JPH0866380A - 磁気共鳴イメージング装置 - Google Patents
磁気共鳴イメージング装置Info
- Publication number
- JPH0866380A JPH0866380A JP6204739A JP20473994A JPH0866380A JP H0866380 A JPH0866380 A JP H0866380A JP 6204739 A JP6204739 A JP 6204739A JP 20473994 A JP20473994 A JP 20473994A JP H0866380 A JPH0866380 A JP H0866380A
- Authority
- JP
- Japan
- Prior art keywords
- coil
- magnetic field
- shim
- superconducting
- asg
- 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.)
- Pending
Links
Landscapes
- Magnetic Resonance Imaging Apparatus (AREA)
Abstract
(57)【要約】
【目的】 常電導シムコイル８とＲＦコイル９がカップ
リングすることなく、鮮明な画像が得られ、必要な超高
速イメージングに対応できる高均一磁場を有し、必要な
画像診断空間を確保するため、超電導マグネット５を大
型化することなくコンパクトな磁気共鳴イメージング装
置を提供する。 【構成】 被検体より発せられるＮＭＲ信号をＲＦ受信
コイル９を介して入力し、磁場均一度補正を行うための
シムコイル電流指示値を出力する中央制御装置12と、こ
の電流指示値を入力しＡＳＧコイル７に対しては、オフ
セット値として、その電流値を各シムコイルに出力する
ＡＳＧコイルを電源10と超電導シムコイル電源13と、Ａ
ＳＧコイル７と超電導シムコイル２よりなるオートシム
コイルを備えた構成とする。
リングすることなく、鮮明な画像が得られ、必要な超高
速イメージングに対応できる高均一磁場を有し、必要な
画像診断空間を確保するため、超電導マグネット５を大
型化することなくコンパクトな磁気共鳴イメージング装
置を提供する。 【構成】 被検体より発せられるＮＭＲ信号をＲＦ受信
コイル９を介して入力し、磁場均一度補正を行うための
シムコイル電流指示値を出力する中央制御装置12と、こ
の電流指示値を入力しＡＳＧコイル７に対しては、オフ
セット値として、その電流値を各シムコイルに出力する
ＡＳＧコイルを電源10と超電導シムコイル電源13と、Ａ
ＳＧコイル７と超電導シムコイル２よりなるオートシム
コイルを備えた構成とする。
Description
【０００１】
【産業上の利用分野】本発明は、磁気共鳴現象を利用し
て生体である被検体の特定な原子核の密度分布、或い
は、緩和時間分布、スペクトロスコピーを、前記被検体
の外部から無侵襲に測定して断層像情報を得る磁気共鳴
イメージング装置に関する。
て生体である被検体の特定な原子核の密度分布、或い
は、緩和時間分布、スペクトロスコピーを、前記被検体
の外部から無侵襲に測定して断層像情報を得る磁気共鳴
イメージング装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】図３に従来の磁気共鳴イメージング装置
を示す。磁気共鳴イメージング装置は、強く、且つ均一
な磁場を必要とすることから、超電導マグネット５を用
いることが多い。以下に磁気共鳴イメージング装置の構
造を簡単に説明する。超電導コイル１と超電導シムコイ
ル２は液体ヘリウムで満たされて液体ヘリウム容器３に
収納され、４Ｋの極低温状態に保たれている。この液体
ヘリウム容器の外周と真空容器４との間には、熱遮蔽、
断熱のために冷凍機で必要温度に冷却された輻射熱シー
ルド板、スーパーインシュレーションが充填されてい
る。このような構造の超電導マグネット５の常温ボアー
６内には、被検体を取り囲むように、画像処理のための
パルス磁場を発生させるＡＳＧコイル７と、磁場の均一
度を補正するための常電導シムコイル８が設けられてい
る。この常電導シムコイル８は、人体等の被検体が磁気
共鳴イメージング装置内に入った場合に変動する 0.5〜
１ppmレベルの磁場不均一性を補正するオートシムコイ
