JPH04117943A - 磁気共鳴影像装置 - Google Patents
磁気共鳴影像装置Info
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- JPH04117943A JPH04117943A JP2401377A JP40137790A JPH04117943A JP H04117943 A JPH04117943 A JP H04117943A JP 2401377 A JP2401377 A JP 2401377A JP 40137790 A JP40137790 A JP 40137790A JP H04117943 A JPH04117943 A JP H04117943A
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- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- G01R—MEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
- G01R33/00—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables
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- G01R33/3875—Compensation of inhomogeneities using correction coil assemblies, e.g. active shimming
-
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- G01R33/56—Image enhancement or correction, e.g. subtraction or averaging techniques, e.g. improvement of signal-to-noise ratio and resolution
- G01R33/565—Correction of image distortions, e.g. due to magnetic field inhomogeneities
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- G01R33/56563—Correction of image distortions, e.g. due to magnetic field inhomogeneities caused by a distortion of the main magnetic field B0, e.g. temporal variation of the magnitude or spatial inhomogeneity of B0
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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
［０００１］
［産業上の利用分野］
本発明は安定磁界を発生する磁石と、勾配磁界を発生す
る勾配コイル系と、局部的磁界収差により生じた撮像ア
ーティファクトを補正する手段とからなる磁気共鳴信号
を発生し検出する磁気共鳴影像装置に係る。 ［０００２］
る勾配コイル系と、局部的磁界収差により生じた撮像ア
ーティファクトを補正する手段とからなる磁気共鳴信号
を発生し検出する磁気共鳴影像装置に係る。 ［０００２］
この種の磁気共鳴影像装置は米国特許第４．５９１．７
８９号で知られている。それに開示されている装置では
、ここで磁界収差が測定され、それを基に以下磁界位置
という対象点の局部磁界で決定される位置は幾何学的に
適切な位置にシフトされる。従って、検査空間内の勾配
磁界の厳密に幾何学的単調な収差に対し補正がなされう
る。勾配磁界の不均一性、例えば意図的でなく同じ磁界
強度がいくつかの幾何学的位置に生じるような均一性に
対し、この方法での補正は不可能である。 ［０００３］ これは、対象のいくつかの領域が局部的に等しい磁界強
度による単一影像領域で影像化されるからである。アー
