JP5064685B2

JP5064685B2 - 磁気共鳴イメージング装置

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Publication number: JP5064685B2
Application number: JP2006002108A
Authority: JP
Inventors: 賢治滝口
Original assignee: Hitachi Medical Corp
Current assignee: Hitachi Healthcare Manufacturing Ltd
Priority date: 2006-01-10
Filing date: 2006-01-10
Publication date: 2012-10-31
Anticipated expiration: 2026-01-10
Also published as: JP2007181587A

Description

本発明は、被検体中の水素や燐等からの核磁気共鳴(以下、「NMR」という)信号を測定し、核の密度分布や緩和時間分布等を画像化する核磁気共鳴イメージング(以下、「MRI」という)装置に関し、特に、傾斜磁場の印加に伴って発生する渦電流や残留磁化による不整傾斜磁場を補正することが可能なMRI装置に関する。

MRI装置は、被検体、特に人体の組織を構成する原子核スピンが発生するNMR信号(エコー信号)を計測し、その頭部、腹部、四肢等の形態や機能を2次元的に或いは3次元的に画像化する装置である。撮像においては、エコー信号には、傾斜磁場によって異なる位相エンコードが付与されるとともに周波数エンコードされて、時系列データとして計測される。計測されたエコー信号は、2次元又は3次元フーリエ変換されることにより画像に再構成される。
このようなMRI装置では、パルス状の高周波磁場及び傾斜磁場の印加と得られるエコー信号の計測等のタイミングを規定するパルスシーケンスに従って被検体の撮像が行われ、計測されたエコー信号に対し所定の信号処理等が施されて画像に再構成される。

このパルス状の傾斜磁場の印加に伴って、主に静磁場発生部の構造部材に、渦電流や残留磁化が発生し、これらの渦電流に基づく磁場(以下、渦電流磁場という)や残留磁化に基づく磁場(以下、残留磁場という)が発生する。また、静磁場の空間分布には不均一成分が含まれ、且つ、この静磁場不均一成分は被検体によっても影響されるので、被検体毎に異なることになる。
ここで、上記残留磁場や静磁場不均一は、所定の静磁場強度からみれば、この静磁場強度に対するオフセット磁場とみなすことができる。このオフセット磁場に上記渦電流磁場が重ね合わされることになる。

上記オフセット磁場や渦電流磁場は、パルスシーケンスによって規定される本来印加されるべき傾斜磁場に重ね合わされて被検体に印加されるので、得られる画像の画質を劣化させてしまう。従って、画質向上のために、これらのオフセット磁場や渦電流磁場を低減することが重要であり、これまでに色々な手段・方法が行われて来ている。

例えば、傾斜磁場の印加に伴って誘起される渦電流磁場やオフセット磁場の調整方法の一つとして、(特許文献1)に記載されている方法がある。この方法は、傾斜磁場パルスを印加する方向と波形を色々変えて傾斜磁場パルスによって誘起される渦電流磁場や残留磁場を時間的および空間的に計測することで、不整磁場を補正するための較正データを取得し、較正データに基づいてシムコイルや局在コイル若しくは傾斜磁場コイルに対して補正電流を印加する方法である。
特開2004-261591号公報

しかしながら、上述の様に、オフセット磁場は被検体毎に異なるために、本スキャン前又は本スキャン中に被検体毎のオフセット磁場の補正が必要になる。そこで、(特許文献1)に開示された方法を、被検体毎に繰り返すことによって、被検体に対応したオフセット磁場の補正が可能であるが、(特許文献1)に開示された方法は、MRI装置の設置時やメンテナンス時に高精度の補正を一度行った後に、その補正状態を長期に亘って維持することを前提としているため、非常に複雑で長時間の計測と複雑な処理工程を有している。そのため、(特許文献1)に開示された方法を、現実的に許容できる時間内で、被検体毎に繰り返すことは難しく、被検体毎に繰り返し実行可能な、簡易且つ高精度の補正方法が望まれる。