ルの機能も兼用している。そして、最内側に画像処理の
ためのＲＦパルスを送受信するＲＦコイル９が設置され
ている。ＡＳＧコイル７は、Ｘ軸方向の傾斜磁場を与え
るＸコイル、Ｙ軸方向のＹコイル、Ｚ軸方向のＺコイル
より構成され、ＡＳＧコイル電源10に接続されている。
常電導シムコイル８は常電導シムコイル電源11に接続さ
れ、この常電導シムコイル電源11は、磁場均一度補正プ
ログラムが内蔵されている中央制御装置12に接続され、
中央制御装置12はＲＦコイル９の受信コイルに接続され
ている。
を示す。磁気共鳴イメージング装置は、強く、且つ均一
な磁場を必要とすることから、超電導マグネット５を用
いることが多い。以下に磁気共鳴イメージング装置の構
造を簡単に説明する。超電導コイル１と超電導シムコイ
ル２は液体ヘリウムで満たされて液体ヘリウム容器３に
収納され、４Ｋの極低温状態に保たれている。この液体
ヘリウム容器の外周と真空容器４との間には、熱遮蔽、
断熱のために冷凍機で必要温度に冷却された輻射熱シー
ルド板、スーパーインシュレーションが充填されてい
る。このような構造の超電導マグネット５の常温ボアー
６内には、被検体を取り囲むように、画像処理のための
パルス磁場を発生させるＡＳＧコイル７と、磁場の均一
度を補正するための常電導シムコイル８が設けられてい
る。この常電導シムコイル８は、人体等の被検体が磁気
共鳴イメージング装置内に入った場合に変動する 0.5〜
１ppmレベルの磁場不均一性を補正するオートシムコイ
ルの機能も兼用している。そして、最内側に画像処理の
ためのＲＦパルスを送受信するＲＦコイル９が設置され
ている。ＡＳＧコイル７は、Ｘ軸方向の傾斜磁場を与え
るＸコイル、Ｙ軸方向のＹコイル、Ｚ軸方向のＺコイル
より構成され、ＡＳＧコイル電源10に接続されている。
常電導シムコイル８は常電導シムコイル電源11に接続さ
れ、この常電導シムコイル電源11は、磁場均一度補正プ
ログラムが内蔵されている中央制御装置12に接続され、
中央制御装置12はＲＦコイル９の受信コイルに接続され
ている。
【０００３】次に、上記のように構成されて従来の磁気
共鳴イメージング装置の動作を説明する。超電導コイル
１によって生成された磁場の均一度を超電導シムコイル
２にて補正し、撮影領域における磁場均一度を数ppm レ
ベルまでもっていく。この調整、補正が完了した時点
で、超電導コイル１及び超電導シムコイル２を永久電流
モードにする。磁気共鳴イメージングには、種々の画像
処理方法があるが、その中でも、超高速イメージングと
呼ばれている、数10msecという短時間で断層画像を作る
画像処理を行う場合は、撮影領域において、 0.5〜１pp
m レベルという高均一度の磁界が必要とされる。この高
均一度を実現させるために、超電導シムコイル２で補正
された磁場を更に常電導シムコイル８にて微調整して、
撮影領域において、 0.5〜１ppm の均一度を達成させ
る。
共鳴イメージング装置の動作を説明する。超電導コイル
１によって生成された磁場の均一度を超電導シムコイル
２にて補正し、撮影領域における磁場均一度を数ppm レ
ベルまでもっていく。この調整、補正が完了した時点
で、超電導コイル１及び超電導シムコイル２を永久電流
モードにする。磁気共鳴イメージングには、種々の画像
処理方法があるが、その中でも、超高速イメージングと
呼ばれている、数10msecという短時間で断層画像を作る
画像処理を行う場合は、撮影領域において、 0.5〜１pp
m レベルという高均一度の磁界が必要とされる。この高
均一度を実現させるために、超電導シムコイル２で補正
された磁場を更に常電導シムコイル８にて微調整して、
撮影領域において、 0.5〜１ppm の均一度を達成させ
る。
【０００４】磁気共鳴イメージング装置に人体等の被検
体が入ると、被検体の持つ微弱な磁性により、磁界の均
一度が乱される。これは、 0.5〜１ppm のレベルであ
る。これを常電導シムコイル８すなわちオートシムコイ
ルを用いて次の手順で補正する。
体が入ると、被検体の持つ微弱な磁性により、磁界の均
一度が乱される。これは、 0.5〜１ppm のレベルであ
る。これを常電導シムコイル８すなわちオートシムコイ
ルを用いて次の手順で補正する。
【０００５】被検体にＲＦコイル９の送信コイルよりＲ
Ｆパルスを当てると、被検体よりＮＭＲ信号が発せられ
るので、これをＲＦコイル９の受信コイルで検出し、そ
