CN107205689B - 磁场均匀度调整方法以及磁场均匀度调整装置 - Google Patents

磁场均匀度调整方法以及磁场均匀度调整装置 Download PDF

Info

Publication number
CN107205689B
CN107205689B CN201680007259.6A CN201680007259A CN107205689B CN 107205689 B CN107205689 B CN 107205689B CN 201680007259 A CN201680007259 A CN 201680007259A CN 107205689 B CN107205689 B CN 107205689B
Authority
CN
China
Prior art keywords
magnetic field
magnetic
uniformity
target
amount
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.)
Active
Application number
CN201680007259.6A
Other languages
English (en)
Other versions
CN107205689A (zh
Inventor
榊原健二
藤川拓也
阿部充志
花田光
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
Fujifilm Healthcare Corp
Original Assignee
Hitachi Ltd
Priority date (The priority date 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 date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Hitachi Ltd filed Critical Hitachi Ltd
Publication of CN107205689A publication Critical patent/CN107205689A/zh
Application granted granted Critical
Publication of CN107205689B publication Critical patent/CN107205689B/zh
Active legal-status Critical Current
Anticipated expiration legal-status Critical

Links

Images

Classifications

    • 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
    • G01R33/28—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
    • G01R33/387—Compensation of inhomogeneities
    • G01R33/3873—Compensation of inhomogeneities using ferromagnetic bodies ; Passive shimming
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/05—Detecting, measuring or recording for diagnosis by means of electric currents or magnetic fields; Measuring using microwaves or radio waves 
    • A61B5/055—Detecting, measuring or recording for diagnosis by means of electric currents or magnetic fields; Measuring using microwaves or radio waves  involving electronic [EMR] or nuclear [NMR] magnetic resonance, e.g. magnetic resonance imaging
    • 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
    • G01R33/24—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance for measuring direction or magnitude of magnetic fields or magnetic flux
    • G01R33/243—Spatial mapping of the polarizing magnetic field
    • 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
    • G01R33/28—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
    • G01R33/381—Systems for generation, homogenisation or stabilisation of the main or gradient magnetic field using electromagnets
    • G01R33/3815—Systems for generation, homogenisation or stabilisation of the main or gradient magnetic field using electromagnets with superconducting coils, e.g. power supply therefor
    • 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
    • G01R33/546—Interface between the MR system and the user, e.g. for controlling the operation of the MR system or for the design of pulse sequences

Landscapes

  • Physics & Mathematics (AREA)
  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
  • Condensed Matter Physics & Semiconductors (AREA)
  • General Physics & Mathematics (AREA)
  • Nuclear Medicine, Radiotherapy & Molecular Imaging (AREA)
  • Engineering & Computer Science (AREA)
  • Medical Informatics (AREA)
  • Biophysics (AREA)
  • Pathology (AREA)
  • High Energy & Nuclear Physics (AREA)
  • Biomedical Technology (AREA)
  • Heart & Thoracic Surgery (AREA)
  • Radiology & Medical Imaging (AREA)
  • Molecular Biology (AREA)
  • Surgery (AREA)
  • Animal Behavior & Ethology (AREA)
  • General Health & Medical Sciences (AREA)
  • Public Health (AREA)
  • Veterinary Medicine (AREA)
  • Magnetic Resonance Imaging Apparatus (AREA)

Abstract

即使在垫片托盘的各位置可配置的磁性体片的量具有限制，也可达成高的磁场均匀度，为此测量静磁场发生装置生成的静磁场的分布，计算静磁场的分布与目标磁场之间的误差磁场，一边使目标磁场在预定的磁场范围内变化，一边分别计算在垫片托盘的多个位置中的一个以上的位置配置了磁性体片时可达到的磁场均匀度。选择垫片托盘的各位置的磁性体片的量为预定的上限值以下且可达到的磁场均匀度为预定值以下的目标磁场，在垫片托盘中配置与该目标磁场相对应的磁性体片的量。

