JPS6311145A - 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
- Publication number
- JPS6311145A JPS6311145A JP61154014A JP15401486A JPS6311145A JP S6311145 A JPS6311145 A JP S6311145A JP 61154014 A JP61154014 A JP 61154014A JP 15401486 A JP15401486 A JP 15401486A JP S6311145 A JPS6311145 A JP S6311145A
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- JP
- Japan
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- coils
- coil
- pair
- magnetic resonance
- nuclear magnetic
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- Pending
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- 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〕
本発明は被検体中に各種原子核の核磁気共鳴信号を計測
し、その密度、緩和時間あるいは化学シフトを測定する
装置に関する。
し、その密度、緩和時間あるいは化学シフトを測定する
装置に関する。
このような核磁気共鳴検査装置は、被検体を高磁場下に
おくための静磁場コイル、磁場に傾斜を与える傾斜磁場
コイル、を有し、さらにこれらの内側には、被検体の核
磁気共鳴信号を受信するための、もしくは、高周波磁場
の発生をも兼用したプローグ（受信コイル）を備えてい
る。この受信コイルは、金属で作られた線、板あるいは
パイプで作られた対をなすコイルが円、もしくは楕円状
の断面を有するボビンに固定されていた。
おくための静磁場コイル、磁場に傾斜を与える傾斜磁場
コイル、を有し、さらにこれらの内側には、被検体の核
磁気共鳴信号を受信するための、もしくは、高周波磁場
の発生をも兼用したプローグ（受信コイル）を備えてい
る。この受信コイルは、金属で作られた線、板あるいは
パイプで作られた対をなすコイルが円、もしくは楕円状
の断面を有するボビンに固定されていた。
このように従来の装置における受信コイルはボビンに固
定されていたため、検査対象ごとにその大きさに合わせ
て受信コイルの大きさを変更することができなかった。
定されていたため、検査対象ごとにその大きさに合わせ
て受信コイルの大きさを変更することができなかった。
したがって、受信コイルはその寸法に余裕を持って作成
される必要があり、検査対象の大きさによってはコイル
の充填係数を最大となるようにすることができず、Ｓ／
Ｎが低下する問題点があった。
される必要があり、検査対象の大きさによってはコイル
の充填係数を最大となるようにすることができず、Ｓ／
Ｎが低下する問題点があった。
本発明の目的は検査対象の大きさに係おらず、その検査
対象にとって充填因子をできるだけ大きくし、Ｓ／Ｎを
向上させることにある。
対象にとって充填因子をできるだけ大きくし、Ｓ／Ｎを
向上させることにある。
上記目的は、１対のコイル間の距離を検査対象の大きさ
、形状に応じて変化させ、コイルと検査対象を密着させ
ることにより、達成される。
、形状に応じて変化させ、コイルと検査対象を密着させ
ることにより、達成される。
核磁気共鳴を用いた検査装置のＳ／Ｎは次式で表わされ
る。
る。
信号検出用コイル（受信コイル）は１対のくら型のコイ
ルを向かい合わせた構成となっている。
ルを向かい合わせた構成となっている。
この２つのくら型コイルをつなぎ、互いに支える部分の
長さを可変できるようにする。それによって、検査対象
の大きさに応じて２つのコイル間の距離を短くし、コイ
ルの充填因子を大きくするＳ／Ｎが向上する。
長さを可変できるようにする。それによって、検査対象
の大きさに応じて２つのコイル間の距離を短くし、コイ
ルの充填因子を大きくするＳ／Ｎが向上する。
Ｓ／ＮｏｗζγＩ （Ｉ＋１） Ｃ（ＱＶｖａＴｚ／β
’ｒ ｚ ） ’ （ｔ）ここで、ζはコイルの充
填因子、すなわち受信コイルの体積中に占める検査対象
の体積の割合、γは核の磁気回転比、■はスピン量子数
、Ｃは定数、ＱはコイルのＱ値、■は受信コイルの体積
、υ０は共鳴周波数、Ｔ、、Ｔ２はスピン格子緩和時間
、βは受信−検波回路系の帯域幅である。
’ｒ ｚ ） ’ （ｔ）ここで、ζはコイルの充
填因子、すなわち受信コイルの体積中に占める検査対象
の体積の割合、γは核の磁気回転比、■はスピン量子数
、Ｃは定数、ＱはコイルのＱ値、■は受信コイルの体積
、υ０は共鳴周波数、Ｔ、、Ｔ２はスピン格子緩和時間
、βは受信−検波回路系の帯域幅である。
式（１）から、Ｓ／Ｎを向上させるためには、コイルの
充填因子ζを増加させればよいことがわかる。
充填因子ζを増加させればよいことがわかる。
