JPH0577417B2 - - Google Patents
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- JPH0577417B2 JPH0577417B2 JP59281111A JP28111184A JPH0577417B2 JP H0577417 B2 JPH0577417 B2 JP H0577417B2 JP 59281111 A JP59281111 A JP 59281111A JP 28111184 A JP28111184 A JP 28111184A JP H0577417 B2 JPH0577417 B2 JP H0577417B2
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- 238000002595 magnetic resonance imaging Methods 0.000 claims 4
- 238000003384 imaging method Methods 0.000 description 17
- 230000005284 excitation Effects 0.000 description 8
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- 238000010586 diagram Methods 0.000 description 2
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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
- G01R33/20—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
- 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
- G01R33/56563—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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Description
【発明の詳細な説明】
〔発明の技術分野〕
本発明は磁気共鳴（以下MRと称する）現象を
用いて被検体中に存在する或る特定の原子核のス
ピン密度および緩和時（間）定数等の反映された
画像を得るMRイメージング装置にかかり、特
に、静磁場の不均一性を高精度に補正して、空間
分解能の高いMR像を得るようにしたMRイメー
ジング装置に関する。
用いて被検体中に存在する或る特定の原子核のス
ピン密度および緩和時（間）定数等の反映された
画像を得るMRイメージング装置にかかり、特
に、静磁場の不均一性を高精度に補正して、空間
分解能の高いMR像を得るようにしたMRイメー
ジング装置に関する。
例えば診断用のMRイメージング装置では、被
検体の或る特定の位置における断層像、即ち、断
層面における特定原子核の例えばスピン密度分布
像を次のようにして得る。
検体の或る特定の位置における断層像、即ち、断
層面における特定原子核の例えばスピン密度分布
像を次のようにして得る。
第１図に示すように、被検体Ｐに対して図示Ｚ
軸方向に沿う非常に均一な静磁場H0を作用させ、
さらに一対の傾斜磁場コイル１Ａ，１Ｂにより、
静磁場H0にＺ軸方向についての線型磁場勾配Gz
を付加する。静磁場H0に対して特定原子核は次
式で示される角周波数ω0で共鳴する。
軸方向に沿う非常に均一な静磁場H0を作用させ、
さらに一対の傾斜磁場コイル１Ａ，１Ｂにより、
静磁場H0にＺ軸方向についての線型磁場勾配Gz
を付加する。静磁場H0に対して特定原子核は次
式で示される角周波数ω0で共鳴する。
ω0＝γH0 ……(1)
この(1)式において、γは磁気回転比であり原子
核の種類に固有のものである。そこでさらに、特
定の原子核のみを共鳴させる角周波数ω0の回転
磁場H1を一対の送信コイル２Ａ，２Ｂを介して
被検体Ｐに作用させる。このようにすると、磁場
勾配GzによりＺ軸方向について選択選定される
図示Ｘ−Ｙ平面部分（Ｚ軸に直角な平面状の部分
