JPH0924037A - 磁気共振装置および方法 - Google Patents
磁気共振装置および方法Info
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- JPH0924037A JPH0924037A JP8192941A JP19294196A JPH0924037A JP H0924037 A JPH0924037 A JP H0924037A JP 8192941 A JP8192941 A JP 8192941A JP 19294196 A JP19294196 A JP 19294196A JP H0924037 A JPH0924037 A JP H0924037A
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- 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
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- G—PHYSICS
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- G01R33/00—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables
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- G01R33/44—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance using nuclear magnetic resonance [NMR]
- G01R33/48—NMR imaging systems
- G01R33/54—Signal processing systems, e.g. using pulse sequences ; Generation or control of pulse sequences; Operator console
- 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
- G01R33/56518—Correction of image distortions, e.g. due to magnetic field inhomogeneities due to eddy currents, e.g. caused by switching of the gradient magnetic field
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Abstract
(57)【要約】
【課題】 極片の終端部に発生する共振磁気の残留を防
止する装置および方法を提供する。 【解決手段】 人体が置かれるギャップを決定する対向
する表面を有する２つの極片１を組み入れ、ギャップ中
の人体に磁気アライメントの平衡な軸を決定する静磁場
を生成する磁気システムと、少なくとも１つの勾配がギ
ャップ中の磁場上に重ねて課された勾配コイル配列とを
有する磁気共振装置において、前記表面に近接する極片
１の終端部１Ａは、渦電流を生じ難い磁性材料を有し、
勾配コイル配列が励振電流をもって供給されていないと
きに磁性材料における重大な残留磁気を避けるよう、勾
配コイル配列に供給される励振電流を制御する勾配磁場
制御手段１１を有するように構成している。
止する装置および方法を提供する。 【解決手段】 人体が置かれるギャップを決定する対向
する表面を有する２つの極片１を組み入れ、ギャップ中
の人体に磁気アライメントの平衡な軸を決定する静磁場
を生成する磁気システムと、少なくとも１つの勾配がギ
ャップ中の磁場上に重ねて課された勾配コイル配列とを
有する磁気共振装置において、前記表面に近接する極片
１の終端部１Ａは、渦電流を生じ難い磁性材料を有し、
勾配コイル配列が励振電流をもって供給されていないと
きに磁性材料における重大な残留磁気を避けるよう、勾
配コイル配列に供給される励振電流を制御する勾配磁場
制御手段１１を有するように構成している。
Description
【０００１】
【発明の属する技術分野】本発明は、磁気共振装置およ
び方法に関し、特に、例えば医療目的で生きた患者の体
内各部を検査する磁気共振装置および方法に関する。
び方法に関し、特に、例えば医療目的で生きた患者の体
内各部を検査する磁気共振装置および方法に関する。
【０００２】
【従来の技術】医療目的で生きた患者の体内の各部を検
