JP2000051174A - Ｎｍｒマイクロスコープ装置 - Google Patents
Ｎｍｒマイクロスコープ装置Info
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- JP2000051174A JP2000051174A JP10220921A JP22092198A JP2000051174A JP 2000051174 A JP2000051174 A JP 2000051174A JP 10220921 A JP10220921 A JP 10220921A JP 22092198 A JP22092198 A JP 22092198A JP 2000051174 A JP2000051174 A JP 2000051174A
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Abstract
(57)【要約】
【課題】この発明は、臨床用ＭＲＩ装置の静磁場を借用
することにより、コストの低いＮＭＲマイクロスコープ
（ＭＲＭ）装置を実現することを目的とする。 【解決手段】この発明のＮＭＲマイクロスコープ装置
は、臨床用ＭＲＩの静磁場中に、該静磁場を形成するマ
グネットとは電気的・構造的に独立して形成され、ＲＦ
プローブと勾配コイルが一体となったプローブヘッドを
挿入し、該プローブヘッドの三軸勾配磁場の中心にＮＭ
Ｒ試験管挿入孔を設け、該挿入孔に挿入された上記試験
管中の試料のＮＭＲ画像を撮像することを特徴とする。
することにより、コストの低いＮＭＲマイクロスコープ
（ＭＲＭ）装置を実現することを目的とする。 【解決手段】この発明のＮＭＲマイクロスコープ装置
は、臨床用ＭＲＩの静磁場中に、該静磁場を形成するマ
グネットとは電気的・構造的に独立して形成され、ＲＦ
プローブと勾配コイルが一体となったプローブヘッドを
挿入し、該プローブヘッドの三軸勾配磁場の中心にＮＭ
Ｒ試験管挿入孔を設け、該挿入孔に挿入された上記試験
管中の試料のＮＭＲ画像を撮像することを特徴とする。
Description
【０００１】
【発明の属する技術分野】この発明は、ＮＭＲマイクロ
スコープ装置、特に臨床用ＭＲＩ装置の静磁場を借用し
たＮＭＲマイクロスコープ装置に関する。
スコープ装置、特に臨床用ＭＲＩ装置の静磁場を借用し
たＮＭＲマイクロスコープ装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】我が国では、約３０００台の核磁気共鳴
診断装置（以下、ＭＲＩという。）が日常の臨床診断に
使用されており、現在及び将来にわたって医用画像診断
装置の中核的地位を占めていくことが予想されている。
通常ＭＲＩは（１mm）3 程度の空間分解能で撮像されて
おり、この他に該空間分解能を高めた摘出標本を対象と
する（１０μｍ）3 〜（１００μｍ）3 の空間分解能の
装置としてＮＭＲマイクロスコープ（以下、ＭＲＭとい
う。）装置が知られている。
診断装置（以下、ＭＲＩという。）が日常の臨床診断に
使用されており、現在及び将来にわたって医用画像診断
装置の中核的地位を占めていくことが予想されている。
通常ＭＲＩは（１mm）3 程度の空間分解能で撮像されて
おり、この他に該空間分解能を高めた摘出標本を対象と
する（１０μｍ）3 〜（１００μｍ）3 の空間分解能の
装置としてＮＭＲマイクロスコープ（以下、ＭＲＭとい
う。）装置が知られている。
【０００３】しかし、上記ＮＭＲマイクロスコープ（Ｍ
ＲＭ）装置は高磁場の超伝導磁石（７〜１４Ｔ（テス
ラ））を必要とし、導入コストやランニングコストがき
わめて高く、メンテナンスが面倒であり、設置に大きな
スペースを必要とするので、国内に１０台程度しかなく
殆ど普及していない。
ＲＭ）装置は高磁場の超伝導磁石（７〜１４Ｔ（テス
ラ））を必要とし、導入コストやランニングコストがき
わめて高く、メンテナンスが面倒であり、設置に大きな
スペースを必要とするので、国内に１０台程度しかなく
殆ど普及していない。
【０００４】また、上記ＭＲＭ装置の共鳴磁場（７〜１
４Ｔ）は、通常の臨床用ＭＲＩの共鳴磁場（通常１．５
Ｔ）よりはるかに大きく、従って両者の画像コントラス
トが異なるので、臨床画像とＭＲＭで撮像された画像間
のＮＭＲパラメータ（例えば、Ｔ１）の同じ部分の直接
的比較が困難であるといった欠点もあった。
４Ｔ）は、通常の臨床用ＭＲＩの共鳴磁場（通常１．５
Ｔ）よりはるかに大きく、従って両者の画像コントラス
トが異なるので、臨床画像とＭＲＭで撮像された画像間
のＮＭＲパラメータ（例えば、Ｔ１）の同じ部分の直接
的比較が困難であるといった欠点もあった。
【０００５】
【発明が解決しようとする課題】この発明は、臨床用Ｍ
ＲＩ装置の静磁場を借用することにより、上記ＭＲＭ装
置におけるコストの大部分を占める高磁場の超伝導磁石
（７〜１４Ｔ（テスラ））を必要としないＮＭＲマイク
ロスコープ（ＭＲＭ）装置を実現することを目的とす
る。
ＲＩ装置の静磁場を借用することにより、上記ＭＲＭ装
置におけるコストの大部分を占める高磁場の超伝導磁石