であるが現実にはある厚みをもつ）のみに選択的
にMR現象が生ずる。
核の種類に固有のものである。そこでさらに、特
定の原子核のみを共鳴させる角周波数ω0の回転
磁場H1を一対の送信コイル２Ａ，２Ｂを介して
被検体Ｐに作用させる。このようにすると、磁場
勾配GzによりＺ軸方向について選択選定される
図示Ｘ−Ｙ平面部分（Ｚ軸に直角な平面状の部分
であるが現実にはある厚みをもつ）のみに選択的
にMR現象が生ずる。
このMR現象は一対の受信コイル３Ａ，３Ｂを
介して観測され、得られるMR信号をフーリエ変
換することにより、特定原子核スピンの回転角局
波数についての単一のスペクトルが得られる。
介して観測され、得られるMR信号をフーリエ変
換することにより、特定原子核スピンの回転角局
波数についての単一のスペクトルが得られる。
断層像をコンピユータ断層法により得るために
は、スライス部分であるＸ−Ｙ平面内の多方向に
ついての投影像が必要である。そのため、スライ
ス部分を励起してMR現象を生じさせた後、磁場
H0にＸ−Ｙ平面上の特定方向に垂直的な傾斜を
持つ線型磁場勾配GXYを、図示していないコイル
等により作用させると、被検体Ｐのスライス部分
における等磁場線は磁場勾配GXYの傾斜方向に直
角な平行直線となり、この各等磁場線上の特定原
子核スピンの回転角周波数が上記(1)式であらわさ
れる。
は、スライス部分であるＸ−Ｙ平面内の多方向に
ついての投影像が必要である。そのため、スライ
ス部分を励起してMR現象を生じさせた後、磁場
H0にＸ−Ｙ平面上の特定方向に垂直的な傾斜を
持つ線型磁場勾配GXYを、図示していないコイル
等により作用させると、被検体Ｐのスライス部分
における等磁場線は磁場勾配GXYの傾斜方向に直
角な平行直線となり、この各等磁場線上の特定原
子核スピンの回転角周波数が上記(1)式であらわさ
れる。
そこで、このような状態で観測されるMR信号
をフーリエ変換することによつてスライス部分の
磁場勾配GXY方向の投影情報、即ち上記等磁場線
に平行な軸上への一次元像の投影情報を得る。こ
のようにして磁場勾配GXYをＸ−Ｙ平面内で回転
させ（この磁場勾配GXYの回転は例えば２対の傾
斜磁場コイルを用い、Ｘ−Ｙ各方向についての磁
場勾配GX，GYの合成磁場として磁場勾配GXYを作
り、上記磁場勾配GX，GYの合成比を変化させる
ことによつて行なう。）ることにより、上述と同
様にしてＸ−Ｙ平面内の各方向への投影情報が得
られ、これらの情報に基づく画像再構成処理によ
つて断層像を得ることができる。
をフーリエ変換することによつてスライス部分の
磁場勾配GXY方向の投影情報、即ち上記等磁場線
に平行な軸上への一次元像の投影情報を得る。こ
のようにして磁場勾配GXYをＸ−Ｙ平面内で回転
させ（この磁場勾配GXYの回転は例えば２対の傾
斜磁場コイルを用い、Ｘ−Ｙ各方向についての磁
場勾配GX，GYの合成磁場として磁場勾配GXYを作
り、上記磁場勾配GX，GYの合成比を変化させる
ことによつて行なう。）ることにより、上述と同
様にしてＸ−Ｙ平面内の各方向への投影情報が得
られ、これらの情報に基づく画像再構成処理によ
つて断層像を得ることができる。
なお、上述におけるMRの励起、MR信号の収
集およびこれらに伴う磁場勾配の印加シーケンス
については種々のパターンがあり、上述ではその
基本的な一例を示したにすぎない。
集およびこれらに伴う磁場勾配の印加シーケンス
については種々のパターンがあり、上述ではその
基本的な一例を示したにすぎない。
ところで、この種のMRイメージング装置にお
いては、一様静磁場H0の発生部その他のドリフ
ト等が避け難く長時間にわたつて静磁場の均一性
を維持するのが困難であり、このため時間の経過
とともに静磁場が不均一になつてゆく傾向があ
る。静磁場が完全には、均一でないとすると、試
料中の異なつた部分の核は少しづつ異なつた磁場
を感じることになり、(1)式よりわかるように少し
づつ異なつた角周波数で共鳴する。このために、
静磁場の不均一性により角周波数の広がりをもつ
結果として得られる画像に歪みを生じる。したが
つてこの種の装置においては、静磁場の均一性を
高精度に維持する必要がある。
いては、一様静磁場H0の発生部その他のドリフ
ト等が避け難く長時間にわたつて静磁場の均一性
