JPH0811118B2 - 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
- JPH0811118B2 JPH0811118B2 JP61196260A JP19626086A JPH0811118B2 JP H0811118 B2 JPH0811118 B2 JP H0811118B2 JP 61196260 A JP61196260 A JP 61196260A JP 19626086 A JP19626086 A JP 19626086A JP H0811118 B2 JPH0811118 B2 JP H0811118B2
- Authority
- JP
- Japan
- Prior art keywords
- magnetic field
- static magnetic
- magnetic resonance
- coil
- static
- 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.)
- Expired - Lifetime
Links
Landscapes
- Magnetic Resonance Imaging Apparatus (AREA)
Description
【発明の詳細な説明】 ［発明の目的］ （産業上の利用分野） 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（imaging）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（imaging）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。
（従来の技術） 被検体の所要撮影部位に一様な静磁場を印加し、この
静磁場と直角方向に励起磁場を印加することによって、
断層像を得る特定のスライス部分のみにMR現象を生じさ
せ、さらに、前記励起磁場の解除後に原子核から発生す
るMR信号を受信し、このMR信号をフーリエ変換すること
により特定の原子核スピンの回転周波数についてのスペ
クトルが得られる。断層像をCT像として得るためには、
例えばバックプロジェクション法の場合、スライス部分
を励起してMR現象を生じさせた後、さらに、静磁場に
Ｘ′軸方向（Ｘ軸よりθ゜回転した座標系）に対し直線
的な傾斜を持つ線型磁場勾配を作用させて合成MR信号を
得、このMR信号をフーリエ変換しスライス部分のＸ′軸
をＸ−Ｙ平面で出回転させることにより、Ｘ−Ｙ平面内
の各方向への投影情報を得ればこれらの情報に基づいて
CT像を合成することができる。
静磁場と直角方向に励起磁場を印加することによって、
断層像を得る特定のスライス部分のみにMR現象を生じさ
せ、さらに、前記励起磁場の解除後に原子核から発生す
るMR信号を受信し、このMR信号をフーリエ変換すること
により特定の原子核スピンの回転周波数についてのスペ
クトルが得られる。断層像をCT像として得るためには、
例えばバックプロジェクション法の場合、スライス部分
を励起してMR現象を生じさせた後、さらに、静磁場に
Ｘ′軸方向（Ｘ軸よりθ゜回転した座標系）に対し直線
的な傾斜を持つ線型磁場勾配を作用させて合成MR信号を
得、このMR信号をフーリエ変換しスライス部分のＸ′軸
をＸ−Ｙ平面で出回転させることにより、Ｘ−Ｙ平面内
の各方向への投影情報を得ればこれらの情報に基づいて
CT像を合成することができる。
上記原理に沿って被検体のMR像を可視化するMRI装置
は、例えば第３図に示すように、撮影孔1Aを有すると共
に各種コイルを備えた架台１と、被検体Ｐを載置する寝
台２とを有する。架台１内には、一様静磁場を生じさせ
る静磁場コイル，一様静磁場に傾斜磁場を重畳させる傾
斜磁場コイル,RFパルスを発生される送信コイル,MR信号
を検出する受信コイル等が挙げられる。
は、例えば第３図に示すように、撮影孔1Aを有すると共
に各種コイルを備えた架台１と、被検体Ｐを載置する寝
台２とを有する。架台１内には、一様静磁場を生じさせ
る静磁場コイル，一様静磁場に傾斜磁場を重畳させる傾
斜磁場コイル,RFパルスを発生される送信コイル,MR信号
を検出する受信コイル等が挙げられる。
ところで、このようなMRI装置において良好なMR像を
得るためには、均一な静磁場を形成することが不可欠と
なる。しかもこの静磁場均一領域はできる限り広い方が
望ましい。このため従来装置においては、第４図に示す
ように、筒状に巻装された静磁場コイル３のコイル長
を、コイル開口径の約２倍とすることで所定の静磁場均
一領域４を得ている。
得るためには、均一な静磁場を形成することが不可欠と
なる。しかもこの静磁場均一領域はできる限り広い方が