（７〜１４Ｔ（テスラ））を必要としないＮＭＲマイク
ロスコープ（ＭＲＭ）装置を実現することを目的とす
る。
【０００６】また、同時に臨床用ＭＲＩ装置の静磁場を
借用することにより臨床用ＭＲＩの通常の画像とＭＲＭ
で撮像された画像間のＮＭＲパラメータ（例えば、Ｔ
１）の同じ部分の直接的比較が可能なＮＭＲマイクロス
コープ（ＭＲＭ）画像を得ることを目的とする。
借用することにより臨床用ＭＲＩの通常の画像とＭＲＭ
で撮像された画像間のＮＭＲパラメータ（例えば、Ｔ
１）の同じ部分の直接的比較が可能なＮＭＲマイクロス
コープ（ＭＲＭ）画像を得ることを目的とする。
【０００７】
【課題を解決するための手段】上記課題を解決するた
め、この発明のＮＭＲマイクロスコープ装置は、臨床用
ＭＲＩの静磁場中に、該静磁場を形成するマグネットと
は電気的・構造的に独立して形成され、ＲＦプローブと
勾配コイルが一体となったプローブヘッドを挿入し、該
プローブヘッドの三軸勾配磁場の中心にＮＭＲ試験管挿
入孔を設け、該挿入孔に挿入された上記試験管中の試料
のＮＭＲ画像を撮像することを特徴とするＮＭＲマイク
ロスコープ装置である。
め、この発明のＮＭＲマイクロスコープ装置は、臨床用
ＭＲＩの静磁場中に、該静磁場を形成するマグネットと
は電気的・構造的に独立して形成され、ＲＦプローブと
勾配コイルが一体となったプローブヘッドを挿入し、該
プローブヘッドの三軸勾配磁場の中心にＮＭＲ試験管挿
入孔を設け、該挿入孔に挿入された上記試験管中の試料
のＮＭＲ画像を撮像することを特徴とするＮＭＲマイク
ロスコープ装置である。
【０００８】さらに、この発明のＮＭＲマイクロスコー
プ装置は、前記ＮＭＲマイクロスコープの画像の信号処
理系と高周波受信系に１００ガウスの強磁場にまで耐え
うる十分な磁気シールドを施し、表示するモニターとし
て液晶ディスプレーを用いたことを特徴とするものであ
る。
プ装置は、前記ＮＭＲマイクロスコープの画像の信号処
理系と高周波受信系に１００ガウスの強磁場にまで耐え
うる十分な磁気シールドを施し、表示するモニターとし
て液晶ディスプレーを用いたことを特徴とするものであ
る。
【０００９】さらに、この発明のＮＭＲマイクロスコー
プ装置は、パルス発生器、パソコン及び高周波アンプか
らなる前記ＮＭＲマイクロスコープの画像の信号処理系
の上記構成部分を一つのラックに収納して、可搬型とし
たことを特徴とするものである。
プ装置は、パルス発生器、パソコン及び高周波アンプか
らなる前記ＮＭＲマイクロスコープの画像の信号処理系
の上記構成部分を一つのラックに収納して、可搬型とし
たことを特徴とするものである。
【００１０】さらに、この発明のＮＭＲマイクロスコー
プ装置は、臨床用ＭＲＩの静磁場を形成する装置と前記
プローブヘッド処理系との間では、アース（接地）のみ
共通化して電気的・構造的に独立して形成されたことを
特徴とするものである。
プ装置は、臨床用ＭＲＩの静磁場を形成する装置と前記
プローブヘッド処理系との間では、アース（接地）のみ
共通化して電気的・構造的に独立して形成されたことを
特徴とするものである。
【００１１】さらに、この発明のＮＭＲマイクロスコー
プ装置は、前記勾配コイルがＺ軸方向がマックスウェル
・ペア型であり、Ｘ軸及びＹ軸方向がアンダーソン型コ
イルであることを特徴とするものである。
プ装置は、前記勾配コイルがＺ軸方向がマックスウェル
・ペア型であり、Ｘ軸及びＹ軸方向がアンダーソン型コ
イルであることを特徴とするものである。
【００１２】
【発明の実施の形態】図１にこの発明のＮＭＲマイクロ
スコープ（ＭＲＭ）装置の全体システムを示す。
スコープ（ＭＲＭ）装置の全体システムを示す。
【００１３】システムは（１）システム全体を制御し、
画像再構成などを行う計算処理・制御系、（２）核スピ
ン系を励起する高周波信号を作り、また受信したＮＭＲ
信号を増幅・検波する送受信系、及び（３）核磁化を作
り出す磁石、静磁場に勾配を作る勾配磁場コイル、そし
て核スピン系に高周波を与え、また信号を受信するＲＦ
コイルからなる静磁場・勾配磁場・高周波コイル系の３
つから成っている。
画像再構成などを行う計算処理・制御系、（２）核スピ
ン系を励起する高周波信号を作り、また受信したＮＭＲ
信号を増幅・検波する送受信系、及び（３）核磁化を作
り出す磁石、静磁場に勾配を作る勾配磁場コイル、そし
て核スピン系に高周波を与え、また信号を受信するＲＦ
コイルからなる静磁場・勾配磁場・高周波コイル系の３
つから成っている。
【００１４】このシステムの動作は以下のとおりであ
る。
る。
【００１５】まず、システムコンソールのキーボード１
１から撮像に必要なパラメータ（くり返し時間等）をパ
ルスプログラマ用計算機８に入力する。計算機は入力さ
れたパラメータをパルス発生器６，７を駆動するための
データに変換して出力し、パルス発生器６，７を起動す
る。システムコンソールとしては、パルス発生器６，７
とＲＳ−２３２Ｃケーブルで接続された画像再構成・表
示計算機８上で動作するWindows95 のターミナル・ソフ