を維持するのが困難であり、このため時間の経過
とともに静磁場が不均一になつてゆく傾向があ
る。静磁場が完全には、均一でないとすると、試
料中の異なつた部分の核は少しづつ異なつた磁場
を感じることになり、(1)式よりわかるように少し
づつ異なつた角周波数で共鳴する。このために、
静磁場の不均一性により角周波数の広がりをもつ
結果として得られる画像に歪みを生じる。したが
つてこの種の装置においては、静磁場の均一性を
高精度に維持する必要がある。
本発明は上記事情に基づいてなされたもので、
その目的は、特別な外部装置を付加することな
く、撮影する被検体を利用することにより、静磁
場の不均一性を高精度に補正し、常に均一な条件
を満足する状態でMR映像の撮像が行なえ、結果
的に常に空間分解能の高いMR映像を得ることの
可能なMRイメージング装置を提供することにあ
る。
その目的は、特別な外部装置を付加することな
く、撮影する被検体を利用することにより、静磁
場の不均一性を高精度に補正し、常に均一な条件
を満足する状態でMR映像の撮像が行なえ、結果
的に常に空間分解能の高いMR映像を得ることの
可能なMRイメージング装置を提供することにあ
る。
かかる目的を達成するために本発明によるMR
イメージング装置は、傾斜磁場にオフセツトを重
畳して静磁場の不均一さを補なうことにより、均
一な静磁場を得るものである。静磁場に重畳して
用いる傾斜磁場として撮像対象面に垂直な方向に
ついての傾斜磁場のみを用いて、MRエコー信号
を検出し、エコー信号のピーク値から1/e（ｅは
自然数）まで減衰する時間T2を検出する。ここ
で、エコー信号の減衰時間T2は、均一な静磁場
中で最も長くなることが一般に知られている。そ
こで、T2の長さが最も長くなるように傾斜磁場
を調整し静磁場の均一性を補正するF.U.C（Field
Unifomity Control）を行なうことを特徴とす
る。
イメージング装置は、傾斜磁場にオフセツトを重
畳して静磁場の不均一さを補なうことにより、均
一な静磁場を得るものである。静磁場に重畳して
用いる傾斜磁場として撮像対象面に垂直な方向に
ついての傾斜磁場のみを用いて、MRエコー信号
を検出し、エコー信号のピーク値から1/e（ｅは
自然数）まで減衰する時間T2を検出する。ここ
で、エコー信号の減衰時間T2は、均一な静磁場
中で最も長くなることが一般に知られている。そ
こで、T2の長さが最も長くなるように傾斜磁場
を調整し静磁場の均一性を補正するF.U.C（Field
Unifomity Control）を行なうことを特徴とす
る。
以下本発明にかかるMRイメージング装置を第
２図に示す一実施例にしたがい説明する。
２図に示す一実施例にしたがい説明する。
第２図において、４Ａ，４Ｂは被検体Ｐに一様
な静磁場H0を印加するための空心磁場コイル系、
５は断層面に垂直な方向、即ち断層面をＸ−Ｙ平
面とすればＺ軸方向に磁場勾配Gzをもつ傾斜磁
場を発生するための傾斜磁場コイル系、６は断層
面方向（断層面Ｘ−Ｙ平面上の各方向）に磁場勾
配GXYをもつ傾斜磁場を発生するための傾斜磁場
コイル系である。
な静磁場H0を印加するための空心磁場コイル系、
５は断層面に垂直な方向、即ち断層面をＸ−Ｙ平
面とすればＺ軸方向に磁場勾配Gzをもつ傾斜磁
場を発生するための傾斜磁場コイル系、６は断層
面方向（断層面Ｘ−Ｙ平面上の各方向）に磁場勾
配GXYをもつ傾斜磁場を発生するための傾斜磁場
コイル系である。
７は送受信用の高周波コイル系、８はMRエコ
ー受信信号の基準信号に対する同相成分（実部）
と、90°位相成分（虚部）とを検波してMRエコ
ー信号を得る直角二位相検波方式の位相検波装
置、９は角周波数ωの高周波パルスからなる選択
励起パルス（90°パルス）および非選択励起パル
ス（180°パルス）を発生し高周波コイル系７を介
して送信する送信器、１０は位相検波装置８の
MRエコー検波出力をデイジタル値に変換する
Ａ／Ｄ（アナログ−デイジタル）変換器、１１は
Ａ／Ｄ変換器１０のMRエコーデータ出力を所定
回数平均加算する加算器、１２は加算器１１で平
均加算されたMRエコーデータを高速フーリエ変
換する高速フーリエ変換器である。
ー受信信号の基準信号に対する同相成分（実部）
と、90°位相成分（虚部）とを検波してMRエコ
ー信号を得る直角二位相検波方式の位相検波装
