁石の外部に不均一な静磁界を発生するための磁石
を含む。この磁石は測定面として有効に使用できる磁界
領域を発生する。この測定面は実質的に平坦であり、か
つこの測定面は磁界強度（Ｂo ）の大きさおよび測定面
に垂直な方向の磁気勾配（Ｇz ）の双方がほぼ一定であ
る。
な診断用ＭＲＩ装置を提供する。 【構成】 遠隔位置から位置決め自在な本ＭＲＩ装置
は、磁石の外部に不均一な静磁界を発生するための磁石
を含む。この磁石は測定面として有効に使用できる磁界
領域を発生する。この測定面は実質的に平坦であり、か
つこの測定面は磁界強度（Ｂo ）の大きさおよび測定面
に垂直な方向の磁気勾配（Ｇz ）の双方がほぼ一定であ
る。
Description
【０００１】
【産業上の利用分野】本発明は一般的には、核磁気共鳴
撮像（ＭＲＩ）システムおよびその使用法に関し、より
詳細には本発明は撮像対象を囲まない磁石を用いた遠隔
位置から位置決め自在なＭＲＩシステムに関する。これ
ら磁石は対象内の所定面にわたって原子核密度を非侵入
的に撮像するための外部磁界を発生する。本発明は不均
一磁界を使用して対象内の一表面の核磁気共鳴像を発生
するのに特に使用できるが、これのみに限定されるもの
ではない。
撮像（ＭＲＩ）システムおよびその使用法に関し、より
詳細には本発明は撮像対象を囲まない磁石を用いた遠隔
位置から位置決め自在なＭＲＩシステムに関する。これ
ら磁石は対象内の所定面にわたって原子核密度を非侵入
的に撮像するための外部磁界を発生する。本発明は不均
一磁界を使用して対象内の一表面の核磁気共鳴像を発生
するのに特に使用できるが、これのみに限定されるもの
ではない。
【０００２】
【従来技術】核磁気共鳴撮像（ＭＲＩ）の分野では、所
定の原子核、例えば 1Ｈ、19Ｆ、31Ｐは静磁界内に置く
と、所定の別々の配列を取り得る核磁気モーメントを有
することは知られている。これら配列の各々は、原子核
の異なるエネルギーステートに対応している。更に、磁
界内で原子核に無線周波数（以下ＲＦと称す）の電磁波
を加えると、原子のエネルギーのあるレベルから他のレ
ベルへの変化が誘導されることも知られている。かかる
遷移は核磁気共鳴（ＮＭＲ）として知られており、所定
の識別可能な条件下で生じる。これら条件の多くは原子
核に加えられる磁界に関連している。
定の原子核、例えば 1Ｈ、19Ｆ、31Ｐは静磁界内に置く
と、所定の別々の配列を取り得る核磁気モーメントを有
することは知られている。これら配列の各々は、原子核
の異なるエネルギーステートに対応している。更に、磁
界内で原子核に無線周波数（以下ＲＦと称す）の電磁波
を加えると、原子のエネルギーのあるレベルから他のレ
ベルへの変化が誘導されることも知られている。かかる
遷移は核磁気共鳴（ＮＭＲ）として知られており、所定
の識別可能な条件下で生じる。これら条件の多くは原子
核に加えられる磁界に関連している。
【０００３】磁界は磁束または磁束線なる用語で記述さ
れる。個々の原子核を考慮すると、原子核位置における
磁界の特性を表す基本的なパラメータは３つある。すな
わち、１）磁界の大きさ、２）原子核を通る磁束線で表
示される磁界の方向および３）原子核位置における磁界
の勾配すなわち磁界の大きさの変化率である。これらパ
ラメータの各々はＮＭＲに影響する。
れる。個々の原子核を考慮すると、原子核位置における
磁界の特性を表す基本的なパラメータは３つある。すな
わち、１）磁界の大きさ、２）原子核を通る磁束線で表
示される磁界の方向および３）原子核位置における磁界
の勾配すなわち磁界の大きさの変化率である。これらパ
ラメータの各々はＮＭＲに影響する。
【０００４】上記のように、原子核は磁界内で種々の配
列をとり、この配列は後にＲＦ電磁波により変えること
ができる。かかる変化を誘導するのに最も有効なＲＦ電
磁波の特定周波数は、特に原子核の位置における磁界の
大きさによって決まる。ラモア周波数としてより知られ
ているこの特定の周波数は、磁界ベクトルの方向の回り
における原子核スピンベクトルの歳差角周波数に等し
い。ラモア周波数で印加される電磁波により、原子核の
配列の変化が誘導されると、原子核の磁気モーメントに
より原子核に固有の信号が発生される。これら信号はＲ
Ｆアンテナで受信可能である。特に医療用では、種々の
組織の原子核のＮＭＲ応答が異なることが知られてい
る。更にＮＭＲ応答の特定パラメータは公知の数学的な
技法を用いて重みづけすると組織をより明瞭に識別でき
る。
列をとり、この配列は後にＲＦ電磁波により変えること
ができる。かかる変化を誘導するのに最も有効なＲＦ電
磁波の特定周波数は、特に原子核の位置における磁界の
大きさによって決まる。ラモア周波数としてより知られ
ているこの特定の周波数は、磁界ベクトルの方向の回り
における原子核スピンベクトルの歳差角周波数に等し
い。ラモア周波数で印加される電磁波により、原子核の
配列の変化が誘導されると、原子核の磁気モーメントに
より原子核に固有の信号が発生される。これら信号はＲ
Ｆアンテナで受信可能である。特に医療用では、種々の
組織の原子核のＮＭＲ応答が異なることが知られてい
る。更にＮＭＲ応答の特定パラメータは公知の数学的な
技法を用いて重みづけすると組織をより明瞭に識別でき
る。
【０００５】
【発明が解決しようとする課題】実際問題として、ＮＭ
Ｒで撮像される対象内にはつねに多数の原子核があり、
各々の原子核は自己の信号を発生する。しかしながら原
子核が互いに同相でスピンしている限り、個々の磁気モ
ーメントはコヒーレントであり、一つの純モーメントを
発生する。ＮＭＲに関する限り磁界勾配の作用の影響を
受けた原子核はそのエネルギーステートを変えた後にデ
フォーカスすなわち復極し始めることが知られている。
更に、原子核がデフォーカスするレートは基本的には主
要磁界勾配に比例することも判っている。選択自在な磁
界勾配を印加すると原子核をコード化できると認識する
ことが重要であるが、これらコード化用の勾配はＲＦア
ンテナで受信できる使用可能なコード化されたＮＭＲ投
射像を発生する特定の目的で制御自在であり、かつ意図
的に印加される。しかしながらこの条件は磁界の不均一
性によって生じる制御できない永久磁界の勾配によって
生じる条件と区別すべきである。互いに位相がずれた状
態で原子核をスピンさせ、デフォーカスさせるのは、こ
れらの永久的な、基本的には固有の磁界勾配である。原
子核がデフォーカス状態になるとＮＭＲ信号を検出でき
ない条件が発生する。この場合、対象は原子核をフォー
カスされた同相の整合状態に維持し、検出できない純モ
ーメント信号を発生する。
Ｒで撮像される対象内にはつねに多数の原子核があり、
各々の原子核は自己の信号を発生する。しかしながら原
子核が互いに同相でスピンしている限り、個々の磁気モ
ーメントはコヒーレントであり、一つの純モーメントを
発生する。ＮＭＲに関する限り磁界勾配の作用の影響を
受けた原子核はそのエネルギーステートを変えた後にデ
フォーカスすなわち復極し始めることが知られている。
更に、原子核がデフォーカスするレートは基本的には主
要磁界勾配に比例することも判っている。選択自在な磁
界勾配を印加すると原子核をコード化できると認識する
ことが重要であるが、これらコード化用の勾配はＲＦア
ンテナで受信できる使用可能なコード化されたＮＭＲ投
射像を発生する特定の目的で制御自在であり、かつ意図
的に印加される。しかしながらこの条件は磁界の不均一
性によって生じる制御できない永久磁界の勾配によって
生じる条件と区別すべきである。互いに位相がずれた状
態で原子核をスピンさせ、デフォーカスさせるのは、こ
れらの永久的な、基本的には固有の磁界勾配である。原
子核がデフォーカス状態になるとＮＭＲ信号を検出でき
ない条件が発生する。この場合、対象は原子核をフォー
カスされた同相の整合状態に維持し、検出できない純モ
ーメント信号を発生する。
【０００６】この問題の解決案は永久磁界勾配のない、
すなわち検出可能な信号に対し無視できるデフォーカス
作用を与える磁界を発生させることである。この目的の
ため、これまで多くの発明において有効に磁界勾配のな
い領域を有する均一な磁界を発生していた。この場合、
均一な領域における磁界勾配だけがコード化パターンを
意図的に加えるための磁界勾配となる。しかしながらこ
のような磁界勾配は理想的な一様の磁界系であり、この
ような磁界系は発生がきわめて困難である。かかる系で
は高度の均一性が得られるが、そのようにするためのコ
ストは多大である。
すなわち検出可能な信号に対し無視できるデフォーカス
作用を与える磁界を発生させることである。この目的の
ため、これまで多くの発明において有効に磁界勾配のな
い領域を有する均一な磁界を発生していた。この場合、
均一な領域における磁界勾配だけがコード化パターンを
意図的に加えるための磁界勾配となる。しかしながらこ
のような磁界勾配は理想的な一様の磁界系であり、この
ような磁界系は発生がきわめて困難である。かかる系で
は高度の均一性が得られるが、そのようにするためのコ
ストは多大である。
【０００７】均一な磁界を使用するＮＭＲシステムは極
めて大きなハイパワーの磁石を一般に必要とする。これ
らシステムは極めて寸法が大きく、取り扱いにくいので
移動できない。更に均一である領域は実質的に磁石によ
って囲まれている。表現を変えれば、均一な磁界は内部
磁界となっている。それにもかかわらず、均一な磁界は
高品質の像を発生できるので、均一な磁界を発生するＮ
ＭＲシステムは広く用いられている。
めて大きなハイパワーの磁石を一般に必要とする。これ
らシステムは極めて寸法が大きく、取り扱いにくいので
移動できない。更に均一である領域は実質的に磁石によ
って囲まれている。表現を変えれば、均一な磁界は内部
磁界となっている。それにもかかわらず、均一な磁界は
高品質の像を発生できるので、均一な磁界を発生するＮ
ＭＲシステムは広く用いられている。
【０００８】ＮＭＲは分子の構造についての極めて有益
な情報を発生できるので、ＮＭＲの極めて重要な用途と
して人体を非侵入的に臨床学的に撮像するという用途が
ある。例えば、リー（Lee ）外に発行された「ＮＭＲ撮
像装置」を発明の名称とする米国特許第4,498,048 号に
は、広く使用されている医療用ＭＲＩシステムが開示さ
れている。リーシステムのようなシステムの大きな特徴
は、寸法が大きく移動できないというほかに、撮像対象
を実質的にシステムが囲まなければならないということ
であ。しかしながらこの分野の際立った例外は、オオカ
ワ（Ohkawa）に発行された「磁気共鳴撮像法に用いられ
る準開放マグネット形状」を発明の名称とする米国特許
第5,177,188 号である。オオカワのようなシステムは撮
像領域を囲まないが、外部の均一な磁界を発生するのに
大きくて強力な対向する磁気源を重ね合わせなければな
らない。また、オオカワのシステムは均一な磁界を発生
する他のシステムと同じように、寸法が大きく、有効に
移動できない。
な情報を発生できるので、ＮＭＲの極めて重要な用途と
して人体を非侵入的に臨床学的に撮像するという用途が
ある。例えば、リー（Lee ）外に発行された「ＮＭＲ撮
像装置」を発明の名称とする米国特許第4,498,048 号に
は、広く使用されている医療用ＭＲＩシステムが開示さ
れている。リーシステムのようなシステムの大きな特徴
は、寸法が大きく移動できないというほかに、撮像対象
を実質的にシステムが囲まなければならないということ
であ。しかしながらこの分野の際立った例外は、オオカ
ワ（Ohkawa）に発行された「磁気共鳴撮像法に用いられ
る準開放マグネット形状」を発明の名称とする米国特許
第5,177,188 号である。オオカワのようなシステムは撮
像領域を囲まないが、外部の均一な磁界を発生するのに
大きくて強力な対向する磁気源を重ね合わせなければな
らない。また、オオカワのシステムは均一な磁界を発生
する他のシステムと同じように、寸法が大きく、有効に
移動できない。
【０００９】上記に鑑み、本発明は比較的小さい磁石の
形状により外部の不均一磁界を発生でき、ＭＲＩシステ
ムの利点を活用することができることを認識した。しか
しながらかかるＭＲＩシステムは不均一外部磁界の特性
を有していなければならない。このようにするには、特
に重要なファクターが３つある。すなわち、後により詳
細に説明するように、１）原子核がデフォーカスし、リ
フォーカスするレート、２）信号対ノイズ比（ＳＮＲ）
を補償するメカニズム、３）原子核がデフォーカスする
際の原子核の拡散である。本発明が更に認識するよう
に、第２および第３のファクターの双方の悪影響は、第
１のファクターを適当に使用することにより克服でき
る。
形状により外部の不均一磁界を発生でき、ＭＲＩシステ
ムの利点を活用することができることを認識した。しか
しながらかかるＭＲＩシステムは不均一外部磁界の特性
を有していなければならない。このようにするには、特
に重要なファクターが３つある。すなわち、後により詳
細に説明するように、１）原子核がデフォーカスし、リ
フォーカスするレート、２）信号対ノイズ比（ＳＮＲ）
を補償するメカニズム、３）原子核がデフォーカスする
際の原子核の拡散である。本発明が更に認識するよう
に、第２および第３のファクターの双方の悪影響は、第
１のファクターを適当に使用することにより克服でき
る。
【００１０】外部の不均一磁束界は（Ｇz ）と表示され
る固有の主要磁界勾配を有し、この磁界勾配は（Ｂo ）
と表示される一定の磁界の大きさの面に対しほぼ垂直な
方向（ｚと表示される）に作用する。所定のラモア周波
数と関連して、かかる面は不均一磁界を発生するように
使用される静磁石の外部にある画像平面を構成する。上
記のように、原子核をデフォーカスし、画像平面からの
ＭＮＲ信号を劣化させるのは、不均一磁界内の主要な永
久磁界勾配Ｇz である。主要勾配はより広いシステムの
バンド幅も必要とするので、より大きなノイズのパワー
によりＮＭＲ信号が劣化する。最後に大きなＧz が存在
していることによりコヒーレントでない位相のずれが生
じるが、これは回復不能である。
る固有の主要磁界勾配を有し、この磁界勾配は（Ｂo ）
と表示される一定の磁界の大きさの面に対しほぼ垂直な
方向（ｚと表示される）に作用する。所定のラモア周波
数と関連して、かかる面は不均一磁界を発生するように
使用される静磁石の外部にある画像平面を構成する。上
記のように、原子核をデフォーカスし、画像平面からの
ＭＮＲ信号を劣化させるのは、不均一磁界内の主要な永
久磁界勾配Ｇz である。主要勾配はより広いシステムの
バンド幅も必要とするので、より大きなノイズのパワー
によりＮＭＲ信号が劣化する。最後に大きなＧz が存在
していることによりコヒーレントでない位相のずれが生
じるが、これは回復不能である。
【００１１】しかしながら原子核のコード化をするのに
制御自在でかつ選択可能な磁束勾配Ｇx およびＧy （こ
こでｘおよびｙはｚに対し垂直でかつ画像平面に対し横
方向である）を印加できることが知られている。しかし
ながら外部の不均一磁界では、勾配Ｇz は他の勾配Ｇx
およびＧy より優位である。Ｇz のこのような優位は意
味がある。例えば準磁気モーメント信号の位相が合って
いる配列内にＲＦ電磁波のパルスを放射することにより
磁界内の原子核を一旦整合すれば、原子核はＧ z を増加
しながら整合した配列からより迅速にリフォーカスす
る。しかしながら、Ｇz が増加するにつれ、原子核はＲ
Ｆ電磁波によりリフォーカスされた場合の整合した配列
に戻るよう、同じ高速レートでリフォーカスする。本発
明が認識するこの意味は、デフォーカスおよびリフォー
カスのレートを有効に高めれば原子核リフォーカスパル
スの間の期間を短くできるということである。上記か
