JP2860682B2 - 磁気共鳴イメージング装置の静磁場均一度安定化方法 - Google Patents
磁気共鳴イメージング装置の静磁場均一度安定化方法Info
- Publication number
- JP2860682B2 JP2860682B2 JP2028368A JP2836890A JP2860682B2 JP 2860682 B2 JP2860682 B2 JP 2860682B2 JP 2028368 A JP2028368 A JP 2028368A JP 2836890 A JP2836890 A JP 2836890A JP 2860682 B2 JP2860682 B2 JP 2860682B2
- Authority
- JP
- Japan
- Prior art keywords
- magnetic field
- static magnetic
- generating means
- gradient magnetic
- subject
- 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
Classifications
-
- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- G01R—MEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
- G01R33/00—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables
- G01R33/20—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
- G01R33/28—Details of apparatus provided for in groups G01R33/44 - G01R33/64
- G01R33/38—Systems for generation, homogenisation or stabilisation of the main or gradient magnetic field
- G01R33/383—Systems for generation, homogenisation or stabilisation of the main or gradient magnetic field using permanent magnets
-
- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- G01R—MEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
- G01R33/00—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables
- G01R33/20—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
- G01R33/28—Details of apparatus provided for in groups G01R33/44 - G01R33/64
- G01R33/38—Systems for generation, homogenisation or stabilisation of the main or gradient magnetic field
- G01R33/385—Systems for generation, homogenisation or stabilisation of the main or gradient magnetic field using gradient magnetic field coils
Landscapes
- Physics & Mathematics (AREA)
- Condensed Matter Physics & Semiconductors (AREA)
- General Physics & Mathematics (AREA)
- Magnetic Resonance Imaging Apparatus (AREA)
Description
【発明の詳細な説明】 〔産業上の利用分野〕 本発明は、核磁気共鳴（以下「NMR」と略記する）現
象を利用して被検体（人体）の所望部位の断層像を得る
磁気共鳴イメージング装置における静磁場均一度を安定
化する方法に関する。
象を利用して被検体（人体）の所望部位の断層像を得る
磁気共鳴イメージング装置における静磁場均一度を安定
化する方法に関する。
〔従来の技術〕 磁気共鳴イメージング装置は、NMR現象を利用して被
検体中の所望の検査部位における原子核スピンの密度分
布、緩和時間分布等を計測して、その計測データから被
検体の任意断面を画像表示するものである。そして、従
来の磁気共鳴イメージング装置は、第１図に示すよう
に、被検体１に静磁場及び傾斜磁場を与える磁場発生手
段（2,3）と、上記被検体１の生体組織を構成する原子
の原子核に核磁気共鳴を起こさせるために高周波信号を
照射する送信系４と、上記核磁気共鳴により放出される
エコー信号を検出する受信系５と、この受信系５で検出
したエコー信号を用いて画像再構成演算を行う信号処理
系６とを備え、核磁気共鳴により放出されるエコー信号
を計測するシーケンスを繰り返し行って断層像を得るよ
うになっていた。