の信号を中央制御装置12へ送る。中央制御装置12に内蔵
された磁場均一度補正プログラムより常電導シムコイル
８の各コイルに流すべき電流値が算出され、その値が常
電導シムコイル電源11に入力され、常電導シムコイル
８、すなわち、オートシムコイルが励磁され、被検体に
より乱された微小な不均一度が補正され、被検体が存在
する状況下で撮影領域において所望の 0.5〜１ppm の均
一度が達成される。その後、ＡＳＧコイル電源10により
ＡＳＧコイル７を励磁し、同時にＲＦコイル９を励磁し
て画像処理を行う。
Ｆパルスを当てると、被検体よりＮＭＲ信号が発せられ
るので、これをＲＦコイル９の受信コイルで検出し、そ
の信号を中央制御装置12へ送る。中央制御装置12に内蔵
された磁場均一度補正プログラムより常電導シムコイル
８の各コイルに流すべき電流値が算出され、その値が常
電導シムコイル電源11に入力され、常電導シムコイル
８、すなわち、オートシムコイルが励磁され、被検体に
より乱された微小な不均一度が補正され、被検体が存在
する状況下で撮影領域において所望の 0.5〜１ppm の均
一度が達成される。その後、ＡＳＧコイル電源10により
ＡＳＧコイル７を励磁し、同時にＲＦコイル９を励磁し
て画像処理を行う。
【０００６】
【発明が解決しようとする課題】ところが、以上のよう
な構成の磁気共鳴イメージング装置では、ＲＦコイル９
を励磁すると、常電導シムコイル８、及び永久電流モー
ドで運転されている超電導シムコイル２とがカップリン
グを起し、ＲＦコイル９からの送受信信号が乱され、画
像の歪みが生じる。
な構成の磁気共鳴イメージング装置では、ＲＦコイル９
を励磁すると、常電導シムコイル８、及び永久電流モー
ドで運転されている超電導シムコイル２とがカップリン
グを起し、ＲＦコイル９からの送受信信号が乱され、画
像の歪みが生じる。
【０００７】また、超電導マグネット５の常温ボアー６
内にＡＳＧコイル７、常電導シムコイル８、ＲＦコイル
９と３種類のコイル系を設置することになる。患者等の
被検体の撮影領域は、通常40〜50cmは必要とされてお
り、常温ボアー６内に３種類のコイル系を設置するとな
れば、必然的に常温ボアー６内は狭くなり、画像撮影と
して必要な領域を確保することが出来なくなる。一方、
必要な画像撮影空間を確保するとなれば、従来より径の
大きな常温ボアー６が必要となり、超電導マグネット５
が大型化してしまう。実際の臨床現場では、より広い画
像撮影領域が望まれ、また、狭い病室にでも無理なく設
置可能であるような、よりコンパクトな磁気共鳴イメー
ジング装置が望まれている。
内にＡＳＧコイル７、常電導シムコイル８、ＲＦコイル
９と３種類のコイル系を設置することになる。患者等の
被検体の撮影領域は、通常40〜50cmは必要とされてお
り、常温ボアー６内に３種類のコイル系を設置するとな
れば、必然的に常温ボアー６内は狭くなり、画像撮影と
して必要な領域を確保することが出来なくなる。一方、
必要な画像撮影空間を確保するとなれば、従来より径の
大きな常温ボアー６が必要となり、超電導マグネット５
が大型化してしまう。実際の臨床現場では、より広い画
像撮影領域が望まれ、また、狭い病室にでも無理なく設
置可能であるような、よりコンパクトな磁気共鳴イメー
ジング装置が望まれている。
【０００８】そこで、本発明は、常電導シムコイル８と
ＲＦコイル９がカップリングすることなく、鮮明な画像
が得られ、超高速イメージングに対応出来る高均一磁場
を有し、且つ、必要な画像撮影空間を確保するため、超
電導マグネット５を大型化することなく、コンパクトな
磁気共鳴イメージング装置を提供することを目的として
いる。
ＲＦコイル９がカップリングすることなく、鮮明な画像
が得られ、超高速イメージングに対応出来る高均一磁場
を有し、且つ、必要な画像撮影空間を確保するため、超
電導マグネット５を大型化することなく、コンパクトな
磁気共鳴イメージング装置を提供することを目的として
いる。
【０００９】
【課題を解決するための手段】本発明による超電導マグ
ネット５は、上記の目的を達成するために、被検体より
発せられるＮＭＲ信号をＲＦ受信コイル９を介して入力
し、磁場均一度補正を行うためのシムコイル電流指示値
を出力する中央制御装置12と、この電流指示値を入力
し、ＡＳＧコイル７に対しては、オフセット値として、
その電流値を各シムコイルに出力するＡＳＧコイル電源
