JP2646627B2 - 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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- JP2646627B2 JP2646627B2 JP63053942A JP5394288A JP2646627B2 JP 2646627 B2 JP2646627 B2 JP 2646627B2 JP 63053942 A JP63053942 A JP 63053942A JP 5394288 A JP5394288 A JP 5394288A JP 2646627 B2 JP2646627 B2 JP 2646627B2
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- magnetic field
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- generating
- 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
- G01R33/38—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
Description
【発明の詳細な説明】 〔産業上の利用分野〕 本発明は核磁気共鳴（以下、「NMR」という）を用い
た検査装置に関し、特に高速かつ強力な傾斜磁場を発生
するのに好適なNMRを用いた検査装置に関する。
た検査装置に関し、特に高速かつ強力な傾斜磁場を発生
するのに好適なNMRを用いた検査装置に関する。
従来、人体の頭部，腹部等の内部構造を、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、NMR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
れなかった多種類の情報を取得できるようになって来
た。
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、NMR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
れなかった多種類の情報を取得できるようになって来
た。
NMR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てて分離・識別する必要があ
る。その一つに、検査物体に傾斜磁場を印加し、物体各
部の置かれた磁場を異ならせ、次に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。この方法の基本的原理につい
ては、ジャーナル・オブ・マグネティック・レゾナンス
誌（J.Magn.Reson.）第18巻，第69〜83頁（1975年）、
フィジックス・オブ・メディシン・アンド・バイオロジ
ー誌（Phys.Med.＆Biol.）第25巻，第751〜756頁（1980
年）等に報告されている。
の信号を物体各部に対応さてて分離・識別する必要があ
る。その一つに、検査物体に傾斜磁場を印加し、物体各
部の置かれた磁場を異ならせ、次に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。この方法の基本的原理につい
ては、ジャーナル・オブ・マグネティック・レゾナンス
誌（J.Magn.Reson.）第18巻，第69〜83頁（1975年）、
フィジックス・オブ・メディシン・アンド・バイオロジ
ー誌（Phys.Med.＆Biol.）第25巻，第751〜756頁（1980
年）等に報告されている。
なお、上述の装置においては、傾斜磁場コイルは、直
交する三方向に独立に傾斜磁場を付与するために三組用
いられており、各々が単独の電流源により駆動されてい
た。
交する三方向に独立に傾斜磁場を付与するために三組用
いられており、各々が単独の電流源により駆動されてい
た。
しかしながら、上記従来技術は、例えば、心臓の如く
動きのある検査対象を検査する場合においては、高速で
変化する大きな傾斜磁場を発生させるため、コイルに大
電流を印加する必要があり、駆動電源に用いられている
FET,バイポーラトランジスタ等に耐電圧の高い素子を用
いなければならないという問題があった。
動きのある検査対象を検査する場合においては、高速で
変化する大きな傾斜磁場を発生させるため、コイルに大
電流を印加する必要があり、駆動電源に用いられている
FET,バイポーラトランジスタ等に耐電圧の高い素子を用
いなければならないという問題があった。
本発明は上記事情に鑑みてなされたもので、その目的
とするところは、従来のNMRを用いた検査装置における
上述の如き問題を解消し、駆動電源に、耐電圧の比較的
低い素子を用いて、高速で変化する大きな傾斜磁場を発
生させ得る、NMRを用いた検査装置を提供することにあ
る。
とするところは、従来のNMRを用いた検査装置における
上述の如き問題を解消し、駆動電源に、耐電圧の比較的
低い素子を用いて、高速で変化する大きな傾斜磁場を発
生させ得る、NMRを用いた検査装置を提供することにあ
る。
本発明の核磁気共鳴を用いた検査装置は、上記目的を
達成するために、静磁場、傾斜磁場を発生する手段と、
高周波磁場を発生する手段と、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を有する核磁気共鳴を
用いた検査装置において、前記傾斜磁場を発生するコイ
