JPH0690931A - 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
- JPH0690931A JPH0690931A JP4247619A JP24761992A JPH0690931A JP H0690931 A JPH0690931 A JP H0690931A JP 4247619 A JP4247619 A JP 4247619A JP 24761992 A JP24761992 A JP 24761992A JP H0690931 A JPH0690931 A JP H0690931A
- Authority
- JP
- Japan
- Prior art keywords
- magnetic resonance
- testee
- nuclear magnetic
- magnetic field
- head
- Prior art date
- Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
- Pending
Links
Landscapes
- Magnetic Resonance Imaging Apparatus (AREA)
Abstract
(57)【要約】
【目的】本発明の目的は被検者に少しでも楽に検査を受
けられるように出来るＭＲＩ装置を提供することに有
る。 【構成】頚椎とプローブとの間に空気などの流体が入る
袋状のものを設置した構成にした。 【効果】本発明によれば、局部的な荷重を分散させるこ
とが出来、長時間の検査を苦痛なく受けることが出来る
ようになる。又、被検者が自分で流入量を調節できるの
でより各個人の体型に合った形状にすることが出来る。
けられるように出来るＭＲＩ装置を提供することに有
る。 【構成】頚椎とプローブとの間に空気などの流体が入る
袋状のものを設置した構成にした。 【効果】本発明によれば、局部的な荷重を分散させるこ
とが出来、長時間の検査を苦痛なく受けることが出来る
ようになる。又、被検者が自分で流入量を調節できるの
でより各個人の体型に合った形状にすることが出来る。
Description
【０００１】
【産業上の利用分野】本発明は、生体中の水素や燐等か
らの核磁気共鳴（以下、「ＮＭＲ」という）信号を測定
し、核の密度分布や緩和時間分布等を映像化する、ＮＭ
Ｒ現象を用いた検査装置に関する。
らの核磁気共鳴（以下、「ＮＭＲ」という）信号を測定
し、核の密度分布や緩和時間分布等を映像化する、ＮＭ
Ｒ現象を用いた検査装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】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きている。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
きるようになってきた。
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きている。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
きるようになってきた。
【０００３】まず、ＮＭＲ現象の基本原理について以下
に簡単に説明する。原子核は陽子と中性子から構成さ
れ、全体で角運動量Ｉで回転する核スピンとみなされ
る。
に簡単に説明する。原子核は陽子と中性子から構成さ
れ、全体で角運動量Ｉで回転する核スピンとみなされ
る。
【０００４】今、水素の原子核を取り上げて考えること
にする。水素原子核は１個の陽子からなりスピン量子数
１／２で表される回転をしている。陽子は正の電荷があ
るため原子核が回転するにともなって磁気モーメントμ
が生じ、原子核一つ一つを非常に小さな磁石と考える事
ができる（例えば鉄のような強磁性体では上述した磁石
の方向が揃っているために全体として磁化が生じる。一
方、水素などでは上述した磁石の方向がバラバラで全体
としては磁化は生じない。しかし、この場合でも静磁場
Ｈを印加するとそれぞれの原子核は静磁場の方向に揃う
ようになる。）。
にする。水素原子核は１個の陽子からなりスピン量子数
１／２で表される回転をしている。陽子は正の電荷があ
るため原子核が回転するにともなって磁気モーメントμ
が生じ、原子核一つ一つを非常に小さな磁石と考える事
ができる（例えば鉄のような強磁性体では上述した磁石
の方向が揃っているために全体として磁化が生じる。一
