JPS62207446A - 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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- JPS62207446A JPS62207446A JP61048311A JP4831186A JPS62207446A JP S62207446 A JPS62207446 A JP S62207446A JP 61048311 A JP61048311 A JP 61048311A JP 4831186 A JP4831186 A JP 4831186A JP S62207446 A JPS62207446 A JP S62207446A
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- magnetic field
- magnetic resonance
- nuclear magnetic
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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)
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- General Physics & Mathematics (AREA)
- Magnetic Resonance Imaging Apparatus (AREA)
Abstract
(57)【要約】本公報は電子出願前の出願データであるた
め要約のデータは記録されません。
め要約のデータは記録されません。
Description
【発明の詳細な説明】
〔産業上の利用分野〕
本発明は生体中の水素やリンなどからの核磁気共鳴（Ｎ
ＭＲ）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。
ＭＲ）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（Ｊ ｏｕｒｎａｌ ｏｆＭａｇｎ
ｅｔ、ｉｃ Ｒｅ５ｏｎａｎｃｅ）誌、第１８巻（１９
７５）。
チック・レゾナンス（Ｊ ｏｕｒｎａｌ ｏｆＭａｇｎ
ｅｔ、ｉｃ Ｒｅ５ｏｎａｎｃｅ）誌、第１８巻（１９
７５）。
第６９〜８３頁）にあるいは、フィジックス・イン・メ
ゾシン・アンド・バイオロジー（Ｐ ｈｙｓｉｃｓｉｎ
Ｍ ｅｄｉｃｉｎｅ ＆ Ｂ ｉｏｌｏｇｙ）誌、第
２５巻（１９８０）、第７５１〜７５６頁に記載されて
いるのでここでは省略する。
ゾシン・アンド・バイオロジー（Ｐ ｈｙｓｉｃｓｉｎ
Ｍ ｅｄｉｃｉｎｅ ＆ Ｂ ｉｏｌｏｇｙ）誌、第
２５巻（１９８０）、第７５１〜７５６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−マン（Ａ ｌｄｅｒｍａｎ ）
らにより第１Ｏ図に示す新しい形状のコイル（アルダ−
マン形と呼ぶ）が発表された。
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−マン（Ａ ｌｄｅｒｍａｎ ）
らにより第１Ｏ図に示す新しい形状のコイル（アルダ−
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１．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１０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１．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１０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、は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２０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。
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２０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。
３ｂ、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Ｉ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。
。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Ｉ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。
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２ｃｍ２ｄ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。
び２ｃｍ２ｄ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。
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ｉ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ｖＡ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１５．１６．１７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ｉ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ｖＡ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１５．１６．１７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。
ド２１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。
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、３ｔｉと分割された外部導体のすぐ内側に位置し
ている。
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く図にはその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く図にはその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。
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２
７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３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２
７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３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５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５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
。 第１虐 ブに ）ａ−／ ）Ａ／ ３ｅ、３〆・・・コ４ルタトｌＸ’
１″８シトｑ・・・コ〉デ゛ンブ 葡２国 第３目 第ψ目 厘を凶 ２．５′″ 第乙目 第７目 ？Ａ λ２
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
。 第１虐 ブに ）ａ−／ ）Ａ／ ３ｅ、３〆・・・コ４ルタトｌＸ’
１″８シトｑ・・・コ〉デ゛ンブ 葡２国 第３目 第ψ目 厘を凶 ２．５′″ 第乙目 第７目 ？Ａ λ２
Claims (1)
- 【特許請求の範囲】 １、静磁場、傾斜磁場および高周波磁場の各磁場発生手
段と、検査対象からの核磁気共鳴信号を検出する信号検
査手段と、上記検出信号の演算を行う演算手段とを有す
る核磁気共鳴を用いた検査装置において、送信および受
信コイルの少なくとも１方を、構造の対称面に沿ってそ
の一部を分割したことを特徴とする核磁気共鳴を用いた
検査装置。 ２、前記コイルの分割部の一部を金属片あるいはそれと
等価な物体で短絡したことを特徴とする特許請求の範囲
第１項記載の核磁気共鳴を用いた検査装置。 ３、前記コイルの中心部を線状あるいは管状あるいは短
冊状導体で構成したことを特徴とする特許請求の範囲第
１項記載の核磁気共鳴を用いた検査装置。 ４、前記コイルの外部導体と内部導体との間の絶縁体が
コイルのボビンを兼ねていることを特徴とする特許請求
の範囲第１項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 true JPS62207446A (ja) | 1987-09-11 |
| JPH0728857B2 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 |
|---|---|
| JPH0728857B2 (ja) | 1995-04-05 |
| US4748412A (en) | 1988-05-31 |
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