査する磁気共振装置および方法の使用の際には、例えば
画像データや分光データを得るために、検査中の人体
は、均質な静磁場に置かれ、検査される人体の各部にお
いて磁気アライメントの平衡な軸を決定する。無線周波
数（以下、ＲＦともいう）磁場は、静磁場方向に直交す
る方向に検査される各部位に与えられ、典型例として水
素陽子等の材料に磁気共振を励磁させて、この結果、Ｒ
Ｆ信号が検出されて解析される。この動作シーケンス
間、通常、静磁場上に１つ以上の勾配が課され、検査さ
れる人体の部位に選択的に磁気共振の励磁を起こし、検
出されるＲＦ信号を空間的に符号化したり、またはフロ
ー符号化のような他の目的を果たす。
査する磁気共振装置および方法の使用の際には、例えば
画像データや分光データを得るために、検査中の人体
は、均質な静磁場に置かれ、検査される人体の各部にお
いて磁気アライメントの平衡な軸を決定する。無線周波
数（以下、ＲＦともいう）磁場は、静磁場方向に直交す
る方向に検査される各部位に与えられ、典型例として水
素陽子等の材料に磁気共振を励磁させて、この結果、Ｒ
Ｆ信号が検出されて解析される。この動作シーケンス
間、通常、静磁場上に１つ以上の勾配が課され、検査さ
れる人体の部位に選択的に磁気共振の励磁を起こし、検
出されるＲＦ信号を空間的に符号化したり、またはフロ
ー符号化のような他の目的を果たす。
【０００３】このような装置および方法において、静磁
場は、永久磁石や電磁石によって与えられ、その際に検
査される人体は、ヨークで結合された一対の極片の対向
する表面間のギャップに置かれている。この場合、静磁
場上に課された勾配は、極片に近接するギャップ中に配
置され、通常、極片の対向する表面に平行な平面に横た
わるコイルによって好適に生成される。
場は、永久磁石や電磁石によって与えられ、その際に検
査される人体は、ヨークで結合された一対の極片の対向
する表面間のギャップに置かれている。この場合、静磁
場上に課された勾配は、極片に近接するギャップ中に配
置され、通常、極片の対向する表面に平行な平面に横た
わるコイルによって好適に生成される。
【０００４】
【発明が解決しようとする課題】このような場合に生ず
る問題は、勾配コイルからのフラックスが極片を貫通
し、極片中に渦電流を発生させることである。この結
果、極片における磁場は局部的に歪んでギャップ、した
がって検査中の人体における磁場の均質性を低下させる
結果を招くことになる。
る問題は、勾配コイルからのフラックスが極片を貫通
し、極片中に渦電流を発生させることである。この結
果、極片における磁場は局部的に歪んでギャップ、した
がって検査中の人体における磁場の均質性を低下させる
結果を招くことになる。
【０００５】この問題を克服する１つの方法は、勾配コ
イルからフラックスが極片を貫通するのを防止するよう
に、積極的に勾配コイルを遮蔽することである。しかし
ながら、遮蔽された勾配コイルは、極片間のギャップ中
でかなりの容積を占め、その結果、人体を収容するため
に、極片間のギャップ長を増大させ、静磁場を生成する
磁石の重量およびコストを増大させる結果となる。
イルからフラックスが極片を貫通するのを防止するよう
に、積極的に勾配コイルを遮蔽することである。しかし
ながら、遮蔽された勾配コイルは、極片間のギャップ中
でかなりの容積を占め、その結果、人体を収容するため
に、極片間のギャップ長を増大させ、静磁場を生成する
磁石の重量およびコストを増大させる結果となる。
【０００６】本発明は、この問題を克服する新しい方法
を提供することを目的としている。
を提供することを目的としている。
【０００７】
【課題を解決するための手段】上記目的を達成するため
に、本発明に係る磁気共振装置は、装置の使用に際し、
検査される人体が置かれるギャップを決定する互いに対
向する表面を有する２つの極片を組み入れた磁気システ
ムを有し、該磁気システムは前記ギャップ中に人体に磁
気アライメントの平衡な軸を決定する静磁場を生成し、
さらに、少なくとも１つの勾配が前記ギャップ中の前記
磁場上に重ねて課された勾配コイル配列を有する磁気共
振装置において、前記表面に近接する前記極片の少なく
とも一部は渦電流を生じ難い磁性材料を有し、前記勾配
コイル配列が励振電流をもって供給されていないときに
前記磁性材料における重大な残留磁気を避けるよう、前
記勾配コイル配列に供給される励振電流を制御するため
に備えられた手段を有することを特徴とする。
に、本発明に係る磁気共振装置は、装置の使用に際し、
検査される人体が置かれるギャップを決定する互いに対
向する表面を有する２つの極片を組み入れた磁気システ
ムを有し、該磁気システムは前記ギャップ中に人体に磁
