JPS61290945A - 磁気共鳴映像装置の首部用プロ−ブヘツド - Google Patents
磁気共鳴映像装置の首部用プロ−ブヘツドInfo
- Publication number
- JPS61290945A JPS61290945A JP60133296A JP13329685A JPS61290945A JP S61290945 A JPS61290945 A JP S61290945A JP 60133296 A JP60133296 A JP 60133296A JP 13329685 A JP13329685 A JP 13329685A JP S61290945 A JPS61290945 A JP S61290945A
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- JP
- Japan
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- neck
- magnetic resonance
- probe head
- coil
- magnetic field
- Prior art date
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- Pending
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Abstract
(57)【要約】本公報は電子出願前の出願データであるた
め要約のデータは記録されません。
め要約のデータは記録されません。
Description
【発明の詳細な説明】
本発明は磁気共鳴(MR :magnet reso
nance 〜以下rMRJ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ー断層法(CT
: COml)uted tomogral)hV)
によりCT像(computed・tomogram>
として画像化(imaaina )する磁気共鳴映像装
置に係り、特に人体の首部の検査に用いられる首部用プ
ローブヘッドに関するものである。
nance 〜以下rMRJ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ー断層法(CT
: COml)uted tomogral)hV)
によりCT像(computed・tomogram>
として画像化(imaaina )する磁気共鳴映像装
置に係り、特に人体の首部の検査に用いられる首部用プ
ローブヘッドに関するものである。
[発明の技術的背景1
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2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H8を作
用させ、ざらに一対の傾斜磁場コイル1A、IBにより
上記静磁場H8に線形磁場勾配G を付加する。静磁場
Heに対して特定原子核は次式で示される角周波数ω8
で共鳴する。
る断層像を得るために、第2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H8を作
用させ、ざらに一対の傾斜磁場コイル1A、IBにより
上記静磁場H8に線形磁場勾配G を付加する。静磁場
Heに対して特定原子核は次式で示される角周波数ω8
で共鳴する。
ω −γH8・−(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。そこでざらに、特定の原子核
のみ共鳴させる角周波数ω8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G7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。
種類に固有のものである。そこでざらに、特定の原子核
のみ共鳴させる角周波数ω8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G7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(F I
D : free 1nduction decey
)信@(以下rFDI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の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3図に示すように磁場H8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Gx、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)式であられされる
。ここで説明の便宜上等磁場線EをE1〜E、とし、こ
れら各静磁。
の受信コイル3A、3Bを介して自由誘導減衰(F I
D : free 1nduction decey
)信@(以下rFDI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の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3図に示すように磁場H8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Gx、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)式であられされる
