JPH0739538A - 磁気共鳴を用いた検査装置 - Google Patents
磁気共鳴を用いた検査装置Info
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- JPH0739538A JPH0739538A JP5192154A JP19215493A JPH0739538A JP H0739538 A JPH0739538 A JP H0739538A JP 5192154 A JP5192154 A JP 5192154A JP 19215493 A JP19215493 A JP 19215493A JP H0739538 A JPH0739538 A JP H0739538A
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Abstract
(57)【要約】
【目的】 常に検査対象領域で最適な均一度を得る磁気
共鳴を用いた検査装置を提供する。 【構成】 頭部領域２１を検査する場合にはこの領域を
カバーする領域２６で磁場の均一度を調整し、胸腹部２
２を検査する場合には同じく領域２３で磁場の均一度を
調整する。磁場分布２７に示すように、頭部領域２１の
検査では、高々直径２０ｃｍの球内の領域を対象にすれ
ばよく、胸腹部の磁場分布２５に比べより高い均一度を
得る。磁場分布２５、２７は線分２４上での磁場分布を
示す。胸腹部を検査する場合には、従来と同様な均一度
調整を行う。 【効果】 静磁場の均一度を検査対象領域でのみ最適化
しより高い均一度を容易に得る。
共鳴を用いた検査装置を提供する。 【構成】 頭部領域２１を検査する場合にはこの領域を
カバーする領域２６で磁場の均一度を調整し、胸腹部２
２を検査する場合には同じく領域２３で磁場の均一度を
調整する。磁場分布２７に示すように、頭部領域２１の
検査では、高々直径２０ｃｍの球内の領域を対象にすれ
ばよく、胸腹部の磁場分布２５に比べより高い均一度を
得る。磁場分布２５、２７は線分２４上での磁場分布を
示す。胸腹部を検査する場合には、従来と同様な均一度
調整を行う。 【効果】 静磁場の均一度を検査対象領域でのみ最適化
しより高い均一度を容易に得る。
Description
【０００１】
【産業上の利用分野】本発明は磁気共鳴を利用した検査
装置（以下、ＭＲＩ装置と略す）にかかわり、検査物体
の対象領域内で最適な静磁場均一度を発生する磁気共鳴
を用いた検査装置。
装置（以下、ＭＲＩ装置と略す）にかかわり、検査物体
の対象領域内で最適な静磁場均一度を発生する磁気共鳴
を用いた検査装置。
【０００２】
【従来の技術】従来、人体の内部構造を非破壊的に検査
する装置として、Ｘ線ＣＴや超音波診断装置が広く利用
されている。さらに近年、磁気共鳴現象を用いて同様の
検査を行うことにより、Ｘ線ＣＴや超音波診断装置では
得られない情報を取得することが可能になって来てい
る。このような磁気共鳴を利用した検査装置では、検査
物体からの信号を物体各部に対応させて分離・識別する
必要がある。その方法としては、例えば検査物体に傾斜
磁場を印加することで、物体各部に印加された静磁場を
互いに異ならせ、これにより位置情報を得る方法が知ら
れている。この種の装置の基本原理については、例えば
“ジャーナル・オブ・マグネティック・レゾナンス”
誌、第１８巻（１９７５年）、第６９頁（ J. Magn. Re
son., vol.18,1975, pp.69 )に記載されている。最近、
このような装置を用いて、エコープラナー法などの超高
速撮影法により、心臓の動態観察や脳の活性化部位の描
出が試みられている。
する装置として、Ｘ線ＣＴや超音波診断装置が広く利用
されている。さらに近年、磁気共鳴現象を用いて同様の
検査を行うことにより、Ｘ線ＣＴや超音波診断装置では
得られない情報を取得することが可能になって来てい
る。このような磁気共鳴を利用した検査装置では、検査
物体からの信号を物体各部に対応させて分離・識別する
必要がある。その方法としては、例えば検査物体に傾斜
