【０００１】[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。BACKGROUND OF THE INVENTION 1. Field of the Invention The present invention measures nuclear magnetic resonance (hereinafter referred to as "NMR") signals from hydrogen, phosphorus, etc. in a living body and visualizes nuclear density distribution and relaxation time distribution. NM
The present invention relates to an inspection device using the R phenomenon.
【０００２】[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。2. Description of the Related Art Conventionally, X-ray CT and ultrasonic imaging devices have been widely used as devices for nondestructively inspecting internal structures such as the head and abdomen of a human body. In recent years, an attempt to perform the same examination using the NMR phenomenon has succeeded, and it has become possible to acquire various kinds of information that could not be obtained by the X-ray CT or the ultrasonic imaging apparatus.
【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。First, the basic principle of the NMR phenomenon will be briefly described below. The nucleus is composed of protons and neutrons, and is regarded as a nuclear spin that rotates with angular momentum I as a whole.
【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。）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。Now, let us consider hydrogen nuclei. The hydrogen nucleus consists of one proton and rotates in the spin quantum number 1/2. Since the proton has a positive charge, the magnetic moment μ
And each nucleus can be thought of as a very small magnet. (For example, in a ferromagnetic material such as iron, magnetization is generated as a whole because the directions of the magnets described above are aligned.
On the other hand, in the case of hydrogen or the like, the directions of the magnets described above are different, and magnetization does not occur as a whole. However, even in this case, when the static magnetic field H is applied, the respective atomic nuclei are aligned in the direction of the static magnetic field. ) In case of hydrogen nucleus, spin quantum number is 1
Since it is / 2, it is divided into two energy levels of -1/2 and +1/2. The difference ΔE between the energy levels is generally expressed by the following equation.
【０００５】 ΔＥ＝γｈＨ／２π …（数１） 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。ΔE = γhH / 2π (Equation 1) where γ: gyromagnetic ratio, h: Planck's constant, and H: static magnetic field strength.
【０００６】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。By the way, in general, a force of μ × H is applied to the atomic nucleus by the static magnetic field H, so that the atomic nucleus precesses around the axis of the static magnetic field at an angular velocity ω (Larmor angular velocity) shown by the following equation.
【０００７】 ω＝γＨ …（数２） 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位する。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。Ω = γH (Equation 2) When an electromagnetic wave (radio wave) having a frequency ω is applied to a system in such a state, a nuclear magnetic resonance phenomenon occurs, and generally an atomic nucleus corresponds to an energy difference ΔE represented by Equation 1. It absorbs the energy that is generated and shifts to a higher energy level. At this time, even if many various nuclei exist, not all the nuclei cause the nuclear magnetic resonance phenomenon. This is because the gyromagnetic ratio γ is different for each atomic nucleus, so that the resonance frequency expressed by Equation 2 is different for each atomic nucleus and only a specific atomic nucleus corresponding to the applied frequency resonates.
【０００８】次に、ラジオ波によって高い準位に遷位さ
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位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。Next, the nucleus that has been transferred to a higher level by radio waves returns to the original level after a time determined by a certain time constant (called relaxation time). At this time, the angular frequency ω is changed from the nuclei transferred to the high level by radio waves.
The nuclear magnetic resonance signal of is emitted.
【０００９】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Ｔ2
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。Here, the above relaxation time is further determined by spin-
It is divided into a lattice relaxation time (longitudinal relaxation time) T1 and a spin-spin relaxation time (transverse relaxation time) T2. Generally, in the case of a solid, the spin-spin relaxation time T2 becomes short because the interaction between spins is likely to occur. Since the absorbed energy first moves to the spin system and then to the lattice system, the spin-lattice relaxation time T1 is the spin-spin relaxation time T2.
It is a very large value compared to. However, in the case of liquid, since the molecules are freely moving, the spin-spin and spin-lattice energy exchanges are about the same in ease.
【００１０】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。The phenomenon described above is the same for phosphorus nuclei, carbon nuclei, sodium nuclei, fluorine nuclei, oxygen nuclei, etc., in addition to hydrogen nuclei.
【００１１】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７５１〜７５
６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。In the inspection apparatus using the NMR phenomenon based on the above-mentioned basic principle, the signal from the inspection object is separated and separated.
It is necessary to identify, but one of them is to apply a gradient magnetic field to the inspection object, make the magnetic field placed in each part of the object different, and then make the resonance frequency or phase encode amount of each part different There is a way to get. The basic principle of this method is described in JP-A-55-20495, Journal of Magnetic Resonance (J. Magn.
Reson. ) Vol. 18, pp. 69-83 (1975), Physics of Medicine & Biology (Phys. Med. & Biol.) Vol. 25, 751-75.
Although detailed description is omitted because it is reported on page 6 (1980), etc., the principle of the most widely used spin echo method will be briefly described below.
【００１２】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
６，１７，１５（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、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７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７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＋ｚ
Ｇz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±Δωを有しているので、 ω±Δω＝γ（Ｈ＋ｚＧz） …（数３） 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、 Δω′＝γｙＧyΔｔ …（数４） 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 Δω″＝γｘＧx …（数５） 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。As shown in the overall configuration diagram of FIG.
Is a gradient magnetic field coil 1 of X, Y, Z for generating gradient magnetic fields in three directions orthogonal to the coil 18 for generating a static magnetic field H.