置、９は角周波数ωの高周波パルスからなる選択
励起パルス（90°パルス）および非選択励起パル
ス（180°パルス）を発生し高周波コイル系７を介
して送信する送信器、１０は位相検波装置８の
MRエコー検波出力をデイジタル値に変換する
Ａ／Ｄ（アナログ−デイジタル）変換器、１１は
Ａ／Ｄ変換器１０のMRエコーデータ出力を所定
回数平均加算する加算器、１２は加算器１１で平
均加算されたMRエコーデータを高速フーリエ変
換する高速フーリエ変換器である。
１３は静磁場H0を発生するための空心磁場コ
イル系４Ａ，４Ｂを励磁する静磁場電源、１４は
加算器１１で得られたMRエコーデータにより傾
斜磁場コイル系５，６を制御する傾斜磁場制御器
である。
イル系４Ａ，４Ｂを励磁する静磁場電源、１４は
加算器１１で得られたMRエコーデータにより傾
斜磁場コイル系５，６を制御する傾斜磁場制御器
である。
１５は高速フーリエ変換器１２の（磁場ロツク
動作時以外の）出力に基づき画像再構成処理を行
なう画像再構成装置、１６は画像再構成装置１５
で得られた画像を表示するデイスプレイ装置、そ
して１７は上記構成における各部の動作タイミン
グを管理するタイミング制御系である。
動作時以外の）出力に基づき画像再構成処理を行
なう画像再構成装置、１６は画像再構成装置１５
で得られた画像を表示するデイスプレイ装置、そ
して１７は上記構成における各部の動作タイミン
グを管理するタイミング制御系である。
次に上記の如く構成された本実施例の作用を説
明する。
明する。
まず、通常のMR映像の撮像の場合を第３図に
示すタイミングチヤートを参照しながら説明す
る。
示すタイミングチヤートを参照しながら説明す
る。
この場合、最初に空心磁場コイル系４Ａ，４Ｂ
を静磁場電源１３により励磁して、被検体Ｐに一
様な静磁場H0を印加する。次にこの状態で所要
とする断層面（Ｘ−Ｙ平面）に垂直な方向（Ｚ方
向）について磁場勾配Gzをもつ傾斜磁場を、傾
斜磁場コイル５によつて一様な静磁場H0に所定
時間重畳し、同時に選択励起パルス（90°パルス）
SEPを、送信器９から送受信用高周波コイル系７
を介して磁場内の被検体Ｐに印加する。
を静磁場電源１３により励磁して、被検体Ｐに一
様な静磁場H0を印加する。次にこの状態で所要
とする断層面（Ｘ−Ｙ平面）に垂直な方向（Ｚ方
向）について磁場勾配Gzをもつ傾斜磁場を、傾
斜磁場コイル５によつて一様な静磁場H0に所定
時間重畳し、同時に選択励起パルス（90°パルス）
SEPを、送信器９から送受信用高周波コイル系７
を介して磁場内の被検体Ｐに印加する。
これら磁場勾配Gzと選択励起パルスSEPの印
加を終了した後、静磁場H0は印加したまま上記
断層面に沿う方向（Ｘ−Ｙ平面上の所定方向）に
磁場勾配GXYをもつ傾斜磁場を、傾斜磁場コイル
系６により静磁場H0に所定時間重畳する。この
磁場勾配GXYの印加終了後、静磁場H0は依然とし
て印加したまま非選択励起パルス（180°パルス）
NSEPを、送信器９から送受信用高周波コイル系
７を介して被検体Ｐに印加し、さらに上記磁場勾
配Gzをもつ傾斜磁場を、傾斜磁場コイル系５よ
り静磁場H0に所定時間重畳する。この磁場勾配
Gzの印加終了後、上記磁場勾配GXYをもつ傾斜磁
場を、傾斜磁場コイル系６より静磁場H0に所定
時間重畳しつつ送受信用高周波コイル系７によ
り、被検体ＰからのMRエコー信号を受信する。
高周波コイル系７で受信されたMRエコー信号を
位相検波装置８で位相検波し、このMRエコー信
号の検波波形をＡ／Ｄ変換器１０でデイジタル値
に変換して加算器１１に入力する。
加を終了した後、静磁場H0は印加したまま上記
断層面に沿う方向（Ｘ−Ｙ平面上の所定方向）に
磁場勾配GXYをもつ傾斜磁場を、傾斜磁場コイル
系６により静磁場H0に所定時間重畳する。この
磁場勾配GXYの印加終了後、静磁場H0は依然とし
て印加したまま非選択励起パルス（180°パルス）
NSEPを、送信器９から送受信用高周波コイル系
７を介して被検体Ｐに印加し、さらに上記磁場勾
配Gzをもつ傾斜磁場を、傾斜磁場コイル系５よ
り静磁場H0に所定時間重畳する。この磁場勾配
Gzの印加終了後、上記磁場勾配GXYをもつ傾斜磁
場を、傾斜磁場コイル系６より静磁場H0に所定
時間重畳しつつ送受信用高周波コイル系７によ
