JP2001078981A - Magnetic resonance diagnostic apparatus - Google Patents
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Abstract
Description
【０００１】[0001]
【発明の属する技術分野】本発明は磁気共鳴現象を利用
して被検体（生体）のスライス画像等の形態情報やスペ
クトロスコピー等の機能情報を得る磁気共鳴診断装置に
関し、特に、静磁場分布の不均一性に起因する磁気共鳴
スペクトルの劣化を抑制し、かつ局所領域における磁気
共鳴スペクトルを高速に計測できる磁気共鳴診断装置に
関する。BACKGROUND OF THE INVENTION 1. Field of the Invention The present invention relates to a magnetic resonance diagnostic apparatus that obtains morphological information such as slice images of a subject (living body) and functional information such as spectroscopy using a magnetic resonance phenomenon. The present invention relates to a magnetic resonance diagnostic apparatus capable of suppressing deterioration of a magnetic resonance spectrum due to non-uniformity and measuring a magnetic resonance spectrum in a local region at high speed.
【０００２】[0002]
【従来の技術】磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ）装置や
磁気共鳴スペクトロスコピー（ＭＲＳ）装置において、
静磁場の均一性はＭＲ画像やＭＲスペクトルの質や精度
を大きく左右するため、非常に高い均一性が求められ
る。特に、１Ｈ（代謝物）−ＭＲＳ装置においては、化
学シフトの範囲が狭いため、最大で０．１ｐｐｍ程度の
磁場不均一性しか許容されていない。このため、磁気共
鳴診断装置では、静磁場を発生する主磁石の他に、静磁
場不均一性を相殺するための復数の補正コイル（シムコ
イルと呼ばれる）が設けられ、シムコイルに流す電流値
を調整することにより静磁場の不均一性を補償すること
が行われている。2. Description of the Related Art In a magnetic resonance imaging (MRI) apparatus and a magnetic resonance spectroscopy (MRS) apparatus,
Since the uniformity of the static magnetic field greatly affects the quality and accuracy of the MR image and the MR spectrum, very high uniformity is required. In particular, in the 1 H (metabolite) -MRS apparatus, since the range of the chemical shift is narrow, only a magnetic field inhomogeneity of about 0.1 ppm at the maximum is allowed. For this reason, in the magnetic resonance diagnostic apparatus, in addition to the main magnet that generates a static magnetic field, a multiple correction coil (referred to as a shim coil) for canceling the static magnetic field inhomogeneity is provided. Adjustments have been made to compensate for inhomogeneities in the static magnetic field.
【０００３】しかし、シムコイルを使用したとしても、
被検体が生体など多成分からなり、不均一な分布・成分
を有する場合には、被検体の全領域において上述したよ
うな静磁場の均一性を実現することは極めて難しい。何
故ならば、人体の場合には、２次以上の高次成分の磁場
不均一性が生じることが多いためである。However, even if shim coils are used,
When the subject is composed of multiple components such as a living body and has a non-uniform distribution / component, it is extremely difficult to achieve the above-described uniformity of the static magnetic field in the entire region of the subject. This is because in the case of a human body, magnetic field inhomogeneities of second-order or higher-order components often occur.
【０００４】このため、関心のある局所領域においての
み磁場均一性を高める方法が考えられている。具体例と
しては、特開平４−２２７２３２号公報に記載のスティ
ミュレーテッド・エコー（ＳＴＥ）法のパルスシーケン
ス等によって、局所領域から磁気共鳴信号を発生させ、
その信号の減衰の時定数が最も長くなるように１次のシ
ム電流を決定する方法がある。磁場が不均一な程、信号
の減衰が早いという事実に基づいている。For this reason, a method of improving the magnetic field uniformity only in a local region of interest has been considered. As a specific example, a magnetic resonance signal is generated from a local region by a pulse sequence of a stimulated echo (STE) method described in JP-A-4-227232,
There is a method of determining the first-order shim current so that the time constant of the signal attenuation becomes the longest. It is based on the fact that the more inhomogeneous the magnetic field, the faster the signal decay.
【０００５】しかし、この方法にも欠点がある。それ
は、シム電流を逐次変化させて最適な電流値を算出する
ため、調整時間がかかるということである。さらに、別
の局所領域のＭＲスペクトルを計測する場合は、再度同
じ調整を最初から実施する必要がある。However, this method also has disadvantages. That is, it takes an adjustment time to calculate the optimum current value by sequentially changing the shim current. Further, when measuring the MR spectrum of another local region, the same adjustment needs to be performed again from the beginning.
【０００６】一方、特開平４−２０８１３３号公報に記
載のように、ＭＲ画像の位相情報から磁場不均一性を求
め、求めた不均一性に応じて局所領域毎にシム電流を算
出するという方法も考えられている。これは、局所領域
を含む広い範囲にて１回の磁場計測を行い、局所での磁
場分布からシム電流を算出するものである。算出方法と
しては、計測した静磁場不均一分布をシムコイルが発生
することのできる磁場成分に展開することが行われ、こ
の展開には直交関数展開が使われることが多い。この
際、注意すべきことは展開の精度であり、展開の項数が
増えるほどデータ点数を多くする（分解能を細かくする
か、広い領域を計測する）必要がある。これは、ＭＲ画
像を取得する段階で撮影時間の延長につながる。逆に、
展開の項数を減らした場合には、撮影時間が短くなる代
りに、前述した２次以上の高次成分の磁場不均一性によ
りスペクトルの線幅が広くなってしまい、Ｓ／Ｎが劣化
するという欠点がある。On the other hand, as described in Japanese Patent Application Laid-Open No. 4-208133, a method of obtaining magnetic field inhomogeneity from phase information of an MR image and calculating a shim current for each local region according to the obtained inhomogeneity. Is also considered. In this method, one magnetic field measurement is performed in a wide range including a local region, and a shim current is calculated from a local magnetic field distribution. As a calculation method, the measured static magnetic field inhomogeneous distribution is developed into magnetic field components that can be generated by the shim coil, and an orthogonal function expansion is often used for this development. At this time, what should be noted is the precision of the expansion, and it is necessary to increase the number of data points (decrease the resolution or measure a wide area) as the number of terms of the expansion increases. This leads to an increase in the photographing time at the stage of acquiring the MR image. vice versa,
When the number of terms in the expansion is reduced, instead of shortening the imaging time, the line width of the spectrum is widened due to the above-described inhomogeneity of the magnetic field of the second or higher-order component, and the S / N is deteriorated. There is a disadvantage that.
【０００７】[0007]
【発明が解決しようとする課題】このように従来の磁気
共鳴診断装置には、静磁場の不均一性分布を局所的に補
償する磁場をシムコイルにより発生して、静磁場の均一
性を局所的に高めるには、シム電流の調整時間がかかる
という問題があった。As described above, in the conventional magnetic resonance diagnostic apparatus, a magnetic field for locally compensating the inhomogeneity distribution of the static magnetic field is generated by the shim coil, and the uniformity of the static magnetic field is locally controlled. However, it takes a long time to adjust the shim current.
