JPH09224921A - 磁気共振映像システム - Google Patents
磁気共振映像システムInfo
- Publication number
- JPH09224921A JPH09224921A JP9042579A JP4257997A JPH09224921A JP H09224921 A JPH09224921 A JP H09224921A JP 9042579 A JP9042579 A JP 9042579A JP 4257997 A JP4257997 A JP 4257997A JP H09224921 A JPH09224921 A JP H09224921A
- Authority
- JP
- Japan
- Prior art keywords
- magnetic field
- gradient magnetic
- signal
- coil
- magnetic resonance
- 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.)
- Granted
Links
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
- G01R33/385—Systems for generation, homogenisation or stabilisation of the main or gradient magnetic field using gradient magnetic field coils
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
- A61B5/05—Detecting, measuring or recording for diagnosis by means of electric currents or magnetic fields; Measuring using microwaves or radio waves
- A61B5/055—Detecting, measuring or recording for diagnosis by means of electric currents or magnetic fields; Measuring using microwaves or radio waves involving electronic [EMR] or nuclear [NMR] magnetic resonance, e.g. magnetic resonance imaging
Landscapes
- Physics & Mathematics (AREA)
- Health & Medical Sciences (AREA)
- Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
- General Physics & Mathematics (AREA)
- Nuclear Medicine, Radiotherapy & Molecular Imaging (AREA)
- Condensed Matter Physics & Semiconductors (AREA)
- Heart & Thoracic Surgery (AREA)
- Surgery (AREA)
- Engineering & Computer Science (AREA)
- Biomedical Technology (AREA)
- Biophysics (AREA)
- Medical Informatics (AREA)
- Molecular Biology (AREA)
- Pathology (AREA)
- Animal Behavior & Ethology (AREA)
- General Health & Medical Sciences (AREA)
- Public Health (AREA)
- Veterinary Medicine (AREA)
- Radiology & Medical Imaging (AREA)
- High Energy & Nuclear Physics (AREA)
- Magnetic Resonance Imaging Apparatus (AREA)
Abstract
(57)【要約】
【課題】 磁気共振映像システムを提供する。
【解決手段】 全体的制御と信号処理を行うコンピュー
ターと、前記コンピューターからの制御信号に応じ、所
定の高周波パルス信号及びその大きさが変化される傾斜
磁界パルス信号を発生させるパルス発生部と、固定磁界
を発生させる主磁石と、前記主磁石の磁極を取囲む円筒
型構造であって、前記傾斜磁界パルス信号に応じて傾斜
磁界を発生させる傾斜磁界コイルと、前記高周波パルス
信号による高周波磁界を映像対象に印加し、前記映像対
象からの磁気共振信号を受信する高周波コイルと、前記
高周波コイルからの磁気共振信号をデジタル信号に変換
して前記コンピューターに出力させるアナログ／デジタ
ル変換部とを具備する。
ターと、前記コンピューターからの制御信号に応じ、所
定の高周波パルス信号及びその大きさが変化される傾斜
磁界パルス信号を発生させるパルス発生部と、固定磁界
を発生させる主磁石と、前記主磁石の磁極を取囲む円筒
型構造であって、前記傾斜磁界パルス信号に応じて傾斜
磁界を発生させる傾斜磁界コイルと、前記高周波パルス
信号による高周波磁界を映像対象に印加し、前記映像対
象からの磁気共振信号を受信する高周波コイルと、前記
高周波コイルからの磁気共振信号をデジタル信号に変換
して前記コンピューターに出力させるアナログ／デジタ
ル変換部とを具備する。
Description
【０００１】
【発明の属する技術分野】本発明は磁気共振映像（ＭＲ
Ｉ：Magnetic Resonance Imaging）システムに係り、特
に傾斜磁界コイル（magnetic gradient field coil）の
構造が改善された磁気共振映像システムに関する。
Ｉ：Magnetic Resonance Imaging）システムに係り、特