り、被検体ＰからのMRエコー信号を受信する。
高周波コイル系７で受信されたMRエコー信号を
位相検波装置８で位相検波し、このMRエコー信
号の検波波形をＡ／Ｄ変換器１０でデイジタル値
に変換して加算器１１に入力する。
以後上述の動作を数回繰り返し、加算器１１で
MRエコーデータの加算平均をとる。ここで、加
算平均をとつているのはＳ／Ｎ向上のためであ
る。
MRエコーデータの加算平均をとる。ここで、加
算平均をとつているのはＳ／Ｎ向上のためであ
る。
こうして加算平均されたMRエコーデータを、
高速フーリエ変換器１２でフーリエ変換して第４
図に示すようなプロジエクシヨンデータ（投影デ
ータ）を得る。このプロジエクシヨンデータを磁
場勾配GXYの傾斜方向を変えて各方向について求
め、これをもとに画像再構成装置１５で再構成処
理を行なつて画像化し、デイスプレイ装置１６に
より表示する。
高速フーリエ変換器１２でフーリエ変換して第４
図に示すようなプロジエクシヨンデータ（投影デ
ータ）を得る。このプロジエクシヨンデータを磁
場勾配GXYの傾斜方向を変えて各方向について求
め、これをもとに画像再構成装置１５で再構成処
理を行なつて画像化し、デイスプレイ装置１６に
より表示する。
次にF.U.Cの場合について説明する。
F.U.Cの場合は第５図に示すように通常の撮像
の場合のシーケンスから傾斜磁場コイル系６によ
る磁場勾配GXYの印加を除外したシーケンスにオ
フセツトをかけてMRエコーデータを得る。
の場合のシーケンスから傾斜磁場コイル系６によ
る磁場勾配GXYの印加を除外したシーケンスにオ
フセツトをかけてMRエコーデータを得る。
すなわち、被検体Ｐに空心磁場コイル４Ａ，４
Ｂで一様静磁場H0を印加し、この状態で所要の
断層面に垂直な方向の勾配Gzの傾斜磁場を、傾
斜磁場コイル系５により所定時間重畳し、同時に
高周波コイル系７から選択励起パルスSEPを、磁
場内の被検体Ｐに印加する。次に、磁場勾配GXY
をかけずに非選択励起パルスNSEPを高周波コイ
ル系７から被検体Ｐに印加し、さらに勾配Gzの
傾斜磁場を傾斜磁場コイル系５により静磁場H0
に所定時間重畳する。
Ｂで一様静磁場H0を印加し、この状態で所要の
断層面に垂直な方向の勾配Gzの傾斜磁場を、傾
斜磁場コイル系５により所定時間重畳し、同時に
高周波コイル系７から選択励起パルスSEPを、磁
場内の被検体Ｐに印加する。次に、磁場勾配GXY
をかけずに非選択励起パルスNSEPを高周波コイ
ル系７から被検体Ｐに印加し、さらに勾配Gzの
傾斜磁場を傾斜磁場コイル系５により静磁場H0
に所定時間重畳する。
しかる後に、高周波コイル系７により被検体Ｐ
からのMRエコー信号を受信する。そして通常の
撮像の場合と同様、受信されたMRエコー信号を
位相検波装置８で位相検波し、この検波波形を
Ａ／Ｄ変換器１０でデイジタル値に変換して加算
器１１に入力する。
からのMRエコー信号を受信する。そして通常の
撮像の場合と同様、受信されたMRエコー信号を
位相検波装置８で位相検波し、この検波波形を
Ａ／Ｄ変換器１０でデイジタル値に変換して加算
器１１に入力する。
以後上述の動作を数回繰り返し、加算器１１で
MRエコーデータの加算平均をとる。こうして加
算平均されたMRエコーデータを傾斜磁場制御器
１４に入力する。
MRエコーデータの加算平均をとる。こうして加
算平均されたMRエコーデータを傾斜磁場制御器
１４に入力する。
この傾斜磁場制御器１４では、入力されたMR
エコーデータのピーク値から１／ｅまで減衰する
時間T2値を求め、この減衰時間T2が最も長くな
るように最適な傾斜磁場電圧のオフセツト値を求
め、傾斜磁場電圧のオフセツト値を通常のMR画
像の撮影時に自動的に加算することにより、上記
静磁場の不均一性を補正し、MR画像の歪みを補
正するようにする。
エコーデータのピーク値から１／ｅまで減衰する
時間T2値を求め、この減衰時間T2が最も長くな
るように最適な傾斜磁場電圧のオフセツト値を求
め、傾斜磁場電圧のオフセツト値を通常のMR画
像の撮影時に自動的に加算することにより、上記
静磁場の不均一性を補正し、MR画像の歪みを補
正するようにする。
以上述べたように本実施例によれば、静磁場
H0に不均一が生じた場合、上記F.U.Cを行なわせ