気アライメントの平衡な軸を決定する静磁場を生成し、
さらに、少なくとも１つの勾配が前記ギャップ中の前記
磁場上に重ねて課された勾配コイル配列を有する磁気共
振装置において、前記表面に近接する前記極片の少なく
とも一部は渦電流を生じ難い磁性材料を有し、前記勾配
コイル配列が励振電流をもって供給されていないときに
前記磁性材料における重大な残留磁気を避けるよう、前
記勾配コイル配列に供給される励振電流を制御するため
に備えられた手段を有することを特徴とする。
【０００８】また、本発明に係る磁気共振方法は、磁気
共振技術を用いて人体を検査する方法であり、前記人体
中に磁気アライメントの平衡な軸を決定するよう、磁気
システムの一対の極片の互いに対向する表面間のギャッ
プを通して広がる磁場上に前記人体を配置し、前記表面
に近接する極片の少なくとも一部は渦電流を生じ難い材
料を有する磁気共振検査方法であって、前記人体に磁気
共振を励磁して前記ギャップ中の人体に無線周波数場を
与え、励磁された磁気共振に従って前記人体により放出
された無線周波数信号を検出し、検出された前記信号を
人体に関するデータを引き出すために解析し、励磁およ
び検出シーケンスの間に、励磁電流のシーケンスを、前
記ギャップ中の前記磁場上の所望の勾配のシーケンスを
課するために、勾配コイル配列を課して勾配コイル配列
に励磁電流のシーケンスを与え、励磁および検出シーケ
ンスの終了時に前記材料に残留磁気が実質的に残らない
よう、与えられた励磁電流の大きさを制御することを特
徴とする。
共振技術を用いて人体を検査する方法であり、前記人体
中に磁気アライメントの平衡な軸を決定するよう、磁気
システムの一対の極片の互いに対向する表面間のギャッ
プを通して広がる磁場上に前記人体を配置し、前記表面
に近接する極片の少なくとも一部は渦電流を生じ難い材
料を有する磁気共振検査方法であって、前記人体に磁気
共振を励磁して前記ギャップ中の人体に無線周波数場を
与え、励磁された磁気共振に従って前記人体により放出
された無線周波数信号を検出し、検出された前記信号を
人体に関するデータを引き出すために解析し、励磁およ
び検出シーケンスの間に、励磁電流のシーケンスを、前
記ギャップ中の前記磁場上の所望の勾配のシーケンスを
課するために、勾配コイル配列を課して勾配コイル配列
に励磁電流のシーケンスを与え、励磁および検出シーケ
ンスの終了時に前記材料に残留磁気が実質的に残らない
よう、与えられた励磁電流の大きさを制御することを特
徴とする。
【０００９】
【発明の実施の形態】以下、本発明の好ましい実施の形
態を図１および図２を参照して説明する。
態を図１および図２を参照して説明する。
【００１０】図１は本発明に係る磁気共振装置の構成を
示す図である。図１に示すように、患者を画像により診
察する磁気共振装置は、２つの極片１間のギャップを通
して強い一様な静磁場Ｂ０を生成する電磁石システムを
備えており、極片１は、励磁コイル（不図示）を支持す
るヨーク（不図示）によって結合されている。この装置
の使用の際には、撮像化される患者３は、患者の頭から
つま先方向が極片１の間のギャップ中における磁場Ｂ０
の方向と直交するように、適切な支持台（不図示）に置
かれる。
示す図である。図１に示すように、患者を画像により診
察する磁気共振装置は、２つの極片１間のギャップを通
して強い一様な静磁場Ｂ０を生成する電磁石システムを
備えており、極片１は、励磁コイル（不図示）を支持す
るヨーク（不図示）によって結合されている。この装置
の使用の際には、撮像化される患者３は、患者の頭から
つま先方向が極片１の間のギャップ中における磁場Ｂ０
の方向と直交するように、適切な支持台（不図示）に置
かれる。
【００１１】極片１間のギャップ中、したがって患者３
における磁場の強度は、電磁励起コイルへの励磁電流の
供給を制御するメイン磁場制御手段７を介してコンピュ
ータ５によって制御されている。
における磁場の強度は、電磁励起コイルへの励磁電流の
供給を制御するメイン磁場制御手段７を介してコンピュ
ータ５によって制御されている。
【００１２】さらに、本装置は、勾配が直交する３軸、
Ｘ、ＹおよびＺ軸方向のうち１つ以上の軸に極片１間の
ギャップ中の静磁場上で課される勾配コイルシステム９
を備えている。勾配コイルシステム９は、コンピュータ
５の制御に基づいて勾配磁場制御手段１１によって供給
される電流によって励振される。
Ｘ、ＹおよびＺ軸方向のうち１つ以上の軸に極片１間の
ギャップ中の静磁場上で課される勾配コイルシステム９
を備えている。勾配コイルシステム９は、コンピュータ
５の制御に基づいて勾配磁場制御手段１１によって供給
される電流によって励振される。