に傾斜磁界コイル（magnetic gradient field coil）の
構造が改善された磁気共振映像システムに関する。
【０００２】
【従来の技術】磁気共振映像システムとは、人体の組織
形態（tissue type ）を検査するためのシステムであっ
て、人体にその強度が変化する傾斜磁界（gradient fie
ld）を印加し、これにより人体組織の核スピン配列位置
を示すシステムである。即ち、強い静磁場内で高周波パ
ルス波（RF pulse wave ）が人体に印加されると人体組
織の核スピンが励起され、前記人体組織に適する傾斜磁
界が印加される時点で磁気共振信号（MR signal：Magne
tic Resonance signal）が生成される。このような磁気
共振信号を映像処理することにより人体の組織形態を検
査しうる。
形態（tissue type ）を検査するためのシステムであっ
て、人体にその強度が変化する傾斜磁界（gradient fie
ld）を印加し、これにより人体組織の核スピン配列位置
を示すシステムである。即ち、強い静磁場内で高周波パ
ルス波（RF pulse wave ）が人体に印加されると人体組
織の核スピンが励起され、前記人体組織に適する傾斜磁
界が印加される時点で磁気共振信号（MR signal：Magne
tic Resonance signal）が生成される。このような磁気
共振信号を映像処理することにより人体の組織形態を検
査しうる。
【０００３】図１は従来の磁気共振映像システムを示し
た概略図である。示されたように従来の磁気共振映像シ
ステムは、全体的制御と信号処理を行うコンピューター
１１と、前記コンピューター１１からの制御信号に応
じ、高周波パルス信号及びその大きさが変化される傾斜
磁界パルス信号を発生させるパルス発生器１２と、Ｃ形
構造を有して固定磁界Ｂ0 を発生させる主磁石１３と、
円盤型構造で前記主磁石１３の両磁極面に付着され、前
記傾斜磁界パルス信号に応じる傾斜磁界を発生させる傾
斜磁界コイル１４と、前記高周波パルス信号による発振
波を映像対象に出力し、映像対象からの磁気共振信号を
受信する高周波コイル１５と、前記高周波コイル１５か
らの磁気共振信号をデジタル信号に変換して前記コンピ
ューター１１に出力させるアナログ／デジタル変換器１
６とを備えている。前記高周波コイル１５は送信部（図
示せず）及び受信部（図示せず）に分離されうる。上、
下傾斜磁界コイル１４の間に斜線が引かれた楕円領域は
映像対象、例えば患者が位置する映像領域を示す。この
ような映像領域で主磁石１３からの固定磁界Ｂ0 と傾斜
磁界コイル１４からの傾斜磁界が作用することになる。
ここで、傾斜磁界コイル１４はＸ、Ｙ、Ｚ軸に対して各
々一対で構成され、パルス発生器１２では高周波パルス
信号及びＸ、Ｙ、Ｚ軸に対した三対の傾斜磁界コイル１
４に対して傾斜磁界パルスを発生させる。これにより高
周波コイル１５の送信部では前記高周波パルス信号に応
じる高周波磁界を映像対象に印加し、傾斜磁界コイル１
４では前記傾斜磁界パルス信号による傾斜磁界を発生さ
せる。また、高周波コイル１５の受信部では映像対象か
らの磁気共振信号を受信してアナログ／デジタル変換器
１６に出力させる。そしてコンピューター１１でアナロ
グ／デジタル変換器１６からの磁気共振データを処理す
ることにより人体組織の核スピン配列が磁気共振映像
（MR image）として示しうることになる。
た概略図である。示されたように従来の磁気共振映像シ
ステムは、全体的制御と信号処理を行うコンピューター
１１と、前記コンピューター１１からの制御信号に応
じ、高周波パルス信号及びその大きさが変化される傾斜
磁界パルス信号を発生させるパルス発生器１２と、Ｃ形
構造を有して固定磁界Ｂ0 を発生させる主磁石１３と、
円盤型構造で前記主磁石１３の両磁極面に付着され、前
記傾斜磁界パルス信号に応じる傾斜磁界を発生させる傾
斜磁界コイル１４と、前記高周波パルス信号による発振
波を映像対象に出力し、映像対象からの磁気共振信号を
受信する高周波コイル１５と、前記高周波コイル１５か
らの磁気共振信号をデジタル信号に変換して前記コンピ
ューター１１に出力させるアナログ／デジタル変換器１
６とを備えている。前記高周波コイル１５は送信部（図
示せず）及び受信部（図示せず）に分離されうる。上、
下傾斜磁界コイル１４の間に斜線が引かれた楕円領域は
映像対象、例えば患者が位置する映像領域を示す。この
ような映像領域で主磁石１３からの固定磁界Ｂ0 と傾斜
磁界コイル１４からの傾斜磁界が作用することになる。
ここで、傾斜磁界コイル１４はＸ、Ｙ、Ｚ軸に対して各
々一対で構成され、パルス発生器１２では高周波パルス
信号及びＸ、Ｙ、Ｚ軸に対した三対の傾斜磁界コイル１
４に対して傾斜磁界パルスを発生させる。これにより高
周波コイル１５の送信部では前記高周波パルス信号に応
じる高周波磁界を映像対象に印加し、傾斜磁界コイル１
４では前記傾斜磁界パルス信号による傾斜磁界を発生さ
せる。また、高周波コイル１５の受信部では映像対象か
らの磁気共振信号を受信してアナログ／デジタル変換器
１６に出力させる。そしてコンピューター１１でアナロ
グ／デジタル変換器１６からの磁気共振データを処理す
ることにより人体組織の核スピン配列が磁気共振映像
（MR image）として示しうることになる。
【０００４】図２は図１のＸ軸傾斜磁界コイルを示した
例示図である。図２において、１４１はＸ軸上部傾斜磁
界コイル、そして１４２はＹ軸下部傾斜磁界コイルを示
している。Ｘ軸上、下部傾斜磁界コイル１４１、１４２
は円盤型構造よりなり、Ｙ軸傾斜磁界コイル（図示せ
ず）も同一な構造を有する。即ち、Ｙ軸上、下部傾斜磁
界コイルはＸ軸上、下部傾斜磁界コイル１４１、１４２
がＺ軸を中心に９０°回転された状態であり、Ｚ軸上、
下部傾斜磁界コイル（図示せず）はＸ軸上、下部傾斜磁
界コイル１４１、１４２の円盤上に同心円状で構成され
る。ここでＺ軸上、下部傾斜磁界コイルの電流の方向は
相互反対である。
例示図である。図２において、１４１はＸ軸上部傾斜磁
界コイル、そして１４２はＹ軸下部傾斜磁界コイルを示
している。Ｘ軸上、下部傾斜磁界コイル１４１、１４２