ら、極めて大きな主要Ｇz を用いると、リフォーカスお
よびデフォーカスの時間が極めて短くなると理解すべき
である。例えば４００ガウス／cmに等しいＧz に対して
は、１mm厚のスライス内で原子核がリフォーカスし、デ
フォーカスするのに要する時間は１０マイクロ秒よりも
短い。現実的にはこの時間は短いので、リフォーカスパ
ルスの間の期間内で準磁気モーメントの一つの独立した
測定値を得るには実用的である。
制御自在でかつ選択可能な磁束勾配Ｇx およびＧy （こ
こでｘおよびｙはｚに対し垂直でかつ画像平面に対し横
方向である）を印加できることが知られている。しかし
ながら外部の不均一磁界では、勾配Ｇz は他の勾配Ｇx
およびＧy より優位である。Ｇz のこのような優位は意
味がある。例えば準磁気モーメント信号の位相が合って
いる配列内にＲＦ電磁波のパルスを放射することにより
磁界内の原子核を一旦整合すれば、原子核はＧ z を増加
しながら整合した配列からより迅速にリフォーカスす
る。しかしながら、Ｇz が増加するにつれ、原子核はＲ
Ｆ電磁波によりリフォーカスされた場合の整合した配列
に戻るよう、同じ高速レートでリフォーカスする。本発
明が認識するこの意味は、デフォーカスおよびリフォー
カスのレートを有効に高めれば原子核リフォーカスパル
スの間の期間を短くできるということである。上記か
ら、極めて大きな主要Ｇz を用いると、リフォーカスお
よびデフォーカスの時間が極めて短くなると理解すべき
である。例えば４００ガウス／cmに等しいＧz に対して
は、１mm厚のスライス内で原子核がリフォーカスし、デ
フォーカスするのに要する時間は１０マイクロ秒よりも
短い。現実的にはこの時間は短いので、リフォーカスパ
ルスの間の期間内で準磁気モーメントの一つの独立した
測定値を得るには実用的である。
【００１２】上記より、外部の不均一磁界内で原子核は
極めて短時間でデフォーカスするという事実は、デフォ
ーカスした原子核が同じように迅速にリフォーカスでき
るという事実と相殺される。したがって利用可能な準磁
気モーメントは短時間しか存在しないが、このモーメン
トはすぐに元に戻ることができる。このような能力によ
り有効なサンプリングレートすなわち純磁気モーメント
を独立して測定できるレートは、原子核をリフォーカス
できる周期的レートの大きさになっている。
極めて短時間でデフォーカスするという事実は、デフォ
ーカスした原子核が同じように迅速にリフォーカスでき
るという事実と相殺される。したがって利用可能な準磁
気モーメントは短時間しか存在しないが、このモーメン
トはすぐに元に戻ることができる。このような能力によ
り有効なサンプリングレートすなわち純磁気モーメント
を独立して測定できるレートは、原子核をリフォーカス
できる周期的レートの大きさになっている。
【００１３】外部の不均一磁界において、主要勾配Ｇz
を用いる場合の第２の問題は、広いレンジのラモア周波
数に合わせるにはより広いシステムのバンド幅が必要で
あるという事実と関連している。この結果、より広いバ
ンド幅に関連した特別なノイズパワーに起因して、ＳＮ
比（ＳＮＲ）が低下する。しかしながらこのようなＳＮ
Ｒの低下はバンド幅が広い場合、より迅速に純磁気モー
メントのＮＭＲ応答を独立して測定できるという事実と
相殺できる。したがって標準的な信号平均化技術を用い
れば、大きな勾配Ｇz により可能となる加速された平均
化レートを用いて効率的により広いノイズバンド幅を補
償できる。
を用いる場合の第２の問題は、広いレンジのラモア周波
数に合わせるにはより広いシステムのバンド幅が必要で
あるという事実と関連している。この結果、より広いバ
ンド幅に関連した特別なノイズパワーに起因して、ＳＮ
比（ＳＮＲ）が低下する。しかしながらこのようなＳＮ
Ｒの低下はバンド幅が広い場合、より迅速に純磁気モー
メントのＮＭＲ応答を独立して測定できるという事実と
相殺できる。したがって標準的な信号平均化技術を用い
れば、大きな勾配Ｇz により可能となる加速された平均
化レートを用いて効率的により広いノイズバンド幅を補
償できる。
【００１４】更に上記に示すように、不均一な磁界に固
有な分子拡散に関する第３の問題は、勾配Ｇz を大きく
することにより可能となる高速リフォーカスレートによ
り克服できる。簡単に述べれば分子拡散とは大きな磁界
勾配Ｇz 内におけるデフォーカス原子核のランダム運動
に関連した現象であり、拡散原子核のランダムな変位は
わずかであるが、大きな磁界勾配内で生じるラモア周波
数が異なることにより、原子核はランダムにデフォーカ
スされる。分子拡散の現実の問題は、原子核はランダム
にもリフォーカスするという事実に起因する。したがっ
て、拡散に関連したデフォーカスは有効に回復不能なプ
ロセスである。これは当然ながらプロセスを多少制御で
きても同じである。このため、本発明は勾配磁界Ｇｚを
大きくすることにより可能となる大きなリフォーカス繰
り返しレートにより原子核の以前の配列が回復不能な点
まで拡散が進む前に、原子核をリフォーカスさせること
が可能となると認識している。
有な分子拡散に関する第３の問題は、勾配Ｇz を大きく
することにより可能となる高速リフォーカスレートによ
り克服できる。簡単に述べれば分子拡散とは大きな磁界
勾配Ｇz 内におけるデフォーカス原子核のランダム運動
に関連した現象であり、拡散原子核のランダムな変位は
わずかであるが、大きな磁界勾配内で生じるラモア周波
数が異なることにより、原子核はランダムにデフォーカ
スされる。分子拡散の現実の問題は、原子核はランダム
にもリフォーカスするという事実に起因する。したがっ
て、拡散に関連したデフォーカスは有効に回復不能なプ
ロセスである。これは当然ながらプロセスを多少制御で
きても同じである。このため、本発明は勾配磁界Ｇｚを
大きくすることにより可能となる大きなリフォーカス繰
り返しレートにより原子核の以前の配列が回復不能な点
まで拡散が進む前に、原子核をリフォーカスさせること
が可能となると認識している。
【００１５】これまでに提案されている均一でない磁界
のＭＲＩシステムは、ＭＲＩのために外部の均一でない
磁束界のユニークな特性を利用する方法については教示
も示唆もしていない。例えばチョウ（Cho ）外に発行さ
れた「フリンジ電界ＭＲＩ」を発明の名称とする米国特
許第5,023,554 号およびヤング（Young ）に発行された
「核磁気共鳴システム」を発明の名称とする米国特許第
4,379,262 号の双方は、ＭＲＩに不均一磁界を使用する
ことを開示しており、この磁界は磁石の外部に位置でき
ることを示唆している。特にチョウ外特許は２テスラよ
りもほぼ大きい強度を有するフリンジ電界を開示してい
る。重要なことに、上記２つの特許のいずれも大きな主
要勾配Ｇz の影響によるデフォーカス、ＳＮ比の急速な
劣化すなわち拡散に関連する上記メカニズムを克服する
のに、加速されたリフォーカスを使用するシステムまた
は方法を開示していない。かかるシステムまたは方法は
弱磁界強度の装置（例えば２テスラより小）で存在する
より微弱な信号およびより優位な勾配を補償するのに特
に必要である。
のＭＲＩシステムは、ＭＲＩのために外部の均一でない
磁束界のユニークな特性を利用する方法については教示
も示唆もしていない。例えばチョウ（Cho ）外に発行さ
れた「フリンジ電界ＭＲＩ」を発明の名称とする米国特
許第5,023,554 号およびヤング（Young ）に発行された
「核磁気共鳴システム」を発明の名称とする米国特許第
4,379,262 号の双方は、ＭＲＩに不均一磁界を使用する
ことを開示しており、この磁界は磁石の外部に位置でき
ることを示唆している。特にチョウ外特許は２テスラよ
りもほぼ大きい強度を有するフリンジ電界を開示してい
る。重要なことに、上記２つの特許のいずれも大きな主
要勾配Ｇz の影響によるデフォーカス、ＳＮ比の急速な
劣化すなわち拡散に関連する上記メカニズムを克服する
のに、加速されたリフォーカスを使用するシステムまた
は方法を開示していない。かかるシステムまたは方法は
弱磁界強度の装置（例えば２テスラより小）で存在する
より微弱な信号およびより優位な勾配を補償するのに特
に必要である。
【００１６】磁界の不均一性により必要とされる原子核
のリフォーカスはこれまでに検討されていなかった。例
えばベンデル（Bendel）に発行され「ＮＭＲ撮像方法お
よびそのための装置における磁界の不均一性の影響を除
くための方法」を発明の名称とする米国特許第4,656,45
2 号は、ＲＦ電磁波によりパルス操作された磁界内の原
子核をデフォーカスし始めたあとに、反復的にリフォー
カスする方法を開示している。しかしながらこのベンデ
ル特許はＧz が制御自在な勾配Ｇx およびＧyを支配す
る外部磁界と共にかかる方法を用いることは教示も示唆
もしていない。したがってより詳細に説明すれば、ベン
デル特許は外部の不均一磁界を用いて有効なＭＲＩを達
成できる外部磁界の一部を発生し、識別する上での固有
の問題については述べていない。別の例として、米国特
許第4,542,343 号がある。この特許はブラウン（Brown
）に発行され「疑似ランダム離間され、配列されたＲ
Ｆ復極パルスを用いて復極を極めて短くしたコンピュー
タ制御式ポータブルパルス化ＮＭＲ装置およびその方
法」を発明の名称とするものであり、岩石サンプルの流
体流の特性を測定するためＮＭＲレスポンスを使用する
装置および方法を開示している。ブラウン特許は磁界の
不均一性の問題を克服するのに外部磁界を使用するこ
と、および高速リフォーカス技術を用いることを開示し
ているが、ブラウン特許は撮像とは関係がない。したが
ってブラウン特許はＭＲＩのためにかかる。システムの
構成部品および能力をどのように使用できるかについ
て、教示も開示もしていない。
のリフォーカスはこれまでに検討されていなかった。例
えばベンデル（Bendel）に発行され「ＮＭＲ撮像方法お
よびそのための装置における磁界の不均一性の影響を除
くための方法」を発明の名称とする米国特許第4,656,45
2 号は、ＲＦ電磁波によりパルス操作された磁界内の原
子核をデフォーカスし始めたあとに、反復的にリフォー
カスする方法を開示している。しかしながらこのベンデ
ル特許はＧz が制御自在な勾配Ｇx およびＧyを支配す
る外部磁界と共にかかる方法を用いることは教示も示唆
もしていない。したがってより詳細に説明すれば、ベン
デル特許は外部の不均一磁界を用いて有効なＭＲＩを達
成できる外部磁界の一部を発生し、識別する上での固有
の問題については述べていない。別の例として、米国特
許第4,542,343 号がある。この特許はブラウン（Brown
）に発行され「疑似ランダム離間され、配列されたＲ
Ｆ復極パルスを用いて復極を極めて短くしたコンピュー
タ制御式ポータブルパルス化ＮＭＲ装置およびその方
法」を発明の名称とするものであり、岩石サンプルの流
体流の特性を測定するためＮＭＲレスポンスを使用する
装置および方法を開示している。ブラウン特許は磁界の
不均一性の問題を克服するのに外部磁界を使用するこ
と、および高速リフォーカス技術を用いることを開示し
ているが、ブラウン特許は撮像とは関係がない。したが
ってブラウン特許はＭＲＩのためにかかる。システムの
構成部品および能力をどのように使用できるかについ
て、教示も開示もしていない。
【００１７】上記に鑑み、本発明の目的は撮像対象に対
して遠隔位置から位置決めできるコンパクトな診断用Ｍ
ＲＩ装置を提供することにある。本発明の別の目的は、
ＭＲＩ操作中に磁石の構造体内に測定面を閉じ込めない
ＭＲＩ装置を提供することにある。本発明の別の目的
は、外部の不均一な磁界内で測定面がほぼ平らとなるよ
う構成されたＭＲＩ装置を提供することにある。本発明
の更に別の目的は、リフォーカスの周期レートの大きさ
であるサンプリングレートを用いて加速信号を平均する
ことにより、ＮＭＲレスポンス内の有効なＳＮ比を改善
するＭＲＩ装置を提供することにある。本発明の更に別
の目的は、ＭＲＩのために外部の不均一な静磁束界を有
効に利用する装置を提供することにある。本発明の更に
別の目的は、大きなＳＮ比と像収集の高速化とを妥協で
きるＭＲＩ装置を提供することにある。本発明の更に別
の目的は、上記目的を達成するＭＲＩ装置を使用するた
めの方法を提供することにある。本発明の別の目的は、
磁界勾配に比例したレートで取得する複数のＮＭＲレス
ポンスを用いて像を発生するための方法を提供すること
にある。本発明の目的は、使用が容易で、比較的コスト
的に有効であるＮＭＲ撮像用のＭＲＩ装置および方法を
提供することにある。
して遠隔位置から位置決めできるコンパクトな診断用Ｍ
ＲＩ装置を提供することにある。本発明の別の目的は、
ＭＲＩ操作中に磁石の構造体内に測定面を閉じ込めない
ＭＲＩ装置を提供することにある。本発明の別の目的
は、外部の不均一な磁界内で測定面がほぼ平らとなるよ
う構成されたＭＲＩ装置を提供することにある。本発明
の更に別の目的は、リフォーカスの周期レートの大きさ
であるサンプリングレートを用いて加速信号を平均する
ことにより、ＮＭＲレスポンス内の有効なＳＮ比を改善
するＭＲＩ装置を提供することにある。本発明の更に別
の目的は、ＭＲＩのために外部の不均一な静磁束界を有
効に利用する装置を提供することにある。本発明の更に
別の目的は、大きなＳＮ比と像収集の高速化とを妥協で
きるＭＲＩ装置を提供することにある。本発明の更に別
の目的は、上記目的を達成するＭＲＩ装置を使用するた
めの方法を提供することにある。本発明の別の目的は、
磁界勾配に比例したレートで取得する複数のＮＭＲレス
ポンスを用いて像を発生するための方法を提供すること
にある。本発明の目的は、使用が容易で、比較的コスト
的に有効であるＮＭＲ撮像用のＭＲＩ装置および方法を
提供することにある。
【００１８】
【課題を解決するための手段】本発明によれば、遠隔位
置から位置決め自在なＭＲＩ装置は、磁石の外部に不均
一な静磁界を発生するための磁石を含む。重要なこと
に、この磁石は測定面として有効に使用できる磁界領域
を発生するように構成される。本発明のＭＲＩ装置で用
いるように、この測定面は実質的に平坦である。更にこ
の測定面は磁界強度（Ｂo ）の大きさおよび測定面に垂
直な方向の磁界勾配（Ｇz ）の双方がほぼ一定であると
いう条件を特徴とする。
置から位置決め自在なＭＲＩ装置は、磁石の外部に不均
一な静磁界を発生するための磁石を含む。重要なこと
に、この磁石は測定面として有効に使用できる磁界領域
を発生するように構成される。本発明のＭＲＩ装置で用
いるように、この測定面は実質的に平坦である。更にこ
の測定面は磁界強度（Ｂo ）の大きさおよび測定面に垂
直な方向の磁界勾配（Ｇz ）の双方がほぼ一定であると
いう条件を特徴とする。
【００１９】この装置にはいくつかの目的のためにＲＦ
アンテナが組み込まれる。このアンテナの一つの目的
は、磁石により形成された静磁界内の測定面内にある原
子核にＲＦ電磁波を照射することである。より詳細に説
明すれば、このＲＦアンテナは第１に測定面内の原子核
に適当なラモア周波数の傾斜パルスを照射することに使
用される。この第１パルスはこれまで静磁界内のＢo の
作用により原子核がとっていたスピン配列から原子核を
傾斜させる。言い換えれば、ＲＦアンテナはまず原子核
のエネルギーレベルを変えるようにラモア周波数の電磁
波で測定面内の原子核をパルス化する。
アンテナが組み込まれる。このアンテナの一つの目的
は、磁石により形成された静磁界内の測定面内にある原
子核にＲＦ電磁波を照射することである。より詳細に説
明すれば、このＲＦアンテナは第１に測定面内の原子核
に適当なラモア周波数の傾斜パルスを照射することに使