以下、本発明の実施例を図面により説明する。
第１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１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ａ２の出力は
電力増Ｍ器３で増幅され、コイル４を励磁する。信号は
コイル５により受信され、受信された信号成分は増幅器
６を通り、検波器７で検波後、信号処理装置８で画像に
変換される。なお、受信コイル５の同調は自動同調制御
回路９により行われる。高周波パルス発生器２の出力は
、検波器７で直角位相検波する時の基準信号として用い
られる。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１０，１１゜１２で行ない、これらの
コイルはそれぞれ増幅器１３．１４．１５により駆動さ
れる。静磁場の発生はコイル１６で行ない、コイル１６
は電源１７によりＭｌｊＪされる。コイル１２はコイル
１１を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１８
はベッド１９上に贋かれ、ベッド１９は支持台２０上を
移動する６第２図は受信コイル５に人体を挿入した状態
を示す図で、コイル５はベッド１９に平行に設置する構
成を示したものである。
ものである。制御装置１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ａ２の出力は
電力増Ｍ器３で増幅され、コイル４を励磁する。信号は
コイル５により受信され、受信された信号成分は増幅器
６を通り、検波器７で検波後、信号処理装置８で画像に
変換される。なお、受信コイル５の同調は自動同調制御
回路９により行われる。高周波パルス発生器２の出力は
、検波器７で直角位相検波する時の基準信号として用い
られる。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１０，１１゜１２で行ない、これらの
コイルはそれぞれ増幅器１３．１４．１５により駆動さ
れる。静磁場の発生はコイル１６で行ない、コイル１６
は電源１７によりＭｌｊＪされる。コイル１２はコイル
１１を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１８
はベッド１９上に贋かれ、ベッド１９は支持台２０上を
移動する６第２図は受信コイル５に人体を挿入した状態
を示す図で、コイル５はベッド１９に平行に設置する構
成を示したものである。
第３図は受信コイル５の一実施例を示す図である。受信
コイル５は一対のくら型コイル２１と２２によって構成
されており、前記コイル２１と２２は支持棒２３によっ
て支持されている。コイル２１と２２は自在に曲がる網
銅線２５により接続されている。なおコイル２１と２２
の出力端２６．２７は同調回路に接続されている。支持
棒２３の長さを最大にした状態でコイル２１と２２の間
に人体１８を挿入し、次にコイル２．１．２２を人体１
８に密着させてコイル２１と２２の充填刃′子を増加さ
せ、かつ人体の動きがコイル２１゜２２に伝播しないよ
うに調節ネジ２４によって支持棒２３の長さを調整する
構成となっている６同様シこ第３図も受信コイル５の一
実施例を示す図である６受信コイル５は一対のクラ型コ
イル２１と２２によって構成されているが、コイル２１
は支持棒２３に完全に固定されておらず、一部が着脱可
能な構成になっておりコイル２１を動かせるようになっ
ている。人体１８をコイル２１と２２の間に挿入すると
きは支持棒２３とコイル２１の接続点すなわち３０と３
１．３２と３３をはずし、ちょうつがい２８によりコイ
ル２１を開いておく。人体１８をコイル２２の上に挿入
したあと、支持棒２３を調節ネジ２４により適当な長さ
に調節し、支持棒２３とコイル２１の接続点すなわち３
０と３１．３２と３３を接続する。なお、３０と３１の
部分でコイル２１と２２を接続しておく。そして、第２
図の場合と同様にコイル２１゜２２と人体１８が密着し
てコイル２１．２２の充填因子を大きくし、かつ人体の
動きがコイル２１゜２２に伝播しないように調節ネジ２
４によって支持棒２３の長さを調節する。
コイル５は一対のくら型コイル２１と２２によって構成
されており、前記コイル２１と２２は支持棒２３によっ
て支持されている。コイル２１と２２は自在に曲がる網
銅線２５により接続されている。なおコイル２１と２２
の出力端２６．２７は同調回路に接続されている。支持
棒２３の長さを最大にした状態でコイル２１と２２の間
に人体１８を挿入し、次にコイル２．１．２２を人体１
８に密着させてコイル２１と２２の充填刃′子を増加さ
せ、かつ人体の動きがコイル２１゜２２に伝播しないよ
うに調節ネジ２４によって支持棒２３の長さを調整する
構成となっている６同様シこ第３図も受信コイル５の一
実施例を示す図である６受信コイル５は一対のクラ型コ
イル２１と２２によって構成されているが、コイル２１
は支持棒２３に完全に固定されておらず、一部が着脱可
能な構成になっておりコイル２１を動かせるようになっ
ている。人体１８をコイル２１と２２の間に挿入すると
きは支持棒２３とコイル２１の接続点すなわち３０と３