は円盤型構造よりなり、Ｙ軸傾斜磁界コイル（図示せ
ず）も同一な構造を有する。即ち、Ｙ軸上、下部傾斜磁
界コイルはＸ軸上、下部傾斜磁界コイル１４１、１４２
がＺ軸を中心に９０°回転された状態であり、Ｚ軸上、
下部傾斜磁界コイル（図示せず）はＸ軸上、下部傾斜磁
界コイル１４１、１４２の円盤上に同心円状で構成され
る。ここでＺ軸上、下部傾斜磁界コイルの電流の方向は
相互反対である。
【０００５】図２に例示されたように上部傾斜磁界コイ
ル１４１と下部傾斜磁界コイル１４２は各々２つの半円
盤型コイルよりなる。即ち一軸傾斜磁界コイルは全て４
つの半円盤型コイルよりなり、これらは直列及び／また
は並列に連結されてパルス発生器（図１の１２）からの
傾斜磁界パルスを供給される。各半円盤型コイルは半円
の内面を貫く幾筋の傾斜磁界部と、前記半円周に沿って
位置する逆循環部とに区分される。示されたように幾筋
に広く分布された傾斜磁界部の電流は逆循環部に合流し
て流れる。ここで、各半円盤型コイルの傾斜磁界部から
発生される傾斜磁界は前記映像領域での線形傾斜磁界を
拡大するが、逆循環部から発生される逆磁界は前記線形
傾斜磁界を縮小させる。このような線形傾斜磁界は固定
磁界（図１のＢ0 ）と同じ方向の傾斜磁界であって、線
形傾斜磁界の拡大／縮小を意味する。
ル１４１と下部傾斜磁界コイル１４２は各々２つの半円
盤型コイルよりなる。即ち一軸傾斜磁界コイルは全て４
つの半円盤型コイルよりなり、これらは直列及び／また
は並列に連結されてパルス発生器（図１の１２）からの
傾斜磁界パルスを供給される。各半円盤型コイルは半円
の内面を貫く幾筋の傾斜磁界部と、前記半円周に沿って
位置する逆循環部とに区分される。示されたように幾筋
に広く分布された傾斜磁界部の電流は逆循環部に合流し
て流れる。ここで、各半円盤型コイルの傾斜磁界部から
発生される傾斜磁界は前記映像領域での線形傾斜磁界を
拡大するが、逆循環部から発生される逆磁界は前記線形
傾斜磁界を縮小させる。このような線形傾斜磁界は固定
磁界（図１のＢ0 ）と同じ方向の傾斜磁界であって、線
形傾斜磁界の拡大／縮小を意味する。
【０００６】前記のような従来の磁気共振映像システム
は、傾斜磁界コイルが円盤型構造よりなるので次のよう
な問題点等を有している。第１、逆磁界の影響が大きく
て線形傾斜磁界及びこれによる映像領域が縮小される。
第２、映像領域を広げようとすれば主磁石の磁極面を大
きくすべきであるのでその費用が増加する。第３、傾斜
磁界コイルと磁極との間の振動及びノイズが激しい。
は、傾斜磁界コイルが円盤型構造よりなるので次のよう
な問題点等を有している。第１、逆磁界の影響が大きく
て線形傾斜磁界及びこれによる映像領域が縮小される。
第２、映像領域を広げようとすれば主磁石の磁極面を大
きくすべきであるのでその費用が増加する。第３、傾斜
磁界コイルと磁極との間の振動及びノイズが激しい。
【０００７】
【発明が解決しようとする課題】本発明は前記のような
問題点等を改善するため創案されたものであって、逆磁
界の影響及び振動ノイズを減らしうる磁気共振映像シス
テムを提供するにその目的がある。
問題点等を改善するため創案されたものであって、逆磁
界の影響及び振動ノイズを減らしうる磁気共振映像シス
テムを提供するにその目的がある。
【０００８】
【課題を解決するための手段】前記目的を達成するため
の本発明による磁気共振映像システムは、全体的制御と
信号処理を行うコンピューターと、前記コンピューター
からの制御信号に応じ、所定の高周波パルス信号及びそ
の大きさが変化される傾斜磁界パルス信号を発生させる
パルス発生器と、固定磁界を発生させる主磁石と、前記
主磁石の磁極を取囲む円筒型構造であって、前記傾斜磁
界パルス信号に応じて傾斜磁界を発生させる傾斜磁界コ
イルと、前記高周波パルス信号による高周波磁界を映像
対象に印加し、前記映像対象からの磁気共振信号を受信
する高周波コイルと、前記高周波コイルからの磁気共振
信号をデジタル信号に変換して前記コンピューターに出
力させるアナログ／デジタル変換器とを具備することを
特徴とする。
の本発明による磁気共振映像システムは、全体的制御と
信号処理を行うコンピューターと、前記コンピューター
からの制御信号に応じ、所定の高周波パルス信号及びそ
の大きさが変化される傾斜磁界パルス信号を発生させる
パルス発生器と、固定磁界を発生させる主磁石と、前記
主磁石の磁極を取囲む円筒型構造であって、前記傾斜磁
界パルス信号に応じて傾斜磁界を発生させる傾斜磁界コ
イルと、前記高周波パルス信号による高周波磁界を映像
対象に印加し、前記映像対象からの磁気共振信号を受信
する高周波コイルと、前記高周波コイルからの磁気共振
信号をデジタル信号に変換して前記コンピューターに出
力させるアナログ／デジタル変換器とを具備することを
特徴とする。
【０００９】
【発明の実施の形態】図３は本発明による磁気共振映像
システムを示した概略図である。示されたように本実施
例の磁気共振映像システムは、全体的制御と信号処理を
行うコンピューター３１と、前記コンピューター３１か
らの制御信号に応じ、所定の高周波パルス信号及びその
大きさが変化される傾斜磁界パルス信号を発生させるパ
ルス発生器３２と、円筒型構造を有して固定磁界Ｂ0 を
発生させる主磁石３３と、前記主磁石３３の両磁極を取
囲む円筒型構造であって、前記傾斜磁界パルス信号によ
り傾斜磁界を発生させる傾斜磁界コイル３４と、前記高
周波パルス信号による高周波磁界を映像対象に出力する
と同時に、前記映像対象からの磁気共振信号を受信する
高周波コイル３５と、前記高周波コイル３５からの磁気
共振信号をデジタル信号に変換して前記コンピューター
３１に出力させるアナログ／デジタル変換器３６とを備
えている。上、下傾斜磁界コイル３４の間に斜線が引か
れた楕円領域は映像対象、例えば患者が位置する映像領
域を示す。このような映像領域で主磁石３３からの固定
磁界Ｂ0 と傾斜磁界コイル３４からの傾斜磁界が作用す
ることになる。パルス発生器３２には高周波及び傾斜磁
界パルス信号の増幅回路等が含まれ、アナログ／デジタ
ル変換器３６には所定の高周波回路及び信号収集回路が