6, 17 and 15 (see FIG. 2) are installed in a high frequency magnetic field coil 8 for generating a high frequency magnetic field. Here, since the direction of the static magnetic field is generally the Z axis, the X and Y axes are as shown in FIGS. 1 and 2. Here, the subject 20
To image the cross section (X-Y plane) of, the gradient magnetic field and the high frequency magnetic field are driven according to the spin echo sequence shown in FIG. This will be described below with reference to FIG. 7. In period A, the high frequency power amplitude-modulated in the state in which the gradient magnetic field Gz is applied to the subject 20 is applied to the high frequency coil 8. The magnetic field strength of the cross section is the sum H + z of the static magnetic field H and the gradient magnetic field strength zGz at the position z.
It is indicated by Gz. On the other hand, since the amplitude-modulated high-frequency power of the frequency ω has a specific frequency band ω ± Δω, the frequency ω or the gradient magnetic field strength is satisfied so that ω ± Δω = γ (H + zGz) (Equation 3) is satisfied. Choosing Gz will excite the hydrogen nuclear spin in the cross section. Here, γ represents the gyromagnetic ratio of hydrogen nuclei.
In the period B, the nuclear spin previously excited by applying the gradient magnetic field Gy for Δt causes a frequency shift represented by Δω ′ = γyGyΔt (Equation 4) in its resonance signal depending on the position of y. Period D
At, the resonance signal is collected while the gradient magnetic field Gx is applied.
At this time, the nuclear spin excited in the period A has a frequency difference represented by Δω ″ = γxGx (Equation 5) depending on the position x. In the period C, the spin echo of the excited nuclear spin is obtained. A high-frequency magnetic field of 180 degrees and a gradient magnetic field Gz are applied.The period E is a waiting time until the nuclear spins return to equilibrium. The amplitude value of the gradient magnetic field Gy of the period B is changed by 256 steps to repeatedly generate resonance signals. If collected, 256 × 256 data can be obtained, and an image can be obtained by subjecting these data to two-dimensional Fourier transform.
【００１３】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高周波磁場を発生ある
いは受信するコイルの効率を向上させることが、画質の
向上，撮像時間短縮につながる重要な課題となってい
る。In the imaging by the inspection apparatus using the NMR phenomenon as described above, improving the efficiency of the coil for generating or receiving the high frequency magnetic field has become an important issue for improving the image quality and shortening the imaging time. ..
【００１４】ところで、ＮＭＲ現象を用いた検査装置に
おけるＳＮ比は、静磁場強度Ｈの１〜１.５ 乗に比例し
て増加するため、静磁場強度を少しでも高くし、ＳＮ比
の向上を図る試みがなされつつある。これまで用いられ
てきた送受信コイル（以下、単に「コイル」という）は
鞍型コイルである。しかし、静磁場強度の増加にともな
って原子核の共鳴周波数も増大するため、コイルの自己
共鳴周波数とＮＭＲ周波数とが接近あるいは逆転する状
況が生じ、受信時における感度低下、あるいは送信時に
おける高周波磁場の発生効率低下という問題が発生する
ようになった。これに対してAlderman等により新しい形
状のコイル(「アルダーマン型コイル」と呼ばれる）が提
案され、上記問題点が解決されるようになった。このコ
イルについては、ジャーナル・オブ・マグネティック・レ
ゾナンス誌(Ｊ.Ｍagn.Ｒeson.)第３６巻，第４４７〜４
５１頁（１９７９年）に詳細な記述がある。By the way, since the SN ratio in the inspection apparatus using the NMR phenomenon increases in proportion to the static magnetic field strength H to the power of 1 to 1.5, the static magnetic field strength can be increased as much as possible to improve the SN ratio. Attempts are underway. The transmission / reception coil (hereinafter, simply referred to as “coil”) used so far is a saddle type coil. However, as the static magnetic field strength increases, the resonance frequency of the nuclei also increases, which causes a situation in which the self-resonance frequency of the coil approaches or reverses the NMR frequency, resulting in a decrease in sensitivity during reception or a high-frequency magnetic field during transmission. The problem of reduced efficiency has come to occur. On the other hand, Alderman et al. Proposed a new shape coil (referred to as “Alderman type coil”) to solve the above problems. About this coil, Journal of Magnetic Resonance (J. Magn. Reson.) Vol. 36, 447-4
There is a detailed description on page 51 (1979).
【００１５】図３，図４に示すようにアルダーマン型コ
イルはガードリング電極１３１，１３２，アーム電極１
１１，１１２、アーム電極１１１に接続されたウイング
電極１２１，１２２，１２５，１２６、アーム電極１１
２に接続されたウイング電極１２３，１２４，１２７，
１２８、ウイング電極１２１，１２４間に設けられるキ
ャパシタ１４１、ウイング電極１２２，１２３間に設け
られるキャパシタ１４２、ウイング電極１２５，１２８
間に設けられるキャパシタ１４３、ウイング電極１２
６，１２７間に設けられるキャパシタ１４４から構成さ
れる。図６に示す同調・整合回路はキャパシタ２０１，
２０２で構成されており、図４のＨ，Ｇ点に接続され
る。図５は図３，図４におけるアーム電極１１１，１１
２及びウイング電極１２１〜１２８とキャパシタ１４１
〜１４４から構成される外側の部分を平面に展開した図
である。As shown in FIGS. 3 and 4, the Alderman type coil includes guard ring electrodes 131 and 132 and an arm electrode 1.