望ましい。このため従来装置においては、第４図に示す
ように、筒状に巻装された静磁場コイル３のコイル長
を、コイル開口径の約２倍とすることで所定の静磁場均
一領域４を得ている。
（発明が解決しようとする問題点） しかしながら、従来のMRI装置においては、静磁場コ
イル３のコイル長が長いため、Ｘ線CT装置の架台に比し
て撮影孔1Aの奥行きが長くなり、被検体（通常は患者）
に不安感を与えるという問題点を生じている。
イル３のコイル長が長いため、Ｘ線CT装置の架台に比し
て撮影孔1Aの奥行きが長くなり、被検体（通常は患者）
に不安感を与えるという問題点を生じている。
本発明は上記事情に鑑みて成されたものであり、その
目的とするところは、静磁場コイルのコイル長を短くし
架台撮影孔の奥行きを短くすることにより、被検体の不
安感の軽減を図ることができ、しかも、良好なMR像を得
るのに必要な静磁場均一領域を確保することができる磁
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、静磁場コイルのコイル長を短くし
架台撮影孔の奥行きを短くすることにより、被検体の不
安感の軽減を図ることができ、しかも、良好なMR像を得
るのに必要な静磁場均一領域を確保することができる磁
気共鳴イメージング装置を提供することにある。
［発明の構成］ （問題点を解決するための手段） 本発明は、環状の強磁性体からなり、静磁場を形成す
る磁束の広がりを制限するエンドキャップを静磁場コイ
ルの両端側に設けたものである。
る磁束の広がりを制限するエンドキャップを静磁場コイ
ルの両端側に設けたものである。
（作 用） 上記構成によれば、静磁場を形成する磁束の広がりを
エンドキャップにより制限することができるため、静磁
場コイルのコイル長を従来より短くしても従来と同様の
静磁場均一領域を確保することができる。このため、従
来と同様の静磁場均一領域を確保しつつ架台撮影孔の奥
行きを短くすることができ、被検体の不安感を軽減する
ことができる。
エンドキャップにより制限することができるため、静磁
場コイルのコイル長を従来より短くしても従来と同様の
静磁場均一領域を確保することができる。このため、従
来と同様の静磁場均一領域を確保しつつ架台撮影孔の奥
行きを短くすることができ、被検体の不安感を軽減する
ことができる。
（実施例） 以下、本発明を実施例により具体的に説明する。
第１図は本発明の一実施例の説明図である。本実施例
装置は、筒状に巻装された静磁場コイル５と、この静磁
場コイル５の両端側にそれぞれ配置されたエンドキャッ
プ6a,6bと、このエンドキャップ6a,6b間を橋絡するヨー
ク７とを有する。
装置は、筒状に巻装された静磁場コイル５と、この静磁
場コイル５の両端側にそれぞれ配置されたエンドキャッ
プ6a,6bと、このエンドキャップ6a,6b間を橋絡するヨー
ク７とを有する。
前記静磁場コイル５のコイル長ｂは、第４図に示す従
来の静磁場コイルのコイル長よりも短くなっている。
来の静磁場コイルのコイル長よりも短くなっている。
ところで、このように静磁場コイルのコイル長を短く
した場合には、このコイルによって作られる磁束がコイ
ル端部近傍で広がってしまうため、静磁場均一領域も当
然に狭くなってしまう。そこで本実施例においては、静
磁場コイル５の両端側に、強磁性体で形成されたエンド
キャップ6a,6b配置することにより、磁束の広がりを制
限し、これにより静磁場均一領域の縮小化を防いでい
る。
した場合には、このコイルによって作られる磁束がコイ
ル端部近傍で広がってしまうため、静磁場均一領域も当
然に狭くなってしまう。そこで本実施例においては、静
磁場コイル５の両端側に、強磁性体で形成されたエンド
キャップ6a,6b配置することにより、磁束の広がりを制
限し、これにより静磁場均一領域の縮小化を防いでい
る。
また、前記ヨーク７は、エンドキャップ6a,6b間を橋
絡することにより磁気回路を形成するためのものであ
り、磁気シールドを意図するものではない。それ故、ヨ
ーク７は、第２図に示すように、強磁性体を平板状に形
成した複数のヨーク材９を所定の間隙を有して配設する
ことで構成することができ、ヨーク材９の断面積及び本
数は磁気回路を形成する必要最小限でよい。尚、第２図
においては静磁場コイル５を省略している。
絡することにより磁気回路を形成するためのものであ
り、磁気シールドを意図するものではない。それ故、ヨ
ーク７は、第２図に示すように、強磁性体を平板状に形
成した複数のヨーク材９を所定の間隙を有して配設する
ことで構成することができ、ヨーク材９の断面積及び本
数は磁気回路を形成する必要最小限でよい。尚、第２図
においては静磁場コイル５を省略している。
上記構成においては、静磁場コイル5,エンドキャップ
6a,6b及びヨーク７を有して静磁場形成用の磁石が構成
