JPH0490745A - 磁気共鳴イメージング装置の静磁場不均一補正方法 - Google Patents
磁気共鳴イメージング装置の静磁場不均一補正方法Info
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- JPH0490745A JPH0490745A JP2206904A JP20690490A JPH0490745A JP H0490745 A JPH0490745 A JP H0490745A JP 2206904 A JP2206904 A JP 2206904A JP 20690490 A JP20690490 A JP 20690490A JP H0490745 A JPH0490745 A JP H0490745A
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- Magnetic Resonance Imaging Apparatus (AREA)
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】
〔産業上の利用分野〕
本発明は、核磁気共鳴(以下rNMRJ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不均一を補正
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不均一を補正
する方法に関する。
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Mf!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Mf!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4図及び第5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2
1a、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2]、a、2
1b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、2
4b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5
図において、符号9.9は傾斜磁場コイルを示している
。
路2の具体的な構造は、第4図及び第5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2
1a、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2]、a、2
1b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、2
4b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5
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。
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、点検時等において、第4図及び第5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。また、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
均一度が劣化することがあった。
据付け、保守、点検時等において、第4図及び第5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。また、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
均一度が劣化することがあった。
二こで、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6図にその磁気履歴曲線(ヒステリシスカ
ーブ)の−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1
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6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。
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6図にその磁気履歴曲線(ヒステリシスカ
ーブ)の−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1
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6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5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。これに対して、その静
磁場均一度を安定させるため、最近、特願平2−283
68号明細書に示されるように、静磁場発生手段の静磁
場均一度のA整及び被検体の断層像の撮像の前に、上記
静6Ji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が提案されて
いる。
、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5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。これに対して、その静
磁場均一度を安定させるため、最近、特願平2−283
68号明細書に示されるように、静磁場発生手段の静磁
場均一度のA整及び被検体の断層像の撮像の前に、上記
静6Ji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が提案されて
いる。
しかし、上記従来の磁気共鳴イメージング装置において
、断層像の撮像の直前で静磁場均一度を安定させること
はできるが、撮像のために必要な傾斜磁場印加の一連の
系列を複数回繰り返してエコー信号を計測する場合にお
けるその系列の途中で静磁場均一度が劣化することにつ
いては何ら対応していなかった。
、断層像の撮像の直前で静磁場均一度を安定させること
はできるが、撮像のために必要な傾斜磁場印加の一連の
系列を複数回繰り返してエコー信号を計測する場合にお
けるその系列の途中で静磁場均一度が劣化することにつ
いては何ら対応していなかった。