含まれる。ここで、傾斜磁界コイル３４はＸ、Ｙ、Ｚ軸
に対して各々一対が備えられ、パルス発生器３２では高
周波パルス信号及びＸ、Ｙ、Ｚ軸に対した三対の傾斜磁
界コイル３４に対して傾斜磁界パルスを発生させる。こ
れにより高周波コイル３５の送信部では前記高周波パル
ス信号に応じる高周波磁界を映像対象に印加し、傾斜磁
界コイル３４では前記傾斜磁界パルス信号による傾斜磁
界を発生させる。また、高周波コイル３５の受信部では
映像対象からの磁気共振信号を受信してアナログ／デジ
タル変換器３６に出力させる。そしてコンピューター３
１でアナログ／デジタル変換器３６からの磁気共振デー
タを処理することにより人体組織の核スピンの配列位置
を把握しうることになる。
システムを示した概略図である。示されたように本実施
例の磁気共振映像システムは、全体的制御と信号処理を
行うコンピューター３１と、前記コンピューター３１か
らの制御信号に応じ、所定の高周波パルス信号及びその
大きさが変化される傾斜磁界パルス信号を発生させるパ
ルス発生器３２と、円筒型構造を有して固定磁界Ｂ0 を
発生させる主磁石３３と、前記主磁石３３の両磁極を取
囲む円筒型構造であって、前記傾斜磁界パルス信号によ
り傾斜磁界を発生させる傾斜磁界コイル３４と、前記高
周波パルス信号による高周波磁界を映像対象に出力する
と同時に、前記映像対象からの磁気共振信号を受信する
高周波コイル３５と、前記高周波コイル３５からの磁気
共振信号をデジタル信号に変換して前記コンピューター
３１に出力させるアナログ／デジタル変換器３６とを備
えている。上、下傾斜磁界コイル３４の間に斜線が引か
れた楕円領域は映像対象、例えば患者が位置する映像領
域を示す。このような映像領域で主磁石３３からの固定
磁界Ｂ0 と傾斜磁界コイル３４からの傾斜磁界が作用す
ることになる。パルス発生器３２には高周波及び傾斜磁
界パルス信号の増幅回路等が含まれ、アナログ／デジタ
ル変換器３６には所定の高周波回路及び信号収集回路が
含まれる。ここで、傾斜磁界コイル３４はＸ、Ｙ、Ｚ軸
に対して各々一対が備えられ、パルス発生器３２では高
周波パルス信号及びＸ、Ｙ、Ｚ軸に対した三対の傾斜磁
界コイル３４に対して傾斜磁界パルスを発生させる。こ
れにより高周波コイル３５の送信部では前記高周波パル
ス信号に応じる高周波磁界を映像対象に印加し、傾斜磁
界コイル３４では前記傾斜磁界パルス信号による傾斜磁
界を発生させる。また、高周波コイル３５の受信部では
映像対象からの磁気共振信号を受信してアナログ／デジ
タル変換器３６に出力させる。そしてコンピューター３
１でアナログ／デジタル変換器３６からの磁気共振デー
タを処理することにより人体組織の核スピンの配列位置
を把握しうることになる。
【００１０】図４に示されたようにＸ軸上、下部傾斜磁
界コイル３４１、３４２は円筒型構造よりなる。Ｘ軸上
部傾斜磁界コイル３４１に流れる電流の方向とＸ軸下部
傾斜磁界コイルに流れる電流の方向は相等しい。Ｙ軸傾
斜磁界コイル３４３、３４４もこのような円筒型構造を
有する。Ｙ軸上、下部傾斜磁界コイル３４３、３４４は
Ｘ軸上、下部傾斜磁界コイル３４１、３４２に対してＺ
軸を中心に９０°回転された状態となる。一方、Ｚ軸傾
斜磁界コイル（３４５、３４６）は上、下部の電流の方
向が相異なり、上下部間に所定の距離が要求される逆ヘ
ルムホルツ対構造である。３つの上部コイル３４１、３
４３、３４５は重なって、主磁石３３の上部磁極に付着
される。
界コイル３４１、３４２は円筒型構造よりなる。Ｘ軸上
部傾斜磁界コイル３４１に流れる電流の方向とＸ軸下部
傾斜磁界コイルに流れる電流の方向は相等しい。Ｙ軸傾
斜磁界コイル３４３、３４４もこのような円筒型構造を
有する。Ｙ軸上、下部傾斜磁界コイル３４３、３４４は
Ｘ軸上、下部傾斜磁界コイル３４１、３４２に対してＺ
軸を中心に９０°回転された状態となる。一方、Ｚ軸傾
斜磁界コイル（３４５、３４６）は上、下部の電流の方
向が相異なり、上下部間に所定の距離が要求される逆ヘ
ルムホルツ対構造である。３つの上部コイル３４１、３
４３、３４５は重なって、主磁石３３の上部磁極に付着
される。
【００１１】図４に示されたように、上部傾斜磁界コイ
ル３４１及び下部傾斜磁界コイル３４２は各々２つの半
円筒型コイルよりなる。即ち一軸傾斜磁界コイルは全て
４つの半円筒型コイルよりなり、これらは直列及び／ま
たは並列に連結されてパルス発生器（図３の３２）から
の傾斜磁界パルスを供給される。各半円筒型コイルは半
円筒の底面を貫く幾筋の傾斜磁界部と、半円筒の壁に沿
って位置する逆循環部とに区分される。本実施例の場
合、上部傾斜磁界コイル３４１と下部傾斜磁界コイル３
４２とを背中合わせ構造に配置することにより、線形傾
斜磁界に対した逆循環部の距離が長くなって逆磁界の影
響を減らしうる。
ル３４１及び下部傾斜磁界コイル３４２は各々２つの半
円筒型コイルよりなる。即ち一軸傾斜磁界コイルは全て
４つの半円筒型コイルよりなり、これらは直列及び／ま
たは並列に連結されてパルス発生器（図３の３２）から
の傾斜磁界パルスを供給される。各半円筒型コイルは半
円筒の底面を貫く幾筋の傾斜磁界部と、半円筒の壁に沿
って位置する逆循環部とに区分される。本実施例の場
合、上部傾斜磁界コイル３４１と下部傾斜磁界コイル３
４２とを背中合わせ構造に配置することにより、線形傾
斜磁界に対した逆循環部の距離が長くなって逆磁界の影
響を減らしうる。
【００１２】図５は図４の半円筒型コイルに対した断面
図である。図５でＢ0 は主磁石（図３の３３）からの固
定磁界、そしてＢZ は固定磁界Ｂ0 と同じ方向の線形傾
斜磁界を示す。従来の円盤型傾斜磁界コイルでは線形傾
斜磁界上の一点０を基準とすれば、三筋の傾斜磁界部が
Ｒ1 、Ｒ2 、Ｒ3 の間隔で位置し、一筋の逆循環部がＲ
4 の間隔で位置し、この基準点、傾斜磁界部及び逆循環
部が同じ平面上に位置することになる。この場合、基準
点０から線形傾斜磁界ＢZ の磁束密度を求める式は、電
流Ｉ1 、Ｉ2 、Ｉ3 、Ｉ4 を無限直線上の電流と仮定し
た場合、（μ0／２π）・［（Ｉ1 ｃｏｓφ1 ）／Ｒ1
＋（Ｉ2 ｃｏｓφ2 ）／Ｒ2 ＋（Ｉ3 ｃｏｓφ3 ）／Ｒ
