JPH0616758B2 - 磁気共鳴イメ−ジング装置 - Google Patents
磁気共鳴イメ−ジング装置Info
- Publication number
- JPH0616758B2 JPH0616758B2 JP59215645A JP21564584A JPH0616758B2 JP H0616758 B2 JPH0616758 B2 JP H0616758B2 JP 59215645 A JP59215645 A JP 59215645A JP 21564584 A JP21564584 A JP 21564584A JP H0616758 B2 JPH0616758 B2 JP H0616758B2
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- JP
- Japan
- Prior art keywords
- magnetic field
- probe head
- tomographic plane
- subject
- magnetic resonance
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Description
【発明の詳細な説明】 ［発明の技術分野］ 本発明は磁気共鳴（ＭＲ：magnetic resonance以下「Ｍ
Ｒ」と称する）現象を用いて被検体の特定断面における
特定原子核スピンの密度分布に基づく情報をいわゆるコ
ンピュータ断層法（ＣＴ：computed tomography）によ
りＣＴ像（computed tomogram）として画像化（imagin
g）するＭＲＩ装置などと呼ばれる磁気共鳴イメージン
グ装置に関するものである。
Ｒ」と称する）現象を用いて被検体の特定断面における
特定原子核スピンの密度分布に基づく情報をいわゆるコ
ンピュータ断層法（ＣＴ：computed tomography）によ
りＣＴ像（computed tomogram）として画像化（imagin
g）するＭＲＩ装置などと呼ばれる磁気共鳴イメージン
グ装置に関するものである。
［発明の技術的背景］ 例えば診断用ＭＲＩ装置では、被検体の特定位置におけ
る断層像を得るために、第６図に示すように被検体Ｐに
対して図示Ｚ軸方向に沿う非常に均一な静磁場Ｈ０を作
用させ、さらに一対の傾斜磁場コイル１Ａ，１Ｂにより
上記静磁場Ｈ０に線型磁場勾配Ｇｚを付加する。静磁場
Ｈ０に対して特定原子核は次式で示される角周波数ω０
で共鳴する。
る断層像を得るために、第６図に示すように被検体Ｐに
対して図示Ｚ軸方向に沿う非常に均一な静磁場Ｈ０を作
用させ、さらに一対の傾斜磁場コイル１Ａ，１Ｂにより
上記静磁場Ｈ０に線型磁場勾配Ｇｚを付加する。静磁場
Ｈ０に対して特定原子核は次式で示される角周波数ω０
で共鳴する。
ω０＝γＨ０ …(1) この(1)式においてγは磁気回転比であり、原子核の種
類に固有のものである。そこでさらに、特定の原子核の
み共鳴させる角周波数ω０の回転磁場Ｈ１をプローブヘ
ッド内に設けられた一対の送信コイル２Ａ，２Ｂを介し
て被検体Ｐに作用させる。このようにすると、上記線型
磁場勾配ＧｚによりＺ軸方向について選択設定される図
示ｘ−ｙ平面部分についてのみ選択的に作用し、断層像
を得る特定のスライス部分Ｓ（平面状の部分であるが現
実にはある厚みを持つ）のみにＭＲ現象が生ずる。この
ＭＲ現象は上記プローブヘッド内に設けられた一対の受
信コイル３Ａ，３Ｂを介して自由誘導減衰（ＦＩＤ：fr
ee induction decay）信号（以下「ＦＩＤ信号」と称す
る）として観測され、この信号をフーリエ変換すること
により、特定原子核スピンの回転周波数について単一の
スペクトルが得られる。断層像をＣＴ像として得るため
には、スライス部分Ｓのｘ−ｙ平面内の多方向について
の投影像が必要である。そのため、スライス部分Ｓを励
起してＭＲ現象を生じさせた後、第７図に示すように磁
場Ｈ０にｘ′軸方向（ｘ軸より角度θ回転した座標系）
に直線的な傾斜を持つ線型磁場勾配Ｇxyを（図示してい
ないコイル等により）作用させると、被検体Ｐのスライ
ス部分Ｓにおける等磁場線Ｅは直線となり、この等磁場