用される。この第１パルスはこれまで静磁界内のＢo の
作用により原子核がとっていたスピン配列から原子核を
傾斜させる。言い換えれば、ＲＦアンテナはまず原子核
のエネルギーレベルを変えるようにラモア周波数の電磁
波で測定面内の原子核をパルス化する。
【００２０】装置内には第１勾配コイルおよび第２勾配
コイルが組み込まれており、ｘ（Ｇ x ）およびｙ
（Ｇy ）の方向の双方で測定面内の磁界勾配を変えるの
に用いられる。より詳細にはＲＦアンテナからの第１電
磁波パルスにより最初に原子核が傾斜された後に、第１
および第２勾配コイルが選択的に附勢されて測定面のｘ
ｙ平面内の個々の原子核のスピンベクトルを配列でき
る。これによって原子核が所定の横断位相パターンにコ
ード化される。
コイルが組み込まれており、ｘ（Ｇ x ）およびｙ
（Ｇy ）の方向の双方で測定面内の磁界勾配を変えるの
に用いられる。より詳細にはＲＦアンテナからの第１電
磁波パルスにより最初に原子核が傾斜された後に、第１
および第２勾配コイルが選択的に附勢されて測定面のｘ
ｙ平面内の個々の原子核のスピンベクトルを配列でき
る。これによって原子核が所定の横断位相パターンにコ
ード化される。
【００２１】ＲＦアンテナのもう一つの機能は、原子核
がコード化された後に原子核をリフォーカスすることで
ある。上記のように、不均一磁界内の永久磁石勾配に起
因して、勾配内の原子核は異なるレートで歳差運動す
る。この結果、コヒーレントなデフォーカスおよび非コ
ヒーレントな拡散の双方が生じる。上記のようにこのデ
フォーカスおよび拡散により原子核は加速レートで周期
的にリフォーカスさせなければならない。このようなリ
フォーカス操作はＲＦアンテナから適当なラモア周波数
でリフォーカスパルスを送信することにより行われる。
重要なことに、横断勾配の印加と組み合わせた加速リフ
ォーカスおよび信号の平均化の結果、像の再構成に使用
できる原子核からのコード化されたスピンエコー信号が
発生する。
がコード化された後に原子核をリフォーカスすることで
ある。上記のように、不均一磁界内の永久磁石勾配に起
因して、勾配内の原子核は異なるレートで歳差運動す
る。この結果、コヒーレントなデフォーカスおよび非コ
ヒーレントな拡散の双方が生じる。上記のようにこのデ
フォーカスおよび拡散により原子核は加速レートで周期
的にリフォーカスさせなければならない。このようなリ
フォーカス操作はＲＦアンテナから適当なラモア周波数
でリフォーカスパルスを送信することにより行われる。
重要なことに、横断勾配の印加と組み合わせた加速リフ
ォーカスおよび信号の平均化の結果、像の再構成に使用
できる原子核からのコード化されたスピンエコー信号が
発生する。
【００２２】ＲＦアンテナの更に別の機能は、原子核を
リフォーカスした時に発生されるスピンエコー信号を受
信することである。ＲＦアンテナはリフォーカスパルス
の間で先のリフォーカスパルスにより原子核で発生され
たコード化されたスピンエコー信号をセットできる。重
要なことに、ＲＦアンテナがリフォーカスパルスを送信
できるレート、同様にＲＦアンテナがコード化されたス
ピンエコー信号を受信できるレートは静磁界内の磁界勾
配に比例している。言い換えれば、リフォーカスパルス
間の時間インターバルおよびコード化されたスピンエコ
ー信号を受信する間の時間インターバルの双方は、磁界
勾配に逆比例している。本発明によれば、一つのＲＦア
ンテナを用いるだけで原子核のリフォーカスをすること
およびコード化されたスピンエコー信号を受信すること
の双方に兼用できる。しかしながら、この機能を達成す
るのに異なるＲＦアンテナを別々に使用することも可能
であると認識されたい。
リフォーカスした時に発生されるスピンエコー信号を受
信することである。ＲＦアンテナはリフォーカスパルス
の間で先のリフォーカスパルスにより原子核で発生され
たコード化されたスピンエコー信号をセットできる。重
要なことに、ＲＦアンテナがリフォーカスパルスを送信
できるレート、同様にＲＦアンテナがコード化されたス
ピンエコー信号を受信できるレートは静磁界内の磁界勾
配に比例している。言い換えれば、リフォーカスパルス
間の時間インターバルおよびコード化されたスピンエコ
ー信号を受信する間の時間インターバルの双方は、磁界
勾配に逆比例している。本発明によれば、一つのＲＦア
ンテナを用いるだけで原子核のリフォーカスをすること
およびコード化されたスピンエコー信号を受信すること
の双方に兼用できる。しかしながら、この機能を達成す
るのに異なるＲＦアンテナを別々に使用することも可能
であると認識されたい。
【００２３】本発明のＭＲＩ装置はＲＦアンテナの作動
とコード化用勾配コイルとをコーディネートするための
電子手段を含む。より詳細には、アンテナからの適当な
ＲＦ電磁波パルスの送信と、第１および第２勾配コイル
による原子核のコード化と、原子核からのコード化され
たスピンエコー信号の受信は、所定の制御されたシーケ
ンスで行わなければならない。更に、ＭＲＩ装置は電子
手段を制御し、かつ複数のコード化されたスピンエコー
信号をコード化されたＮＭＲレスポンスに変換するため
のコンピュータ手段を含む。このコンピュータ手段は次
に複数のＮＭＲレスポンスを一つの像に変換する。本発
明が意図しているように、このような操作は従来の撮像
および再構成技術により行われる。
とコード化用勾配コイルとをコーディネートするための
電子手段を含む。より詳細には、アンテナからの適当な
ＲＦ電磁波パルスの送信と、第１および第２勾配コイル
による原子核のコード化と、原子核からのコード化され
たスピンエコー信号の受信は、所定の制御されたシーケ
ンスで行わなければならない。更に、ＭＲＩ装置は電子
手段を制御し、かつ複数のコード化されたスピンエコー
信号をコード化されたＮＭＲレスポンスに変換するため
のコンピュータ手段を含む。このコンピュータ手段は次
に複数のＮＭＲレスポンスを一つの像に変換する。本発
明が意図しているように、このような操作は従来の撮像
および再構成技術により行われる。
【００２４】本発明によれば、コンピュータ手段は原子
核をコード化するのに使用される勾配コイルにより発生
される磁界を選択的に変更するようにプログラムでき
る。更にコンピュータ手段は、像収集の速度または所望
の画質のいずれかに必要と考えられる特定のコード化の
ための多くのＮＭＲレスポンスを発生するように選択的
にプログラムできる。更に特定の対象である原子核のパ
ラメータを強調またはハイライト化するように任意に種
々のＮＭＲレスポンスを重みづけできる。
核をコード化するのに使用される勾配コイルにより発生
される磁界を選択的に変更するようにプログラムでき
る。更にコンピュータ手段は、像収集の速度または所望
の画質のいずれかに必要と考えられる特定のコード化の
ための多くのＮＭＲレスポンスを発生するように選択的
にプログラムできる。更に特定の対象である原子核のパ
ラメータを強調またはハイライト化するように任意に種
々のＮＭＲレスポンスを重みづけできる。
【００２５】添付図面を参照しながら下記の説明を読め
ば、本発明の構造およびその作動の双方に関する発明自
体のみならず、本発明の新規な特徴について最良に理解
されよう。
ば、本発明の構造およびその作動の双方に関する発明自
体のみならず、本発明の新規な特徴について最良に理解
されよう。
【００２６】
【実施例】まず、図１について説明すると、ここには、
本発明に係わる遠隔位置から位置決め自在な原子核磁気
共鳴撮像（以下、ＭＲＩと称す）装置が示されており、
全体が参照番号１０で表示されている。図示するよう
に、このＭＲＩ装置１０は統合された表面ユニット１２
を一般に含み、このユニットは可動ガントリー１４によ
り制御コンソール１６に接続されている。図１では、統
合表面ユニット１２は患者１８のひざに載った状態に示
されている。この表面ユニット１２はオペレータの意図
に従って患者１８の身体の任意の部分に重ねることがで
きると解されたい。更にガントリー１４は統合表面ユニ
ット１２を支持する必要はない。この場合はユニット１
２はハンドヘルド式にできる。本装置１０のこのような
能力は当然ながら装置１０およびその結果生じる重量を
考慮して設計された特定の磁界強度および透過深度に応
じて決まる。
本発明に係わる遠隔位置から位置決め自在な原子核磁気
共鳴撮像（以下、ＭＲＩと称す）装置が示されており、
全体が参照番号１０で表示されている。図示するよう
に、このＭＲＩ装置１０は統合された表面ユニット１２
を一般に含み、このユニットは可動ガントリー１４によ
り制御コンソール１６に接続されている。図１では、統
合表面ユニット１２は患者１８のひざに載った状態に示
されている。この表面ユニット１２はオペレータの意図
に従って患者１８の身体の任意の部分に重ねることがで
きると解されたい。更にガントリー１４は統合表面ユニ
ット１２を支持する必要はない。この場合はユニット１
２はハンドヘルド式にできる。本装置１０のこのような
能力は当然ながら装置１０およびその結果生じる重量を
考慮して設計された特定の磁界強度および透過深度に応
じて決まる。
【００２７】統合表面ユニット１２および制御コンソー
ル１６の使用部品は、それらの相互接続と共に図２に示
す略ブロック図から最良に理解されよう。ここには、統
合表面ユニット１２は静磁石２０を含み、この静磁石２
０は第１勾配コイル２２、第２勾配コイル２４、ＲＦア
ンテナ２６に対して作動的に配置されている。勾配コイ
ルとは傾斜磁場発生コイルである。本発明の目的のた
め、静磁石２０は当業界で周知のタイプのもの、例えば
永久磁石、超導電磁石または従来の電磁石で構成でき
る。更に本発明では一つのＲＦアンテナ２６しか示され
ていないが、相互に互換性のあるアンテナを使用するこ
ともできると解されたい。より詳細に説明すれば、上記
のように１本のＲＦアンテナを原子核のリフォーカシン
グに使用し、もう一つのＲＦアンテナをリフォーカスさ
れた原子核からのコード化されたスピンエコー信号を受
信するよう使用できる。
ル１６の使用部品は、それらの相互接続と共に図２に示
す略ブロック図から最良に理解されよう。ここには、統
合表面ユニット１２は静磁石２０を含み、この静磁石２
０は第１勾配コイル２２、第２勾配コイル２４、ＲＦア
ンテナ２６に対して作動的に配置されている。勾配コイ
ルとは傾斜磁場発生コイルである。本発明の目的のた
め、静磁石２０は当業界で周知のタイプのもの、例えば
永久磁石、超導電磁石または従来の電磁石で構成でき
る。更に本発明では一つのＲＦアンテナ２６しか示され
ていないが、相互に互換性のあるアンテナを使用するこ
ともできると解されたい。より詳細に説明すれば、上記
のように１本のＲＦアンテナを原子核のリフォーカシン
グに使用し、もう一つのＲＦアンテナをリフォーカスさ
れた原子核からのコード化されたスピンエコー信号を受
信するよう使用できる。
【００２８】図２は更に制御コンソール１６が勾配コイ
ルドライブ３０、ＲＦドライブ３２およびＲＦ受信機３
４に直接接続された制御収集ユニット２８を含むことも
示している。制御収集ユニット２８はディスプレイおよ
びユーザーインターフェース３５にも直接接続されてい
る。また、制御コンソール１６の勾配コイルドライブ３
０は、統合表面ユニット１２のうちの第１勾配コイル２
２および第２勾配コイル２４の双方に直接接続されてい
る。統合表面ユニット１２と制御コンソール１６との間
の相互接続は、ユニット１２のＲＦアンテナ２６から制
御コンソール１６のＲＦドライブ３２およびＲＦ受信機
３４の双方への直接的な接続も含んでいる。本発明の目
的のため、制御コンソール１６の制御収集ユニット２８
は第１勾配コイル２４および第２勾配コイル２６の附勢
とＲＦアンテナ２６の作動をコーディネートできる、当
業者に周知の任意のコンピュータ装置で構成できる。
ルドライブ３０、ＲＦドライブ３２およびＲＦ受信機３
４に直接接続された制御収集ユニット２８を含むことも
示している。制御収集ユニット２８はディスプレイおよ
びユーザーインターフェース３５にも直接接続されてい
る。また、制御コンソール１６の勾配コイルドライブ３
０は、統合表面ユニット１２のうちの第１勾配コイル２
２および第２勾配コイル２４の双方に直接接続されてい
る。統合表面ユニット１２と制御コンソール１６との間
の相互接続は、ユニット１２のＲＦアンテナ２６から制
御コンソール１６のＲＦドライブ３２およびＲＦ受信機
３４の双方への直接的な接続も含んでいる。本発明の目
的のため、制御コンソール１６の制御収集ユニット２８
は第１勾配コイル２４および第２勾配コイル２６の附勢
とＲＦアンテナ２６の作動をコーディネートできる、当
業者に周知の任意のコンピュータ装置で構成できる。
【００２９】図３は統合ユニット１２および磁石２０、
勾配コイル２２、２４およびＲＦアンテナ２６の相対的
位置を示す分解図である。より詳細には、図３は装置１
０の好ましい実施例において、静磁石２０は６つの別々
の磁気ブロック３６ａ〜３６ｆから成ることを示してい
る。更に、個々の磁気ブロック３６ａ〜３６ｆは角度３
８、４０および４２により示されるように選択的に傾斜
されており、磁石２０が所望の設計特性を有する磁束界
（flux field）を発生するような形状になっている。特
に磁石２０は磁界強度（Ｂo ）の大きさおよび磁界勾配
（Ｇz ）が実質的に一定である、ほぼ平坦な測定面を特
徴とする外部の不均一磁束界を発生することが好まし
い。図３は分解図であるので、磁気ブロック３６ａと３
６ｄとの間の距離は図示した距離よりも比較的短いと解
されたい。同様に、磁気ブロック３６ｂと３６ｅとの間
の距離のみならずブロック３６ｃと３６ｆとの間の距離
も、図示されている距離よりも短い。
勾配コイル２２、２４およびＲＦアンテナ２６の相対的
位置を示す分解図である。より詳細には、図３は装置１
０の好ましい実施例において、静磁石２０は６つの別々
の磁気ブロック３６ａ〜３６ｆから成ることを示してい
る。更に、個々の磁気ブロック３６ａ〜３６ｆは角度３
８、４０および４２により示されるように選択的に傾斜
されており、磁石２０が所望の設計特性を有する磁束界
（flux field）を発生するような形状になっている。特
に磁石２０は磁界強度（Ｂo ）の大きさおよび磁界勾配
（Ｇz ）が実質的に一定である、ほぼ平坦な測定面を特
徴とする外部の不均一磁束界を発生することが好まし
い。図３は分解図であるので、磁気ブロック３６ａと３
６ｄとの間の距離は図示した距離よりも比較的短いと解
されたい。同様に、磁気ブロック３６ｂと３６ｅとの間
の距離のみならずブロック３６ｃと３６ｆとの間の距離
も、図示されている距離よりも短い。
【００３０】更にブロック３６ａ〜３６ｃの極性も整合
しており、磁気ブロック３６ｄ〜３６ｆの極性も整合し
ていると解されたい。別の実施例では、例えば磁気ブロ
ック３６ａと３６ｄの間の極性を反転させることもでき
る。従って、磁気ブロック３６ａと３６ｄとの間におけ
るように、ブロック３６ａの表面４４をＳ極とすれば、
ブロック３６ａの表面４６はＮ極となり、ブロック３６
ｄはブロック３６ｄの表面４８および５０がそれぞれＮ
極およびＳ極となるように配列される。図４もこの形状
を示している。しかしながら、磁気ブロック３６ａまた
は３６ｄのいずれかを反転できることが理解されよう。
この結果磁束界は変化するが、変化した磁束界を用いる
ことにより本発明の目的を達成できる。
しており、磁気ブロック３６ｄ〜３６ｆの極性も整合し
ていると解されたい。別の実施例では、例えば磁気ブロ
ック３６ａと３６ｄの間の極性を反転させることもでき
る。従って、磁気ブロック３６ａと３６ｄとの間におけ
るように、ブロック３６ａの表面４４をＳ極とすれば、