【０００８】本発明の目的は、局所領域において静磁場
の均一性を短時間、高精度に高め、高精度に磁気共鳴デ
ータを収集できる磁気共鳴診断装置を提供することにあ
る。An object of the present invention is to provide a magnetic resonance diagnostic apparatus capable of improving the uniformity of a static magnetic field in a local region in a short time and with high accuracy, and collecting magnetic resonance data with high accuracy.
【０００９】[0009]
【課題を解決するための手段】上記した課題を解決し目
的を達成するために、本発明は以下に示す手段を用いて
いる。In order to solve the above-mentioned problems and achieve the object, the present invention uses the following means.
【００１０】（１）本発明の磁気共鳴診断装置は、被検
体を挿入可能な撮影空間にほぼ一様な静磁場を発生させ
る主磁石と、該静磁場の不均一性を補正するための磁場
を発生する複数のシムコイルと、前記複数のシムコイル
にシム電流を供給するシム電源とを具備する磁気共鳴診
断装置において、撮影空間内の第１の領域の磁場分布を
測定する手段と、第１の領域の磁場分布から第１のシム
電流セットを算出し、第１のシム電流セットをシム電源
に設定する手段と、第１のシム電流セットを用いて撮影
領域内の第２の領域の磁場分布を測定する手段と、第２
の領域の磁場分布の一部を使って第２のシム電流セット
を算出し、第１のシム電流セットと第２のシム電流セッ
トから第３のシム電流セットを算出し、第３のシム電流
セットをシム電源に設定する手段とを具備することを特
徴とするものである。(1) A magnetic resonance diagnostic apparatus according to the present invention comprises a main magnet for generating a substantially uniform static magnetic field in an imaging space into which a subject can be inserted, and a magnetic field for correcting non-uniformity of the static magnetic field. A shim power supply for supplying a shim current to the plurality of shim coils; a means for measuring a magnetic field distribution in a first region in the imaging space; Means for calculating a first shim current set from the magnetic field distribution of the region, and setting the first shim current set as a shim power supply; and a magnetic field distribution of a second region in the imaging region using the first shim current set Means for measuring
A second shim current set is calculated using a part of the magnetic field distribution in the region of the third shim current, a third shim current set is calculated from the first shim current set and the second shim current set, and a third shim current is calculated. Means for setting the set to a shim power supply.
【００１１】（２）本発明の他の磁気共鳴診断装置は、
被検体を挿入可能な撮影空間にほぼ一様な静磁場を発生
させる主磁石と、該静磁場の不均一性を補正するための
磁場を発生する複数のシムコイルと、前記複数のシムコ
イルに電流を供給するシム電源とを具備する磁気共鳴診
断装置において、撮影空間内の第１の領域の磁場分布を
測定する手段と、第１の領域の磁場分布から第１のシム
電流セットを算出し、第１のシム電流セットをシム電源
に設定する手段と、第１のシム電流セットを用いて撮影
領域内の第２の領域の磁場分布を測定し、第２の領域の
磁場分布を記憶する手段と、スペクトルデータを収集す
る局所領域を指定する手段と、該局所領域が第２の領域
に含まれているか否か判定する手段と、該局所領域が第
２の領域に含まれていると判定された場合、第２の領域
の磁場分布の一部を使って第２のシム電流セットを算出
し、第１のシム電流セットと第２のシム電流セットから
第３のシム電流セットを算出し、第３のシム電流セット
をシム電源に設定する手段とを具備することを特徴とす
るものである。(2) Another magnetic resonance diagnostic apparatus of the present invention
A main magnet for generating a substantially uniform static magnetic field in an imaging space in which a subject can be inserted, a plurality of shim coils for generating a magnetic field for correcting non-uniformity of the static magnetic field, and a current supplied to the plurality of shim coils. A magnetic resonance diagnostic apparatus including a supplied shim power supply, a means for measuring a magnetic field distribution in a first region in the imaging space, and calculating a first shim current set from the magnetic field distribution in the first region; Means for setting one shim current set as a shim power supply, means for measuring a magnetic field distribution in a second region in the imaging region using the first shim current set, and storing the magnetic field distribution in the second region Means for designating a local area for collecting spectral data, means for determining whether the local area is included in the second area, and means for determining whether the local area is included in the second area. Part of the magnetic field distribution in the second region Means for calculating a second shim current set, calculating a third shim current set from the first shim current set and the second shim current set, and setting the third shim current set to a shim power supply; It is characterized by having.
【００１２】（３）本発明の磁気共鳴診断装置は、上記
（１）、または（２）に記載した磁気共鳴診断装置であ
って、かつ第１の領域が第２の領域を包含する。(3) A magnetic resonance diagnostic apparatus according to the present invention is the magnetic resonance diagnostic apparatus described in (1) or (2) above, wherein the first region includes the second region.
【００１３】（４）本発明の磁気共鳴診断装置は、上記
（１）乃至（３）のいずれかに記載した磁気共鳴診断装
置であって、かつ第１の領域の磁場分布の空間分解能が
第２の領域の磁場分布の空間分解能より粗い。(4) The magnetic resonance diagnostic apparatus according to the present invention is the magnetic resonance diagnostic apparatus according to any one of the above (1) to (3), wherein the spatial resolution of the magnetic field distribution in the first region is the second. It is coarser than the spatial resolution of the magnetic field distribution in the second area.
【００１４】（５）本発明の磁気共鳴診断装置は、上記
（１）乃至（４）に記載した磁気共鳴診断装置であっ
て、かつ第２のシム電流セットのチャネル数が第１のシ
ム電流セットのチャネル数より少なく、第３のシム電流
セットのうち、第２のシム電流セットに対応するチャネ
ルのシム電流は第２のシム電流セットの値と対応するチ
ャネルの第１のシム電流との和で算出され、第３のシム
電流セットの残りのチャネルのシム電流は対応するチャ
ネルの第１のシム電流のみで決定される。(5) The magnetic resonance diagnostic apparatus of the present invention is the magnetic resonance diagnostic apparatus described in (1) to (4) above, wherein the number of channels of the second shim current set is the first shim current. The number of channels in the set is less than the number of channels in the set, and of the third shim current set, the shim current of the channel corresponding to the second shim current set is the sum of the value of the second shim current set and the first shim current of the corresponding channel. The sum is calculated, and the shim currents of the remaining channels of the third shim current set are determined only by the first shim currents of the corresponding channels.
【００１５】（６）本発明の磁気共鳴診断装置は、上記
（１）乃至（５）のいずれかに記載した磁気共鳴診断装
置であって、かつ第１のシム電流セットは１次から高次
までの磁場分布補正のためのシム電流であり、第２のシ
ム電流セットは１次の磁場分布補正のためのシム電流で
ある。(6) A magnetic resonance diagnostic apparatus according to the present invention is the magnetic resonance diagnostic apparatus according to any one of the above (1) to (5), wherein the first shim current set is from the first to the higher order. The second shim current set is a shim current for correcting the magnetic field distribution of the first order.