磁場を印加することで、物体各部に印加された静磁場を
互いに異ならせ、これにより位置情報を得る方法が知ら
れている。この種の装置の基本原理については、例えば
“ジャーナル・オブ・マグネティック・レゾナンス”
誌、第１８巻（１９７５年）、第６９頁（ J. Magn. Re
son., vol.18,1975, pp.69 )に記載されている。最近、
このような装置を用いて、エコープラナー法などの超高
速撮影法により、心臓の動態観察や脳の活性化部位の描
出が試みられている。
【０００３】
【発明が解決しようとする課題】上記超高速撮影法に共
通する特徴として、要求される静磁場の不均一度が著し
く小さいことがあげられる。その値は、通常、０．５pp
m以下に抑える必要がある。しかし、従来装置では例え
ば人体全体を検査対象とするため、頭部あるいは心臓を
検査する場合でも、静磁場の均一度の調整値としては全
身をカバーする値を用いていた。そのため、頭部あるい
は心臓の領域に限って見ても、必ずしも超高速撮影法に
要求される上記のような静磁場の均一度を得るのは容易
ではないという課題があった。本発明の目的は、検査対
象領域の位置あるいは大きさに応じて、静磁場の均一度
を微調する微調磁場を切り替え、常に検査対象領域にお
いて最適な均一度が得られる磁気共鳴を用いた検査装置
を提供することにある。
通する特徴として、要求される静磁場の不均一度が著し
く小さいことがあげられる。その値は、通常、０．５pp
m以下に抑える必要がある。しかし、従来装置では例え
ば人体全体を検査対象とするため、頭部あるいは心臓を
検査する場合でも、静磁場の均一度の調整値としては全
身をカバーする値を用いていた。そのため、頭部あるい
は心臓の領域に限って見ても、必ずしも超高速撮影法に
要求される上記のような静磁場の均一度を得るのは容易
ではないという課題があった。本発明の目的は、検査対
象領域の位置あるいは大きさに応じて、静磁場の均一度
を微調する微調磁場を切り替え、常に検査対象領域にお
いて最適な均一度が得られる磁気共鳴を用いた検査装置
を提供することにある。
【０００４】
【課題を解決するための手段】静磁場、傾斜磁場及び高
周波磁場の各磁場発生手段と、静磁場発生手段が発生す
る磁場の強度分布を微調するための微調磁場の発生手段
と、検査物体からの磁気共鳴信号を検出する信号検出手
段と、信号検出手段による検出信号に対し演算を行う計
算機および計算機による演算結果の出力手段とを有し、
微調磁場を検査物体の対象領域の位置あるいは大きさに
応じて可変とし、検査物体の対象領域において静磁場の
最適な均一度が得られるようにする。微調磁場の発生
は、特定の次数項の磁場分布を主に発生するコイルに電
流を流して行ない、微調磁場を発生するコイルに流す電
流の値は、予めメモリに記録しておき、検査物体の対象
領域の位置あるいは大きさに応じて、メモリから対応す
る電流の値を呼出して使用する。また、微調磁場を発生
するコイルに流す電流の値は、静磁場発生手段が発生す
る磁場の検査物体の対象領域内での強度分布の均一度が
最良になるように選ぶ。検査物体の対象領域の位置ある
いは大きさは、信号検出手段として用いた高周波プロー
ブの種類を検出する手段により自動検出するか、あるい
は検査装置を操作するオペレータが入力する信号により
検知する。
周波磁場の各磁場発生手段と、静磁場発生手段が発生す
る磁場の強度分布を微調するための微調磁場の発生手段
と、検査物体からの磁気共鳴信号を検出する信号検出手
段と、信号検出手段による検出信号に対し演算を行う計
算機および計算機による演算結果の出力手段とを有し、
微調磁場を検査物体の対象領域の位置あるいは大きさに
応じて可変とし、検査物体の対象領域において静磁場の
最適な均一度が得られるようにする。微調磁場の発生
は、特定の次数項の磁場分布を主に発生するコイルに電
流を流して行ない、微調磁場を発生するコイルに流す電
流の値は、予めメモリに記録しておき、検査物体の対象
領域の位置あるいは大きさに応じて、メモリから対応す
る電流の値を呼出して使用する。また、微調磁場を発生