検体中の所望の検査部位における原子核スピンの密度分
布、緩和時間分布等を計測して、その計測データから被
検体の任意断面を画像表示するものである。そして、従
来の磁気共鳴イメージング装置は、第１図に示すよう
に、被検体１に静磁場及び傾斜磁場を与える磁場発生手
段（2,3）と、上記被検体１の生体組織を構成する原子
の原子核に核磁気共鳴を起こさせるために高周波信号を
照射する送信系４と、上記核磁気共鳴により放出される
エコー信号を検出する受信系５と、この受信系５で検出
したエコー信号を用いて画像再構成演算を行う信号処理
系６とを備え、核磁気共鳴により放出されるエコー信号
を計測するシーケンスを繰り返し行って断層像を得るよ
うになっていた。
そして、上記静磁場発生手段としての静磁場発生磁気
回路２の具体的な構造は、第６図及び第７図に示すよう
に、被検体１が入り得る空隙Ａを形成して対向配置され
た一対の永久磁石21a,21bと、これらの永久磁石21a,21b
を支持すると共に磁気的に結合するヨーク22a,22bと、
これらのヨーク22a,22bを結合するカラム23と、上記一
対の永久磁石21a,21bの空隙Ａ側の対向面にそれぞれ固
着され円盤状磁性部材の周縁部に環状突起が形成された
磁極片24a,24bとを有し、上記空隙Ａ内に磁界を発生さ
せるようになっていた。なお、上記磁極片24a,24bは、
静磁場均一度を向上するための強磁性体である。また、
第７図において、符号9,9は傾斜磁場コイルを示してい
る。
回路２の具体的な構造は、第６図及び第７図に示すよう
に、被検体１が入り得る空隙Ａを形成して対向配置され
た一対の永久磁石21a,21bと、これらの永久磁石21a,21b
を支持すると共に磁気的に結合するヨーク22a,22bと、
これらのヨーク22a,22bを結合するカラム23と、上記一
対の永久磁石21a,21bの空隙Ａ側の対向面にそれぞれ固
着され円盤状磁性部材の周縁部に環状突起が形成された
磁極片24a,24bとを有し、上記空隙Ａ内に磁界を発生さ
せるようになっていた。なお、上記磁極片24a,24bは、
静磁場均一度を向上するための強磁性体である。また、
第７図において、符号9,9は傾斜磁場コイルを示してい
る。
このような磁気共鳴イメージング装置において、装置
の静磁場が不均一であると被検体１の断層像は歪んでし
まう。すなわち、静磁場の均一度が良いほど歪みの少な
い断層像が得られることとなる。そこで、従来の磁気共
鳴イメージング装置では、装置の据付け、保守、点検時
等においって、第６図及び第７図に示す構造の機械的な
形状及び位置関係を調整して静磁場の均一度を調整して
いた。
の静磁場が不均一であると被検体１の断層像は歪んでし
まう。すなわち、静磁場の均一度が良いほど歪みの少な
い断層像が得られることとなる。そこで、従来の磁気共
鳴イメージング装置では、装置の据付け、保守、点検時
等においって、第６図及び第７図に示す構造の機械的な
形状及び位置関係を調整して静磁場の均一度を調整して
いた。
しかし、上記従来の磁気共鳴イメージング装置におい
て静磁場の均一度を調整した後に、装置の調整及び評価
等に用いるファントムまたは被検体について撮像する
と、得られた画像が歪んでいることがあった。例えば、
第８図に示すような格子パターンのファントム25を第７
図に示す空隙Ａ内にセットして撮像すると、本来は第９
図（ａ）に示すように上記ファントム25の形状を歪むこ
となく画像化した断層像Ｉが得られるべきであるが、実
際は第９図（ｂ）に示すようにファントム25の形状が歪
んだ断層像Ｉ′が得られることがあった。これは、断層
像の撮像のときに印加する傾斜磁場によって、静磁場発
生磁気回路２の一部である磁極片24a,24bの磁化が変化
して静磁場均一度が劣化したためであると考えられる。
て静磁場の均一度を調整した後に、装置の調整及び評価
等に用いるファントムまたは被検体について撮像する
と、得られた画像が歪んでいることがあった。例えば、
第８図に示すような格子パターンのファントム25を第７
図に示す空隙Ａ内にセットして撮像すると、本来は第９
図（ａ）に示すように上記ファントム25の形状を歪むこ
となく画像化した断層像Ｉが得られるべきであるが、実
際は第９図（ｂ）に示すようにファントム25の形状が歪
んだ断層像Ｉ′が得られることがあった。これは、断層
像の撮像のときに印加する傾斜磁場によって、静磁場発
生磁気回路２の一部である磁極片24a,24bの磁化が変化
して静磁場均一度が劣化したためであると考えられる。
ここで、上記磁極片24a,24bは、強磁性体から成る
が、一般に強磁性体は磁気履歴（ヒステリシス）を持っ
ている。第10図にその磁気履歴曲線（ヒステリシスカー
ブ）の一例を示す。図において、横軸は強磁性体に外部
から与えた磁場強度Ｈを示し、縦軸はその磁場強度Ｈを
与えられた強磁性体の磁化Ｍを示している。そして、強
磁性体の磁化Ｍは、その強磁性体に与えた磁場強度Ｈに
よって変化し、第10図に示す閉じた磁気履歴曲線の線上
または内部の値となる。
が、一般に強磁性体は磁気履歴（ヒステリシス）を持っ
ている。第10図にその磁気履歴曲線（ヒステリシスカー
ブ）の一例を示す。図において、横軸は強磁性体に外部
から与えた磁場強度Ｈを示し、縦軸はその磁場強度Ｈを
与えられた強磁性体の磁化Ｍを示している。そして、強
磁性体の磁化Ｍは、その強磁性体に与えた磁場強度Ｈに
よって変化し、第10図に示す閉じた磁気履歴曲線の線上
または内部の値となる。
このような状態で、被検体の断層像の撮像をするとき