【００１３】さらに、本装置は、無線周波数（以下、Ｒ
Ｆという）アンテナシステム１３を備えている。アンテ
ナシステム１３は、送受信（Ｔ−Ｒ）切換スイッチ１５
を介してＲＦ送信器１７および受信器１９に選択的に接
続されている。送信器１７は、コンピュータ５の制御に
基づいて操作され、患者３にＲＦ場パルスを与えて患者
３中の磁気共振を励磁する。体内で励磁された磁気共振
の結果発生するＲＦ信号は、アンテナシステム１３によ
って検出され、受信器１９を介してコンピュータ５の制
御に基づいて患者３の画像を表す信号を生成する画像処
理器２１に送られる。これらの信号は、順次、ディスプ
レー装置２３に送られて視覚的な画像表示を提供する。
Ｔ−Ｒ切換スイッチを用いる代わりに、アンテナシステ
ム１３は、それぞれ送信器１７および受信器１９に接続
された別々の送信コイルおよび受信コイルの配列を備え
てもよい。
Ｆという）アンテナシステム１３を備えている。アンテ
ナシステム１３は、送受信（Ｔ−Ｒ）切換スイッチ１５
を介してＲＦ送信器１７および受信器１９に選択的に接
続されている。送信器１７は、コンピュータ５の制御に
基づいて操作され、患者３にＲＦ場パルスを与えて患者
３中の磁気共振を励磁する。体内で励磁された磁気共振
の結果発生するＲＦ信号は、アンテナシステム１３によ
って検出され、受信器１９を介してコンピュータ５の制
御に基づいて患者３の画像を表す信号を生成する画像処
理器２１に送られる。これらの信号は、順次、ディスプ
レー装置２３に送られて視覚的な画像表示を提供する。
Ｔ−Ｒ切換スイッチを用いる代わりに、アンテナシステ
ム１３は、それぞれ送信器１７および受信器１９に接続
された別々の送信コイルおよび受信コイルの配列を備え
てもよい。
【００１４】本装置の操作において、電磁石によって用
意された磁場は、患者３の重要な部位における磁気アラ
イメントの平衡な軸を決定する。
意された磁場は、患者３の重要な部位における磁気アラ
イメントの平衡な軸を決定する。
【００１５】選択された患者の体の部位の画像を得るた
めに、ＲＦ場パルスは、最初に送信器１７およびアンテ
ナシステム１３によって人体に与えられ、選択された部
位における磁気共振を励磁する。このため、アンテナシ
ステム１３は、選択された部位で静磁場の方向から静磁
場方向に直交する平面に原子核のスピンを傾けるよう
に、静磁場方向に直交する方向に磁場Ｂ１を生成する。
選択された部位への励磁を制限するために、ＲＦ場パル
スは、勾配コイルシステム９によって課された磁場勾配
と共働して与えられ、人体中の選択された例えば水素陽
子等の陽子のラーマー（Larmor）周波数が選択された部
位でのみＲＦ場周波数に等しくなるように、ＲＦ場の周
波数が課された勾配の大きさおよび方向と共働して選択
される。
めに、ＲＦ場パルスは、最初に送信器１７およびアンテ
ナシステム１３によって人体に与えられ、選択された部
位における磁気共振を励磁する。このため、アンテナシ
ステム１３は、選択された部位で静磁場の方向から静磁
場方向に直交する平面に原子核のスピンを傾けるよう
に、静磁場方向に直交する方向に磁場Ｂ１を生成する。
選択された部位への励磁を制限するために、ＲＦ場パル
スは、勾配コイルシステム９によって課された磁場勾配
と共働して与えられ、人体中の選択された例えば水素陽
子等の陽子のラーマー（Larmor）周波数が選択された部
位でのみＲＦ場周波数に等しくなるように、ＲＦ場の周
波数が課された勾配の大きさおよび方向と共働して選択
される。
【００１６】励磁の結果発生するＲＦ信号は、１つ以上
の勾配磁場を加えることによって空間的に符号化され、
アンテナシステム１３によって検出され、画像を生成す
るように処理される。
の勾配磁場を加えることによって空間的に符号化され、
アンテナシステム１３によって検出され、画像を生成す
るように処理される。
【００１７】通常、満足な画像を生成するにあたり、十
分なデータを生成して多数の励磁および信号検出シーケ
ンスが必要である。
分なデータを生成して多数の励磁および信号検出シーケ
ンスが必要である。
【００１８】勾配コイルシステム９が極片１に近接して
いる理由で、勾配磁場は、本装置の操作において極片の
中を貫通することが理解される。
いる理由で、勾配磁場は、本装置の操作において極片の
中を貫通することが理解される。
【００１９】本発明によれば、かかる貫通する磁場が、
極片間のギャップ中の磁場、したがって得られた画像の
結果として生ずる歪みをもって極片に重大な渦電流を発
生するのを防止するために、極片１の終端部１Ａは、渦
電流を生じ難い材料からなる。材料としては、例えばス
ウェーデン、ヘーゲネスのヘーゲネスアーベーによりに