そこで本発明は、被検体に対応して、オフセット磁場と渦電流磁場とを短時間で補正することが可能なMRI装置を提供することを目的とする。

上記目的を達成するために、本発明のMRI装置は以下の様に構成することができる。即ち、
被検体が配置される空間に静磁場を発生する静磁場発生手段と、前記被検体に高周波磁場を印加する高周波磁場発生手段と、前記空間に傾斜磁場を発生する傾斜磁場発生手段と、前記高周波磁場の印加に応答して発生するエコー信号を検出する受信手段と、前記静磁場のオフセット磁場と前記傾斜磁場の発生に伴って生じる渦電流磁場とを補正する補正手段と、所定のパルスシーケンスに基づいて前記傾斜磁場発生手段と前記高周波磁場発生手段と前記受信手段とを制御して前記エコー信号を計測する計測制御手段と、を備え、前記補正手段は、前記パルスシーケンスによって規定されるエコータイム(TE)において、前記オフセット磁場と前記渦電流磁場の各積分量が互いに相殺されるように、前記オフセット磁場と前記渦電流磁場を補正することを特徴とする。

本発明のMRI装置によれば、被検体に対応して、オフセット磁場と渦電流磁場とを短時間で補正することができるので、被検体に依らず、高画質の画像を撮像することが可能になる。

静磁場発生コイル内にある上記被検体のもたらす静磁場の撹乱を計測するプリスキャン計測を実施し、上記被検体のもたらす静磁場の撹乱を補正するために、上記傾斜磁場コイルのオフセット磁場成分の設定値を変更し、上記オフセット磁場成分の設定値の変更と連動して、上記傾斜磁場発生コイルの駆動によって誘起される渦電流磁場成分を補正するための設定値を変更し、上記プリスキャン実施前の上記傾斜磁場コイルのオフセット磁場成分の設定値、および渦電流磁場成分を補正するための設定値の組が、上記プリスキャン実施後の上記傾斜磁場コイルのオフセット磁場成分の設定値および渦電流磁場成分を補正するための設定値の組と磁場均一度において等価になるように磁場を制御するので、被検体に依存することなく高画質の画像を得ることができる。

以下、添付図面に従って本発明のMRI装置の好ましい実施形態について詳説する。なお、発明の実施形態を説明するための全図において、同一機能を有するものは同一符号を付け、その繰り返しの説明は省略する。
最初に、本発明が適用されるMRI装置の一例の全体概要を図1に基づいて説明する。図1に示すように、MRI装置は、静磁場発生系2と、傾斜磁場発生系3と、送信系5と、受信系6と、信号処理系7と、シーケンサ4と、中央処理装置(CPU)8とを備えて構成される。

静磁場発生系2は、垂直磁場方式であれば、被検体1の周りの空間にその体軸と直交する方向に、水平磁場方式であれば、体軸方向に均一な静磁場を発生させるもので、被検体1の周りに永久磁石方式、常電導方式あるいは超電導方式の静磁場発生源が配置されている。また、静磁場発生系2には、図示してないシムコイル及びそのシム電源を備えて、静磁場の不均一を補正して均一度を向上させている。シム電源は、後述するシーケンサ4からの指令に基づいて制御される。

傾斜磁場発生系3は、MRI装置の座標系(静止座標系)であるX，Y，Zの3軸方向に巻かれた傾斜磁場コイル9と、それぞれの傾斜磁場コイルを駆動する傾斜磁場電源10とから成り、後述のシ−ケンサ4からの命令に従ってそれぞれのコイルの傾斜磁場電源10を駆動することにより、X，Y，Zの3軸方向に傾斜磁場Gx，Gy，Gzを印加する。撮像時には、スライス面(撮像断面)に直交する方向にスライス選択傾斜磁場パルス(Gs)を印加して被検体1に対するスライス面を設定し、そのスライス面に直交して且つ互いに直交する残りの2つの方向に位相エンコード傾斜磁場パルス(Gp)と周波数エンコード傾斜磁場パルス(Gf)を印加して、エコー信号にそれぞれの方向の位置情報をエンコードする。

シーケンサ4は、高周波磁場パルス(以下、「RFパルス」という)と傾斜磁場パルスをある所定のパルスシーケンスで繰り返し印加する制御手段で、CPU8の制御で動作し、被検体1の断層画像のデータ収集に必要な種々の命令を送信系5、傾斜磁場発生系3、および受信系6に送る。

送信系5は、被検体1の生体組織を構成する原子の原子核スピンに核磁気共鳴を起こさせるために、被検体1にRFパルスを照射するもので、高周波発振器11と変調器12と高周波増幅器13と送信側の高周波コイル(送信コイル)14aとから成る。高周波発振器11から出力された高周波パルスをシーケンサ4からの指令によるタイミングで変調器12により振幅変調し、この振幅変調された高周波パルスを高周波増幅器13で増幅した後に被検体1に近接して配置された高周波コイル14aに供給することにより、RFパルスが被検体1に照射される。