するコイルに流す電流の値は、静磁場発生手段が発生す
る磁場の検査物体の対象領域内での強度分布の均一度が
最良になるように選ぶ。検査物体の対象領域の位置ある
いは大きさは、信号検出手段として用いた高周波プロー
ブの種類を検出する手段により自動検出するか、あるい
は検査装置を操作するオペレータが入力する信号により
検知する。
【０００５】
【作用】静磁場の均一度を最適化するための微調磁場
は、全身を対象にした場合とは異なり、検査物体の検査
対象領域でのみ最適化すればよいため、より高い均一度
を容易に達成することが可能となり、常に検査対象領域
において最適な均一度が得られる。
は、全身を対象にした場合とは異なり、検査物体の検査
対象領域でのみ最適化すればよいため、より高い均一度
を容易に達成することが可能となり、常に検査対象領域
において最適な均一度が得られる。
【０００６】
【実施例】図２に本発明が適用されるＭＲＩ装置の構成
図を示す。図２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は検査物体１２から生
ずる信号を検出すると共に、高周波磁場を発生するコイ
ル、５は信号検出系、６はＡ／Ｄ変換器、７は信号処理
装置、８は表示装置を示している。また、９は直交する
３方向の傾斜磁場を発生するコイル、１０は前記のコイ
ル９を駆動する電源部を示している。これらのコイル９
により発生する傾斜磁場により、検査物体１２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。１１は検査物体１２に均一な静磁場を発生す
る磁石、１３は静磁場を微調するための磁場を発生する
静磁場微調用コイル、１４は静磁場微調用コイルへ電流
を供給する電源、１５はこれらのコイル１３に流す電流
の組合せを記録するメモリである。１６は検査対象領域
の大きさあるいは検査位置を検知し、メモリ１５から対
応する値を選択するための信号発生装置である。また、
微調磁場発生コイル１３は、ｘ、ｙ、ｚ、ｚ2、ｚ3、ｚ
4、ｘ2−ｙ2、ｘｙ、ｙｚ、ｚｘ、ｚ2ｘ、ｚ2ｙ、ｚｘ
ｙ、ｚ（ｘ2−ｙ2）、ｘ3、ｙ3などの特定次数の磁場分
布を発生するコイルである。制御装置１はＭＲＩ装置を
構成する各部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、コイル４を励振する。
コイル４で受信された信号は、信号検出系５を通り、Ａ
／Ｄ変換器６でＡ／Ｄ変換された後、信号処理装置７で
画像に変換され、表示装置８で表示される。検査物体で
ある人体１２は、ベッド１７上に載置され、ベッド１７
は支持台１８上を移動可能なように構成されている。次
に、図３(ａ)、(ｂ)を用いて頭部と胸腹部を検査する場
合に対し、従来装置の実施例の１つを説明する。従来
は、頭部と胸腹部全体を同じ均一度を有する装置で検査
するため、胸腹部全体が含まれる大きさの球状領域を磁
場の均一度調整領域として考えなければならなかった。
すなわち、断面が３０ｃｍ×４５ｃｍ、長さが４０ｃｍ
の楕円柱状の胸腹部を検査するためには、直径が４５ｃ
ｍ程度の球状領域を対象に、磁場の均一度を最適化しな
ければならなかった。この様子を２次元座標系(ｘ、
ｙ）により図３(ａ)に示す。ここで、頭部領域２１と胸
腹部領域２２の検査で同じ磁場均一度調整領域（破線で
示す）２３を用いている。ｘ−ｙ平面上のある線分２４
上での１次元磁場強度分布２５を図３(ｂ)に示す。この
図から分かるように、広い領域２３ではほぼ均一化され
た分布も、頭部に対応する狭い領域２１に限って見れ
ば、必ずしも最適な磁場均一度が得られてはいなかっ
た。このため頭部を超高速撮影法で検査した場合、偽像
やボケが発生し、画質が劣化するという問題があった。
それに対し本発明の第１の実施例では、図１（ａ）の２
次元座標系に示すように、頭部領域２１を検査する場合
にはこの領域をカバーする領域２６で磁場の均一度を調
整し、胸腹部２２を検査する場合には同じく領域２３で
磁場の均一度を調整するのである。その結果、図１
（ｂ）の磁場分布２７に示すように、頭部領域２１の検