は、断層面のスライス位置や二次元的位置等を決定する
ために、第７図に示す傾斜磁場コイル９によって傾斜磁
場を印加する。すると、上記印加した傾斜磁場によって
静磁場発生磁気回路２の磁極片24a,24bの磁化が変化す
るため、静磁場均一度が劣化して得られる被検体の断層
像が劣化するものであった。そして、磁気共鳴イメージ
ング装置は、被検体の任意の断面の画像を得ることがで
きると共に、上記被検体の各種の情報（例えば、横緩和
時間、縦緩和時間、プロトン密度、血流等）の二次元ま
たは三次元の画像を得ることができるために、撮像のた
びにさまざな異なる時間及び強度の傾斜磁場を印加する
こととなるものであった。
は、断層面のスライス位置や二次元的位置等を決定する
ために、第７図に示す傾斜磁場コイル９によって傾斜磁
場を印加する。すると、上記印加した傾斜磁場によって
静磁場発生磁気回路２の磁極片24a,24bの磁化が変化す
るため、静磁場均一度が劣化して得られる被検体の断層
像が劣化するものであった。そして、磁気共鳴イメージ
ング装置は、被検体の任意の断面の画像を得ることがで
きると共に、上記被検体の各種の情報（例えば、横緩和
時間、縦緩和時間、プロトン密度、血流等）の二次元ま
たは三次元の画像を得ることができるために、撮像のた
びにさまざな異なる時間及び強度の傾斜磁場を印加する
こととなるものであった。
このことから、従来の磁気共鳴イメージング装置にお
いて、装置の据付け、保守、点検時等に静磁場発生磁気
回路２の構造の機械的な形状及び位置関係を調整して静
磁場均一度を調整しただけでは、磁極片24a,24bの磁化
Ｍは、上記静磁場均一度の調整直後は第10図の曲線上で
例えばＡ点であったものが、その後の撮像により上記Ａ
点から例えばＢ点に変化するものであった。さらに、次
の撮像により上記Ｂ点から例えばＣ点に変化するもので
あった。このように、従来の磁気共鳴イメージング装置
における静磁場均一度の調整では、撮像を繰り返すごと
に磁化Ｍが変化し、静磁場均一度が安定しなかった。従
って、得られる被検体の断層像が歪んでしまい、良好な
診断画像が得られないことがあった。このことから、診
断効率が低下するものであった。
いて、装置の据付け、保守、点検時等に静磁場発生磁気
回路２の構造の機械的な形状及び位置関係を調整して静
磁場均一度を調整しただけでは、磁極片24a,24bの磁化
Ｍは、上記静磁場均一度の調整直後は第10図の曲線上で
例えばＡ点であったものが、その後の撮像により上記Ａ
点から例えばＢ点に変化するものであった。さらに、次
の撮像により上記Ｂ点から例えばＣ点に変化するもので
あった。このように、従来の磁気共鳴イメージング装置
における静磁場均一度の調整では、撮像を繰り返すごと
に磁化Ｍが変化し、静磁場均一度が安定しなかった。従
って、得られる被検体の断層像が歪んでしまい、良好な
診断画像が得られないことがあった。このことから、診
断効率が低下するものであった。
そこで、本発明は、このような問題点を解決し、静磁
場均一度を安定化し、歪みの少ない断層像を得ることが
できる磁気共鳴イメージング装置の静磁場均一度安定化
方法を提供することを目的とする。
場均一度を安定化し、歪みの少ない断層像を得ることが
できる磁気共鳴イメージング装置の静磁場均一度安定化
方法を提供することを目的とする。
上記目的を達成するために、本発明による磁気共鳴イ
メージング装置の静磁場均一度安定化方法は、被検体に
静磁場及び傾斜磁場を与える磁場発生手段と、上記被検
体の生体組織を構成する原子の原子核に核磁気共鳴を起
こさせるために高周波信号を照射する送信系と、上記の
核磁気共鳴により放出されるエコー信号を検出する受信
系と、この受信系で検出したエコー信号を用いて画像再
構成演算を行う信号処理系とを備えて成る磁気共鳴イメ
ージング装置において、静磁場発生手段の静磁場均一度
の調整及び被検体の断層像の撮像の前に、上記静磁場発
生手段に対し傾斜磁場発生手段から一定の傾斜磁場を印
加して一定磁化を与えるものである。
メージング装置の静磁場均一度安定化方法は、被検体に
静磁場及び傾斜磁場を与える磁場発生手段と、上記被検
体の生体組織を構成する原子の原子核に核磁気共鳴を起
こさせるために高周波信号を照射する送信系と、上記の
核磁気共鳴により放出されるエコー信号を検出する受信
系と、この受信系で検出したエコー信号を用いて画像再
構成演算を行う信号処理系とを備えて成る磁気共鳴イメ
ージング装置において、静磁場発生手段の静磁場均一度
の調整及び被検体の断層像の撮像の前に、上記静磁場発
生手段に対し傾斜磁場発生手段から一定の傾斜磁場を印
加して一定磁化を与えるものである。
また、上記静磁場発生手段に印加する一定の傾斜磁場
の強度は、傾斜磁場発生手段の傾斜磁場電源の最大出力
によって印加しうる強度とするとよい。
の強度は、傾斜磁場発生手段の傾斜磁場電源の最大出力
によって印加しうる強度とするとよい。
さらに、上記静磁場発生手段に印加する一定の傾斜磁
場は、初めに負の強度の傾斜磁場を印加し、続いて正の
強度の傾斜磁場を印加すると効果的である。
場は、初めに負の強度の傾斜磁場を印加し、続いて正の
強度の傾斜磁場を印加すると効果的である。
このように構成された磁気共鳴イメージング装置の静
磁場均一度安定化方法は、静磁場発生手段の静磁場均一
度の調整及び被検体の断層像の撮像の前に、上記静磁場
発生手段に対し傾斜磁場発生手段から一定の傾斜磁場を
印加して一定磁化を与えることにより、被検体の断層像
を撮像するときの静磁場発生手段の磁化を、静磁場均一