。ここで説明の便宜上等磁場線EをE1〜E、とし、こ
れら各静磁。
項線E1〜E、上の磁場により一種のFl]信号である
信号D1〜Dnをそれぞれは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E
1〜E、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
〜D、をすべで加え合わせた合成FID信繕となる。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Gx、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、G、の合成
磁場として磁場勾配Gxyを作り、上記磁場勾配Gx1
.G、の合成比を変化させることによって行なう。)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。
信号D1〜Dnをそれぞれは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E
1〜E、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
〜D、をすべで加え合わせた合成FID信繕となる。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Gx、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、G、の合成
磁場として磁場勾配Gxyを作り、上記磁場勾配Gx1
.G、の合成比を変化させることによって行なう。)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
周囲を取り囲んでいる。そしてプローブヘッドは、MR
現像を生じさせる高周波電磁波を作ること及び微弱なM
R倍信号検出するために、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、診断部位に応じて夫々使いわけられる。
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
周囲を取り囲んでいる。そしてプローブヘッドは、MR
現像を生じさせる高周波電磁波を作ること及び微弱なM
R倍信号検出するために、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、診断部位に応じて夫々使いわけられる。
例えば、頭部用のプローブヘッドは、第4図の符号4に
示すように、円筒形状をなしており第5図に示すように
、被検体Pの頭部がプローブヘッド4の内部に配置され
る。しかし、上述の・頭部用プローブヘッドを首部の診
断にそのまま用いた場合には、頭部用プローブヘッドの
開口径が大きい為S/N比の高い画像を得ることが困難
であった。
示すように、円筒形状をなしており第5図に示すように
、被検体Pの頭部がプローブヘッド4の内部に配置され
る。しかし、上述の・頭部用プローブヘッドを首部の診
断にそのまま用いた場合には、頭部用プローブヘッドの
開口径が大きい為S/N比の高い画像を得ることが困難
であった。
この為、プローブヘッドに信号積分回数を多く取らなけ
ればならなかった。また被検体上に直接置くことのでき
るサーフェイスコイルを用いる場合には被検体の呼吸等
の体動により、画像かみだれるという問題があった。ま
たサーフェイスコイルを被検体の首部へ固定したり取り
外したりすることも複雑で困難なことであった。この為
、首部専用のプローブヘッドの出現が望まれていた。
ればならなかった。また被検体上に直接置くことのでき
るサーフェイスコイルを用いる場合には被検体の呼吸等
の体動により、画像かみだれるという問題があった。ま
たサーフェイスコイルを被検体の首部へ固定したり取り
外したりすることも複雑で困難なことであった。この為
、首部専用のプローブヘッドの出現が望まれていた。
[本発明の目的]
本発明は上記事情に基づいてなされたもので、その目的
とするところは、画質の劣化が生ずることなくかつ被検
体に容易に位置設定可能とした磁気共鳴映像装置の首部
用プローブヘッドを提供することにある。
とするところは、画質の劣化が生ずることなくかつ被検
体に容易に位置設定可能とした磁気共鳴映像装置の首部
用プローブヘッドを提供することにある。
[発明の概要]
本発明は、上記目的を達成する為に静磁場発生コイルに
より発生させた一様静磁場中に被検体を配置し、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
て上記被検体の首部断層面部分に磁気共鳴現象を生ぜし
め、上記首部断層面部分を取り囲んで配置された首部用
プローブヘッドにより誘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
構成処理を施こすことにより、上記被検体の断層面にお
けるおる特定の原子核のスピン密度分布及び緩和時定数