ルが複数個に分割され、該分割されたコイルのぞれぞれ
が、別個のパルス幅変調電源で駆動されることを特徴と
している。
達成するために、静磁場、傾斜磁場を発生する手段と、
高周波磁場を発生する手段と、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を有する核磁気共鳴を
用いた検査装置において、前記傾斜磁場を発生するコイ
ルが複数個に分割され、該分割されたコイルのぞれぞれ
が、別個のパルス幅変調電源で駆動されることを特徴と
している。
さらに、前記傾斜磁場を発生するコイルの分割が、コ
イルの軸方向もしくはコイルの円周方向においてなされ
ること、分割されてなるそれぞれのコイルは、所定の軸
方向の異なる位置に配置されること、分割されてなるそ
れぞれのコイルは、所定の軸方向の周囲の異なる位置に
配置されること、傾斜磁場の中心面を移動させ視野中心
位置を変化させることも特徴としている。
イルの軸方向もしくはコイルの円周方向においてなされ
ること、分割されてなるそれぞれのコイルは、所定の軸
方向の異なる位置に配置されること、分割されてなるそ
れぞれのコイルは、所定の軸方向の周囲の異なる位置に
配置されること、傾斜磁場の中心面を移動させ視野中心
位置を変化させることも特徴としている。
以下、本発明に係わるNMRを用いた検査装置の動作原
理を詳細に説明する。
理を詳細に説明する。
第６図は、ｘ方向に傾斜磁場を発生するために通常用
いられるコイルの基本形状を示すものである。コイルａ
とｂには、互いに逆向きの電流ｉが流れており、その磁
場分布は、第７図に示す如く両コイルの中心で、コイル
ａとｂの磁場が打消し合って零となり、両コイルの中心
から離れるに従い、ほぼ直線状に増減する。
いられるコイルの基本形状を示すものである。コイルａ
とｂには、互いに逆向きの電流ｉが流れており、その磁
場分布は、第７図に示す如く両コイルの中心で、コイル
ａとｂの磁場が打消し合って零となり、両コイルの中心
から離れるに従い、ほぼ直線状に増減する。
いま、これらのコイルの全インダクタンスをＬとする
と、電流ｉを流したときにコイルの両端に発生する電圧
の大きさＶは、次式で与えられる。
と、電流ｉを流したときにコイルの両端に発生する電圧
の大きさＶは、次式で与えられる。
Ｖ＝Ldi/dt ・・・・（１） 従って、このコイルを駆動する電源Ｐは、少なくとも
Ｖ以上の電圧を発生する必要がある。そのため、高速・
大磁場を発生させるためには、（１）式に示す関係から
も理解される如く、電流の変化速度と電流値に比例した
電圧を発生させなければならない。
Ｖ以上の電圧を発生する必要がある。そのため、高速・
大磁場を発生させるためには、（１）式に示す関係から
も理解される如く、電流の変化速度と電流値に比例した
電圧を発生させなければならない。
しかし、そのためには、高電圧に耐える能動素子が必
要であり、装置が複雑になるという問題があるのは、前
述の通りである。
要であり、装置が複雑になるという問題があるのは、前
述の通りである。
そこで、本発明に係わるNMRを用いた検査装置おいて
は、このコイルを複数個に分割し、各コイルを単独の電
源で駆動するようにしている。すなわち、コイルをｎ等
分した場合には、１個の電源に要求される電圧も1/nと
なりかつ自己インダクタンスも減少する。そのため、１
個の電源に要求される電圧も1/n以下となり、比較的小
型で効率の高い電源を用いることが可能になる。更に、
このようにコイルを分割することにより、傾斜磁場の中
心面の位置を移動させることも可能になり、高分解能撮
影において視野中心をずらすことも容易に実施可能とな
る。
は、このコイルを複数個に分割し、各コイルを単独の電
源で駆動するようにしている。すなわち、コイルをｎ等
分した場合には、１個の電源に要求される電圧も1/nと
なりかつ自己インダクタンスも減少する。そのため、１
個の電源に要求される電圧も1/n以下となり、比較的小
型で効率の高い電源を用いることが可能になる。更に、
このようにコイルを分割することにより、傾斜磁場の中
心面の位置を移動させることも可能になり、高分解能撮
影において視野中心をずらすことも容易に実施可能とな
る。
なお、特開昭61−165648号公報に、磁気共鳴イメージ
ング用径方向傾斜磁場コイルとして、2N（Ｎ＝1,2,…,
i,…の整数）重のくら型コイルにより構成された多重コ
イルが示されているが、この多重コイルは、高次微分成
分の発生を防止して、線型性を向上させるものであり、
その駆動方法についても、従来の方法と特に変わった点
は見受けられない。
ング用径方向傾斜磁場コイルとして、2N（Ｎ＝1,2,…,
i,…の整数）重のくら型コイルにより構成された多重コ
イルが示されているが、この多重コイルは、高次微分成
分の発生を防止して、線型性を向上させるものであり、
その駆動方法についても、従来の方法と特に変わった点
は見受けられない。
以下、本発明の実施例を図面に基づいて詳細に説明す
る。
る。
第２図は、本発明の一実施例であるNMRを用いる検査
装置の構成図である。図において、１は制御装置、２は
高周波パルス発生器、３は電力増幅器、４は、対象物体
17から生ずる信号を検出するための受信コイル、５は高
周波磁場を発生するコイル、６は後述する信号検出系、
７はA/D変換器、８は信号処理装置を示している。
装置の構成図である。図において、１は制御装置、２は
高周波パルス発生器、３は電力増幅器、４は、対象物体
17から生ずる信号を検出するための受信コイル、５は高
周波磁場を発生するコイル、６は後述する信号検出系、