11, 112, wing electrodes 121, 122, 125, 126 connected to the arm electrode 111, arm electrode 11
2, the wing electrodes 123, 124, 127 connected to
128, a capacitor 141 provided between the wing electrodes 121 and 124, a capacitor 142 provided between the wing electrodes 122 and 123, and wing electrodes 125 and 128
Capacitor 143 and wing electrode 12 provided between
It is composed of a capacitor 144 provided between No. 6 and No. 127. The tuning / matching circuit shown in FIG.
It is composed of 202 and is connected to points H and G in FIG. FIG. 5 shows arm electrodes 111 and 11 in FIGS.
2 and wing electrodes 121 to 128 and capacitor 141
It is the figure which expanded the outer part comprised from 144 to 144 in a plane.
【００１６】[0016]
【発明が解決しようとする課題】上記従来技術は静磁場
Ｈが水平で静磁場方向に被検体を挿入する水平磁場方式
において高磁場すなわち高周波における受信感度の低下
及び高周波磁場の発生効率の低下という問題に関しては
有効なコイル構成である。The above-mentioned prior art is called a decrease in the receiving sensitivity and a decrease in the generation efficiency of the high frequency magnetic field in a high magnetic field, that is, in a high magnetic field in the horizontal magnetic field system in which the static magnetic field H is horizontal and the subject is inserted in the static magnetic field direction. It is a valid coil configuration for the problem.
【００１７】しかし、局所的な場所（被検者の手または
手首の関節）を対象にして高感度で撮像する場合につい
ては配慮されていない。However, no consideration is given to a case where a local area (a subject's hand or a wrist joint) is imaged with high sensitivity.
【００１８】本発明の目的は水平磁場方式において上記
従来技術が配慮していない局所的な場所（被検者の手ま
たは手首の関節）を対象にした場合に高感度，高分解能
に撮像し検査を無侵襲に行うことが出来るコイルを提供
する事にある。An object of the present invention is to image and inspect with high sensitivity and high resolution in a case of a local place (a subject's hand or wrist joint) which the above-mentioned prior art does not consider in the horizontal magnetic field method. The purpose is to provide a coil that can be performed non-invasively.
【００１９】[0019]
【課題を解決するための手段】上記目的を達成するため
に、手または手首が入る形状のソレノイドコイル及びソ
レノイドコイルと磁束が直交するコイルの組み合わせを
用い、必要に応じて手または手首を圧迫する機構を設け
た。In order to achieve the above object, a solenoid coil having a shape in which a hand or a wrist can be inserted and a combination of a solenoid coil and a coil whose magnetic flux is orthogonal to each other are used, and the hand or wrist is compressed as necessary. A mechanism was set up.
【００２０】[0020]
【作用】一般に核磁気共鳴を用いた検査装置では静磁場
の方向とコイルの感度方向は直交していなければならな
い。水平磁場方式の核磁気共鳴を用いた検査装置では被
検体の挿入方向と静磁場の方向が一致してしまうため
に、頭部，腹部用コイルに鞍型コイルなどが考案され用
いられてきた。しかし、手または手首の関節を撮像する
場合には、核磁気共鳴の原理から対象とする部位からの
磁束変化を効率よく電気信号に変換できるソレノイドコ
イルが適用可能である。即ち、手または手首は余り厚く
ないので撮像部位がコイルの中に納まるような構成をと
ることが出来るため磁束が集束されている。また、ソレ
ノイドコイルと磁束方向が直交するコイルを組み合わせ
る事で回転磁場を発生，受信出来るＱＤ（QUADRATUREDE
TECTION）コイル（CIRCULAR POLARIZATION COILとも呼
ばれる)の構成が可能となる。従って、撮像部位を通る
磁束を効率よく捕捉することができるため高感度に受信
できる。また、コイルの内側に膨張収縮する機構を設け
手または手首を圧迫または動かないように固定する事が
可能となり分解能がよい画像を得る事が出来る。In general, in the inspection device using nuclear magnetic resonance, the direction of the static magnetic field and the direction of sensitivity of the coil must be orthogonal to each other. In the inspection apparatus using the horizontal magnetic field type nuclear magnetic resonance, the insertion direction of the subject and the direction of the static magnetic field coincide with each other, so that a saddle type coil or the like has been devised and used for the head and abdominal coils. However, when imaging a joint of a hand or a wrist, a solenoid coil that can efficiently convert a magnetic flux change from a target region into an electric signal can be applied based on the principle of nuclear magnetic resonance. That is, since the hand or wrist is not so thick, the imaging part can be configured to be housed in the coil, so that the magnetic flux is focused. In addition, a QD (QUADRATUREDE) that can generate and receive a rotating magnetic field by combining a solenoid coil and a coil whose magnetic flux directions are orthogonal
TECTION) Coil (also called CIRCULAR POLARIZATION COIL) can be configured. Therefore, since the magnetic flux passing through the imaging region can be efficiently captured, it can be received with high sensitivity. In addition, a mechanism for expansion and contraction is provided inside the coil, and the hand or wrist can be fixed so as not to press or move, and an image with good resolution can be obtained.
【００２１】[0021]
【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。Embodiments of the present invention will now be described in detail with reference to the drawings.
