JP3987686B2 - 静磁界補正方法およびｍｒｉ装置 - Google Patents
静磁界補正方法およびｍｒｉ装置 Download PDFInfo
- Publication number
- JP3987686B2 JP3987686B2 JP2001026559A JP2001026559A JP3987686B2 JP 3987686 B2 JP3987686 B2 JP 3987686B2 JP 2001026559 A JP2001026559 A JP 2001026559A JP 2001026559 A JP2001026559 A JP 2001026559A JP 3987686 B2 JP3987686 B2 JP 3987686B2
- Authority
- JP
- Japan
- Prior art keywords
- magnetic field
- correction
- static magnetic
- coil
- yoke
- 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.)
- Expired - Fee Related
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
- G01R33/3875—Compensation of inhomogeneities using correction coil assemblies, e.g. active shimming
-
- 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
- G01R33/3806—Open magnet assemblies for improved access to the sample, e.g. C-type or U-type magnets
Description
【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、静磁界補正方法およびＭＲＩ（Ｍagnetic Ｒesonance Ｉmaging）装置に関し、さらに詳しくは、ＭＲＩ装置の静磁界の強度を補正するための静磁界補正方法、ＭＲＩ装置の静磁界の均一度を補正するための静磁界補正方法およびそれらの静磁界補正方法を好適に実施しうるＭＲＩ装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】
永久磁石型ＭＲＩ装置においては、永久磁石の磁気特性のばらつきが大きいため、複数の小型磁石を付加して、目標の静磁界強度になるように補正している。
【０００３】
他方、ＭＲＩ装置において、十分な画質を確保するために、静磁界の均一度は非常に重要である。特に、近年開発が進んでいるＥＰＩ（Echo Plannar Imaging）法等は静磁界均一度に非常に敏感なので、静磁界均一度を十分高くする必要がある。
このため、シム材や整磁板を用いて、静磁界均一度を補正している。
【０００４】
【発明が解決しようとする課題】
複数の小型磁石を付加する従来の静磁界強度の補正方法では、迅速な補正や微細な補正が難かしい問題点がある。
また、例えばＮdＦeＢ磁石は温度による磁気特性の変動が大きいため勾配コイルの発熱等の影響で静磁界強度が変動し、さらにＭＲＩ装置の近くで金属塊が動いたり（例えば車両の通過）すると静磁界強度が変動するが、このような静磁界強度の変動に対処できない問題点がある。
【０００５】
他方、シム材や整磁板を用いる従来の静磁界均一度の補正方法では、迅速な補正や微細な補正が難かしい問題点がある。
【０００６】
そこで、本発明の第１の目的は、ＭＲＩ装置の静磁界強度を迅速に且つ微細に補正することが出来る静磁界補正方法およびその静磁界補正方法を好適に実施しうるＭＲＩ装置を提供することにある。
また、本発明の第２の目的は、ＭＲＩ装置の静磁界均一度を迅速に且つ微細に補正することが出来る静磁界補正方法およびその静磁界補正方法を好適に実施しうるＭＲＩ装置を提供することにある。
【０００７】
【課題を解決するための手段】
第１の観点では、ＭＲＩ装置の磁気回路を構成するヨークに磁界補正コイルを付設し、前記磁界補正コイルに補正電流を流して補正磁界を発生させ、撮像領域の静磁界に補正磁界を加えることで撮像領域の静磁界を補正することを特徴とする静磁界補正方法を提供する。
上記第１の観点による磁界変動測定方法では、ヨークに磁界補正コイルを付設し、補正磁界を加えるので、補正電流を調整することで、静磁界強度および静磁界均一性を迅速に且つ微細に補正することが出来る。
【０００８】
第２の観点では、本発明は、上記構成の静磁界補正方法において、第１ヨークに第１磁界補正コイルを付設し、前記第１ヨークに対して撮像領域を挟んだ位置にある第２ヨークに第２磁界補正コイルを付設し、前記第１磁界補正コイルで第１補正磁界を発生させ、前記第２磁界補正コイルで前記第１補正磁界と同方向・等強度の第２補正磁界を発生させることを特徴とする静磁界補正方法を提供する。
上記第２の観点による磁界変動測定方法では、撮像領域を挟んだ位置にある一対のヨークで同方向・等強度の補正磁界を発生させるので、静磁界強度を補正することが出来る。
【０００９】
第３の観点では、本発明は、上記構成の静磁界補正方法において、第１ヨークに第１磁界補正コイルを付設し、前記第１ヨークに対して撮像領域を挟んだ位置にある第２ヨークに第２磁界補正コイルを付設し、前記第１磁界補正コイルで第１補正磁界を発生させ、前記第２磁界補正コイルで前記第１補正磁界と方向および強度の少なくとも一方が異なる第２補正磁界を発生させることを特徴とする静磁界補正方法を提供する。
上記第３の観点による磁界変動測定方法では、撮像領域を挟んだ位置にある一対のヨークで方向および強度の少なくとも一方が異なる補正磁界を発生させるので、静磁界強度および静磁界均一度を補正することが出来る。
【００１０】
第４の観点では、本発明は、上記構成の静磁界補正方法において、ＦＩＤ信号を収集し、前記ＦＩＤ信号より共鳴周波数を求め、前記共鳴周波数とＲＦ送受信系との周波数ずれを求め、前記周波数ずれから補正電流を決定することを特徴とする静磁界補正方法を提供する。
上記第４の観点による磁界変動測定方法では、共鳴周波数を実測して周波数ずれから補正電流を決定するので、静磁界強度および静磁界均一度を正確に補正することが出来る。
【００１１】
第５の観点では、本発明は、上記構成の静磁界補正方法において、小型ファントムと小型コイルとを組み合わせたＮＭＲプローブを撮像領域の近傍に設置しておき、前記小型コイルからＲＦパルスを送信し前記小型ファントムからのＦＩＤ信号を前記小型コイルで受信し、前記ＦＩＤ信号から共鳴周波数を求めることを特徴とする静磁界補正方法を提供する。
上記第５の観点による磁界変動測定方法では、ＮＭＲプローブを用いて共鳴周波数を実測するので、患者の撮影中でも撮影に影響を与えずに静磁界強度および静磁界均一度を補正することが出来る。よって、特に変動を補正するのに好適である。
【００１２】
第６の観点では、本発明は、上記構成の静磁界補正方法において、前記磁気回路を構成する部材の温度を計測し、温度特性より共鳴周波数を求め、前記共鳴周波数と目標周波数との周波数差を求め、前記周波数差から補正電流を決定することを特徴とする静磁界補正方法を提供する。
上記第６の観点による磁界変動測定方法では、温度を実測し温度特性から補正電流を決定するので、特に温度による変動を補正するのに好適である。
【００１３】
第７の観点では、本発明は、磁気回路を構成するヨークと、前記ヨークに付設され補正磁界を発生させる磁界補正コイルと、前記磁界補正コイルに補正電流を供給する磁界補正コイル用電源とを具備したことを特徴とするＭＲＩ装置を提供する。
上記第７の観点によるＭＲＩ装置では、前記第１の観点による磁界変動測定方法を好適に実施しうる。
【００１４】
第８の観点では、本発明は、上記構成のＭＲＩ装置において、撮像領域を挟んだ位置にある第１ヨークおよび第２ヨークと、前記第１ヨークに付設され第１補正磁界を発生させる第１磁界補正コイルと、前記第２ヨークに付設され前記第１補正磁界と同方向・等強度の第２補正磁界を発生させるべく前記第１磁界補正コイルと直列接続された第２磁界補正コイルと、前記第１磁界補正コイルおよび前記第２磁界補正コイルの直列回路に補正電流を供給する磁界補正コイル用電源とを具備したことを特徴とするＭＲＩ装置を提供する。
上記第８の観点によるＭＲＩ装置では、前記第２の観点による磁界変動測定方法を好適に実施しうる。
【００１５】
第９の観点では、本発明は、上記構成のＭＲＩ装置において、撮像領域を挟んだ位置にある第１ヨークおよび第２ヨークと、前記第１ヨークに付設され第１補正磁界を発生させる第１磁界補正コイルと、前記第２ヨークに付設され第２補正磁界を発生させる第２磁界補正コイルと、前記第１磁界補正コイルに第１補正電流を供給する第１磁界補正コイル用電源と、前記第２磁界補正コイルに第２補正電流を供給する第２磁界補正コイル用電源とを具備したことを特徴とするＭＲＩ装置を提供する。
上記第９の観点によるＭＲＩ装置では、前記第３の観点による磁界変動測定方法を好適に実施しうる。
【００１６】
第１０の観点では、本発明は、上記構成のＭＲＩ装置において、ＦＩＤ信号を収集し、前記ＦＩＤ信号より共鳴周波数を求め、前記共鳴周波数とＲＦ送受信系との周波数ずれを求め、前記周波数ずれから補正電流を決定する補正電流決定手段を具備したことを特徴とするＭＲＩ装置を提供する。
上記第１０の観点によるＭＲＩ装置では、前記第４の観点による磁界変動測定方法を好適に実施しうる。
【００１７】
第１１の観点では、本発明は、上記構成のＭＲＩ装置において、撮像領域の近傍に設置された、小型ファントムと小型コイルとを組み合わせたＮＭＲプローブを具備し、前記補正電流決定手段は、前記小型コイルからＲＦパルスを送信し前記小型ファントムからのＦＩＤ信号を前記小型コイルで受信し、前記ＦＩＤ信号から共鳴周波数を求めることを特徴とするＭＲＩ装置を提供する。