トウエアを使用している。パルス発生器６，７は、ＮＭ
Ｒイメージングのパルスシーケンス、すなわちＲＦパル
スの波形と位相情報、及び磁場勾配パルスの波形などを
正確なタイミングで出力し、さらにＮＭＲ信号をＡＤ変
換するためのトリガー信号を出力する。高周波発生器１
４から連続的に出力されているラーモア周波数の高周波
（６３．８９０ＭＨｚ）は、このＲＦパルスによって変
調される。このとき、同時にパルス発生器６，７から出
力された位相情報により高周波の位相も決定され、回転
座標系における任意の位相のＲＦパルスが変調器１２か
ら出力される。そして、このＲＦパルスは送信機１３で
数１０Ｗまで電力増幅され、ＲＦコイル３へ供給され
る。
１から撮像に必要なパラメータ（くり返し時間等）をパ
ルスプログラマ用計算機８に入力する。計算機は入力さ
れたパラメータをパルス発生器６，７を駆動するための
データに変換して出力し、パルス発生器６，７を起動す
る。システムコンソールとしては、パルス発生器６，７
とＲＳ−２３２Ｃケーブルで接続された画像再構成・表
示計算機８上で動作するWindows95 のターミナル・ソフ
トウエアを使用している。パルス発生器６，７は、ＮＭ
Ｒイメージングのパルスシーケンス、すなわちＲＦパル
スの波形と位相情報、及び磁場勾配パルスの波形などを
正確なタイミングで出力し、さらにＮＭＲ信号をＡＤ変
換するためのトリガー信号を出力する。高周波発生器１
４から連続的に出力されているラーモア周波数の高周波
（６３．８９０ＭＨｚ）は、このＲＦパルスによって変
調される。このとき、同時にパルス発生器６，７から出
力された位相情報により高周波の位相も決定され、回転
座標系における任意の位相のＲＦパルスが変調器１２か
ら出力される。そして、このＲＦパルスは送信機１３で
数１０Ｗまで電力増幅され、ＲＦコイル３へ供給され
る。
【００１６】一方、パルス発生器６，７から出力された
磁場勾配パルスの波形は磁場勾配コイルを駆動するため
の電流増幅器（勾配磁場電源）５へと入力される。被写
体の核磁化のラーモア歳差運動はＲＦコイル３で受信さ
れてＮＭＲ信号となり、プリアンプ１６へと入力され、
数１０〜数１００ｍＶのレベルに増幅される。そして、
検波器１５において高周波発生器１４から出力されたラ
ーモア周波数の高周波の参照信号（６３．８９０ＭＨ
ｚ）を用いて検波される。このとき、互いに９０°位相
の異なる二つの参照信号を用いることにより、回転座標
系における互いに直交した成分の核磁化の信号を検出で
き、その結果、２種類の信号（Ｃｈ１，Ｃｈ２）が得ら
れる。なお、これらの周波数帯は数１０ｋＨｚである。
磁場勾配パルスの波形は磁場勾配コイルを駆動するため
の電流増幅器（勾配磁場電源）５へと入力される。被写
体の核磁化のラーモア歳差運動はＲＦコイル３で受信さ
れてＮＭＲ信号となり、プリアンプ１６へと入力され、
数１０〜数１００ｍＶのレベルに増幅される。そして、
検波器１５において高周波発生器１４から出力されたラ
ーモア周波数の高周波の参照信号（６３．８９０ＭＨ
ｚ）を用いて検波される。このとき、互いに９０°位相
の異なる二つの参照信号を用いることにより、回転座標
系における互いに直交した成分の核磁化の信号を検出で
き、その結果、２種類の信号（Ｃｈ１，Ｃｈ２）が得ら
れる。なお、これらの周波数帯は数１０ｋＨｚである。
【００１７】この信号は、パルス発生器６から出力され
たトリガー信号に同期して、高速画像再構成・表示装置
であるパソコン８に接続されたＡＤ変換ボード９でサン
プリングが行われる。サンプリングされたデータは、Ａ
Ｄ変換ボード９のＦＩＦＯバッファーに保存され、パソ
コン８のメモリに順次転送される。パソコン８は、パル
スシーケンスが終了して画像再構成に必要なデータの取
得が完了すると、画像再構成プロセスを起動して被写体
の核磁化の空間分布を再構成する。再構成されたデータ
は、１２８階調のグレースケールに変換された後、パソ
コン８に接続されたビデオボードのメモリ上に転送さ
れ、画像ディスプレイ１０に表示される。
たトリガー信号に同期して、高速画像再構成・表示装置
であるパソコン８に接続されたＡＤ変換ボード９でサン
プリングが行われる。サンプリングされたデータは、Ａ
Ｄ変換ボード９のＦＩＦＯバッファーに保存され、パソ
コン８のメモリに順次転送される。パソコン８は、パル
スシーケンスが終了して画像再構成に必要なデータの取
得が完了すると、画像再構成プロセスを起動して被写体
の核磁化の空間分布を再構成する。再構成されたデータ
は、１２８階調のグレースケールに変換された後、パソ
コン８に接続されたビデオボードのメモリ上に転送さ
れ、画像ディスプレイ１０に表示される。
【００１８】なお、この発明のＮＭＲマイクロスコープ
（ＭＲＭ）装置は、臨床ＭＲＩ用超伝導磁石を借用して
用いるため、臨床ＭＲＩ用診断室内で用いられ、該臨床
ＭＲＩ用診断室内は漏れ磁場強度が大きいため表示装置
は通常のＣＲＴを使うと誤動作を生じるので、液晶ディ
スプレイを使用している。因みに、上記臨床ＭＲＩ用診
断室内の漏れ磁場強度は３０〜５０ガウスであって、パ