線Ｅ上の特定原子核スピンの回転周波数は上記(1)式で
あらわされる。ここで説明の便宜上等磁場線ＥをＥ１〜
Ｅn とし、これら角等磁場線Ｅ１〜Ｅn 上の磁場により
一種のＦＩＤ信号である信号Ｄ１〜Ｄn をそれぞれ生ず
ると考える。信号Ｄ１〜Ｄn の振幅はそれぞれスライス
部分Ｓを貫く等磁場線Ｅ１〜Ｅn 上の特定原子核スピン
密度に比例することになる。ところが、実際に観測され
るＦＩＤ信号は信号Ｄ１〜Ｄn をすべて加え合わせた合
成ＦＩＤ信号となる。そこで、この合成ＦＩＤ信号をフ
ーリエ変換することによって、スライス部分Ｓのｘ′軸
への投影情報（一次元像）ＰＤを得る。このｘ′軸をｘ
−ｙ平面内で回転させ（この磁場勾配Ｇxyの回転は例え
ば２対の傾斜磁場コイルによるｘ，ｙ方向についての磁
場勾配Ｇx ，Ｇy の合成磁場として磁場勾配Ｇxyを作
り、上記磁場勾配Ｇx ，Ｇy の合成比を変化させること
によって行う）ることにより、上述と同様にしてｘ−ｙ
平面内の各方向への投影情報が得られ、これらの情報に
基づいてＣＴ像を合成することができる。
類に固有のものである。そこでさらに、特定の原子核の
み共鳴させる角周波数ω０の回転磁場Ｈ１をプローブヘ
ッド内に設けられた一対の送信コイル２Ａ，２Ｂを介し
て被検体Ｐに作用させる。このようにすると、上記線型
磁場勾配ＧｚによりＺ軸方向について選択設定される図
示ｘ−ｙ平面部分についてのみ選択的に作用し、断層像
を得る特定のスライス部分Ｓ（平面状の部分であるが現
実にはある厚みを持つ）のみにＭＲ現象が生ずる。この
ＭＲ現象は上記プローブヘッド内に設けられた一対の受
信コイル３Ａ，３Ｂを介して自由誘導減衰（ＦＩＤ：fr
ee induction decay）信号（以下「ＦＩＤ信号」と称す
る）として観測され、この信号をフーリエ変換すること
により、特定原子核スピンの回転周波数について単一の
スペクトルが得られる。断層像をＣＴ像として得るため
には、スライス部分Ｓのｘ−ｙ平面内の多方向について
の投影像が必要である。そのため、スライス部分Ｓを励
起してＭＲ現象を生じさせた後、第７図に示すように磁
場Ｈ０にｘ′軸方向（ｘ軸より角度θ回転した座標系）
に直線的な傾斜を持つ線型磁場勾配Ｇxyを（図示してい
ないコイル等により）作用させると、被検体Ｐのスライ
ス部分Ｓにおける等磁場線Ｅは直線となり、この等磁場
線Ｅ上の特定原子核スピンの回転周波数は上記(1)式で
あらわされる。ここで説明の便宜上等磁場線ＥをＥ１〜
Ｅn とし、これら角等磁場線Ｅ１〜Ｅn 上の磁場により
一種のＦＩＤ信号である信号Ｄ１〜Ｄn をそれぞれ生ず
ると考える。信号Ｄ１〜Ｄn の振幅はそれぞれスライス
部分Ｓを貫く等磁場線Ｅ１〜Ｅn 上の特定原子核スピン
密度に比例することになる。ところが、実際に観測され
るＦＩＤ信号は信号Ｄ１〜Ｄn をすべて加え合わせた合
成ＦＩＤ信号となる。そこで、この合成ＦＩＤ信号をフ
ーリエ変換することによって、スライス部分Ｓのｘ′軸
への投影情報（一次元像）ＰＤを得る。このｘ′軸をｘ
−ｙ平面内で回転させ（この磁場勾配Ｇxyの回転は例え
ば２対の傾斜磁場コイルによるｘ，ｙ方向についての磁
場勾配Ｇx ，Ｇy の合成磁場として磁場勾配Ｇxyを作
り、上記磁場勾配Ｇx ，Ｇy の合成比を変化させること
によって行う）ることにより、上述と同様にしてｘ−ｙ
平面内の各方向への投影情報が得られ、これらの情報に
基づいてＣＴ像を合成することができる。
［背景技術の問題点］ ところで、この種のＭＲ映像装置においてプローブヘッ
ドは、静磁場，傾斜磁場発生用のコイルの内部に配置さ
れ、一種のコイル（送受コイルに相当する）が被検体の
周囲を取囲んでいる。そしてプローブヘッドは、ＭＲ現
象を生じさせる高周波電磁波を作ること及び微弱なＭＲ
信号を検出するために、被検体にできるだけ密着させた
方が効率が良いので、通常、全身用と頭部用とが用意さ
れ、診断部位に応じてそれぞれ使いわけられる。
ドは、静磁場，傾斜磁場発生用のコイルの内部に配置さ
れ、一種のコイル（送受コイルに相当する）が被検体の
周囲を取囲んでいる。そしてプローブヘッドは、ＭＲ現
象を生じさせる高周波電磁波を作ること及び微弱なＭＲ