上記第１１の観点によるＭＲＩ装置では、前記第５の観点による磁界変動測定方法を好適に実施しうる。
【００１８】
第１２の観点では、本発明は、上記構成のＭＲＩ装置において、前記磁気回路を構成する部材の温度を計測する温度センサと、温度特性より共鳴周波数を求め、前記共鳴周波数と目標周波数との周波数差を求め、前記周波数差から補正電流を決定する補正電流決定手段とを具備したことを特徴とするＭＲＩ装置を提供する。
上記第１２の観点によるＭＲＩ装置では、前記第６の観点による磁界変動測定方法を好適に実施しうる。
【００１９】
【発明の実施の形態】
以下、図を参照して本発明の実施の形態を説明する。なお、これにより本発明が限定されるものではない。
【００２０】
−第１の実施形態−
第１の実施形態は、静磁界強度のみを補正する（静磁界均一度は補正しない）実施形態である。
図１は、本発明の第１の実施形態にかかるＭＲＩ装置１００を示す構成ブロック図である。
このＭＲＩ装置１００は、撮影ユニット３０と、制御ユニット４０と、操作ユニット５０とを具備している。
【００２１】
前記撮影ユニット３０は、勾配コイル１と、送信コイル２と、受信コイル３と、ＮＭＲプローブ１６と、マグネット温度センサ１７と、Ｂ０補正コイル２０とを含んでいる。
【００２２】
前記制御ユニット４０は、計算機１４と、シーケンス記憶回路７と、勾配コイル駆動回路４と、ＲＦ系信号送受信回路１５ａと、プローブ系信号送受信回路１５ｂと、Ｂ０補正コイル駆動回路１８と、Ｂ０補正コイル駆動回路１９とを含んでいる。
前記ＲＦ系信号送受信回路１５ａは、ゲート変調回路８と、ＲＦ発振回路９と、ＲＦ電力増幅器５と、前置増幅器６と、位相検波器１０と、Ａ／Ｄ変換器１１とを含んでいる。
前記プローブ系信号送受信回路１５ｂは、上記ＲＦ系信号送受信回路１５ａと同様の構成である。
【００２３】
前記操作ユニット５０は、表示装置１２と、操作コンソール１３とを含んでいる。
【００２４】
図２は、ＭＲＩ装置１００の模式的斜視図である。
撮影ユニット３０は、上下に対向して設置され中間に撮影空間を形成するマグネットユニット３１と、それらマグネットユニット３１を磁気的に接続して磁気回路を構成する支柱ヨークＰｙと、その支柱ヨークＰｙの中央部を１００〜２００ターン巻くようにして付設されたＢ０補正コイル２０と、テーブル３３とを含んでいる。
図示していないが、前記マグネットユニット３１の中間に掲載される撮影空間に、受信コイル３が設置されている。
【００２５】
図３は、前記マグネットユニット３１の内部を模式的に示す断面図である。
マグネットユニット３１の内部には、垂直方向に静磁界を発生させる永久磁石Ｍがある。
前記永久磁石Ｍの表面には、被検体を内部に収容しうる受信コイル３の内部に均一な静磁界の撮像領域を形成するための整磁板Ｓｐがそれぞれ設置されている。
前記永久磁石Ｍと、前記整磁板Ｓｐと、ベースヨークＢｙおよび支柱ヨークＰｙとにより、磁気回路が構成される。
【００２６】
前記整磁板Ｓｐの表面には、勾配磁界を発生するための勾配コイル１Ｇがそれぞれ設置されている。
また、前記勾配コイル１Ｇの内側には、送信コイル２が設置されている。
そして、勾配コイル１Ｇと送信コイル２の間に挟まれるように、ＮＭＲプローブ１６が設置されている。
なお、前記永久磁石Ｍの代わりに超伝導磁石を用いてもよい。
【００２７】
図４は、前記ＮＭＲプローブ１６を示す断面説明図である。
ＮＭＲプローブ１６は、ＦＩＤ信号を発しうるＮａＣｌ溶液またはＣｕＳＯ４溶液を封止した小型ファントムＦｔと、その小型ファントムＦｔを取り巻く小型コイルＣｏとを組み合わせた構造である。
【００２８】
図５は、補正電流Ｉの説明図である。
撮像領域を挟んだ位置にある一対の支柱ヨークＰｙに付加したＢ０補正コイル２０を直列に接続し、Ｂ０補正コイル駆動電源１９から補正電流Ｉを供給し、一対のＢ０補正コイル２０で同方向・等強度の補正磁界Ｂ０ｃを発生させ、永久磁石Ｍで発生する静磁界Ｂ０ｍに加えることで、静磁界を目標の静磁界強度Ｂ０に補正する。
【００２９】
なお、図５は、永久磁石Ｍで発生する静磁界Ｂ０ｍでは静磁界強度が不足する場合を想定して補正磁界Ｂ０ｃの方向（補正電流Ｉの方向）を描いているが、永久磁石Ｍで発生する静磁界Ｂ０ｍでは静磁界強度が過剰になる場合は補正磁界Ｂ０ｃの方向（補正電流Ｉの方向）を逆にすればよい。
【００３０】
図６は、永久磁石Ｍで発生する静磁界Ｂ０ｍでは静磁界強度が不足する場合に、不足する分をＢ０補正コイル２０で発生する補正磁界Ｂ０ｃにより補償して、目標の静磁界強度Ｂ０を得る概念の説明図である。
【００３１】
図７は、Ｂ０補正プリスキャン処理の手順を示すフロー図である。
このＢ０補正プリスキャン処理は、受信コイル３に被検体を入れた状態でチューニングのために実行されるプリスキャン処理の一つとして実行される。
ステップＳ１では、グラジエント・エコー・シーケンス（１８０゜パルスを用いず、α゜のＲＦパルスを送信コイル２から送信するパルスシーケンス）により受信コイル３で被検体からのＦＩＤ信号を収集する。
ステップＳ２では、ＦＩＤ信号から共鳴周波数υを求め、その共鳴周波数υとＲＦ送受信系との周波数ずれ（ＲＦ系送受信回路１５ａのＲＦ発振回路９の発振周波数との周波数ずれ）Δｆを求める。
ステップＳ３では、周波数ずれΔｆが十分小さくないならばステップＳ４へ進む。十分小さいならば処理を終了する。
【００３２】
ステップＳ４では、前記周波数ずれΔｆに相当する磁界強度ずれΔＢ０を求める。
ΔＢ０＝２π・Δｆ／γ
但し、γは磁気回転比
次に、前記磁界強度ずれΔＢ０を補正するための補正電流Ｉの値を計算する。
【００３３】
ステップＳ５では、補正電流Ｉの値を更新する。前記Ｂ０補正コイル駆動回路１８は、補正電流Ｉの更新された値を計算機１４から読み出し、Ｂ０補正コイル駆動電源１９からＢ０補正コイル２０へ供給する。そして、前記ステップＳ１に戻る。
【００３４】
上記Ｂ０補正プリスキャン処理により、静磁界Ｂ０を目標の静磁界強度に十分近づくように補正することが出来る。
【００３５】
図８は、Ｂ０補正スキャン処理の手順を示すフロー図である。
このＢ０補正スキャン処理は、被検体を撮影するイメージング用スキャンと同期して実行される。
ステップＳ１１では、ＮＭＲプローブ１６の小型コイルＣｏからＲＦパルスを送信し、小型ファントムＦｔからＦＩＤ信号を収集する。
ステップＳ１２では、ＦＩＤ信号から共鳴周波数を求め、その共鳴周波数とＲＦ送受信系との周波数ずれΔｆを求める。
ステップＳ１３では、周波数ずれΔｆに相当する強度の磁界を補正するための補正電流Ｉの値を計算する。
ステップＳ１４では、イメージング用スキャンのパルスシーケンスの繰り返しと同期して補正電流Ｉの値を更新する。前記Ｂ０補正コイル駆動回路１８は、補正電流Ｉの更新された値を計算機１４から読み出し、Ｂ０補正コイル駆動電源１９からＢ０補正コイル２０へ供給する。
ステップＳ１５では、イメージング用スキャンが終了するまで前記ステップＳ１１〜Ｓ１４を反復する。そして、イメージング用スキャンが終了すれば、処理を終了する。
【００３６】
上記Ｂ０補正スキャン処理により、イメージング用スキャン中でも静磁界Ｂ０を目標の静磁界強度に補正することが出来る。
【００３７】
図９は、Ｂ０温度補正処理の手順を示すフロー図である。
このＢ０温度補正処理は、イメージング用スキャンと同期して実行してもよいし、イメージング用スキャンと関係なく周期的に実行してもよいし、任意のタイミングで実行してもよい。
ステップＳ２１では、マグネット温度センサ１７によりマグネット温度を測定する。
ステップＳ２２では、予め測定して作成しておいたマグネット温度−周波数ずれ特性テーブルを用いてマグネット温度を周波数ずれΔｆに換算する。
ステップＳ２３では、周波数ずれΔｆに相当する強度の磁界を補正するための補正電流Ｉの値を計算する。
ステップＳ２４では、補正電流Ｉの値を更新する。イメージング用スキャン中なら、パルスシーケンスの繰り返しと同期して補正電流Ｉの値を更新する。前記Ｂ０補正コイル駆動回路１８は、補正電流Ｉの更新された値を計算機１４から読み出して、Ｂ０補正コイル駆動電源１９からＢ０補正コイル２０へ供給する。そして、処理を終了する。
【００３８】
上記Ｂ０温度補正処理により、勾配コイル１の発熱等の影響による静磁界強度Ｂ０の変動を補正することが出来る。
【００３９】
以上の第１の実施形態のＭＲＩ装置１００によれば、静磁界強度を迅速に且つ微細に補正することが出来る。
【００４０】
−第２の実施形態−
第２の実施形態は、静磁界強度および静磁界均一度を補正する実施形態である。
図１０は、補正電流Ｉａ，Ｉｂの説明図である。
撮像領域を挟んだ位置にある一対の支柱ヨークＰｙに付加したＢ０補正コイル２０にそれぞれＢ０補正コイル駆動電源１９ａ，１９ｂから補正電流Ｉａ，Ｉｂを供給し、一対のＢ０補正コイル２０で方向および強度の少なくとも一方が異なる補正磁界Ｂ０ａ，Ｂ０ｂを発生させ、永久磁石Ｍで発生する静磁界Ｂ０ｍに加える。
補正電流Ｉａ，Ｉｂは、撮影領域の中心における静磁界強度の過不足を補償する０次成分Ｉｏと１次の静磁界不均一を補償する１次成分ｉとからなる。すなわち、１次成分ｉにより補正磁界Ｂ０ａ，Ｂ０ｂに強度差を生じ、補正磁界Ｂ０ａ，Ｂ０ｂを合成した補正磁界Ｂ０ｃに１次の傾斜ができる。この１次の傾斜で１次の静磁界不均一を補償する。
【００４１】
なお、図１０は、永久磁石Ｍで発生する静磁界Ｂ０ｍでは静磁界強度が不足する場合を想定して補正磁界Ｂ０ａ，Ｂ０ｂの方向（補正電流Ｉａ，Ｉｂの方向）を描いているが、永久磁石Ｍで発生する静磁界Ｂ０ｍでは静磁界強度が過剰になる場合は補正磁界Ｂ０ａ，Ｂ０ｂの一方または両方の方向（補正電流Ｉａ，Ｉｂの一方または両方の方向）を逆にすればよい。
【００４２】