分布の少なくとも一方の反映された画像情報を得る磁気
共鳴映像装置において、上記首部用プローブヘッドはコ
の字状の診断用コイル部とこのコイル部をしゅう動可能
かつ回転可能に側面より支持する支持部とからなること
を特徴とする。
より発生させた一様静磁場中に被検体を配置し、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
て上記被検体の首部断層面部分に磁気共鳴現象を生ぜし
め、上記首部断層面部分を取り囲んで配置された首部用
プローブヘッドにより誘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
構成処理を施こすことにより、上記被検体の断層面にお
けるおる特定の原子核のスピン密度分布及び緩和時定数
分布の少なくとも一方の反映された画像情報を得る磁気
共鳴映像装置において、上記首部用プローブヘッドはコ
の字状の診断用コイル部とこのコイル部をしゅう動可能
かつ回転可能に側面より支持する支持部とからなること
を特徴とする。
[発明の実施例]
次に本発明に係る磁気映像装置の首部用プローブヘッド
の一実施例を第1図を参照して説明する。
の一実施例を第1図を参照して説明する。
第1図において、1はMR倍信号受信するコの字状のコ
イル部とこのコイル部1の側面を被検体の首部の寸法に
合わせて支持する支持部2とがらなっている。コイル部
1と支持部2との取り付けは、コイル部の側面11から
突起しているボタン3を支持部2に設けられている穴2
1に係合させることにより行なわれる。ボタン3はこれ
を中心にコイル部1が回転するようになっている。支持
部2の下端はベット4に取付けられるように足5を有し
ている。コイル部11のコイルの巻き形状は第6図の示
すようになっており、以下に述べる理由、即ちコイルを
被検体に近接して設けることができる為その巻き回数は
4回以下で充分な効果が得られる。(第6図においては
2回巻いである。)次に上記の如く構成された首部用プ
ローブヘッドの作用について述べる。第7図において被
検体Pがベッド4上に寝る。次に首部用プローブヘッド
のコイル部1が被検体Pの首部にまたがるように足5を
ベット4に固定する。この際被検体Pの首部とコイル部
1との距離を変えられるようにコイル部1の側面11か
ら突起しているボタン3を穴21にスライドさせてコイ
ル部1を上下させる。
イル部とこのコイル部1の側面を被検体の首部の寸法に
合わせて支持する支持部2とがらなっている。コイル部
1と支持部2との取り付けは、コイル部の側面11から
突起しているボタン3を支持部2に設けられている穴2
1に係合させることにより行なわれる。ボタン3はこれ
を中心にコイル部1が回転するようになっている。支持
部2の下端はベット4に取付けられるように足5を有し
ている。コイル部11のコイルの巻き形状は第6図の示
すようになっており、以下に述べる理由、即ちコイルを
被検体に近接して設けることができる為その巻き回数は
4回以下で充分な効果が得られる。(第6図においては
2回巻いである。)次に上記の如く構成された首部用プ
ローブヘッドの作用について述べる。第7図において被
検体Pがベッド4上に寝る。次に首部用プローブヘッド
のコイル部1が被検体Pの首部にまたがるように足5を
ベット4に固定する。この際被検体Pの首部とコイル部
1との距離を変えられるようにコイル部1の側面11か
ら突起しているボタン3を穴21にスライドさせてコイ
ル部1を上下させる。
また被検体Pがベット4上に寝た場合第8図に示すよう
に角度がつき、コイル部1をベット4と平行に固定した
のでは被検体pの首部の距離とコイル部1の距離を一定
に出来ない。そこでコイル部1をベット4に対して任意
の角度で調整できるように、ボタン3を中心コイル部1
を回転させて首部の上下にわたってコイル部1との距離
が一定になるよう調節する。かくして首部用プローブヘ
ッドのコイル部1を被検体pの首部に近接して設置でき
、また首部の長さ方向にわたってコイル部1との距離を
一定に保持することができる。
に角度がつき、コイル部1をベット4と平行に固定した
のでは被検体pの首部の距離とコイル部1の距離を一定
に出来ない。そこでコイル部1をベット4に対して任意
の角度で調整できるように、ボタン3を中心コイル部1
を回転させて首部の上下にわたってコイル部1との距離
が一定になるよう調節する。かくして首部用プローブヘ
ッドのコイル部1を被検体pの首部に近接して設置でき
、また首部の長さ方向にわたってコイル部1との距離を
一定に保持することができる。
[発明の効果]
以上述べた如く本発明によれば磁気共鳴映像装置の首部
用ブロー7ヘツドをコイル部と支持部の2つから構成し
、このコイル部を上下にしゅう動自在に支持した為被検
体の首部に近接してコイル部を設けることができ、また
コイル部を支持部に回転自在に支持した為、首部の長さ
方向にわたって首部とコイル部とを一定距離に保持する
ことができる。この為コイル巻き回数が4回以下であっ
ても微小信号を容易に検知でき、S/N比の高い画像を
得ることができる。
用ブロー7ヘツドをコイル部と支持部の2つから構成し
、このコイル部を上下にしゅう動自在に支持した為被検
体の首部に近接してコイル部を設けることができ、また
コイル部を支持部に回転自在に支持した為、首部の長さ
方向にわたって首部とコイル部とを一定距離に保持する