【００１６】このような磁気共鳴診断装置によれば、局
所領域から磁気共鳴信号を検出し解析する磁気共鳴診断
装置において、撮影時間の延長をもたらすことなく高精
度の磁場均一性調整をおこなうことが可能となる。According to such a magnetic resonance diagnostic apparatus, in a magnetic resonance diagnostic apparatus that detects and analyzes a magnetic resonance signal from a local region, it is possible to perform highly accurate magnetic field uniformity adjustment without prolonging an imaging time. It becomes possible.
【００１７】[0017]
【発明の実施の形態】以下、図面を参照して本発明によ
る磁気共鳴診断装置の実施形態を説明する。DETAILED DESCRIPTION OF THE PREFERRED EMBODIMENTS An embodiment of a magnetic resonance diagnostic apparatus according to the present invention will be described below with reference to the drawings.
【００１８】第１実施形態 図１は本発明の第１実施形態に係る磁気共鳴診断装置の
構成を示すブロック図である。図示していないガントリ
内に、主磁場（静磁場）を発生するための主磁石１０、
直交する３軸ｘ、ｙ、ｚの方向に線形の傾斜磁場分布を
持つ傾斜磁場を発生するための３つの傾斜磁場コイルか
らなる傾斜磁場コイル系１２、主磁石１０が発生する静
磁場の不均一性を相殺するための複数のシムコイルから
なるシムコイル系１４、及びＲＦコイル１６が設けられ
る。静磁場発生装置としての主磁石１０は、例えば、超
電導コイル、常伝導コイル、または永久磁石を用いて構
成される。ＲＦコイル１６は、高周波（ＲＦ）パルスを
発生し、かつ磁気共鳴により発生したエコー信号を検出
するために使用される。なお、ＲＦパルスの送信とエコ
ー信号の受信は別々の送信コイル、受信コイルによって
行ってもよい。First Embodiment FIG. 1 is a block diagram showing a configuration of a magnetic resonance diagnostic apparatus according to a first embodiment of the present invention. A main magnet 10 for generating a main magnetic field (static magnetic field) in a gantry (not shown);
A gradient magnetic field coil system 12 including three gradient magnetic field coils for generating a gradient magnetic field having a linear gradient magnetic field distribution in directions of three orthogonal axes x, y, and z, and a non-uniform static magnetic field generated by the main magnet 10. A shim coil system 14 composed of a plurality of shim coils for canceling the characteristics and an RF coil 16 are provided. The main magnet 10 as a static magnetic field generator is configured using, for example, a superconducting coil, a normal conducting coil, or a permanent magnet. The RF coil 16 is used for generating a radio frequency (RF) pulse and detecting an echo signal generated by magnetic resonance. The transmission of the RF pulse and the reception of the echo signal may be performed by separate transmission coils and reception coils.
【００１９】主磁石１０は、主磁石電源１８により駆動
される。ＲＦコイル１６は、磁気共鳴の励起時には送信
器２４により駆動され、かつエコー信号の検出時には受
信器２６に結合される。傾斜磁場コイル系１２は傾斜磁
場電源２０（傾斜磁場電流）により駆動され、シムコイ
ル系１４はシムコイル電源２２（シム電流）により駆動
される。The main magnet 10 is driven by a main magnet power supply 18. The RF coil 16 is driven by a transmitter 24 when exciting magnetic resonance, and is coupled to a receiver 26 when detecting an echo signal. The gradient magnetic field coil system 12 is driven by a gradient magnetic field power supply 20 (gradient magnetic field current), and the shim coil system 14 is driven by a shim coil power supply 22 (shim current).
【００２０】傾斜磁場電源２０、シムコイル電源２２、
送信器２４はシーケンスコントローラ３２により所定の
シーケンスに従って駆動され、ｘ軸傾斜磁場Ｇｘ、ｙ軸
傾斜磁場Ｇｙ、ｚ軸傾斜磁場Ｇｚ、高周波（ＲＦ）パル
スを、所定のパルスシーケンスで発生する。この場合、
ｘ軸傾斜磁場Ｇｘ、ｙ軸傾斜磁場Ｇｙ、ｚ軸傾斜磁場Ｇ
ｚは、主として、例えば、読出し用傾斜磁場Ｇｒ、位相
エンコード用傾斜磁場Ｇｅ、スライス用傾斜磁場Ｇｓと
してそれぞれ使用される。コンピュータシステム２８は
シーケンスコントローラ３２を駆動制御するとともに、
受信器２６で受信されるエコー信号としてのエコー信号
を取り込んで所定の信号処理を施すことにより、被検体
の磁気共鳴スペクトロスコピー、あるいは磁気共鳴スペ
クトルスコピックイメージングを再構成し、表示部３０
で表示する。A gradient magnetic field power supply 20, a shim coil power supply 22,
The transmitter 24 is driven by a sequence controller 32 according to a predetermined sequence, and generates an x-axis gradient magnetic field Gx, a y-axis gradient magnetic field Gy, a z-axis gradient magnetic field Gz, and a high frequency (RF) pulse in a predetermined pulse sequence. in this case,
x-axis gradient magnetic field Gx, y-axis gradient magnetic field Gy, z-axis gradient magnetic field G
z is mainly used, for example, as the readout gradient magnetic field Gr, the phase encoding gradient magnetic field Ge, and the slice gradient magnetic field Gs. The computer system 28 drives and controls the sequence controller 32,
By taking in an echo signal as an echo signal received by the receiver 26 and performing predetermined signal processing, a magnetic resonance spectroscopy or a magnetic resonance spectrum scopic imaging of the subject is reconstructed, and the display unit 30
To display.
【００２１】図２は第１実施形態による磁気共鳴スペク
トルの収集に先立って磁場不均一性の調整を行うシーケ
ンスコントローラ３２のフロー図である。先ず、磁気共
鳴スペクトルを観測すべき局所領域を予め取得された画
像から設定する（図３参照）。本実施形態では、局所領
域の他に、局所領域を含む第２の領域と、第２の領域を
ほぼ含む第１の領域を設定する。FIG. 2 is a flowchart of the sequence controller 32 for adjusting the magnetic field inhomogeneity prior to the acquisition of the magnetic resonance spectrum according to the first embodiment. First, a local region where a magnetic resonance spectrum is to be observed is set from an image acquired in advance (see FIG. 3). In the present embodiment, in addition to the local area, a second area including the local area and a first area substantially including the second area are set.