10と超電導シムコイル電源13と、ＡＳＧコイル７と超電
導シムコイル２より成るオートシムコイルを備えた構成
とする。
ネット５は、上記の目的を達成するために、被検体より
発せられるＮＭＲ信号をＲＦ受信コイル９を介して入力
し、磁場均一度補正を行うためのシムコイル電流指示値
を出力する中央制御装置12と、この電流指示値を入力
し、ＡＳＧコイル７に対しては、オフセット値として、
その電流値を各シムコイルに出力するＡＳＧコイル電源
10と超電導シムコイル電源13と、ＡＳＧコイル７と超電
導シムコイル２より成るオートシムコイルを備えた構成
とする。
【００１０】
【作用】磁気共鳴イメージング装置に被検体が入ると磁
場均一度が劣化する。被検体から発せられるＮＭＲ信号
をＲＦコイル９で受信し、それを中央制御装置12に入力
する。中央制御装置12内の磁場均一度補正プログラムに
より各シムコイルに流す電流を計算し、ＡＳＧコイル７
と超電導シムコイル２に電流値を指示する。これによ
り、ＡＳＧコイル７と超電導シムコイル２はオートシム
として作用するので、被検体により劣化した磁場均一度
は補正され画質が向上する。
場均一度が劣化する。被検体から発せられるＮＭＲ信号
をＲＦコイル９で受信し、それを中央制御装置12に入力
する。中央制御装置12内の磁場均一度補正プログラムに
より各シムコイルに流す電流を計算し、ＡＳＧコイル７
と超電導シムコイル２に電流値を指示する。これによ
り、ＡＳＧコイル７と超電導シムコイル２はオートシム
として作用するので、被検体により劣化した磁場均一度
は補正され画質が向上する。
【００１１】
【実施例】以下、本発明の磁気共鳴イメージング装置の
一実施例を図１を参照して説明する。図１において、図
３と同じ部分には、同一符号を付け、その説明は省略す
る。
一実施例を図１を参照して説明する。図１において、図
３と同じ部分には、同一符号を付け、その説明は省略す
る。
【００１２】本実施例の磁気共鳴イメージング装置は、
被検体からのＮＭＲ信号を受信するＲＦコイル９、この
ＮＭＲ信号の入力により動作する磁場均一度補正プログ
ラムを内蔵した中央制御装置12、磁場均一度補正プログ
ラムの出力に基づきＡＳＧコイル７のＸ，Ｙ，Ｚ各コイ
ルに流す電流値をオフセットするＡＳＧコイル電源10、
及び、磁界均一度補正プログラムの出力に基づき超電導
シムコイル２のＺ2 ，Ｚ4 等の各コイルに流す電流値を
設定する超電導シムコイル電源13を有する。ここで、超
電導シムコイル２のＺ2 ，Ｚ4 等の各コイルとは、超電
導コイル１が本来作るべき磁場と同軸、同方向の高次成
分の補正用磁場を作るためのコイルである。
被検体からのＮＭＲ信号を受信するＲＦコイル９、この
ＮＭＲ信号の入力により動作する磁場均一度補正プログ
ラムを内蔵した中央制御装置12、磁場均一度補正プログ
ラムの出力に基づきＡＳＧコイル７のＸ，Ｙ，Ｚ各コイ
ルに流す電流値をオフセットするＡＳＧコイル電源10、
及び、磁界均一度補正プログラムの出力に基づき超電導
シムコイル２のＺ2 ，Ｚ4 等の各コイルに流す電流値を
設定する超電導シムコイル電源13を有する。ここで、超
電導シムコイル２のＺ2 ，Ｚ4 等の各コイルとは、超電
導コイル１が本来作るべき磁場と同軸、同方向の高次成
分の補正用磁場を作るためのコイルである。
【００１３】このような構成の磁気共鳴イメージング装
置における動作を説明する。磁気共鳴イメージング装置
に被検体が入ると磁場均一度が劣化する。被検体より発
せられるＮＭＲ信号をＲＦコイル９で受信し、その信号
を中央制御装置12に入力する。中央制御装置12内の磁場
均一度補正プログラムにより、均一度を補正するために
流すべきシムコイル２の電流値が算出される。Ｘ，Ｙ，
Ｚ軸方向の磁場を補正するシムコイル２（以下、シムコ
イルＸ，Ｙ，Ｚと称する）は、ＡＳＧコイル７のＸ，
Ｙ，Ｚコイルに流れる電流をオフセットして使用する。
従って、シムコイルＸ，Ｙ，Ｚに相当する中央制御装置
12からの電流指示値は、ＡＳＧコイル電源10に入力さ
れ、ＡＳＧコイル７がオフセットされる。Ｚ軸方向の高
次成分の磁場を補正する超電導シムコイル２のＺ2 ，Ｚ
4 ，…等に相当する中央制御装置12からの電流指示は、
超電導シムコイル電源13に入力され、超電導シムコイル
２に所定の電流が流される。こうして、ＡＳＧコイル７