3 −（Ｉ4 ｃｏｓφ4 ）／Ｒ4 ］となる。ここで、μ0
は透磁率、Ｉ1 、Ｉ2 、Ｉ3 は三筋の傾斜磁界部に流れ
る電流、Ｉ4 は一筋の逆循環部に流れる電流（Ｉ4 ＝Ｉ
1 ＋Ｉ2 ＋Ｉ3 ）、Ｒ1 、Ｒ2 、Ｒ3 は基準点０と三筋
の傾斜磁界部との間隔、Ｒ4 は基準点０と一筋の逆循環
部との間隔、φ1 、φ2 、φ3 は基準点０と三筋の傾斜
磁界部との角度、そしてφ4 は基準点０と一筋の逆循環
部との角度を示す。一方、図４のような円筒型傾斜磁界
コイルでは三筋の傾斜磁界部がＲ1 、Ｒ2 、Ｒ3 の間隔
で位置し、一筋の逆循環部がＲ4 ’の間隔で各々別の平
面上に位置する。この場合、基準点０から線形傾斜磁界
ＢZ の磁束密度を求める式は、電流Ｉ1 、Ｉ2 、Ｉ3 、
Ｉ4 ’を無限直線上の電流と仮定した場合、（μ0 ／２
π）・［（Ｉ1 ｃｏｓφ1 ）／Ｒ1 ＋（Ｉ2 ｃｏｓφ
2 ）／Ｒ2 ＋（Ｉ3 ｃｏｓφ3 ）／Ｒ3 −（Ｉ4 ’ｃｏ
ｓφ4 ’）／Ｒ4 ’］となる。ここで、Ｉ4 とＩ4 ’は
相等しく、φ4 ＜φ4 ’、Ｒ4 ＜Ｒ4 ’が成立って基準
点０から線形傾斜磁界ＢZ の磁束密度が相対的に大きく
なる。
図である。図５でＢ0 は主磁石（図３の３３）からの固
定磁界、そしてＢZ は固定磁界Ｂ0 と同じ方向の線形傾
斜磁界を示す。従来の円盤型傾斜磁界コイルでは線形傾
斜磁界上の一点０を基準とすれば、三筋の傾斜磁界部が
Ｒ1 、Ｒ2 、Ｒ3 の間隔で位置し、一筋の逆循環部がＲ
4 の間隔で位置し、この基準点、傾斜磁界部及び逆循環
部が同じ平面上に位置することになる。この場合、基準
点０から線形傾斜磁界ＢZ の磁束密度を求める式は、電
流Ｉ1 、Ｉ2 、Ｉ3 、Ｉ4 を無限直線上の電流と仮定し
た場合、（μ0／２π）・［（Ｉ1 ｃｏｓφ1 ）／Ｒ1
＋（Ｉ2 ｃｏｓφ2 ）／Ｒ2 ＋（Ｉ3 ｃｏｓφ3 ）／Ｒ
3 −（Ｉ4 ｃｏｓφ4 ）／Ｒ4 ］となる。ここで、μ0
は透磁率、Ｉ1 、Ｉ2 、Ｉ3 は三筋の傾斜磁界部に流れ
る電流、Ｉ4 は一筋の逆循環部に流れる電流（Ｉ4 ＝Ｉ
1 ＋Ｉ2 ＋Ｉ3 ）、Ｒ1 、Ｒ2 、Ｒ3 は基準点０と三筋
の傾斜磁界部との間隔、Ｒ4 は基準点０と一筋の逆循環
部との間隔、φ1 、φ2 、φ3 は基準点０と三筋の傾斜
磁界部との角度、そしてφ4 は基準点０と一筋の逆循環
部との角度を示す。一方、図４のような円筒型傾斜磁界
コイルでは三筋の傾斜磁界部がＲ1 、Ｒ2 、Ｒ3 の間隔
で位置し、一筋の逆循環部がＲ4 ’の間隔で各々別の平
面上に位置する。この場合、基準点０から線形傾斜磁界
ＢZ の磁束密度を求める式は、電流Ｉ1 、Ｉ2 、Ｉ3 、
Ｉ4 ’を無限直線上の電流と仮定した場合、（μ0 ／２
π）・［（Ｉ1 ｃｏｓφ1 ）／Ｒ1 ＋（Ｉ2 ｃｏｓφ
2 ）／Ｒ2 ＋（Ｉ3 ｃｏｓφ3 ）／Ｒ3 −（Ｉ4 ’ｃｏ
ｓφ4 ’）／Ｒ4 ’］となる。ここで、Ｉ4 とＩ4 ’は
相等しく、φ4 ＜φ4 ’、Ｒ4 ＜Ｒ4 ’が成立って基準
点０から線形傾斜磁界ＢZ の磁束密度が相対的に大きく
なる。
【００１３】図５で線形傾斜磁界を拡大しようとすれば
前記磁束密度を大きくすべきであるが、三筋の傾斜磁界
部に流れる電流の合（Ｉ1 ＋Ｉ2 ＋Ｉ3 ）が一筋の逆循
環部に流れる電流Ｉ4 と同一なので、電流の大きさを変
化させ磁束密度が大きくできない。従って、磁束密度を
大きくしようとすればＲ4 及びφ4 を大きくすれば良
い。しかし、従来の円盤型傾斜磁界コイルの場合、該当
円盤の直径ＤによりＲ4及びφ4 が限定される。一方、
図４のような円筒型傾斜磁界コイルでは、逆循環部の位
置が従来に比べて高さＨほど移動されることによりＲ4
及びφ4 を大きくしうる。因みに、従来に比べて主磁石
の磁極に傾斜磁界コイルを安定に付着することにより振
動ノイズを減らしうる。本発明は前記実施例に限定され
なく、当業者の水準でその利用及び改良が可能である。
前記磁束密度を大きくすべきであるが、三筋の傾斜磁界
部に流れる電流の合（Ｉ1 ＋Ｉ2 ＋Ｉ3 ）が一筋の逆循
環部に流れる電流Ｉ4 と同一なので、電流の大きさを変
化させ磁束密度が大きくできない。従って、磁束密度を
大きくしようとすればＲ4 及びφ4 を大きくすれば良
い。しかし、従来の円盤型傾斜磁界コイルの場合、該当
円盤の直径ＤによりＲ4及びφ4 が限定される。一方、
図４のような円筒型傾斜磁界コイルでは、逆循環部の位
置が従来に比べて高さＨほど移動されることによりＲ4
及びφ4 を大きくしうる。因みに、従来に比べて主磁石
の磁極に傾斜磁界コイルを安定に付着することにより振
動ノイズを減らしうる。本発明は前記実施例に限定され
なく、当業者の水準でその利用及び改良が可能である。
【００１４】
【発明の効果】以上説明したように、本発明による磁気
共振映像システムによれば、傾斜磁界コイルから発生さ
れる逆磁界の影響を減らすことにより線形傾斜磁界及び
これによる映像領域が拡大でき、磁極に傾斜磁界コイル
を安定に付着することにより振動ノイズを減らしうる。
共振映像システムによれば、傾斜磁界コイルから発生さ
れる逆磁界の影響を減らすことにより線形傾斜磁界及び
これによる映像領域が拡大でき、磁極に傾斜磁界コイル
を安定に付着することにより振動ノイズを減らしうる。
【図１】 従来の磁気共振映像システムを示した概略図
である。
である。
【図２】 図１のＸ軸傾斜磁界コイルを示した例示図で
ある。
ある。
【図３】 本発明による磁気共振映像システムを示した
概略図である。
概略図である。
【図４】 図３の傾斜磁界コイルを示した例示図であ
る。
る。
【図５】 図４の半円筒型コイルに対した断面図であ
る。
る。
３１……コンピューター、 ３２……パルス発生器、３
３……主磁石、 ３４……傾斜磁界コイル、３５……高
周波コイル、 ３６……アナログ／デジタル変換器
３……主磁石、 ３４……傾斜磁界コイル、３５……高
周波コイル、 ３６……アナログ／デジタル変換器
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (72)発明者 李 壽烈 大韓民国忠清北道忠州市連守洞931番地林 光アパート105棟501號
Claims (13)