ブロック３６ａの表面４６はＮ極となり、ブロック３６
ｄはブロック３６ｄの表面４８および５０がそれぞれＮ
極およびＳ極となるように配列される。図４もこの形状
を示している。しかしながら、磁気ブロック３６ａまた
は３６ｄのいずれかを反転できることが理解されよう。
この結果磁束界は変化するが、変化した磁束界を用いる
ことにより本発明の目的を達成できる。
【００３１】図示するように、磁気ブロック３６ａ〜３
６ｃは互いに整合しており、磁気ブロック３６ｄ〜３６
ｆは互いに整合している。従って例えば磁気ブロック３
６ａの表面４６をＮ極とすれば、ブロック３６ｂおよび
３６ｃの表面５２および５４もＮ極となる。この場合図
５も併せて参照すると理解が容易である。本明細書に示
唆されているような形状案の一つに配列すると、磁石２
０は図３に示すｘ−ｙ−ｚデカルト座標系により示され
るようなＺ方向に主要な磁束勾配Ｇｚを有する外部の不
均一磁束界を生じる。
６ｃは互いに整合しており、磁気ブロック３６ｄ〜３６
ｆは互いに整合している。従って例えば磁気ブロック３
６ａの表面４６をＮ極とすれば、ブロック３６ｂおよび
３６ｃの表面５２および５４もＮ極となる。この場合図
５も併せて参照すると理解が容易である。本明細書に示
唆されているような形状案の一つに配列すると、磁石２
０は図３に示すｘ−ｙ−ｚデカルト座標系により示され
るようなＺ方向に主要な磁束勾配Ｇｚを有する外部の不
均一磁束界を生じる。
【００３２】本発明では、磁石２０は後により詳細に示
すように、ほぼ平坦な測定面７４を有する不均一外部の
静的磁界を発生できなければならない。このことは磁石
２０が上記のような磁気ブロック３６ａ〜３６ｆから成
るか、または静的磁界を発生できるような当業者に周知
の、ある別の磁石であるかに係わらず言えることであ
る。
すように、ほぼ平坦な測定面７４を有する不均一外部の
静的磁界を発生できなければならない。このことは磁石
２０が上記のような磁気ブロック３６ａ〜３６ｆから成
るか、または静的磁界を発生できるような当業者に周知
の、ある別の磁石であるかに係わらず言えることであ
る。
【００３３】統合表面ユニット１２は第１勾配コイル２
２と第２勾配コイル２４も含む。図３に示すように、第
１勾配コイル２２は磁石２０の外部でブロック３６ａ〜
３６ｃに取り付けられている蝶ネクタイ形アセンブリ５
６と、磁石２０の外部でブロック３６ｄ〜３６ｆに取り
付けられている蝶ネクタイ形アセンブリ５８を含む。更
に第１勾配コイル２２は、ほぼ図示するような磁気ブロ
ック３６ａ〜３６ｃと磁気ブロック３６ｄ〜３６ｆとの
間に位置するループ６０およびループ６２を含む。この
第１勾配コイル２２のすべての部品は、一般的な接続線
６４を介して制御コンソル１６に電気的に接続されてい
る。接続コンソール１６の制御収集ユニット２８により
附勢されると、第１勾配コイル２２は磁石２０により発
生されている実質的にＸ方向の磁束界に磁束勾配Ｇx を
加えるようになっている。
２と第２勾配コイル２４も含む。図３に示すように、第
１勾配コイル２２は磁石２０の外部でブロック３６ａ〜
３６ｃに取り付けられている蝶ネクタイ形アセンブリ５
６と、磁石２０の外部でブロック３６ｄ〜３６ｆに取り
付けられている蝶ネクタイ形アセンブリ５８を含む。更
に第１勾配コイル２２は、ほぼ図示するような磁気ブロ
ック３６ａ〜３６ｃと磁気ブロック３６ｄ〜３６ｆとの
間に位置するループ６０およびループ６２を含む。この
第１勾配コイル２２のすべての部品は、一般的な接続線
６４を介して制御コンソル１６に電気的に接続されてい
る。接続コンソール１６の制御収集ユニット２８により
附勢されると、第１勾配コイル２２は磁石２０により発
生されている実質的にＸ方向の磁束界に磁束勾配Ｇx を
加えるようになっている。
【００３４】第２勾配コイル２４は磁石２０によって発
生されている実質的にＹ方向の磁束界に磁束勾配Ｇy を
加えるようになっている。図示するように、第２勾配コ
イル２４は磁石２０内の磁気ブロック３６ａ〜３６ｆの
すべてを囲むループ６６を含む。第２勾配コイル２４は
第１勾配コイル２２と同様に一般的な接続線６４を介し
て制御コンソール１６に接続されている。勾配コイル２
２、２４は単に可能性のある例にすぎず、同じ目的を達
成するのに当業者に知られている他の手段も使用できる
と解すべきである。
生されている実質的にＹ方向の磁束界に磁束勾配Ｇy を
加えるようになっている。図示するように、第２勾配コ
イル２４は磁石２０内の磁気ブロック３６ａ〜３６ｆの
すべてを囲むループ６６を含む。第２勾配コイル２４は
第１勾配コイル２２と同様に一般的な接続線６４を介し
て制御コンソール１６に接続されている。勾配コイル２
２、２４は単に可能性のある例にすぎず、同じ目的を達
成するのに当業者に知られている他の手段も使用できる
と解すべきである。
【００３５】再度図３を参照する。ＲＦアンテナ２６は
導電性ループ６８と、このループ６８に直列に接続され
た選択的に同調可能なコンデンサバンク７０を備える。
図示するように、このＲＦアンテナ２６は一般的な接続
線６４を介して制御コンソール１６に接続されている。
本発明では、一般的な接続線６４は統合表面ユニット１
２の部品を制御コンソール１６に接続するのに必要な電
気的な接続線を示すだけであると理解されよう。当然な
がらこれらの個々の接続は当業者に周知の手段で達成で
きる。例えば装置１０がハンドヘルドのユニット１２を
含む場合、この一般的な接続線６４はケーブルで構成で
きる。他方、ガントリー１４を使用しなければならない
場合、この一般的接続線６４はユニット１２とコンソー
ル１６との間でガントリー１４を通る個々のワイヤで構
成できる。図４および図５は磁気ブロック３６が磁石２
０により発生される外部の不均一磁束界の磁束線７２と
共に、統合表面ユニット１２内に位置する際の磁気ブロ
ック３６の内部図を示す。図４および図５に示される特
定の磁束線７２ａ〜７２ｄは、測定面７４を形成する一
つの可能性を示すにすぎない。図４および図５の双方は
側面図であり、よって測定面７４はラインとして見られ
るが、この測定面７４は実際には平坦な面であると解す
べきである。より詳細に説明すれば、この測定面７４は
ほぼ平坦であり、磁界強度の大きさおよび測定面７４に
垂直な磁界勾配（いずれもほぼ一定である）を有するこ
とを特徴とする。例えば、本発明の好ましい実施例のう
ちの一つでは、装置１０の外部の不均一磁束界は、磁束
の大きさが約９００ガウスであり、磁束勾配が１cm当た
り約４００ガウスである測定面７４を有する。
導電性ループ６８と、このループ６８に直列に接続され
た選択的に同調可能なコンデンサバンク７０を備える。
図示するように、このＲＦアンテナ２６は一般的な接続
線６４を介して制御コンソール１６に接続されている。
本発明では、一般的な接続線６４は統合表面ユニット１
２の部品を制御コンソール１６に接続するのに必要な電
気的な接続線を示すだけであると理解されよう。当然な
がらこれらの個々の接続は当業者に周知の手段で達成で
きる。例えば装置１０がハンドヘルドのユニット１２を
含む場合、この一般的な接続線６４はケーブルで構成で
きる。他方、ガントリー１４を使用しなければならない
場合、この一般的接続線６４はユニット１２とコンソー
ル１６との間でガントリー１４を通る個々のワイヤで構
成できる。図４および図５は磁気ブロック３６が磁石２
０により発生される外部の不均一磁束界の磁束線７２と
共に、統合表面ユニット１２内に位置する際の磁気ブロ
ック３６の内部図を示す。図４および図５に示される特
定の磁束線７２ａ〜７２ｄは、測定面７４を形成する一
つの可能性を示すにすぎない。図４および図５の双方は
側面図であり、よって測定面７４はラインとして見られ
るが、この測定面７４は実際には平坦な面であると解す
べきである。より詳細に説明すれば、この測定面７４は
ほぼ平坦であり、磁界強度の大きさおよび測定面７４に
垂直な磁界勾配（いずれもほぼ一定である）を有するこ
とを特徴とする。例えば、本発明の好ましい実施例のう
ちの一つでは、装置１０の外部の不均一磁束界は、磁束
の大きさが約９００ガウスであり、磁束勾配が１cm当た
り約４００ガウスである測定面７４を有する。
【００３６】この点で磁石２０は適当な形状の勾配コイ
ル２２、２４により選択的にコード化できる外部の不均
一磁界内において、ほぼ平坦な測定面７４を生じるよう
な形状にしなければならないことを認識することが重要
である。更にＲＦアンテナ２６は測定磁界７４が磁石２
０の磁界強度Ｂo にほぼ垂直な方向に測定磁界７４内で
原子核を傾斜すなわちリフォーカスするＲＦパルスを受
けるよう、特定の形状になっていなければならない。
ル２２、２４により選択的にコード化できる外部の不均
一磁界内において、ほぼ平坦な測定面７４を生じるよう
な形状にしなければならないことを認識することが重要
である。更にＲＦアンテナ２６は測定磁界７４が磁石２
０の磁界強度Ｂo にほぼ垂直な方向に測定磁界７４内で
原子核を傾斜すなわちリフォーカスするＲＦパルスを受
けるよう、特定の形状になっていなければならない。
【００３７】図６は測定面７４内に位置する患者１８の
組織要素７６を示す。図示するようにこの組織要素７６
は不均一磁束界を受ける。より詳細にはこの要素７６に
ある磁界の大きさはＢo である。図６にはベクトル
Ｍ1 、Ｍ2 およびＭ3 も示されており、これらベクトル
は組織要素７６内における個々の原子核のスピンベクト
ルをそれぞれ示す。実際には要素７６内にはｎ個の原子
核があり、よって要素７６内にはスピンモーメントベク
トルＭ1 ・・・・・ Ｍn があり、 これらは異なる大きさを有
し、 種々の異なる方向に向くことができる。Ｍ1 、Ｍ2
およびＭ3 は、これらモーメントベクトルを示す。ベク
トルＭ1 、Ｍ2 およびＭ3 はＢo の影響を受けてほぼ図
示するようにすべて整合する。原子核に対するラモア周
波数のレンジはＢo の値のレンジに比例する。説明のた
めスピンベクトルＭ1 、Ｍ2 およびＭ 3 の各々は、先に
述べた永久磁束勾配の存在下では異なるレートで歳差運
動し、スピンベクトルＭ1 を有する原子核はスピンベク
トルＭ2 よりも高速で歳差運動し、スピンベクトルＭ2
はスピンベクトルＭ3 よりも高速で歳差運動するとみな
す。装置１０の作動の説明についてはこれら特性を念頭
にいれるとよく理解できる。
組織要素７６を示す。図示するようにこの組織要素７６
は不均一磁束界を受ける。より詳細にはこの要素７６に
ある磁界の大きさはＢo である。図６にはベクトル
Ｍ1 、Ｍ2 およびＭ3 も示されており、これらベクトル
は組織要素７６内における個々の原子核のスピンベクト
ルをそれぞれ示す。実際には要素７６内にはｎ個の原子
核があり、よって要素７６内にはスピンモーメントベク
トルＭ1 ・・・・・ Ｍn があり、 これらは異なる大きさを有
し、 種々の異なる方向に向くことができる。Ｍ1 、Ｍ2
およびＭ3 は、これらモーメントベクトルを示す。ベク
トルＭ1 、Ｍ2 およびＭ3 はＢo の影響を受けてほぼ図
示するようにすべて整合する。原子核に対するラモア周
波数のレンジはＢo の値のレンジに比例する。説明のた
めスピンベクトルＭ1 、Ｍ2 およびＭ 3 の各々は、先に
述べた永久磁束勾配の存在下では異なるレートで歳差運
動し、スピンベクトルＭ1 を有する原子核はスピンベク
トルＭ2 よりも高速で歳差運動し、スピンベクトルＭ2
はスピンベクトルＭ3 よりも高速で歳差運動するとみな
す。装置１０の作動の説明についてはこれら特性を念頭
にいれるとよく理解できる。
【００３８】作動 装置１０の作動を説明するため、図７、８および９を共
に検討する。図７は装置１０の作動中に進行する工程を
示し、一方、図８Ａ〜８ＦはＭＲＩ方法における異なる
時間での組織要素７６におけるスピンモーメントベクト
ルＭ1 、Ｍ2 およびＭ3 の整合を示す。図９は装置１０
を使用するＮＭＲ法においてスピンモーメントベクトル
Ｍn によって発生されるＮＭＲ信号をドライブし、コー
ド化し、測定する磁束勾配制御およびＲＦパルスのため
の時間シーケンスを示す。
に検討する。図７は装置１０の作動中に進行する工程を
示し、一方、図８Ａ〜８ＦはＭＲＩ方法における異なる
時間での組織要素７６におけるスピンモーメントベクト
ルＭ1 、Ｍ2 およびＭ3 の整合を示す。図９は装置１０
を使用するＮＭＲ法においてスピンモーメントベクトル
Ｍn によって発生されるＮＭＲ信号をドライブし、コー
ド化し、測定する磁束勾配制御およびＲＦパルスのため
の時間シーケンスを示す。
【００３９】図７のブロック７８は、ＭＲＩ方法におけ
る第１工程が、撮像すべき患者１８の領域に統合表面ユ
ニット１２を重ね合わせる工程であることを示してい
る。上記に示すように、磁石２０によって発生される不
均一磁界は表面ユニット１２の外部である。本発明の好
ましい実施例においては、測定面７４も表面ユニット１
２の外部であり、表面ユニットから約３〜６cmの範囲に
離間している。いずれの場合にせよ表面ユニット１２は
測定面７４が患者１８の内部に位置するように患者１８
に重ねる必要がある。
る第１工程が、撮像すべき患者１８の領域に統合表面ユ
ニット１２を重ね合わせる工程であることを示してい
る。上記に示すように、磁石２０によって発生される不
均一磁界は表面ユニット１２の外部である。本発明の好
ましい実施例においては、測定面７４も表面ユニット１
２の外部であり、表面ユニットから約３〜６cmの範囲に
離間している。いずれの場合にせよ表面ユニット１２は
測定面７４が患者１８の内部に位置するように患者１８
に重ねる必要がある。
【００４０】測定面７４が所望のように位置している状
態でＲＦアンテナを附勢してＢ1 の振幅を有するラモア
周波数で傾斜パルス（注：このパルスは９０度パルスと
して一般に知られているものでよいが、必ずしもそのよ
うなパルスである必要はない）を測定面７４に印加す
る。この工程は図７のブロック８０に示されており、こ
の結果原子核が傾く。この傾きは図６と図８Ａとを比較
した場合のスピンモーメントベクトルＭn の配列の変化
として示される。図９におけるＲＦ信号はこの傾斜パル
スによってこの方法が開始されることを示す。上記のよ
うに、この傾斜パルスは原子核のエネルギーレベルを変
化させる。
態でＲＦアンテナを附勢してＢ1 の振幅を有するラモア
周波数で傾斜パルス（注：このパルスは９０度パルスと
して一般に知られているものでよいが、必ずしもそのよ
うなパルスである必要はない）を測定面７４に印加す
る。この工程は図７のブロック８０に示されており、こ
の結果原子核が傾く。この傾きは図６と図８Ａとを比較
した場合のスピンモーメントベクトルＭn の配列の変化
として示される。図９におけるＲＦ信号はこの傾斜パル
スによってこの方法が開始されることを示す。上記のよ
うに、この傾斜パルスは原子核のエネルギーレベルを変
化させる。
【００４１】図７に示すような本方法における次の工程
を検討する前に、図９に示した傾斜およびリフォーカス
ＲＦパルス（注：このリフォーカスパルスは１８０度パ
ルスとして一般に知られているものでよいが、必ずしも
そのようなパルスである必要はない）と共に図８Ａ〜８
Ｆに示した原子核の歳差シーケンスを検討する。上記の
ようにラモア周波数でのアンテナ２６からの初期傾斜Ｒ
Ｆパルスは原子核を傾斜させる（図８Ａ参照）。その直
後原子核は歳差運動を開始し、初期の整合状態からデフ
ォーカスすなわち位相がずれる。Ｍ1 はＭ2 よりも高速
で歳差運動し、Ｍ2 はＭ3 よりも高速で歳差運動するこ
とを思い出していただきたい。このような歳差運動の差
の結果として、図８Ｂに示すような代表的なデフォーカ
ス状態での配列が生じる。実際にこのようなデフォーカ