方、水素などでは上述した磁石の方向がバラバラで全体
としては磁化は生じない。しかし、この場合でも静磁場
Ｈを印加するとそれぞれの原子核は静磁場の方向に揃う
ようになる。）。
【０００５】水素原子核の場合にはスピン量子数は１／
２であるので−１／２と＋１／２の二つのエネルギー準
位に分かれる。このエネルギー準位間の差ΔＥは一般的
に次式で示される。
２であるので−１／２と＋１／２の二つのエネルギー準
位に分かれる。このエネルギー準位間の差ΔＥは一般的
に次式で示される。
【０００６】〔数１〕ΔＥ＝γｈＨ／２π ここで、γ：磁気回転比、ｈ：プランク定数、Ｈ：静磁
場強度である。
場強度である。
【０００７】ところで、一般に原子核には静磁場Ｈによ
ってμ×Ｈの力が加わるために原子核は静磁場の軸の回
りを次式で示す角速度ω（ラーモア角速度）で歳差運動
する。
ってμ×Ｈの力が加わるために原子核は静磁場の軸の回
りを次式で示す角速度ω（ラーモア角速度）で歳差運動
する。
【０００８】〔数２〕ω＝γＨ このような状態の系に周波数ωの電磁波（ラジオ波）を
印加すると核磁気共鳴現象が起こり、一般に原子核は数
１で表されるエネルギー差ΔＥに相当するエネルギーを
吸収し、エネルギー準位が高い方に遷移する。この時種
々の原子核が多数存在していてもすべての原子核が核磁
気共鳴現象を起こすわけではない。これは原子核毎に磁
気回転比γが異なるために、数２で示される共鳴周波数
が原子核毎に異なり印加された周波数に対応するある特
定の原子核だけが共鳴するためである。
印加すると核磁気共鳴現象が起こり、一般に原子核は数
１で表されるエネルギー差ΔＥに相当するエネルギーを
吸収し、エネルギー準位が高い方に遷移する。この時種
々の原子核が多数存在していてもすべての原子核が核磁
気共鳴現象を起こすわけではない。これは原子核毎に磁
気回転比γが異なるために、数２で示される共鳴周波数
が原子核毎に異なり印加された周波数に対応するある特
定の原子核だけが共鳴するためである。
【０００９】次に、ラジオ波によって高い準位に遷移さ
せられた原子核はある時定数（緩和時間と呼ばれる）で
決まる時間の後に元の準位に戻る。この時にラジオ波に
よって高い準位に遷移させられた原子核から角周波数ω
の核磁気共鳴信号が放出される。
せられた原子核はある時定数（緩和時間と呼ばれる）で
決まる時間の後に元の準位に戻る。この時にラジオ波に
よって高い準位に遷移させられた原子核から角周波数ω
の核磁気共鳴信号が放出される。
【００１０】ここで、上述した緩和時間は更にスピン−
格子緩和時間（縦緩和時間）Ｔ1 とスピン−スピン緩和
時間（横緩和時間）Ｔ2 に分けられる。一般に、固体の
場合にはスピン同士の相互作用が生じ易いためにスピン
−スピン緩和時間Ｔ2 は短くなる。また、吸収したエネ
ルギーはまずスピン系に、次に格子系に移っていくため
スピン−格子緩和時間Ｔ1 はスピン−スピン緩和時間Ｔ
2 に比べて非常に大きい値となる。ところが、液体の場
合には分子が自由に運動しているためスピン−スピンと
スピン−格子のエネルギー交換の生じ易さは同程度であ
る。
格子緩和時間（縦緩和時間）Ｔ1 とスピン−スピン緩和
時間（横緩和時間）Ｔ2 に分けられる。一般に、固体の
場合にはスピン同士の相互作用が生じ易いためにスピン
−スピン緩和時間Ｔ2 は短くなる。また、吸収したエネ
ルギーはまずスピン系に、次に格子系に移っていくため
スピン−格子緩和時間Ｔ1 はスピン−スピン緩和時間Ｔ
2 に比べて非常に大きい値となる。ところが、液体の場
合には分子が自由に運動しているためスピン−スピンと
スピン−格子のエネルギー交換の生じ易さは同程度であ
る。
【００１１】上述した現象は水素原子核以外にもリン原
子核，炭素原子核，ナトリウム原子核，フッ素原子核や
酸素原子核などについても同様である。
子核，炭素原子核，ナトリウム原子核，フッ素原子核や
酸素原子核などについても同様である。
【００１２】上述した基本原理に基づく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分離・
識別する必要があるが、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
基本原理については、特開昭55−20495 号，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・メディスン・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で詳細