図１１は、永久磁石Ｍで発生する静磁界Ｂ０ｍでは静磁界強度が不足し且つ１次の不均一がある場合に、不足する静磁界強度および１次の不均一をＢ０補正コイル２０で発生する補正磁界Ｂａ，Ｂｂで補償して、目標の静磁界強度Ｂ０と静磁界均一度を得る概念の説明図である。
【００４３】
補正電流Ｉａ，Ｉｂの０次成分Ｉｏは、前述の第１の実施形態と同様にして決定できる。
【００４４】
補正電流Ｉａ，Ｉｂの１次成分ｉは、次に説明する１次成分決定処理により決定できる。
図１２は、１次成分決定処理の手順を示すフロー図である。
この１次成分決定処理は、受信コイル３に被検体を入れた状態でチューニングのために実行されるプリスキャン処理の一つとして実行される。
ステップＳ３１では、補正磁界Ｂ０ｃにより形成できる１次の傾斜の方向をＸ軸とするときＸＺ平面をスキャン面としてプリスキャンによりＴＥ（エコー時間）がΔTE［sec］だけ異なる２枚分のデータＲxz1，Ｒxz2を収集する。また、ＸＹ平面をスキャン面としてプリスキャンによりＴＥ（エコー時間）がΔTEだけ異なる２枚分のデータＲxy1，Ｒxy2を収集する。
【００４５】
ステップＳ３２では、データＲxz1，Ｒxz2，Ｒxy1，Ｒxy2をそれぞれ２次元フーリエ変換して複素数２次元データを得る。次に、各ピクセルの実部と虚部のアークタンジェント（arctangent）で求められる角度のみをピクセル値とした角度２次元データをそれぞれ計算する。これらの角度２次元データを位相マップＭxz1，Ｍxz2，Ｍxy1，Ｍxy2と呼ぶ。
【００４６】
ステップＳ３３では、２枚の位相マップＭxz1，Ｍxz2の差より位相誤差マップＮxzを求める。また、２枚の位相マップＭxy1，Ｍxy2の差より位相誤差マップＮxyを求める。次に、位相誤差マップＮxzからノイズ部分を除去し信号部分のみ抽出し、位相が折り返っている部分があれば折り返りをなくし、データをＺ軸方向に加算平均し、１次元位相誤差データＦxz(x)を得る。また、位相誤差マップＮxyからノイズ部分を除去し信号部分のみ抽出し、位相が折り返っている部分があれば折り返りをなくし、データをＹ軸方向に加算平均し、１次元位相誤差データＦxy(x)を得る。
【００４７】
ステップＳ３４では、１次元位相誤差データを最小自乗近似する。
Ｆxz(x)＝Ｐxz0＋Ｐxz1・ｘ＋Ｐxz2・ｘ２＋…
Ｆxy(x)＝Ｐxy0＋Ｐxy1・ｘ＋Ｐxy2・ｘ２＋…
そして、係数Ｐxz1，Ｐxy1を平均したものを１次係数Ｐx1とする。この１次係数Ｐx1は、ΔTE［sec］の時間に磁場不均一によってスピンが回った位相量であり、Ｘ軸方向の１次成分なので、単位は［rad／ｃｍ］となる。
【００４８】
ステップＳ３５では、１次係数Ｐx1［rad／ｃｍ］を静磁界強度のＸ軸方向の勾配値ΔＧ［Gauss／ｃｍ］に換算する。
ΔＧ＝Ｐx1／（２π・ΔTE・γ）
但し、γ＝４２５７［Ｈz／Gauss］
【００４９】
ステップＳ３６では、静磁界強度のＸ軸方向の勾配値ΔＧすなわち静磁界のＸ軸方向の１次の不均一を補償しうる補正電流Ｉａ，Ｉｂの１次成分ｉを計算する。
【００５０】
以上の第２の実施形態のＭＲＩ装置によれば、静磁界強度およびＸ方向の静磁界均一度を迅速に且つ微細に補正することが出来る。
【００５１】
−第３の実施形態−
第３の実施形態は、支柱ヨークＰｙを４本とした実施形態である。
図１３に示すように、支柱ヨークＰｙを４本とし、それぞれにＢ０補正コイル２０を付設し、対向する支柱ヨークＰｙに付設したＢ０補正コイル２０を対にして補正電流を制御する。
【００５２】
第３の実施形態のＭＲＩ装置によれば、静磁界強度およびＸ−Ｙ方向の静磁界均一度を迅速に且つ微細に補正することが出来る。
【００５３】
【発明の効果】
本発明の静磁界補正方法およびＭＲＩ装置によれば、静磁界強度および静磁界均一度を迅速に且つ微細に補正することが出来る。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明に係るＭＲＩ装置の構成ブロック図である。
【図２】本発明に係るＭＲＩ装置の要部斜視図である。
【図３】本発明に係るＭＲＩ装置の要部を示す垂直断面図である。
【図４】ＮＭＲプローブの一例を示す垂直断面図ある。
【図５】第１の実施形態にかかる補正電流を示す模式図である。
【図６】第１の実施形態にかかるＢ０補正磁界を示す模式図である。
【図７】第１の実施形態に係るＢ０補正プリスキャン処理のフロー図である。
【図８】第１の実施形態に係るＢ０補正スキャン処理のフロー図である。
【図９】第１の実施形態に係るＢ０温度補正処理のフロー図である。
【図１０】第２の実施形態に係る補正電流を示す模式図である。
【図１１】第２の実施形態にかかるＢ０補正磁界を示す模式図である。
【図１２】第２の実施形態に係る１次成分決定処理のフロー図である。
【図１３】第３の実施形態に係る支柱ヨークを示す水平断面図である。
【符号の説明】
１４ 計算機
１５ａ ＲＦ系信号送受信回路
１５ｂ プローブ系信号送受信回路
１６ ＮＭＲプローブ
１７ マグネット温度センサ
１８ Ｂ０補正コイル駆動回路
１９，１９ａ，１９ｂ Ｂ０補正コイル駆動電源
２０ Ｂ０補正コイル
１００ ＭＲＩ装置
Ｐｙ 支柱ヨーク
Ｍ 永久磁石
【発明の属する技術分野】
本発明は、静磁界補正方法およびＭＲＩ（Ｍagnetic Ｒesonance Ｉmaging）装置に関し、さらに詳しくは、ＭＲＩ装置の静磁界の強度を補正するための静磁界補正方法、ＭＲＩ装置の静磁界の均一度を補正するための静磁界補正方法およびそれらの静磁界補正方法を好適に実施しうるＭＲＩ装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】
永久磁石型ＭＲＩ装置においては、永久磁石の磁気特性のばらつきが大きいため、複数の小型磁石を付加して、目標の静磁界強度になるように補正している。
【０００３】
他方、ＭＲＩ装置において、十分な画質を確保するために、静磁界の均一度は非常に重要である。特に、近年開発が進んでいるＥＰＩ（Echo Plannar Imaging）法等は静磁界均一度に非常に敏感なので、静磁界均一度を十分高くする必要がある。
このため、シム材や整磁板を用いて、静磁界均一度を補正している。
【０００４】
【発明が解決しようとする課題】
複数の小型磁石を付加する従来の静磁界強度の補正方法では、迅速な補正や微細な補正が難かしい問題点がある。
また、例えばＮdＦeＢ磁石は温度による磁気特性の変動が大きいため勾配コイルの発熱等の影響で静磁界強度が変動し、さらにＭＲＩ装置の近くで金属塊が動いたり（例えば車両の通過）すると静磁界強度が変動するが、このような静磁界強度の変動に対処できない問題点がある。
【０００５】
他方、シム材や整磁板を用いる従来の静磁界均一度の補正方法では、迅速な補正や微細な補正が難かしい問題点がある。
【０００６】
そこで、本発明の第１の目的は、ＭＲＩ装置の静磁界強度を迅速に且つ微細に補正することが出来る静磁界補正方法およびその静磁界補正方法を好適に実施しうるＭＲＩ装置を提供することにある。
また、本発明の第２の目的は、ＭＲＩ装置の静磁界均一度を迅速に且つ微細に補正することが出来る静磁界補正方法およびその静磁界補正方法を好適に実施しうるＭＲＩ装置を提供することにある。
【０００７】
【課題を解決するための手段】
第１の観点では、ＭＲＩ装置の磁気回路を構成するヨークに磁界補正コイルを付設し、前記磁界補正コイルに補正電流を流して補正磁界を発生させ、撮像領域の静磁界に補正磁界を加えることで撮像領域の静磁界を補正することを特徴とする静磁界補正方法を提供する。
上記第１の観点による磁界変動測定方法では、ヨークに磁界補正コイルを付設し、補正磁界を加えるので、補正電流を調整することで、静磁界強度および静磁界均一性を迅速に且つ微細に補正することが出来る。
【０００８】
第２の観点では、本発明は、上記構成の静磁界補正方法において、第１ヨークに第１磁界補正コイルを付設し、前記第１ヨークに対して撮像領域を挟んだ位置にある第２ヨークに第２磁界補正コイルを付設し、前記第１磁界補正コイルで第１補正磁界を発生させ、前記第２磁界補正コイルで前記第１補正磁界と同方向・等強度の第２補正磁界を発生させることを特徴とする静磁界補正方法を提供する。
上記第２の観点による磁界変動測定方法では、撮像領域を挟んだ位置にある一対のヨークで同方向・等強度の補正磁界を発生させるので、静磁界強度を補正することが出来る。
【０００９】
第３の観点では、本発明は、上記構成の静磁界補正方法において、第１ヨークに第１磁界補正コイルを付設し、前記第１ヨークに対して撮像領域を挟んだ位置にある第２ヨークに第２磁界補正コイルを付設し、前記第１磁界補正コイルで第１補正磁界を発生させ、前記第２磁界補正コイルで前記第１補正磁界と方向および強度の少なくとも一方が異なる第２補正磁界を発生させることを特徴とする静磁界補正方法を提供する。
上記第３の観点による磁界変動測定方法では、撮像領域を挟んだ位置にある一対のヨークで方向および強度の少なくとも一方が異なる補正磁界を発生させるので、静磁界強度および静磁界均一度を補正することが出来る。
【００１０】
第４の観点では、本発明は、上記構成の静磁界補正方法において、ＦＩＤ信号を収集し、前記ＦＩＤ信号より共鳴周波数を求め、前記共鳴周波数とＲＦ送受信系との周波数ずれを求め、前記周波数ずれから補正電流を決定することを特徴とする静磁界補正方法を提供する。
上記第４の観点による磁界変動測定方法では、共鳴周波数を実測して周波数ずれから補正電流を決定するので、静磁界強度および静磁界均一度を正確に補正することが出来る。
【００１１】
第５の観点では、本発明は、上記構成の静磁界補正方法において、小型ファントムと小型コイルとを組み合わせたＮＭＲプローブを撮像領域の近傍に設置しておき、前記小型コイルからＲＦパルスを送信し前記小型ファントムからのＦＩＤ信号を前記小型コイルで受信し、前記ＦＩＤ信号から共鳴周波数を求めることを特徴とする静磁界補正方法を提供する。