ティファクトと言われる影像欠陥は、例えば検査きるべ
き容積外に位置する対象のサブ領域からの共鳴信号が検
査きるべき容積内に位置する対象領域と同じ磁界位置に
より影像に寄与することにより生じる。 後者の現象は、検査さるべき対象に関して比較的小さい
横方向の寸法を有する磁石系からなる装置で顕著に起こ
り、これにより周辺対象領域及びコイル系の電流巻線間
の距離が比較的に小さくなる。同様な誤差は磁石の軸方
向端部近くの主磁界の磁界強度収差により起こる。その
領域に印加された勾配磁界は例えば局部的に補償され、
これにより位置決定が失われる。これらのアーティファ
クトは比較的小さい軸方向寸法を有する磁石系で顕著に
生じる。 ［０００４］ 一部のこのアーティファクトの発生は、測定きるべき対
象、例えば検査さるべき患者に関して大きい横方向の寸
法及び長い長さを有する磁石系を磁気共鳴影像装置に設
けることにより防止されうる。特に、大きな寸法は必要
とされる電力の為非常に魅力的ではなく、超伝導主磁石
が用いられる時、勾配磁界を印加する電力は特に重要で
ある。長い磁石は装置を高価にし、患者に都合が悪い。 ［０００５］
８９号で知られている。それに開示されている装置では
、ここで磁界収差が測定され、それを基に以下磁界位置
という対象点の局部磁界で決定される位置は幾何学的に
適切な位置にシフトされる。従って、検査空間内の勾配
磁界の厳密に幾何学的単調な収差に対し補正がなされう
る。勾配磁界の不均一性、例えば意図的でなく同じ磁界
強度がいくつかの幾何学的位置に生じるような均一性に
対し、この方法での補正は不可能である。 ［０００３］ これは、対象のいくつかの領域が局部的に等しい磁界強
度による単一影像領域で影像化されるからである。アー
ティファクトと言われる影像欠陥は、例えば検査きるべ
き容積外に位置する対象のサブ領域からの共鳴信号が検
査きるべき容積内に位置する対象領域と同じ磁界位置に
より影像に寄与することにより生じる。 後者の現象は、検査さるべき対象に関して比較的小さい
横方向の寸法を有する磁石系からなる装置で顕著に起こ
り、これにより周辺対象領域及びコイル系の電流巻線間
の距離が比較的に小さくなる。同様な誤差は磁石の軸方
向端部近くの主磁界の磁界強度収差により起こる。その
領域に印加された勾配磁界は例えば局部的に補償され、
これにより位置決定が失われる。これらのアーティファ
クトは比較的小さい軸方向寸法を有する磁石系で顕著に
生じる。 ［０００４］ 一部のこのアーティファクトの発生は、測定きるべき対
象、例えば検査さるべき患者に関して大きい横方向の寸
法及び長い長さを有する磁石系を磁気共鳴影像装置に設
けることにより防止されうる。特に、大きな寸法は必要
とされる電力の為非常に魅力的ではなく、超伝導主磁石
が用いられる時、勾配磁界を印加する電力は特に重要で
ある。長い磁石は装置を高価にし、患者に都合が悪い。 ［０００５］
本発明の目的は上記の欠点を緩和することであり、これ
を達成するため、本発明による種類の磁気共鳴影像装置
は、磁石系が磁石系の比較的強い近距離電流コンダクタ
であり、そこから大きな距離でわずかに無視出来る程に
弱く半径方向に測定される磁界を発生する高次多極シス
テムを含むことを特徴とする。 ［０００６］ 比較的強い磁界が本発明になる磁気共鳴影像装置の多極
システムにより局部的に発生されうるので、その領域に
集められた共鳴信号の周波数は測定さるべき周波数範囲
を越えて上げられがちである。 ［０００７］
を達成するため、本発明による種類の磁気共鳴影像装置
は、磁石系が磁石系の比較的強い近距離電流コンダクタ
であり、そこから大きな距離でわずかに無視出来る程に
弱く半径方向に測定される磁界を発生する高次多極シス
テムを含むことを特徴とする。 ［０００６］ 比較的強い磁界が本発明になる磁気共鳴影像装置の多極
システムにより局部的に発生されうるので、その領域に
集められた共鳴信号の周波数は測定さるべき周波数範囲
を越えて上げられがちである。 ［０００７］
望ましい実施例では、多極システムは丸い円筒形磁石系
の実質的に円形の路に沿って延在する電流コンダクタよ
りなる。電流コンダクタの空間は所望の磁界強度影響に
適合される。多極システムの電流コンダクタは特に交互
に反対方向に巻回される。所望の実施例では、電流コン
ダクタは実質的に患者の楕円形に適合され、例えば略３