Description

磁场均匀度调整方法以及磁场均匀度调整装置
技术领域
本发明涉及一种调整磁共振成像(以下称为MRI)的静磁场发生装置的磁场均匀度的方法、程序以及磁场均匀度调整装置。
背景技术
MRI装置测量在均匀的静磁场中的拍摄空间中配置的被检体中的核自旋的磁共振(以下，称为NMR信号)信号，并将被检体中的核自旋密度分布、缓和时间分布等图像显示为断层图像。MRI装置具备产生静磁场的静磁场发生装置、产生用于对NMR信号赋予位置信息的倾斜磁场的倾斜磁场发生装置。
当静磁场发生装置产生的静磁场的均匀性产生紊乱时，由于与其重叠的倾斜磁场的线性发生劣化，因此在向NMR信号赋予的位置信息中产生偏差，成为图像的失真或缺损等的原因。图像的失真或缺损等损害图像的正确性、清晰度，成为诊断上大的障碍，因此在拍摄空间的静磁场中，要求极高的均匀性。
另一方面，NMR信号的强度与静磁场强度大致成比例，因此为了得到高画质的MRI图像，期望产生的静磁场强度大的静磁场发生装置。如此，在MRI装置产生的静磁场中，要求高度的均匀性和大的磁场强度(高磁场)，静磁场发生装置是MRI装置极其重要的结构要素之一。
已知使用了超导磁铁的静磁场发生装置能够长时间稳定地在拍摄空间中形成具有高度均匀性和大的强度的静磁场。另外，已知圆筒形状的超导磁铁为能够高效率地产生高磁场的形状。圆筒状的超导磁铁是在低温槽、或者封入了液态氦或其他的低温冷却剂的低温容器的内部配置了多个超导线圈的结构。
将低温槽或低温容器配置在真空槽的内部，并在真空槽的内侧配置了用于遮断来自外部的热侵入的辐射屏蔽。并且，在真空槽中安装冷冻机，冷冻机的冷却部与低温槽或低温容器以及辐射屏蔽相连接，维持低温。
在将超导磁铁作为静磁场发生装置的MRI装置中，作为视野(FOV)已知的拍摄空间的体积以及形状根据需要的拍摄对象而不同，由磁场均匀性的峰峰(Peak To Peak)值来规定，其空间为大致为球形。近年来，在中心磁场强度为1.5特斯拉的MRI装置中，在直径为45～50cm前后的FOV中，静磁场的均匀性的峰峰值一般为数十ppm(约20～40ppm)。
超导磁铁的静磁场的均匀性主要由超导线圈的配置来决定，因此对配置进行了设计使得在期望的空间中产生需要的均匀磁场。但是，实际上由于超导磁铁的制作尺寸误差，难以实现设计要求的磁场均匀性，关于单个超导磁铁的静磁场均匀性，在直径为45～50cm前后的FOV中为数百ppm程度。因此，为了修正超导磁铁的静磁场的不均匀性，一般使用被称为被动匀场的方法，该方法在拍摄空间的周围配置微小的磁性体片来细微地调整静磁场。
在专利文献1中提出了一种方法，该方法通过计算求出在静磁场发生装置中为了磁场调整而应配置的磁性体片的数量和位置。专利文献1的调整方法测量拍摄空间中的磁场的空间分布，使用通过奇异值分解而获得的固有分布函数来计算磁性体片的数量和配置，该磁性体片的数量和配置用于修正相对于期望的均匀磁场的误差磁场。
现有技术文献
专利文献
专利文献1：专利第4902787号公报
发明内容
发明要解决的课题
MRI装置的静磁场发生装置需要一边确保插入被检体的大的拍摄空间，一边实现通过铁垫片进行的静磁场修正，因此在静磁场发生装置的拍摄空间侧具备排列并设置了多个凹部的垫片托盘，该凹部可配置多个铁垫片。关于垫片托盘的凹部的大小(深度)，为了确保拍摄空间的小大而具有限制，在一个凹部中可配置的磁性体片的数量具有上限。需要通过上限值以下的磁性体片来实现期望的均匀度以上的静磁场。
另外，配置的铁垫片除了生成用于修正误差磁场的磁场成分以外，还生成均匀的静磁场成分(B0成分)。此时的B0成分的生成量具有大致与垫片铁的总量成比例的倾向。另一方面，铁垫片的磁化受到室温、在静磁场空间中相邻配置的倾斜磁场线圈产生的热所导致的温度的影响，结果成为静磁场变动的原因。特别是B0成分的温度依存性的灵敏度最高，除了上述每个凹部的配置量以外，对于铁垫片的总量也需要设定某个一定的限制。
在专利文献1中公开了当变更目标磁场时，误差磁场中包含的各固有分布的强度、作为残差剩余的磁场强度(达到均匀度)也发生变化，所以在固有分布选择中还需要考虑目标磁场(段落0051、0069)。然而，专利文献1的技术没有考虑可配置的磁性体片的量具有上限的情况，因此没有公开磁性体片的量的上限与目标磁场和达到均匀度之间的关系。
本发明的目的在于，即使在垫片托盘的各位置可配置的磁性体片的量具有限制，也能够达成高的磁场均匀度。
解决课题的手段
为了达成上述目的，通过本发明提供一种静磁场发生装置的使用了奇异值分解法的磁场均匀度调整方法，该静磁场发生装置具备用于在预定的多个位置分别保持磁性体片的垫片托盘，该磁性体片用于调整产生的静磁场的均匀度。
即，测量静磁场发生装置产生的静磁场的分布，计算静磁场的分布与目标磁场之间的误差磁场，一边使目标磁场在预定的磁场范围内变化一边分别计算在垫片托盘的多个位置中的一个以上的位置配置了磁性体片时可达到的磁场均匀度，选择垫片托盘的各位置的磁性体片的量为预定的上限值以下且可达到的磁场均匀度为预定值以下的目标磁场，在垫片托盘中配置与该目标磁场相对应的磁性体片的量。
发明的效果
通过本发明，即使可配置在垫片托盘中的磁性体片的量具有上限值，也能够高效地调整为高的磁场均匀度。
附图说明
图1(a)是静磁场发生装置的一个例子的立体图(将垫片托盘71部分拉出的状态)，(b)是垫片托盘71的立体图。
图2是表示测量到的磁场强度的分布的一个例子的图表。
图3(a)是表示目标磁场强度与可达到的磁场均匀度以及需要的磁性体垫片的总量之间关系的图表，(b)是表示垫片托盘的凹部的容量具有上限时的目标强度与可达到的磁场均匀度以及磁性体垫片的总量之间关系的图表。
图4是表示第一实施方式的磁场均匀度调整装置的结构的框图。
图5是表示第一实施方式的磁场均匀度调整程序的动作的流程图。
图6是表示磁场的测量部74的结构的说明图。
图7是表示在第一实施方式中，从操作者接受条件设定的画面的说明图。
图8是表示图5的S517的详细内容的流程图。
图9是表示在每个固有模式产生的磁场强度Bei的值的图表。
图10是表示在图5的S520中显示的垫片托盘和凹部72的编号和磁性体量之间的关系的表。
图11(a)～(c)是表示图5的S517的计算结果的表。
图12(a)～(c)是表示图11(a)～(c)的计算结果的图表。
图13是表示第二实施方式的磁场均匀度调整程序的动作的流程图。
图14是表示第三实施方式的配置了磁场均匀度调整装置33的静磁场发生装置的立体图。
图15是表示第三实施方式的磁场均匀度调整程序的动作的流程图。
具体实施方式
使用附图来说明本发明的一个实施方式。
<<第一实施方式>>