度を調整したときと常に同じにすることができる。従っ
て、静磁場均一度を安定化でき、歪みの少ない画像を得
ることができる。
磁場均一度安定化方法は、静磁場発生手段の静磁場均一
度の調整及び被検体の断層像の撮像の前に、上記静磁場
発生手段に対し傾斜磁場発生手段から一定の傾斜磁場を
印加して一定磁化を与えることにより、被検体の断層像
を撮像するときの静磁場発生手段の磁化を、静磁場均一
度を調整したときと常に同じにすることができる。従っ
て、静磁場均一度を安定化でき、歪みの少ない画像を得
ることができる。
以下、本発明の実施例を添付図面に基づいて詳細に説
明する。
明する。
第１図は本発明による静磁場均一度安定化方法が適用
される磁気共鳴イメージング装置の全体構成を示すブロ
ック図である。この磁気共鳴イメージング装置は、核磁
気共鳴（NMR）現象を利用して被検体の断層像を得るも
ので、第１図に示すように、静磁場発生磁気回路２と、
傾斜磁気発生系３と、送信系４と、受信系５と、信号処
理系６と、シーケンサ７と、中央処理装置（CPU）８と
を備えて成る。
される磁気共鳴イメージング装置の全体構成を示すブロ
ック図である。この磁気共鳴イメージング装置は、核磁
気共鳴（NMR）現象を利用して被検体の断層像を得るも
ので、第１図に示すように、静磁場発生磁気回路２と、
傾斜磁気発生系３と、送信系４と、受信系５と、信号処
理系６と、シーケンサ７と、中央処理装置（CPU）８と
を備えて成る。
上記静磁場発生磁気回路２は、被検体１の周りにその
体軸方向または体軸と直交する方向に均一な静磁場を発
生させるもので、上記被検体１の周りのある広がりをも
った空間に永久磁石方式の磁場発生手段が配置されてい
る。傾斜磁場発生系３は、X,Y,Zの三軸方向に巻かれた
傾斜磁場コイル９と、それぞれのコイルを駆動する傾斜
磁場電源10とから成り、上記シーケンサ７からの命令に
従ってそれぞれのコイルの傾斜磁場電源10を駆動するこ
とにより、X,Y,Zの三軸方向の傾斜磁場Gx,Gy,Gzを被検
体１に印加するようになっている。この傾斜磁場の加え
方により、被検体１に対するスライス面を設定すること
ができる。送信系４は、被検体１の生体組織を構成する
原子の原子核に核磁気共鳴を起こさせるために高周波信
号を照射するもので、高周波発振器11と変調器12と高周
波増幅器13と送信側の高周波コイル14aとから成り、上
記高周波発振器11から出力された高周波パルスをシーケ
ンサ７の命令に従って変調器12で振幅変調し、この振幅
変調された高周波パルスを高周波増幅器13で増幅した後
に被検体１に近接して配置された高周波コイル14aに供
給することにより、電磁波が上記被検体１に照射される
ようになっている。受信系５は、被検体１の生体組織の
原子核の核磁気共鳴により放出されるエコー信号（NMR
信号）を検出するもので、受信側の高周波コイル14bと
増幅器15と直交位相検波器16とA/D変換器17とから成
り、上記送信側の高周波コイル14aから照射された電磁
波による被検体１の応答の電磁波（NMR信号）は被検体
１に近接して配置された高周波コイル14bで検出され、
増幅器15及び直交位相検波器16を介してA/D変換器17に
入力してディジタル量に変換され、さらにシーケンサ７
からの命令によるタイミングで直交位相検波器16により
サンプリングされた二系列の収集データとされ、その信
号が信号処理系に６に送られるようになっている。この
信号処理系６は、CPU8と、磁気ディスク18及び磁気テー
プ19等の記録装置と、CRT等のディスプレイ20とから成
り、上記CPU8でフーリエ変換、補正係数計算像再構成等
の処理を行い、任意断面の信号強度分布あるいは複数の
信号に適当な演算を行って得られた分布を画像化してデ
ィスプレイ20に断層像として表示するようになってい
る。また、シーケンサ７は、CPU8の制御で動作し、被検
体１の断層像のデータ収集に必要な種々の命令を送信系
４及び傾斜磁場発生系３並びに受信系５に送り、上記エ
コー信号を計測するシーケンスを発生する手段となるも
のである。
体軸方向または体軸と直交する方向に均一な静磁場を発
生させるもので、上記被検体１の周りのある広がりをも
った空間に永久磁石方式の磁場発生手段が配置されてい
る。傾斜磁場発生系３は、X,Y,Zの三軸方向に巻かれた
傾斜磁場コイル９と、それぞれのコイルを駆動する傾斜
磁場電源10とから成り、上記シーケンサ７からの命令に
従ってそれぞれのコイルの傾斜磁場電源10を駆動するこ
とにより、X,Y,Zの三軸方向の傾斜磁場Gx,Gy,Gzを被検
体１に印加するようになっている。この傾斜磁場の加え
方により、被検体１に対するスライス面を設定すること
ができる。送信系４は、被検体１の生体組織を構成する
原子の原子核に核磁気共鳴を起こさせるために高周波信
号を照射するもので、高周波発振器11と変調器12と高周
波増幅器13と送信側の高周波コイル14aとから成り、上
記高周波発振器11から出力された高周波パルスをシーケ
ンサ７の命令に従って変調器12で振幅変調し、この振幅
変調された高周波パルスを高周波増幅器13で増幅した後
に被検体１に近接して配置された高周波コイル14aに供
給することにより、電磁波が上記被検体１に照射される
ようになっている。受信系５は、被検体１の生体組織の
原子核の核磁気共鳴により放出されるエコー信号（NMR
信号）を検出するもので、受信側の高周波コイル14bと
増幅器15と直交位相検波器16とA/D変換器17とから成