すなわち、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:Au+、て静磁
場均一度を調整し、撮像の前に一定の傾斜磁場を印加す
ることにより、その磁極片24a、24bの磁化Mは、
第6図の曲線上で例えばP点であったものが、その後の
撮像のための傾斜磁場の印加により上記P点から例えば
A点に変化し、さらに次の傾斜磁場の印加により、上記
A点から例えばB点へ変化するものであった。
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:Au+、て静磁
場均一度を調整し、撮像の前に一定の傾斜磁場を印加す
ることにより、その磁極片24a、24bの磁化Mは、
第6図の曲線上で例えばP点であったものが、その後の
撮像のための傾斜磁場の印加により上記P点から例えば
A点に変化し、さらに次の傾斜磁場の印加により、上記
A点から例えばB点へ変化するものであった。
また、傾斜磁場を印加する系列が変化すると、上記A4
から例えば0点へ変化するものであった。
から例えば0点へ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及び安定化方法では、傾斜磁場の印
加を繰り返すごとに磁化Mが変化し、静磁場均一度が変
化するものであった。このため、得られる被検体の断層
像が歪んでしまうことがあった。例えば、第7図に示す
ような格子パターンのファントム25を第5図に示す空
隙A内にセットして撮像すると、本来第8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
化した断層像工が得られるべきであるが、傾斜磁場印加
の系列を変化させると第8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。このことから、良好な診断画像が得られないこと
があり、診断効率が低下するものであった。
静磁場均一度の調整及び安定化方法では、傾斜磁場の印
加を繰り返すごとに磁化Mが変化し、静磁場均一度が変
化するものであった。このため、得られる被検体の断層
像が歪んでしまうことがあった。例えば、第7図に示す
ような格子パターンのファントム25を第5図に示す空
隙A内にセットして撮像すると、本来第8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
化した断層像工が得られるべきであるが、傾斜磁場印加
の系列を変化させると第8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。このことから、良好な診断画像が得られないこと
があり、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、静磁場不
均一を補+E L、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不均一補正方法
を提供することを目的とする。
均一を補+E L、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不均一補正方法
を提供することを目的とする。
c課麗を解決するための手段〕
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不均一補正方法は、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、上記静磁場発生手段に対し傾斜磁場
発生手段から該静磁場発生手段の静磁場不均一を補正す
るための補正用傾斜磁場を印加するものである。
ージング装置の静磁場不均一補正方法は、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、上記静磁場発生手段に対し傾斜磁場
発生手段から該静磁場発生手段の静磁場不均一を補正す
るための補正用傾斜磁場を印加するものである。
また7上記静磁場発生手段に印加する補正用傾斜磁場は
、静磁場発生手段の静磁場均一度を測定した結果により
得られる不均一度を補正しうる強度とじ2常に一定強度
の磁場を印加するものとすると効果的である6 さらに、上記静磁場発生手段に印加する補正用傾斜磁場
は、直前に印加した傾斜磁場の強度またはそれまでに印
加した傾斜磁場の履歴に応じた強度として印加するもの
としてもよい。
、静磁場発生手段の静磁場均一度を測定した結果により
得られる不均一度を補正しうる強度とじ2常に一定強度
の磁場を印加するものとすると効果的である6 さらに、上記静磁場発生手段に印加する補正用傾斜磁場
は、直前に印加した傾斜磁場の強度またはそれまでに印
加した傾斜磁場の履歴に応じた強度として印加するもの
としてもよい。
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
場不均一補正方法は、静磁場発生手段に対し傾斜磁場発
生手段から補正用傾斜磁場を印加することにより、上記
静磁場発生手段の静磁場不均一を補正することができる
。従って、静磁場発生手段の磁場の均一度を向上するこ
とができ、歪みの少ない断層像を得ることができる。
場不均一補正方法は、静磁場発生手段に対し傾斜磁場発
生手段から補正用傾斜磁場を印加することにより、上記
静磁場発生手段の静磁場不均一を補正することができる
。従って、静磁場発生手段の磁場の均一度を向上するこ
とができ、歪みの少ない断層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。
する。
第1図は本発明による静磁場不均一補正方法が適用され
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N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
斜磁場発生系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(CP U)
8とを備えて成る。
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N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
斜磁場発生系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(CP U)
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の三軸方向に巻がれ
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。