对于本发明的第一实施方式的静磁场调整方法进行说明。本实施方式的静磁场调整方法如图1所示，是调整具备垫片托盘71的静磁场发生装置73的磁场均匀度的方法。垫片托盘71为了在预定的多个位置(编号1～20)分别保持用于对静磁场发生装置73在均匀磁场空间77中产生的静磁场的均匀度进行调整的磁性体片，而在位置(编号1～20)上分别具备凹部72。在静磁场发生装置73的均匀磁场空间77侧并排配置了多个垫片托盘71。
由此，矩阵状地配置了多个垫片托盘71的用于配置磁性体片的多个位置1～20。
在本实施方式中，以静磁场发生装置73是MRI装置的静磁场发生装置的情况为例进行说明，但并不限于MRI装置，也能够在需要均匀的静磁场的其他装置的静磁场调整中应用本实施方式的方法。另外，在图1中表示了对于圆筒形状的静磁场发生装置，将静磁场方向(Z轴)水平配置的例子，但是也能够用于将平板状的一对磁铁隔开间隔上下配置的静磁场方向为垂直方向的静磁场发生装置。另外，以下对于静磁场发生装置为超导磁铁的情况进行说明，但是也可以是常导磁铁或永磁铁。
本实施方式的磁场均匀度调整方法为了使均匀磁场空间77的磁场均匀度为预定值以下，通过使用了奇异值分解法的计算来求出在多个垫片托盘71的位置(编号1～20)的凹部72中应配置的磁性体片的位置和量。此时，为了确保大的均匀磁场空间77，预先决定了垫片托盘71的凹部72的大小(深度)。
因此，在位置(编号1～20)的凹部72中可配置的磁性体片的量(容量)具有上限。发明人发现在可配置的磁性体片的量具有上限时，通过改变目标磁场，可达到的最小的磁场均匀度发生变化。因此，通过使目标磁场在允许范围内变化来形成磁场均匀度更小(磁场分布小)的均匀磁场空间77。此外，对于使用了奇异值分解法的磁性体片的配置和量的计算方法，使用众所周知的公知方法(例如专利第4902787号公报)。
对于通过改变目标磁场，可达到的最小的磁场均匀度发生变化的原理进行说明。当在均匀磁场空间77中针对多个测量点测量到的磁场强度，例如像图2所示那样分布时，需要在垫片托盘71中配置磁性体片，以便产生对于目标磁场31与测量到的磁场强度之间的误差磁场进行修正的磁场。
当在垫片托盘71中配置了铁片来作为磁性体片时，由于静磁场发生装置73产生的磁场，使得铁片在与均匀磁场空间77的磁场相同的方向磁化从而具有磁矩(称为正磁矩)，并产生磁场。在将具有正磁矩的铁片配置到均匀磁场空间77附近时，铁片产生的磁场的磁通在通过均匀磁场空间77时成为与均匀磁场空间77的磁场的方向相反的方向，在降低均匀磁场空间77的磁场的方向上作用。
由此，在图2的磁场强度的分布中，能够向目标磁场31降低高于目标磁场31的误差磁场。另一方面，为了向目标磁场31升高低于目标磁场31的磁场，使用如下的方法：在关于轴向从均匀磁场空间77离开的凹部72中配置铁片，使得在具有正磁矩的铁片产生的磁场的磁通通过均匀磁场空间77时，成为与均匀磁场空间77的磁场的朝向相同的朝向。
或者，在均匀磁场空间77附近的凹部72配置与均匀磁场空间77的方向反向地预先磁化的，即具有负磁矩的永磁铁片来作为磁性体片，在均匀磁场空间77中产生与静磁场相同朝向的磁场，由此来进行调整。
如此，根据将目标磁场31设定为怎样的磁场强度，配置用于降低均匀磁场空间77的磁场强度的磁性体片和用于提高磁场强度的磁性体片的位置以及量发生改变。
在图3(a)中，表示目标磁场31、均匀磁场空间77的磁场均匀度的预想值(达到预想均匀度：左纵轴)以及配置的磁性体片的总量(配置铁垫片总量：右纵轴)。
例如，如图3(a)那样越降低目标磁场需要越多的磁性体片，但是能够使均匀磁场空间77的磁场逐渐接近目标磁场。特别是在设定了比均匀磁场空间77的磁场强度分布的下限小的目标磁场32时，不需要向目标磁场提高磁场强度分布，通过配置用于降低均匀磁场空间77的磁场强度的很多磁性体片能够使均匀磁场空间77的磁场逐渐接近目标磁场32。
然而，垫片托盘71的凹部72的容量具有上限值，因此在需要配置的磁性体片超过了上限值时，无法完全修正误差磁场，无法逐渐接近至目标磁场。在这里，图3(b)表示垫片托盘71的凹部72的容量具有上限时的磁性体片的量与均匀磁场空间77的磁场均匀度的关系。在如上述那样将目标磁场设定得低时，表现出为了修正误差磁场磁性体片的量增加，磁场均匀度降低(改善)的倾向。但是，因为凹部72的容量具有上限，所以无法在修正误差磁场所需要的位置上完全配置全部需要的磁性体片，因此磁场均匀度具有极值。
如此，在通过计算求出的在某个位置应配置的磁性体片的量大于垫片托盘71的凹部72的容量上限值时，实际上无法在垫片托盘71配置该量的磁性体片，因此无法完全修正误差磁场，无法与目标磁场一致。由此，当在垫片托盘71的各位置(编号1～20)上可配置的磁性体片的量具有上限值时，根据目标磁场31的值，可达到的最小的磁场均匀度不同。
另外，因为难以将永磁铁精密地加工为微小的尺寸，所以优选作为磁性体片尽可能不使用具有负磁矩的永磁铁来进行磁场均匀度的调整。
因此，在本实施方式中，使目标磁场在预定的范围内变化来计算可达到的磁场均匀度，由此来选择通过上限值以下的磁性体片的量能够达成预定的磁场均匀度以下均匀度的目标磁场。以下，具体地进行说明。
在本实施方式中，如图4所示，使用内置CPU34和存储器35的均匀磁场调整装置33。在存储器35中存储预先决定的磁场均匀度调整程序，通过CPU34读入并执行存储器35内的程序，如图5所示的流程那样动作，实现本实施方式的均匀磁场调整方法。此外，在图4中表示了均匀磁场调整装置33与测量部74、超导线圈4a的励磁电源2相连接的例子，在第一实施方式中，也可以不连接。
首先，操作者测量均匀磁场空间77的磁场强度分布。例如，如图6所示，通过使测量部74以静磁场的轴向75为中心进行旋转，来测量均匀磁场空间77的磁场强度Bm，测量部74通过与均匀磁场空间77的形状相对应的预定的图形(例如，24平面)并列配置了磁场测量元件78。
CPU34在图5的S512中取入测量结果即磁场强度Bm。
另外，CPU34在S513～S516中接受多个垫片托盘71的位置(编号1～20)的凹部72的位置信息、在每个凹部72允许配置的磁性体片的量(铁垫片量)的上限值、在垫片托盘71中在全部的凹部72配置的磁性体片的总容量的上限值、需要的磁场均匀度、目标磁场Btg的范围、以及用于计算的固有模式的最大值。
例如，CPU34在连接的显示装置220中显示图7那样的接受画面，在接受画面的输入栏61～63中，能够从操作者接受目标磁场Btg的中心值(目标中心磁场Btgc)、其刻度幅度ΔB、刻度数n(n为整数)的输入。在这种情况下，目标磁场Btg的范围通过(Btgc－ΔB·n/2)～(Btgc+ΔB·n/2)来表示。