０°から４５°の２つの直径方向上に位置した円弧角に
亘ってのみ延在する。 ［０００８］ 別な実施例では、多極システムは励起中に選択的に活性
可能であり、これにより共鳴信号は干渉磁界の領域では
発生しない。スピン−エコー測定技術の場合には、多極
システムは９０’及び１８０’ｒｆパルス間の準備位相
中特に活性可能であり、システムは次の１８０ｒｆ再集
束パルスの後活性化されない。選択的活性化は異なる極
性及び／又は振幅を有する活性化として実行されること
もある。 多極システムは９０°及び１８０° ｒｆパルス間の準
備位相中に特に活性化されシステムは１８０°パルスの
後活性化されない。 ［０００９］
の実質的に円形の路に沿って延在する電流コンダクタよ
りなる。電流コンダクタの空間は所望の磁界強度影響に
適合される。多極システムの電流コンダクタは特に交互
に反対方向に巻回される。所望の実施例では、電流コン
ダクタは実質的に患者の楕円形に適合され、例えば略３
０°から４５°の２つの直径方向上に位置した円弧角に
亘ってのみ延在する。 ［０００８］ 別な実施例では、多極システムは励起中に選択的に活性
可能であり、これにより共鳴信号は干渉磁界の領域では
発生しない。スピン−エコー測定技術の場合には、多極
システムは９０’及び１８０’ｒｆパルス間の準備位相
中特に活性可能であり、システムは次の１８０ｒｆ再集
束パルスの後活性化されない。選択的活性化は異なる極
性及び／又は振幅を有する活性化として実行されること
もある。 多極システムは９０°及び１８０° ｒｆパルス間の準
備位相中に特に活性化されシステムは１８０°パルスの
後活性化されない。 ［０００９］
以下図面と共に本発明による実施例を説明する。
［００１０］
図１に示すような磁気共鳴影像装置は安定磁界を発生す
る磁石系２と、勾配磁界を発生する磁石系４と、磁石系
３用電源８とからなる。ｒｆ磁石コイル１０は例えば米
国特許第４． ’／３’ｌ、 ７１８号に記載されてい
るようなｒｆ交番電磁界を発生するのに用いられ、ｒｆ
発生源１２に接続される。検査きるべき対象に加えられ
たｒｆ磁界により誘起された磁気共鳴信号の検出の為、
ここで信号増幅器１４に接続されるコイル１０も使用さ
れる。検出の為、別なｒｆコイル系、例えば、１つ又は
それ以上の面コイルからなる系が代わりに使用されうる
。信号増幅器１４は中央制御装置１８に接続される位相
感知整流器１６に接続される。中央制御装置１８は又ｒ
ｆ発生源１２用変調器２０と、勾配コイル用電源８と、
例えば影像デイスプレー用モニター２２とを制御する。 ｒｆ発振器２４は測定信号を処理する位相感知整流器１
６と同様変調器２０を制御する。冷却の為、冷却用ダク
ト２７からなる冷却装置２６が設けられる。この種の冷
却装置は抵抗コイル用水冷システム又は冷却式超伝導コ
イル用液体ヘリウム及び窒素又は窒素のみを含むデユー
アシステムとして構成されてよい。磁石系２及び４内に
配置されるｒｆヨコイル１０力飄医学的 る測定空間２８を囲う。影像さるべきスライスの位置選
択用安定磁界、勾配磁界及び空間的に均一なｒｆ交番磁
界は測定空間２８によって発生されうる。 ［００１１］ 勾配磁石系４は従来の方法で半径方向対称面３０に対し
て対称的に配置され、該面は測定空間を２つの部分に対
称的に分割し、点Ｚ＝Ｏを通って磁石系のＺ軸３１に横
方向に向けられる。安定磁石系で発生された安定磁界は
本例でＺ軸に沿って向けられる。磁気共鳴影像装置にお
ける勾配磁石系は慣習的に各座標方向用コイル系からな
り、該コイル系の活性化は対象の画素状影像が形成され
うるよう各該方向に勾配磁界を発生する。 ［００１２］ 本発明による多極システム３２は中央制御装置により制
御される電源３４に接続される。対称的磁石系に対し、
多極は通常対称的構造も有する。次に多極は４つの四分
円からなってもよい。 ［００１３］ 図２は円形路４１に沿って延在する電流コンダクタ４０
からなる多極システム用四分円を示し、図２（Ａ）では
、電流コンダクタは１８０°の円弧角に亘って実質的に
延在し、図２（Ｂ）では、電流コンダクタはこの場合３
０’の７Ｊ＞かい円弧に亘ってのみ延在する。相互に軸
方向に延在する接続４２を用いて、図２ （Ｂ）は交番
極の巻線からなるシステムが如何に容易に実現されるか
を示す。図２（Ａ）に示されるような多極は、金属箔、