ソコンのフロッピーなどは外部に出した途端飽和してし
まうので使用することができない程度の強磁場である。
（従って、画像データ等を記録する媒体としてはフロッ
ピーより強磁場に対する耐性のあるＭＯが用いられてい
る。）この他、前記パルス発生器６やパソコン８、ＡＤ
ボード９、さらにはプリアンプ１６等は何らかの形でコ
アを使っているので、全てを一つのラックに収納して磁
気シールドが行われている。特に、フェライト・コアを
用いる高周波アンプ（１６，１３，５等）は、１００ガ
ウス以上になると動作不良を生じるので厚めの鉄板で覆
って十分な磁気シールドを行っている。以上の装置は、
幅５４cm、高さ７７cm、奥行き６０cmの１９インチラッ
クにまとめられており、総重量は約８０kgである。
（ＭＲＭ）装置は、臨床ＭＲＩ用超伝導磁石を借用して
用いるため、臨床ＭＲＩ用診断室内で用いられ、該臨床
ＭＲＩ用診断室内は漏れ磁場強度が大きいため表示装置
は通常のＣＲＴを使うと誤動作を生じるので、液晶ディ
スプレイを使用している。因みに、上記臨床ＭＲＩ用診
断室内の漏れ磁場強度は３０〜５０ガウスであって、パ
ソコンのフロッピーなどは外部に出した途端飽和してし
まうので使用することができない程度の強磁場である。
（従って、画像データ等を記録する媒体としてはフロッ
ピーより強磁場に対する耐性のあるＭＯが用いられてい
る。）この他、前記パルス発生器６やパソコン８、ＡＤ
ボード９、さらにはプリアンプ１６等は何らかの形でコ
アを使っているので、全てを一つのラックに収納して磁
気シールドが行われている。特に、フェライト・コアを
用いる高周波アンプ（１６，１３，５等）は、１００ガ
ウス以上になると動作不良を生じるので厚めの鉄板で覆
って十分な磁気シールドを行っている。以上の装置は、
幅５４cm、高さ７７cm、奥行き６０cmの１９インチラッ
クにまとめられており、総重量は約８０kgである。
【００１９】該ラックは、十分人力で移動可能、すなわ
ち可搬型である。可搬型とすることにより、通常の臨床
用ＭＲＩ診断装置として用いているときは、別室に待機
させ、臨床用ＭＲＩ診断装置として用いられていない時
に、この装置を診断室に持ち込んで、臨床用ＭＲＩ装置
の静磁場をそのまま借用することにより、装置そのもの
が高価で、またメンテナンスにコストと人手のかかる静
磁場装置を必要としない、ＮＭＲマイクロスコープ装置
を実現できたのである。因みに、臨床用ＭＲＩ診断装置
は時間率で３／４は使われていないという統計がある。
この発明のＮＭＲマイクロスコープ装置は、この臨床用
ＭＲＩ診断装置の空き時間を活用して用いられるもので
ある。
ち可搬型である。可搬型とすることにより、通常の臨床
用ＭＲＩ診断装置として用いているときは、別室に待機
させ、臨床用ＭＲＩ診断装置として用いられていない時
に、この装置を診断室に持ち込んで、臨床用ＭＲＩ装置
の静磁場をそのまま借用することにより、装置そのもの
が高価で、またメンテナンスにコストと人手のかかる静
磁場装置を必要としない、ＮＭＲマイクロスコープ装置
を実現できたのである。因みに、臨床用ＭＲＩ診断装置
は時間率で３／４は使われていないという統計がある。
この発明のＮＭＲマイクロスコープ装置は、この臨床用
ＭＲＩ診断装置の空き時間を活用して用いられるもので
ある。
【００２０】従来のＭＲＩやＭＲＭは、別室で信号処理
やモニターを行うものが大部分であり、ＭＲＩやＮＭＲ
計測用の強磁場の側で信号処理やモニターを行うものは
存在しなかった。従って、上記の如く、ＭＲＩモニター
として液晶ディスプレイを用いることや信号処理系を強
磁場に対する十分な磁気シールドを行うものは存在しな
かった。
やモニターを行うものが大部分であり、ＭＲＩやＮＭＲ
計測用の強磁場の側で信号処理やモニターを行うものは
存在しなかった。従って、上記の如く、ＭＲＩモニター
として液晶ディスプレイを用いることや信号処理系を強
磁場に対する十分な磁気シールドを行うものは存在しな
かった。
【００２１】次にこの発明のＮＭＲマイクロスコープ
（ＭＲＭ）装置に用いられるＲＦプローブと勾配コイル
が一体となったプローブヘッドについて説明する。
（ＭＲＭ）装置に用いられるＲＦプローブと勾配コイル
が一体となったプローブヘッドについて説明する。
【００２２】図２は上記プローブヘッドの全体斜視図、
図３は同じく断面構造図、図４は正面図（ａ）及び側面
図（ｂ）である。図において、２５はマックスウェル型
のＺ軸方向コイル（Ｇｚ）であり、２３はアンダーソン
型のＸ軸方向コイル（Ｇｘ）であり、２４もアンダーソ
ン型のＹ軸方向コイル（Ｇｙ）である。２６，２７，２
８は、各Ｇｚ，Ｇｙ，Ｇｘコイルの接続コネクタであ
り、２１はサンプル挿入用のアクリル製円管である。
図３は同じく断面構造図、図４は正面図（ａ）及び側面
図（ｂ）である。図において、２５はマックスウェル型
のＺ軸方向コイル（Ｇｚ）であり、２３はアンダーソン
型のＸ軸方向コイル（Ｇｘ）であり、２４もアンダーソ
ン型のＹ軸方向コイル（Ｇｙ）である。２６，２７，２
８は、各Ｇｚ，Ｇｙ，Ｇｘコイルの接続コネクタであ