上記第５の観点による磁界変動測定方法では、ＮＭＲプローブを用いて共鳴周波数を実測するので、患者の撮影中でも撮影に影響を与えずに静磁界強度および静磁界均一度を補正することが出来る。よって、特に変動を補正するのに好適である。
【００１２】
第６の観点では、本発明は、上記構成の静磁界補正方法において、前記磁気回路を構成する部材の温度を計測し、温度特性より共鳴周波数を求め、前記共鳴周波数と目標周波数との周波数差を求め、前記周波数差から補正電流を決定することを特徴とする静磁界補正方法を提供する。
上記第６の観点による磁界変動測定方法では、温度を実測し温度特性から補正電流を決定するので、特に温度による変動を補正するのに好適である。
【００１３】
第７の観点では、本発明は、磁気回路を構成するヨークと、前記ヨークに付設され補正磁界を発生させる磁界補正コイルと、前記磁界補正コイルに補正電流を供給する磁界補正コイル用電源とを具備したことを特徴とするＭＲＩ装置を提供する。
上記第７の観点によるＭＲＩ装置では、前記第１の観点による磁界変動測定方法を好適に実施しうる。
【００１４】
第８の観点では、本発明は、上記構成のＭＲＩ装置において、撮像領域を挟んだ位置にある第１ヨークおよび第２ヨークと、前記第１ヨークに付設され第１補正磁界を発生させる第１磁界補正コイルと、前記第２ヨークに付設され前記第１補正磁界と同方向・等強度の第２補正磁界を発生させるべく前記第１磁界補正コイルと直列接続された第２磁界補正コイルと、前記第１磁界補正コイルおよび前記第２磁界補正コイルの直列回路に補正電流を供給する磁界補正コイル用電源とを具備したことを特徴とするＭＲＩ装置を提供する。
上記第８の観点によるＭＲＩ装置では、前記第２の観点による磁界変動測定方法を好適に実施しうる。
【００１５】
第９の観点では、本発明は、上記構成のＭＲＩ装置において、撮像領域を挟んだ位置にある第１ヨークおよび第２ヨークと、前記第１ヨークに付設され第１補正磁界を発生させる第１磁界補正コイルと、前記第２ヨークに付設され第２補正磁界を発生させる第２磁界補正コイルと、前記第１磁界補正コイルに第１補正電流を供給する第１磁界補正コイル用電源と、前記第２磁界補正コイルに第２補正電流を供給する第２磁界補正コイル用電源とを具備したことを特徴とするＭＲＩ装置を提供する。
上記第９の観点によるＭＲＩ装置では、前記第３の観点による磁界変動測定方法を好適に実施しうる。
【００１６】
第１０の観点では、本発明は、上記構成のＭＲＩ装置において、ＦＩＤ信号を収集し、前記ＦＩＤ信号より共鳴周波数を求め、前記共鳴周波数とＲＦ送受信系との周波数ずれを求め、前記周波数ずれから補正電流を決定する補正電流決定手段を具備したことを特徴とするＭＲＩ装置を提供する。
上記第１０の観点によるＭＲＩ装置では、前記第４の観点による磁界変動測定方法を好適に実施しうる。
【００１７】
第１１の観点では、本発明は、上記構成のＭＲＩ装置において、撮像領域の近傍に設置された、小型ファントムと小型コイルとを組み合わせたＮＭＲプローブを具備し、前記補正電流決定手段は、前記小型コイルからＲＦパルスを送信し前記小型ファントムからのＦＩＤ信号を前記小型コイルで受信し、前記ＦＩＤ信号から共鳴周波数を求めることを特徴とするＭＲＩ装置を提供する。
上記第１１の観点によるＭＲＩ装置では、前記第５の観点による磁界変動測定方法を好適に実施しうる。
【００１８】
第１２の観点では、本発明は、上記構成のＭＲＩ装置において、前記磁気回路を構成する部材の温度を計測する温度センサと、温度特性より共鳴周波数を求め、前記共鳴周波数と目標周波数との周波数差を求め、前記周波数差から補正電流を決定する補正電流決定手段とを具備したことを特徴とするＭＲＩ装置を提供する。
上記第１２の観点によるＭＲＩ装置では、前記第６の観点による磁界変動測定方法を好適に実施しうる。
【００１９】
【発明の実施の形態】
以下、図を参照して本発明の実施の形態を説明する。なお、これにより本発明が限定されるものではない。
【００２０】
−第１の実施形態−
第１の実施形態は、静磁界強度のみを補正する（静磁界均一度は補正しない）実施形態である。
図１は、本発明の第１の実施形態にかかるＭＲＩ装置１００を示す構成ブロック図である。
このＭＲＩ装置１００は、撮影ユニット３０と、制御ユニット４０と、操作ユニット５０とを具備している。
【００２１】
前記撮影ユニット３０は、勾配コイル１と、送信コイル２と、受信コイル３と、ＮＭＲプローブ１６と、マグネット温度センサ１７と、Ｂ０補正コイル２０とを含んでいる。
【００２２】
前記制御ユニット４０は、計算機１４と、シーケンス記憶回路７と、勾配コイル駆動回路４と、ＲＦ系信号送受信回路１５ａと、プローブ系信号送受信回路１５ｂと、Ｂ０補正コイル駆動回路１８と、Ｂ０補正コイル駆動回路１９とを含んでいる。
前記ＲＦ系信号送受信回路１５ａは、ゲート変調回路８と、ＲＦ発振回路９と、ＲＦ電力増幅器５と、前置増幅器６と、位相検波器１０と、Ａ／Ｄ変換器１１とを含んでいる。
前記プローブ系信号送受信回路１５ｂは、上記ＲＦ系信号送受信回路１５ａと同様の構成である。
【００２３】
前記操作ユニット５０は、表示装置１２と、操作コンソール１３とを含んでいる。
【００２４】
図２は、ＭＲＩ装置１００の模式的斜視図である。
撮影ユニット３０は、上下に対向して設置され中間に撮影空間を形成するマグネットユニット３１と、それらマグネットユニット３１を磁気的に接続して磁気回路を構成する支柱ヨークＰｙと、その支柱ヨークＰｙの中央部を１００〜２００ターン巻くようにして付設されたＢ０補正コイル２０と、テーブル３３とを含んでいる。
図示していないが、前記マグネットユニット３１の中間に掲載される撮影空間に、受信コイル３が設置されている。
【００２５】
図３は、前記マグネットユニット３１の内部を模式的に示す断面図である。
マグネットユニット３１の内部には、垂直方向に静磁界を発生させる永久磁石Ｍがある。
前記永久磁石Ｍの表面には、被検体を内部に収容しうる受信コイル３の内部に均一な静磁界の撮像領域を形成するための整磁板Ｓｐがそれぞれ設置されている。
前記永久磁石Ｍと、前記整磁板Ｓｐと、ベースヨークＢｙおよび支柱ヨークＰｙとにより、磁気回路が構成される。
【００２６】
前記整磁板Ｓｐの表面には、勾配磁界を発生するための勾配コイル１Ｇがそれぞれ設置されている。
また、前記勾配コイル１Ｇの内側には、送信コイル２が設置されている。
そして、勾配コイル１Ｇと送信コイル２の間に挟まれるように、ＮＭＲプローブ１６が設置されている。
なお、前記永久磁石Ｍの代わりに超伝導磁石を用いてもよい。
【００２７】
図４は、前記ＮＭＲプローブ１６を示す断面説明図である。
ＮＭＲプローブ１６は、ＦＩＤ信号を発しうるＮａＣｌ溶液またはＣｕＳＯ４溶液を封止した小型ファントムＦｔと、その小型ファントムＦｔを取り巻く小型コイルＣｏとを組み合わせた構造である。
【００２８】
図５は、補正電流Ｉの説明図である。
撮像領域を挟んだ位置にある一対の支柱ヨークＰｙに付加したＢ０補正コイル２０を直列に接続し、Ｂ０補正コイル駆動電源１９から補正電流Ｉを供給し、一対のＢ０補正コイル２０で同方向・等強度の補正磁界Ｂ０ｃを発生させ、永久磁石Ｍで発生する静磁界Ｂ０ｍに加えることで、静磁界を目標の静磁界強度Ｂ０に補正する。
【００２９】
なお、図５は、永久磁石Ｍで発生する静磁界Ｂ０ｍでは静磁界強度が不足する場合を想定して補正磁界Ｂ０ｃの方向（補正電流Ｉの方向）を描いているが、永久磁石Ｍで発生する静磁界Ｂ０ｍでは静磁界強度が過剰になる場合は補正磁界Ｂ０ｃの方向（補正電流Ｉの方向）を逆にすればよい。
【００３０】
図６は、永久磁石Ｍで発生する静磁界Ｂ０ｍでは静磁界強度が不足する場合に、不足する分をＢ０補正コイル２０で発生する補正磁界Ｂ０ｃにより補償して、目標の静磁界強度Ｂ０を得る概念の説明図である。
【００３１】
図７は、Ｂ０補正プリスキャン処理の手順を示すフロー図である。
このＢ０補正プリスキャン処理は、受信コイル３に被検体を入れた状態でチューニングのために実行されるプリスキャン処理の一つとして実行される。
ステップＳ１では、グラジエント・エコー・シーケンス（１８０゜パルスを用いず、α゜のＲＦパルスを送信コイル２から送信するパルスシーケンス）により受信コイル３で被検体からのＦＩＤ信号を収集する。
ステップＳ２では、ＦＩＤ信号から共鳴周波数υを求め、その共鳴周波数υとＲＦ送受信系との周波数ずれ（ＲＦ系送受信回路１５ａのＲＦ発振回路９の発振周波数との周波数ずれ）Δｆを求める。
ステップＳ３では、周波数ずれΔｆが十分小さくないならばステップＳ４へ進む。十分小さいならば処理を終了する。
【００３２】
ステップＳ４では、前記周波数ずれΔｆに相当する磁界強度ずれΔＢ０を求める。
ΔＢ０＝２π・Δｆ／γ
但し、γは磁気回転比
次に、前記磁界強度ずれΔＢ０を補正するための補正電流Ｉの値を計算する。
【００３３】
ステップＳ５では、補正電流Ｉの値を更新する。前記Ｂ０補正コイル駆動回路１８は、補正電流Ｉの更新された値を計算機１４から読み出し、Ｂ０補正コイル駆動電源１９からＢ０補正コイル２０へ供給する。そして、前記ステップＳ１に戻る。
【００３４】
上記Ｂ０補正プリスキャン処理により、静磁界Ｂ０を目標の静磁界強度に十分近づくように補正することが出来る。
【００３５】
図８は、Ｂ０補正スキャン処理の手順を示すフロー図である。
このＢ０補正スキャン処理は、被検体を撮影するイメージング用スキャンと同期して実行される。
ステップＳ１１では、ＮＭＲプローブ１６の小型コイルＣｏからＲＦパルスを送信し、小型ファントムＦｔからＦＩＤ信号を収集する。
ステップＳ１２では、ＦＩＤ信号から共鳴周波数を求め、その共鳴周波数とＲＦ送受信系との周波数ずれΔｆを求める。
ステップＳ１３では、周波数ずれΔｆに相当する強度の磁界を補正するための補正電流Ｉの値を計算する。