【００２２】ステップＳ１で、第１の領域の磁場分布を
測定する。磁場分布の計測は、スピンエコー（ＳＥ）法
やフィールドエコー（ＦＥ）法、化学シフトイメージン
グ法を使った公知の計測方法によって実現可能であり、
ここでは、図４に示すようなＦＥ法のイメージングシー
ケンスに従って、再構成された画像の位相情報が磁場不
均一性の影響を反映することを利用して磁場の不均一分
布を求める。エコー信号Ｅ１とＥ２をそれぞれ再構成
し、位相画像の差分をとり、適切な係数を掛けることで
磁場分布が得られる。なお、図４は、特定のスライス面
における磁場分布を求めるパルスシーケンスを示してい
るが、マルチスライス手法等の３Ｄ空間における測定も
同様の原理に基づいて容易に実現可能である。In step S1, the magnetic field distribution in the first area is measured. The measurement of the magnetic field distribution can be realized by a known measurement method using a spin echo (SE) method, a field echo (FE) method, or a chemical shift imaging method.
Here, according to the imaging sequence of the FE method as shown in FIG. 4, the non-uniform distribution of the magnetic field is obtained by utilizing the fact that the phase information of the reconstructed image reflects the influence of the non-uniform magnetic field. The magnetic field distribution can be obtained by reconstructing the echo signals E1 and E2, taking the difference between the phase images, and multiplying by an appropriate coefficient. Although FIG. 4 shows a pulse sequence for obtaining a magnetic field distribution on a specific slice plane, measurement in a 3D space such as a multi-slice method can be easily realized based on the same principle.
【００２３】ステップＳ２で、このようにして測定され
た第１の領域の磁場分布をシムコイル系１４によって発
生できる磁場成分に展開し、それに基づいて局所領域に
対応する磁場不均一性を相殺するのに必要な第１のシム
電流セットを算出する。シム電流セットの算出方法は、
最小２乗法など一般的に知られたフィット計算で実現さ
れる。シムコイルの作る磁場分布がルジャンドル関数な
どの直交関数状になることが多いので、磁場分布をその
直交関数系で展開する（特に球面展開する）ことが一般
的である。In step S2, the magnetic field distribution of the first region measured in this way is developed into magnetic field components that can be generated by the shim coil system 14, and the magnetic field inhomogeneity corresponding to the local region is canceled based on the magnetic field component. Calculate the first set of shim currents required for The method of calculating the shim current set is
This is realized by a generally known fit calculation such as a least square method. Since the magnetic field distribution created by the shim coil often has the shape of an orthogonal function such as a Legendre function, it is general to develop the magnetic field distribution using the orthogonal function system (particularly, expand the spherical surface).
【００２４】ステップＳ３で、第１のシム電流セットを
シムコイル電源２２に設定する。In step S3, the first shim current set is set to the shim coil power supply 22.
【００２５】ステップＳ４で、シムコイル電源２２から
第１のシム電流セットをシムコイル系１４へ流した状態
で、第２の領域の磁場分布を測定する。第２の領域の磁
場分布の測定も、ステップＳ１における第１の領域の磁
場分布の測定と同様に、再構成画像の位相情報に基づい
て磁場分布を求める。しかし、第２の領域の磁場分布の
測定の空間分解能は第１の領域の磁場分布の測定の空間
分解能よりも高い。In step S4, the magnetic field distribution in the second region is measured with the first shim current set flowing from the shim coil power supply 22 to the shim coil system 14. In the measurement of the magnetic field distribution in the second area, the magnetic field distribution is obtained based on the phase information of the reconstructed image, similarly to the measurement of the magnetic field distribution in the first area in step S1. However, the spatial resolution of the measurement of the magnetic field distribution in the second area is higher than the spatial resolution of the measurement of the magnetic field distribution in the first area.
【００２６】ステップＳ５で、第２の領域の磁場分布の
一部を使って第２のシム電流セットを算出する。第２の
シム電流セットの算出も、ステップＳ２における第１の
シム電流セットの算出と同様に、直交関数展開を利用す
る。In step S5, a second shim current set is calculated using a part of the magnetic field distribution in the second region. The calculation of the second shim current set also uses the orthogonal function expansion, similarly to the calculation of the first shim current set in step S2.
【００２７】ステップＳ６で、第１のシム電流セットと
第２のシム電流セットとの和により第３のシム電流セッ
トを算出する。In step S6, a third shim current set is calculated from the sum of the first shim current set and the second shim current set.
【００２８】ステップＳ７で、第３のシム電流セットを
シムコイル電源２２に設定する。この第３のシム電流セ
ットにより、局所領域の磁場均一性が向上される。この
ように静磁場の不均一性が補正された後、磁気共鳴スペ
クトルの収集が開始される。In step S7, a third shim current set is set to the shim coil power supply 22. This third shim current set improves the magnetic field uniformity in the local area. After the inhomogeneity of the static magnetic field is corrected in this way, the collection of the magnetic resonance spectrum is started.
【００２９】ステップＳ１からステップＳ７は連続して
実施することも可能であるし、途中にＭＲイメージング
動作を追加することもできる。Steps S1 to S7 can be performed continuously, or an MR imaging operation can be added in the middle.
【００３０】本実施形態では、ステップＳ４における第
２の領域の磁場分布の計測の空間分解能をステップＳ１
における第１の領域の磁場分布の計測の空間分解能より
高めているので、局所領域の磁場均一性を向上させるこ
とができる。この効果は、第１のシム電流セットの項数
（チャネル数）と第２のシム電流セットの項数が等しく
ても達成される。従来は、第２の領域だけ高空間分解能
で磁場分布を計測しているが、実際には、その周囲の第
１の領域の磁場分布も必要であり、この点で従来は高精
度に不均一性を補正することができず、均一性の程度が
低かった。しかし、本実施形態によれば、第１の領域の
磁場分布の計測に加えて狭い第２の領域の磁場分布の高
空間分解能の計測を行い、それぞれの計測結果からフィ
ット演算により２次、１次までの不均一を相殺する第
１、第２のシム電流セットを求め、それらを加算するこ
とにより最終的なシム電流セットを求めているので、第
1のシム電流セットにより補正した上で第2の領域の分布
を求めることになり、不均一性の計測精度が向上する。
さらに、局所領域での磁場データ数が増えているので、
フィットの精度が向上する。そのため、局所領域の磁場
均一性を向上させることができる。In the present embodiment, the spatial resolution of the measurement of the magnetic field distribution in the second area in step S4 is determined in step S1.
Since the spatial resolution of the measurement of the magnetic field distribution of the first region in the above is higher than that of the first region, the magnetic field uniformity of the local region can be improved. This effect is achieved even when the number of terms (number of channels) of the first shim current set is equal to the number of terms of the second shim current set. Conventionally, the magnetic field distribution is measured at a high spatial resolution only in the second region, but in practice, the magnetic field distribution in the first region around the second region is also required. The degree of uniformity could not be corrected, and the degree of uniformity was low. However, according to the present embodiment, in addition to the measurement of the magnetic field distribution of the first region, the measurement of the high spatial resolution of the magnetic field distribution of the narrow second region is performed, and the secondary and primary measurements are performed by fitting calculation from the respective measurement results. Since the first and second shim current sets for canceling the following non-uniformities are obtained, and the final shim current set is obtained by adding them, the first shim current set is obtained.