査では、高々直径２０ｃｍの球内の領域を対象にすれば
よく、胸腹部の磁場分布２５に比べより高い均一度を達
成できる。ここで、磁場分布２５、２７は図１（ａ）の
線分２４上での磁場分布を示している。なお、胸腹部を
検査する場合には、従来装置と同様な均一度調整を行え
ばよい。
図を示す。図２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は検査物体１２から生
ずる信号を検出すると共に、高周波磁場を発生するコイ
ル、５は信号検出系、６はＡ／Ｄ変換器、７は信号処理
装置、８は表示装置を示している。また、９は直交する
３方向の傾斜磁場を発生するコイル、１０は前記のコイ
ル９を駆動する電源部を示している。これらのコイル９
により発生する傾斜磁場により、検査物体１２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。１１は検査物体１２に均一な静磁場を発生す
る磁石、１３は静磁場を微調するための磁場を発生する
静磁場微調用コイル、１４は静磁場微調用コイルへ電流
を供給する電源、１５はこれらのコイル１３に流す電流
の組合せを記録するメモリである。１６は検査対象領域
の大きさあるいは検査位置を検知し、メモリ１５から対
応する値を選択するための信号発生装置である。また、
微調磁場発生コイル１３は、ｘ、ｙ、ｚ、ｚ2、ｚ3、ｚ
4、ｘ2−ｙ2、ｘｙ、ｙｚ、ｚｘ、ｚ2ｘ、ｚ2ｙ、ｚｘ
ｙ、ｚ（ｘ2−ｙ2）、ｘ3、ｙ3などの特定次数の磁場分
布を発生するコイルである。制御装置１はＭＲＩ装置を
構成する各部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、コイル４を励振する。
コイル４で受信された信号は、信号検出系５を通り、Ａ
／Ｄ変換器６でＡ／Ｄ変換された後、信号処理装置７で
画像に変換され、表示装置８で表示される。検査物体で
ある人体１２は、ベッド１７上に載置され、ベッド１７
は支持台１８上を移動可能なように構成されている。次
に、図３(ａ)、(ｂ)を用いて頭部と胸腹部を検査する場
合に対し、従来装置の実施例の１つを説明する。従来
は、頭部と胸腹部全体を同じ均一度を有する装置で検査
するため、胸腹部全体が含まれる大きさの球状領域を磁
場の均一度調整領域として考えなければならなかった。
すなわち、断面が３０ｃｍ×４５ｃｍ、長さが４０ｃｍ
の楕円柱状の胸腹部を検査するためには、直径が４５ｃ
ｍ程度の球状領域を対象に、磁場の均一度を最適化しな
ければならなかった。この様子を２次元座標系(ｘ、
ｙ）により図３(ａ)に示す。ここで、頭部領域２１と胸
腹部領域２２の検査で同じ磁場均一度調整領域（破線で
示す）２３を用いている。ｘ−ｙ平面上のある線分２４
上での１次元磁場強度分布２５を図３(ｂ)に示す。この
図から分かるように、広い領域２３ではほぼ均一化され
た分布も、頭部に対応する狭い領域２１に限って見れ
ば、必ずしも最適な磁場均一度が得られてはいなかっ
た。このため頭部を超高速撮影法で検査した場合、偽像
やボケが発生し、画質が劣化するという問題があった。
それに対し本発明の第１の実施例では、図１（ａ）の２
次元座標系に示すように、頭部領域２１を検査する場合
にはこの領域をカバーする領域２６で磁場の均一度を調
整し、胸腹部２２を検査する場合には同じく領域２３で
磁場の均一度を調整するのである。その結果、図１
（ｂ）の磁場分布２７に示すように、頭部領域２１の検
査では、高々直径２０ｃｍの球内の領域を対象にすれば
よく、胸腹部の磁場分布２５に比べより高い均一度を達
成できる。ここで、磁場分布２５、２７は図１（ａ）の
線分２４上での磁場分布を示している。なお、胸腹部を
検査する場合には、従来装置と同様な均一度調整を行え
ばよい。
【０００７】図４（ａ）、（ｂ）に本発明の第２の実施
例を示す。図４（ａ）は２次元座標系を示すが、頭部領
域２１を検査する場合には、この領域をカバーする領域
２６で静磁場の均一度を調整し、胸腹部の一部である領
域２８を検査する場合には同じく領域２９で静磁場の均