ス状態が続く。次にＭn は完全に非コヒーレント状態と
なり、原子核を特徴づけることができる使用可能な純ス
ピンモーメント信号はなくなる。これを克服するため、
ラモア周波数でのリフォーカスＲＦパルスを使用して周
期的に原子核をリフォーカスする。実際にこれによりＭ
n は図８Ｂに示す配列から図８Ｃに示す配列に遷移す
る。有効なことに、リフォーカス前にＭ2 よりも高速で
あったＭ1 はリフォーカス後はＭ2 よりも遅くなる。こ
のことはＭ3 に対するＭ2 についても言えることであ
る。この結果、リフォーカスが行われるごとにＭn はリ
フォーカスすなわち再整合する。これは図８Ｂ〜８Ｄを
順に検討すれば理解できよう。特にＭ1 について検討す
る。図８ＡではＭ1 は矢印８２の方向に歳差運動するよ
うに示されている。リフォーカス後、Ｍ1 は矢印８４の
方向に歳差運動する。しかしながら、そのたびに原子核
はリフォーカス後すぐにデフォーカスし始めるので、再
びリフォーカスさせなければならない。このリフォーカ
スにより原子核は図８Ａに示すフォーカスされた整合状
態に戻る。こうしてこのようなシーケンスが繰り返され
る。
を検討する前に、図９に示した傾斜およびリフォーカス
ＲＦパルス（注：このリフォーカスパルスは１８０度パ
ルスとして一般に知られているものでよいが、必ずしも
そのようなパルスである必要はない）と共に図８Ａ〜８
Ｆに示した原子核の歳差シーケンスを検討する。上記の
ようにラモア周波数でのアンテナ２６からの初期傾斜Ｒ
Ｆパルスは原子核を傾斜させる（図８Ａ参照）。その直
後原子核は歳差運動を開始し、初期の整合状態からデフ
ォーカスすなわち位相がずれる。Ｍ1 はＭ2 よりも高速
で歳差運動し、Ｍ2 はＭ3 よりも高速で歳差運動するこ
とを思い出していただきたい。このような歳差運動の差
の結果として、図８Ｂに示すような代表的なデフォーカ
ス状態での配列が生じる。実際にこのようなデフォーカ
ス状態が続く。次にＭn は完全に非コヒーレント状態と
なり、原子核を特徴づけることができる使用可能な純ス
ピンモーメント信号はなくなる。これを克服するため、
ラモア周波数でのリフォーカスＲＦパルスを使用して周
期的に原子核をリフォーカスする。実際にこれによりＭ
n は図８Ｂに示す配列から図８Ｃに示す配列に遷移す
る。有効なことに、リフォーカス前にＭ2 よりも高速で
あったＭ1 はリフォーカス後はＭ2 よりも遅くなる。こ
のことはＭ3 に対するＭ2 についても言えることであ
る。この結果、リフォーカスが行われるごとにＭn はリ
フォーカスすなわち再整合する。これは図８Ｂ〜８Ｄを
順に検討すれば理解できよう。特にＭ1 について検討す
る。図８ＡではＭ1 は矢印８２の方向に歳差運動するよ
うに示されている。リフォーカス後、Ｍ1 は矢印８４の
方向に歳差運動する。しかしながら、そのたびに原子核
はリフォーカス後すぐにデフォーカスし始めるので、再
びリフォーカスさせなければならない。このリフォーカ
スにより原子核は図８Ａに示すフォーカスされた整合状
態に戻る。こうしてこのようなシーケンスが繰り返され
る。
【００４２】本発明は原子核がデフォーカスするレート
およびリフォーカスできるレートは同一であり、測定面
７４に垂直な磁界勾配Ｇz に応じて決まるものであると
認識している。上記のように外部の不均一磁束界では、
Ｇz が主要磁束界である。１cm当たり約４００ガウスの
Ｇz の勾配を有する磁束界に対しては、原子核のうちの
Ｍn がデフォーカスし、かつリフォーカスするのに要す
る時間は、１mm厚のスライス内では１０マイクロ秒より
も短い。しかしながらリフォーカスＲＦパルスを使った
原子核のリフォーカスは、原子核がデフォーカスされる
間の時間を最小とするレートで達成されれば、Ｍn に対
する純スピンモーメントのＮＭＲ信号を測定するのにか
かる時間は極めて少ない。実際に各サイクルで純磁気モ
ーメントを２回以上測定することは実用的でないので、
サンプリングレートはリフォーカスの周期レートの大き
さとなる。
およびリフォーカスできるレートは同一であり、測定面
７４に垂直な磁界勾配Ｇz に応じて決まるものであると
認識している。上記のように外部の不均一磁束界では、
Ｇz が主要磁束界である。１cm当たり約４００ガウスの
Ｇz の勾配を有する磁束界に対しては、原子核のうちの
Ｍn がデフォーカスし、かつリフォーカスするのに要す
る時間は、１mm厚のスライス内では１０マイクロ秒より
も短い。しかしながらリフォーカスＲＦパルスを使った
原子核のリフォーカスは、原子核がデフォーカスされる
間の時間を最小とするレートで達成されれば、Ｍn に対
する純スピンモーメントのＮＭＲ信号を測定するのにか
かる時間は極めて少ない。実際に各サイクルで純磁気モ
ーメントを２回以上測定することは実用的でないので、
サンプリングレートはリフォーカスの周期レートの大き
さとなる。
【００４３】ＭＲＩ方法の間に発生するＮＭＲスピンエ
コー信号を適当にグループ分けするには、原子核を有効
に識別できるよう原子核をコード化することが好まし
い。このようなコード化は勾配コイル２２、２４により
原子核に所定の横断位相パターンを加えることにより行
う。より詳細に説明すればアンテナ２６からの初期傾斜
ＲＦパルスにより原子核を測定面７４に傾斜させた後、
またはリフォーカスＲＦパルスにより原子核をその後リ
フォーカスした後に原子核をコード化できる。これを行
うため、勾配コイル２２または勾配コイル２４のいずれ
かに電流を選択的に印加することにより原子核にｘおよ
びｙ勾配の適当な組み合わせを加えることができる。図
９は勾配コイル２２および２４からのパルスに選択的に
正または負の変化を加えて原子核をコード化できること
を示している。このようなコード化は勾配コイルを１回
印加すると、次のパルスが加えられるまでにコード化の
ための同じ横断位相パターンが持続する。このような現
象によりオペレータは任意にコード化でき、所望する間
だけ特定のコード化パターンを維持できる。図７のブロ
ック８６として装置１０の作動におけるこの特定工程を
示す。
コー信号を適当にグループ分けするには、原子核を有効
に識別できるよう原子核をコード化することが好まし
い。このようなコード化は勾配コイル２２、２４により
原子核に所定の横断位相パターンを加えることにより行
う。より詳細に説明すればアンテナ２６からの初期傾斜
ＲＦパルスにより原子核を測定面７４に傾斜させた後、
またはリフォーカスＲＦパルスにより原子核をその後リ
フォーカスした後に原子核をコード化できる。これを行
うため、勾配コイル２２または勾配コイル２４のいずれ
かに電流を選択的に印加することにより原子核にｘおよ
びｙ勾配の適当な組み合わせを加えることができる。図
９は勾配コイル２２および２４からのパルスに選択的に
正または負の変化を加えて原子核をコード化できること
を示している。このようなコード化は勾配コイルを１回
印加すると、次のパルスが加えられるまでにコード化の
ための同じ横断位相パターンが持続する。このような現
象によりオペレータは任意にコード化でき、所望する間
だけ特定のコード化パターンを維持できる。図７のブロ
ック８６として装置１０の作動におけるこの特定工程を
示す。
【００４４】図７のブロック８８はコード化工程の後に
リフォーカスを行うことを示す。しかしながら図９に示
すＲＦパルスが示すように、コード化は初期傾斜ＲＦパ
ルスを印加した後の任意の時間に行うことができる。必
ずしもそうではないが、最も一般的に、コード化はリフ
ォーカスパルスの間で行われる。リフォーカスパルスの
間でのコード化を行うため、リフォーカスパルスはｘま
たはｙ配列のコード化された原子核をリフォーカスでき
るものでなければならない。リフォーカスレートを加速
すると、多数のリフォーカスパルスにわたってエラーが
累積する効果があるので、このような目的には重複リフ
ォーカスパルスを何回も繰り返すことが適当でないと認
められている。（１９９０年）磁気共鳴ジャーナル（Jo
urnal ofMagnetic Resonance ）８９、４７９−４８４
に掲載の「新しい補償されたカー−パーセルシーケン
ス」を名称とするギリオン（Guillion）外による論文に
は、この累積エラー問題が述べられ、かつｘまたはｙ配
列に対して数百回繰り返しても安定な１８０度リフォー
カスパルスの数例が示されている。
リフォーカスを行うことを示す。しかしながら図９に示
すＲＦパルスが示すように、コード化は初期傾斜ＲＦパ
ルスを印加した後の任意の時間に行うことができる。必
ずしもそうではないが、最も一般的に、コード化はリフ
ォーカスパルスの間で行われる。リフォーカスパルスの
間でのコード化を行うため、リフォーカスパルスはｘま
たはｙ配列のコード化された原子核をリフォーカスでき
るものでなければならない。リフォーカスレートを加速
すると、多数のリフォーカスパルスにわたってエラーが
累積する効果があるので、このような目的には重複リフ
ォーカスパルスを何回も繰り返すことが適当でないと認
められている。（１９９０年）磁気共鳴ジャーナル（Jo
urnal ofMagnetic Resonance ）８９、４７９−４８４
に掲載の「新しい補償されたカー−パーセルシーケン
ス」を名称とするギリオン（Guillion）外による論文に
は、この累積エラー問題が述べられ、かつｘまたはｙ配
列に対して数百回繰り返しても安定な１８０度リフォー
カスパルスの数例が示されている。
【００４５】本発明はコード化により安定化したリフォ
ーカスを必要とするｘ−ｙ平面に任意の配列が必要とな
ると認識している。従ってコード化勾配を印加した直後
はスピンエコー信号を平均化できるが、各コード化後に
リフォーカスパルスの安定化されたパターンがある場合
は別の横断エンコードパターンを確定することが好まし
い。
ーカスを必要とするｘ−ｙ平面に任意の配列が必要とな
ると認識している。従ってコード化勾配を印加した直後
はスピンエコー信号を平均化できるが、各コード化後に
リフォーカスパルスの安定化されたパターンがある場合
は別の横断エンコードパターンを確定することが好まし
い。
【００４６】図７と図８Ａおよび８Ｄと図９とを交互に
参照すると、ＮＭＲ信号を測定する工程は原子核をリフ
ォーカスするたびに最良に達成されることが理解されよ
う（図８Ａおよび図８Ｄ参照）。これは磁束勾配Ｇz の
大きさに依存している１８０度パルスを印加した後に１
回だけ起きる。図７におけるブロック９０はこの可能性
を示している。
参照すると、ＮＭＲ信号を測定する工程は原子核をリフ
ォーカスするたびに最良に達成されることが理解されよ
う（図８Ａおよび図８Ｄ参照）。これは磁束勾配Ｇz の
大きさに依存している１８０度パルスを印加した後に１
回だけ起きる。図７におけるブロック９０はこの可能性
を示している。
【００４７】図７のブロック９２は原子核からのコード
化されたスピンエコー信号を測定した後、信号を他のＮ
ＭＲ信号と平均化できることを示している。このような
平均化はしばしば必要である。その理由は主要磁界勾配
Ｇz は原子核の急速なデフォーカスを生じさせる上に、
ノイズのバンド幅を広げる可能性があるからである。し
かしながらＧz により可能な平均化レートの加速はＳＮ
比を補償できる。別の表現をすればＮＭＲ信号は主要Ｇ
z によりＳＮ比が悪くなるが、主要Ｇz はリフォーカス
のレートを高速にできる。従って平均化のため所定のイ
ンターバル内でより多くのＮＭＲ信号を利用できる。
化されたスピンエコー信号を測定した後、信号を他のＮ
ＭＲ信号と平均化できることを示している。このような
平均化はしばしば必要である。その理由は主要磁界勾配
Ｇz は原子核の急速なデフォーカスを生じさせる上に、
ノイズのバンド幅を広げる可能性があるからである。し
かしながらＧz により可能な平均化レートの加速はＳＮ
比を補償できる。別の表現をすればＮＭＲ信号は主要Ｇ
z によりＳＮ比が悪くなるが、主要Ｇz はリフォーカス
のレートを高速にできる。従って平均化のため所定のイ
ンターバル内でより多くのＮＭＲ信号を利用できる。
【００４８】図９を参照すると、本発明に従うパルスの
シーケンス制御およびＮＭＲ信号の受信について最良に
理解できる。図９はアンテナ２６からのＲＦパルスに対
する時間座標１００と、ｘ勾配コード化パルスに対する
時間座標１０２と、ｙ勾配コード化パルスに対する時間
座標１０４と、合成ＮＭＲ信号に対する時間座標１０６
との関係を示す。傾斜パルス１０８の後には上記加速リ
フォーカスレートで発生される一連のリフォーカスパル
ス１１０が続く。
シーケンス制御およびＮＭＲ信号の受信について最良に
理解できる。図９はアンテナ２６からのＲＦパルスに対
する時間座標１００と、ｘ勾配コード化パルスに対する
時間座標１０２と、ｙ勾配コード化パルスに対する時間
座標１０４と、合成ＮＭＲ信号に対する時間座標１０６
との関係を示す。傾斜パルス１０８の後には上記加速リ
フォーカスレートで発生される一連のリフォーカスパル
ス１１０が続く。
【００４９】時間座標１０２および１０４に示すよう
に、本発明の装置は正パルスおよび負パルスの双方で原
子核をコード化できる。より詳細には時間座標１０２は
正のｘ勾配１１２と負のｘ勾配１１４を示す。更に時間
座標１０４は正のｙ勾配１１６および負のｙ勾配１１８
を示す。重要なことに、ｘ勾配およびｙ勾配を印加する
ことにより、一旦横断パターンを発生させるとこのパタ
ーンが持続する。例えばＮＭＲ信号１２０は正のｘ勾配
１１２によってしかコード化されず、その後のパルスは
異なる勾配によりコード化されるように示されている。
上記のように、このコード化によりＮＭＲ信号は平均化
のため適当にグループ分けできる。更に上記のようにコ
ード化のための横断パターンを変える前に、リフォーカ
スパルスのパターンを安定化するよう待機することが好
ましい。
に、本発明の装置は正パルスおよび負パルスの双方で原
子核をコード化できる。より詳細には時間座標１０２は
正のｘ勾配１１２と負のｘ勾配１１４を示す。更に時間
座標１０４は正のｙ勾配１１６および負のｙ勾配１１８
を示す。重要なことに、ｘ勾配およびｙ勾配を印加する
ことにより、一旦横断パターンを発生させるとこのパタ
ーンが持続する。例えばＮＭＲ信号１２０は正のｘ勾配
１１２によってしかコード化されず、その後のパルスは
異なる勾配によりコード化されるように示されている。
上記のように、このコード化によりＮＭＲ信号は平均化
のため適当にグループ分けできる。更に上記のようにコ
ード化のための横断パターンを変える前に、リフォーカ
スパルスのパターンを安定化するよう待機することが好
ましい。
【００５０】解像度およびＮＭＲ応答の改善のためには
ＮＭＲ信号を平均化することが重要である。図９に示す
ように、時間インターバル１２２にわたっていくつかの
ＮＭＲパルスを平均化できる。平均するＮＭＲパルスの
実際の数は任意であり、オペレータの特定の好みおよび
要望により決まる。時間コード化の不安定性がなくなる
間に平均化を行うことができるが、この平均化中にコー
ド化される横断パターンを変更しないことが重要であ
る。
ＮＭＲ信号を平均化することが重要である。図９に示す
ように、時間インターバル１２２にわたっていくつかの
ＮＭＲパルスを平均化できる。平均するＮＭＲパルスの
実際の数は任意であり、オペレータの特定の好みおよび
要望により決まる。時間コード化の不安定性がなくなる
間に平均化を行うことができるが、この平均化中にコー
ド化される横断パターンを変更しないことが重要であ
る。
【００５１】図７はＭＲＩ方法における最終工程でＮＭ
Ｒ信号を使用可能な像に変換することも示している。こ
れはこの変換は、その後のディスプレイおよびユーザー
インターフェースでの読み出しが可能なように制御コン