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の三軸方向に巻がれ
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基列の収集データとさ
れ、その信号が信号処理系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1
8及び磁気テープ19等の記録装置と、CRT等のデイ
スプレィ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イスプレィ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。
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基列の収集データとさ
れ、その信号が信号処理系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1
8及び磁気テープ19等の記録装置と、CRT等のデイ
スプレィ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イスプレィ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61−2
07930号の明細書に記載したものが適している。
されているが、本発明者らの提案による特願昭61−2
07930号の明細書に記載したものが適している。
ここで1本発明の#&i場不均−補正方法においては、
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に対し傾斜磁場発生系3から該静磁場
発生磁気回路2の静磁場不均一を補正するための補正用
傾斜磁場を印加するものである。すなわち、被検体1の
断層像の撮像シーケンスの傾斜磁場印加後に、その強度
をCPU8で補正して傾斜磁場発生系3により静磁場発
生磁気回路2の磁極片24a、24b(第5図参照)に
対し補正用傾斜磁場を印加するものである。
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に対し傾斜磁場発生系3から該静磁場
発生磁気回路2の静磁場不均一を補正するための補正用
傾斜磁場を印加するものである。すなわち、被検体1の
断層像の撮像シーケンスの傾斜磁場印加後に、その強度
をCPU8で補正して傾斜磁場発生系3により静磁場発
生磁気回路2の磁極片24a、24b(第5図参照)に
対し補正用傾斜磁場を印加するものである。
次に、このような静磁場不均一補正方法における補正用
傾斜磁場の印加動作について、第2図を参照して説明す
る0図において、横軸は時間、縦軸は傾斜磁場の強度を
表しており、第2 図(a )はX方向の傾斜磁場Gx
を示し、同図(b)はY方向の傾斜磁場ayを示し、同
rj!I(c)はZ方向の傾斜磁場Gzを示している。
傾斜磁場の印加動作について、第2図を参照して説明す
る0図において、横軸は時間、縦軸は傾斜磁場の強度を
表しており、第2 図(a )はX方向の傾斜磁場Gx
を示し、同図(b)はY方向の傾斜磁場ayを示し、同
rj!I(c)はZ方向の傾斜磁場Gzを示している。
まず、被検体1の断層像の撮像の際には、第2図(a)
、(b)、(c)に示すように、所定の強度の傾斜磁場
G X t G y HG zを、第1図に示す傾斜磁
場電源10により能動される傾斜磁場コイル9,9によ
って適宜の間隔で印加する。このとき、正及び負の傾斜
磁場G x y G y +Gzが印加された後、静磁
場発生磁気回路2の磁極片24a、24bのx、y、z
方向の磁化が変化し、各方向の静磁場均一度が劣化する
。次に。
、(b)、(c)に示すように、所定の強度の傾斜磁場
G X t G y HG zを、第1図に示す傾斜磁
場電源10により能動される傾斜磁場コイル9,9によ
って適宜の間隔で印加する。このとき、正及び負の傾斜
磁場G x y G y +Gzが印加された後、静磁
場発生磁気回路2の磁極片24a、24bのx、y、z
方向の磁化が変化し、各方向の静磁場均一度が劣化する
。次に。
上記断層像の撮像のための傾斜磁場G x * G y
FGZの印加の後に、第2図(a)〜(c)において
斜線を付して示すように、それぞれ補正用傾斜磁場Gx
、Gy 、Gz’ を上記傾斜磁場コイル9゜9
により印加する。この場合の補正用傾斜磁場Gx 、
Gy 、Gz’は、上記磁極片24a。
FGZの印加の後に、第2図(a)〜(c)において
斜線を付して示すように、それぞれ補正用傾斜磁場Gx
、Gy 、Gz’ を上記傾斜磁場コイル9゜9
により印加する。この場合の補正用傾斜磁場Gx 、
Gy 、Gz’は、上記磁極片24a。
24bのx、y、z方向の磁化の変化を打ち消すだけの
強度とぎ九でいる。これは、その直前に印加した各傾斜
磁場Gx、Gy、Gzの強度に比例して変化させること
により、近似的に定めることができる。これにより、撮
像シーケンスにおいてx、y、z方向の傾斜磁場G x
r G y r G”を印加する前と同様の磁化状態
に戻すことができ、静磁場発生磁気回路2の静磁場不均
一を補正することができる。
強度とぎ九でいる。これは、その直前に印加した各傾斜
磁場Gx、Gy、Gzの強度に比例して変化させること
により、近似的に定めることができる。これにより、撮
像シーケンスにおいてx、y、z方向の傾斜磁場G x
r G y r G”を印加する前と同様の磁化状態
に戻すことができ、静磁場発生磁気回路2の静磁場不均
一を補正することができる。
第3図は補正用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。この実施例は、被検体1の断層
像の撮像シーケンスの傾斜磁場印加時に、その強度をC
PU8で補正して傾斜磁場発生系3により静磁場発生磁
気回路2の磁極片24a、24bに対し補正用傾斜磁場
Gx’を印加すると共に、上記撮像シーケンスの傾斜磁
場印加後にも同様に上記CPU8で補正した強度の補正
用傾斜磁場Gx’ を印加するものである。なお、第3
図においては、X方向の傾斜磁場Gxのみについて図示
しているが、Y、X方向の傾斜磁場についても同様であ
る。この場合も、静磁場発生磁気口u2の静磁場不均一
を補正することができる。
タイミング線図である。この実施例は、被検体1の断層
像の撮像シーケンスの傾斜磁場印加時に、その強度をC
PU8で補正して傾斜磁場発生系3により静磁場発生磁
気回路2の磁極片24a、24bに対し補正用傾斜磁場
Gx’を印加すると共に、上記撮像シーケンスの傾斜磁
場印加後にも同様に上記CPU8で補正した強度の補正
用傾斜磁場Gx’ を印加するものである。なお、第3