な説明は省略するが、以下にもっとも多く用いられてい
るスピンエコーの手法について簡単にその原理を説明す
る（図３参照）。
いた検査装置においては、検査物体からの信号を分離・
識別する必要があるが、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
基本原理については、特開昭55−20495 号，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・メディスン・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で詳細
な説明は省略するが、以下にもっとも多く用いられてい
るスピンエコーの手法について簡単にその原理を説明す
る（図３参照）。
【００１３】図１の全体構成図に示すように被検者２０
は静磁場Ｈを発生するコイル１８と互いに直交する３方
向の傾斜磁場を発生するＸ，Ｙ，Ｚの傾斜磁場コイル１
３，１４，１２(図２参照)と高周波磁場を発生する高周
波磁場コイル８の中に設置されている。ここでＸ，Ｙ，
Ｚ傾斜磁場コイルを駆動する電源が１６，１７，１５で
ある。ここで、静磁場の方向をＺ軸とする事が一般的で
あるから、ＸとＹ軸は図１及び図２に示すようになる。
ここで、被検者２０の横断面（Ｘ−Ｙ面）を撮像するに
は図３に示すスピンエコーシーケンスに従って傾斜磁場
と高周波磁場を駆動する。以下図３を用いて説明する
と、期間Ａでは被検者２０に傾斜磁場Ｇzを印加した状
態で振幅変調された高周波電力を高周波コイル８に印加
する。横断面の磁場強度は静磁場Ｈと位置ｚの傾斜磁場
強度ｚＧz の和Ｈ＋ｚＧz で示される。一方、振幅変調
された周波数ωの高周波電力は特定の周波数帯域ω±Δ
ωを有しているので 〔数３〕ω±Δω＝γ(Ｈ＋ｚＧz ） を満足するように周波数ωあるいは傾斜磁場強度Ｇz を
選ぶ事で横断面の部分の水素原子核スピンを励起する事
になる。ここで、γは水素原子核の磁気回転比を示す。
期間Ｂでは傾斜磁場Ｇy をΔｔの間印加する事で先に励
起された核スピンはｙの位置により 〔数４〕Δω′＝γｙＧy Δｔ で示される周波数変移をその共鳴信号に起こす。期間Ｄ
で傾斜磁場Ｇx を印加した状態で共鳴信号を収集する。
このとき、期間Ａで励起された核スピンは位置ｘによっ
て 〔数５〕Δω″＝γｘＧx で示される周波数差を有する事になる。期間Ｃは励起さ
れた核スピンのスピンエコーを得るために１８０度の高
周波磁界と傾斜磁場Ｇz が印加されている。期間Ｅは核
スピンが平衡に戻るまでの待ち時間である。期間Ｂの傾
斜磁場Ｇy の振幅値を２５６ステップ変化させて繰り返
し共鳴信号を収集すれば２５６×２５６のデータが得ら
れる。これらのデータを２次元フーリエ変換する事で画
像が得られる。
は静磁場Ｈを発生するコイル１８と互いに直交する３方
向の傾斜磁場を発生するＸ，Ｙ，Ｚの傾斜磁場コイル１
３，１４，１２(図２参照)と高周波磁場を発生する高周
波磁場コイル８の中に設置されている。ここでＸ，Ｙ，
Ｚ傾斜磁場コイルを駆動する電源が１６，１７，１５で
ある。ここで、静磁場の方向をＺ軸とする事が一般的で
あるから、ＸとＹ軸は図１及び図２に示すようになる。
ここで、被検者２０の横断面（Ｘ−Ｙ面）を撮像するに
は図３に示すスピンエコーシーケンスに従って傾斜磁場
と高周波磁場を駆動する。以下図３を用いて説明する
と、期間Ａでは被検者２０に傾斜磁場Ｇzを印加した状
態で振幅変調された高周波電力を高周波コイル８に印加
する。横断面の磁場強度は静磁場Ｈと位置ｚの傾斜磁場
強度ｚＧz の和Ｈ＋ｚＧz で示される。一方、振幅変調
された周波数ωの高周波電力は特定の周波数帯域ω±Δ
ωを有しているので 〔数３〕ω±Δω＝γ(Ｈ＋ｚＧz ） を満足するように周波数ωあるいは傾斜磁場強度Ｇz を
選ぶ事で横断面の部分の水素原子核スピンを励起する事
になる。ここで、γは水素原子核の磁気回転比を示す。
期間Ｂでは傾斜磁場Ｇy をΔｔの間印加する事で先に励
起された核スピンはｙの位置により 〔数４〕Δω′＝γｙＧy Δｔ で示される周波数変移をその共鳴信号に起こす。期間Ｄ
で傾斜磁場Ｇx を印加した状態で共鳴信号を収集する。
このとき、期間Ａで励起された核スピンは位置ｘによっ
て 〔数５〕Δω″＝γｘＧx で示される周波数差を有する事になる。期間Ｃは励起さ
れた核スピンのスピンエコーを得るために１８０度の高