明らかに勾配コイル用コイルフォーマ内に埋設されるよ
うに所望の形状に曲げられうるプリント回路基板部材を
用いて簡単に実現されうる。次に電流コンダクタの方位
中央を通る面３６は患者用テーブルの支持面に平行に延
在し、面３７及び３９は例えば略３０°から４５°の角
度を囲う。 ［００１４］ 図３は、この場合にフォーマに収容された円形電流巻回
として示される勾配コイル系５２用フオーマ５０内に埋
設される多極システムを示す。多極システムの電流巻線
４２０が示され、該巻線は勾配コイル系の電流巻回と実
質的に反対に位置する。巻線４２０間で反対方向に巻回
され、フォーマの壁から大きい距離用巻線４２０により
発生された磁界を補償するのに役立つ巻線４２１が設け
られる。 巻線４２０及び４２１は共に図２に示すような巻線４２
を構成する。
る磁石系２と、勾配磁界を発生する磁石系４と、磁石系
３用電源８とからなる。ｒｆ磁石コイル１０は例えば米
国特許第４． ’／３’ｌ、 ７１８号に記載されてい
るようなｒｆ交番電磁界を発生するのに用いられ、ｒｆ
発生源１２に接続される。検査きるべき対象に加えられ
たｒｆ磁界により誘起された磁気共鳴信号の検出の為、
ここで信号増幅器１４に接続されるコイル１０も使用さ
れる。検出の為、別なｒｆコイル系、例えば、１つ又は
それ以上の面コイルからなる系が代わりに使用されうる
。信号増幅器１４は中央制御装置１８に接続される位相
感知整流器１６に接続される。中央制御装置１８は又ｒ
ｆ発生源１２用変調器２０と、勾配コイル用電源８と、
例えば影像デイスプレー用モニター２２とを制御する。 ｒｆ発振器２４は測定信号を処理する位相感知整流器１
６と同様変調器２０を制御する。冷却の為、冷却用ダク
ト２７からなる冷却装置２６が設けられる。この種の冷
却装置は抵抗コイル用水冷システム又は冷却式超伝導コ
イル用液体ヘリウム及び窒素又は窒素のみを含むデユー
アシステムとして構成されてよい。磁石系２及び４内に
配置されるｒｆヨコイル１０力飄医学的 る測定空間２８を囲う。影像さるべきスライスの位置選
択用安定磁界、勾配磁界及び空間的に均一なｒｆ交番磁
界は測定空間２８によって発生されうる。 ［００１１］ 勾配磁石系４は従来の方法で半径方向対称面３０に対し
て対称的に配置され、該面は測定空間を２つの部分に対
称的に分割し、点Ｚ＝Ｏを通って磁石系のＺ軸３１に横
方向に向けられる。安定磁石系で発生された安定磁界は
本例でＺ軸に沿って向けられる。磁気共鳴影像装置にお
ける勾配磁石系は慣習的に各座標方向用コイル系からな
り、該コイル系の活性化は対象の画素状影像が形成され
うるよう各該方向に勾配磁界を発生する。 ［００１２］ 本発明による多極システム３２は中央制御装置により制
御される電源３４に接続される。対称的磁石系に対し、
多極は通常対称的構造も有する。次に多極は４つの四分
円からなってもよい。 ［００１３］ 図２は円形路４１に沿って延在する電流コンダクタ４０
からなる多極システム用四分円を示し、図２（Ａ）では
、電流コンダクタは１８０°の円弧角に亘って実質的に
延在し、図２（Ｂ）では、電流コンダクタはこの場合３
０’の７Ｊ＞かい円弧に亘ってのみ延在する。相互に軸
方向に延在する接続４２を用いて、図２ （Ｂ）は交番
極の巻線からなるシステムが如何に容易に実現されるか
を示す。図２（Ａ）に示されるような多極は、金属箔、
明らかに勾配コイル用コイルフォーマ内に埋設されるよ
うに所望の形状に曲げられうるプリント回路基板部材を
用いて簡単に実現されうる。次に電流コンダクタの方位
中央を通る面３６は患者用テーブルの支持面に平行に延
在し、面３７及び３９は例えば略３０°から４５°の角
度を囲う。 ［００１４］ 図３は、この場合にフォーマに収容された円形電流巻回
として示される勾配コイル系５２用フオーマ５０内に埋
設される多極システムを示す。多極システムの電流巻線
４２０が示され、該巻線は勾配コイル系の電流巻回と実
質的に反対に位置する。巻線４２０間で反対方向に巻回
され、フォーマの壁から大きい距離用巻線４２０により
発生された磁界を補償するのに役立つ巻線４２１が設け
られる。 巻線４２０及び４２１は共に図２に示すような巻線４２
を構成する。
【図１】
本発明による磁気共鳴影像装置を示す図である。
【図２】
適切な多極システムを示す図である。
【図３１