【００２２】図１は、本発明の一実施例であるＮＭＲを
用いた検査装置の概略構成図である。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１３，１４，８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。FIG. 1 is a schematic configuration diagram of an inspection apparatus using NMR which is an embodiment of the present invention. In FIG. 1, 5
Is a control device, 6 is a high frequency pulse generator, 7 is a power amplifier, 8 is a transmission / reception coil for generating a high frequency magnetic field and detecting a signal generated from the target object 20, 9 is an amplifier, 10 is a detector, and 11 is a detector. 1 shows a signal processing device. In this embodiment, the coil 8 is used as a transmission / reception coil, but transmission and reception may be performed by separate coils. Further, reference numerals 12, 13, 14 denote coils for generating a gradient magnetic field in the z direction and directions (x direction and y direction) perpendicular thereto, and 15, 16, 17 respectively denote the coils 12, 13, 14 respectively. It shows a power supply unit for driving the. The gradient magnetic field generated by these coils causes the magnetic field distribution in the space in which the inspection object is placed to have a desired gradient. In FIG. 1, the coils 13, 14 and 8 are drawn in order of decreasing size, but this is for convenience of showing the overall configuration, and it is not necessary to stick to this size and order.
【００２３】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。The control device 5 has a function of outputting various commands to each device at a fixed timing. The output of the high frequency pulse generator 6 is amplified by the power amplifier 7,
The coil 8 is excited. The signal component received by the coil 8 passes through the amplifier 9, is detected by the wave detector 10, and is then converted into an image by the signal processing device 11.
【００２４】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。The static magnetic field is generated by the coil 18 driven by the power supply 19. In the present embodiment, the static magnetic field is generated by the normal conducting method using the coil 18, but it may be a superconducting method that does not require the power source 19 except during excitation. The subject 20 to be inspected is placed on the bed 21 and
Is configured to be movable on the support base 22.
【００２５】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。FIG. 2 shows an example of the configuration of the gradient magnetic field coil shown in FIG. 1 and the direction of the current flowing therethrough. An example is shown in which the coil 12 generates a z-direction gradient magnetic field, the coil 13 generates an x-direction gradient magnetic field, and the coil 14 generates a y-direction gradient magnetic field.
The coil 13 and the coil 14 have the same shape and are rotated by 90 degrees around the z axis. Actually, the coils 12, 13, and 14 are used by being wound on one cylindrical bobbin. These gradient coils have the same direction (z
A magnetic field is generated in the axial direction, and a magnetic field having a linear gradient (gradient) is generated along the z, x, and y axes, respectively.
【００２６】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。本発明は手または手首の関節用コイ
ルであるため頭部用コイルよりも小さく、大きい場合で
も直径２００ｍｍ，長さ２００ｍｍ程度のものである。The present invention relates to the improvement of the coil 8. Here, the coil 8 has a diameter of about 300 mm and a length of about 300 mm in the case of a head coil, for example. Since the present invention is a coil for a joint of a hand or a wrist, it is smaller than a coil for a head and has a diameter of about 200 mm and a length of about 200 mm even if it is large.
【００２７】本実施例ではコイル形状を円筒形として説
明するが、楕円形などの形状の変形も可能であり本発明
を規制するものではない。In the present embodiment, the coil shape is described as a cylindrical shape, but it is possible to change the shape such as an elliptical shape and the present invention is not restricted.
【００２８】図８（ａ）は手または手首の関節用コイル
の一実施例の概略を示した鳥瞰図である。図８（ｂ）は
図８（ａ）に示す手または手首の関節用コイルの等価回
路図である。図９では片手だけを対象にした場合を示し
ているが２組用いて同時に両手を撮像する事も可能であ
る。図８（ａ）に示す実施例は円筒形ボビン３００に銅
線からなる電極３１０を巻き付け、更に円筒形ボビン３
００の軸方向と直交する方向に感度を持つように銅線か
らなる矩形の電極７００，７０１を円筒形ボビン３００
に巻き付けた構成である。図８（ａ）に示す実施例では
電極３１０，７００，７０１は銅線で構成した場合につ
いて示しているが、銅パイプ，銅箔または銅板で構成し
ても良い。図９ではコイルとして２ターンのソレノイド
コイルとしているが、本発明はターン数を２ターンに限
定する物ではない。共鳴周波数と感度によってターン数
を変化させる必要がある場合がある。図８(ａ)，(ｂ)で
は矩形のコイル７００，７０１を円筒形ボビン３００に
巻き付けた構成であるが、コイル７００，７０１として
円形や楕円形などでも良い。また、コイル７００，７０
１を円筒形ボビン３００に巻き付けた構成でなくても良
い。矩形のコイル７００，７０１を円筒形ボビン３００
に巻き付けない場合の実施例を図１（ｃ）に示す。図９
では矩形コイル７００，７０１を並列に接続した場合に
ついて示している。FIG. 8A is a bird's-eye view showing an outline of an embodiment of a coil for joints of the hand or wrist. FIG. 8B is an equivalent circuit diagram of the hand or wrist joint coil shown in FIG. 8A. FIG. 9 shows the case where only one hand is targeted, but it is also possible to use two sets and simultaneously image both hands. In the embodiment shown in FIG. 8A, an electrode 310 made of a copper wire is wound around a cylindrical bobbin 300, and the cylindrical bobbin 3 is further wound.
The rectangular electrodes 700 and 701 made of copper wire are connected to the cylindrical bobbin 300 so as to have sensitivity in the direction orthogonal to the axial direction of 00.
It is a structure wrapped around. In the embodiment shown in FIG. 8A, the electrodes 310, 700, 701 are shown to be made of copper wires, but they may be made of copper pipes, copper foils or copper plates. In FIG. 9, the coil is a two-turn solenoid coil, but the present invention is not limited to two turns. It may be necessary to change the number of turns depending on the resonance frequency and sensitivity. Although the rectangular coils 700 and 701 are wound around the cylindrical bobbin 300 in FIGS. 8A and 8B, the coils 700 and 701 may be circular or elliptical. In addition, the coils 700, 70
It is not necessary that 1 is wound around the cylindrical bobbin 300. The rectangular coils 700 and 701 are connected to the cylindrical bobbin 300.