されることになる。そしてこの磁石によれば、磁石有効
長を従来の静磁場コイルのコイル長より短くしても、従
来同様の静磁場均一領域８を得ることができるため、架
台撮影孔の奥行きを短くすることができ、被検体たる患
者の不安感を軽減することができる。
6a,6b及びヨーク７を有して静磁場形成用の磁石が構成
されることになる。そしてこの磁石によれば、磁石有効
長を従来の静磁場コイルのコイル長より短くしても、従
来同様の静磁場均一領域８を得ることができるため、架
台撮影孔の奥行きを短くすることができ、被検体たる患
者の不安感を軽減することができる。
尚、上記磁石は常電導方式、超電導方式のいずれであ
ってもよい。
ってもよい。
このように本実施例にあっては、静磁場コイル５の両
端にエンドキャップ6a,6bを設けたものであるから、静
磁場を形成する磁束の広がりをこのエンドキャップによ
り制限することにより、従来よりコイル長の短い静磁場
コイル５でありながら従来と同様の静磁場均一領域を得
ることができる。このため、架台撮影孔の奥行きを短く
することができ、被検体の不安感を軽減することができ
る。また、架台の小型化及び材料費の低減による製造コ
スト低下も期待できる。さらに、ヨーク７は磁気シール
ドを意図するものではなく、磁気回路を構成する必要最
小限でよいため、磁石の重量増加は極めて少ない。
端にエンドキャップ6a,6bを設けたものであるから、静
磁場を形成する磁束の広がりをこのエンドキャップによ
り制限することにより、従来よりコイル長の短い静磁場
コイル５でありながら従来と同様の静磁場均一領域を得
ることができる。このため、架台撮影孔の奥行きを短く
することができ、被検体の不安感を軽減することができ
る。また、架台の小型化及び材料費の低減による製造コ
スト低下も期待できる。さらに、ヨーク７は磁気シール
ドを意図するものではなく、磁気回路を構成する必要最
小限でよいため、磁石の重量増加は極めて少ない。
尚、静磁場コイル５のコイル長を従来と同様にした場
合には、エンドキャップの作用により、静磁場均一領域
を従来よりも広くすることができる。
合には、エンドキャップの作用により、静磁場均一領域
を従来よりも広くすることができる。
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、種々の変形実施
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、種々の変形実施
が可能であるのはいうまでもない。
［発明の効果］ 以上詳述したように本発明によれば、静磁場コイルの
コイル長を短くし架台撮影孔の奥行きを短くすることに
より、被検体の不安感の軽減を図ることができ、しか
も、良好なMR像を得るのに必要な静磁場均一領域を確保
することができる磁気共鳴イメージング装置を提供する
ことができる。
コイル長を短くし架台撮影孔の奥行きを短くすることに
より、被検体の不安感の軽減を図ることができ、しか
も、良好なMR像を得るのに必要な静磁場均一領域を確保
することができ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の説明図、第２図は本実施例
におけるエンドキャップとヨークとの関係を示す斜視
図、第３図は磁気共鳴イメージング装置の斜視図、第４
図は従来の静磁場コイルの説明図である。 ５……静磁場コイル、 6a,6b……エンドキャップ、Ｐ……被検体。
におけるエンドキャップとヨークとの関係を示す斜視
図、第３図は磁気共鳴イメージング装置の斜視図、第４
図は従来の静磁場コイルの説明図である。 ５……静磁場コイル、 6a,6b……エンドキャップ、Ｐ……被検体。
───────────────────────────────────────────────────── 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 Ｇ０１Ｎ 24/06
Claims (1)
- 【請求項１】筒状に形成された静磁場コイルにより静磁
場を発生し、この静磁場中に配置された被検体に磁気共
鳴現象を生ぜしめ、誘起された磁気共鳴信号を検出して
該被検体の磁気共鳴像を得る磁気共鳴イメージング装置
において、環状の強磁性体からなり、前記静磁場を形成
する磁束の広がりを制限するエンドキャップを前記静磁
場コイルの両端側に設けた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 |
|---|---|---|---|