另外，能够在输入栏64中接受用于计算的固有模式的最大值，在输入栏65中接受整个垫片托盘71中允许配置的磁性体片(正磁矩)的总量的上限值，在输入栏66中接受整个垫片托盘71中允许配置的磁性体片(负磁矩)的总量的下限值，在输入栏65a中接受在一个凹部72允许配置的磁性体片(正磁矩)的量的上限值，在输入栏66a中接受在一个凹部72允许配置的磁性体片(负磁矩)的量的上限值，在输入栏68中接受需要的磁场均匀度。
接着，CPU34在S517中，一边使目标磁场Btg在上述接受的磁场范围内变化一边分别计算在多个垫片托盘71的位置(编号1～20)中的一个以上的位置配置了磁性体片时可达到的最小磁场均匀度。
使用图8的流程来详细说明该S517的计算方法。首先，CPU34在S851中，基于在S512取入的测量磁场Bm和在S516接受的目标磁场Btg来计算误差磁场Be。
Be＝Bm-Btg···(1)
其中，Be：表示误差磁场分布的矩阵，Bm：表示测量磁场分布的矩阵，Btg：表示均匀的目标磁场的矩阵。
误差磁场Be能够通过下式(2)的线性方程式来记述。
Be＝AI···(2)
其中，Be：表示误差磁场分布的矩阵，A：磁场的响应矩阵，I：表示磁性体片的位置和量的电流电位的矩阵。
在这里，如果磁场的响应矩阵A为正则矩阵，则存在逆矩阵A-1，并能够通过式(3)求出表示磁性体片的位置和量的电流电位的矩阵I。
I＝A-1Be···(3)
如下那样，使用铁的磁矩、表示从MRI装置的垫片托盘71的凹部72开始与FOV(拍摄视野)之间的距离r和朝向的矢量r，如以下那样预先求出响应矩阵A。能够将点配置的磁矩m定义为m＝(mX，mY，mZ)的任意方向的磁偶极子。
一般来说，能够通过式(4)来表示磁矩m在离开了位置矢量R(＝(X，Y，Z))的位置上产生的磁场B(矢量)。此外，在式(4)、(5)、(6)中，R表示位置矢量、r表示距离。
B＝(10-7){3(m·R)R/r2-m}/r3···(4)
在这里，在将每单位体积的磁矩设为F时，铁量I的磁矩m成为式(5)那样，在磁场修正中使用磁矩(铁)时，通过式(6)表现响应矩阵A。
m＝F×I
即
B＝{(10-7){3(F·R)R/r2-F}/r3}×I···(5)
A＝{(10-7){3(F·R)R/r2-F}/r3}···(6)
如果对垫片托盘71的凹部72附加编号j，则针对各凹部72的铁量Ij(m3)，通过式(7)来表示在第k个测量点的磁场。
Bk＝∑AkjIj···(7)
但是，通过式(6)表示的响应矩阵A不是正则矩阵，不存在逆矩阵，因此进行奇异值分解法(SVD)，通过式(8)求出磁场的响应矩阵A。
A＝∑ui·λi·vi t···(8)
其中，i：固有模式的次数，vi：表示次数i的电流电位的固有分布的矩阵，ui：表示次数i的误差磁场的固有分布的矩阵，λi：次数i的奇异值。
基于式(3)、(8)，能够通过式(9)求出表示磁性体片的位置和量的电流电位的矩阵I。
I＝∑np 1/2Pivi/λi···(9)
其中，Pi＝ui tBei/np 1/2、np：磁场的测量点的数量。
根据式(9)，可知通过np 1/2Piui来表现在次数i的固有模式产生的磁场强度Bei。每个固有模式的磁场强度Bei如图9那样分布，次数i越小则成为越大的磁场强度Bei。由此，从次数i＝1开始直到在S515中接受的固有模式的最大值的次数I＝MD为止将np 1/2Piui的值进行相加，并且如式(10)那样与测量磁场Bm相加，由此能够计算调整后的磁场分布的推定值：BPredicted。
Figure GDA0001360742890000091
通过求出通过式(10)获得的调整后的磁场分布的推定值BPredicted与目标磁场Btg的差，能够计算表示距离目标磁场的不均匀磁场的分布的矩阵Bep。
Bep＝BPredicted-Btg···(11)
CPU34在S852中运算式(8)、式(9)来求出每个固有模式的磁性体片的位置和量。然后，将针对所设定的最大值MD以下的固有模式的磁性体片的位置和量与目标磁场Btg对应起来存储在存储器35。在多个固有模式中，在相同位置的凹部72配置磁性体片时，计算多个固有模式的磁性体片的量的总和，并将每个凹部72的总和后的磁性体片的量存储到存储器35中。
计算出的在垫片托盘71的凹部72应该配置的磁性体片的配置和量通过矩阵IJ来表现。矩阵IJ的矩阵要素Ij表现了第j个凹部72的磁性体片的量。例如，当设垫片托盘71为16个，垫片托盘71中的凹部72为20个时，矩阵IJ的矩阵要素Ij的数量为320(j＝1～320)个。
在上述S852中，当计算出的磁性体片的量超过在S513中接受的在凹部72允许配置的磁性体片的量的上限时，通过式(12)将计算出的磁性体片的量(矩阵IJ的矩阵要素Ij)减少至允许配置的磁性体片的量的上限。其中，在式(12)中，Imax表示在凹部72允许配置的磁性体片的量的上限。
0≤I_j≤Imax···(12)
(在计算出的Ij＞Imax时，Ij＝Imax，在计算出的Ij≤Imax时，Ij＝Ij)。
应用式子(12)后的矩阵IJ表示针对在S852中计算出的用于修正误差磁场的磁性体片的量，应用了在凹部72允许配置的上限后的磁性体片的量以及配置。对此例如像图10所示那样，根据凹部72的编号，通过用于确定凹部72的位置的表形式等将磁性体片的量存储到存储器35。
根据式(2)，通过AIJ来表示通过由矩阵IJ表现的磁性体片的量以及配置而产生的磁场，因此基于式(10)、(11)，可通过式(13)、(14)来求出磁性体片配置后的磁场BPredicted以及表示磁性体片配置后的距离目标磁场的不均匀磁场分布的矩阵Bep。
BPredicted＝AIJ+Bm···(13)
Bep＝BPredicted-Btg···(14)
CPU34使用用于表示在S852中求出的磁性体片的量以及分布的矩阵IJ和式(13)、(14)来求出表示不均匀磁场分布的矩阵Bep。其中，在式(13)中使用式(8)来作为响应矩阵。
并且，CPU34在S853中根据表示不均匀磁场的矩阵Bep的矩阵要素计算可达到的磁场均匀度(达到预想磁场均匀度)。例如，根据式(15)来计算矩阵Bep表示的误差磁场的最大值与最小值的差(PkPk值：峰峰值)相对于平均磁场强度的相对值，由此求出不均匀磁场。将计算出的磁场均匀度与目标磁场Btg对应起来存储到存储器35。
磁场均匀度(PkPk值)＝{(矩阵Bep的矩阵要素最大值)－(矩阵Bep的矩阵要素最小值)}/(平均磁场强度)×10-6[ppm] (15)
从所设定的磁场范围的最小值(Btgc－ΔB·n/2)开始一边使目标磁场Btg每次变化ΔB一边到最大值(Btgc+ΔB·n/2)为止重复上述S851～S853的运算(S854)。由此，能够针对所设定的磁场范围的ΔB刻度的n个目标磁场分别计算可达到的磁场均匀度。