The distribution of the second region is determined after the correction by the shim current set of 1, and the measurement accuracy of the non-uniformity is improved.
Furthermore, since the number of magnetic field data in the local area is increasing,
Fit accuracy is improved. Therefore, the uniformity of the magnetic field in the local region can be improved.
【００３１】発明者の検討では、１次のシムコイル（３
チャンネル）が装備された磁気共鳴診断装置において、
第１実施形態の構成により、人体頭部のスペクトル半値
幅が調整前の１．４７ｐｐｍから０．３０ｐｐｍに改善
された。これは、生体による２次以上の磁場不均一性が
あるために、シム電流を算出する元となる磁場分布計測
領域が広ければ広いほど、１次だけの展開では誤差を有
するからである。このことを裏付けるように、２次のシ
ムコイル（５チャンネル）までを有する磁気共鳴診断装
置では、人体頭部のスペクトル半値幅が０．１８ｐｐｍ
程度までさらに改善することが確かめられた。According to the study by the inventor, the primary shim coil (3
Channel) equipped with a magnetic resonance diagnostic apparatus,
With the configuration of the first embodiment, the half width of the spectrum of the human head is improved from 1.47 ppm before adjustment to 0.30 ppm. This is because there is a second-order or higher magnetic field inhomogeneity due to the living body, and the wider the magnetic field distribution measurement region from which the shim current is calculated, the greater the error in the first-order expansion. To support this, in a magnetic resonance diagnostic apparatus having up to a secondary shim coil (5 channels), the spectral half width of the human head is 0.18 ppm.
It was confirmed that the improvement was further improved to the extent.
【００３２】本実施形態での調整時間を述べると、ステ
ップＳ１の第１の領域の磁場分布計測ステップにおいて
約２０秒、ステップＳ４の第２の領域の磁場分布計測ス
テップにおいて１分、およびこれらの撮影条件（スライ
ス厚、マトリックス数など）を設定するのに約２０秒、
計１分４０秒かかった。従来技術で述べたＳＴＥ法によ
り信号減衰をモニターする方法では約３分程度の調整時
間が必要である。これからも本実施形態による時間短縮
の効果は大きいことが分かる。The adjustment time in this embodiment is as follows: about 20 seconds in the magnetic field distribution measuring step in the first area in step S1, 1 minute in the magnetic field distribution measuring step in the second area in step S4, and the like. About 20 seconds to set shooting conditions (slice thickness, number of matrices, etc.)
It took 1 minute and 40 seconds in total. The method of monitoring signal attenuation by the STE method described in the related art requires an adjustment time of about 3 minutes. From this, it can be seen that the effect of time reduction according to the present embodiment is great.
【００３３】以上説明したように、第１実施形態によれ
ば、スペクトルを計測したい局所領域を含む第２の領域
と、第２の領域を含む第１の領域の磁場分布を空間分解
能を変えて（第２の領域の空間分解能を高くする）計測
し、それぞれ１次と２次の関数展開をしてシム電流セッ
トを求めているので、局所領域の磁場均一性を向上させ
ることができる。As described above, according to the first embodiment, the magnetic field distributions of the second region including the local region where the spectrum is to be measured and the first region including the second region are changed by changing the spatial resolution. Since the shim current set is obtained by performing measurement (to increase the spatial resolution of the second region) and performing first-order and second-order function expansion, respectively, the uniformity of the magnetic field in the local region can be improved.
【００３４】以下、本発明による磁気共鳴診断装置の他
の実施形態を説明する。他の実施形態の説明において第
１実施形態と同一部分は同一参照数字を付してその詳細
な説明は省略する。Hereinafter, another embodiment of the magnetic resonance diagnostic apparatus according to the present invention will be described. In the description of the other embodiments, the same parts as those of the first embodiment are denoted by the same reference numerals, and detailed description thereof will be omitted.
【００３５】第２実施形態 第２実施形態は第１実施形態の改良に関する。第１実施
形態では、第１のシム電流セット（２次の不均一性を補
正）と第２のシム電流セット（１次の不均一性を補正）
のチャネル数が等しいとしたが、第２実施形態では、第
２のシム電流セットのチャネル数が第１のシム電流セッ
トのチャネル数より少ないことが特徴である。全体の構
成、動作は図１、図２に示した第１実施形態の場合と同
様であるが、図２のステップＳ６の第３のシム電流セッ
トの算出のみが異なっている。図５に示すように、第１
のシム電流セットはＡ、Ｂ、Ｃの３チャネルあり、第２
のシム電流セットはＡ、Ｂの２チャネルのみであるとす
る。第３のシム電流セット（３チャネル）は第１、第２
のシム電流セットに共通の２チャネル（チャネルＡ、チ
ャネルＢ）については第１実施形態と同様に第１、第２
のシム電流セットの和であるが、第１のシム電流セット
にしかない１チャネル（チャネルＣ）については、第１
のシム電流セットのチャネルＣの電流値がそのまま設定
される。Second Embodiment The second embodiment relates to an improvement of the first embodiment. In the first embodiment, a first shim current set (to correct secondary non-uniformity) and a second shim current set (to correct primary non-uniformity)
However, the second embodiment is characterized in that the number of channels of the second shim current set is smaller than the number of channels of the first shim current set. The overall configuration and operation are the same as those of the first embodiment shown in FIGS. 1 and 2, except for the calculation of the third shim current set in step S6 in FIG. As shown in FIG.
Has three channels A, B and C, and the second
Is set to only two channels A and B. The third shim current set (3 channels) is the first, second
The two channels (channel A and channel B) common to the shim current set of FIG.
, But for one channel (channel C) that only exists in the first shim current set, the first
The current value of the channel C of the shim current set is set as it is.
【００３６】局所領域の磁場不均一性は１次成分が主体
的であるので、第２実施形態では、人体頭部の場合には
次のような調整を行えば良いことが判明した。シムコイ
ルが１次分布３チャンネルと２次分布５チャンネルで構
成される場合を考える。図２のステップＳ１において、
頭部を広くカバーするように第１の領域の磁場分布を測
定し、ステップＳ２において、２次の球面展開を行って
第１のシム電流セット（１次および２次分布８チャンネ
ル分）を算出する。ステップＳ３で、この値をシムコイ
ル電源２２に設定する。ステップＳ４で、局所の関心領
域を含み、かつステップＳ１で計測した第１の領域より
も狭い第２の領域でステップＳ１の計測より空間分解能
の高い磁場計測を行う。ここで得られた磁場分布のうち
局所の関心領域とほぼ同程度の領域の磁場分布を用いて
（ほぼ同程度と言う意味は、データが離散的であるの
で、局所領域と正確に同じ領域のデータが無い場合もあ
るからである）、ステップＳ５で、１次の球面展開をお
こなって第２のシム電流セット（１次分布３チャンネル
分）を算出する。第３のシム電流セットの１次分布３チ
ャンネルは、第１のシム電流セットの１次分布３チャン
ネルと第２のシム電流セット（１次分布３チャンネル
分）との和で算出する。また、第３のシム電流セットの
２次分布５チャンネルは、第１のシム電流セットの２次
５チャンネル分と等しい値にする。Since the magnetic field inhomogeneity in the local region is mainly due to the primary component, it has been found in the second embodiment that the following adjustment should be made in the case of the human head. Let us consider a case where the shim coil is composed of three channels of primary distribution and five channels of secondary distribution. In step S1 of FIG.