ステップＳ１４では、イメージング用スキャンのパルスシーケンスの繰り返しと同期して補正電流Ｉの値を更新する。前記Ｂ０補正コイル駆動回路１８は、補正電流Ｉの更新された値を計算機１４から読み出し、Ｂ０補正コイル駆動電源１９からＢ０補正コイル２０へ供給する。
ステップＳ１５では、イメージング用スキャンが終了するまで前記ステップＳ１１〜Ｓ１４を反復する。そして、イメージング用スキャンが終了すれば、処理を終了する。
【００３６】
上記Ｂ０補正スキャン処理により、イメージング用スキャン中でも静磁界Ｂ０を目標の静磁界強度に補正することが出来る。
【００３７】
図９は、Ｂ０温度補正処理の手順を示すフロー図である。
このＢ０温度補正処理は、イメージング用スキャンと同期して実行してもよいし、イメージング用スキャンと関係なく周期的に実行してもよいし、任意のタイミングで実行してもよい。
ステップＳ２１では、マグネット温度センサ１７によりマグネット温度を測定する。
ステップＳ２２では、予め測定して作成しておいたマグネット温度−周波数ずれ特性テーブルを用いてマグネット温度を周波数ずれΔｆに換算する。
ステップＳ２３では、周波数ずれΔｆに相当する強度の磁界を補正するための補正電流Ｉの値を計算する。
ステップＳ２４では、補正電流Ｉの値を更新する。イメージング用スキャン中なら、パルスシーケンスの繰り返しと同期して補正電流Ｉの値を更新する。前記Ｂ０補正コイル駆動回路１８は、補正電流Ｉの更新された値を計算機１４から読み出して、Ｂ０補正コイル駆動電源１９からＢ０補正コイル２０へ供給する。そして、処理を終了する。
【００３８】
上記Ｂ０温度補正処理により、勾配コイル１の発熱等の影響による静磁界強度Ｂ０の変動を補正することが出来る。
【００３９】
以上の第１の実施形態のＭＲＩ装置１００によれば、静磁界強度を迅速に且つ微細に補正することが出来る。
【００４０】
−第２の実施形態−
第２の実施形態は、静磁界強度および静磁界均一度を補正する実施形態である。
図１０は、補正電流Ｉａ，Ｉｂの説明図である。
撮像領域を挟んだ位置にある一対の支柱ヨークＰｙに付加したＢ０補正コイル２０にそれぞれＢ０補正コイル駆動電源１９ａ，１９ｂから補正電流Ｉａ，Ｉｂを供給し、一対のＢ０補正コイル２０で方向および強度の少なくとも一方が異なる補正磁界Ｂ０ａ，Ｂ０ｂを発生させ、永久磁石Ｍで発生する静磁界Ｂ０ｍに加える。
補正電流Ｉａ，Ｉｂは、撮影領域の中心における静磁界強度の過不足を補償する０次成分Ｉｏと１次の静磁界不均一を補償する１次成分ｉとからなる。すなわち、１次成分ｉにより補正磁界Ｂ０ａ，Ｂ０ｂに強度差を生じ、補正磁界Ｂ０ａ，Ｂ０ｂを合成した補正磁界Ｂ０ｃに１次の傾斜ができる。この１次の傾斜で１次の静磁界不均一を補償する。
【００４１】
なお、図１０は、永久磁石Ｍで発生する静磁界Ｂ０ｍでは静磁界強度が不足する場合を想定して補正磁界Ｂ０ａ，Ｂ０ｂの方向（補正電流Ｉａ，Ｉｂの方向）を描いているが、永久磁石Ｍで発生する静磁界Ｂ０ｍでは静磁界強度が過剰になる場合は補正磁界Ｂ０ａ，Ｂ０ｂの一方または両方の方向（補正電流Ｉａ，Ｉｂの一方または両方の方向）を逆にすればよい。
【００４２】
図１１は、永久磁石Ｍで発生する静磁界Ｂ０ｍでは静磁界強度が不足し且つ１次の不均一がある場合に、不足する静磁界強度および１次の不均一をＢ０補正コイル２０で発生する補正磁界Ｂａ，Ｂｂで補償して、目標の静磁界強度Ｂ０と静磁界均一度を得る概念の説明図である。
【００４３】
補正電流Ｉａ，Ｉｂの０次成分Ｉｏは、前述の第１の実施形態と同様にして決定できる。
【００４４】
補正電流Ｉａ，Ｉｂの１次成分ｉは、次に説明する１次成分決定処理により決定できる。
図１２は、１次成分決定処理の手順を示すフロー図である。
この１次成分決定処理は、受信コイル３に被検体を入れた状態でチューニングのために実行されるプリスキャン処理の一つとして実行される。
ステップＳ３１では、補正磁界Ｂ０ｃにより形成できる１次の傾斜の方向をＸ軸とするときＸＺ平面をスキャン面としてプリスキャンによりＴＥ（エコー時間）がΔTE［sec］だけ異なる２枚分のデータＲxz1，Ｒxz2を収集する。また、ＸＹ平面をスキャン面としてプリスキャンによりＴＥ（エコー時間）がΔTEだけ異なる２枚分のデータＲxy1，Ｒxy2を収集する。
【００４５】
ステップＳ３２では、データＲxz1，Ｒxz2，Ｒxy1，Ｒxy2をそれぞれ２次元フーリエ変換して複素数２次元データを得る。次に、各ピクセルの実部と虚部のアークタンジェント（arctangent）で求められる角度のみをピクセル値とした角度２次元データをそれぞれ計算する。これらの角度２次元データを位相マップＭxz1，Ｍxz2，Ｍxy1，Ｍxy2と呼ぶ。
【００４６】
ステップＳ３３では、２枚の位相マップＭxz1，Ｍxz2の差より位相誤差マップＮxzを求める。また、２枚の位相マップＭxy1，Ｍxy2の差より位相誤差マップＮxyを求める。次に、位相誤差マップＮxzからノイズ部分を除去し信号部分のみ抽出し、位相が折り返っている部分があれば折り返りをなくし、データをＺ軸方向に加算平均し、１次元位相誤差データＦxz(x)を得る。また、位相誤差マップＮxyからノイズ部分を除去し信号部分のみ抽出し、位相が折り返っている部分があれば折り返りをなくし、データをＹ軸方向に加算平均し、１次元位相誤差データＦxy(x)を得る。
【００４７】
ステップＳ３４では、１次元位相誤差データを最小自乗近似する。
Ｆxz(x)＝Ｐxz0＋Ｐxz1・ｘ＋Ｐxz2・ｘ２＋…
Ｆxy(x)＝Ｐxy0＋Ｐxy1・ｘ＋Ｐxy2・ｘ２＋…
そして、係数Ｐxz1，Ｐxy1を平均したものを１次係数Ｐx1とする。この１次係数Ｐx1は、ΔTE［sec］の時間に磁場不均一によってスピンが回った位相量であり、Ｘ軸方向の１次成分なので、単位は［rad／ｃｍ］となる。
【００４８】
ステップＳ３５では、１次係数Ｐx1［rad／ｃｍ］を静磁界強度のＸ軸方向の勾配値ΔＧ［Gauss／ｃｍ］に換算する。
ΔＧ＝Ｐx1／（２π・ΔTE・γ）
但し、γ＝４２５７［Ｈz／Gauss］
【００４９】
ステップＳ３６では、静磁界強度のＸ軸方向の勾配値ΔＧすなわち静磁界のＸ軸方向の１次の不均一を補償しうる補正電流Ｉａ，Ｉｂの１次成分ｉを計算する。
【００５０】
以上の第２の実施形態のＭＲＩ装置によれば、静磁界強度およびＸ方向の静磁界均一度を迅速に且つ微細に補正することが出来る。
【００５１】
−第３の実施形態−
第３の実施形態は、支柱ヨークＰｙを４本とした実施形態である。
図１３に示すように、支柱ヨークＰｙを４本とし、それぞれにＢ０補正コイル２０を付設し、対向する支柱ヨークＰｙに付設したＢ０補正コイル２０を対にして補正電流を制御する。
【００５２】
第３の実施形態のＭＲＩ装置によれば、静磁界強度およびＸ−Ｙ方向の静磁界均一度を迅速に且つ微細に補正することが出来る。
【００５３】
【発明の効果】
本発明の静磁界補正方法およびＭＲＩ装置によれば、静磁界強度および静磁界均一度を迅速に且つ微細に補正することが出来る。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明に係るＭＲＩ装置の構成ブロック図である。
【図２】本発明に係るＭＲＩ装置の要部斜視図である。
【図３】本発明に係るＭＲＩ装置の要部を示す垂直断面図である。
【図４】ＮＭＲプローブの一例を示す垂直断面図ある。
【図５】第１の実施形態にかかる補正電流を示す模式図である。
【図６】第１の実施形態にかかるＢ０補正磁界を示す模式図である。
【図７】第１の実施形態に係るＢ０補正プリスキャン処理のフロー図である。
【図８】第１の実施形態に係るＢ０補正スキャン処理のフロー図である。
【図９】第１の実施形態に係るＢ０温度補正処理のフロー図である。
【図１０】第２の実施形態に係る補正電流を示す模式図である。
【図１１】第２の実施形態にかかるＢ０補正磁界を示す模式図である。
【図１２】第２の実施形態に係る１次成分決定処理のフロー図である。
【図１３】第３の実施形態に係る支柱ヨークを示す水平断面図である。
【符号の説明】
１４ 計算機
１５ａ ＲＦ系信号送受信回路
１５ｂ プローブ系信号送受信回路
１６ ＮＭＲプローブ
１７ マグネット温度センサ
１８ Ｂ０補正コイル駆動回路
１９，１９ａ，１９ｂ Ｂ０補正コイル駆動電源
２０ Ｂ０補正コイル
１００ ＭＲＩ装置
Ｐｙ 支柱ヨーク
Ｍ 永久磁石
Claims (2)
- ＭＲＩ装置の磁気回路を構成する第１ヨークと第２ヨークとを有しており、前記第１ヨークに第１磁界補正コイルを付設し、前記第１ヨークに対して撮像領域を挟んだ位置にある前記第２ヨークに第２磁界補正コイルを付設し、
前記第１磁界補正コイルで第１補正磁界を発生させ、前記第２磁界補正コイルで前記第１補正磁界と方向および強度の少なくとも一方が異なる第２補正磁界を発生させ、撮像領域の静磁界に前記第１補正磁界及び前記第２補正磁界を加えることで撮像領域の静磁界を補正することを特徴とする静磁界補正方法。 - 磁気回路を構成する第１ヨークおよび第２ヨークであって、撮像領域を挟んだ位置にある第１ヨークおよび第２ヨークと、
前記第１ヨークに付設され第１補正磁界を発生させる第１磁界補正コイルと、
前記第２ヨークに付設され第２補正磁界を発生させる第２磁界補正コイルと、
前記第１磁界補正コイルに第１補正電流を供給する第１磁界補正コイル用電源と、
前記第２磁界補正コイルに第２補正電流を供給する第２磁界補正コイル用電源とを具備し、
前記第２補正磁界は前記第１補正磁界と方向および強度の少なくとも一方が異なり、
前記撮像領域の静磁界に前記第１補正磁界及び前記第２補正磁界を加えることで前記撮像領域の静磁界を補正することを特徴とするＭＲＩ装置。
Priority Applications (6)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP2001026559A JP3987686B2 (ja) | 2001-02-02 | 2001-02-02 | 静磁界補正方法およびｍｒｉ装置 |