在图11(a)～(c)以及图12(a)～(c)中作为表以及图表，表示计算结果的一个例子。对于计算结果例的图11(a)进行说明。在图11(a)的例子中，ΔB＝5×10-4特斯拉，n＝6，对于1.498848特斯拉以上1.501348特斯拉以下的范围内的6个目标磁场Btg计算出可达到的磁场均匀度。在图12(a)中将图11(a)的结果表示为图表。在图11(a)以及图12(a)中，针对每个正磁矩的磁性体片和每个负磁矩的磁性体片表示了应配置的磁性体片的总容量。
在此，以下使用图11(a)和图12(a)来说明将需要的磁场均匀度设定为10ppm以下，对于可配置的磁性体片的总容量，将正磁矩的总量设定为1.5×10-3[m3](磁性片为铁或电磁钢板时，约为12kg)以下，将负磁矩的总量(下限值)设定为0时的实施方式。
根据图12(a)可知，随着目标磁场Btg变化，可达到的磁场均匀度也变化。CPU34基于在S853中计算出的可达到的磁场均匀度的计算结果，判定是否具有垫片托盘71的各位置的每个凹部72的磁性体片的量以及总容量为预定的上限值以下且可达到的磁场均匀度为预定值以下的目标磁场Btg(S518)，如果有满足这样条件的目标磁场Btg则选择该目标磁场Btg(S519)。
例如，在图11(a)以及图12(a)的例子中，具有可达到的磁场均匀度作为极小值表示9.3ppm的目标磁场Btg，此时的磁性体片的总量的正磁矩总量满足上述限制条件(1.5×10-3[m3]以下)，但是负的总量为-5.6×10-4[m3]，不满足上述限制条件。因此，选择满足上述限制条件，满足需要的磁场均匀度10ppm以下的目标磁场Btg(1.499848特斯拉，磁场均匀度：9.9ppm)。
在图12(a)的例子中，磁性体片只需要正磁矩的磁性体片，负磁矩的磁性体片的量为0，因此不需要使用永磁铁片从而是理想的。
如果在S518中没有满足条件的目标磁场Btg，则返回到S513，由操作者将S513～S517设定为不同的条件，并再次进行计算。
然后，CPU34使显示装置显示针对在S519选择出的目标磁场Btg(＝1.499848特斯拉)在S852中存储的垫片托盘71的每个凹部72的磁性体片的配置及其量，来作为在垫片托盘71应该配置的磁性体片(S520)。例如，如图10所示，使显示装置显示用于表示每个凹部72的磁性体片的量的表。
操作者确认在显示装置中显示的磁性体片的量和位置(垫片托盘71的凹部72的编号)，在垫片托盘71的各凹部72插入所显示的量的磁性体片。由此，静磁场均匀度的调整完成。
当静磁场发生装置为MRI装置的静磁场发生装置时，CPU34计算用于针对在S519中选择出的目标磁场Btg(＝1.499848特斯拉)中配置的被检体的核磁进行励磁的高频磁场的频率，并在显示装置进行显示(S521)。操作者在MRI装置的高频磁场发生部进行设定，使得照射所显示的高频磁场的频率。由此，MRI装置能够通过调整后的目标磁场Btg高精度地拍摄被检体。
另外，在本实施方式中，作为固有模式使用从次数i＝1开始到设定的次数MD为止的低次的次数，由此能够利用低次的值的大的奇异值λi，能够通过小的磁性体量来产生大的修正磁场。因此，能够抑制磁性体量而高效地进行磁场调整。
根据本实施方式，通过使目标磁场Btg变化，能够针对在垫片托盘71的凹部72中可配置的磁性体片的量考虑上限值来达成所需要的磁场均匀度。
此外，在从操作者接受条件设定的画面中，如图7所示，还能够设置接受需要的均匀磁场尺寸的输入栏67、CPU34计算并显示作为参考信息在S512中取入的测量磁场的中心磁场和均匀度的栏69a、69b等。
另外，操作者还可以基于一边使目标磁场在预定的磁场范围内变化一边分别计算出的所述磁场均匀度的变化来选择目标磁场(最佳值)。
<<第二实施方式>>
对于本发明的第二实施方式的磁场均匀度调整方法进行说明。第二实施方式即使在相对于需要的磁场均匀度(例如10ppm以下)，测量磁场的分布大(例如，100～1000ppm)的情况下，通过一边使用于改变目标磁场的宽度ΔB变化一边重复计算可达到的磁场均匀度，求出高效地达成所需要的磁场均匀度的磁性体片的配置和量。使用图13的流程来对其进行说明。
首先，CPU34进行第一实施方式图5的S512～S519来选择满足条件的目标磁场Btg。然后，前进到S1321，设定包含在S519中选择出的目标磁场Btg，并且比在S516中接受了设定的磁场范围小的第二磁场范围。并且，设定比在S516中接受的ΔB小的刻度宽度ΔB2。
例如，作为刻度宽度ΔB2，预先准备了5×10-4特斯拉、2×10-4特斯拉、1×10-5特斯拉这三种，选择其中的在上次的S158中使用的刻度宽度ΔB以下且接近于ΔB的ΔB2即可。例如，当S516的ΔB为5×10-4特斯拉时，选择2×10-4特斯拉来作为ΔB2。对于第二磁场范围，能够将在S519中选择出的目标磁场Btg作为目标磁场的中心值Btgc，通过刻度宽度ΔB2的n倍(n为整数)来设定。
然后，前进到S1322，一边在第二磁场范围内使目标磁场Btg每次变化刻度宽度ΔB2，一边再次计算可达到的磁场均匀度。在S1323中，基于S1322的计算结果，选择垫片托盘71的各凹部72的磁性体片的量为预定的上限值以下且磁场均匀度为最小的目标磁场Btg。在图11(b)中作为表来表示S1322的计算结果的例子。
在图11(b)的例子中，目标磁场Btg的中心Btgc是在S519中选择出的1.499848特斯拉，ΔB2＝2×10-4特斯拉，n＝6，针对1.499248特斯拉以上1.500248特斯拉以下的范围的6个目标磁场Btg计算出可达到的磁场均匀度。选择垫片托盘71的各凹部72的磁性体片的量为预定的上限值以下且磁场均匀度为最小的目标磁场Btg(＝1.500048特斯拉)。此时的磁场均匀度为8.7ppm。
接着，前进到S1324，判定所设定的刻度宽度ΔB2是否为预先决定的最小值。例如，在作为刻度宽度ΔB2，预先准备了5×10-4特斯拉、2×10-4特斯拉、1×10-5特斯拉这三种时，因为ΔB2还不是最小值1×10-5特斯拉，所以返回到S1321。
然后，在S1321中，设定包含在S1323中选择出的目标磁场Btg，且小于上次的第二磁场范围。另外，将刻度宽度ΔB2也设定为小于上次的值。例如，作为刻度宽度ΔB2，设定1×10-5特斯拉，关于第二磁场范围，将在S1323中选择出的目标磁场Btg作为目标磁场的中心值Btgc，通过刻度宽度ΔB2的n倍(n为整数)来进行设定。
然后，前进到S1322，一边在第二磁场范围内使目标磁场Btg每次变化刻度宽度ΔB2，一边再次计算可达到的磁场均匀度。在图11(c)中作为表来表示S1322的计算结果的例子。
在图11(c)的例子中，目标磁场Btg的中心Btgc是在S1323中选择出的1.500048特斯拉，ΔB2＝1×10-5特斯拉，n＝6，针对1.500018特斯拉以上1.5000688特斯拉以下的范围内的6个目标磁场Btg计算出可达到的磁场均匀度。垫片托盘71的各凹部72的磁性体片的量为预定的上限值以下且负的磁性体片的量为零，磁场均匀度为最小的目标磁场Btg＝1.500058特斯拉，并且为8.6ppm。