信号を検出するために、被検体にできるだけ密着させた
方が効率が良いので、通常、全身用と頭部用とが用意さ
れ、診断部位に応じてそれぞれ使いわけられる。
例えば、全身用のプローブヘッドは、第８図の符号４に
示すように、円筒形状を成しており、第９図に示すよう
に、被検体Ｐの腹部及び胸部がプロブーヘッド４の内部
に配置される。
示すように、円筒形状を成しており、第９図に示すよう
に、被検体Ｐの腹部及び胸部がプロブーヘッド４の内部
に配置される。
しかしながら、上記の場合、診断に際し、寝台に横にな
った被検体Ｐと、上記プローブヘッド４との間に広い間
隙を生じ、微弱なＭＲ信号を効率良く検出することは容
易でなかった。
った被検体Ｐと、上記プローブヘッド４との間に広い間
隙を生じ、微弱なＭＲ信号を効率良く検出することは容
易でなかった。
［発明の目的］ 本発明は上記事情に基づいて成されたものであり、その
目的とするところは、微弱なＭＲ信号を効率良く検出す
ることが容易であって、診断能に優れた画像が得られる
磁気共鳴イメージング装置を提供することにある。
目的とするところは、微弱なＭＲ信号を効率良く検出す
ることが容易であって、診断能に優れた画像が得られる
磁気共鳴イメージング装置を提供することにある。
［発明の概要］ 上記目的を達成するための本発明の概要は、静磁場発生
コイルにより発生させた一様静磁場中に予定断層面部分
の断面形状が略楕円形状の被検体を配置し、この一様静
磁場に傾斜磁場を重畳し、かつ、励起回転磁場を印加し
て上記被検体の予定断層面部分に磁気共鳴現象を生ぜし
め、上記予定断層面部分を取囲んで配置されたプローブ
ヘッドにより励起された磁気共鳴信号を検出し、上記被
検体の上記予定断層面の投影情報を得て画像再構成処理
を施すことにより、上記被検体の断層面における画像情
報を得る磁気共鳴イメージング装置において、前記プロ
ーブヘッドは、前記予定断層面部分を取囲むような形状
を有し、かつ、対向する一対のコイル部材から構成され
たくら型コイルと、このプローブヘッドの形状が前記予
定断層面部分の略楕円形状に近付くように前記くら型コ
イルを支持する支持部材とから成ることを特徴とするも
のである。
コイルにより発生させた一様静磁場中に予定断層面部分
の断面形状が略楕円形状の被検体を配置し、この一様静
磁場に傾斜磁場を重畳し、かつ、励起回転磁場を印加し
て上記被検体の予定断層面部分に磁気共鳴現象を生ぜし
め、上記予定断層面部分を取囲んで配置されたプローブ
ヘッドにより励起された磁気共鳴信号を検出し、上記被
検体の上記予定断層面の投影情報を得て画像再構成処理
を施すことにより、上記被検体の断層面における画像情
報を得る磁気共鳴イメージング装置において、前記プロ
ーブヘッドは、前記予定断層面部分を取囲むような形状
を有し、かつ、対向する一対のコイル部材から構成され
たくら型コイルと、このプローブヘッドの形状が前記予
定断層面部分の略楕円形状に近付くように前記くら型コ
イルを支持する支持部材とから成ることを特徴とするも
のである。
［発明の実施例］ 以下、本発明の実施例について図面を参照しながら説明
する。
する。
第１図は本発明の一実施例たる磁気共鳴イメージング装
置におけるプローブヘッドを示す斜視図である。同図に
示すように本実施例におけるプローブヘッド５は、被検
体Ｐの断面形状が略楕円形状を有する予定断層面部分を
取囲むような形状を有し、かつ、対向する一対のコイル
部材から構成されたくら型コイル６と、このプローブヘ
ッド５の形状が予定断層面部分の略楕円形状に近付くよ
うにくら型コイル６を支持する支持部材６′とから成
る。プローブヘッド５をこのように形成すれば、第２図
にこのプローブヘッド５と被検体Ｐとの関係を示すよう
に、被検体Ｐの形状に沿うようにしてプローブヘッド５
が配置されるから、被検体Ｐとプローブヘッド５との間
に生ずる間隙は従来装置の円筒形状に比べて狭くなる。
置におけるプローブヘッドを示す斜視図である。同図に
示すように本実施例におけるプローブヘッド５は、被検
体Ｐの断面形状が略楕円形状を有する予定断層面部分を
取囲むような形状を有し、かつ、対向する一対のコイル
部材から構成されたくら型コイル６と、このプローブヘ