FIG. 1C shows an example of the case in which it is not wrapped around. Figure 9
Then, the case where the rectangular coils 700 and 701 are connected in parallel is shown.
【００２９】さらに、図９では電極３１０を螺旋状に巻
いた場合の構成を示しているが、図１０に示すように円
形状のふたつの電極３２０，３２１それぞれをまずボビ
ン３００に巻き付け互いの電極を電極３２２で斜めに接
続するようにする。このようにする事によってある角度
をつけて電極３１０をボビン３００に巻き付け螺旋状の
形状にする必要がなくなるために作成が容易になるとい
う利点がある。図１０に示す実施例では電極３２０,３
２１についてのみ着目し電極３２０,３２１の構造が明
確になるようにコイル７００，７０１は省略している
が、図９に示す実施例と同様の構成である。Further, although FIG. 9 shows a structure in which the electrode 310 is spirally wound, as shown in FIG. 10, the two circular electrodes 320 and 321 are first wound around the bobbin 300, and the two electrodes are mutually wound. Are connected diagonally with the electrode 322. By doing so, it is not necessary to wind the electrode 310 around the bobbin 300 at a certain angle to form a spiral shape, and thus there is an advantage that the production is facilitated. In the embodiment shown in FIG. 10, the electrodes 320, 3
The coils 700 and 701 are omitted so as to clarify the structure of the electrodes 320 and 321 by paying attention only to No. 21, but the structure is similar to that of the embodiment shown in FIG.
【００３０】図１１，１２には電極３２０，３２１，３
２２からなるコイル８２０と電極７００，７０１からな
るコイル８３０と電力増幅器７及び増幅器９との接続の
一実施例を示す。図１１，１２では接続を示すのが主な
目的であるからコイル820，８３０は簡略化して示して
いる。また、本実施例では電力増幅器及び増幅器を２組
（電力増幅器７１，７２、増幅器９１，９２）用いて構
成した場合について示している。図１１（ａ）に示す実
施例では回転磁場の方向を図に示す方向（時計回り）の
場合について示している。照射時には照射信号は２系統
に分離され、一方は電力増幅器７１へ、もう一方は移相
器７０１で照射信号の位相を９０゜遅らせた後電力増幅
器７２へ入力される。電力増幅器７１，７２で増幅され
た信号がコイル８２０，８３０を駆動する。次に受信時
にはコイル８２０，８３０で受信された信号はそれぞれ
増幅器９１，９２で増幅された後、コイル８２０で受信
された信号を移相器９０１で９０゜位相をずらし合成器
１００で合成する。回転磁場の方向が逆方向（反時計回
り）の場合には図１２（ｂ）に示すようにそれぞれの移
相器７０１，９０１の挿入場所がもう一方のチャンネル
に変わるだけで、基本的な構成は同じである。図１１，
１２では電力増幅器７１，７２と増幅器９１，９２の間
の信号の分離については明示していないが、λ／４ケー
ブルと交差ダイオードを用いる公知の方法で分離する事
が出来る。回転磁場で励起及び受信する場合の駆動及び
受信の構成の仕方には本実施例以外にも外部からの信号
で能動的に行う方法など種々の構成方法があり、図１
１，図１２に示す構成以外でも良く任意の構成が可能で
ある。11 and 12, electrodes 320, 321, 3 are shown.
An example of connection between the coil 820 made of 22 and the coil 830 made of the electrodes 700 and 701 and the power amplifier 7 and the amplifier 9 will be described. In FIGS. 11 and 12, the main purpose is to show the connection, and therefore the coils 820 and 830 are simplified. Further, the present embodiment shows a case where the power amplifier and two amplifiers (power amplifiers 71 and 72 and amplifiers 91 and 92) are used. The embodiment shown in FIG. 11A shows the case where the direction of the rotating magnetic field is the direction shown in the figure (clockwise). At the time of irradiation, the irradiation signal is separated into two systems, one is input to the power amplifier 71, and the other is input to the power amplifier 72 after delaying the phase of the irradiation signal by 90 degrees by the phase shifter 701. The signals amplified by the power amplifiers 71 and 72 drive the coils 820 and 830. Next, at the time of reception, the signals received by the coils 820 and 830 are amplified by the amplifiers 91 and 92, respectively, and then the signals received by the coil 820 are phase-shifted by 90 ° by the phase shifter 901 and combined by the combiner 100. When the direction of the rotating magnetic field is in the opposite direction (counterclockwise), as shown in FIG. 12B, the insertion positions of the phase shifters 701 and 901 are changed to the other channel, and the basic configuration is Are the same. 11,
Although the signal separation between the power amplifiers 71 and 72 and the amplifiers 91 and 92 is not specified in 12, the separation can be performed by a known method using a λ / 4 cable and a cross diode. In addition to the present embodiment, there are various configuration methods such as a method of actively performing with a signal from the outside as a configuration method of driving and receiving when exciting and receiving with a rotating magnetic field.
1, any configuration other than the configuration shown in FIG. 12 is possible.