り、上記送信側の高周波コイル14aから照射された電磁
波による被検体１の応答の電磁波（NMR信号）は被検体
１に近接して配置された高周波コイル14bで検出され、
増幅器15及び直交位相検波器16を介してA/D変換器17に
入力してディジタル量に変換され、さらにシーケンサ７
からの命令によるタイミングで直交位相検波器16により
サンプリングされた二系列の収集データとされ、その信
号が信号処理系に６に送られるようになっている。この
信号処理系６は、CPU8と、磁気ディスク18及び磁気テー
プ19等の記録装置と、CRT等のディスプレイ20とから成
り、上記CPU8でフーリエ変換、補正係数計算像再構成等
の処理を行い、任意断面の信号強度分布あるいは複数の
信号に適当な演算を行って得られた分布を画像化してデ
ィスプレイ20に断層像として表示するようになってい
る。また、シーケンサ７は、CPU8の制御で動作し、被検
体１の断層像のデータ収集に必要な種々の命令を送信系
４及び傾斜磁場発生系３並びに受信系５に送り、上記エ
コー信号を計測するシーケンスを発生する手段となるも
のである。
なお、上記傾斜磁場コイル９としては種々のものが提
案されているが、本発明者らの提案による特願昭61−20
7930号の明細書に記載したものが適している。
案されているが、本発明者らの提案による特願昭61−20
7930号の明細書に記載したものが適している。
ここで、本発明の静磁場均一度安定化方法において
は、上記の構成の磁気共鳴イメージング装置において、
静磁場発生磁気回路２の静磁場均一度の調整及び被検体
１の断層像の撮像の前に、上記静磁場発生磁気回路２に
対し傾斜磁場発生系３から一定の傾斜磁場を印加して一
定磁化を与えるものである。すなわち、装置の据付け、
保守、点検時等において静磁場発生磁気回路２の構造の
機械的な形状及び位置関係を調整して静磁場均一度を調
整する前、及び被検体１を計測空間に挿入して実際に断
層像を撮像する前に、静磁場発生磁気回路２の磁極片24
a,24b（第７図参照）に対し傾斜磁場発生系３の傾斜磁
場コイル9,9から一定の傾斜磁場を印加して一定磁化を
与えるものである。
は、上記の構成の磁気共鳴イメージング装置において、
静磁場発生磁気回路２の静磁場均一度の調整及び被検体
１の断層像の撮像の前に、上記静磁場発生磁気回路２に
対し傾斜磁場発生系３から一定の傾斜磁場を印加して一
定磁化を与えるものである。すなわち、装置の据付け、
保守、点検時等において静磁場発生磁気回路２の構造の
機械的な形状及び位置関係を調整して静磁場均一度を調
整する前、及び被検体１を計測空間に挿入して実際に断
層像を撮像する前に、静磁場発生磁気回路２の磁極片24
a,24b（第７図参照）に対し傾斜磁場発生系３の傾斜磁
場コイル9,9から一定の傾斜磁場を印加して一定磁化を
与えるものである。
次に、このような静磁場均一度安定化方法における傾
斜磁場の印加のタイミングについて、第２図を参照して
説明する。図において、横軸は時間、縦軸は傾斜磁場の
強度を表している。まず、静磁場発生磁気回路２の静磁
場均一度の調整及び被検体１の断層像の撮像の前に、第
２図（ａ），（ｂ），（ｃ）に示すように、例えば−８
ミリT/m（テスラ／メートル）の強度の傾斜磁場Gx,Gy,G
zを、第１図に示す傾斜磁場電源10により駆動される傾
斜磁場コイル9,9によって例えば３回印加する。その次
に、例えば＋８ミリT/mの強度の傾斜磁場Gx,Gy,Gzを例
えば５回印加する。なお、このときの各回の傾斜磁場G
x,Gy,Gzの印加時間は例えば３ミリ秒であり、印加間隔
は例えば150ミリ秒である。
斜磁場の印加のタイミングについて、第２図を参照して
説明する。図において、横軸は時間、縦軸は傾斜磁場の
強度を表している。まず、静磁場発生磁気回路２の静磁
場均一度の調整及び被検体１の断層像の撮像の前に、第
２図（ａ），（ｂ），（ｃ）に示すように、例えば−８
ミリT/m（テスラ／メートル）の強度の傾斜磁場Gx,Gy,G
zを、第１図に示す傾斜磁場電源10により駆動される傾
斜磁場コイル9,9によって例えば３回印加する。その次
に、例えば＋８ミリT/mの強度の傾斜磁場Gx,Gy,Gzを例
えば５回印加する。なお、このときの各回の傾斜磁場G
x,Gy,Gzの印加時間は例えば３ミリ秒であり、印加間隔
は例えば150ミリ秒である。
これにより、静磁場発生磁気回路２の電極片24a,24b
に一定の磁化が与えられる。すると、上記静磁場均一度
の調整及び被検体１の断層像の撮像を行うときの磁極片
24a,24bの磁化は、常に、第10図に示す磁気履歴曲線上
の例えばＰ点の磁化Ｍとなり、一定の磁化を持つことに
なる。このとき印加する傾斜磁場Gx,Gy,Gzの強度は、第
１図に示す傾斜磁場電源10の最大出力によって印加しう
る強度とすることが望ましい。この場合は、上記Ｐ点は
装置がかけうる最高の磁化Ｍに近いものとなる。このよ
うにすると、磁化Ｍの変化量は少なくなり、上記磁極片
24a,24bの磁化は安定する。そして、第２図（ａ）〜
（ｃ）に示すように、各方向の傾斜磁場Gx,Gy,Gzを印加
した後に、静磁場発生磁気回路２の構造の機械的な形状
及び位置関係を調整して静磁場均一度を調整し、または
被検体１の断層像の撮像を行う。この結果、上記被検体
１の断層像の撮像を行うときの磁極片24a,24bの磁化
は、上記静磁場均一度を調整したときと常に同じ状態と
なる。従って、撮像時の静磁場均一度は、その静磁場均
一度を調整した直後の均一度と変化なく、安定化され、