| US10/034,779 US6700376B2 (en) | 2001-02-02 | 2001-12-28 | Method and apparatus for correcting static magnetic field using a pair of magnetic fields which are the same or different from each other in intensity and direction |
| KR1020027013133A KR100901901B1 (ko) | 2001-02-02 | 2002-01-28 | Ｍｒｉ 장치 및 ｍｒｉ 장치의 정자계 보정 방법 |
| DE10290503T DE10290503T5 (de) | 2001-02-02 | 2002-01-28 | Korrekturverfahren für statisches Magnetfeld und Mri-System |
| PCT/US2002/003867 WO2002071090A1 (en) | 2001-02-02 | 2002-01-28 | Static magnetic field correction method and mri system |
| CNB028002148A CN100353176C (zh) | 2001-02-02 | 2002-01-28 | 静磁场校正方法和磁谐振成象系统 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP2001026559A JP3987686B2 (ja) | 2001-02-02 | 2001-02-02 | 静磁界補正方法およびｍｒｉ装置 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JP2002238872A JP2002238872A (ja) | 2002-08-27 |
| JP3987686B2 true JP3987686B2 (ja) | 2007-10-10 |
Family
ID=18891356
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP2001026559A Expired - Fee Related JP3987686B2 (ja) | 2001-02-02 | 2001-02-02 | 静磁界補正方法およびｍｒｉ装置 |
Country Status (6)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US6700376B2 (ja) |
| JP (1) | JP3987686B2 (ja) |
| KR (1) | KR100901901B1 (ja) |
| CN (1) | CN100353176C (ja) |
| DE (1) | DE10290503T5 (ja) |
| WO (1) | WO2002071090A1 (ja) |
Families Citing this family (22)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US8617351B2 (en) | 2002-07-09 | 2013-12-31 | Applied Materials, Inc. | Plasma reactor with minimal D.C. coils for cusp, solenoid and mirror fields for plasma uniformity and device damage reduction |
| US20070048882A1 (en) * | 2000-03-17 | 2007-03-01 | Applied Materials, Inc. | Method to reduce plasma-induced charging damage |
| US8048806B2 (en) * | 2000-03-17 | 2011-11-01 | Applied Materials, Inc. | Methods to avoid unstable plasma states during a process transition |
| DE10116802C1 (de) * | 2001-04-04 | 2002-10-02 | Siemens Ag | RF-Antenne für ein offenes MR-System |
| JP4045769B2 (ja) * | 2001-10-10 | 2008-02-13 | 株式会社日立製作所 | 磁場発生装置及びこれを用いるｍｒｉ装置 |
| TWI283899B (en) * | 2002-07-09 | 2007-07-11 | Applied Materials Inc | Capacitively coupled plasma reactor with magnetic plasma control |
| US20040014236A1 (en) * | 2002-07-22 | 2004-01-22 | Dror Albo | Frequency feedback for NMR magnet temperature control |
| JP3845048B2 (ja) * | 2002-08-27 | 2006-11-15 | ジーイー・メディカル・システムズ・グローバル・テクノロジー・カンパニー・エルエルシー | 磁気共鳴撮影装置 |
| JP2004159984A (ja) | 2002-11-14 | 2004-06-10 | Ge Medical Systems Global Technology Co Llc | 静磁場形成装置および磁気共鳴撮像装置 |
| US6788060B1 (en) * | 2003-05-28 | 2004-09-07 | Ge Medical Systems Global Technology Co., Inc. | Imaging system with homogeneous magnetic field |
| JP3992694B2 (ja) * | 2004-05-24 | 2007-10-17 | ジーイー・メディカル・システムズ・グローバル・テクノロジー・カンパニー・エルエルシー | Ｍｒｉ装置 |
| JP4651315B2 (ja) * | 2004-06-16 | 2011-03-16 | 株式会社日立メディコ | 磁気共鳴イメージング装置 |
| US7400147B2 (en) * | 2005-11-03 | 2008-07-15 | Uri Rapoport | Self-fastening cage surrounding a magnetic resonance device and methods thereof |
| JP6184050B2 (ja) | 2010-07-02 | 2017-08-23 | 東芝メディカルシステムズ株式会社 | 磁気共鳴イメージング装置 |
| ITTO20110290A1 (it) * | 2011-03-31 | 2012-10-01 | Fond Istituto Italiano Di Tecnologia | Complesso magnetico aperto a tre facce attive, particolarmente per la formazione di immagini per risonanza magnetica. |
| CN102735706B (zh) * | 2012-07-18 | 2014-12-10 | 重庆大学 | 一种用于复合绝缘子伞裙老化无损检测的核磁共振传感器 |
| JP6138466B2 (ja) * | 2012-12-03 | 2017-05-31 | 住友重機械工業株式会社 | サイクロトロン |
| CN105283780A (zh) * | 2013-03-15 | 2016-01-27 | 俄亥俄州创新基金会 | 用于信号不均匀性校正和性能评估的方法和装置 |
| KR101556639B1 (ko) * | 2013-12-30 | 2015-10-01 | 한국원자력연구원 | Pet-mri 장치 및 그 제조 방법 |
| CN104224179A (zh) * | 2014-09-10 | 2014-12-24 | 中国科学院电工研究所 | 一种磁共振成像系统的磁场稳定方法和装置 |
| GB2556281B (en) * | 2015-07-15 | 2021-12-22 | Synaptive Medical Inc | Active coil to shift a volume of uniform magnetic field |
| CN105388435B (zh) * | 2015-12-29 | 2018-09-18 | 沈阳东软医疗系统有限公司 | 一种磁共振成像系统射频线圈的调谐装置及方法 |
Family Cites Families (31)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| GB2027208B (en) | 1978-08-05 | 1982-12-15 | Emi Ltd | Magnetic field correction in nmr apparatus |
| US4284949A (en) * | 1979-02-21 | 1981-08-18 | Nicolet Instrument Corporation | Nuclear magnetic resonance spectrometer and method |