周波磁界と傾斜磁場Ｇz が印加されている。期間Ｅは核
スピンが平衡に戻るまでの待ち時間である。期間Ｂの傾
斜磁場Ｇy の振幅値を２５６ステップ変化させて繰り返
し共鳴信号を収集すれば２５６×２５６のデータが得ら
れる。これらのデータを２次元フーリエ変換する事で画
像が得られる。
【００１４】上述したようなＮＭＲ現象を用いた検査装
置によるイメージングにおいては被検者と直接接するプ
ローブのマンマシンインターフェイスが重要な課題とな
っている。例えば頭部を固定する場合にヘッドレストが
被検者の体型に合っていないなどの状態ではＭＲＩによ
る検査は比較的長時間同じ姿勢でいる必要が有ることか
ら苦痛を伴いどうしても動いてしまう。頭部を固定する
一つの方法としてＸ線ＣＴ装置用の頭部固定装置が特開
昭63−156608号に詳細な記載がある。
置によるイメージングにおいては被検者と直接接するプ
ローブのマンマシンインターフェイスが重要な課題とな
っている。例えば頭部を固定する場合にヘッドレストが
被検者の体型に合っていないなどの状態ではＭＲＩによ
る検査は比較的長時間同じ姿勢でいる必要が有ることか
ら苦痛を伴いどうしても動いてしまう。頭部を固定する
一つの方法としてＸ線ＣＴ装置用の頭部固定装置が特開
昭63−156608号に詳細な記載がある。
【００１５】
【発明が解決しようとする課題】上記従来技術はＣＴ撮
影時における撮影の度に断層部位がずれてしまうという
問題を解決するには有効な構成である。しかし、撮像部
位の再現という面に主眼がおかれており、被検者に対す
る配慮はされていないという問題点が有る。即ち、ＭＲ
Ｉでは検査に比較的長時間かかり、被検者は検査中は動
かないでいる必要が有る。検査中に動いてしまうと画像
の流れが生じたり、ひどい場合には診断が出来なくなっ
てしまうことが有る。このような場合には再度撮像する
ことになるが、被検者にとっては撮影時間が更に長くな
り、同じ姿勢でじっとしている時間が伸びるので余計に
動きやすくなってしまう。本発明の目的は被検者に少し
でも楽に検査を受けられるように出来るＭＲＩ装置を提
供することに有る。
影時における撮影の度に断層部位がずれてしまうという
問題を解決するには有効な構成である。しかし、撮像部
位の再現という面に主眼がおかれており、被検者に対す
る配慮はされていないという問題点が有る。即ち、ＭＲ
Ｉでは検査に比較的長時間かかり、被検者は検査中は動
かないでいる必要が有る。検査中に動いてしまうと画像
の流れが生じたり、ひどい場合には診断が出来なくなっ
てしまうことが有る。このような場合には再度撮像する
ことになるが、被検者にとっては撮影時間が更に長くな
り、同じ姿勢でじっとしている時間が伸びるので余計に
動きやすくなってしまう。本発明の目的は被検者に少し
でも楽に検査を受けられるように出来るＭＲＩ装置を提
供することに有る。
【００１６】
【課題を解決するための手段】上記目的を達成するため
に、特に頚椎の検査において頚椎とプローブとの間に空
気などの流体が入る袋状のものを設置することで達成で
きる。更に、その袋状のものに被検者自信で空気などの
流体を出し入れできるようにすることでより快適な姿勢
で検査を受けられるように出来る。
に、特に頚椎の検査において頚椎とプローブとの間に空
気などの流体が入る袋状のものを設置することで達成で
きる。更に、その袋状のものに被検者自信で空気などの
流体を出し入れできるようにすることでより快適な姿勢
で検査を受けられるように出来る。
【００１７】
【作用】頚椎の検査では一般にベッド点板と首との間に
隙間が出来てしまう。そのためこのままの状態では検査
中に局部的に荷重がかかり長時間の検査では苦痛になっ
てくる。そこでこの隙間に空気などの流体が入る袋状の
ものを設置し、その中に空気などの流体を出し入れする
ことで前記隙間を無くすことが出来る。空気などの流体
であるため前記隙間の形状に合ったように変形し、局部
的な荷重を分散させることが出来る。又、被検者が自分
で流入量を調節できるのでより各個人の体型に合った形
状にすることが出来る。
隙間が出来てしまう。そのためこのままの状態では検査
中に局部的に荷重がかかり長時間の検査では苦痛になっ
てくる。そこでこの隙間に空気などの流体が入る袋状の
ものを設置し、その中に空気などの流体を出し入れする
ことで前記隙間を無くすことが出来る。空気などの流体
であるため前記隙間の形状に合ったように変形し、局部
的な荷重を分散させることが出来る。又、被検者が自分