- 【請求項１】 全体的制御と信号処理を行うコンピュー
ターと、 前記コンピューターからの制御信号に応じ、所定の高周
波パルス信号及びその大きさが変化される傾斜磁界パル
ス信号を発生させるパルス発生部と、 固定磁界を発生させる主磁石と、 前記主磁石の磁極を取囲む円筒型構造であって、前記傾
斜磁界パルス信号に応じて傾斜磁界を発生させる傾斜磁
界コイルと、 前記高周波パルス信号による高周波磁界を映像対象に印
加し、前記映像対象からの磁気共振信号を受信する高周
波コイルと、 前記高周波コイルからの磁気共振信号をデジタル信号に
変換して前記コンピューターに出力させるアナログ／デ
ジタル変換部とを具備することを特徴とする磁気共振映
像システム。 - 【請求項２】 前記傾斜磁界コイルはＸ、Ｙ、Ｚ軸に対
して各々一対ずつ備えられたことを特徴とする請求項１
に記載の磁気共振映像システム。 - 【請求項３】 前記パルス発生器は前記Ｘ、Ｙ、Ｚ軸に
対した三対の傾斜磁界コイルに対して傾斜磁界パルス信
号を発生させることを特徴とする請求項２に記載の磁気
共振映像システム。 - 【請求項４】 前記各対の傾斜磁界コイルは上部傾斜磁
界コイル及び下部傾斜磁界コイルに区分されることを特
徴とする請求項２に記載の磁気共振映像システム。 - 【請求項５】 前記Ｘ軸及びＹ軸に対した傾斜磁界コイ
ルは上、下部傾斜磁界コイルの電流の方向が相等しいこ
とを特徴とする請求項４に記載の磁気共振映像システ
ム。 - 【請求項６】 前記Ｙ軸に対した上、下部傾斜磁界コイ
ルは前記Ｘ軸に対した上、下部傾斜磁界コイルがＺ軸を
中心に９０°回転された状態であることを特徴とする請
求項５に記載の磁気共振映像システム。 - 【請求項７】 前記Ｘ軸及びＹ軸に対した傾斜磁界コイ
ルは上部傾斜磁界コイル及び下部傾斜磁界コイルに各々
２つの半円筒型コイルを具備することを特徴とする請求
項４に記載の磁気共振映像システム。 - 【請求項８】 前記半円筒型コイルは半コップの底面を
貫く幾筋の傾斜磁界部と、半コップの壁に沿って位置す
る逆循環部とを含むことを特徴とする請求項７に記載の
磁気共振映像システム。 - 【請求項９】 前記上部傾斜磁界コイルと下部傾斜磁界
コイルは背中合わせ構造よりなることを特徴とする請求
項８に記載の磁気共振映像システム。 - 【請求項１０】 前記Ｚ軸に対した傾斜磁界コイルは
上、下部傾斜磁界コイルの電流の方向が相異なる逆ヘル
ムホルツ対構造であることを特徴とする請求項４に記載
の磁気共振映像システム。 - 【請求項１１】 前記パルス発生器には、所定の増幅回
路が含まれることを特徴とする請求項１に記載の磁気共
振映像システム。 - 【請求項１２】 前記アナログ／デジタル変換器には所
定の高周波回路及び信号収集回路が含まれることを特徴
とする請求項１に記載の磁気共振映像システム。 - 【請求項１３】 全体的制御と信号処理を行うコンピュ
ーターと、 前記コンピューターからの制御信号に応じ、所定の高周
波パルス信号及びその大きさが変化される傾斜磁界パル
ス信号を発生させるパルス発生部と、 固定磁界を発生させる主磁石と、 相異なる平面上に位置した傾斜磁界部と逆循環部を備
え、前記傾斜磁界パルス信号に応じて傾斜磁界を発生さ
せる傾斜磁界コイルと、 前記高周波パルス信号による高周波磁界を映像対象に印
加し、前記映像対象からの磁気共振信号を受信する高周
波コイルと、 前記高周波コイルからの磁気共振信号をデジタル信号に
変換して前記コンピューターに出力させるアナログ／デ
ジタル変換部とを具備することを特徴とする磁気共振映
像システム。
Applications Claiming Priority (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| KR19964684 | 1996-02-26 | ||
| KR1019960004684A KR100311073B1 (ko) | 1996-02-26 | 1996-02-26 | 자기공진 영상 시스템 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH09224921A true JPH09224921A (ja) | 1997-09-02 |
| JP3707894B2 JP3707894B2 (ja) | 2005-10-19 |
Family
ID=19451809
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP04257997A Expired - Fee Related JP3707894B2 (ja) | 1996-02-26 | 1997-02-26 | 磁気共振映像システム |
Country Status (3)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US5874831A (ja) |
| JP (1) | JP3707894B2 (ja) |
| KR (1) | KR100311073B1 (ja) |
Families Citing this family (11)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP3283242B2 (ja) * | 1999-06-21 | 2002-05-20 | ジーイー横河メディカルシステム株式会社 | 勾配コイルの製造方法、勾配コイルおよびｍｒｉ装置 |
| JP3705996B2 (ja) * | 2000-04-26 | 2005-10-12 | ジーイー・メディカル・システムズ・グローバル・テクノロジー・カンパニー・エルエルシー | 磁気共鳴撮影装置 |
| JP4045769B2 (ja) * | 2001-10-10 | 2008-02-13 | 株式会社日立製作所 | 磁場発生装置及びこれを用いるｍｒｉ装置 |
| US7162302B2 (en) * | 2002-03-04 | 2007-01-09 | Nanoset Llc | Magnetically shielded assembly |