ッド５の形状が予定断層面部分の略楕円形状に近付くよ
うにくら型コイル６を支持する支持部材６′とから成
る。プローブヘッド５をこのように形成すれば、第２図
にこのプローブヘッド５と被検体Ｐとの関係を示すよう
に、被検体Ｐの形状に沿うようにしてプローブヘッド５
が配置されるから、被検体Ｐとプローブヘッド５との間
に生ずる間隙は従来装置の円筒形状に比べて狭くなる。
尚、プローブヘッド５以外は従来装置と同様であるの
で、その説明を省略することとする。
で、その説明を省略することとする。
このように、実施例装置によれば、被検体Ｐとプローブ
ヘッド５との間に生ずる間隙を狭くすることができるか
ら、くら型コイル６により微弱なＭＲ信号を効率良く検
出できる。従って、Ｓ／Ｎ比が向上し、診断型に優れた
画像が得られる。
ヘッド５との間に生ずる間隙を狭くすることができるか
ら、くら型コイル６により微弱なＭＲ信号を効率良く検
出できる。従って、Ｓ／Ｎ比が向上し、診断型に優れた
画像が得られる。
以上、本発明の一実施例について説明したが、本発明は
上記実施例に限定されるものではなく、本発明の要旨の
範囲内で適宜に変形して実施することが可能であるのは
いうまでもない。
上記実施例に限定されるものではなく、本発明の要旨の
範囲内で適宜に変形して実施することが可能であるのは
いうまでもない。
以下、本発明の他の実施例について第３図乃至第５図を
基に説明する。
基に説明する。
第３図乃至第５図は本発明の他の実施例を説明するため
の説明図である。
の説明図である。
第３図に示すプローブヘッド７は、四角形状のコイル６
を有しかつ四角筒形状に形成されて成る。プローブヘッ
ド７をこのように形成しても、被検体Ｐと、プローブヘ
ッド７との間に生ずる間隙を従来装置の円筒形状に比べ
て狭くすることができるから、上記実施例と同様の効果
を奏することができる。
を有しかつ四角筒形状に形成されて成る。プローブヘッ
ド７をこのように形成しても、被検体Ｐと、プローブヘ
ッド７との間に生ずる間隙を従来装置の円筒形状に比べ
て狭くすることができるから、上記実施例と同様の効果
を奏することができる。
また、第４図に示すプローブヘッド８は第３図に示すプ
ローブヘッド７の一組の対向面（上下面）のそれぞれを
外側に向ってわずかに曲率させたものであり、さらに、
第５図に示すプローブヘッド９は、第４図に示すプロー
ブヘッド８の一組の対向面それぞれの曲率を異ならせた
ものである。このように構成しても上記実施例と同様の
効果を奏することできる。
ローブヘッド７の一組の対向面（上下面）のそれぞれを
外側に向ってわずかに曲率させたものであり、さらに、
第５図に示すプローブヘッド９は、第４図に示すプロー
ブヘッド８の一組の対向面それぞれの曲率を異ならせた
ものである。このように構成しても上記実施例と同様の
効果を奏することできる。
尚、コイル６はくら型のコイル，四角形状のコイルのほ
か種々の形状のコイルを適用することができる。
か種々の形状のコイルを適用することができる。
［発明の効果］ 以上説明したように本発明によれば、微弱なＭＲ信号を
効率良く検出することが容易であって、診断能に優れた
画像が得られる磁気共鳴イメージング装置を提供するこ
とができる。
効率良く検出することが容易であって、診断能に優れた
画像が得られる磁気共鳴イメージング装置を提供するこ
とができる。
第１図は本発明の一実施例たる磁気共鳴イメージング装
置におけるプローブヘッドを示す斜視図、第２図は第１
図に示すプローブヘッドと被検体との関係を示す説明
図、第３図乃至第５図は本発明の他の実施例を説明する
ための説明図、第６図はＭＲＩの原理的構成を示す説明
図、第７図は磁気共鳴現象により投影情報を得る原理
図、第８図は従来装置におけるプローブヘッドを示す斜
視図、第９図は第８図に示すプローブヘッドと被検体と
の関係を示す説明図である。 ５，７，８，９……プローブヘッド
置におけるプローブヘッドを示す斜視図、第２図は第１
図に示すプローブヘッドと被検体との関係を示す説明
図、第３図乃至第５図は本発明の他の実施例を説明する
ための説明図、第６図はＭＲＩの原理的構成を示す説明
図、第７図は磁気共鳴現象により投影情報を得る原理
図、第８図は従来装置におけるプローブヘッドを示す斜