７はA/D変換器、８は信号処理装置を示している。
また、9,10,11は、それぞれ、ｚ方向およびこれに直
角の方向の傾斜磁場を発生させるコイル、12,13,14は、
それぞれ、上記コイル9,10,11を駆動する電源部を示し
ている。これらのコイルにより発生する傾斜磁場により
検査対象の置かれる空間の磁場分布を所望の傾斜を有す
る分布とするものである。
角の方向の傾斜磁場を発生させるコイル、12,13,14は、
それぞれ、上記コイル9,10,11を駆動する電源部を示し
ている。これらのコイルにより発生する傾斜磁場により
検査対象の置かれる空間の磁場分布を所望の傾斜を有す
る分布とするものである。
制御装置１は、各装置に種々の命令を一定のタイミン
グで出力する機能を有するものである。高周波パルス発
生器２の出力は、電力増幅器３で増幅され、上記コイル
５を励振する。コイル４で受信された信号成分は、信号
検出系６を通り、A/D変換器７でA/D変換された後、信号
処理装置８で画像に変換される。
グで出力する機能を有するものである。高周波パルス発
生器２の出力は、電力増幅器３で増幅され、上記コイル
５を励振する。コイル４で受信された信号成分は、信号
検出系６を通り、A/D変換器７でA/D変換された後、信号
処理装置８で画像に変換される。
なお、静磁場の発生は、電源16により駆動されるコイ
ル15による方式と、地磁気（地球磁場）を利用する方式
とがある。検査対象物である人体17はベッド18上に載置
され、上記ベッド18は支持台19上を移動可能に構成され
ている。
ル15による方式と、地磁気（地球磁場）を利用する方式
とがある。検査対象物である人体17はベッド18上に載置
され、上記ベッド18は支持台19上を移動可能に構成され
ている。
第１図は、第２図に示したコイル９の詳細を示すもの
であり、コイル９を６個に等分割し、各々を単独の電源
Ｐで駆動する構成を示している。これにより、コイルを
直列接続する従来形コイルでは30A必要であった電流が5
Aに減少し、その結果駆動電圧は、40Vから10Vに低下さ
せることができた。また、これにより、パルス幅変調電
源等の効率の極めて高い電源を、効率の高いデバイスで
構成することが可能になり、全体としての効率を高める
ことができた。
であり、コイル９を６個に等分割し、各々を単独の電源
Ｐで駆動する構成を示している。これにより、コイルを
直列接続する従来形コイルでは30A必要であった電流が5
Aに減少し、その結果駆動電圧は、40Vから10Vに低下さ
せることができた。また、これにより、パルス幅変調電
源等の効率の極めて高い電源を、効率の高いデバイスで
構成することが可能になり、全体としての効率を高める
ことができた。
なお、コイル形状は、第１図に示した円線輪に限ら
ず、第３図〜第５図に示したくら形コイル等種々の形状
のコイルに本発明を適用可能であることは明らかであ
る。また、その分割数は、必要な電流値と駆動電圧によ
り決めれば良く、任意の数に分割できる。その分割方法
も、第４図に示す軸方向，第５図に示す円周方向等が考
えられる。
ず、第３図〜第５図に示したくら形コイル等種々の形状
のコイルに本発明を適用可能であることは明らかであ
る。また、その分割数は、必要な電流値と駆動電圧によ
り決めれば良く、任意の数に分割できる。その分割方法
も、第４図に示す軸方向，第５図に示す円周方向等が考
えられる。
上述の如く、傾斜磁場を発生するコイルの分割を等分
割とした場合には、コイル自体および電源等のハードウ
ェアとして、同じ要素を用いることができるという利点
があるが、本発明はこれに限定されるべきものではな
い。
割とした場合には、コイル自体および電源等のハードウ
ェアとして、同じ要素を用いることができるという利点
があるが、本発明はこれに限定されるべきものではな
い。
以上述べた如く、本発明によれば、静磁場，傾斜磁場
を発生する手段と、高周波磁場を発生する手段と、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を
有する核磁気共鳴を用いた検査装置において、前記傾斜
磁場を発生するコイルが複数個に分割され、該分割され
たコイルのぞれぞれが、別個のパルス幅変調電源で駆動
されるように構成したので、駆動電源に、耐電圧の比較
的低い素子を用いて、高速で変化する大きな傾斜磁場を
発生させることが可能なNMRを用いた検査装置を実現で
きるという顕著な効果を奏するものである。
を発生する手段と、高周波磁場を発生する手段と、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を
有する核磁気共鳴を用いた検査装置において、前記傾斜
磁場を発生するコイルが複数個に分割され、該分割され
たコイルのぞれぞれが、別個のパルス幅変調電源で駆動
されるように構成したので、駆動電源に、耐電圧の比較
的低い素子を用いて、高速で変化する大きな傾斜磁場を
発生させることが可能なNMRを用いた検査装置を実現で
きるという顕著な効果を奏するものである。
第１図は本発明の一実施例を示すNMRを用いる検査装置
の要部である傾斜磁場発生コイルを示す図、第２図は実
施例のNMRを用いる検査装置の全体構成図、第３図〜第
５図は他の実施例を示す傾斜磁場発生コイルを示す図、
第６図はコイルの基本形状を示す図、第７図はその磁場
分布を示す図である。 1:制御装置、2:高周波パルス発生器、3:電力増幅器、4:
受信コイル、5:高周波磁場発生コイル、6:信号検出系、
7:A/D変換器、8:信号処理装置、9,10,11:傾斜磁場発生
コイル、12,13,14:コイル9,10,11駆動電源部、17:対象