のオフセットと超電導シムコイル２とにより、被検体に
より劣化した磁場均一度が補正される。
置における動作を説明する。磁気共鳴イメージング装置
に被検体が入ると磁場均一度が劣化する。被検体より発
せられるＮＭＲ信号をＲＦコイル９で受信し、その信号
を中央制御装置12に入力する。中央制御装置12内の磁場
均一度補正プログラムにより、均一度を補正するために
流すべきシムコイル２の電流値が算出される。Ｘ，Ｙ，
Ｚ軸方向の磁場を補正するシムコイル２（以下、シムコ
イルＸ，Ｙ，Ｚと称する）は、ＡＳＧコイル７のＸ，
Ｙ，Ｚコイルに流れる電流をオフセットして使用する。
従って、シムコイルＸ，Ｙ，Ｚに相当する中央制御装置
12からの電流指示値は、ＡＳＧコイル電源10に入力さ
れ、ＡＳＧコイル７がオフセットされる。Ｚ軸方向の高
次成分の磁場を補正する超電導シムコイル２のＺ2 ，Ｚ
4 ，…等に相当する中央制御装置12からの電流指示は、
超電導シムコイル電源13に入力され、超電導シムコイル
２に所定の電流が流される。こうして、ＡＳＧコイル７
のオフセットと超電導シムコイル２とにより、被検体に
より劣化した磁場均一度が補正される。
【００１４】本実施例の磁気共鳴イメージング装置にお
いては、常電導シムコイル８を使用していないので、こ
れに起因するＲＦコイル９とのカップリングがなくな
る。また、超電導シムコイル２を超電導シムコイル電源
13からの駆動方式としたので、超電導シムコイル２を永
久電流モードで運転する際に発生するＲＦコイル９との
カップリングがなくなる。従って、シムコイル２とＲＦ
コイル９とのカップリングにより引き起こされていた画
像の歪みが無くなるので、鮮明な画像を得ることが出来
る。
いては、常電導シムコイル８を使用していないので、こ
れに起因するＲＦコイル９とのカップリングがなくな
る。また、超電導シムコイル２を超電導シムコイル電源
13からの駆動方式としたので、超電導シムコイル２を永
久電流モードで運転する際に発生するＲＦコイル９との
カップリングがなくなる。従って、シムコイル２とＲＦ
コイル９とのカップリングにより引き起こされていた画
像の歪みが無くなるので、鮮明な画像を得ることが出来
る。
【００１５】また、超電導マグネット５の常温ボアー６
内は、ＡＳＧコイル７とＲＦコイル９の２種類のコイル
系となり、従来の撮影領域空間を保持したまま、常温ボ
アー６径を小さく出来る。従って、超電導マグネット５
の寸法を小型化することが出来るため、磁気共鳴イメー
ジング装置をコンパクトに出来る。
内は、ＡＳＧコイル７とＲＦコイル９の２種類のコイル
系となり、従来の撮影領域空間を保持したまま、常温ボ
アー６径を小さく出来る。従って、超電導マグネット５
の寸法を小型化することが出来るため、磁気共鳴イメー
ジング装置をコンパクトに出来る。
【００１６】一方、超電導マグネット５の寸法を変えな
いとすれば、超電導マグネット５の常温ボアー６内に設
置されるコイル径が減ることにより、画像撮影空間を狭
めることがなくなるので、充分な撮影領域を保持するこ
とが出来、より広い撮影領域をという臨床ニーズにも応
えることが出来るようになる。
いとすれば、超電導マグネット５の常温ボアー６内に設
置されるコイル径が減ることにより、画像撮影空間を狭
めることがなくなるので、充分な撮影領域を保持するこ
とが出来、より広い撮影領域をという臨床ニーズにも応
えることが出来るようになる。
【００１７】（他の実施例）本発明における他の実施例
を図２を参照して説明する。図２において、図１と同じ
部分には、同一符号を付け、その説明は省略する。
を図２を参照して説明する。図２において、図１と同じ
部分には、同一符号を付け、その説明は省略する。
【００１８】図１に示した実施例において、超電導シム
コイル２と超電導シムコイル電源13を除き、常温ボアー
６の内面に鉄シム14を取付ける。このような構造の磁気
共鳴イメージング装置における動作を説明する。超電導
マグネット５によって発生する磁場の均一度を所望の均
一度にするために、鉄シム14を用いて磁場を補正する。
その後、被検体より発せられるＮＭＲ信号をＲＦコイル
９で受信し、その信号を中央制御装置12に入力する。中
央制御装置12内の磁場均一度補正プログラムは、シムコ
イルＸ，Ｙ，Ｚのみの補正を行い、シムコイルに流すべ
き電流値を算出する。シムコイルＸ，Ｙ，ＺはＡＳＧコ
イル７のＸ，Ｙ，Ｚコイルをオフセットして使用する。