受信系6は、被検体1の生体組織を構成する原子核スピンの核磁気共鳴により放出されるエコー信号(NMR信号)を検出するもので、受信側の高周波コイル(受信コイル)14bと信号増幅器15と直交位相検波器16と、A/D変換器17とから成る。送信側の高周波コイル14aから照射された電磁波によって誘起された被検体1の応答のNMR信号が被検体1に近接して配置された高周波コイル14bで検出され、信号増幅器15で増幅された後、シーケンサ4からの指令によるタイミングで直交位相検波器16により直交する二系統の信号に分割され、それぞれがA/D変換器17でディジタル量に変換されて、信号処理系7に送られる。

信号処理系7は、各種データ処理と処理結果の表示及び保存等を行うもので、光ディスク19、磁気ディスク18等の外部記憶装置と、CRT等からなるディスプレイ20とを有し、受信系6からのデータがCPU8に入力されると、CPU8が信号処理、画像再構成等の処理を実行し、その結果である被検体1の断層画像をディスプレイ20に表示すると共に、外部記憶装置の磁気ディスク18等に記録する。

操作部25は、MRI装置の各種制御情報や上記信号処理系7で行う処理の制御情報を入力するもので、トラックボール又はマウス23、及び、キーボード24から成る。この操作部25はディスプレイ20に近接して配置され、操作者がディスプレイ20を見ながら操作部25を通してインタラクティブにMRI装置の各種処理を制御する。

なお、図1において、送信側の高周波コイル14aと傾斜磁場コイル9は、被検体1が挿入される静磁場発生系2の静磁場空間内に、垂直磁場方式であれば被検体1に対向して、水平磁場方式であれば被検体1を取り囲むようにして設置されている。また、受信側の高周波コイル14bは、被検体1に対向して、或いは取り囲むように設置されている。

現在MRI装置の撮像対象核種は、臨床で普及しているものとしては、被検体の主たる構成物質である水素原子核(プロトン)である。プロトン密度の空間分布や、励起状態の緩和時間の空間分布に関する情報を画像化することで、人体頭部、腹部、四肢等の形態または、機能を2次元もしくは3次元的に撮像する。

次に、本発明の基礎となるオフセット磁場と渦電流磁場の補正方法について説明する。
最初に、オフセット磁場の補正方法について図2に基づいて説明する。図2に示すパルスシーケンスは、典型的なグラディエントエコー系のパルスシーケンスであり、121の高周波磁場(RF)、122のx方向傾斜磁場(Gx)、123のy方向傾斜磁場(Gy)、および124のz方向傾斜磁場(Gz)の印加タイミングと、エコー信号125の発生タイミングを時間軸に沿って表示している。つまり、図2は、印加されるRF121の中心を基準時刻t=0としてGx122がRF121と同じタイミングで印加され、Gy123がGx122とGz124との間の時間に印加され、Gz124が時刻t=t0において振幅(-Gz)で印加され時刻t=t1において振幅(+Gz)で印加され時刻t=t2において終了され、エコー信号125のピーク値が時刻t=TEで検出されることを表している。また、126, 127，及び128は、ぞれぞれx，y，及びz方向のオフセット磁場を表している。

上記各傾斜磁場及びオフセット磁場は、図2に示すパルスシーケンスに基づいて、シーケンサ4が傾斜磁場系3を制御することによって発生される。また、オフセット磁場126, 127, 及び128は、操作部25からの指令により可変に設定され、その設定値がCPU8からシーケンサ4に通知され、シーケンサ4は、その設定値のオフセット磁場を発生させるように傾斜磁場電源10及びシム電源を制御する。

ここで、Gx122はRF121と対になって撮像したい領域を励起する働きを持つスライス選択傾斜磁場である。Gy123，Gz124は共にエコー信号125に位置情報をエンコードする働きをしており、Gy123はエコー信号125の位相にy方向位置情報をエンコードする位相エンコード傾斜磁場であり、Gz124はエコー信号125の周波数にz方向位置情報をエンコードする周波数エンコード傾斜磁場である。
また、位相エンコード傾斜磁場Gy123を表している点線は、各オフセット磁場成分を測定するときにはGy123が印加されないことを表している。