で流入量を調節できるのでより各個人の体型に合った形
状にすることが出来る。
【００１８】
【実施例】以下、本発明の実施例を図面に基づいて詳細
に説明する。
に説明する。
【００１９】図１は、送受信を１つのコイルで行うシン
グルコイル方式水平磁場型ＭＲＩ装置概略構成図であ
る。図１において、５は制御装置、６は高周波パルス発
生器、７は電力増幅器、８は高周波磁場を発生すると共
に対象物体２０から生ずる信号を検出するための送受信
兼用コイル、９は増幅器、１０は検波器、１１は信号処
理装置を示している。本実施例ではコイル８を送受信兼
用コイルとしているが、送信及び受信を別々のコイルで
行っても良い。また、１２，１３，１４は、それぞれ、
ｚ方向及びこれに直角の方向（ｘ方向及びｙ方向）の傾
斜磁場を発生させるコイル、１５，１６，１７はそれぞ
れ、上記コイル１２，１３，１４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。図１ではコイル１３，１
４，８の順に大きさが小さくなっているように描いてあ
るが全体構成を示すための便宜的なものでありこの大き
さ，順番にこだわる必要はない。
グルコイル方式水平磁場型ＭＲＩ装置概略構成図であ
る。図１において、５は制御装置、６は高周波パルス発
生器、７は電力増幅器、８は高周波磁場を発生すると共
に対象物体２０から生ずる信号を検出するための送受信
兼用コイル、９は増幅器、１０は検波器、１１は信号処
理装置を示している。本実施例ではコイル８を送受信兼
用コイルとしているが、送信及び受信を別々のコイルで
行っても良い。また、１２，１３，１４は、それぞれ、
ｚ方向及びこれに直角の方向（ｘ方向及びｙ方向）の傾
斜磁場を発生させるコイル、１５，１６，１７はそれぞ
れ、上記コイル１２，１３，１４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。図１ではコイル１３，１
４，８の順に大きさが小さくなっているように描いてあ
るが全体構成を示すための便宜的なものでありこの大き
さ，順番にこだわる必要はない。
【００２０】制御装置５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６の出力は、電力増幅器７で増幅され、
上記コイル８を励振する。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
装置１１で画像に変換される。
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６の出力は、電力増幅器７で増幅され、
上記コイル８を励振する。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
装置１１で画像に変換される。
【００２１】なお、静磁場の発生は、電源１９により駆
動されるコイル１８による。本実施例では静磁場の発生
はコイル１８による常電導方式としたが、励磁時以外は
電源１９が不要な超電導方式でも良い。検査対象である
被検者２０はベッド２１上に載置され、上記ベッド２１
は支持台２２上を移動可能に構成されている。
動されるコイル１８による。本実施例では静磁場の発生
はコイル１８による常電導方式としたが、励磁時以外は
電源１９が不要な超電導方式でも良い。検査対象である
被検者２０はベッド２１上に載置され、上記ベッド２１
は支持台２２上を移動可能に構成されている。
【００２２】図２は図１に置ける傾斜磁場コイルの構成
及び流す電流の方向を示した一例である。コイル１２で
ｚ方向傾斜磁場を、コイル１３でｘ方向傾斜磁場を、コ
イル１４でｙ方向傾斜磁場を発生する例を示している。
コイル１３とコイル１４は同じ形のコイルであってｚ軸
回りに９０度回転した構成をしている。実際にはコイル
１２，１３，１４を一つの円筒形ボビンに巻いて用いら
れる。これらの傾斜磁場コイルは静磁場と同一方向（ｚ
軸方向）磁場を発生し、それぞれｚ，ｘ，ｙ軸に沿って
直線勾配（傾斜）を持つ磁場を発生するものである。
及び流す電流の方向を示した一例である。コイル１２で
ｚ方向傾斜磁場を、コイル１３でｘ方向傾斜磁場を、コ
イル１４でｙ方向傾斜磁場を発生する例を示している。
コイル１３とコイル１４は同じ形のコイルであってｚ軸
回りに９０度回転した構成をしている。実際にはコイル
１２，１３，１４を一つの円筒形ボビンに巻いて用いら
れる。これらの傾斜磁場コイルは静磁場と同一方向（ｚ