より供給される鉄エポキシ合成物等の絶縁体で覆われた
鉄粉が好適である。
極片間のギャップ中の磁場、したがって得られた画像の
結果として生ずる歪みをもって極片に重大な渦電流を発
生するのを防止するために、極片１の終端部１Ａは、渦
電流を生じ難い材料からなる。材料としては、例えばス
ウェーデン、ヘーゲネスのヘーゲネスアーベーによりに
より供給される鉄エポキシ合成物等の絶縁体で覆われた
鉄粉が好適である。
【００２０】この種の材料は、比較的高度の磁気ヒステ
リシスを示すことが認められる。その結果、特別な処置
を施されない限り、磁化の複雑なパターンが励磁および
検出シーケンスの終端で材料に残留する。その結果、ギ
ャップ中の静磁場、したがって得られる画像の均質性が
低下する。
リシスを示すことが認められる。その結果、特別な処置
を施されない限り、磁化の複雑なパターンが励磁および
検出シーケンスの終端で材料に残留する。その結果、ギ
ャップ中の静磁場、したがって得られる画像の均質性が
低下する。
【００２１】この問題は本発明により克服される。勾配
磁場シーケンスにおいて、要求される特有の極性の各勾
配パルスに対し、大きさは等しいが極性が反対の補償パ
ルスが与えられる。この方法によれば、極片１の終端部
１Ａにおける共振磁気の発生は実質的に避けられる。こ
の効果を別の方法で最小化するために、各補償勾配は相
対的に小さい積分をもつ。すなわち、その継続時間を実
用上可能な限り小さくする。ある場合には、変えられた
パルス継続時間および対応する補償パルスがともに所望
の積分をもつように、共振磁化効果が補償された勾配パ
ルスの継続時間を変える必要がある。
磁場シーケンスにおいて、要求される特有の極性の各勾
配パルスに対し、大きさは等しいが極性が反対の補償パ
ルスが与えられる。この方法によれば、極片１の終端部
１Ａにおける共振磁気の発生は実質的に避けられる。こ
の効果を別の方法で最小化するために、各補償勾配は相
対的に小さい積分をもつ。すなわち、その継続時間を実
用上可能な限り小さくする。ある場合には、変えられた
パルス継続時間および対応する補償パルスがともに所望
の積分をもつように、共振磁化効果が補償された勾配パ
ルスの継続時間を変える必要がある。
【００２２】図２に示すように、２次元フーリエ変換手
法を用いて画像を生成する本発明による１つの特有の方
法において、最初に、スライス状に選択された勾配に直
面する９０°ＲＦ励磁石パルスＢ１（９０）が与えられ
た励磁および検出シーケンスが使用されている。本実施
形態のために、図１に示されるように、極片１間のギャ
ップ中の静磁場の方向はＺ軸方向で表され、患者３の頭
からつま先方向はＸ軸方向で表される。したがって、Ｒ
ＦパルスＢ１（９０）期間に与えられる選択されたスラ
イス状の勾配は、Ｘ軸方向にあり、図２におけるＧｘに
より表される。選択されたスライス状の勾配Ｇｘは、励
磁中に選択されたスライスの幅を通る静磁場における変
動のための公知の方法で補償する選択されたスライス状
の勾配Ｇｘよりも適度に短い継続時間の同じ大きさで逆
勾配−Ｇｘに続かれる。
法を用いて画像を生成する本発明による１つの特有の方
法において、最初に、スライス状に選択された勾配に直
面する９０°ＲＦ励磁石パルスＢ１（９０）が与えられ
た励磁および検出シーケンスが使用されている。本実施
形態のために、図１に示されるように、極片１間のギャ
ップ中の静磁場の方向はＺ軸方向で表され、患者３の頭
からつま先方向はＸ軸方向で表される。したがって、Ｒ
ＦパルスＢ１（９０）期間に与えられる選択されたスラ
イス状の勾配は、Ｘ軸方向にあり、図２におけるＧｘに
より表される。選択されたスライス状の勾配Ｇｘは、励
磁中に選択されたスライスの幅を通る静磁場における変
動のための公知の方法で補償する選択されたスライス状
の勾配Ｇｘよりも適度に短い継続時間の同じ大きさで逆
勾配−Ｇｘに続かれる。
【００２３】パルスＧｘおよび−Ｇｘは同じ大きさで極
性が反対なので、本発明によれば、Ｘ軸方向共振磁化を
供給する、さらなる補償パルスは要求されない。
性が反対なので、本発明によれば、Ｘ軸方向共振磁化を
供給する、さらなる補償パルスは要求されない。
【００２４】図２に示すように、励磁後かつ検出前、例
えば勾配−Ｇｘ作動中、位相符号化勾配Ｇｚは与えら
れ、検出中、すなわちデータ捕捉中、周波数符号化勾配
Ｇ２ｙは与えられ、検出信号はエコー信号と呼ばれる勾
配を備えている。フルセットの画像を得るために、励磁
および検出シーケンスは、各回毎に異なる位相符号化勾
配Ｇｚ値で多数回繰り返される。公知の方法で、勾配Ｇ
２の期間中、検出されたエコー信号が所定回で発生する