一度を調整する。その結果を図４（ｂ）に示す。この図
は、図４（ａ）の線分２４上の磁場分布を示したもの
で、頭部領域に限定して調整した場合の磁場分布２７と
胸腹部領域に限定して調整した場合の磁場分布３２は、
各々最適化された磁場均一度となり、従来の胸腹部全体
を対象として調整した場合に比べ、より高い均一度が得
られていることが分かる。
例を示す。図４（ａ）は２次元座標系を示すが、頭部領
域２１を検査する場合には、この領域をカバーする領域
２６で静磁場の均一度を調整し、胸腹部の一部である領
域２８を検査する場合には同じく領域２９で静磁場の均
一度を調整する。その結果を図４（ｂ）に示す。この図
は、図４（ａ）の線分２４上の磁場分布を示したもの
で、頭部領域に限定して調整した場合の磁場分布２７と
胸腹部領域に限定して調整した場合の磁場分布３２は、
各々最適化された磁場均一度となり、従来の胸腹部全体
を対象として調整した場合に比べ、より高い均一度が得
られていることが分かる。
【０００８】図５に本発明で用いる、検査対象領域の大
きさの検出方法を示す。通常、頭部、胸腹部、膝部の検
査では、異なる大きさの信号検出手段、具体的には高周
波プローブを用いる。典型的には、頭部の検査では直径
３０ｃｍ、長さ３０ｃｍのプローブを、胸腹部の検査で
は直径６０ｃｍ、長さ６０ｃｍのプローブを、膝部の検
査では直径２０ｃｍ、長さ２５ｃｍのプローブを用い
る。各プローブには電極パターン４０を設けておき、そ
れをベッド１７上の電極４２で検知し、プローブの種類
を判定する。例えば、図６はベッド１７とプローブ４０
の縦断面図を示し、図中の電極４２は４つの電極端子４
２１、４２２、４２３、４２４からなっているとする。
この内、４２１はアース端子である。一方、プローブ側
の電極４１は、電極端子４１１、４１２、４１３、４１
４からなっており、電極端子４１２を除いて相互に接続
されている。この電極４１が電極４２と接触すると、ア
ース端子４２１と電極端子４１３、４１４とが短絡す
る。従って、電極４２の中の短絡した電極端子を、端子
間の抵抗を検出する検出器１６で検出することにより、
プローブの種類を検知できることになる。この例では、
有効電極端子が３個あるので、８種類のプローブを識別
できることになる。なお、ここに示した電極を用いる例
に限らず、光や超音波などを用いてプローブの大きさを
検知することも可能である。
きさの検出方法を示す。通常、頭部、胸腹部、膝部の検
査では、異なる大きさの信号検出手段、具体的には高周
波プローブを用いる。典型的には、頭部の検査では直径
３０ｃｍ、長さ３０ｃｍのプローブを、胸腹部の検査で
は直径６０ｃｍ、長さ６０ｃｍのプローブを、膝部の検
査では直径２０ｃｍ、長さ２５ｃｍのプローブを用い
る。各プローブには電極パターン４０を設けておき、そ
れをベッド１７上の電極４２で検知し、プローブの種類
を判定する。例えば、図６はベッド１７とプローブ４０
の縦断面図を示し、図中の電極４２は４つの電極端子４
２１、４２２、４２３、４２４からなっているとする。
この内、４２１はアース端子である。一方、プローブ側
の電極４１は、電極端子４１１、４１２、４１３、４１
４からなっており、電極端子４１２を除いて相互に接続
されている。この電極４１が電極４２と接触すると、ア
ース端子４２１と電極端子４１３、４１４とが短絡す
る。従って、電極４２の中の短絡した電極端子を、端子
間の抵抗を検出する検出器１６で検出することにより、
プローブの種類を検知できることになる。この例では、
有効電極端子が３個あるので、８種類のプローブを識別
できることになる。なお、ここに示した電極を用いる例
に限らず、光や超音波などを用いてプローブの大きさを
検知することも可能である。
【０００９】図７には別の実施例として、位置決め用の
画像を用いて検査対象領域の位置あるいは大きさを決定
する方法を示す。位置決め用の画像５０の取得は、通常
の検査では必ず実施するものであり、この画像データを
用いて検査対象領域を指定するのは容易である。本実施
例では、検査部位５２を指定するのに、画像表示装置８