り、２１はサンプル挿入用のアクリル製円管である。
【００２３】ここでマックスウェル型の勾配磁場コイル
とアンダーソン型の勾配磁場コイルについて説明する。
図５に、マックスウェル型の勾配磁場コイルの原理図を
示す。図中、Ｚが静磁場方向である。図に示されるよう
に、二つの半径ｂの円形コイルを軸を一致させて２ａの
間隔でおき、逆方向に同じ強さの電流を流すと、コイル
の間の広い領域に均一なＺ方向の勾配磁場が発生する。
図６に、アンダーソン型の勾配磁場コイルの原理図を示
す。図６（ａ）に示す如く、平行な４本の電流によりＸ
方向の変位に比例したＺ方向の勾配磁場が発生する。図
６（ｂ）に該４本の線路を平板上で実現するための模式
図を示す。理論的には、図６（ａ）において、一定の距
離をおきながら４本平行な電流は無限長の導線６２内を
同方向に流れる電流であることが望ましいが、電流のリ
ターンのため、図４（ａ）ＧｘコイルやＧｙコイル及び
図６（ｂ）に見られるように環状のリターン部分６１を
有する。
とアンダーソン型の勾配磁場コイルについて説明する。
図５に、マックスウェル型の勾配磁場コイルの原理図を
示す。図中、Ｚが静磁場方向である。図に示されるよう
に、二つの半径ｂの円形コイルを軸を一致させて２ａの
間隔でおき、逆方向に同じ強さの電流を流すと、コイル
の間の広い領域に均一なＺ方向の勾配磁場が発生する。
図６に、アンダーソン型の勾配磁場コイルの原理図を示
す。図６（ａ）に示す如く、平行な４本の電流によりＸ
方向の変位に比例したＺ方向の勾配磁場が発生する。図
６（ｂ）に該４本の線路を平板上で実現するための模式
図を示す。理論的には、図６（ａ）において、一定の距
離をおきながら４本平行な電流は無限長の導線６２内を
同方向に流れる電流であることが望ましいが、電流のリ
ターンのため、図４（ａ）ＧｘコイルやＧｙコイル及び
図６（ｂ）に見られるように環状のリターン部分６１を
有する。
【００２４】図４において、試作した勾配磁場コイル
は、マックスウェル型のＺ軸方向コイル（Ｇｚ）２５
は、片側で巻き数３０回であり、アンダーソン型のＸ軸
方向コイル（Ｇｘ）２３は巻き数２０回、アンダーソン
型のＹ軸方向コイル（Ｇｙ）２４は巻き数２５回であ
る。それぞれ、直径０．５mmのポリエチレン被覆銅線を
図２または図４に示される如く、矩形または円形に切り
抜いたベークライト板４４上に巻いて，ＲＦシールドボ
ックス４５の外側に、プルーブヘッドの中心から外側に
向かってＧｘ、Ｇｙ、Ｇｚコイルの順に固定している。
図４において、矢印はコイルを流れる電流の向きを示し
ている。それぞれの勾配磁場発生効率は、２．９Ｇ／cm
／Ａ（Ｇｘ）、２．８G/cm／Ａ（Ｇｙ）、２．６G/cm／
Ａ（Ｇｚ）である。
は、マックスウェル型のＺ軸方向コイル（Ｇｚ）２５
は、片側で巻き数３０回であり、アンダーソン型のＸ軸
方向コイル（Ｇｘ）２３は巻き数２０回、アンダーソン
型のＹ軸方向コイル（Ｇｙ）２４は巻き数２５回であ
る。それぞれ、直径０．５mmのポリエチレン被覆銅線を
図２または図４に示される如く、矩形または円形に切り
抜いたベークライト板４４上に巻いて，ＲＦシールドボ
ックス４５の外側に、プルーブヘッドの中心から外側に
向かってＧｘ、Ｇｙ、Ｇｚコイルの順に固定している。
図４において、矢印はコイルを流れる電流の向きを示し
ている。それぞれの勾配磁場発生効率は、２．９Ｇ／cm
／Ａ（Ｇｘ）、２．８G/cm／Ａ（Ｇｙ）、２．６G/cm／
Ａ（Ｇｚ）である。
【００２５】開発したＲＦプローブの概略断面図を図３
に示す。ＲＦプローブは、ＲＦコイル３２とトリマー・
コンデンサ３７が並列に接続されたタンク回路で構成さ
れている。トリマー・コンデンサ３１は、回路のマッチ
ング用のコンデンサである。
に示す。ＲＦプローブは、ＲＦコイル３２とトリマー・
コンデンサ３７が並列に接続されたタンク回路で構成さ
れている。トリマー・コンデンサ３１は、回路のマッチ
ング用のコンデンサである。
【００２６】このＲＦプローブの被写体を水の 1Ｈ（共
鳴周波数４２．５８ＭＨｚ／Ｔ）に設定し、同調周波数
は静磁場強度１．５Ｔ（テスラ）に対応した６３．８９
０ＭＨｚとして、試作実験を行った。ＲＦシールドとし
ては、ＲＦ磁場の漏洩と外来ＲＦノイズの影響を取り除
き、しかも勾配磁場の浸透を妨げにくい真鍮性のものを
用いた。ＲＦコイル３２は、直径２mmのポリエチレン被
覆銅線を外形１２．０mmのアクリル製円管３５に巻き付
け、巻き数３回のソレノイド型に成形したもの（０．１
９μＨ）を用いた。作成したＲＦコイル３２は、ＲＦ磁
場が鉛直方向（矢印３４方向）に発生するように、１３
０mm×１３０mm×３０mmの真鍮性のＲＦボックス３６の
中央部にアクリル製円管３５とベークライト板により固
定した。なお、上記ＲＦコイルの固定に用いたアクリル
製円管３５は、ＮＭＲ試験管としてサンプルホルダーと
して使用される。また、図中３３は外部静磁場の方向を
示す。
鳴周波数４２．５８ＭＨｚ／Ｔ）に設定し、同調周波数
は静磁場強度１．５Ｔ（テスラ）に対応した６３．８９
０ＭＨｚとして、試作実験を行った。ＲＦシールドとし