上記の様なパルスシーケンスにおいて、エコー信号125の振幅が最大となる時刻t=teは、Gz124の振幅と印加時間の積分値が0となる時刻であり、z方向のオフセット磁場128が0(ゼロ)場合は、各時刻の関係は(1)式の様になる。
TE−t1＝t1−t0 (1)
つまり、エコー信号125の振幅が最大となる時刻t=teは、パルスシーケンスによって本来規定されるエコータイム(TE)で最大振幅となる。

一方、z方向のオフセット磁場成分128が0(ゼロ)でない場合、このオフセット磁場128がGz124に加算される効果を持つので、エコー信号125の振幅が最大となる時刻t=teの位置が前後にずれる。
具体的には、z方向のオフセット磁場成分128の振幅が正極性であれば、
te−t1＜t1−t0 (2)
となる。つまり、エコー信号125の振幅が最大となる時刻t=teは、パルスシーケンスによって本来規定されるエコータイム(TE)よりも前にずれることになる。

また、z方向のオフセット磁場成分128の振幅が負極性であれば、
te−t1＞t1−t0 (3)
となる。つまり、エコー信号125の振幅が最大となる時刻t=teは、パルスシーケンスによって本来規定されるエコータイム(TE)よりも後にずれることになる。
したがって、位相エンコード傾斜磁場を印加せずに取得されたエコー信号がピークとなる時刻teに基づいて、te-t1とt1-t0とを比較することによって、te-t1=t1-t0となるようなz方向のオフセット磁場成分128の補正値を求めることができる。

同様にして、周波数エンコード傾斜磁場の印加方向をx軸、y軸に切り替えることにより、x方向のオフセット磁場成分126とy方向のオフセット磁場成分127の補正値をそれぞれ求めることができる。つまり、x，y，z方向毎に、位相エンコード傾斜磁場を印加せずに周波数エンコード傾斜磁場を印加して、取得されたエコー信号125が振幅最大となる時刻teを検出することによって、それぞれの方向毎のオフセット磁場の補正値を求めることができる。

そして、求められたオフセット磁場の補正値に対応する補正磁場を発生するように、各方向の傾斜磁場コイルに供給される電流が、シーケンサ4による傾斜磁場電源10の制御を介して、制御される。ただし、傾斜磁場コイルは一次の傾斜磁場を発生するのみであるが、本実施形態では、傾斜磁場の積分量である印加量に着目しているので、エコー信号がピークとなる時刻t=teにおいては、1次成分以外のオフセット磁場も補正されることになる。

エコー信号125が最大振幅となる時刻t=teの検出は、本スキャン前のプリスキャンによって行うことができる。このプリスキャンでは、前述の様に位相エンコード傾斜磁場Gyを印加せずにエコー信号125を検出して、振幅最大となる時刻t=teを検出する。この様なプリスキャンを方向を変えて繰り返す。さらに、この様なプリスキャンを被検体毎に行えば、被検体毎にオフセット磁場の補正が可能になる。

以上は、オフセット磁場の補正値を、プリスキャンにより検出する方法について説明したが、本発明はこの方法に限定されない。他の方法としては、静磁場均一度が悪いと画質が悪くなることを利用して、オフセット磁場の設定値を変えながら実際の画像を撮像して、画質が最も良くなる設定値をオフセット磁場の補正値とすることも可能である。

次に渦電流磁場の補正方法について説明する。渦電流磁場は、種々の時定数を持つ複数の減衰磁場成分の合成された磁場であるから、各成分の時定数と振幅をそれぞれ求める必要がある。そのためには、例えば(特許文献3)に開示された方法を用いることができる。 (特許文献3)に開示された方法は、図3に示すように測定された磁場変動曲線131にフィットするする曲線132を算出する。このフィット曲線132は、互いに異なる時定数と振幅をもつ複数の減衰関数の和として表され、この複数の減衰関数の和が全体として磁場変動曲線131にフィットするように各減衰関数の時定数と振幅とが求められる。この様にして磁場変動曲線131にフィットする曲線132を算出することによって、磁場変動成分毎の時定数とその振幅が推定される。

そして、シーケンサ4は、パルシーケンスによって規定される本来の傾斜磁場に、上記求めたフィット曲線132で表される変動磁場の逆極性の補正磁場を重ね合わせた傾斜磁場が出力されるように、傾斜磁場電源10を制御して傾斜磁場コイル9を介して、その重ね合わせ傾斜磁場を発生させる。
特開2004-154302号公報