物体、P:電源。
の要部である傾斜磁場発生コイルを示す図、第２図は実
施例のNMRを用いる検査装置の全体構成図、第３図〜第
５図は他の実施例を示す傾斜磁場発生コイルを示す図、
第６図はコイルの基本形状を示す図、第７図はその磁場
分布を示す図である。 1:制御装置、2:高周波パルス発生器、3:電力増幅器、4:
受信コイル、5:高周波磁場発生コイル、6:信号検出系、
7:A/D変換器、8:信号処理装置、9,10,11:傾斜磁場発生
コイル、12,13,14:コイル9,10,11駆動電源部、17:対象
物体、P:電源。
Claims (1)
- 【請求項１】静磁場、傾斜磁場を発生する手段と、高周
波磁場を発生する手段と、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を有する核磁気共鳴を用い
た検査装置において、円周の一部が対向し該円周の一部
の対向する各端部を交叉しないように結ぶ部分からなる
単位コイルを、前記円周の方向にほぼ対称的にお互いに
重複しないように４個以上配置してなるコイル群を、前
記各端部を交叉しないように結ぶ部分を１つの軸方向に
沿って複数個配置して、前記傾斜磁場を発生するコイル
を構成して、前記の複数の単位コイルの各々が別個のパ
ルス幅変調電源で駆動されることを特徴とする核磁気共
鳴を用いた検査装置。
Priority Applications (3)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP63053942A JP2646627B2 (ja) | 1988-03-08 | 1988-03-08 | 核磁気共鳴を用いた検査装置 |
| DE3907141A DE3907141C2 (de) | 1988-03-08 | 1989-03-06 | Kernresonanz-Abbildungsvorrichtung |
| US07/319,728 US4959613A (en) | 1988-03-08 | 1989-03-07 | NMR imaging apparatus |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP63053942A JP2646627B2 (ja) | 1988-03-08 | 1988-03-08 | 核磁気共鳴を用いた検査装置 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH01227747A JPH01227747A (ja) | 1989-09-11 |
| JP2646627B2 true JP2646627B2 (ja) | 1997-08-27 |
Family
ID=12956782
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP63053942A Expired - Fee Related JP2646627B2 (ja) | 1988-03-08 | 1988-03-08 | 核磁気共鳴を用いた検査装置 |
Country Status (3)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US4959613A (ja) |
| JP (1) | JP2646627B2 (ja) |
| DE (1) | DE3907141C2 (ja) |
Families Citing this family (22)
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|---|---|---|---|---|
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| DE3937148A1 (de) * | 1989-11-08 | 1991-05-16 | Bruker Analytische Messtechnik | Gradientenerzeugungssystem, kernspintomograph und verfahren zur bilderzeugung mit einem kernspintomographen |
| US5066914A (en) * | 1990-03-26 | 1991-11-19 | General Electric Company | Gradient amplifier system with flexible amplifier allocation |
| DE4139420A1 (de) * | 1990-11-30 | 1992-06-04 | Toshiba Kawasaki Kk | Magnetresonanz-abbildungsgeraet |
| JP3341306B2 (ja) * | 1992-08-06 | 2002-11-05 | 株式会社日立製作所 | 傾斜磁場コイル及びこれを用いる核磁気共鳴撮影装置 |
| US5623208A (en) * | 1993-04-14 | 1997-04-22 | Jeol Ltd. | Z-axis magnetic field gradient coil structure for magnetic resonance system |
| GB2295020B (en) * | 1994-11-03 | 1999-05-19 | Elscint Ltd | Modular whole - body gradient coil |