【００３１】また、図８，９，１０ではコイルのキャパ
シタによる分割は行わない場合について示しているが、
共鳴周波数が高くなりコイルの同調がとれない場合や被
検体の影響が大きい場合にはキャパシタによってコイル
を分割する事でこれらの問題を回避できる。このような
構成の一実施例を図１３,図１４に示す。図１３(ａ)に
示す実施例では螺旋状のコイル３１０１〜３１０５及び
矩形状のコイル7001〜７００５，７０１１〜７０１５、
図１４（ｂ）に示す実施例では円形のコイル３２０１〜
３２０３，３２１１〜３２１３及び矩形状のコイル７０
０１〜7005，７０１１〜７０１５それぞれについてキャ
パシタ４２１〜４２４，４２０１〜４２０４,４２１１
〜４２１４で分割した場合について示している。図１４
(ｂ)に示す実施例は全体の構成が見やすくなるように図
１３（ａ）に示す構成を９０度回転した場合である。本
実施例では電極の長さが等しくなるようにキャパシタに
よる分割をしていないが、電極の長さが等しくなるよう
にキャパシタで分割しても良い。電極の長さが等しくな
るようにキャパシタで分割すれば、インダクタンスによ
る電位上昇とキャパシタンスによる電位減少が互いに打
ち消しあい電位を低く保つ事ができ、被検体の影響をよ
りよく低減できる。キャパシタによる分割数については
共鳴周波数及び被検体による影響の度合いによって適時
変更する必要がある。Although FIGS. 8, 9 and 10 show the case where the coil is not divided by the capacitor,
When the resonance frequency becomes high and the coil cannot be tuned or when the influence of the subject is large, these problems can be avoided by dividing the coil by the capacitor. An example of such a configuration is shown in FIGS. In the embodiment shown in FIG. 13A, spiral coils 3101 to 3105 and rectangular coils 7001 to 7005, 7011 to 7015,
In the embodiment shown in FIG. 14B, a circular coil 3201
3203, 3211 to 213 and rectangular coil 70
01 to 7005, 7011 to 7015 and capacitors 421 to 424, 4201 to 4204, 4211, respectively.
˜4214 is shown for the case of division. 14
The embodiment shown in FIG. 13B is a case where the structure shown in FIG. 13A is rotated by 90 degrees so that the whole structure can be easily seen. In the present embodiment, the capacitors are not divided so that the electrodes have the same length, but the capacitors may be divided so that the electrodes have the same length. If the electrodes are divided by capacitors so that the electrodes have the same length, the increase in the potential due to the inductance and the decrease in the potential due to the capacitance can be canceled each other and the potential can be kept low, so that the influence of the subject can be further reduced. It is necessary to appropriately change the number of divisions by the capacitor depending on the resonance frequency and the degree of influence by the subject.
【００３２】図１５，図１６は左右の手を同時に撮像す
る場合の二組のコイルの接続方法を示した一実施例であ
る。図１５，図１６では２組のコイルの接続方法を示す
のが目的であるため、コイルは１ターンのもの(円形ま
たは螺旋コイルを５００,501、矩形状コイルを５０２，
５０３）で示した。図１５（ａ），（ｂ）では円形また
は螺旋コイルのみを示す。具体的な構成は図８，９及び
図１０,図１３,図１４に示すようなものである。図１５
（ａ）は２組のコイル５００，５０１を直列に接続する
場合、また、図１５（ｂ）は２組のコイル５００，５０
１を並列に接続する場合について示している。各々の場
合で接続を二通り示しているのはそれぞれのコイル５０
０，５０１の磁束の向きが同じ方向の場合と反対の場合
である。図１５，１６のＨ，Ｇ点には図６で示す同調・
整合回路を接続することで同調及び整合をとれるのは従
来と同様である。FIGS. 15 and 16 show an embodiment showing a method of connecting two sets of coils when the left and right hands are imaged at the same time. Since the purpose of FIGS. 15 and 16 is to show how to connect two sets of coils, the coil has one turn (500 or 501 for a circular or spiral coil, 502 for a rectangular coil,
503). Only circular or spiral coils are shown in FIGS. 15 (a) and 15 (b). The specific structure is as shown in FIGS. 8, 9 and 10, 13, and 14. Figure 15
FIG. 15A shows a case where two sets of coils 500 and 501 are connected in series, and FIG. 15B shows a case where two sets of coils 500 and 501 are connected.
The case where 1s are connected in parallel is shown. In each case, two connections are shown for each coil 50.
This is the case where the directions of the magnetic fluxes of 0 and 501 are the same as those in the same direction. At the points H and G in FIGS. 15 and 16, the tuning shown in FIG.
Tuning and matching can be achieved by connecting a matching circuit as in the conventional case.
【００３３】図１６（ｃ），（ｄ）は二組のコイル５０
２，５０３の接続方法を示した一実施例である。図１６
（ｃ），（ｄ）では矩形状コイルの接続方法を示すのが
目的であるため、矩形コイルについてのみ示した。具体
的な構成は図８，９及び図１０に示すようなものであ
る。図１６（ｃ）は２組のコイル５０２，５０３を直列
に接続する場合、また、図１６（ｄ）は２組のコイル５
０２，５０３を並列に接続する場合について示してい
る。図１６(ｃ），(ｄ）のＨ，Ｇ点には図６で示す同調
・整合回路を接続する事で同調及び整合をとれるのは前
述のコイル５００，５０１と同様である。16C and 16D show two sets of coils 50.
It is one example which showed the connection method of 2,503. FIG.
In (c) and (d), the purpose is to show how to connect the rectangular coils, so only the rectangular coils are shown. The specific structure is as shown in FIGS. 16C shows a case where two sets of coils 502 and 503 are connected in series, and FIG. 16D shows a case where two sets of coils 5 are provided.