歪みの少ない画像が得られる。
に一定の磁化が与えられる。すると、上記静磁場均一度
の調整及び被検体１の断層像の撮像を行うときの磁極片
24a,24bの磁化は、常に、第10図に示す磁気履歴曲線上
の例えばＰ点の磁化Ｍとなり、一定の磁化を持つことに
なる。このとき印加する傾斜磁場Gx,Gy,Gzの強度は、第
１図に示す傾斜磁場電源10の最大出力によって印加しう
る強度とすることが望ましい。この場合は、上記Ｐ点は
装置がかけうる最高の磁化Ｍに近いものとなる。このよ
うにすると、磁化Ｍの変化量は少なくなり、上記磁極片
24a,24bの磁化は安定する。そして、第２図（ａ）〜
（ｃ）に示すように、各方向の傾斜磁場Gx,Gy,Gzを印加
した後に、静磁場発生磁気回路２の構造の機械的な形状
及び位置関係を調整して静磁場均一度を調整し、または
被検体１の断層像の撮像を行う。この結果、上記被検体
１の断層像の撮像を行うときの磁極片24a,24bの磁化
は、上記静磁場均一度を調整したときと常に同じ状態と
なる。従って、撮像時の静磁場均一度は、その静磁場均
一度を調整した直後の均一度と変化なく、安定化され、
歪みの少ない画像が得られる。
第３図〜第５図は傾斜磁場の印加動作の他の実施例を
示すタイミング線図である。第３図は、各方向の傾斜磁
場Gx,Gy,Gzをプラス方向にのみ例えば５回印加する場合
を示している。また、第４図は、各方向の傾斜磁場Gx,G
y,Gzの印加時期を少しずつずらしてプラス方向にのみ例
えば５回印加する場合を示している。さらに、第５図
は、各方向の傾斜磁場Gx,Gy,Gzの強度を印加する各回ご
とに変化させて、例えば初めの２回はマイナス方向に印
加し、それに続く４回はプラス方向に印加する場合を示
している。
示すタイミング線図である。第３図は、各方向の傾斜磁
場Gx,Gy,Gzをプラス方向にのみ例えば５回印加する場合
を示している。また、第４図は、各方向の傾斜磁場Gx,G
y,Gzの印加時期を少しずつずらしてプラス方向にのみ例
えば５回印加する場合を示している。さらに、第５図
は、各方向の傾斜磁場Gx,Gy,Gzの強度を印加する各回ご
とに変化させて、例えば初めの２回はマイナス方向に印
加し、それに続く４回はプラス方向に印加する場合を示
している。
なお、第２図に示すタイミング線図においては、各方
向の傾斜磁場Gx,Gy,Gzの強度を±８ミリT/mとして説明
したが、本発明はこれに限らず、静磁場発生磁気回路２
の状況に応じて例えば±１ミリT/m〜数10ミリT/mとして
もよい。また、それぞれの傾斜磁場Gx,Gy,Gzの印加時間
は、３ミリ秒に限られず、例えば0.1ミリ秒以上１秒以
下としてもよいし、印加間隔も150ミリ秒に限られず、
例えば１ミリ秒以上数10秒以下としてもよい。
向の傾斜磁場Gx,Gy,Gzの強度を±８ミリT/mとして説明
したが、本発明はこれに限らず、静磁場発生磁気回路２
の状況に応じて例えば±１ミリT/m〜数10ミリT/mとして
もよい。また、それぞれの傾斜磁場Gx,Gy,Gzの印加時間
は、３ミリ秒に限られず、例えば0.1ミリ秒以上１秒以
下としてもよいし、印加間隔も150ミリ秒に限られず、
例えば１ミリ秒以上数10秒以下としてもよい。
本発明は以上のように構成されたので、静磁場発生手
段（２）の静磁場均一度の調整及び被検体１の断層像の
撮像の前に、上記静磁場発生手段（２）に対し傾斜磁場
発生手段（３）から一定の傾斜磁場を印加して一定磁化
を与えることにより、被検体１の断層像を撮像するとき
の静磁場発生手段（２）の磁化を、静磁場均一度を調整
したときと常に同じにすることができる。従って、静磁
場均一度を安定化でき、歪みの少ない画像を得ることが
できる。このことから、良好な診断画像を得ることがで
き、磁気共鳴イメージング装置における診断効率を向上
することができる。
段（２）の静磁場均一度の調整及び被検体１の断層像の
撮像の前に、上記静磁場発生手段（２）に対し傾斜磁場
発生手段（３）から一定の傾斜磁場を印加して一定磁化
を与えることにより、被検体１の断層像を撮像するとき
の静磁場発生手段（２）の磁化を、静磁場均一度を調整
したときと常に同じにすることができる。従って、静磁
場均一度を安定化でき、歪みの少ない画像を得ることが
できる。このことから、良好な診断画像を得ることがで
き、磁気共鳴イメージング装置における診断効率を向上
することができる。
第１図は本発明による静磁場均一度安定化方法が適用さ
れる磁気共鳴イメージング装置の全体構成を示すブロッ
ク図、第２図は本発明の方法における傾斜磁場の印加動
作を示すタイミング線図、第３図〜第５図はその傾斜磁
場の印加動作の他の実施例を示すタイミング線図、第６
図及び第７図は静磁場発生磁気回路の具体的な構造を示
す斜視図及び正面半断面図、第８図は被写体としてのフ
ァントムを示す平面図、第９図は上記のファントムを撮
像したときの正しい画像と歪んだ画像とを示す説明図、
第10図は強磁性体の磁気履歴曲線の一例を示すグラフで
ある。 １……被検体、２……静磁場発生磁気回路、３……傾斜
磁場発生系、４……送信系、５……受信系、６……信号
処理系、７……シーケンサ、８……CPU、９……傾斜磁
場コイル、10……傾斜磁場電源、21a,21b……永久磁
石、24a,24b……磁極片、Gx……Ｘ方向の傾斜磁場、Gy
……Ｙ方向の傾斜磁場、Gz……Ｚ方向の傾斜磁場。
れる磁気共鳴イメージング装置の全体構成を示すブロッ
ク図、第２図は本発明の方法における傾斜磁場の印加動