軸方向）磁場を発生し、それぞれｚ，ｘ，ｙ軸に沿って
直線勾配（傾斜）を持つ磁場を発生するものである。
【００２３】本発明は、上記コイル８の改良に係わるも
のである。ここで、コイル８は、例えば頭部用あるいは
頚椎用コイルであれば直径３００mm，長さ３００mm程度
の大きさを有するものである。
のである。ここで、コイル８は、例えば頭部用あるいは
頚椎用コイルであれば直径３００mm，長さ３００mm程度
の大きさを有するものである。
【００２４】以下本発明の一実施例を図を用いて詳細に
説明する。図４は頭部用あるいは頚椎用コイル８に被検
者２０の頭部が入った状態の軸断面図である。被検者２
０の頭部は頭受け５０で支持されている。本実施例では
頭受け５０上で被検者２０の首に当たる部分に伸縮自在
な材質から成る袋６０を設置した一実施例を示した。袋
６０に空気などの流体を注入することで頭受け５０と被
検者２０の首との間の隙間の形状に合った状態で隙間を
埋め、枕を用いたのと同様に被検者２０の首に荷重が一
様にかかるように作用する。従って、被検者２０は長時
間同じ姿勢でいることの苦痛が軽減され比較的長時間動
かずに検査を受けることが出来る。また、本実施例では
示さないが袋６０に空気などの流体を検査前のセッティ
ング時に被検者自身が注入あるいは排出できるようにす
ることでより被検者２０が快適な状態にすることが出来
る。更に、図４に示す実施例では被検者２０の頭部の額
部分と顎の部分も同様な構成の袋７０，７１で圧迫する
ことで被検者２０を頭部用あるいは頚椎用コイル８に固
定できるように構成した。袋７０，７１で被検者２０の
頭部を上から圧迫することで被検者２０の頭部が頭受け
５０に押し付けられるようになり固定することが出来
る。
説明する。図４は頭部用あるいは頚椎用コイル８に被検
者２０の頭部が入った状態の軸断面図である。被検者２
０の頭部は頭受け５０で支持されている。本実施例では
頭受け５０上で被検者２０の首に当たる部分に伸縮自在
な材質から成る袋６０を設置した一実施例を示した。袋
６０に空気などの流体を注入することで頭受け５０と被
検者２０の首との間の隙間の形状に合った状態で隙間を
埋め、枕を用いたのと同様に被検者２０の首に荷重が一
様にかかるように作用する。従って、被検者２０は長時
間同じ姿勢でいることの苦痛が軽減され比較的長時間動
かずに検査を受けることが出来る。また、本実施例では
示さないが袋６０に空気などの流体を検査前のセッティ
ング時に被検者自身が注入あるいは排出できるようにす
ることでより被検者２０が快適な状態にすることが出来
る。更に、図４に示す実施例では被検者２０の頭部の額
部分と顎の部分も同様な構成の袋７０，７１で圧迫する
ことで被検者２０を頭部用あるいは頚椎用コイル８に固
定できるように構成した。袋７０，７１で被検者２０の
頭部を上から圧迫することで被検者２０の頭部が頭受け
５０に押し付けられるようになり固定することが出来
る。
【００２５】以上の説明では組み合わせた場合について
説明したが、これらを個々に用いて構成しても良いこと
は言うまでもないことである。
説明したが、これらを個々に用いて構成しても良いこと
は言うまでもないことである。
【００２６】
【発明の効果】本発明によれば、局部的な荷重を分散さ
せることが出来、長時間の検査を苦痛なく受けることが
出来るようになる。又、被検者が自分で流入量を調節で
きるのでより各個人の体型に合った形状にすることが出
来る。
せることが出来、長時間の検査を苦痛なく受けることが
出来るようになる。又、被検者が自分で流入量を調節で
きるのでより各個人の体型に合った形状にすることが出
来る。
【図１】本発明の一実施例であるＮＭＲを用いた検査装
置の構成図である。
置の構成図である。
【図２】傾斜磁場コイルの構成及び流す電流の方向を示
した図である。
した図である。
【図３】スピンエコー法シーケンスの説明図である。
【図４】本発明の一実施例の軸断面図である。
５…制御装置、６…高周波パルス発生器、７…電力増幅
器、８…送受信兼用コイル、９…増幅器、１０…検波
器、１１…信号処理装置、１２，１３，１４…傾斜磁場
を発生させるコイル、１５，１６，１７，１９…電源
部、１８…静磁場を発生させるコイル、２０…被検者、
２１…ベッド、２２…支持台。
器、８…送受信兼用コイル、９…増幅器、１０…検波
器、１１…信号処理装置、１２，１３，１４…傾斜磁場
を発生させるコイル、１５，１６，１７，１９…電源
部、１８…静磁場を発生させるコイル、２０…被検者、