概略的に適切なコイル系を示す図である。
【符号の説明】
２．３．４ 磁石系
８．３４ 電源
１０ ｒｆ磁石コイル
１２ ｒｆ発生源
１４ 信号増幅器
１６ 位相感知整流器
１８ 中央制御装置
２０ 変調器
２２ モニター
２４ ｒｆ発振器
２６ 冷却装置
２７ 冷却ダクト
２８ 測定空間
３０ 半径方向対称面
３１ Ｚ軸
３２ 多極システム
３６、３７．３９面
４０ 電流コンダクタ
４１ 円形路
４２ 接続
５０ フォーマ
５２ 勾配コイル系
４２０．４２１ 巻線
図面
【図１】
【図２】
【図３】
Claims (10)
- 【請求項１】 安定磁界を発生する磁石と、勾配磁界を
発生する勾配コイル系と、勾配的磁界収差により生じた
影像アーティファクトを補正する手段とからなる、磁気
共鳴信号を発生し検出する磁気共鳴影像装置であって、
磁石系は磁石系の比較的強い近距離電流コンダクタであ
り、そこから大きな距離で実質的に無視出来る程に弱く
半径方向に測定される磁界を発生する高次多極システム
を含むことを特徴とする磁気共鳴影像装置。 - 【請求項２】 多極システムは所望の磁界強度影響に適
合される空間をもって、丸い円筒形磁石系での実質的に
円形路に沿って延在する電流コンダクタからなることを
特徴とする請求項１の磁気共鳴影像装置。 - 【請求項３】 多極システムの電流コンダクタは交互に
反対方向に巻回されることを特徴とする請求項２の磁気
共鳴影像装置。 - 【請求項４】 多極システムの電流コンダクタは略３０
゜から４５゜の２つの直径方向上に位置した円弧角に亘
って延在することを特徴とする請求項１，２及び３のう
ちのいずれか一項の磁気共鳴影像装置。 - 【請求項５】 多極システムの電流巻線は勾配コイルの
磁界分布に適合される距離互いに離間して位置すること
を特徴とする請求項１乃至４のうちいずれか一項の磁気
共鳴影像装置。 - 【請求項６】 装置の制御装置は、ｒｆ励起と同期して
多極システムの活性化に適していることを特徴とする請
求項１乃至５のうちいずれか一項の磁気共鳴影像装置。 - 【請求項７】 制御装置はｒｆ励起パルス中多極システ
ムの活性化に適していることを特徴とする請求項６の磁
気共鳴影像装置。 - 【請求項８】 制御装置はスピン−エコー測定技術に適
しており、９０゜励起パルス中にもっぱら又は次の１８
０゜再集束パルス中にもっぱら多極システムを活性化す
るために適していることを特徴とする請求項６又は７の
磁気共鳴影像装置。 - 【請求項９】 制御装置は９０°ｒｆ励起パルス及び１
８０°ｒｆ励起パルス間の準備位相中多極システムを活
性化し及び１８０゜パルスの後システムの非活性化に適
していることを特徴とする請求項６又は７の磁気共鳴影
像装置。 - 【請求項１０】 制御装置は異なる電流強度及び電流方
向を有する多極システムを活性化するのに適しているこ
とを特徴とする請求項６，７，８又は９のいずれか一項
の磁気共鳴影像装置。
Applications Claiming Priority (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| NL8903066A NL8903066A (nl) | 1989-12-14 | 1989-12-14 | Magnetisch resonantie apparaat met beeldfout reductie. |
| NL8903066 | 1989-12-14 |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH04117943A true JPH04117943A (ja) | 1992-04-17 |
Family
ID=19855780
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP2401377A Pending JPH04117943A (ja) | 1989-12-14 | 1990-12-11 | 磁気共鳴影像装置 |
Country Status (6)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US5185575A (ja) |
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