上でオペレータがマーカ５３１と５３２を用いて、検査
対象領域の対角点を指定する場合を示す。このマーカ
は、マウスあるいはトラックボールなどにより、画像上
を任意の点に移動させることができる。マーカの位置は
マウスあるいはトラックボールなどからの信号を信号処
理装置７で処理することで検知し、位置座標に変換後、
制御装置１に転送される。制御装置１はこの値をもと
に、最適な磁場調整値をメモリ１５から読み出し、電源
１４を駆動する。
画像を用いて検査対象領域の位置あるいは大きさを決定
する方法を示す。位置決め用の画像５０の取得は、通常
の検査では必ず実施するものであり、この画像データを
用いて検査対象領域を指定するのは容易である。本実施
例では、検査部位５２を指定するのに、画像表示装置８
上でオペレータがマーカ５３１と５３２を用いて、検査
対象領域の対角点を指定する場合を示す。このマーカ
は、マウスあるいはトラックボールなどにより、画像上
を任意の点に移動させることができる。マーカの位置は
マウスあるいはトラックボールなどからの信号を信号処
理装置７で処理することで検知し、位置座標に変換後、
制御装置１に転送される。制御装置１はこの値をもと
に、最適な磁場調整値をメモリ１５から読み出し、電源
１４を駆動する。
【００１０】
【発明の効果】本発明によれば、全身領域で高い静磁場
均一度をもたない静磁場発生装置を用いても、頭部ある
いは心臓領域内で高い均一度の静磁場を発生させること
ができ、超高速撮影時でも高画質の画像を得ることがで
きるという効果がある。
均一度をもたない静磁場発生装置を用いても、頭部ある
いは心臓領域内で高い均一度の静磁場を発生させること
ができ、超高速撮影時でも高画質の画像を得ることがで
きるという効果がある。
【図１】本発明の第１の実施例を示す図。
【図２】本発明が適用されるＭＲＩ装置の構成を示す
図。
図。
【図３】従来技術における磁場の均一度調整例を示す
図。
図。
【図４】本発明の第２の実施例を示す図。
【図５】検査対象領域の大きさの検出方法を示す図。
【図６】プローブの種類を検知する一例を示す図。
【図７】位置決め用画像により検査対象領域の位置又は
大きさを決定する一例を示す図。
大きさを決定する一例を示す図。
１…制御装置、２…高周波パルス発生器、３…電力増幅
器、４…検査物体１２から生ずる信号を検出すると共
に、高周波磁場を発生するコイル、５…信号検出系、６
…Ａ／Ｄ変換器、７…信号処理装置、８…表示装置、９
…直交する３方向の傾斜磁場を発生するコイル、１０…
前記のコイル９を駆動する電源部、１１…検査物体１２
に均一な静磁場を発生する磁石、１２…検査物体、１３
…静磁場を微調するための磁場を発生する静磁場微調用
コイル、１４…静磁場微調用コイルへ電流を供給する電
源、１５…これらのコイル１３に流す電流の組合せを記
録するメモリ、１６…検査対象領域の大きさあるい…検
査位置を検知し、メモリ１５から対応する値を選択する
ための信号発生装置、１７…ベッド、１８…支持台、２
１…頭部領域、２２…胸腹部領域、２３…磁場均一度調
整領域、２４…ｘ−ｙ平面上のある線分、２５…１次元
磁場強度分布、２６…頭部領域をカバーする領域、２７
…頭部領域に限定して調整した場合の磁場分布、２８…
胸腹部の一部の領域、３２…胸腹部領域に限定して調整
した場合の磁場分布、４０…各プローブに設けた電極パ
ターン、４２…ベッド上の電極、４２１、４２２、４２
３、４２４…電極端子、５０…位置決め用の画像、５２
…検査部位、５３１、５３２…マーカ。
器、４…検査物体１２から生ずる信号を検出すると共
に、高周波磁場を発生するコイル、５…信号検出系、６
…Ａ／Ｄ変換器、７…信号処理装置、８…表示装置、９
…直交する３方向の傾斜磁場を発生するコイル、１０…
前記のコイル９を駆動する電源部、１１…検査物体１２
に均一な静磁場を発生する磁石、１２…検査物体、１３
…静磁場を微調するための磁場を発生する静磁場微調用
コイル、１４…静磁場微調用コイルへ電流を供給する電
源、１５…これらのコイル１３に流す電流の組合せを記
録するメモリ、１６…検査対象領域の大きさあるい…検