使图11(c)成为图表在图12(c)中表示。如图12(c)所示，达成所需要的磁场均匀度的目标磁场Btg是从1.500018特斯拉到1.500068特斯拉的全部6个目标磁场，最小的磁场均匀度是Btg＝1.500068特斯拉时的8.5ppm，但是负的磁性体片的量为-4.9×10-10，不满足磁性体片配置量的限制条件，所以无法选择。因此，选择磁性体片的量在限制条件的范围内为最小的磁场均匀度的1.500058特斯拉来作为目标磁场。
此外，在这里作为限制条件，将负的下限值设为零，但是根据磁性体片的单位量，有时上述负的磁性体片的量-4.9×10-10变得无法忽略，并且有时能够达成更好的磁场均匀度。如此，也可以考虑磁性体片的单位量以及既有的磁性体片配置量来设定限制条件。
然后，前进到S520，与第一实施方式同样地，使显示装置显示与在S1323选择出的目标磁场Btg对应的磁性体的配置及其量，来作为在垫片托盘71的凹部72应该配置的磁性体片。例如，显示图10的垫片托盘71的凹部72和磁性体量的表。接着前进到S521，计算并显示与选择出的目标磁场Btg对应的高频磁场的频率。
在第二实施方式中，即使在相对于需要的磁场均匀度(例如，10ppm以下)，测量出的磁场均匀度大(例如，100～1000ppm)的情况下，也能够通过慢慢减小目标磁场的范围和刻度宽度ΔB来重复计算可达到的磁场均匀度，从而高效地求出达成所需要的磁场均匀度的磁性体的配置和量。
在第二实施方式中，因为上述以外的结构以及动作与第一实施方式相同，所以省略说明。
<<第三实施方式>>
在第三实施方式中，对于自动地进行磁场测量、静磁场发生装置的超导磁铁的励磁的情况进行说明。在本实施方式中，如图4、图14所示，均匀磁场调整装置33与在静磁场发生装置的均匀磁场空间77中配置的测量部74、静磁场发生装置73内置的超导线圈4a的励磁电源2相连接。
均匀磁场调整装置33的CPU34如图15的流程所示，首先控制励磁电源2，向超导线圈4a供给预定的超导电流来使其励磁(S1511)。然后，在S512中，CPU34控制测量装置74的动作，在均匀磁场空间77内使测量装置74旋转来测量磁场。然后，在S513～S516中设定条件。
在本实施方式中，在S513、S514中，对于磁性体片的位置和量的上限值、以及需要的磁场均匀度，与第一实施方式同样地从操作者接受，使用预先决定的值来作为S515的固有模式的最大值MD。
另外，在S516中，关于目标磁场Btg的范围，不从操作者接受，而是通过预定的算式(例如，平均值)计算在S512中测量出的磁场分布的最大值和最小值之间的值来作为目标磁场Btg的中心值Btgc，并且根据预先决定的ΔB和n，通过计算(Btgc－ΔB·n/2)～(Btgc+ΔB·n/2)来设定磁场范围。
与第一实施方式同样地进行S51～S521。
然后，在S1522中判断在S520显示的磁性体片的总量是否为在对超导线圈4a进行了励磁的状态下从静磁场发生装置73拉出垫片托盘71将磁性体片配置在凹部72，并能够再次插入垫片托盘71的总量以下。
即，如果磁性体片的总量小，则由于静磁场而受到的吸引力小，因此能够在进行了励磁的状态下进行配置，在磁性体片的量多时，由于大的吸引力的作用，无法在进行了励磁的状态下进行配置，因此前进到S1523，将超导线圈4a暂时消磁。消磁后再次励磁花费时间和制冷剂的成本，因此在S1522中，将预先通过计算求出的磁性体片的总量与在S520中显示的磁性体片的总量进行比较来判定是否能够在进行了励磁的状态下进行配置。如果不需要消磁，则直接前进到S1524。如果需要消磁，则前进到S1523，CPU34控制励磁电源2来使励磁电流降低到零或预定值，并前进到S1524。
在S1524中进行显示，该显示用于促使操作者按照S520的显示的那样在在多个垫片托盘71的凹部72中配置磁性体片。
如果操作者配置了磁性体片，则在S1525中控制测量部74的动作再次测量磁场。此外，在S1523中进行了励磁时，在测量前从励磁电源2向超导线圈4a供给励磁电流来再次励磁。
在S1526中计算在S1525中测量出的磁场的均匀度，判定该均匀度是否为在S514中接受的需要的磁场均匀度以下。如果测量出的磁场均匀度为需要的磁场均匀度以下时，磁场均匀度的调整结束。在大于需要的磁场均匀度时，返回到S513，重复S513及其以下的步骤。
此时，当在S513中设定磁性体量的限制条件时，因为已经在S1524中配置了磁性体片，所以允许该磁性体片来设定上限值。例如，当在每个凹部72能够配置2.0×10-6m3的磁性体片时，当第一次将磁性体片量的上限值设定为1.5×10-6m3时，在第二次的S513中，将上限值设定为小于0.5×10-6m3的值。
在本实施方式中，能够不麻烦操作者而由CPU34自动地进行超导线圈4a的励磁以及根据需要的消磁、磁场的测量，因此能够减轻操作者的负担。另外，由于还自动地进行是否消磁的判定，因此能够将消磁次数抑制在需要的最小限度。
另外，当在S1523中消磁后，在S1524中再次进行了励磁时，再励磁后的磁场强度由于取决于励磁电源2的精度的励磁电流值的误差，与原本的磁场强度不同。因此，需要根据励磁电流值(即，再励磁后的磁场强度)使在再励磁后的磁性体片的配置以及量的计算中使用的目标磁场Btg变化，但是在本实施方式中，在S516中，基于在S512或S1525中测量出的磁场分布，通过计算来设定目标磁场，因此能够与再励磁后的励磁电流值的误差相对应地求出需要的磁场均匀度的配置。
另外，在第三实施方式中，除了上述的结构以外与第一实施方式相同，所以省略说明。此外，不限于第一实施方式，当然也能够在第二实施方式的图13的流程的S512之前和S521之后进行第三实施方式的S511以及S1522～S1526。
另外，在第一～第三实施方式中，在S515中，接受用于计算的固有模式的最大值MD，在S517中仅使目标磁场Btg变化计算出磁性体片的位置和量以及磁场均匀度，但是也可以使目标磁场Btg和固有模式的最大值MD双方变化来进行S517的计算。此时，能够求出可进一步减小磁场均匀度的目标磁场Btg和最佳的固有模式的最大值MD的组合以及此时的磁性体片的位置和量。
另外，在第一～第三实施方式中，在低次的预定范围(次数1～最大值MD的范围)内选择固有模式，但是本实施方式并不限于此，还能够选择高次的固有模式范围，也能够间隔地选择任意的多个次数。
符号的说明
2：励磁电源、4a：超导线圈、33：磁场均匀度调整装置、34：CPU、35：存储器、71：垫片托盘、72：凹部、73：静磁场发生装置、74：测量部、77：均匀磁场空间。