１．３２と３３をはずし、ちょうつがい２８によりコイ
ル２１を開いておく。人体１８をコイル２２の上に挿入
したあと、支持棒２３を調節ネジ２４により適当な長さ
に調節し、支持棒２３とコイル２１の接続点すなわち３
０と３１．３２と３３を接続する。なお、３０と３１の
部分でコイル２１と２２を接続しておく。そして、第２
図の場合と同様にコイル２１゜２２と人体１８が密着し
てコイル２１．２２の充填因子を大きくし、かつ人体の
動きがコイル２１゜２２に伝播しないように調節ネジ２
４によって支持棒２３の長さを調節する。
第４図は受信コイル５の他の実施例を示す図である。受
信コイルはくら型コイル２１と２２から構成されている
。
信コイルはくら型コイル２１と２２から構成されている
。
コイル２１とコイル２２は完全に分離できる構成になっ
ており、コイル２２のみをベッド１９に固定しておく。
ており、コイル２２のみをベッド１９に固定しておく。
人体１８を挿入するときはコイル２１を支持棒２３から
はずしておく、支持棒２３の長さを調節ネジ２４によっ
て適当な長さに調節したあと、コイル２１を人体１８の
上にかぶせ、支持棒２３とコイル２１との接続部３６を
接続する。なお、コイル２１とコイル２２の接続部３５
と３４も接続しておく。そして、第２図の場合と同様に
コイル２１．２２と人体１８が密着してコイル２１．２
２の充填係数が大きくなり、かつ人体の動きがコイル２
１．２２に伝播しないように調節ネジ２４によって支持
棒２３の長さを調節する。
はずしておく、支持棒２３の長さを調節ネジ２４によっ
て適当な長さに調節したあと、コイル２１を人体１８の
上にかぶせ、支持棒２３とコイル２１との接続部３６を
接続する。なお、コイル２１とコイル２２の接続部３５
と３４も接続しておく。そして、第２図の場合と同様に
コイル２１．２２と人体１８が密着してコイル２１．２
２の充填係数が大きくなり、かつ人体の動きがコイル２
１．２２に伝播しないように調節ネジ２４によって支持
棒２３の長さを調節する。
次に第６図に受信コイルをベッドに垂直に設置にしたと
きの図を示す。第７図は受信コイルの一実施例である。
きの図を示す。第７図は受信コイルの一実施例である。
第３図に示した構成と同様にコイル２１とコイル２２を
支持棒２３によって支え、検査対象１８の大きさに合わ
せて調節ネジ２４によって支持棒２３の長さを調整し、
コイル２１゜２２が検査対象１８に密着するようにする
。なお、受信コイル２１．２２をベッドに垂直に設置す
る場合、第４図および第５図と同様の構成にできること
は明らかである。
支持棒２３によって支え、検査対象１８の大きさに合わ
せて調節ネジ２４によって支持棒２３の長さを調整し、
コイル２１゜２２が検査対象１８に密着するようにする
。なお、受信コイル２１．２２をベッドに垂直に設置す
る場合、第４図および第５図と同様の構成にできること
は明らかである。
第８図は本発明の更に別の実施例を示すものである６第
８図はプローブの中心軸に垂直な断面を示している。第
８図において、８０．８１はくら型に巻かれたコイルで
、それぞれコイルボビン８２．８３に固定されている。
８図はプローブの中心軸に垂直な断面を示している。第
８図において、８０．８１はくら型に巻かれたコイルで
、それぞれコイルボビン８２．８３に固定されている。
さらにコイルボビン８２は患者用の寝台８４に固定され
ている。また他のコイルボビン８３は支持部８５で８２
と対向するように支持されている。８６はコイルボビン
移動機構で、コイルボビン８３を図上で上下に移動させ
るとともに、８３を８６の中心で回転（図中の矢印）さ
せることができる。ここで２つのくら型コイル８０．８
１は第９図のごとく接続されており、この接続は支持部
内部に置かれた習動電極あるいは柔軟性のあるケーブル
で行われる。
ている。また他のコイルボビン８３は支持部８５で８２
と対向するように支持されている。８６はコイルボビン
移動機構で、コイルボビン８３を図上で上下に移動させ
るとともに、８３を８６の中心で回転（図中の矢印）さ
せることができる。ここで２つのくら型コイル８０．８
１は第９図のごとく接続されており、この接続は支持部
内部に置かれた習動電極あるいは柔軟性のあるケーブル
で行われる。
本実施例では、コイルの一方はベッドに固定されており
、一対のコイルと被検体との間の位置決めが容易である
とともに、被検体（患者）に対する圧迫感をなくすのに
効果がある。
、一対のコイルと被検体との間の位置決めが容易である
とともに、被検体（患者）に対する圧迫感をなくすのに
効果がある。
本発明によれば、検査対象ごとにコイルの充填因子を大
きくすることができるので、Ｓ／Ｎを向上させる効果が
ある。
きくすることができるので、Ｓ／Ｎを向上させる効果が
ある。
第１図は本発明で用いる装置の一構成例を示す図、第２
図および第６図は受信コイルとベッドの位置関係を示す
図、第３図、第４図、第５図、第７図は受信コイルの実
施例を示す図である。第８図は本発明の他の実施例を示
す図、第９図は第８図の実施例のコイルの接続を示す図
である。 第７ 固 箒２凶
図および第６図は受信コイルとベッドの位置関係を示す
図、第３図、第４図、第５図、第７図は受信コイルの実