査位置を検知し、メモリ１５から対応する値を選択する
ための信号発生装置、１７…ベッド、１８…支持台、２
１…頭部領域、２２…胸腹部領域、２３…磁場均一度調
整領域、２４…ｘ−ｙ平面上のある線分、２５…１次元
磁場強度分布、２６…頭部領域をカバーする領域、２７
…頭部領域に限定して調整した場合の磁場分布、２８…
胸腹部の一部の領域、３２…胸腹部領域に限定して調整
した場合の磁場分布、４０…各プローブに設けた電極パ
ターン、４２…ベッド上の電極、４２１、４２２、４２
３、４２４…電極端子、５０…位置決め用の画像、５２
…検査部位、５３１、５３２…マーカ。
フロントページの続き (51)Int.Cl.6 識別記号 庁内整理番号 ＦＩ 技術表示箇所 8105−2Ｊ Ｇ０１Ｎ 24/06 ５３０ Ａ (72)発明者 高橋 哲彦 東京都国分寺市東恋ケ窪１丁目280番地 株式会社日立製作所中央研究所内 (72)発明者 滝口 賢治 東京都国分寺市東恋ケ窪１丁目280番地 株式会社日立製作所中央研究所内 (72)発明者 板垣 博幸 東京都国分寺市東恋ケ窪１丁目280番地 株式会社日立製作所中央研究所内 (72)発明者 谷口 陽 東京都国分寺市東恋ケ窪１丁目280番地 株式会社日立製作所中央研究所内
Claims (6)
- 【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、前記静磁場発生手段が発生する磁場の強度
分布を微調するための微調磁場の発生手段と、検査物体
からの磁気共鳴信号を検出する信号検出手段と、該信号
検出手段による検出信号に対し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とを有し、前記微調
磁場を前記検査物体の対象領域の位置あるいは大きさに
応じて可変としたことを特徴とする磁気共鳴を用いた検
査装置。 - 【請求項２】前記微調磁場の発生は、特定の次数項の磁
場分布を主に発生するコイルに電流を流すことにより達
成することを特徴とする、請求項１に記載の磁気共鳴を
用いた検査装置。 - 【請求項３】前記微調磁場を発生するコイルに流す電流
の値は、予めメモリに記録しておき、前記検査物体の対
象領域の位置あるいは大きさに応じて、前記メモリから
対応する電流の値を呼出して使用することを特徴とす
る、請求項１または請求項２に記載の磁気共鳴を用いた
検査装置。 - 【請求項４】前記微調磁場を発生するコイルに流す電流
の値は、前記静磁場発生手段が発生する磁場の前記検査
物体の対象領域内での強度分布の均一度が最良になるよ
うに選んだことを特徴とする、請求項２または請求項３
に記載の磁気共鳴を用いた検査装置。 - 【請求項５】前記検査物体の対象領域の位置あるいは大
きさは、前記信号検出手段として用いた高周波プローブ
の種類を検出する手段により自動検出することを特徴と
する請求項１から請求項４のいずれかに記載の磁気共鳴
を用いた検査装置。 - 【請求項６】前記検査物体の対象領域の位置あるいは大
きさは、検査装置を操作するオペレータが入力する信号
により検知することを特徴とする請求項１から請求項４
のいずれかに記載の磁気共鳴を用いた検査装置。
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| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP19215493A JP3237964B2 (ja) | 1993-08-03 | 1993-08-03 | 磁気共鳴を用いた検査装置 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
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| JP19215493A JP3237964B2 (ja) | 1993-08-03 | 1993-08-03 | 磁気共鳴を用いた検査装置 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH0739538A true JPH0739538A (ja) | 1995-02-10 |