作を示すタイミング線図、第３図〜第５図はその傾斜磁
場の印加動作の他の実施例を示すタイミング線図、第６
図及び第７図は静磁場発生磁気回路の具体的な構造を示
す斜視図及び正面半断面図、第８図は被写体としてのフ
ァントムを示す平面図、第９図は上記のファントムを撮
像したときの正しい画像と歪んだ画像とを示す説明図、
第10図は強磁性体の磁気履歴曲線の一例を示すグラフで
ある。 １……被検体、２……静磁場発生磁気回路、３……傾斜
磁場発生系、４……送信系、５……受信系、６……信号
処理系、７……シーケンサ、８……CPU、９……傾斜磁
場コイル、10……傾斜磁場電源、21a,21b……永久磁
石、24a,24b……磁極片、Gx……Ｘ方向の傾斜磁場、Gy
……Ｙ方向の傾斜磁場、Gz……Ｚ方向の傾斜磁場。
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (72)発明者 佐藤 茂 千葉県柏市新十余二２番１号 株式会社 日立メディコ柏工場内 (58)調査した分野(Int.Cl.6，ＤＢ名) A61B 5/055
Claims (3)
- 【請求項１】被検体に静磁場及び傾斜磁場を与える磁場
発生手段と、上記被検体の生体組織を構成する原子の原
子核に核磁気共鳴を起こさせるために高周波信号を照射
する送信系と、上記の核磁気共鳴により放出されるエコ
ー信号を検出する受信系と、この受信系で検出したエコ
ー信号を用いて画像再構成演算を行う信号処理系とを備
えて成る磁気共鳴イメージング装置において、静磁場発
生手段の静磁場均一度の調整及び被検体の断層像の撮像
の前に、上記静磁場発生手段に対し傾斜磁場発生手段か
ら一定の傾斜磁場を印加して一定磁化を与えることを特
徴とする磁気共鳴イメージング装置の静磁場均一度安定
化方法。 - 【請求項２】上記静磁場発生手段に印加する一定の傾斜
磁場の強度は、傾斜磁場発生手段の傾斜磁場電源の最大
出力によって印加しうる強度とすることを特徴とする請
求項１記載の磁気共鳴イメージング装置の静磁場均一度
安定化方法。 - 【請求項３】上記静磁場発生手段に印加する一定の傾斜
磁場は、初めに負の強度の傾斜磁場を印加し、続いて正
の強度の傾斜磁場を印加することを特徴とする請求項１
記載の磁気共鳴イメージング装置の静磁場均一度安定化
方法。
Priority Applications (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP2028368A JP2860682B2 (ja) | 1990-02-09 | 1990-02-09 | 磁気共鳴イメージング装置の静磁場均一度安定化方法 |
| US07/650,596 US5155436A (en) | 1990-02-09 | 1991-02-05 | Method and apparatus for stabilizing uniformity of static magnetic field in magnetic resonance imaging apparatus |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP2028368A JP2860682B2 (ja) | 1990-02-09 | 1990-02-09 | 磁気共鳴イメージング装置の静磁場均一度安定化方法 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH03234238A JPH03234238A (ja) | 1991-10-18 |
| JP2860682B2 true JP2860682B2 (ja) | 1999-02-24 |
Family
ID=12246685
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP2028368A Expired - Lifetime JP2860682B2 (ja) | 1990-02-09 | 1990-02-09 | 磁気共鳴イメージング装置の静磁場均一度安定化方法 |
Country Status (2)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US5155436A (ja) |
| JP (1) | JP2860682B2 (ja) |
Families Citing this family (4)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US5412363A (en) * | 1991-12-20 | 1995-05-02 | Applied Superconetics, Inc. | Open access superconducting MRI magnet |
| GB9513544D0 (en) * | 1995-07-04 | 1995-09-06 | Marconi Gec Ltd | Magnetic resonance methods and apparatus |
| US6037775A (en) * | 1996-08-13 | 2000-03-14 | Fonar Corporation | Method and apparatus for magnetic field stabilization in a MRI system |