ることにより、短時間で上記静磁場H0の適正な
補正が行なえ、しかも補正のための特別な外部装
置を付加的に用いる必要もない。
H0に不均一が生じた場合、上記F.U.Cを行なわせ
ることにより、短時間で上記静磁場H0の適正な
補正が行なえ、しかも補正のための特別な外部装
置を付加的に用いる必要もない。
本発明は上記上述し且つ記載した実施例に限定
されるものでなく、本発明の要旨を逸脱しない範
囲で種々変形して実施できる。
されるものでなく、本発明の要旨を逸脱しない範
囲で種々変形して実施できる。
本発明によれば、特別な外部装置を付加するこ
となく、撮影する被検体を利用することにより、
静磁場の不均一を高精度に補正し、常に均一な条
件を満足する状態でMR映像が行なえ、結果的に
常に空間分解能の高いMR映像を得ることの可能
なMRイメージング装置を提供することができ
る。
となく、撮影する被検体を利用することにより、
静磁場の不均一を高精度に補正し、常に均一な条
件を満足する状態でMR映像が行なえ、結果的に
常に空間分解能の高いMR映像を得ることの可能
なMRイメージング装置を提供することができ
る。
第１図はMRイメージング装置の原理を説明す
るための概略斜視図、第２図は本発明の一実施例
の構成を示すブロツク図、第３図は同実施例にお
ける通常の撮影時のタイムスケジユールを示すタ
イミングチヤート、第４図は同撮影時に得られる
プロジエクシヨンデータの一例を示す図、第５図
は同実施例におけるF.U.C時のタイムスケジユー
ルを示すタイミングチヤートである。 ４Ａ，４Ｂ……空心磁場コイル系、５，６……
傾斜磁場コイル系、７……高周波コイル系、８…
…位相検波装置、９……送信器、１０……Ａ／Ｄ
変換器、１１……加算器、１２……高速フーリエ
変換器、１３……静磁場電源、１４……静磁場制
御器、１５……画像再構成装置、１６……デイス
プレイ装置、１７……タイミング制御系。
るための概略斜視図、第２図は本発明の一実施例
の構成を示すブロツク図、第３図は同実施例にお
ける通常の撮影時のタイムスケジユールを示すタ
イミングチヤート、第４図は同撮影時に得られる
プロジエクシヨンデータの一例を示す図、第５図
は同実施例におけるF.U.C時のタイムスケジユー
ルを示すタイミングチヤートである。 ４Ａ，４Ｂ……空心磁場コイル系、５，６……
傾斜磁場コイル系、７……高周波コイル系、８…
…位相検波装置、９……送信器、１０……Ａ／Ｄ
変換器、１１……加算器、１２……高速フーリエ
変換器、１３……静磁場電源、１４……静磁場制
御器、１５……画像再構成装置、１６……デイス
プレイ装置、１７……タイミング制御系。
Claims (1)
- 【特許請求の範囲】 １ 静磁場を発生する静磁場発生手段と、 この静磁場に重畳して予定方向についての傾斜
磁場を発生する傾斜磁場発生手段と、 磁気共鳴周波数の高周波パルスを発生するパル
ス発生手段と、 被検体に生じたMR信号を検出する受信手段
と、この受信手段で受信されたMR信号を用いて
前記傾斜磁場のオフセツトを制御することにより
前記静磁場の均一性を補正する制御手段とを有す
ることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。 ２ 前記制御手段は、受信されたMR信号から静
磁場の均一性を反映する量であるMR信号の減衰
時間を求め、減衰時間が最も長くなるように前記
傾斜磁場のオフセツトを制御することを特徴とす
る特許請求の範囲第１項記載の磁気共鳴イメージ
ング装置。 ３ 前記制御手段は、受信されたMR信号の減衰
曲線を求め、ピークから所定の割合まで減衰する
時間を求めることにより、静磁場の均一性を反映
する量であるMR信号の減衰時間を求めることを
特徴とする特許請求の範囲第２項記載の磁気共鳴
イメージング装置。 ４ 前記制御手段は、前記傾斜磁場発生手段に印
加される電圧に、前記最も長い減衰時間に基づい
てオフセツト電圧を重畳するように前記傾斜磁場
発生手段を制御することを特徴とする特許請求の
範囲第２項または第３項記載の磁気共鳴イメージ
ング装置。
Priority Applications (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP59281111A JPS61153554A (ja) | 1984-12-26 | 1984-12-26 | 磁気共鳴イメ−ジング装置 |