ソール１６のうちの制御収集ユニット２８で行われる。
ＮＭＲ信号を像に変換するための実際の電子技術は、当
業者には周知のものであり、オペレータの要望に従って
用いることができる。更に制御収集ユニット２８はＲＦ
アンテナ２６からのＲＦパルスの発生と、ＲＦアンテナ
によるＮＭＲ信号の受信とをコーディネートするよう、
あらかじめプログラムを組むことができる。更にＲＦア
ンテナ２６の作動はコード化勾配の重ね合わせとコーデ
ィネートしなければならない。これら関連する動作をコ
ーディネートするのに必要なプログラムされるインスト
ラクションのすべては、周知の方法および技術を使用し
て制御収集ユニット２８で行うことができる。装置１０
のための本発明の重要な特徴は、原子核をリフォーカス
するための周期レートの大きさであるレートでＮＭＲ信
号のサンプリングを行わなければならいことである。更
に装置１０がリフォーカスできる能力は、ＮＭＲ信号の
ノイズレベルを増す悪影響を補償するため、加速された
平均化レートと共に用いることができる。コード化され
たパターン当たりの平均化の回数は撮像速度とＳＮ比の
補償とを選択的に妥協させるように調節できる。
Ｒ信号を使用可能な像に変換することも示している。こ
れはこの変換は、その後のディスプレイおよびユーザー
インターフェースでの読み出しが可能なように制御コン
ソール１６のうちの制御収集ユニット２８で行われる。
ＮＭＲ信号を像に変換するための実際の電子技術は、当
業者には周知のものであり、オペレータの要望に従って
用いることができる。更に制御収集ユニット２８はＲＦ
アンテナ２６からのＲＦパルスの発生と、ＲＦアンテナ
によるＮＭＲ信号の受信とをコーディネートするよう、
あらかじめプログラムを組むことができる。更にＲＦア
ンテナ２６の作動はコード化勾配の重ね合わせとコーデ
ィネートしなければならない。これら関連する動作をコ
ーディネートするのに必要なプログラムされるインスト
ラクションのすべては、周知の方法および技術を使用し
て制御収集ユニット２８で行うことができる。装置１０
のための本発明の重要な特徴は、原子核をリフォーカス
するための周期レートの大きさであるレートでＮＭＲ信
号のサンプリングを行わなければならいことである。更
に装置１０がリフォーカスできる能力は、ＮＭＲ信号の
ノイズレベルを増す悪影響を補償するため、加速された
平均化レートと共に用いることができる。コード化され
たパターン当たりの平均化の回数は撮像速度とＳＮ比の
補償とを選択的に妥協させるように調節できる。
【００５２】図面に示し本明細書に詳細に開示した、外
部磁界を使用して原子核の核磁気共鳴撮像を行うための
特定の遠隔位置から位置決め可能な装置は、上記のよう
な目的を完全に達成し、上記利点を得ることができる
が、この装置は本発明の現在好ましい実施例を単に示す
ものであり、図示した形状のみに限定するものでなく、
添付した特許請求の範囲内で変更が可能であると理解す
べきである。
部磁界を使用して原子核の核磁気共鳴撮像を行うための
特定の遠隔位置から位置決め可能な装置は、上記のよう
な目的を完全に達成し、上記利点を得ることができる
が、この装置は本発明の現在好ましい実施例を単に示す
ものであり、図示した形状のみに限定するものでなく、
添付した特許請求の範囲内で変更が可能であると理解す
べきである。
【図１】目的とする環境内で使用中の本発明のＭＲＩ装
置の斜視図である。
置の斜視図である。
【図２】本発明の制御部品の略図である。
【図３】ユニットと制御用電子部品との間の電子的な接
続を示す本発明の統合表面ユニットの分解斜視図であ
る。
続を示す本発明の統合表面ユニットの分解斜視図であ
る。
【図４】測定面に対する代表的な磁束線と共に、図１の
４−４線に沿った本発明の統合表面ユニット内の静的磁
石を示す横断面図である。
４−４線に沿った本発明の統合表面ユニット内の静的磁
石を示す横断面図である。
【図５】測定面に対する代表的な磁束線と共に、図１の
５−５線に沿った本発明の統合表面ユニット内の静的磁
石を示す横断面図である。
５−５線に沿った本発明の統合表面ユニット内の静的磁
石を示す横断面図である。
【図６】代表的なベクトルが個々の原子核の磁界勾配お
よびスピンモーメントを示す撮像対象の測定面内の一部
の斜視図である。
よびスピンモーメントを示す撮像対象の測定面内の一部
の斜視図である。
【図７】本発明に係わるＭＲＩ方法の間進行する工程の
シーケンスを示すブロック図である。
シーケンスを示すブロック図である。
【図８】デフォーカスおよびリフォーカス時間中に測定
面に個々の原子核を暫時配列させる際の代表的な個々の
原子核のスピンモーメントのシーケンス図である。
面に個々の原子核を暫時配列させる際の代表的な個々の
原子核のスピンモーメントのシーケンス図である。
【図９】ＲＦパルスと、その結果生じるＮＭＲ信号との
時間的な関係を示す一連のグラフである。
時間的な関係を示す一連のグラフである。
１２ 統合表面ユニット ２０ 静磁石 ２２ 第１勾配コイル ２４ 第２勾配コイル ２６ ＲＦアンテナ ２８ 制御収集ユニット ３０ 勾配コイルドライブ ３２ ＲＦドライブ ３４ ＲＦ受信機 ３５ ディスプレイおよびユーザーインターフェース
Claims (20)
- 【請求項１】 外部磁界を使用して核磁気共鳴撮像を行
うための遠隔位置から位置決め自在な装置において、 ほぼ一定の大きさおよび測定面に垂直な方向にほぼ一定
の磁界勾配を有する静磁界を特徴とする測定面を不均一
磁界内に形成するための手段と、 前記測定面内の原子核を最初に傾斜するための手段と、 前記傾斜した原子核に所定の横断位相パターンを加え、
前記原子核をコード化するためのコード化手段と、 前記所定の横断位相パターンを持続しながら前記磁界勾
配に比例するレートで前記傾斜した原子核をリフォーカ
スし、コード化されたスピンエコー信号を発生する手段
と、 前記コード化されたスピンエコー信号を受信するための
手段と、 前記コード化されたスピンエコー信号を前記測定面内の
有効な原子核密度の像に変換するための手段とを備えた
核磁気共鳴撮像装置。 - 【請求項２】 測定面を形成するための前記手段は磁石
であり、該磁石は複数の磁気ブロックから成り、前記各
磁気ブロックは前記測定面をほぼ平坦な形状にするよう
他の磁気ブロックに対し別々に配置できる請求項１記載
の装置。 - 【請求項３】 前記変換手段は前記原子核の特性を確定
するよう前記コード化されたスピンエコー信号の重みづ
けされたパラメータを区別する請求項１記載の装置。 - 【請求項４】 前記原子核を傾斜するための手段と、前
記原子核をリフォーカスするための前記手段と、前記ス
ピンエコー信号を受信するための前記手段は、ＲＦアン
テナであり、このＲＦアンテナは導電性ループおよび前
記測定面内の前記原子核をパルス化し、前記原子核から
の所定周波数のスピンエコー信号を受信するための共振
回路を形成するよう前記ループに直列に接続された選択
的に同調可能なコンデンサバンクを備えた請求項１記載
の装置。 - 【請求項５】 前記ＲＦアンテナは傾斜パルスを用い前
記測定面内の前記原子核を最初に傾斜すると共に、リフ
ォーカスパルスを用いて前記測定面内の前記原子核を後
にリフォーカスする請求項４記載の装置。 - 【請求項６】 前記ＲＦアンテナに電子的に接続され、
更に前記ＲＦアンテナの附勢と前記コード化手段とをコ
ーディネートし、選択的にコード化されたスピンエコー
信号を受信するための前記コード化手段に電子的に接続
されたコンピュータ手段を更に備える請求項４記載の装
置。 - 【請求項７】 前記コード化手段は、 第１勾配コイルと、 第２勾配コイルと、 前記測定面内に第１コード化磁界および第２コード化磁
界をそれぞれ発生し、前記コード化された原子核に前記
所定の横断位相パターンを加えるよう前記第１勾配コイ
ルおよび前記第２勾配コイルを選択的に附勢するための
手段とを備える請求項１記載の装置。 - 【請求項８】 前記不均一な磁束界の前記ほぼ一定の大
きさは約９００ガウスであり、前記不均一な磁束界の前
記ほぼ一定の磁界勾配は１cm当たり約４００ガウス（４
００ガウス／cm）である請求項１記載の装置。 - 【請求項９】 前記磁石を保持し、かつ位置決めするた
めの移動自在なガントリーを更に含む請求項２記載の装
置。 - 【請求項１０】 測定面を形成するための前記手段は、
撮像すべき前記原子核に対して重ね合わせできるよう遠
隔位置から位置決め自在である請求項１記載の装置。 - 【請求項１１】 ほぼ一定の大きさおよび測定面に垂直
な方向にほぼ一定の磁界勾配を有する静磁界を特徴とす
る測定面を不均一磁界内に形成するよう、撮像すべき前
記原子核に対して重ね合わせする遠隔位置から位置決め
自在な磁石と、 前記原子核に所定の横断位相パターンを加え、前記原子
核をコード化するようコード化用磁界を発生するための
勾配コイルと、 最初に前記原子核を傾斜させ、後に前記原子核をリフォ
ーカスし、コード化されたスピンエコー信号を発生する
よう前記測定面内の前記原子核にパルスを送信するため
のＲＦアンテナとを備え、 前記リフォーカスは前記磁界勾配に比例したレートで行
い、前記アンテナコイルは前記コード化されたスピンエ
コー信号を受けるよう附勢される核磁気共鳴撮像システ
ム。 - 【請求項１２】 前記コード化されたスピンエコー信号
を区別可能なパラメータを有する有効な原子核密度の像
に変換するための手段を更に備えた請求項１１記載のシ
ステム。 - 【請求項１３】 前記磁石は複数の磁気ブロックから成
り、前記各磁気ブロックは前記測定面をほぼ平坦な形状
にするよう他の磁気ブロックに対し別々に配置でき、前
記不均一な磁束界の前記ほぼ一定の大きさは約９００ガ
ウスであり、前記不均一な磁束界の前記ほぼ一定の磁界
勾配は１cm当たり約４００ガウス（４００ガウス／cm）
である請求項１１記載のシステム。 - 【請求項１４】 前記ＲＦアンテナは導電性ループおよ
び前記測定面内の前記原子核をパルス化し、前記原子核
からの所定周波数のスピンエコー信号を受信するための
共振回路を形成するよう前記ループに直列に接続された
選択的に同調可能なコンデンサバンクを備え、前記ＲＦ
アンテナは傾斜パルスを用い前記測定面内の前記原子核
を最初に傾斜すると共に、リフォーカスパルスを用いて
前記測定面内の前記原子核を後にリフォーカスする請求
項１１載のシステム。 - 【請求項１５】 第２勾配コイルと、前記測定面内に第
１コード化磁界および第２コード化磁界をそれぞれ形成
し、前記コード化された原子核に前記所定の横断位相パ
ターンを加えるよう前記第１勾配コイルおよび前記第２
勾配コイルを選択的に附勢するための手段とを更に備え
る請求項１１記載のシステム。 - 【請求項１６】 ほぼ一定の大きさおよび測定面に垂直
な方向にほぼ一定の磁界勾配を有する静磁界を発生し、 前記測定面内の原子核をパルス化し、該原子核を最初に
傾斜し、 前記原子核に所定の横断位相パターンを加えることによ
り、前記原子核を選択的にコード化し、 コード化されたスピンエコー信号を発生し、前記所定の
横断位相パターンを持続しながら前記磁界勾配に比例す
るレートで前記原子核をリフォーカスし、 コード化されたレスポンスを発生するよう前記コード化
されたスピンエコー信号を測定し、 前記レスポンスを改善するよう、複数の同じようにコー
ド化された前記レスポンスを平均化し、 前記測定面内の有効な原子核密度の像を形成するよう、
複数の所定の異なる位相パターンからの前記改善された
レスポンスを変換する工程を備えた測定面内の原子核密
度を撮像するための方法。 - 【請求項１７】 前記不均一な磁束界の前記ほぼ一定の
大きさは約９００ガウスであり、前記不均一な磁束界の
前記ほぼ一定の磁界勾配は１cm当たり約４００ガウス
（４００ガウス／cm）である請求項１６記載の方法。 - 【請求項１８】 前記レスポンスを改善するための前記
平均化工程において、所定の複数のレスポンスを選択す
る工程を更に含む請求項１６記載の方法。 - 【請求項１９】 前記磁束勾配は１cm当たり約４００ガ
ウスであり、前記原子核をリフォーカスするための前記
レートは２０マイクロ秒当たり約１回である請求項１６
記載の方法。 - 【請求項２０】 ほぼ一定の大きさおよび測定面に垂直
な方向にほぼ一定の磁界勾配を有する静磁界を特徴とす
る測定面を不均一磁界内に形成する、撮像すべき原子核
に対して遠隔位置から位置決め自在な磁石と、前記原子
核に所定の横断位相パターンを加え前記原子核をコード
化するようコード化用磁界を発生するための勾配コイル
と、最初に前記原子核を傾斜させ、後に前記原子核をリ
フォーカスし、コード化されたスピンエコー信号を発生
するよう前記原子核にパルスを送信するためのＲＦアン
テナとを備えた装置を、撮像すべき対象に接近させて重
ね合わせ、 前記原子核に対する異なったコード化された位相パター
ンが形成されるよう、前記位相パターンを選択的に変
え、 改善されたレスポンスを発生するよう前記所定のコード
化された位相パターンの各々に対する複数の前記コード
化されたスピンエコー信号を平均化し、 測定面内の原子核密度の像を形成するよう複数の異なる
所定の位相パターンからの前記改善されたレスポンスを
変換する工程を備えた測定面内の原子核密度を撮像する
ための方法。
Applications Claiming Priority (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| US012053 | 1993-02-01 | ||
| US08/012,053 US5304930A (en) | 1993-02-01 | 1993-02-01 | Remotely positioned MRI system |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH0779954A true JPH0779954A (ja) | 1995-03-28 |
| JP2693370B2 JP2693370B2 (ja) | 1997-12-24 |
Family
ID=21753148
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP6009637A Expired - Fee Related JP2693370B2 (ja) | 1993-02-01 | 1994-01-31 | 遠隔位置から位置決め自在な核磁気共鳴撮像用装置と撮像方法 |
Country Status (8)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US5304930A (ja) |
| EP (1) | EP0610012B1 (ja) |
| JP (1) | JP2693370B2 (ja) |
| AT (1) | ATE161106T1 (ja) |
| AU (1) | AU659593B2 (ja) |
| BR (1) | BR9400384A (ja) |
| CA (1) | CA2113584C (ja) |
| DE (1) | DE69407202T2 (ja) |
Cited By (5)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US6091241A (en) * | 1996-10-01 | 2000-07-18 | L'oreal | Device for examining a volume of small depth by nuclear magnetic resonance |