施例を示す図である。第８図は本発明の他の実施例を示
す図、第９図は第８図の実施例のコイルの接続を示す図
である。 第７ 固 箒２凶
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
出手段と、上記検出信号の演算を行う計算機および該計
算機による演算結果の出力手段を有する核磁気共鳴を用
いた検査装置において、前記信号検出手段を１部を接続
した１対のコイルとし、前記１対のコイル間の距離を変
化させる手段を有し、検査対象の形状および大きさに係
らず、前記１対のコイル間の距離を変化させる手段によ
り１対のコイル間の距離を調節して検査対象と１対のコ
イルを密着させ、１対のコイルの充填因子が大きくなる
ようにして、前記信号検出手段のＳ／Ｎを向上させるこ
とを特徴とする核磁気共鳴を用いた検査装置。 ２、前記１対のコイル間の距離を変化させる手段を有し
た前記信号検出手段において、検査対象の動きが前記信
号検出手段に伝播しないように前記信号検出手段と検査
対象の間にスペーサを設ける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。 ３、前記１対のコイルの一方は被検体を搭載するベッド
に固定され、他一の方の高さ位置が可変であることを特
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。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP61154014A JPS6311145A (ja) | 1986-07-02 | 1986-07-02 | 核磁気共鳴を用いた検査装置 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP61154014A JPS6311145A (ja) | 1986-07-02 | 1986-07-02 | 核磁気共鳴を用いた検査装置 |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPS6311145A true JPS6311145A (ja) | 1988-01-18 |
Family
ID=15575021
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP61154014A Pending JPS6311145A (ja) | 1986-07-02 | 1986-07-02 | 核磁気共鳴を用いた検査装置 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPS6311145A (ja) |
Cited By (5)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPH01122710U (ja) * | 1988-02-18 | 1989-08-21 | ||
| JPH0551306U (ja) * | 1991-12-17 | 1993-07-09 | 横河メディカルシステム株式会社 | ブリッジ一体型ボディコイル |
| JP2007330795A (ja) * | 2006-06-12 | 2007-12-27 | Siemens Ag | 磁気共鳴装置のためのヘッドコイル構造体 |
| JP2008079906A (ja) * | 2006-09-28 | 2008-04-10 | Toshiba Corp | Ｍｒｉ装置及びｍｒｉ装置用ｒｆコイルユニット |
| JP2013034662A (ja) * | 2011-08-08 | 2013-02-21 | Hitachi Medical Corp | 磁気共鳴イメージング装置用受信コイル及びそれを用いた磁気共鳴イメージング装置 |
-
1986
- 1986-07-02 JP JP61154014A patent/JPS6311145A/ja active Pending
Cited By (5)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPH01122710U (ja) * | 1988-02-18 | 1989-08-21 | ||
| JPH0551306U (ja) * | 1991-12-17 | 1993-07-09 | 横河メディカルシステム株式会社 | ブリッジ一体型ボディコイル |
| JP2007330795A (ja) * | 2006-06-12 | 2007-12-27 | Siemens Ag | 磁気共鳴装置のためのヘッドコイル構造体 |
| JP2008079906A (ja) * | 2006-09-28 | 2008-04-10 | Toshiba Corp | Ｍｒｉ装置及びｍｒｉ装置用ｒｆコイルユニット |
| JP2013034662A (ja) * | 2011-08-08 | 2013-02-21 | Hitachi Medical Corp | 磁気共鳴イメージング装置用受信コイル及びそれを用いた磁気共鳴イメージング装置 |
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