ては、ＲＦ磁場の漏洩と外来ＲＦノイズの影響を取り除
き、しかも勾配磁場の浸透を妨げにくい真鍮性のものを
用いた。ＲＦコイル３２は、直径２mmのポリエチレン被
覆銅線を外形１２．０mmのアクリル製円管３５に巻き付
け、巻き数３回のソレノイド型に成形したもの（０．１
９μＨ）を用いた。作成したＲＦコイル３２は、ＲＦ磁
場が鉛直方向（矢印３４方向）に発生するように、１３
０mm×１３０mm×３０mmの真鍮性のＲＦボックス３６の
中央部にアクリル製円管３５とベークライト板により固
定した。なお、上記ＲＦコイルの固定に用いたアクリル
製円管３５は、ＮＭＲ試験管としてサンプルホルダーと
して使用される。また、図中３３は外部静磁場の方向を
示す。
【００２７】この発明のＭＲＩマイクロスコープ装置を
用いて、いくつかの撮像実験を行った。 （１）図７に示されるごとき、水ファントム（ＮＭＲ試
験管７１にガラス製の細管を入れたもの）の面７２での
断層像を静磁場強度１．５Ｔの臨床用ＭＲＩ装置を利用
して撮像したものが図８に示される。該断層面の空間分
解能は１００μｍが達成されている。
用いて、いくつかの撮像実験を行った。 （１）図７に示されるごとき、水ファントム（ＮＭＲ試
験管７１にガラス製の細管を入れたもの）の面７２での
断層像を静磁場強度１．５Ｔの臨床用ＭＲＩ装置を利用
して撮像したものが図８に示される。該断層面の空間分
解能は１００μｍが達成されている。
【００２８】また、撮像室内の漏洩磁場（２０〜５０
Ｇ）の影響は見られなかった。 （２）同様に、盲腸の断片を撮像したものが図９に示さ
れる。右側の円形の部分が腸管の断層でその左側の部分
は盲腸に付随した脂肪層である。 （３）図１０には、同様に人間の大腿骨頭の一部を手術
によって取り出した骨片を撮像したものを示す。図１０
のものは、原撮像図を加工して鮮明な３Ｄ画像に見易く
再構成している。撮像された画像では骨に付着している
脂肪が可視化され、骨の部分は可視化されていないが、
その画像コントラストを反転することにより骨の部分の
３次元構造を可視化したものである。
Ｇ）の影響は見られなかった。 （２）同様に、盲腸の断片を撮像したものが図９に示さ
れる。右側の円形の部分が腸管の断層でその左側の部分
は盲腸に付随した脂肪層である。 （３）図１０には、同様に人間の大腿骨頭の一部を手術
によって取り出した骨片を撮像したものを示す。図１０
のものは、原撮像図を加工して鮮明な３Ｄ画像に見易く
再構成している。撮像された画像では骨に付着している
脂肪が可視化され、骨の部分は可視化されていないが、
その画像コントラストを反転することにより骨の部分の
３次元構造を可視化したものである。
【００２９】
【発明の効果】この発明のＮＭＲマイクロスコープ（Ｍ
ＲＭ）装置は、臨床用ＭＲＩ装置の静磁場を借用するこ
とにより、従来のＮＭＲマイクロスコープ（ＭＲＭ）装
置におけるコストの大部分を占める高磁場の超伝導磁石
（７〜１４Ｔ（テスラ））を必要としないＮＭＲマイク
ロスコープ（ＭＲＭ）装置を実現することができた。
ＲＭ）装置は、臨床用ＭＲＩ装置の静磁場を借用するこ
とにより、従来のＮＭＲマイクロスコープ（ＭＲＭ）装
置におけるコストの大部分を占める高磁場の超伝導磁石
（７〜１４Ｔ（テスラ））を必要としないＮＭＲマイク
ロスコープ（ＭＲＭ）装置を実現することができた。
【００３０】また、同時に臨床用ＭＲＩ装置の静磁場を
借用することにより臨床用ＭＲＩの通常の画像の約１０
００倍の空間分解能のＮＭＲマイクロスコープ（ＭＲ
Ｍ）画像を手軽に得ることができ、臨床画像とＭＲＭで
撮像された画像間のＮＭＲパラメータ（例えば、Ｔ１）
の同じ部分の直接的比較が可能となった。
借用することにより臨床用ＭＲＩの通常の画像の約１０
００倍の空間分解能のＮＭＲマイクロスコープ（ＭＲ
Ｍ）画像を手軽に得ることができ、臨床画像とＭＲＭで
撮像された画像間のＮＭＲパラメータ（例えば、Ｔ１）
の同じ部分の直接的比較が可能となった。
【００３１】この発明のＮＭＲマイクロスコープ（ＭＲ
Ｍ）装置は、臨床用ＭＲＩ装置の静磁場を借用してお
り、該装置は臨床用ＭＲＩ装置の静磁場と電気的・構造
的に独立しているので、相互の電気的接続は全く必要が
ない。また、この発明のＮＭＲマイクロスコープ（ＭＲ
Ｍ）装置は、システム全体を制御し、画像再構成などを
行う計算処理・制御系、核スピン系を励起する高周波信
号を作り、また受信したＮＭＲ信号を増幅・検波する送
受信系を幅５４cm、高さ７７cm、奥行き６０cmの１９イ
ンチラックに磁気シールドして収納しており、総重量は
約８０ｋｇである。該ラックは、十分人力で移動可能、
すなわち従来のものに比較してコンパクトな、可搬型と
なっており、臨床用ＭＲＩ装置室への出入りが自由にで
きる。上記画像再構成のなどを行うコンピュータは高価
なワークステーションなどを使用せず、汎用のパソコン
を使用しているので、さらにローコストなＭＲＭを実現
している。
Ｍ）装置は、臨床用ＭＲＩ装置の静磁場を借用してお
り、該装置は臨床用ＭＲＩ装置の静磁場と電気的・構造