Claims (8)

1.一种静磁场发生装置的使用了奇异值分解法的磁场均匀度调整方法，所述静磁场发生装置具备垫片托盘，该垫片托盘用于在预定的多个位置分别保持用于对产生的静磁场的均匀度进行调整的磁性体片，在所述磁场均匀度调整方法中，测量所述静磁场发生装置生成的静磁场的分布来计算所述静磁场的分布与目标磁场之间的误差磁场，其特征在于，
一边使所述目标磁场在预定的磁场范围内变化一边分别计算在所述垫片托盘的所述多个位置中的一个以上的位置配置了所述磁性体片时可达到的磁场均匀度，
选择所述垫片托盘的各个所述位置的磁性体片的量为预定的上限值以下，且所述可达到的磁场均匀度为预定值以下的所述目标磁场，在所述垫片托盘中配置与该目标磁场相对应的所述磁性体片的量。
2.根据权利要求1所述的磁场均匀度调整方法，其特征在于，
设定包含所选择的所述目标磁场并且比所述预定的磁场范围小的范围的第二磁场范围，一边在所述第二磁场范围内使所述目标磁场变化，一边再次计算所述可达到的磁场均匀度，选择所述垫片托盘的各个所述位置的磁性体片的量为预定的上限值以下，且所述可达到的磁场均匀度为最小的所述目标磁场，在所述垫片托盘中配置与所选择的所述目标磁场相对应的所述磁性体片的量。
3.根据权利要求1所述的磁场均匀度调整方法，其特征在于，
使用通过所述奇异值分解法计算出的多个固有模式来计算所述磁性体片的配置及所述磁性体片的量。
4.根据权利要求1所述的磁场均匀度调整方法，其特征在于，
在所述静磁场发生装置为磁共振成像装置的静磁场发生装置时，计算与求出的所述目标磁场相对应的高频磁场的频率，并在所述磁共振成像装置的高频磁场发生部进行设定。
5.根据权利要求1所述的磁场均匀度调整方法，其特征在于，
基于测量出的所述静磁场的分布来设定所述目标磁场的中心值，以所述目标磁场的中心值为中心设定所述预定的磁场范围。
6.根据权利要求3所述的磁场均匀度调整方法，其特征在于，
选择性地仅使用所述多个固有模式中的预定的多个次数的固有模式来计算所述磁性体片的配置及所述磁性体片的量。
7.根据权利要求1所述的磁场均匀度调整方法，其特征在于，
基于一边使所述目标磁场在预定的磁场范围内变化一边分别计算出的所述磁场均匀度的变化来选择所述目标磁场。
8.一种用于调整静磁场发生装置的磁场均匀度的磁场均匀度调整装置，所述静磁场发生装置具备垫片托盘，该垫片托盘用于在预定的多个位置分别保持用于对产生的静磁场的均匀度进行调整的磁性体片，所述磁场均匀度调整装置的特征在于，具有：
接受部，其接受所述静磁场发生装置生成的静磁场的测量结果、所述多个位置的磁性体片的量的上限值以及目标磁场的范围；以及
运算部，其使用所述接受部接受的条件来计算在所述垫片托盘中应配置的所述磁性体片的配置及所述磁性体片的量，
所述运算部计算所述静磁场与目标磁场之间的误差磁场，一边使所述目标磁场在所述接受部接受的目标磁场的范围内变化一边分别计算在所述垫片托盘的所述多个位置中的一个以上的位置配置了所述磁性体片时可达到的磁场均匀度，基于计算出的所述可达到的磁场均匀度的计算结果，选择所述垫片托盘的各个所述位置的磁性体片的量为所述接受的所述上限值以下且所述可达到的磁场均匀度为预定值以下的所述目标磁场，并使显示装置显示与选择出的目标磁场相对应的所述磁性体片的配置及所述磁性体片的量。
CN201680007259.6A 2015-02-20 2016-01-27 磁场均匀度调整方法以及磁场均匀度调整装置 Active CN107205689B (zh)