視図、第９図は第８図に示すプローブヘッドと被検体と
の関係を示す説明図である。 ５，７，８，９……プローブヘッド
Claims (1)
- 【請求項１】静磁場発生コイルにより発生させた一様静
磁場中に予定断層面部分の断面形状が略楕円形状の被検
体を配置し、この一様静磁場に傾斜磁場を重畳し、か
つ、励起回転磁場を印加して上記被検体の予定断層面部
分に磁気共鳴現象を生ぜしめ、上記予定断層面部分を取
囲んで配置されたプローブヘッドにより励起された磁気
共鳴信号を検出し、上記被検体の上記予定断層面の投影
情報を得て画像再構成処理を施すことにより、上記被検
体の断層面における画像情報を得る磁気共鳴イメージン
グ装置において、前記プローブヘッドは、前記予定断層
面部分を取囲むような形状を有し、かつ、対向する一対
のコイル部材から構成されたくら型コイルと、このプロ
ーブヘッドの形状が前記予定断層面部分の略楕円形状に
近付くように前記くら型コイルを支持する支持部材とか
ら成ることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP59215645A JPH0616758B2 (ja) | 1984-10-15 | 1984-10-15 | 磁気共鳴イメ−ジング装置 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP59215645A JPH0616758B2 (ja) | 1984-10-15 | 1984-10-15 | 磁気共鳴イメ−ジング装置 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPS6192660A JPS6192660A (ja) | 1986-05-10 |
| JPH0616758B2 true JPH0616758B2 (ja) | 1994-03-09 |
Family
ID=16675831
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP59215645A Expired - Lifetime JPH0616758B2 (ja) | 1984-10-15 | 1984-10-15 | 磁気共鳴イメ−ジング装置 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPH0616758B2 (ja) |
Family Cites Families (4)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| FI65365C (fi) * | 1982-07-07 | 1984-05-10 | Instrumentarium Oy | Spolanordning |
| NL8203934A (nl) * | 1982-10-12 | 1984-05-01 | Philips Nv | Kernspintomograaf. |
| JPS59177029A (ja) * | 1983-03-29 | 1984-10-06 | 株式会社島津製作所 | Ｎｍｒ断層像撮影装置用アンテナの構造 |
| JPS60376A (ja) * | 1983-06-15 | 1985-01-05 | Yokogawa Medical Syst Ltd | 核磁気共鳴イメ−ジング装置におけるｒｆコイル装置 |
-
1984
- 1984-10-15 JP JP59215645A patent/JPH0616758B2/ja not_active Expired - Lifetime
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JPS6192660A (ja) | 1986-05-10 |
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Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| EXPY | Cancellation because of completion of term |