２１…ベッド、２２…支持台。
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (51)Int.Cl.5 識別記号 庁内整理番号 ＦＩ 技術表示箇所 9219−2Ｊ Ｇ０１Ｎ 24/02 Ｈ
Claims (7)
- 【請求項１】静磁場，傾斜磁場及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、該信号検出手段の検出信号の演算を行
う計算機及び該計算機による演算の出力手段を有する核
磁気共鳴を用いた検査装置に於て、前記信号検出手段の
内側に被検体を局部的に支持する手段を設けたことを特
徴とする核磁気共鳴を用いた検査装置。 - 【請求項２】上記支持手段として流体を用いたことを特
徴とする請求項１に記載の核磁気共鳴を用いた検査装
置。 - 【請求項３】上記支持手段として流体を被検者自身が調
節できるようにしたことを特徴とする請求項２に記載の
核磁気共鳴を用いた検査装置。 - 【請求項４】上記信号検出手段の内側に緩衝材を設けた
ことを特徴とする請求項３に記載の核磁気共鳴を用いた
検査装置。 - 【請求項５】上記信号検出手段の内側を肌触りの良い物
としたことを特徴とする請求項４に記載の核磁気共鳴を
用いた検査装置。 - 【請求項６】上記信号検出手段の内側に被検体圧迫手段
を設けたことを特徴とする請求項１に記載の核磁気共鳴
を用いた検査装置。 - 【請求項７】上記圧迫手段として流体を用いたことを特
徴とする請求項６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 |
|---|---|---|---|
| JP4247619A JPH0690931A (ja) | 1992-09-17 | 1992-09-17 | 核磁気共鳴を用いた検査装置 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP4247619A JPH0690931A (ja) | 1992-09-17 | 1992-09-17 | 核磁気共鳴を用いた検査装置 |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH0690931A true JPH0690931A (ja) | 1994-04-05 |
Family
ID=17166207
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP4247619A Pending JPH0690931A (ja) | 1992-09-17 | 1992-09-17 | 核磁気共鳴を用いた検査装置 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPH0690931A (ja) |
Cited By (3)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2006110043A (ja) * | 2004-10-14 | 2006-04-27 | Hitachi Medical Corp | 磁気共鳴イメージング装置における磁界発生装置 |
| JP2014073294A (ja) * | 2012-10-05 | 2014-04-24 | Toshiba Corp | Ｒｆコイル装置、及び、磁気共鳴イメージング装置 |
| WO2023171929A1 (ko) * | 2022-03-11 | 2023-09-14 | 주식회사 씨비에이치 | 다기능 침대형 장치 |
-
1992
- 1992-09-17 JP JP4247619A patent/JPH0690931A/ja active Pending
Cited By (4)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2006110043A (ja) * | 2004-10-14 | 2006-04-27 | Hitachi Medical Corp | 磁気共鳴イメージング装置における磁界発生装置 |
| JP4713124B2 (ja) * | 2004-10-14 | 2011-06-29 | 株式会社日立メディコ | 磁気共鳴イメージング装置における磁界発生装置 |
| JP2014073294A (ja) * | 2012-10-05 | 2014-04-24 | Toshiba Corp | Ｒｆコイル装置、及び、磁気共鳴イメージング装置 |