The case where 02 and 503 are connected in parallel is shown. Similar to the coils 500 and 501 described above, tuning and matching can be achieved by connecting the tuning and matching circuit shown in FIG. 6 to points H and G in FIGS. 16 (c) and 16 (d).
【００３４】図１７（ａ）は図８，９に示す手または手
首の関節用コイルに被検者２０の手または手首２０１が
入っている状態の断面図を模式的に示している。円筒形
ボビン３００は被検者２０の手または手首２０１が入る
ようにボビンの側面が空いた構造になっている。図１８
（ｂ）は図１７（ａ）のＡ−Ａ′面で切断した断面図、
図１８（ｃ）は図１７（ａ）のＢ−Ｂ′面で切断した断
面図を表している。図１８（ｂ）及び図１８（ｃ）では
図１７（ａ）で省略した被検者２０の手または手首２０
１が挿入された状態を示している。図１７，１８から明
らかなように円筒形ボビン３００の外側に電極３２０，
３２１，７００，７０１を巻き付けた構成のため被検者
２０の手または手首２０１が電極３２０,３２１，７０
０,７０１に直接触れる事で感電する心配はない。この
際、円筒形ボビン３００の窓の部分にクッションなどの
緩衝材を張り付ける事によって被検者２０が快適に検査
を受けられるように出来る。さらに、緩衝材を肌触りの
良い材質とする事でより快適に検査を受けられるように
出来る。FIG. 17A is a schematic cross-sectional view showing a state in which the hand or wrist 201 of the subject 20 is placed in the joint coil of the hand or wrist shown in FIGS. The cylindrical bobbin 300 has a structure in which the side surface of the bobbin is empty so that the hand or wrist 201 of the subject 20 can be inserted therein. FIG.
17B is a sectional view taken along the line AA ′ in FIG.
FIG. 18C shows a cross-sectional view taken along the line BB ′ of FIG. 17A. In FIG. 18B and FIG. 18C, the hand or wrist 20 of the subject 20 omitted in FIG. 17A.
1 shows a state in which 1 is inserted. As is apparent from FIGS. 17 and 18, an electrode 320,
The hands or wrists 201 of the subject 20 have electrodes 320, 321, 70 due to the structure in which 321, 700, 701 are wound.
You do not have to worry about getting an electric shock by directly touching 0,701. At this time, by attaching a cushioning material such as a cushion to the window portion of the cylindrical bobbin 300, the subject 20 can be comfortably examined. Furthermore, by making the cushioning material a material that feels good against the skin, the inspection can be performed more comfortably.
【００３５】図１９は手または手首を圧迫する機構の概
略構成を示す断面図で、図１７に示す断面図に対応させ
てある。図１９では空気等の流体によって圧迫する機構
の概略構成断面図を示している。図１９に示す実施例で
は円筒形ボビン３００の内側に伸縮する材料からなる圧
迫用気密袋６０１，６０２を設けそれぞれに外部から適
当な圧力の空気などの流体６５０（簡略化するために図
１９には図示していない）を注入する事で圧迫する構成
を示している。本実施例では説明のために圧迫用気密袋
が２個から構成される場合について示した。この気密袋
の個数を増減する事で部分的な圧迫等圧迫部位を自由に
設定できるようになる。また、この気密袋をいくつかの
部分に分割する事でより微妙な圧迫が可能となる。更
に、手全体を包み込むような気密袋を用いれば手全体に
加わる圧力は均等にする事ができるし、空気などの注入
も１ヶ所で済み、構成も簡単なものにできる。このよう
にする事で動きが抑制され分解能の良い画像が得られ
る。以上以外にも色々な変形が可能であり、本発明を規
定するものではない。FIG. 19 is a sectional view showing a schematic structure of a mechanism for pressing a hand or a wrist, and corresponds to the sectional view shown in FIG. FIG. 19 shows a schematic configuration sectional view of a mechanism that is compressed by a fluid such as air. In the embodiment shown in FIG. 19, compression airtight bags 601 and 602 made of a material that expands and contracts are provided inside the cylindrical bobbin 300, and a fluid 650 such as air having an appropriate pressure is externally provided to each (see FIG. 19 for simplification). (Not shown in the figure) shows a configuration of compressing by injecting. In this embodiment, for the sake of explanation, the case where the compression airtight bag is composed of two pieces is shown. By increasing or decreasing the number of the airtight bags, it becomes possible to freely set a partial compression region. Also, by dividing this airtight bag into several parts, more delicate compression is possible. Furthermore, if an airtight bag that wraps the entire hand is used, the pressure applied to the entire hand can be made uniform, and the injection of air or the like can be done in one place, and the structure can be simplified. By doing so, motion is suppressed and an image with good resolution is obtained. Various modifications other than the above are possible and do not define the present invention.
【００３６】以上の説明では手または手首が入るボビン
３００をベッド２１などに固定する方法は示さなかった
が、ベッド２１など撮像中動かないものにボビン３００
を固定すればより完全に被検者２０の動きを抑制でき分
解能良く撮像できるようになる。In the above description, the method of fixing the bobbin 300 into which the hand or wrist is inserted is not shown, but the bobbin 300 is fixed to the bed 21 or the like that does not move during imaging.
If is fixed, the movement of the subject 20 can be suppressed more completely and an image can be captured with high resolution.
【００３７】以上の説明では個々について説明したが、
これらを組み合わせても良いことは言うまでもないこと
である。Although the individual explanations have been made in the above description,
It goes without saying that these may be combined.