図においては、X方向の傾斜磁場Gxのみについて図示
しているが、Y、X方向の傾斜磁場についても同様であ
る。この場合も、静磁場発生磁気口u2の静磁場不均一
を補正することができる。
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)に対し傾斜磁場発生手段(3)から補正用傾斜磁
場を印加することにより、上記静磁場発生手段(2)の
静磁場不均一を補正することができる。従って、静磁場
発生手段(2)の磁場の均一度を向上することができ、
歪みの少ない断層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。
(2)に対し傾斜磁場発生手段(3)から補正用傾斜磁
場を印加することにより、上記静磁場発生手段(2)の
静磁場不均一を補正することができる。従って、静磁場
発生手段(2)の磁場の均一度を向上することができ、
歪みの少ない断層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不均一補正方法が適用され
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補正用傾斜磁場の印
加動作を示すタイミング線図、第3図はその補正用傾斜
磁場の印加動作の他の実施例を示すタイミング線図、第
4図及び第5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6図は強磁性体の磁気
履歴曲線の一例を示すグラフ、第7図は被写体としての
ファントムを示す平面図、第8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
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、a
y・・Y方向の傾斜磁場、 Gz・・・X方向の傾斜磁
場、 Gx’・・・X方向の補正用傾斜磁場、 Gy
′・・・Y方向の補正用傾斜磁場、 G z ’ ・
・・2方向の補正用傾斜磁場。 第6図
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補正用傾斜磁場の印
加動作を示すタイミング線図、第3図はその補正用傾斜
磁場の印加動作の他の実施例を示すタイミング線図、第
4図及び第5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6図は強磁性体の磁気
履歴曲線の一例を示すグラフ、第7図は被写体としての
ファントムを示す平面図、第8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
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、a
y・・Y方向の傾斜磁場、 Gz・・・X方向の傾斜磁
場、 Gx’・・・X方向の補正用傾斜磁場、 Gy
′・・・Y方向の補正用傾斜磁場、 G z ’ ・
・・2方向の補正用傾斜磁場。 第6図
Claims (3)
- (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、上記静磁場発生
手段に対し傾斜磁場発生手段から該静磁場発生手段の静
磁場不均一を補正するための補正用傾斜磁場を印加する
ことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置の静磁場不
均一補正方法。 - (2)上記静磁場発生手段に印加する補正用傾斜磁場は
、静磁場発生手段の静磁場均一度を測定した結果により
得られる不均一度を補正しうる強度とし、常に一定強度
の磁場を印加するものであ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不均一補正方
法。 - (3)上記静磁場発生手段に印加する補正用傾斜磁場は
、直前に印加した傾斜磁場の強度またはそれまでに印加
した傾斜磁場の履歴に応じた強度として印加するもので
あることを特徴とする請求項1記載の磁気共鳴イメージ
ング装置の静磁場不均一補正方法。
Priority Applications (1)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
JP2206904A JPH0490745A (ja) | 1990-08-06 | 1990-08-06 | 磁気共鳴イメージング装置の静磁場不均一補正方法 |
Applications Claiming Priority (1)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
JP2206904A JPH0490745A (ja) | 1990-08-06 | 1990-08-06 | 磁気共鳴イメージング装置の静磁場不均一補正方法 |
Publications (1)
Publication Number | Publication Date |
---|---|
JPH0490745A true JPH0490745A (ja) | 1992-03-24 |
Family
ID=16530994
Family Applications (1)
Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
---|---|---|---|
JP2206904A Pending JPH0490745A (ja) | 1990-08-06 | 1990-08-06 | 磁気共鳴イメージング装置の静磁場不均一補正方法 |
Country Status (1)
Country | Link |
---|---|
JP (1) | JPH0490745A (ja) |
Cited By (1)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
JPH10248822A (ja) * | 1997-03-10 | 1998-09-22 | Hitachi Medical Corp | 磁気共鳴測定装置及びその方法 |
-
1990
- 1990-08-06 JP JP2206904A patent/JPH0490745A/ja active Pending
Cited By (1)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
JPH10248822A (ja) * | 1997-03-10 | 1998-09-22 | Hitachi Medical Corp | 磁気共鳴測定装置及びその方法 |
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