シムコイルＸ，Ｙ，Ｚに対する中央制御装置12から電流
指示値は、ＡＳＧコイル電源10に入力され、ＡＳＧコイ
ル７がオフセットされる。このオフセット分によって被
検体により劣化した磁場均一度は補正される。
コイル２と超電導シムコイル電源13を除き、常温ボアー
６の内面に鉄シム14を取付ける。このような構造の磁気
共鳴イメージング装置における動作を説明する。超電導
マグネット５によって発生する磁場の均一度を所望の均
一度にするために、鉄シム14を用いて磁場を補正する。
その後、被検体より発せられるＮＭＲ信号をＲＦコイル
９で受信し、その信号を中央制御装置12に入力する。中
央制御装置12内の磁場均一度補正プログラムは、シムコ
イルＸ，Ｙ，Ｚのみの補正を行い、シムコイルに流すべ
き電流値を算出する。シムコイルＸ，Ｙ，ＺはＡＳＧコ
イル７のＸ，Ｙ，Ｚコイルをオフセットして使用する。
シムコイルＸ，Ｙ，Ｚに対する中央制御装置12から電流
指示値は、ＡＳＧコイル電源10に入力され、ＡＳＧコイ
ル７がオフセットされる。このオフセット分によって被
検体により劣化した磁場均一度は補正される。
【００１９】従って、本実施例の磁気共鳴イメージング
装置では、超電導シムコイル２及び超電導シムコイル電
源13を使用しないので装置が簡略化出来る。また、他の
効果は、図１に示した実施例の効果と同様である。
装置では、超電導シムコイル２及び超電導シムコイル電
源13を使用しないので装置が簡略化出来る。また、他の
効果は、図１に示した実施例の効果と同様である。
【００２０】
【発明の効果】本発明によれば、常電導シムコイル８を
使用しない、また、超電導シムコイル２を永久電流モー
ドで運転しないので、これらとＲＦコイル９とのカップ
リングに起因する画像歪みが回避され、鮮明な断層画像
が得られる小型化した、または、広い撮影領域をもった
磁気共鳴イメージング装置を提供することが出来る。
使用しない、また、超電導シムコイル２を永久電流モー
ドで運転しないので、これらとＲＦコイル９とのカップ
リングに起因する画像歪みが回避され、鮮明な断層画像
が得られる小型化した、または、広い撮影領域をもった
磁気共鳴イメージング装置を提供することが出来る。
【図１】本発明による磁気共鳴イメージング装置の実施
例を示す構成図
例を示す構成図
【図２】本発明の他の実施例を示す構成図
【図３】従来の磁気共鳴イメージング装置を示す構成図
１…超電導コイル ２…超電導シムコイル ３…液体ヘリウム容器 ４…真空容器 ５…超電導マグネット ６…常温ボアー ７…アクティブシールドグラジェントコイル（ＡＳＧコ
イル） ８…常電導シムコイル（オートシム） ９…ＲＦコイル 10…アクティブシールドグラジェントコイル電源（ＡＳ
Ｇコイル電源） 11…常電導シムコイル電源 12…中央制御装置 13…超電導シムコイル電源 14…鉄シム
イル） ８…常電導シムコイル（オートシム） ９…ＲＦコイル 10…アクティブシールドグラジェントコイル電源（ＡＳ
Ｇコイル電源） 11…常電導シムコイル電源 12…中央制御装置 13…超電導シムコイル電源 14…鉄シム
───────────────────────────────────────────────────── 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 Ｇ０１Ｒ 33/20 9307−2Ｇ Ｇ０１Ｎ 24/06 ５２０ Ｅ
Claims (4)
- 【請求項１】 超電導コイルにより発生する一様磁場内
に被検体を配置すると共に、この一様磁場内に能動遮蔽
型傾斜磁場コイル（以下ＡＳＧコイルと称する）により
発生した傾斜磁場を重畳し、且つ、高周波送受信コイル
（以下ＲＦコイルと称する）により励起回転磁場を印加
することにより磁気共鳴現象を生じせしめ、前記被検体
から誘起された磁気共鳴信号（以下ＮＭＲ信号と称す）
を前記ＲＦコイルにより検出し、前記被検体の断層面内
の特定の原子核のイメージング、或いは、スペクトロス
コピーを画像処理により実施する磁気共鳴イメージング
装置において、被検体より発せられるＮＭＲ信号をＲＦ
受信コイルを介して入力し、磁場の均一度の補正を行う
磁場補正コイル（以下シムコイルと称する）電流指示値
を出力する中央制御装置と、このシムコイル電流指示値
を入力し、ＡＳＧコイルに対しては、オフセット値とし