| DE19853545897 DE3545897A1 (de) | 1984-12-26 | 1985-12-23 | Vorrichtung zur magnetischen kernresonanzabbildung |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP59281111A JPS61153554A (ja) | 1984-12-26 | 1984-12-26 | 磁気共鳴イメ−ジング装置 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPS61153554A JPS61153554A (ja) | 1986-07-12 |
| JPH0577417B2 true JPH0577417B2 (ja) | 1993-10-26 |
Family
ID=17634503
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP59281111A Granted JPS61153554A (ja) | 1984-12-26 | 1984-12-26 | 磁気共鳴イメ−ジング装置 |
Country Status (2)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPS61153554A (ja) |
| DE (1) | DE3545897A1 (ja) |
Families Citing this family (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPH0547440U (ja) * | 1991-10-11 | 1993-06-25 | 株式会社ユニシアジェックス | ポンプ |
Family Cites Families (4)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US4284950A (en) * | 1978-08-05 | 1981-08-18 | E M I Limited | Imaging systems |
| US4471306A (en) * | 1982-02-03 | 1984-09-11 | General Electric Company | Method of NMR imaging which overcomes T2 * effects in an inhomogeneous static magnetic field |
| DE3209810A1 (de) * | 1982-03-18 | 1983-10-13 | Bruker Medizintechnik Gmbh, 7512 Rheinstetten | Verfahren zum messen der magnetischen kernresonanz fuer die nmr-tomographie |
| JPS59200947A (ja) * | 1983-04-30 | 1984-11-14 | Toshiba Corp | Ｍｒｉ装置における静磁場強度調整方法 |
-
1984
- 1984-12-26 JP JP59281111A patent/JPS61153554A/ja active Granted
-
1985
- 1985-12-23 DE DE19853545897 patent/DE3545897A1/de not_active Ceased
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JPS61153554A (ja) | 1986-07-12 |
| DE3545897A1 (de) | 1986-07-03 |
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Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| EXPY | Cancellation because of completion of term |