のを確実にするために、勾配Ｇ２ｙは逆勾配−Ｇ１ｙに
よって先行される。
えば勾配−Ｇｘ作動中、位相符号化勾配Ｇｚは与えら
れ、検出中、すなわちデータ捕捉中、周波数符号化勾配
Ｇ２ｙは与えられ、検出信号はエコー信号と呼ばれる勾
配を備えている。フルセットの画像を得るために、励磁
および検出シーケンスは、各回毎に異なる位相符号化勾
配Ｇｚ値で多数回繰り返される。公知の方法で、勾配Ｇ
２の期間中、検出されたエコー信号が所定回で発生する
のを確実にするために、勾配Ｇ２ｙは逆勾配−Ｇ１ｙに
よって先行される。
【００２５】勾配−Ｇ１ｙおよびＧ２ｙは、異なる大き
さを表すように要求され、必然的に残留Ｙ軸方向磁化と
なる。本発明に従ってこれを供給するために、勾配Ｇ２
ｙの短い最初の部分２５は勾配−Ｇ１ｙと同じ大きさを
有している。
さを表すように要求され、必然的に残留Ｙ軸方向磁化と
なる。本発明に従ってこれを供給するために、勾配Ｇ２
ｙの短い最初の部分２５は勾配−Ｇ１ｙと同じ大きさを
有している。
【００２６】同様に、位相符号化勾配Ｇｚの結果として
生ずるＺ軸方向残留磁化を防止するために、位相符号化
勾配は、位相符号化勾配Ｇｚと極性が反対であるが大き
さの等しい短い勾配−Ｇｚに続かれる。図２中、破線で
示されるように、代わりに、ヒステリシス効果が大きく
なければ、勾配Ｇｚと反対の極性であるが同じ大きさの
短い勾配−Ｇ´ｚは励磁前に与えられるが、勾配Ｇｚの
継続時間の減少を要求される。しかしながら、この場
合、選択されるスライスを歪めないように注意を要す
る。
生ずるＺ軸方向残留磁化を防止するために、位相符号化
勾配は、位相符号化勾配Ｇｚと極性が反対であるが大き
さの等しい短い勾配−Ｇｚに続かれる。図２中、破線で
示されるように、代わりに、ヒステリシス効果が大きく
なければ、勾配Ｇｚと反対の極性であるが同じ大きさの
短い勾配−Ｇ´ｚは励磁前に与えられるが、勾配Ｇｚの
継続時間の減少を要求される。しかしながら、この場
合、選択されるスライスを歪めないように注意を要す
る。
【００２７】
【発明の効果】本発明に係る磁気共振装置によれば、前
記表面に近接する前記極片の少なくとも一部は、渦電流
を生じ難い磁性材料を有し、勾配コイル配列が励振電流
をもって供給されていないときに前記磁性材料における
重大な残留磁気を避けるよう、勾配コイル配列に供給さ
れる励振電流を制御するために備えられた手段を有す
る。したがって、極片の終端部における共振磁気の発生
が実質的に避けることができるので、極片間のギャップ
長を増大させて装置の大型化および高コスト化を招くこ
となく、高精度な画像データや分光データを得ることが
できる。
記表面に近接する前記極片の少なくとも一部は、渦電流
を生じ難い磁性材料を有し、勾配コイル配列が励振電流
をもって供給されていないときに前記磁性材料における
重大な残留磁気を避けるよう、勾配コイル配列に供給さ
れる励振電流を制御するために備えられた手段を有す
る。したがって、極片の終端部における共振磁気の発生
が実質的に避けることができるので、極片間のギャップ
長を増大させて装置の大型化および高コスト化を招くこ
となく、高精度な画像データや分光データを得ることが
できる。
【００２８】また、本発明に係る磁気共振方法によれ
ば、前記人体に磁気共振を励磁して前記ギャップ中の人
体に無線周波数場を与え、励磁された磁気共振に従って
人体により放出された無線周波数信号を検出し、検出さ
れた信号を人体に関するデータを引き出すために解析
し、励磁および検出シーケンスの間に、励磁電流のシー
ケンスを、ギャップ中の静磁場上の所望の勾配のシーケ
ンスを課するために、勾配コイル配列を課して勾配コイ
ル配列に励磁電流のシーケンスを与え、励磁および検出
シーケンスの終了時に前記材料に残留磁気が実質的に残
らないよう、与えられた励磁電流の大きさを制御する。
したがって、極片の終端部における共振磁気の発生が実
質的に避けることができるので、極片間のギャップ長を
増大させることなく、高精度な画像データや分光データ
を得ることができる。
ば、前記人体に磁気共振を励磁して前記ギャップ中の人
体に無線周波数場を与え、励磁された磁気共振に従って
人体により放出された無線周波数信号を検出し、検出さ
れた信号を人体に関するデータを引き出すために解析
し、励磁および検出シーケンスの間に、励磁電流のシー
ケンスを、ギャップ中の静磁場上の所望の勾配のシーケ
ンスを課するために、勾配コイル配列を課して勾配コイ
ル配列に励磁電流のシーケンスを与え、励磁および検出
シーケンスの終了時に前記材料に残留磁気が実質的に残
らないよう、与えられた励磁電流の大きさを制御する。
したがって、極片の終端部における共振磁気の発生が実