| WO2023171929A1 (ko) * | 2022-03-11 | 2023-09-14 | 주식회사 씨비에이치 | 다기능 침대형 장치 |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| Marques et al. | Low‐field MRI: An MR physics perspective | |
| EP2861136B1 (en) | System and method for magnetic resonance imaging using a rotating array of permanent magnets | |
| EP2425268B1 (en) | Arrangement and method for influencing and/or detecting magnetic particles and for magnetic resonance imaging | |
| US5617859A (en) | Apparatus and methods for magnetic resonance (MR) imaging of cavities using fluids polarized at low temperatures | |
| KR101301490B1 (ko) | 자기공명영상장치 및 확산강조영상획득방법 | |
| US20140111202A1 (en) | System and Method for Portable Magnetic Resonance Imaging Using a Rotating Array of Magnets | |
| Fullerton | Basic concepts for nuclear magnetic resonance imaging | |
| JP2804569B2 (ja) | 磁気共鳴画像形成法 | |
| Ansorge et al. | The physics and mathematics of MRI | |
| Bolas | Basic MRI principles | |
| Rajan | MRI: a conceptual overview | |
| JPH0690931A (ja) | 核磁気共鳴を用いた検査装置 | |
| US20160116562A1 (en) | Measurement Apparatus and Measurement Method | |
| Forshult | Magnetic Resonance Imaging–MRI–An Overview | |
| Bottomley | NMR in medicine | |
| Graves et al. | Basic principles of magnetic resonance imaging | |
| Bottomley | Nuclear magnetic resonance: Beyond physical imaging: A powerful new diagnostic tool that uses magnetic fields and radio waves creates pictures of the body's internal chemistry | |
| Jakob | Small animal magnetic resonance imaging: basic principles, instrumentation and practical issue | |
| JPH05261081A (ja) | 核磁気共鳴を用いた検査装置 | |
| JPH01305937A (ja) | 磁気共鳴診断装置 | |
| Koutcher et al. | Principles of imaging by nuclear magnetic resonance | |
| JP3473631B2 (ja) | 核磁気共鳴を用いた検査装置 | |
| VAUGHAN | A short illustrated history of magnetic resonance imaging | |
| US20080214924A1 (en) | Magnetic Resonance Spectroscopy | |
| JPH05253207A (ja) | 医用診断画像用ｍｒｉ装置 |