て、その電流値を各シムコイルに出力するＡＳＧコイル
電源と超電導シムコイル電源と、ＡＳＧコイルと超電導
シムコイルより成るオートシムコイルを備えたことを特
徴とする磁気共鳴イメージング装置。 - 【請求項２】 超電導マグネットの常温ボアー内面に、
超電導コイルによって発生する磁場の均一度を補正する
鉄シムを取付けた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。 - 【請求項３】 鉄シムは着脱方式としたことを特徴とす
る請求項２記載の磁気共鳴イメージング装置。 - 【請求項４】 超電導コイルにより発生する一様磁場内
に被検体を配置すると共に、この一様磁場内にＡＳＧコ
イルにより発生した傾斜磁場を重畳し、且つ、ＲＦコイ
ルにより励起回転磁場を印加することにより磁気共鳴現
象を生じせしめ、前記被検体から誘起されたＮＭＲ信号
を前記ＲＦコイルにより検出し、前記被検体の断層面内
の特定の原子核のイメージング、或いは、スペクトロス
コピーを画像処理により実施する磁気共鳴イメージング
装置において、超電導コイルが発生させる磁場の均一度
を補正する鉄シムと、前記被検体より発せられるＮＭＲ
信号をＲＦ受信コイルを介して入力し、磁場の均一度の
補正を行うためのオートシムコイル電流指示値を出力す
る中央制御装置と、このオートシムコイル電流指示値を
入力し、オフセット電流値としてオートシムコイルを兼
用するＡＳＧコイルに出力するＡＳＧコイル電源より成
る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 |
|---|---|---|---|
| JP6204739A JPH0866380A (ja) | 1994-08-30 | 1994-08-30 | 磁気共鳴イメージング装置 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP6204739A JPH0866380A (ja) | 1994-08-30 | 1994-08-30 | 磁気共鳴イメージング装置 |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH0866380A true JPH0866380A (ja) | 1996-03-12 |
Family
ID=16495522
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP6204739A Pending JPH0866380A (ja) | 1994-08-30 | 1994-08-30 | 磁気共鳴イメージング装置 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPH0866380A (ja) |
Cited By (3)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2009297060A (ja) * | 2008-06-10 | 2009-12-24 | Mitsubishi Electric Corp | 超電導電磁石装置 |
| WO2013039313A1 (en) * | 2011-09-15 | 2013-03-21 | Samsung Electronics Co., Ltd. | Method of controlling an mri system and an apparatus therefor |
| JP2015500725A (ja) * | 2011-12-23 | 2015-01-08 | コーニンクレッカ フィリップス エヌ ヴェ | Ｍｒ画像法において高次のｂｏ場の不均一性を補正するための傾斜磁場コイルの使用 |
-
1994
- 1994-08-30 JP JP6204739A patent/JPH0866380A/ja active Pending
Cited By (4)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2009297060A (ja) * | 2008-06-10 | 2009-12-24 | Mitsubishi Electric Corp | 超電導電磁石装置 |