The magnetic field distribution in the first region is measured so as to cover the head widely, and in step S2, the second spherical expansion is performed to calculate the first shim current set (for the primary and secondary distributions for eight channels). I do. In step S3, this value is set in the shim coil power supply 22. In step S4, a magnetic field measurement having a higher spatial resolution than the measurement in step S1 is performed in a second region including the local region of interest and smaller than the first region measured in step S1. From the magnetic field distribution obtained here, using the magnetic field distribution of a region that is almost the same as the local region of interest (approximately the same means that since the data is discrete, In step S5, a second-order spherical expansion is performed to calculate a second shim current set (for three channels of the first-order distribution). The first-order three-channel distribution of the third shim current set is calculated by the sum of the first-order three-channel distribution of the first shim current set and the second-third current set (for the first-order distribution three channels). In addition, the secondary distribution 5 channels of the third shim current set have the same value as the secondary 5 channels of the first shim current set.
【００３７】人体頭部における実例を紹介する。ステッ
プＳ２およびステップＳ３の調整によりステップＳ４で
得られた磁場分布を図６に示す。不均一性の程度は小さ
くなったが、依然として無視できない磁場不均一性は生
じている。ここで図６の領域Ａに注目すると、残ってい
る不均一性が領域Ａではほぼ線形であるということであ
る。そこで、ステップＳ５においては１次３チャンネル
分だけの球面展開を行えばよいことの妥当性が示されて
いる。図７は、ステップＳ７で得られた第３のシム電流
セットにより実現される磁場分布であり、領域Ａでほぼ
水平（＝均一）になっている。発明者の実験結果では、
第１実施形態で実験した同じ局所領域において、本実施
形態により０．１４ｐｐｍのスペクトル線幅（第１実施
形態では０．１８ｐｐｍ）が実現され、磁気共鳴スペク
トルを高精度に計測できるレベルまでの磁場均一性が向
上された。An example of the human head will be introduced. FIG. 6 shows the magnetic field distribution obtained in step S4 by the adjustment in step S2 and step S3. Although the degree of inhomogeneity has decreased, non-negligible magnetic field inhomogeneities still occur. Attention is now directed to region A in FIG. 6, which means that the remaining non-uniformity is substantially linear in region A. Therefore, the validity of performing the spherical expansion for only three primary channels in step S5 is shown. FIG. 7 shows a magnetic field distribution realized by the third shim current set obtained in step S7, which is substantially horizontal (= uniform) in region A. According to the inventors' experimental results,
In the same local region that was experimented in the first embodiment, a spectral line width of 0.14 ppm (0.18 ppm in the first embodiment) is realized by the present embodiment, and the magnetic field reaches a level at which a magnetic resonance spectrum can be measured with high accuracy. Uniformity was improved.
【００３８】第３実施形態 第３実施形態は、第１実施形態と第２実施形態の両方の
変形に関するものであり、第１実施形態に基づいた処理
の流れを図８に示す。Third Embodiment The third embodiment relates to a modification of both the first embodiment and the second embodiment. FIG. 8 shows a flow of processing based on the first embodiment.
【００３９】ステップＳ１１で、広い領域である第１の
領域の磁場分布を低空間分解能で測定する。In step S11, the magnetic field distribution in the first area, which is a wide area, is measured with low spatial resolution.
【００４０】ステップＳ１２で、第１の領域の磁場分布
から２次までの第１のシム電流セットを算出する。In step S12, the first shim current set up to the second order is calculated from the magnetic field distribution in the first region.
【００４１】ステップＳ１３で、第１のシム電流セット
をシムコイル電源２２に設定する。In step S13, the first shim current set is set to the shim coil power supply 22.
【００４２】ステップＳ１４で、第１のシム電流セット
を用いて狭い領域である第２の領域の磁場分布を高空間
分解能で測定する。In step S14, the magnetic field distribution in the second area, which is a narrow area, is measured with high spatial resolution using the first shim current set.
【００４３】ステップＳ１５で、ステップＳ１４で得ら
れた第２の領域の磁場分布を記憶する。In step S15, the magnetic field distribution of the second region obtained in step S14 is stored.
【００４４】ステップＳ１６で、ＭＲスペクトルデータ
の収集のための位置決めを開始する。ステップＳ１７
で、スペクトルデータを収集する局所領域を指定する。
ステップＳ１８で、該局所領域が第２の領域に含まれて
いるか否か判定する。該局所領域が第２の領域に含まれ
ている場合、ステップＳ１５で記憶した第２の領域の磁
場分布の一部を使って、ステップＳ１９で第２のシム電
流セットを算出する。ステップＳ２０で、第１のシム電
流セットと第２のシム電流セットから第３のシム電流セ
ットを算出する。ステップＳ２１で、第３のシム電流セ
ットをシムコイル電源２２に設定する。ステップＳ２２
で局所領域のＭＲスペクトルの収集を開始する。なお、
ステップＳ１８で、該局所領域が第２の領域に含まれて
いない場合、ステップＳ２３で警告を発し、第２の領域
を設定し直して再度調整動作（ステップＳ１１〜）を行
う。あるいは、局所領域を設定し直してステップＳ１８
の判定を繰り返す。In step S16, positioning for collecting MR spectrum data is started. Step S17
Specifies a local region for collecting spectral data.
In step S18, it is determined whether the local area is included in the second area. If the local region is included in the second region, a second shim current set is calculated in step S19 using a part of the magnetic field distribution of the second region stored in step S15. In step S20, a third shim current set is calculated from the first shim current set and the second shim current set. In step S21, the third shim current set is set to the shim coil power supply 22. Step S22
Starts the acquisition of the MR spectrum of the local region. In addition,
If the local area is not included in the second area in step S18, a warning is issued in step S23, the second area is reset, and the adjustment operation (steps S11 to S11) is performed again. Alternatively, the local area is set again and step S18
Is repeated.
【００４５】このようにすると、ステップＳ１７で指定
する局所領域が第２の領域に含まれている限り、その場
所に応じた最適なシム電流値を算出することができる。
この処理は単なる数値計算処理であり、計算時間は無視
できるぐらい短いものである。したがって、スペクトル
を計測したい局所領域が多いほど、撮影のトータルの時
間における磁場均一性調整の処理が占める割合は、大幅
に減少させることができる。In this way, as long as the local area specified in step S17 is included in the second area, an optimum shim current value according to the location can be calculated.