| JP61196260A JPH0811118B2 (ja) | 1986-08-21 | 1986-08-21 | 磁気共鳴イメ−ジング装置 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP61196260A JPH0811118B2 (ja) | 1986-08-21 | 1986-08-21 | 磁気共鳴イメ−ジング装置 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPS6351847A JPS6351847A (ja) | 1988-03-04 |
| JPH0811118B2 true JPH0811118B2 (ja) | 1996-02-07 |
Family
ID=16354850
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP61196260A Expired - Lifetime JPH0811118B2 (ja) | 1986-08-21 | 1986-08-21 | 磁気共鳴イメ−ジング装置 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPH0811118B2 (ja) |
Family Cites Families (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| DE8419763U1 (de) * | 1984-07-02 | 1986-03-20 | Siemens AG, 1000 Berlin und 8000 München | Kernspin-Tomographiegerät |
-
1986
- 1986-08-21 JP JP61196260A patent/JPH0811118B2/ja not_active Expired - Lifetime
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JPS6351847A (ja) | 1988-03-04 |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| US4486711A (en) | Gradient field coil system for nuclear spin tomography | |
| JP4188384B2 (ja) | 磁気共鳴イメージング装置 | |
| JP2980660B2 (ja) | 核スピントモグラフィ装置用テセラルグラジエントコイル | |
| JPH0436012B2 (ja) | ||
| JP4307143B2 (ja) | 傾斜コイルとｒｆコイルのカップリングを最小限にするための方法及び装置 | |
| JPS63272335A (ja) | 磁気共鳴イメ−ジング装置 | |
| JPH03236829A (ja) | 磁気共鳴イメージング装置 | |
| US4468622A (en) | Gradient coil system for nuclear magnetic resonance apparatus | |
| JPS62252110A (ja) | 核磁気共鳴ｃｔ設備の磁石システム用枠構造 | |
| US8143893B2 (en) | Thin extended-cavity RF coil for MRI | |
| JPH0811118B2 (ja) | 磁気共鳴イメ−ジング装置 | |
| JPS60376A (ja) | 核磁気共鳴イメ−ジング装置におけるｒｆコイル装置 | |
| US5185575A (en) | Magnetic resonance imaging apparatus with artefact reduction | |
| JPH02261430A (ja) | 磁気共鳴イメージング装置 | |
| EP0265955B1 (en) | Nuclear magnetic resonance imaging method | |
| JPS63122442A (ja) | 磁気共鳴イメ−ジング装置 | |
| JP2686066B2 (ja) | 磁気共鳴イメージング装置 | |
| JPH042643Y2 (ja) | ||
| JP2693429B2 (ja) | 磁気共鳴イメージング装置 | |
| JPS61290945A (ja) | 磁気共鳴映像装置の首部用プロ−ブヘツド | |
| JPH0616758B2 (ja) | 磁気共鳴イメ−ジング装置 | |
| JPS62172940A (ja) | 磁気共鳴イメ−ジング装置 | |
| JP2001070284A (ja) | 静磁場発生装置及びそれを用いた磁気共鳴イメージング装置 | |
| JP2603921B2 (ja) | 磁気共鳴診断装置の受信コイル | |
| JPS6346704A (ja) | 磁気共鳴イメ−ジング装置 |