Applications Claiming Priority (3)

Application Number Priority Date Filing Date Title
JP2015-032339 2015-02-20
JP2015032339 2015-02-20
PCT/JP2016/052259 WO2016132832A1 (ja) 2015-02-20 2016-01-27 磁場均一度調整方法、磁場均一度調整プログラムおよび磁場均一度調整装置

Publications (2)

Publication Number Publication Date
CN107205689A CN107205689A (zh) 2017-09-26
CN107205689B true CN107205689B (zh) 2020-04-24

Family

ID=56688773

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
CN201680007259.6A Active CN107205689B (zh) 2015-02-20 2016-01-27 磁场均匀度调整方法以及磁场均匀度调整装置

Country Status (4)

Country Link
US (1) US10267877B2 (zh)
JP (1) JP6626490B2 (zh)
CN (1) CN107205689B (zh)
WO (1) WO2016132832A1 (zh)

Families Citing this family (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US11156683B2 (en) * 2017-10-26 2021-10-26 Canon Medical Systems Corporation Static magnetic field adjustment device for magnetic resonance imaging apparatus and superconducting magnet
CN110261802A (zh) * 2019-06-11 2019-09-20 东南大学 一种用于Halbach磁体磁场均匀度调节的装置和方法
WO2022044122A1 (ja) * 2020-08-25 2022-03-03 キヤノンメディカルシステムズ株式会社 超電導マグネットから発生する静磁場を均一化するための方法および装置

Citations (6)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US6351125B1 (en) * 1999-01-15 2002-02-26 Bruker Analytik Gmbh Method of homogenizing magnetic fields
CN101957438A (zh) * 2009-07-09 2011-01-26 株式会社东芝 磁共振成像装置和垫片装置
CN102046083A (zh) * 2008-05-09 2011-05-04 株式会社日立制作所 Mri装置用磁场调整
JP2011115480A (ja) * 2009-12-07 2011-06-16 Hitachi Medical Corp 磁気共鳴イメージング装置及びこの装置の磁場均一度調整方法
CN102665542A (zh) * 2009-11-24 2012-09-12 株式会社日立制作所 核磁共振断层摄像装置用磁场调整方法
CN103442635A (zh) * 2011-03-25 2013-12-11 株式会社日立医疗器械 静磁场均匀度的调整方法、磁共振成像用静磁场产生装置、磁场调整系统、程序

Family Cites Families (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP3559262B2 (ja) * 2000-10-06 2004-08-25 株式会社Ｎｅｏｍａｘ 磁界調整用装置、磁界調整方法および記録媒体
US6448772B1 (en) 2000-10-06 2002-09-10 Sumitomo Special Metals Co., Ltd. Magnetic field adjusting apparatus, magnetic field adjusting method and recording medium
US6778054B1 (en) * 2003-10-03 2004-08-17 General Electric Company Methods and apparatus for passive shimming of magnets
JP5060384B2 (ja) * 2008-05-09 2012-10-31 株式会社日立製作所 磁場均一度調整用ソフトウェア、磁場均一度調整方法、磁石装置及び磁気共鳴撮像装置
JP2012249765A (ja) * 2011-06-01 2012-12-20 Toshiba Corp 磁気共鳴イメージング装置及びその製造方法

Patent Citations (6)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US6351125B1 (en) * 1999-01-15 2002-02-26 Bruker Analytik Gmbh Method of homogenizing magnetic fields
CN102046083A (zh) * 2008-05-09 2011-05-04 株式会社日立制作所 Mri装置用磁场调整
CN101957438A (zh) * 2009-07-09 2011-01-26 株式会社东芝 磁共振成像装置和垫片装置
CN102665542A (zh) * 2009-11-24 2012-09-12 株式会社日立制作所 核磁共振断层摄像装置用磁场调整方法
JP2011115480A (ja) * 2009-12-07 2011-06-16 Hitachi Medical Corp 磁気共鳴イメージング装置及びこの装置の磁場均一度調整方法
CN103442635A (zh) * 2011-03-25 2013-12-11 株式会社日立医疗器械 静磁场均匀度的调整方法、磁共振成像用静磁场产生装置、磁场调整系统、程序

Also Published As

Publication number Publication date
US20180284205A1 (en) 2018-10-04
WO2016132832A1 (ja) 2016-08-25
US10267877B2 (en) 2019-04-23
JPWO2016132832A1 (ja) 2017-11-30
CN107205689A (zh) 2017-09-26
JP6626490B2 (ja) 2019-12-25

Similar Documents

Publication Publication Date Title
US6538443B2 (en) MRI gradient coil with variable field of view and apparatus and methods employing the same
Liu et al. A hybrid field-harmonics approach for passive shimming design in MRI
CN107205689B (zh) 磁场均匀度调整方法以及磁场均匀度调整装置
US10156619B2 (en) Magnetic resonance imaging system, static magnetic field homogeneity adjusting system, magnetic field homogeneity adjusting method, and magnetic field homogeneity adjusting program
JP6308794B2 (ja) パルス状の補償傾斜磁場を有するｍｒ装置
EP0913699A2 (en) Planar gradient coil system for MRI positioned on only one side of the subject to be examined
JP6392141B2 (ja) 磁場均一度調整方法、磁場均一度調整プログラムおよび磁場均一度調整装置
JP2008125928A (ja) シムトレイ温度制御装置を備えた磁気共鳴イメージング装置
US10641851B2 (en) Radio frequency coil-array for magnetic resonance examination system
JP2002238874A (ja) 磁石装置とそれを用いた核磁気共鳴イメージング装置及びその磁場均一度調整体並びにその均一度調整方法
Tamada et al. A new planar single-channel shim coil using multiple circular currents for magnetic resonance imaging
JP4783556B2 (ja) Ｍｒｉ用磁場生成器の中心磁場を調節するための方法及び装置
US7482809B1 (en) Method of optimized gradient coil design
Tamada et al. Design and evaluation of a planar single-channel shim coil for a permanent magnetic resonance imaging magnet
JP2014004169A (ja) 磁場調整方法、磁場発生装置、磁気共鳴イメージング装置及び磁場調整装置
Wen et al. Shimming with permanent magnets for the x‐ray detector in a hybrid x‐ray/MR system
Terada et al. Power optimization of a planar single-channel shim coil for a permanent magnet circuit
JP2007089943A (ja) 磁場調整用シムボード、磁場調整装置および磁場調整方法
JPH10262947A (ja) 磁気共鳴検査装置
Frollo et al. Comparative magnetic field measurements for homogeneity adjustment of magnetic resonance imaging equipments
JP2811328B2 (ja) 核磁気共鳴イメージング装置
Gilbert et al. A cradle-shaped gradient coil to expand the clear-bore width of an animal MRI scanner
KR102103982B1 (ko) 자기공명영상용 RF(radio frequency) 코일 어셈블리 및 자기공명영상 시스템
CN116953579A (zh) 用于磁共振设备的磁体装置
CN117157547A (zh) 最小耦合匀场线圈

Legal Events

Date Code Title Description
PB01 Publication
PB01 Publication
SE01 Entry into force of request for substantive examination
SE01 Entry into force of request for substantive examination
GR01 Patent grant
GR01 Patent grant
TR01 Transfer of patent right
TR01 Transfer of patent right

Effective date of registration: 20211124

Address after: Chiba County, Japan

Patentee after: Fujifilm medical health Co.,Ltd.

Address before: Tokyo, Japan

Patentee before: Hitachi, Ltd.