This processing is only a numerical calculation processing, and the calculation time is so short as to be negligible. Therefore, as the number of local regions for which a spectrum is to be measured is larger, the ratio of the processing of the magnetic field uniformity adjustment in the total time of imaging can be significantly reduced.
【００４６】なお、ステップＳ１７で指定する局所領域
のサイズは第１実施形態の局所領域とほぼ同じであるこ
とが望ましい。これは、指定する局所領域が非常に小さ
いと、磁場分布の信号対雑音比が低く、関数フィッティ
ング演算が不可能な場合もあるからである。そこで、ス
テップＳ１８では局所領域が小さすぎる場合や、磁場デ
ータの信号対雑音比が低い場合も判定し、「データが足
りません」等の警告メッセージを出すことも好ましい。
あるいは、警告を出す代わりに自動的にデータ量を増や
してもよい。すなわち、ステップＳ１９で用いるデータ
領域として、局所領域を所定の量だけ拡大した範囲にす
ることが考えられる。この拡大処理を実行する条件とし
ては、データ点数が必要な数に達しているか否か、ある
いは展開の際に十分な精度のシム電流が得られるか否か
等の観点から判断される。It is desirable that the size of the local region specified in step S17 is substantially the same as the local region in the first embodiment. This is because if the specified local region is very small, the signal-to-noise ratio of the magnetic field distribution is low, and function fitting calculation may not be possible. Therefore, in step S18, it is also preferable to determine whether the local region is too small or the signal-to-noise ratio of the magnetic field data is low, and issue a warning message such as "data is insufficient".
Alternatively, the data amount may be automatically increased instead of issuing a warning. That is, it is conceivable that the data area used in step S19 is a range in which the local area is enlarged by a predetermined amount. Conditions for executing this enlargement processing are determined from the viewpoint of whether or not the number of data points has reached a required number, or whether or not a shim current with sufficient accuracy can be obtained at the time of development.
【００４７】さらに、磁場分布の信号対雑音比が悪い場
合には、磁場分布の平滑化処理を行ってもよい。これに
より、シム電流の決定精度を向上することができる。Further, when the signal-to-noise ratio of the magnetic field distribution is poor, the magnetic field distribution may be smoothed. As a result, the accuracy of determining the shim current can be improved.
【００４８】また、第３実施形態は図８に示すフローに
限らず、第２のシム電流セットのチャネル数が第１のシ
ム電流セットのチャネル数より少ない第２実施形態に基
づいてもよい。The third embodiment is not limited to the flow shown in FIG. 8, but may be based on the second embodiment in which the number of channels of the second shim current set is smaller than the number of channels of the first shim current set.
【００４９】本発明は上述した実施形態に限定されず、
種々変形して実施可能である。例えば、上述の説明はＭ
Ｒスペクトル計測について行ったが、本発明はＭＲイメ
ージングにおいても、同様に実施可能である。また、第
１のシム電流セットは２次の磁場不均一性までの補正を
行うとしたが、３次以上の高次の不均一性まで補正して
もよい。さらに、その場合、第１、第２の領域以外の領
域を設定してもよい。例えば、第２の領域より小さく、
局所領域を含む第３の領域を設定し、第１、第２の領域
ではそれぞれ３次、２次までのシム電流セットを求め、
第３の領域で１次までのシム電流セットを求めてもよ
い。The present invention is not limited to the above embodiment,
Various modifications are possible. For example, the above description is M
Although the measurement was performed on the R spectrum, the present invention can be similarly applied to MR imaging. Although the first shim current set performs correction up to the second-order magnetic field inhomogeneity, correction may be made up to the third-order or higher-order inhomogeneity. Further, in that case, an area other than the first and second areas may be set. For example, smaller than the second area,
A third region including a local region is set, and in the first and second regions, shim current sets up to the third and second order are obtained, respectively.
A shim current set up to the first order may be obtained in the third region.
【００５０】[0050]
【発明の効果】以上述べたように、本発明により、局所
領域から磁気共鳴信号を検出し解析する磁気共鳴診断装
置において、撮影時間の延長をもたらすことなく高精度
の磁場均一性調整をおこなうことが可能となる。As described above, according to the present invention, in a magnetic resonance diagnostic apparatus for detecting and analyzing a magnetic resonance signal from a local region, highly accurate magnetic field uniformity adjustment can be performed without prolonging an imaging time. Becomes possible.
【図１】本発明による磁気共鳴診断装置の第１実施形態
の構成を示すブロック図。FIG. 1 is a block diagram showing a configuration of a first embodiment of a magnetic resonance diagnosis apparatus according to the present invention.
【図２】本発明による磁気共鳴診断装置の第１実施形態
の磁場均一性調整動作を示すフローチャート。FIG. 2 is a flowchart showing a magnetic field uniformity adjusting operation of the first embodiment of the magnetic resonance diagnostic apparatus according to the present invention.
【図３】本発明における局所領域、第１、第２の領域の
設定例を示す概略図。FIG. 3 is a schematic diagram showing a setting example of a local area, first and second areas according to the present invention.
【図４】磁場計測のためのＦＥ法のパルスシーケンスを
示す図。FIG. 4 is a diagram showing a pulse sequence of the FE method for measuring a magnetic field.
【図５】本発明の第２実施形態における第３のシム電流
セットの算出を示す概略図。FIG. 5 is a schematic diagram showing calculation of a third shim current set in the second embodiment of the present invention.
【図６】第２実施形態により調整を行う前の磁場不均一
性を示す図。FIG. 6 is a diagram showing non-uniformity of a magnetic field before adjustment is performed according to a second embodiment.
【図７】第２実施形態による調整後の磁場不均一性を示
す図。FIG. 7 is a diagram showing a magnetic field inhomogeneity after adjustment according to the second embodiment.
【図８】本発明の第３実施形態の磁場均一性調整動作を
示すフローチャート。FIG. 8 is a flowchart illustrating a magnetic field uniformity adjustment operation according to the third embodiment of the present invention.