質的に避けることができるので、極片間のギャップ長を
増大させることなく、高精度な画像データや分光データ
を得ることができる。
【図１】本発明に係る磁気共振装置の構成を示す図であ
る。
る。
【図２】本発明に係る磁気共振検査方法を実現するシー
ケンスを示すタイミングチャートである。
ケンスを示すタイミングチャートである。
１ 極片 １Ａ 終端部 ３ 患者 ５ コンピュータ ７ メイン磁場制御手段 ９ 勾配コイルシステム １１ 勾配磁場制御手段 １３ 無線周波数アンテナシステム １５ 送受信切換スイッチ １７ 送信器 １９ 受信器 ２１ 画像処理器 ２３ ディスプレー装置
Claims (7)
- 【請求項１】 装置の使用に際し、検査される人体が置
かれるギャップを決定する互いに対向する表面を有する
２つの極片を組み入れた磁気システムを有し、 該磁気システムは、前記ギャップ中に人体に磁気アライ
メントの平衡な軸を決定する静磁場を生成し、 さらに、少なくとも１つの勾配が前記ギャップ中の前記
磁場上に重ねて課された勾配コイル配列を有する磁気共
振装置において、 前記表面に近接する前記極片の少なくとも一部は、渦電
流を生じ難い磁性材料を有し、 前記勾配コイル配列が励振電流をもって供給されていな
いときに前記磁性材料における重大な残留磁気を避ける
よう、前記勾配コイル配列に供給される励振電流を制御
するために備えられた手段を有することを特徴とする磁
気共振装置。 - 【請求項２】 前記磁性材料は、絶縁体で覆われた鉄粉
を有する請求項１記載の磁気共振装置。 - 【請求項３】 前記磁性材料は、鉄／エポキシ合成物を
有する請求項２記載の磁気共振装置。 - 【請求項４】 磁気共振技術を用いて人体を検査する方
法であり、 前記人体中に磁気アライメントの平衡な軸を決定するよ
う、磁気システムの一対の極片の互いに対向する表面間
のギャップを通して広がる磁場上に前記人体を配置し、 前記表面に近接する極片の少なくとも一部は、渦電流を
生じ難い材料を有する磁気共振方法であって、 前記人体に磁気共振を励磁して前記ギャップ中の人体に
無線周波数場を与え、 励磁された磁気共振に従って前記人体により放出された
無線周波数信号を検出し、検出された前記信号を人体に
関するデータを引き出すために解析し、 励磁および検出シーケンスの間に、励磁電流のシーケン
スを、前記ギャップ中の前記磁場上の所望の勾配のシー
ケンスを課するために、勾配コイル配列を課して勾配コ
イル配列に励磁電流のシーケンスを与え、 励磁および検出シーケンスの終了時に前記材料に残留磁
気が実質的に残らないよう、与えられた励磁電流の大き
さを制御する磁気共振方法。 - 【請求項５】 前記勾配のシーケンスにおいて、与えら
れる励振電流の大きさは、特別な極性の課された各勾配
に対し、補償勾配は実質的に同じ大きさで反対の極性の
補償勾配が与えられるように制御される請求項４記載の
磁気共振方法。 - 【請求項６】 前記補償勾配は、前記勾配のシーケンス
の間、前記補償勾配は、他の与えられる勾配と比較して
相対的に短い継続時間を有する請求項５記載の磁気共振
方法。 - 【請求項７】 前記勾配のシーケンスは、周波数または
位相の符号化勾配シーケンスからなる請求項４から６の
いずれか１項に記載の磁気共振方法。
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|---|---|---|---|
| GBGB9513544.8A GB9513544D0 (en) | 1995-07-04 | 1995-07-04 | Magnetic resonance methods and apparatus |
| GB9513544.8 | 1995-07-04 |
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| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH0924037A true JPH0924037A (ja) | 1997-01-28 |
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Family Applications (1)
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|---|---|---|---|
| JP8192941A Pending JPH0924037A (ja) | 1995-07-04 | 1996-07-03 | 磁気共振装置および方法 |