| US6043656A (en) * | 1998-11-23 | 2000-03-28 | General Electric Company | Method for compensating an MRI system for residual magnetization |
Family Cites Families (4)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPS60194339A (ja) * | 1984-03-15 | 1985-10-02 | Toshiba Corp | 核磁気共鳴装置 |
| DE3732660A1 (de) * | 1986-09-29 | 1988-04-07 | Toshiba Kawasaki Kk | Magnetresonanz-abbildungssystem |
| US4980641A (en) * | 1989-08-11 | 1990-12-25 | General Atomics | Method and apparatus of reducing magnetic hysteresis in MRI systems |
| US5061897A (en) * | 1990-03-23 | 1991-10-29 | Fonar Corporation | Eddy current control in magnetic resonance imaging |
-
1990
- 1990-02-09 JP JP2028368A patent/JP2860682B2/ja not_active Expired - Lifetime
-
1991
- 1991-02-05 US US07/650,596 patent/US5155436A/en not_active Expired - Lifetime
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JPH03234238A (ja) | 1991-10-18 |
| US5155436A (en) | 1992-10-13 |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| US6377048B1 (en) | Magnetic resonance imaging device for operation in external static magnetic fields | |
| JP2883980B2 (ja) | 核磁気共鳴画像化用の勾配磁界を発生する方法および装置 | |
| JP3411936B2 (ja) | Ｎｍｒ装置 | |
| KR100413904B1 (ko) | 자기 공명 촬상용 여기 방법과 원자핵 스핀 여기 장치 및 자기 공명 촬상 장치 | |
| JP2860682B2 (ja) | 磁気共鳴イメージング装置の静磁場均一度安定化方法 | |
| JPS58223048A (ja) | 磁気共鳴励起領域選択方法、および、該方法が実施し得る磁気共鳴イメージング装置 | |
| JP3399985B2 (ja) | 磁気共鳴イメージング装置 | |
| JPH01303141A (ja) | 永久磁石磁気共鳴イメージング装置 | |
| JPH0490745A (ja) | 磁気共鳴イメージング装置の静磁場不均一補正方法 | |
| JPS63109847A (ja) | 核磁気共鳴映像装置 | |
| JP3205061B2 (ja) | 磁気共鳴イメージング装置 | |
| JP3369586B2 (ja) | 磁気共鳴イメージング装置 | |
| JPH0376136B2 (ja) | ||
| JPH0467848A (ja) | 磁気共鳴イメージング装置及びその静磁場強度測定表示方法 | |
| JPH05220126A (ja) | 磁気共鳴イメージング装置 | |
| JPH0451935A (ja) | Ｍｒｉ装置 | |
| JPH0568672A (ja) | 磁気共鳴イメージング装置における傾斜磁場印加方法 | |
| JP3205079B2 (ja) | 磁気共鳴イメージング装置 | |
| JPH03188831A (ja) | 磁気共鳴イメージング装置 | |
| JPH0392137A (ja) | 核磁気共鳴イメージング装置用受信コイル | |
| JPH11216124A (ja) | 核磁気共鳴検査装置 | |
| JPH0630165Y2 (ja) | 核磁気共鳴イメージング装置用受信コイル | |
| JPS61280551A (ja) | 磁気共鳴イメ−ジング装置 | |
| JPH0399635A (ja) | 核磁気共鳴イメージング装置 | |
| JPH05123314A (ja) | 磁気共鳴イメージング装置におけるマルチスライス撮像方法 |
Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20091211 Year of fee payment: 11 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20101211 Year of fee payment: 12 |
|
| EXPY | Cancellation because of completion of term | ||
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20101211 Year of fee payment: 12 |