【００３８】[0038]
【発明の効果】本発明によれば、水平磁場方式の核磁気
共鳴を用いた検査装置において局所的な場所（被検者の
手または手首の関節）を対象にした場合に高感度，高分
解能に撮像でき検査を無侵襲に行うことができる。According to the present invention, in the inspection apparatus using the nuclear magnetic resonance of the horizontal magnetic field system, high sensitivity and high resolution can be obtained when targeting a local place (a subject's hand or wrist joint). It can be imaged and the inspection can be performed non-invasively.
【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。FIG. 1 is a configuration diagram of an inspection apparatus using NMR which is an embodiment of the present invention.
【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。FIG. 2 is a diagram showing a configuration of a gradient magnetic field coil and a direction of a flowing current.
【図３】アルダーマン型コイルの構成図である。FIG. 3 is a configuration diagram of an Alderman type coil.
【図４】同構成図である。FIG. 4 is the same configuration diagram.
【図５】同構成図である。FIG. 5 is the same configuration diagram.
【図６】同調・整合回路の回路図である。FIG. 6 is a circuit diagram of a tuning / matching circuit.
【図７】スピンエコー法のシーケンスの説明図である。FIG. 7 is an explanatory diagram of a sequence of a spin echo method.
【図８】本発明の一実施例の構成図である。FIG. 8 is a configuration diagram of an embodiment of the present invention.
【図９】同構成図である。FIG. 9 is the same configuration diagram.
【図１０】同構成図である。FIG. 10 is a configuration diagram of the same.
【図１１】コイルと電力増幅器及び増幅器の接続説明図
である。FIG. 11 is an explanatory diagram of connections between a coil, a power amplifier, and an amplifier.
【図１２】同接続説明図である。FIG. 12 is an explanatory diagram of the same connection.
【図１３】キャパシタによる分割を行った場合の等価回
路図である。FIG. 13 is an equivalent circuit diagram when division is performed by a capacitor.
【図１４】同等価回路図である。FIG. 14 is an equivalent circuit diagram of the same.
【図１５】２組のコイルの直列及び並列接続図である。FIG. 15 is a series and parallel connection diagram of two sets of coils.
【図１６】同接続図である。FIG. 16 is a connection diagram of the same.
【図１７】本発明の一実施例の構成図である。FIG. 17 is a configuration diagram of an embodiment of the present invention.
【図１８】同構成図である。FIG. 18 is a configuration diagram of the same.
【図１９】手または手首を圧迫する機構の概略構成図で
ある。FIG. 19 is a schematic configuration diagram of a mechanism for pressing a hand or a wrist.
５…制御装置、６…高周波パルス発生器、７，７１，７
２…電力増幅器、８…送受信兼用コイル、９，９１，９
２…増幅器、１０…検波器、１１…信号処理装置、１
２，１３，１４…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、
１１１，１１２…アーム電極、１２１〜１２８…ウイン
グ電極、１３１，１３２…ガードリング電極、１４１〜
１４４，２０１，２０２，４２１〜４２４，４０１〜４
０４，４１１〜４１４…キャパシタ、２０１…手及び手
首、３１０，３２２，７００，７０１…電極、５００〜
５０３…コイル、６０１，６０２…圧迫用気密袋、７０
１，９０１…移相器。5 ... Control device, 6 ... High frequency pulse generator, 7, 71, 7
2 ... Power amplifier, 8 ... Transmission / reception coil, 9, 91, 9
2 ... Amplifier, 10 ... Detector, 11 ... Signal processing device, 1
2, 13, 14 ... Coil for generating gradient magnetic field, 15,
16, 17, 19 ... Power supply unit, 18 ... Coil for generating static magnetic field, 20 ... Subject, 21 ... Bed, 22 ... Supporting base,
111, 112 ... Arm electrodes, 121-128 ... Wing electrodes, 131, 132 ... Guard ring electrodes, 141-
144, 201, 202, 421-424, 401-4
04, 411-414 ... Capacitor, 201 ... Hand and wrist, 310, 322, 700, 701 ... Electrode, 500-
503 ... Coil, 601, 602 ... Airtight bag for compression, 70
1,901 ... Phase shifter.
───────────────────────────────────────────────────── 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 9118−2Ｊ Ｇ０１Ｎ 24/02 Ｙ─────────────────────────────────────────────────── ─── Continuation of the front page (51) Int.Cl.5 Identification code Internal reference number FI technical display location 9118-2J G01N 24/02 Y
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
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| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP3237820AJPH0576509A (en) | 1991-09-18 | 1991-09-18 | Inspection device using nuclear magnetic resonance |
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|---|---|
| JPH0576509Atrue JPH0576509A (en) | 1993-03-30 |
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| JP (1) | JPH0576509A (en) |
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| JP2000241519A (en)* | 1999-02-17 | 2000-09-08 | Toshiba America Mri Inc | RF coil array device for vertical magnetic field MRI |
| JP2009106651A (en)* | 2007-10-31 | 2009-05-21 | Ge Medical Systems Global Technology Co Llc | Fixture and subject support system |
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
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| US5400787A (en)* | 1993-11-24 | 1995-03-28 | Magna-Lab, Inc. | Inflatable magnetic resonance imaging sensing coil assembly positioning and retaining device and method for using the same |
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| JP2009106651A (en)* | 2007-10-31 | 2009-05-21 | Ge Medical Systems Global Technology Co Llc | Fixture and subject support system |
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
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