| US5663648A (en) * | 1995-03-17 | 1997-09-02 | British Technology Group Usa, Inc. | Gradient coils having increased performance and decreased power consumption for use in MR systems |
| DE19511834A1 (de) * | 1995-03-30 | 1996-10-02 | Siemens Ag | Diagnostisches Magnetresonanzgerät |
| US6201395B1 (en) | 1997-11-04 | 2001-03-13 | Crown Audio, Inc. | Dual mode gradient coil system |
| EP1047948B1 (en) * | 1998-10-20 | 2007-09-05 | Koninklijke Philips Electronics N.V. | Magnetic resonance imaging apparatus including a gradient coil system with a correction coil |
| DE19920085C2 (de) * | 1999-05-03 | 2001-04-12 | Bruker Analytik Gmbh | Elektrische Anordnung zum Betrieb einer Gradientenspule mit mehreren Netzgeräten |
| DE19955117C2 (de) | 1999-11-16 | 2001-09-27 | Siemens Ag | Verfahren zum Betrieb eines Magnetresonanztomographiegeräts |
| EP1157281A1 (en) * | 1999-12-20 | 2001-11-28 | Koninklijke Philips Electronics N.V. | Mri apparatus with flexible gradient control |
| EP1399219A2 (de) * | 2001-06-26 | 2004-03-24 | Siemens Aktiengesellschaft | Magnetresonanzanlage und verfahren zum betrieb |
| DE10340925B3 (de) * | 2003-09-05 | 2005-06-30 | Siemens Ag | Magnetspulensystem zur berührungsfreien Bewegung eines magnetischen Körpers in einem Arbeitsraum |
| DE10341092B4 (de) * | 2003-09-05 | 2005-12-22 | Siemens Ag | Anlage zur berührungsfreien Bewegung und/oder Fixierung eines magnetischen Körpers in einem Arbeitsraum unter Verwendung eines Magnetspulensystems |
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| WO2016176539A1 (en) | 2015-04-29 | 2016-11-03 | Teleflex Medical Devices S.À.R.L. | Medical device position location systems, devices and/or methods |
| WO2019094530A2 (en) | 2017-11-08 | 2019-05-16 | Teleflex Medical Incorporated | Wireless medical device navigation systems and methods |
Family Cites Families (12)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
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| GB1601816A (en) * | 1977-05-27 | 1981-11-04 | Nat Res Dev | Investigation of samples by nmr techniques |
| WO1981002789A1 (en) * | 1980-03-14 | 1981-10-01 | Nat Res Dev | Methods of producing image information from objects |
| DE3133873A1 (de) * | 1981-08-27 | 1983-03-17 | Siemens AG, 1000 Berlin und 8000 München | Gradientenspulen-system fuer eine einrichtung der kernspinresonanz-technik |
| JPS5985651A (ja) * | 1982-11-08 | 1984-05-17 | 株式会社東芝 | 診断用核磁気共鳴装置 |
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