ことができる。この為コイル巻き回数が4回以下であっ
ても微小信号を容易に検知でき、S/N比の高い画像を
得ることができる。
第1図は本発明に係る磁気共鳴映像装置の首部用プロー
ブヘッドの一実施例を示す図、第2図はMRIの原理的
構成を示す図、第3図は磁気共鳴現象により投影情報を
得る原理図、第4図は従来の頭部用ブローアヘッドを示
す斜視図、第5図、は第3図に示すプローブヘッドと被
検体との関係を示す図、第6図は本発明に係る首部用プ
ローブヘッドのコイルの巻き形状を示した図、第7図は
首部用プローブヘッドと被検体との関係を示す斜視図、
第8図は被検体がベット上に寝た状態を示す図である。 1・・・コイル部、 2・・・支持部、 3・・・ボタ
ン、4・・・ベット、5・・・足 第5図 第6図 第7図 第8図
ブヘッドの一実施例を示す図、第2図はMRIの原理的
構成を示す図、第3図は磁気共鳴現象により投影情報を
得る原理図、第4図は従来の頭部用ブローアヘッドを示
す斜視図、第5図、は第3図に示すプローブヘッドと被
検体との関係を示す図、第6図は本発明に係る首部用プ
ローブヘッドのコイルの巻き形状を示した図、第7図は
首部用プローブヘッドと被検体との関係を示す斜視図、
第8図は被検体がベット上に寝た状態を示す図である。 1・・・コイル部、 2・・・支持部、 3・・・ボタ
ン、4・・・ベット、5・・・足 第5図 第6図 第7図 第8図
Claims (1)
- 【特許請求の範囲】 1)静磁場発生コイルにより発生させた一様静磁場中に
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首部断層面部分
に、磁気共鳴現象を生じせしめ、上記首部断層面部分を
取囲んで配置された首部用プローブヘッドにより誘起さ
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編成処理を施こすことにより
、上記被検体の断層面におけるある特定の原子核のスピ
ン密度分布及び緩和時定数分布の少なくとも一方の反映
された画像情報を得る磁気共鳴映像装置において、前記
首部用プローブヘッドはコの字状の診断用コイル部とこ
のコイル部を側面より支持する支持部とからなることを
特徴とする磁気共鳴映像装置の首部用プローブヘッド 2)前記支持部は前記コイル部をしゅう動自在に支持す
ることを特徴とする特許請求の範囲第1項記載の磁気共
鳴映像装置の首部用プローブヘッド。 3)前記支持部は前記コイル部を回転自在に支持するこ
とを特徴とする特許請求の範囲第1項記載の磁気共鳴映
像装置の首部用プローブヘッド。 4)前記コイル部のコイル巻回数は4回以下であること
を特徴とする特許請求の範囲第1項記載の磁気共鳴映像
装置の首部用プローブヘッド。
Priority Applications (1)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
JP60133296A JPS61290945A (ja) | 1985-06-19 | 1985-06-19 | 磁気共鳴映像装置の首部用プロ−ブヘツド |
Applications Claiming Priority (1)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
JP60133296A JPS61290945A (ja) | 1985-06-19 | 1985-06-19 | 磁気共鳴映像装置の首部用プロ−ブヘツド |
Publications (1)
Publication Number | Publication Date |
---|---|
JPS61290945A true JPS61290945A (ja) | 1986-12-20 |
Family
ID=15101336
Family Applications (1)
Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
---|---|---|---|
JP60133296A Pending JPS61290945A (ja) | 1985-06-19 | 1985-06-19 | 磁気共鳴映像装置の首部用プロ−ブヘツド |
Country Status (1)
Country | Link |
---|---|
JP (1) | JPS61290945A (ja) |
Cited By (1)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
JPH01166747A (ja) * | 1987-12-23 | 1989-06-30 | Hitachi Medical Corp | 核磁気共鳴イメージング装置 |
-
1985
- 1985-06-19 JP JP60133296A patent/JPS61290945A/ja active Pending
Cited By (1)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
JPH01166747A (ja) * | 1987-12-23 | 1989-06-30 | Hitachi Medical Corp | 核磁気共鳴イメージング装置 |
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