| WO1984000611A1 (en) | 1982-08-04 | 1984-02-16 | William H Oldendorf | Adjustable magnet suitable for in vivo nmr imaging and method of adjusting the same |
| FR2562785B1 (fr) * | 1984-04-13 | 1988-04-15 | Commissariat Energie Atomique | Systeme a aimants permanents destine a l'imagerie par resonance magnetique nucleaire, notamment pour l'examen du corps humain |
| JPS60222044A (ja) | 1984-04-20 | 1985-11-06 | 横河電機株式会社 | 核磁気共鳴による診断方法および装置 |
| FR2571496B1 (fr) | 1984-10-05 | 1986-12-19 | Commissariat Energie Atomique | Systeme de bobines de production de champs additionnels pour l'obtention, dans un aimant comportant des pieces polaires de polarisation pour imagerie par resonance magnetique nucleaire, de champs de polarisation a gradients constants |
| DE3719306A1 (de) * | 1987-06-10 | 1988-12-22 | Bruker Analytische Messtechnik | Magnet fuer nmr-tomographen und verfahren zu seiner herstellung |
| JPH01303141A (ja) | 1988-06-01 | 1989-12-07 | Toshiba Corp | 永久磁石磁気共鳴イメージング装置 |
| JPH02255126A (ja) * | 1989-03-29 | 1990-10-15 | Toshiba Corp | 磁気共鳴イメージング装置 |
| GB2244134B (en) * | 1990-04-09 | 1994-08-03 | Elscint Ltd | Superconducting magnet |
| EP0525246A1 (de) * | 1991-08-01 | 1993-02-03 | Siemens Aktiengesellschaft | Magneteinrichtung mit einem ein magnetisches Streufeld erzeugenden Jochkörper |
| JP3233974B2 (ja) * | 1992-04-09 | 2001-12-04 | 株式会社東芝 | Ｍｒｉ用高周波磁界シールド |
| JP3339885B2 (ja) * | 1992-08-26 | 2002-10-28 | 株式会社日立メディコ | 磁気共鳴イメージング装置 |
| US5633588A (en) * | 1994-09-16 | 1997-05-27 | Hitachi Medical Corporation | Superconducting magnet apparatus using superconducting multilayer composite member, method of magnetizing the same and magnetic resonance imaging system employing the same |
| DE69613061T2 (de) * | 1995-08-28 | 2001-10-31 | Shinetsu Chemical Co | Magnetkreisanordnung mit einander gegenüberliegenden Permanentmagneten |
| DE19536390A1 (de) * | 1995-09-29 | 1997-04-03 | Siemens Ag | Anordnung zur Messung und Regelung des Grundfeldes eines Magneten eines Kernspintomographiegerätes |
| JPH09190913A (ja) * | 1996-01-10 | 1997-07-22 | Hitachi Medical Corp | 超電導磁石装置及びそれを用いた磁気共鳴イメージング装置 |
| JP3597939B2 (ja) * | 1996-04-01 | 2004-12-08 | 株式会社日立メディコ | 磁気共鳴検査装置とその方法 |
| US6037775A (en) * | 1996-08-13 | 2000-03-14 | Fonar Corporation | Method and apparatus for magnetic field stabilization in a MRI system |
| WO1998019317A1 (fr) * | 1996-10-30 | 1998-05-07 | Hitachi Medical Corporation | Dispositif magnetique supraconducteur |
| JP3753505B2 (ja) * | 1997-07-07 | 2006-03-08 | ジーイー横河メディカルシステム株式会社 | 外乱磁場補償方法および磁気共鳴撮像装置 |
| JP4191840B2 (ja) * | 1999-02-15 | 2008-12-03 | 株式会社東芝 | 傾斜磁場コイル装置 |
| US6249121B1 (en) * | 1999-05-17 | 2001-06-19 | General Electric Company | RF body coil |
| JP3209982B2 (ja) * | 1999-06-18 | 2001-09-17 | ジーイー横河メディカルシステム株式会社 | Ｍｒｉ装置用勾配コイル、ｍｒｉ装置用勾配コイルの製造方法およびｍｒｉ装置 |
| JP3283242B2 (ja) * | 1999-06-21 | 2002-05-20 | ジーイー横河メディカルシステム株式会社 | 勾配コイルの製造方法、勾配コイルおよびｍｒｉ装置 |
| US6252405B1 (en) * | 1999-11-15 | 2001-06-26 | General Electric Company | Temperature compensated NMR magnet and method of operation therefor |
| US6262576B1 (en) * | 1999-11-16 | 2001-07-17 | Picker International, Inc. | Phased array planar gradient coil set for MRI systems |
| WO2001055732A2 (en) * | 2000-01-25 | 2001-08-02 | Uri Rapoport | Permanent magnet arrangement with backplate |
| JP2002159463A (ja) * | 2000-11-15 | 2002-06-04 | Ge Medical Systems Global Technology Co Llc | Ｍｒｉ装置の磁界変動測定方法、磁界変動補償方法およびｍｒｉ装置 |
| JP4369613B2 (ja) * | 2000-11-20 | 2009-11-25 | 株式会社日立メディコ | 磁気共鳴イメージング装置 |
| US6433550B1 (en) * | 2001-02-13 | 2002-08-13 | Koninklijke Philips Corporation N.V. | MRI magnet with vibration compensation |
-
2001
- 2001-02-02 JP JP2001026559A patent/JP3987686B2/ja not_active Expired - Fee Related
- 2001-12-28 US US10/034,779 patent/US6700376B2/en not_active Expired - Fee Related
-
2002
- 2002-01-28 CN CNB028002148A patent/CN100353176C/zh not_active Expired - Fee Related
- 2002-01-28 WO PCT/US2002/003867 patent/WO2002071090A1/en active Application Filing
- 2002-01-28 DE DE10290503T patent/DE10290503T5/de not_active Withdrawn
- 2002-01-28 KR KR1020027013133A patent/KR100901901B1/ko not_active IP Right Cessation
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| CN100353176C (zh) | 2007-12-05 |
| WO2002071090A1 (en) | 2002-09-12 |
| KR20020092412A (ko) | 2002-12-11 |
| US6700376B2 (en) | 2004-03-02 |