| US20050260331A1 (en) * | 2002-01-22 | 2005-11-24 | Xingwu Wang | Process for coating a substrate |
| US20040225213A1 (en) * | 2002-01-22 | 2004-11-11 | Xingwu Wang | Magnetic resonance imaging coated assembly |
| KR100805600B1 (ko) | 2006-09-14 | 2008-02-20 | 경희대학교 산학협력단 | 시분할 다중 고주파 펄스를 이용한 자기공명영상 균일도 향상 방법 및 장치 |
| CN101563031A (zh) * | 2006-12-20 | 2009-10-21 | 皇家飞利浦电子股份有限公司 | 用于影响和/或检测作用区域中的磁性粒子的布置和产生盘状线圈的方法 |
| EP2742860B1 (en) * | 2011-08-09 | 2016-05-25 | Hitachi Metals, Ltd. | Coil device and magnetic resonance imaging apparatus |
| CN103399284B (zh) * | 2013-08-07 | 2016-03-30 | 深圳市特深电气有限公司 | 磁共振复合线圈和磁共振成像系统 |
| DE102013225274A1 (de) * | 2013-12-09 | 2015-06-11 | Albert-Ludwigs-Universität Freiburg | Gradientensystem für die Magnetresonanzbildgebung |
Family Cites Families (9)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| DE4029477C2 (de) * | 1989-09-29 | 1994-06-01 | Siemens Ag | Tesserale Gradientenspule für Kernspin-Tomographiegeräte |
| DE4037894A1 (de) * | 1989-12-11 | 1991-06-13 | Siemens Ag | Kernspintomograph |
| JP3092106B2 (ja) * | 1990-03-05 | 2000-09-25 | 株式会社日立メディコ | 磁気共鳴イメージング装置 |
| US5225780A (en) * | 1991-08-08 | 1993-07-06 | Mayo Foundation For Medical Education Research | Ultra-fast NMR scans with preparation phase |
| JPH0698871A (ja) * | 1992-09-18 | 1994-04-12 | Hitachi Medical Corp | 磁気共鳴イメ−ジング装置 |
| JPH07171126A (ja) * | 1993-12-20 | 1995-07-11 | Hitachi Medical Corp | 磁気共鳴イメージング装置 |
| JPH08589A (ja) * | 1994-06-20 | 1996-01-09 | Hitachi Ltd | 磁気共鳴を用いた検査装置 |
| DE4422781C1 (de) * | 1994-06-29 | 1996-02-01 | Siemens Ag | Aktiv geschirmte planare Gradientenspule für Polplattenmagnete |
| DE19527020C1 (de) * | 1995-07-24 | 1997-02-20 | Siemens Ag | Tesserale Gradientenspule für Kernspintomographiegeräte |
-
1996
- 1996-02-26 KR KR1019960004684A patent/KR100311073B1/ko not_active Expired - Fee Related
-
1997
- 1997-02-26 US US08/805,179 patent/US5874831A/en not_active Expired - Lifetime
- 1997-02-26 JP JP04257997A patent/JP3707894B2/ja not_active Expired - Fee Related
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JP3707894B2 (ja) | 2005-10-19 |
| KR970061206A (ko) | 1997-09-12 |
| KR100311073B1 (ko) | 2001-12-28 |
| US5874831A (en) | 1999-02-23 |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| US4467282A (en) | High-frequency magnet system for nuclear spin tomography | |
| US4320342A (en) | Magnet coil arrangement for generating linear magnetic gradient fields | |
| US5185576A (en) | Local gradient coil | |
| US6397094B1 (en) | MR method utilizing microcoils situated in the examination zone | |
| JPH0433454B2 (ja) | ||
| KR20190117004A (ko) | 개방형 보어 필드 프리 라인 자성 입자 이미징 시스템 | |
| JP2007511331A (ja) | フェーズドアレイ膝部コイル | |