| JP3237964B2 JP3237964B2 (ja) | 2001-12-10 |
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ID=16286601
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| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP19215493A Expired - Fee Related JP3237964B2 (ja) | 1993-08-03 | 1993-08-03 | 磁気共鳴を用いた検査装置 |
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| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JP3237964B2 (ja) |
Cited By (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| EP1808707A1 (en) * | 2006-01-16 | 2007-07-18 | Kabushiki Kaisha Toshiba | Magnetic resonance imaging apparatus and static magnetic field correction method |
| JP2007209749A (ja) * | 2006-01-16 | 2007-08-23 | Toshiba Corp | 磁気共鳴イメージング装置および静磁場の補正方法 |
-
1993
- 1993-08-03 JP JP19215493A patent/JP3237964B2/ja not_active Expired - Fee Related
Cited By (4)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
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| EP1808707A1 (en) * | 2006-01-16 | 2007-07-18 | Kabushiki Kaisha Toshiba | Magnetic resonance imaging apparatus and static magnetic field correction method |
| JP2007209749A (ja) * | 2006-01-16 | 2007-08-23 | Toshiba Corp | 磁気共鳴イメージング装置および静磁場の補正方法 |
| EP1956382A1 (en) * | 2006-01-16 | 2008-08-13 | Kabushiki Kaisha Toshiba | Magnetic resonance imaging apparatus and static magnetic field correction method |
| US7514929B2 (en) | 2006-01-16 | 2009-04-07 | Kabushiki Kaisha Toshiba | Magnetic resonance imaging apparatus and static magnetic field correction method |
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| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JP3237964B2 (ja) | 2001-12-10 |
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