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| JP (1) | JPH0924037A (ja) |
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| CN106669040B (zh) * | 2016-12-29 | 2019-08-23 | 臧大维 | 立体定向磁头及阵列、大脑神经细胞电活动干涉系统 |
| EP4019995B1 (en) * | 2020-12-22 | 2023-08-16 | Bruker BioSpin GmbH | Epr spectrometer with at least one pole piece made at least partially of a function material |
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| JPH02109542A (ja) * | 1988-10-18 | 1990-04-23 | Yokogawa Medical Syst Ltd | Ｍｒｉの磁界勾配による渦電流の影響を低減する方法 |
| JPH02152440A (ja) * | 1988-12-02 | 1990-06-12 | Mitsubishi Electric Corp | 磁気共鳴映像方法 |
| JPH02264636A (ja) * | 1988-12-23 | 1990-10-29 | Picker Internatl Ltd | 核磁気共鳴方法 |
| JP2860682B2 (ja) * | 1990-02-09 | 1999-02-24 | 株式会社日立メディコ | 磁気共鳴イメージング装置の静磁場均一度安定化方法 |
| US5061897A (en) * | 1990-03-23 | 1991-10-29 | Fonar Corporation | Eddy current control in magnetic resonance imaging |
| JPH04129531A (ja) * | 1990-09-20 | 1992-04-30 | Toshiba Corp | 磁気共鳴イメージング方法 |
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| DE69131940T2 (de) * | 1991-11-15 | 2000-08-17 | Sumitomo Spec Metals | Apparat zur Erzeugung von Magnetfeldern für die Bildgebung mittels magnetischer Resonanz |
| DE4203036C2 (de) * | 1992-02-04 | 1994-04-14 | Bruker Medizintech | Verfahren zur Erzeugung eines seitenbandfreien NMR-Spektrums |
| US5495171A (en) * | 1993-01-19 | 1996-02-27 | Fonar Corporation | Eddy current control in NMR imaging systems |
| JPH06245917A (ja) * | 1993-02-23 | 1994-09-06 | Yokogawa Medical Syst Ltd | Ｍｒｉ装置 |
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-
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- 1995-07-04 GB GBGB9513544.8A patent/GB9513544D0/en active Pending
-
1996
- 1996-07-02 US US08/674,504 patent/US5675256A/en not_active Expired - Fee Related
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- 1996-07-03 DE DE69610044T patent/DE69610044T2/de not_active Expired - Fee Related
- 1996-07-03 EP EP96304893A patent/EP0752596B1/en not_active Expired - Lifetime
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