| US6210464B1 (en) * | 1999-03-15 | 2001-04-03 | Ube Industries, Ltd. | Mixed gas-separating membrane module and process |
| US6489872B1 (en) * | 1999-05-06 | 2002-12-03 | New Mexico Resonance | Unilateral magnet having a remote uniform field region for nuclear magnetic resonance |
| US7560923B2 (en) * | 2006-03-04 | 2009-07-14 | Viswanathan Raju R | Signal acquisition and processing method and apparatus for magnetic resonance imaging |
| JP2022163132A (ja) * | 2019-03-25 | 2022-10-25 | プロマクソ インコーポレイテッド | 片面式高速ｍｒｉ勾配磁場コイルおよびその応用 |
Families Citing this family (47)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US5423315A (en) * | 1993-11-22 | 1995-06-13 | Picker International, Inc. | Magnetic resonance imaging system with thin cylindrical uniform field volume and moving subjects |
| US5493225A (en) * | 1993-12-14 | 1996-02-20 | Panacea Medical Laboratories | Method for maintaining encoded coherence for remotely positioned MRI device |
| US5517118A (en) * | 1994-04-25 | 1996-05-14 | Panacea Medical Laboratories | Subslicing for remotely positioned MRI |
| US5767675A (en) * | 1996-05-31 | 1998-06-16 | Panacea Medical Laboratories | Mixed timing CPMG sequence for remotely positioned MRI |
| US5855555A (en) * | 1997-01-06 | 1999-01-05 | Crowely; Christopher W. | MRI system and method for imaging skin |
| ATE419789T1 (de) | 1997-05-23 | 2009-01-15 | Prorhythm Inc | Wegwerfbarer fokussierender ultraschallapplikator hoher intensität |
| US5935065A (en) * | 1997-06-27 | 1999-08-10 | Panacea Medical Laboratories | MRI system with peripheral access and inhomogeneous field |
| US5999838A (en) * | 1997-07-24 | 1999-12-07 | Panacea Medical Laboratories | Spread spectrum MRI |
| US6081117A (en) * | 1997-08-11 | 2000-06-27 | Panacea Medical Laboratories | Noise modulation for open access and remotely positioned MRI |
| US6157853A (en) * | 1997-11-12 | 2000-12-05 | Stereotaxis, Inc. | Method and apparatus using shaped field of repositionable magnet to guide implant |
| GB9808219D0 (en) | 1998-04-17 | 1998-06-17 | British Tech Group | Magnetic gradient projection |
| DE19939626C2 (de) * | 1999-08-20 | 2002-09-26 | Intech Thueringen Gmbh | Verfahren zur Erzeugung von Meßsignalen in Magnetfeldern mit einem NMR-Mouse-Gerät |
| US6817866B1 (en) * | 1999-11-23 | 2004-11-16 | Fonar Corporation | Mobile MRI system and method of promoting use of MRI system |
| GB2357149A (en) | 1999-12-08 | 2001-06-13 | Topspin Medical | MRI using non-homogeneous static field |
| US6704594B1 (en) | 2000-11-06 | 2004-03-09 | Topspin Medical (Israel) Limited | Magnetic resonance imaging device |
| US6377048B1 (en) * | 2000-11-08 | 2002-04-23 | Topspin Medical (Israel) Limited | Magnetic resonance imaging device for operation in external static magnetic fields |
| US6785578B2 (en) | 2001-10-09 | 2004-08-31 | General Electric Company | User input device for controlling medical imaging equipment motion |
| US6518757B1 (en) * | 2002-03-08 | 2003-02-11 | Schlumberger Technology Corporation | Use of CPMG sequences with phase cycled refocusing pulses in inside-out NMR for phase encoded imaging and to eliminate coherent ringing within one scan |
| US6977503B2 (en) * | 2003-02-10 | 2005-12-20 | Quantum Magnetics, Inc. | System and method for single-sided magnetic resonance imaging |
| EP1718194A4 (en) * | 2004-01-20 | 2010-05-12 | Topspin Medical Israel Ltd | MRI PROBE FOR THE PICTORIAL PROSTATE PRESENTATION |
| WO2006028588A2 (en) | 2004-07-22 | 2006-03-16 | The Regents Of The University Of California | Nuclear magnetic resonance detection in inhomogeneous magnetic fields |
| US20060084866A1 (en) * | 2004-10-18 | 2006-04-20 | Gadi Lewkonya | Expanding imaging probe |
| US20060084861A1 (en) * | 2004-10-18 | 2006-04-20 | Topspin Medical (Isreal) Ltd. | Magnet and coil configurations for MRI probes |
| US7187169B2 (en) | 2004-11-03 | 2007-03-06 | The Regents Of The University Of California | NMR and MRI apparatus and method |
| US20060155186A1 (en) * | 2005-01-12 | 2006-07-13 | James Timothy W | Bone health assessment using spatial-frequency analysis |
| US20060241377A1 (en) * | 2005-03-08 | 2006-10-26 | James Timothy W | System and method for bone strength assessment |
| US7309986B2 (en) * | 2005-03-21 | 2007-12-18 | The Trustees Of The University Of Pennsylvania | Methods and apparatus for magnetic resonance imaging in inhomogeneous fields |
| WO2007061438A2 (en) * | 2005-11-16 | 2007-05-31 | The Trustees Of The University Of Pennsylvania | Slant-slice imaging with inhomogeneous fields |
| JP5113761B2 (ja) * | 2005-11-27 | 2013-01-09 | アキュイタス・メディカル・リミテッド | 空間周波数解析を使用する構造評価 |
| WO2008059474A1 (en) * | 2006-11-15 | 2008-05-22 | Doron Kwiat | Magnet assembly being made from a ferromagnetic or rare-earth material |
| US7772845B2 (en) * | 2007-05-02 | 2010-08-10 | Feng Derek D | Quantum theory-based continuous precision NMR/MRI: method and apparatus |
| WO2008140799A1 (en) * | 2007-05-10 | 2008-11-20 | Oni Medical Systems, Inc. | Dedicated system for msk joint imaging |
| WO2009037710A2 (en) * | 2007-09-20 | 2009-03-26 | Topspin Medical (Israel) Ltd. | Dual imaging endoscopic probe with a self-contained mri module and an ultrasound imaging module |
| US8299681B2 (en) | 2009-03-06 | 2012-10-30 | Life Services, LLC | Remotely adjustable reactive and resistive electrical elements and method |
| DE102009026897A1 (de) * | 2009-06-10 | 2010-12-16 | Sirona Dental Systems Gmbh | Sensor sowie Magnetfeldeinheit zur Verwendung innerhalb eines Magnetresonanztomographie-Systems oder eines Magnetresonanzspektroskopie-Systems |
| US8854042B2 (en) | 2010-08-05 | 2014-10-07 | Life Services, LLC | Method and coils for human whole-body imaging at 7 T |
| US8604791B2 (en) * | 2010-09-09 | 2013-12-10 | Life Services, LLC | Active transmit elements for MRI coils and other antenna devices |
| US9097769B2 (en) | 2011-02-28 | 2015-08-04 | Life Services, LLC | Simultaneous TX-RX for MRI systems and other antenna devices |
| US9500727B2 (en) | 2012-04-20 | 2016-11-22 | Regents Of The University Of Minnesota | System and method for control of RF circuits for use with an MRI system |
| WO2014015421A1 (en) | 2012-07-27 | 2014-01-30 | University Health Network | Radiotherapy system integrating a radiation source with a magnetic resonance imaging apparatus with movable magnet components |
| DE102013226745A1 (de) * | 2013-12-19 | 2015-06-25 | Sirona Dental Systems Gmbh | Magnetresonanz-Abtastvorrichtung für die medizinische Diagnostik |
| US10191128B2 (en) | 2014-02-12 | 2019-01-29 | Life Services, LLC | Device and method for loops-over-loops MRI coils |
| US10288711B1 (en) | 2015-04-30 | 2019-05-14 | Life Services, LLC | Device and method for simultaneous TX/RX in strongly coupled MRI coil loops |
| US10827948B1 (en) | 2015-11-25 | 2020-11-10 | Life Services, LLC | Method and apparatus for multi-part close fitting head coil |
| US10324146B2 (en) | 2016-01-12 | 2019-06-18 | Life Services, LLC | Method and apparatus for multi-part body coil |