１０…主磁石 １２…傾斜磁場コイル系 １４…シムコイル系 １６…ＲＦコイル １８…主磁石電源 ２０…傾斜磁場電源 ２２…シムコイル電源 ２４…送信器 ２６…受信器 ３２…シーケンスコントローラ DESCRIPTION OF SYMBOLS 10 ... Main magnet 12 ... Gradient magnetic field coil system 14 ... Shim coil system 16 ... RF coil 18 ... Main magnet power supply 20 ... Gradient magnetic field power supply 22 ... Shim coil power supply 24 ... Transmitter 26 ... Receiver 32 ... Sequence controller
Claims (6)
な静磁場を発生させる主磁石と、該静磁場の不均一性を
補正するための磁場を発生する複数のシムコイルと、前
記複数のシムコイルにシム電流を供給するシム電源とを
具備する磁気共鳴診断装置において、 撮影空間内の第１の領域の磁場分布を測定する手段と、 第１の領域の磁場分布から第１のシム電流セットを算出
し、第１のシム電流セットをシム電源に設定する手段
と、 第１のシム電流セットを用いて撮影領域内の第２の領域
の磁場分布を測定する手段と、 第２の領域の磁場分布の一部を使って第２のシム電流セ
ットを算出し、第１のシム電流セットと第２のシム電流
セットから第３のシム電流セットを算出し、第３のシム
電流セットをシム電源に設定する手段と、を具備するこ
とを特徴とする磁気共鳴診断装置。1. A main magnet for generating a substantially uniform static magnetic field in an imaging space into which a subject can be inserted, a plurality of shim coils for generating a magnetic field for correcting non-uniformity of the static magnetic field, and A magnetic resonance diagnostic apparatus comprising: a shim power supply for supplying a shim current to the shim coil; a means for measuring a magnetic field distribution in a first region in the imaging space; and a first shim current based on the magnetic field distribution in the first region. Means for calculating a set and setting the first shim current set to a shim power supply; means for measuring a magnetic field distribution in a second area in the imaging area using the first shim current set; A second shim current set is calculated using a part of the magnetic field distribution of the first shim current set, a third shim current set is calculated from the first shim current set and the second shim current set, and the third shim current set is calculated. Means for setting to a shim power supply. Magnetic resonance imaging apparatus according to claim.
な静磁場を発生させる主磁石と、該静磁場の不均一性を
補正するための磁場を発生する複数のシムコイルと、前
記複数のシムコイルに電流を供給するシム電源とを具備
する磁気共鳴診断装置において、 撮影空間内の第１の領域の磁場分布を測定する手段と、 第１の領域の磁場分布から第１のシム電流セットを算出
し、第１のシム電流セットをシム電源に設定する手段
と、 第１のシム電流セットを用いて撮影領域内の第２の領域
の磁場分布を測定し、第２の領域の磁場分布を記憶する
手段と、 スペクトルデータを収集する局所領域を指定する手段
と、 該局所領域が第２の領域に含まれているか否か判定する
手段と、 該局所領域が第２の領域に含まれていると判定された場
合、第２の領域の磁場分布の一部を使って第２のシム電
流セットを算出し、第１のシム電流セットと第２のシム
電流セットから第３のシム電流セットを算出し、第３の
シム電流セットをシム電源に設定する手段と、を具備す
ることを特徴とする磁気共鳴診断装置。2. A main magnet for generating a substantially uniform static magnetic field in an imaging space into which a subject can be inserted, a plurality of shim coils for generating a magnetic field for correcting non-uniformity of the static magnetic field, and A magnetic resonance diagnostic apparatus comprising: a shim power supply for supplying a current to the shim coil; a means for measuring a magnetic field distribution in a first region in the imaging space; and a first shim current set based on the magnetic field distribution in the first region. Means for setting a first shim current set to a shim power supply; and measuring a magnetic field distribution in a second region in the imaging region using the first shim current set; Means for storing a local area for collecting spectral data; means for determining whether the local area is included in the second area; and means for determining whether the local area is included in the second area. If it is determined that the second area A second shim current set is calculated using a part of the magnetic field distribution of the first shim current set, a third shim current set is calculated from the first shim current set and the second shim current set, and the third shim current set is calculated. Means for setting a shim power supply.
を特徴とする請求項１、または請求項２に記載の磁気共
鳴診断装置。3. The magnetic resonance diagnostic apparatus according to claim 1, wherein the first region includes the second region.
２の領域の磁場分布の空間分解能より粗いことを特徴と
する請求項１乃至請求項３のいずれか一項に記載の磁気
共鳴診断装置。4. The magnetic resonance according to claim 1, wherein the spatial resolution of the magnetic field distribution in the first region is coarser than the spatial resolution of the magnetic field distribution in the second region. Diagnostic device.
１のシム電流セットのチャネル数より少なく、 第３のシム電流セットのうち、第２のシム電流セットに
対応するチャネルのシム電流は第２のシム電流セットの
値と対応するチャネルの第１のシム電流との和で算出さ
れ、第３のシム電流セットの残りのチャネルのシム電流
は対応するチャネルの第１のシム電流のみで決定される
ことを特徴とする請求項１乃至請求項４のいずれか一項
に記載の磁気共鳴診断装置。5. The number of channels of the second shim current set is smaller than the number of channels of the first shim current set, and among the third shim current sets, the shim current of the channel corresponding to the second shim current set is It is calculated by the sum of the value of the second shim current set and the first shim current of the corresponding channel, and the shim current of the remaining channels of the third shim current set is only the first shim current of the corresponding channel. The magnetic resonance diagnostic apparatus according to claim 1, wherein the magnetic resonance diagnostic apparatus is determined.
での磁場分布補正のためのシム電流であり、第２のシム
電流セットは１次の磁場分布補正のためのシム電流であ
ることを特徴とする請求項１乃至請求項５のいずれか一
項に記載の磁気共鳴診断装置。6. A first shim current set is a shim current for correcting a magnetic field distribution from the first to a higher order, and a second shim current set is a shim current for correcting a first-order magnetic field distribution. The magnetic resonance diagnostic apparatus according to any one of claims 1 to 5, wherein:
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Cited By (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2007301348A (en) * | 2006-04-13 | 2007-11-22 | Toshiba Corp | Magnetic resonance imaging apparatus and static magnetic field correction method |
| CN105022011A (en) * | 2015-07-02 | 2015-11-04 | 江苏美时医疗技术有限公司 | Magnetic-resonance permanent magnet magnetic field compensation device and using method thereof |
Citations (3)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPH08191821A (en) * | 1995-01-19 | 1996-07-30 | Toshiba Corp | Magnetic resonance imaging apparatus |
| JPH08275929A (en) * | 1995-03-30 | 1996-10-22 | Siemens Ag | Shim adjusting method for magnetic device of nuclear spin tomographic device,and device to perform said method |
| JPH11104108A (en) * | 1997-10-06 | 1999-04-20 | Hitachi Medical Corp | Magnetic resonance imaging method |
-
1999
- 1999-09-13 JP JP25889499A patent/JP4528389B2/en not_active Expired - Fee Related
Patent Citations (3)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPH08191821A (en) * | 1995-01-19 | 1996-07-30 | Toshiba Corp | Magnetic resonance imaging apparatus |
| JPH08275929A (en) * | 1995-03-30 | 1996-10-22 | Siemens Ag | Shim adjusting method for magnetic device of nuclear spin tomographic device,and device to perform said method |
| JPH11104108A (en) * | 1997-10-06 | 1999-04-20 | Hitachi Medical Corp | Magnetic resonance imaging method |
Cited By (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2007301348A (en) * | 2006-04-13 | 2007-11-22 | Toshiba Corp | Magnetic resonance imaging apparatus and static magnetic field correction method |
| CN105022011A (en) * | 2015-07-02 | 2015-11-04 | 江苏美时医疗技术有限公司 | Magnetic-resonance permanent magnet magnetic field compensation device and using method thereof |
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