| CN1455874A (zh) | 2003-11-12 |
| DE10290503T5 (de) | 2004-04-15 |
| KR100901901B1 (ko) | 2009-06-10 |
| US20020105328A1 (en) | 2002-08-08 |
| JP2002238872A (ja) | 2002-08-27 |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| JP3987686B2 (ja) | 静磁界補正方法およびｍｒｉ装置 | |
| US7557575B2 (en) | Magnetic resonance imaging apparatus and magnetic resonance imaging method | |
| KR101070153B1 (ko) | 핵 자기 공명 이미징 장치 및 핵 자기 공명 이미징 방법 | |
| US5614827A (en) | Method and apparatus for shimming a magnet system of a nuclear magnetic resonance tomography system | |
| JP2012205897A (ja) | 磁気共鳴画像内の位相情報の補正方法および磁気共鳴設備 | |
| US7689262B2 (en) | Method and magnetic resonance tomography apparatus for correcting changes in the basic magnetic field | |
| EP1178327A2 (en) | Compensation method and apparatus for magnetic resonance imaging | |
| US9389287B2 (en) | Nuclear magnetic resonance spectrometer and method of magnetic field correction | |
| JP2002159463A (ja) | Ｍｒｉ装置の磁界変動測定方法、磁界変動補償方法およびｍｒｉ装置 | |
| JP2001104279A (ja) | 穿刺針支持具、ｒｆコイル、磁気共鳴信号測定装置および磁気共鳴撮像装置 | |
| US6906515B2 (en) | Magnetic resonance imaging device and method | |
| US20010013778A1 (en) | Magnetic resonance imaging apparatus | |
| US6696835B2 (en) | Second-order static magnetic field correcting method and MRI apparatus | |
| JPH09215672A (ja) | 磁界の生体内急速シム作用を行う方法 | |
| JP2007517571A (ja) | リアルタイムの磁場マッピングを用いる磁気共鳴撮像方法及び装置 | |
| KR100579151B1 (ko) | 자계 보정 방법, 자계 발생 장치 및 자기 공명 촬상 장치 | |
| JP3705996B2 (ja) | 磁気共鳴撮影装置 | |
| JPH01141656A (ja) | Ｎｍｒイメージング装置の磁場ドリフト補正方法 | |
| JP4331322B2 (ja) | Ｍｒｉ装置 | |
| KR20030074357A (ko) | Ｒｆ 펄스 튜닝 방법 및 장치 | |
| JP3887082B2 (ja) | 磁気共鳴イメージング装置 | |
| JP2762277B2 (ja) | 核磁気共鳴撮像用の磁場補正方法及び核磁気共鳴撮像装置 | |
| JPH10262947A (ja) | 磁気共鳴検査装置 | |
| JPWO2015072301A1 (ja) | 磁気共鳴イメージング装置 | |
| JPS61198043A (ja) | Ｍｒ−ｃｔ装置の静磁界変動検出方法 |
Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| A625 | Written request for application examination (by other person) |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A625 Effective date: 20041126 |
|
| A977 | Report on retrieval |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A971007 Effective date: 20060328 |
|
| A131 | Notification of reasons for refusal |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A131 Effective date: 20060411 |
|
| A521 | Written amendment |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A523 Effective date: 20060623 |
|
| A131 | Notification of reasons for refusal |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A131 Effective date: 20061010 |
|
| A521 | Written amendment |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A523 Effective date: 20061206 |
|
| TRDD | Decision of grant or rejection written | ||
| A01 | Written decision to grant a patent or to grant a registration (utility model) |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A01 Effective date: 20070619 |
|
| A61 | First payment of annual fees (during grant procedure) |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A61 Effective date: 20070713 |
|
| R150 | Certificate of patent or registration of utility model |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R150 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20100720 Year of fee payment: 3 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20100720 Year of fee payment: 3 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20100720 Year of fee payment: 3 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20110720 Year of fee payment: 4 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20110720 Year of fee payment: 4 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20120720 Year of fee payment: 5 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20120720 Year of fee payment: 5 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20120720 Year of fee payment: 5 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20130720 Year of fee payment: 6 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20130720 Year of fee payment: 6 |
|
| R250 | Receipt of annual fees |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250 |
|
| R250 | Receipt of annual fees |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250 |
|
| R250 | Receipt of annual fees |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250 |
|
| LAPS | Cancellation because of no payment of annual fees |