| WO2013039313A1 (en) * | 2011-09-15 | 2013-03-21 | Samsung Electronics Co., Ltd. | Method of controlling an mri system and an apparatus therefor |
| US9229075B2 (en) | 2011-09-15 | 2016-01-05 | Samsung Electronics Co., Ltd. | Method of controlling an MRI system and an apparatus therefor |
| JP2015500725A (ja) * | 2011-12-23 | 2015-01-08 | コーニンクレッカ フィリップス エヌ ヴェ | Ｍｒ画像法において高次のｂｏ場の不均一性を補正するための傾斜磁場コイルの使用 |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| JP3411936B2 (ja) | Ｎｍｒ装置 | |
| WO2002071942A1 (fr) | Appareil d'imagerie par resonance magnetique et generateur de champ magnetique statique associe | |
| JPH0856928A (ja) | 表面コイル配設により核磁化分布を決定するｍｒ法 | |
| US6504373B2 (en) | Magnetic resonance imaging apparatus | |
| JPH0638943A (ja) | 磁気共鳴イメージングシステム及び磁気共鳴イメージング方法 | |
| JPH0779942A (ja) | 磁気共鳴イメージング装置 | |
| US11169233B2 (en) | Hybrid MPI and MRI/CT imaging apparatus and method | |
| JP2005515051A (ja) | Ｍｒ装置用のコイルシステム及び上記コイルシステムを具備するｍｒ装置 | |
| JP2001299720A (ja) | 磁場ドリフト補正用データ収集方法、磁場ドリフト補正方法およびｍｒｉ装置 | |
| US20020149365A1 (en) | RF transmit calibration for open MRI systems | |
| US6487436B1 (en) | Switchable field of view apparatus and method for magnetic resonance imaging | |
| JP2006527621A (ja) | 磁気共鳴において主磁場をシミングするための方法 | |
| JP2945048B2 (ja) | 磁気共鳴イメージング装置 | |
| JPH0866380A (ja) | 磁気共鳴イメージング装置 | |
| US6683453B2 (en) | Magnetic resonance apparatus for obtaining NMR navigator echoes with slight disturbance of the longitudinal magnetization | |
| US6294916B1 (en) | NMR and ESR probes for closed loop control of gradient fields | |
| JP3137366B2 (ja) | 磁気共鳴イメージング装置 | |
| US6914431B2 (en) | MRI system with pulsed readout magnet | |
| EP0922965A1 (en) | A magnetic resonance r.f. coil arrangement | |
| JPH0268038A (ja) | 磁気共鳴イメージング装置の超電導マグネット | |
| JPH10262947A (ja) | 磁気共鳴検査装置 | |
| WO2015072301A1 (ja) | 磁気共鳴イメージング装置 | |
| JPH10165388A (ja) | Ｍｒｉ用磁場発生方法及びｍｒｉ装置 | |
| JPH11104108A (ja) | 磁気共鳴イメージング方法 | |
| JPH0523321A (ja) | 磁気共鳴イメージング装置の被検体位置決め方法 |