| IL91805A (en) | Quadrature surface coil | |
| JPH09224921A (ja) | 磁気共振映像システム | |
| Hyde et al. | Quadrature detection surface coil | |
| US6914432B2 (en) | Phased array coil assembly and method and system for employing the same | |
| US6940282B2 (en) | Switchable transmit array coil | |
| EP0620922B1 (en) | Local transverse mri gradient coil | |
| CA1232014A (en) | Nmr tomography apparatus | |
| EP0097519A2 (en) | Nuclear magnetic resonance diagnostic apparatus | |
| US20060255804A1 (en) | Three concentric coil array | |
| JP3618171B2 (ja) | 磁気共鳴イメージング装置 | |
| JP4262625B2 (ja) | 磁気共鳴イメージング装置 | |
| US10466320B2 (en) | Multi-layered radio frequency coil | |
| JP3154002B2 (ja) | 直交受信方式の受信コイル及びこの受信コイルを用いた磁気共鳴イメージング装置 | |
| JP3104709B2 (ja) | Ｍｒイメージング装置 | |
| JP3422560B2 (ja) | Ｍｒｉ用ｒｆコイル及びｍｒｉ装置 | |
| JP2671364B2 (ja) | 核磁気共鳴を用いた検査装置 | |
| JPH0549617A (ja) | Ｍｒｉ装置の受信回路 | |
| JP3130954B2 (ja) | 磁気共鳴イメージング装置用サーフェスコイル |
Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| A977 | Report on retrieval |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A971007 Effective date: 20041118 |
|
| A131 | Notification of reasons for refusal |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A131 Effective date: 20041130 |
|
| A521 | Request for written amendment filed |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A523 Effective date: 20050218 |
|
| TRDD | Decision of grant or rejection written | ||
| A01 | Written decision to grant a patent or to grant a registration (utility model) |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A01 Effective date: 20050705 |
|
| A61 | First payment of annual fees (during grant procedure) |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A61 Effective date: 20050802 |
|
| R150 | Certificate of patent or registration of utility model |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R150 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20080812 Year of fee payment: 3 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20090812 Year of fee payment: 4 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20090812 Year of fee payment: 4 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20100812 Year of fee payment: 5 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20110812 Year of fee payment: 6 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20110812 Year of fee payment: 6 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20120812 Year of fee payment: 7 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20130812 Year of fee payment: 8 |
|
| R250 | Receipt of annual fees |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250 |
|
| LAPS | Cancellation because of no payment of annual fees |