的に独立しているので、相互の電気的接続は全く必要が
ない。また、この発明のＮＭＲマイクロスコープ（ＭＲ
Ｍ）装置は、システム全体を制御し、画像再構成などを
行う計算処理・制御系、核スピン系を励起する高周波信
号を作り、また受信したＮＭＲ信号を増幅・検波する送
受信系を幅５４cm、高さ７７cm、奥行き６０cmの１９イ
ンチラックに磁気シールドして収納しており、総重量は
約８０ｋｇである。該ラックは、十分人力で移動可能、
すなわち従来のものに比較してコンパクトな、可搬型と
なっており、臨床用ＭＲＩ装置室への出入りが自由にで
きる。上記画像再構成のなどを行うコンピュータは高価
なワークステーションなどを使用せず、汎用のパソコン
を使用しているので、さらにローコストなＭＲＭを実現
している。
【図１】この発明のＮＭＲマイクロスコープ（ＭＲＭ）
装置の全体ブロック図を示すものである。
装置の全体ブロック図を示すものである。
【図２】この発明のＮＭＲマイクロスコープ（ＭＲＭ）
装置に用いられるプローブヘッドの全体斜視図を示すも
のである。
装置に用いられるプローブヘッドの全体斜視図を示すも
のである。
【図３】この発明のＮＭＲマイクロスコープ（ＭＲＭ）
装置に用いられるプローブヘッドの断面構造図を示すも
のである。
装置に用いられるプローブヘッドの断面構造図を示すも
のである。
【図４】この発明のＮＭＲマイクロスコープ（ＭＲＭ）
装置に用いられるプローブヘッドの正面図（ａ）及び側
面図（ｂ）を示すものである。
装置に用いられるプローブヘッドの正面図（ａ）及び側
面図（ｂ）を示すものである。
【図５】マックスウェル型の勾配磁場コイルの原理を示
す図である。
す図である。
【図６】アンダーソン型の勾配磁場コイルの原理を示す
図である。
図である。
【図７】この発明のＮＭＲマイクロスコープ（ＭＲＭ）
装置に用いて撮像実験を行った際の撮像対象としての水
ファントムの模式図を示している。
装置に用いて撮像実験を行った際の撮像対象としての水
ファントムの模式図を示している。
【図８】この発明のＮＭＲマイクロスコープ（ＭＲＭ）
装置に用いて撮像した水ファントムの写真を示す。
装置に用いて撮像した水ファントムの写真を示す。
【図９】この発明のＮＭＲマイクロスコープ（ＭＲＭ）
装置に用いて撮像した盲腸の断層面の写真を示す。
装置に用いて撮像した盲腸の断層面の写真を示す。
【図１０】この発明のＮＭＲマイクロスコープ（ＭＲ
Ｍ）装置に用いて撮像した骨片の３Ｄ画像を示す。
Ｍ）装置に用いて撮像した骨片の３Ｄ画像を示す。
１ 臨床用ＭＲＩ装置の静磁場装置（超伝導マグネ
ット） ２ プローブヘッド ３ ＲＦコイル ４ 勾配コイル ５ 電流増幅器（勾配磁場電源） ６，７ パルス発生器 ８ パソコン ９ ＡＤ変換ボード １０ 液晶ディスプレー １１ キーボ−ド １２ 変調器 １３ 送信機 １５ 検波器 １６ プリアンプ ２１ 試料挿入孔 ２３ Ｇｘコイル ２４ Ｇｙコイル ２５ Ｇｚコイル ３２ ＲＦコイル ３５ アクリル製円管 ３６ シールドボックス ４４ ベークライト板
ット） ２ プローブヘッド ３ ＲＦコイル ４ 勾配コイル ５ 電流増幅器（勾配磁場電源） ６，７ パルス発生器 ８ パソコン ９ ＡＤ変換ボード １０ 液晶ディスプレー １１ キーボ−ド １２ 変調器 １３ 送信機 １５ 検波器 １６ プリアンプ ２１ 試料挿入孔 ２３ Ｇｘコイル ２４ Ｇｙコイル ２５ Ｇｚコイル ３２ ＲＦコイル ３５ アクリル製円管 ３６ シールドボックス ４４ ベークライト板
Claims (5)
- 【請求項１】 臨床用ＭＲＩの静磁場中に、該静磁場を
形成するマグネットとは電気的・構造的に独立して形成
され、ＲＦプローブと勾配コイルが一体となったプロー
ブヘッドを挿入し、該プローブヘッドの三軸勾配磁場の
中心にＮＭＲ試験管挿入孔を設け、該挿入孔に挿入され
た上記試験管中の試料のＮＭＲ画像を撮像することを特
徴とするＮＭＲマイクロスコープ装置。 - 【請求項２】 前記ＮＭＲマイクロスコープの画像の信
号処理系と高周波信号受信系に１００ガウスの強磁場に
まで耐えうる十分な磁気シールドを施し、表示するモニ
ターとして液晶ディスプレーを用いたことを特徴とする
前記請求項１記載のＮＭＲマイクロスコープ装置。 - 【請求項３】 パルス発生器、パソコン及び高周波アン
プからなる前記ＮＭＲマイクロスコープの画像の信号処
理系の上記構成部分を一つのラックに収納して、可搬型
としたことを特徴とする前記請求項２記載のＮＭＲマイ
クロスコープ装置。 - 【請求項４】 臨床用ＭＲＩの静磁場を形成する装置と
前記プローブヘッド処理系との間では、アース（接地）
のみ共通化して電気的・構造的に独立して形成されたこ
とを特徴とする前記請求項１記載のＮＭＲマイクロスコ
ープ装置。 - 【請求項５】 前記勾配コイルがＺ軸方向がマックスウ
ェル・ペア型であり、Ｘ軸及びＹ軸方向がアンダーソン
型コイルであることを特徴とする前記請求項１記載のＮ