| US10488352B2 (en) * | 2017-01-27 | 2019-11-26 | Saudi Arabian Oil Company | High spatial resolution nuclear magnetic resonance logging |
| EP4067925B1 (en) | 2021-03-29 | 2025-05-07 | Siemens Healthineers AG | Magnetic resonance imaging device with asymmetric field generation unit |
Citations (3)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPS6024831A (ja) * | 1983-07-20 | 1985-02-07 | 横河メデイカルシステム株式会社 | 核磁気共鳴検出器 |
| JPS61122851A (ja) * | 1984-09-26 | 1986-06-10 | サウスウエスト・リサ−チ・インステイチユ−ト | 乳房の非侵入テストを行なうための方法と装置 |
| JPS6420834A (en) * | 1987-03-19 | 1989-01-24 | Oreal | Apparatus for examining examinee |
Family Cites Families (23)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPS51127785A (en) * | 1975-04-30 | 1976-11-08 | Hokkaido Daigaku | Measuring method of information around the surface of the substances t o be measured applying the nucleus magnet resonance phenomenon |
| US4296378A (en) * | 1979-04-05 | 1981-10-20 | Southwest Research Institute | Apparatus providing enhanced detection of specimens in inhomogeneous fields |
| US4379262A (en) * | 1979-08-10 | 1983-04-05 | Picker International Limited | Nuclear magnetic resonance systems |
| US4471306A (en) * | 1982-02-03 | 1984-09-11 | General Electric Company | Method of NMR imaging which overcomes T2 * effects in an inhomogeneous static magnetic field |
| IL68344A (en) * | 1983-04-10 | 1988-10-31 | Yeda Res & Dev | Method to eliminate the effects of magnetic field inhomogeneities in nmr imaging |
| US4521733A (en) * | 1983-05-23 | 1985-06-04 | General Electric Company | NMR Imaging of the transverse relaxation time using multiple spin echo sequences |
| US4542343A (en) * | 1983-06-17 | 1985-09-17 | Chevron Research Company | Computer-controlled, portable pulsed NMR instrument and method of use wherein depolarization is ultrashortened using pseudo randomly spaced and oriented RF depolarization pulses |
| US4721914A (en) * | 1984-05-01 | 1988-01-26 | The United States Of America As Represented By The United States Department Of Energy | Apparatus for unilateral generation of a homogeneous magnetic field |
| WO1985005693A1 (en) * | 1984-06-01 | 1985-12-19 | Advanced Nmr Systems, Inc. | Nmr fourier imaging from multiple echoes |
| US4651096A (en) * | 1985-02-19 | 1987-03-17 | Resonex | Imaging method for nuclear magnetic resonance utilizing balanced gradient fields |
| US4684891A (en) * | 1985-07-31 | 1987-08-04 | The Regents Of The University Of California | Rapid magnetic resonance imaging using multiple phase encoded spin echoes in each of plural measurement cycles |
| US4703270A (en) * | 1986-04-18 | 1987-10-27 | The University Of British Columbia | Zero quantum NMR imaging and spectroscopy in a low homogeneity magnetic field |
| IL79732A (en) * | 1986-08-15 | 1990-03-19 | Elscint Ltd | Magnetic resonance imaging with driven equilibrium |
| US4717877A (en) * | 1986-09-25 | 1988-01-05 | Numar Corporation | Nuclear magnetic resonance sensing apparatus and techniques |
| US4868501A (en) * | 1988-06-10 | 1989-09-19 | Leland Stanford University | Method and means for magnetic resonance spin-echo imaging using an adiabatic three pi pulse sequence |
| NL8802036A (nl) * | 1988-08-17 | 1990-03-16 | Philips Nv | Werkwijze voor hetronucleaire ontkoppeling in magnetische resonantiespectroscopie en inrichting voor het bepalen van een spectrum. |
| US5023554A (en) * | 1989-05-22 | 1991-06-11 | The Reagents Of The University Of California | Fringe field MRI |
| US4973906A (en) * | 1989-08-17 | 1990-11-27 | General Electric Company | Flow compensated NMR fast pulse sequence |
| US5160888A (en) * | 1991-04-29 | 1992-11-03 | Bruker Instruments, Inc. | Method and apparatus for one sided magnetic resonance imaging |
| US5168226A (en) * | 1991-05-22 | 1992-12-01 | General Electric | Acquisition of multiple images in fast spin echo nmr scans |
| US5270654A (en) * | 1991-07-05 | 1993-12-14 | Feinberg David A | Ultra-fast multi-section MRI using gradient and spin echo (grase) imaging |
| US5387865A (en) * | 1991-09-20 | 1995-02-07 | Exxon Research And Engineering Company | Permeability determination from NMR relaxation measurements for fluids in porous media |
| AU655079B2 (en) * | 1991-10-25 | 1994-12-01 | University Of Queensland, The | Compensation of pulsed linear magnet field gradient inducted eddy currents in NMR systems |
-
1993
- 1993-02-01 US US08/012,053 patent/US5304930A/en not_active Expired - Lifetime
-
1994
- 1994-01-17 CA CA002113584A patent/CA2113584C/en not_active Expired - Fee Related
- 1994-01-24 AU AU53969/94A patent/AU659593B2/en not_active Ceased
- 1994-01-25 EP EP94300529A patent/EP0610012B1/en not_active Expired - Lifetime
- 1994-01-25 DE DE69407202T patent/DE69407202T2/de not_active Expired - Fee Related
- 1994-01-25 AT AT94300529T patent/ATE161106T1/de not_active IP Right Cessation
- 1994-01-28 BR BR9400384A patent/BR9400384A/pt not_active IP Right Cessation
- 1994-01-31 JP JP6009637A patent/JP2693370B2/ja not_active Expired - Fee Related
Patent Citations (3)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPS6024831A (ja) * | 1983-07-20 | 1985-02-07 | 横河メデイカルシステム株式会社 | 核磁気共鳴検出器 |
| JPS61122851A (ja) * | 1984-09-26 | 1986-06-10 | サウスウエスト・リサ−チ・インステイチユ−ト | 乳房の非侵入テストを行なうための方法と装置 |
| JPS6420834A (en) * | 1987-03-19 | 1989-01-24 | Oreal | Apparatus for examining examinee |
Cited By (7)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US6091241A (en) * | 1996-10-01 | 2000-07-18 | L'oreal | Device for examining a volume of small depth by nuclear magnetic resonance |
| US6210464B1 (en) * | 1999-03-15 | 2001-04-03 | Ube Industries, Ltd. | Mixed gas-separating membrane module and process |
| US6489872B1 (en) * | 1999-05-06 | 2002-12-03 | New Mexico Resonance | Unilateral magnet having a remote uniform field region for nuclear magnetic resonance |
| US6828892B1 (en) | 1999-05-06 | 2004-12-07 | New Mexico Resonance | Unilateral magnet having a remote uniform field region for nuclear magnetic resonance |
| US7560923B2 (en) * | 2006-03-04 | 2009-07-14 | Viswanathan Raju R | Signal acquisition and processing method and apparatus for magnetic resonance imaging |
| JP2022163132A (ja) * | 2019-03-25 | 2022-10-25 | プロマクソ インコーポレイテッド | 片面式高速ｍｒｉ勾配磁場コイルおよびその応用 |
| JP2024157000A (ja) * | 2019-03-25 | 2024-11-06 | プロマクソ インコーポレイテッド | 片面式高速ｍｒｉ勾配磁場コイルおよびその応用 |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| BR9400384A (pt) | 1994-08-23 |
| AU659593B2 (en) | 1995-05-18 |
| CA2113584A1 (en) | 1994-08-02 |
| DE69407202D1 (de) | 1998-01-22 |
| JP2693370B2 (ja) | 1997-12-24 |
| ATE161106T1 (de) | 1997-12-15 |
| US5304930A (en) | 1994-04-19 |
| CA2113584C (en) | 1999-03-16 |
| EP0610012A1 (en) | 1994-08-10 |
| DE69407202T2 (de) | 1998-04-30 |
| AU5396994A (en) | 1994-08-04 |
| EP0610012B1 (en) | 1997-12-10 |
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