ＭＲマイクロスコープ装置。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP10220921A JP2000051174A (ja) | 1998-08-04 | 1998-08-04 | Ｎｍｒマイクロスコープ装置 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP10220921A JP2000051174A (ja) | 1998-08-04 | 1998-08-04 | Ｎｍｒマイクロスコープ装置 |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JP2000051174A true JP2000051174A (ja) | 2000-02-22 |
Family
ID=16758643
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP10220921A Pending JP2000051174A (ja) | 1998-08-04 | 1998-08-04 | Ｎｍｒマイクロスコープ装置 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JP2000051174A (ja) |
Cited By (6)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2007090089A (ja) * | 2006-12-07 | 2007-04-12 | Hitachi Ltd | 超高感度核磁気共鳴イメージング装置 |
| WO2008066146A1 (fr) * | 2006-11-30 | 2008-06-05 | Japan Science And Technology Agency | Dispositif d'imagerie par resonance magnétique nucléaire, et système d'imagerie et procédé d'imagerie utilisant un tel dispositif |
| JP2008298612A (ja) * | 2007-05-31 | 2008-12-11 | Japan Science & Technology Agency | 核磁気共鳴撮像システム及び撮像方法 |
| JP2010032476A (ja) * | 2008-07-31 | 2010-02-12 | Hitachi Ltd | Ｎｍｒ装置用プローブコイルおよびこれを用いたｎｍｒ装置 |
| CN104688227A (zh) * | 2015-02-11 | 2015-06-10 | 陈士安 | 脑部磁共振检查装置 |
| JP2015208607A (ja) * | 2014-04-30 | 2015-11-24 | 株式会社エム・アール・テクノロジー | 画像撮像ユニット |
-
1998
- 1998-08-04 JP JP10220921A patent/JP2000051174A/ja active Pending
Cited By (9)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| WO2008066146A1 (fr) * | 2006-11-30 | 2008-06-05 | Japan Science And Technology Agency | Dispositif d'imagerie par resonance magnétique nucléaire, et système d'imagerie et procédé d'imagerie utilisant un tel dispositif |
| US8093898B2 (en) | 2006-11-30 | 2012-01-10 | Japan Science And Technology Agency | Nuclear magnetic resonance imaging device, and imaging system and method using the same |
| JP5131667B2 (ja) * | 2006-11-30 | 2013-01-30 | 独立行政法人科学技術振興機構 | 核磁気共鳴撮像素子、及びそれを用いた撮像システム、撮像方法 |
| JP2007090089A (ja) * | 2006-12-07 | 2007-04-12 | Hitachi Ltd | 超高感度核磁気共鳴イメージング装置 |
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| US9857442B2 (en) | 2014-04-30 | 2018-01-02 | MRTechnology, Inc. | Imaging unit |
| CN104688227A (zh) * | 2015-02-11 | 2015-06-10 | 陈士安 | 脑部磁共振检查装置 |
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