以上でオフセット磁場の補正方法と渦電流磁場の補正方法を説明したので、これらの補正方法に基づく本発明のMRI装置の第1の実施形態を説明する。本実施形態は、エコー信号が最大振幅となる時刻において、オフセット磁場と渦電流磁場の積分量が重ね合わせによって相殺される様に、各磁場の補正量を制御する形態である。

本実施形態の一例を図4と図5に基づいて説明する。図4は、オフセット磁場と渦電流磁場とが重ね合わせによって相殺される様子を示す図である。図4(a)に示すように、x方向に沿ってオフセット磁場141と渦電流磁場142が同時に存在するとき、141と142には重ね合わせの原理が成り立つ。簡単のためオフセット磁場141の振幅と渦電流磁場142の振幅は絶対値が同一で、渦電流磁場142の時定数は無限大と仮定する。

オフセット磁場141の振幅と渦電流磁場142の振幅が共に正極性の場合、141と142の重ね合わせの結果は図4(b)のように、141(または142)の2倍の正極性の振幅を持つ磁場となる。
また、オフセット磁場141の振幅と渦電流磁場142の振幅が共に負極性の場合、141と142の重ね合わせの結果は図4(c)のように、141(または142)の2倍の負極性の振幅を持つ磁場となる。
また、オフセット磁場141の振幅が正極性、渦電流磁場142の振幅が負極性の場合、141と142の重ね合わせの結果は図4(d)のように、磁場が相殺されて振幅は0(ゼロ)となる。

なお、ここでは渦電流磁場の時定数は無限大と仮定したが、図3に示すように、渦電流磁場はそれぞれ異なる時定数と振幅を持つ複数の減衰磁場成分が合成されているので、拡散強調撮像や血管撮像等の各種撮像に好適なパルスシーケンス毎の傾斜磁場の印加パターンに対応して、エコー信号に対する渦電流磁場の補正に有効な時定数を持つ減衰磁場成分を選択しても良い。

以上のようにして、オフセット磁場と渦電流磁場とを重ね合わせによって相殺することができるので、次に、2つの磁場を相殺させるための、相互の変換比率を算定する方法を説明する。つまり、オフセット磁場1単位を相殺するために必要な渦電流磁場の単位数を定量する方法を説明する。

変換比率を精度良く求める一例として、オフセット磁場の設定値と渦電流磁場の設定値の組み合わせを幾つか事前に設定しておき、それらの組み合わせ毎に変換比率を求める。
例えば、ある一つの組み合わせにおけるオフセット磁場と渦電流磁場との設定値に対して、所定単位量の変化量をオフセット磁場の設定値に与え、この変動を相殺する渦電流磁場の設定値の変化量を求める。これら変化量の比が変換比率になる。この渦電流磁場の設定値の変化量は、前述の様に、プリスキャンによるエコー信号の最大振幅時刻の比較や、撮像画像の画質の比較等から求めることができる。
そして、オフセット磁場の設定値に与える変化量を変えて繰り返し、さらに、組み合わせを変えて繰り返す。これら一連の計測によって得られた組み合わせ毎の変換比率の平均を、求めるオフセット磁場と渦電流磁場の変換比率とすることができる。

例えば、オフセット磁場+1単位分の変動を渦電流磁場-2単位分で相殺できるものとわかった場合、オフセット磁場と渦電流磁場の変換比率は-2である。これにより、オフセット磁場+2単位分の変動に対しては、渦電流磁場-4単位分で補正すれば良く、オフセット磁場-3単位分の変動に対しては、渦電流磁場+6単位分で補正すれば良いことになる。
この変換比率は、x，y，zの各軸毎にそれぞれ求めるのが好ましいが、いずれか一つの軸に関して求めた変換比率を他に軸に流用しても良い。

次に、以上で説明した、オフセット磁場と渦電流磁場とを相殺させる動作原理を用いて、被検体に応じた最適な磁場状態を有するように装置を維持するための磁場補正の手順を図5に沿って説明する。この手順は、プログラムとして、例えば磁気ディスク18に記憶されており、被検体の画像を取得する本スキャン前にCPU8に読み込まれて、プリスキャンとして実行される。

ステップ150で、渦電流磁場の設定値の変更を実行するか、しないかの選択を行う。
実行する場合は左の部ブランチへ、実行しない場合右のブランチへ移行する。両ブランチの差は、後述するステップ154の有無のみであり、それ以外は同じなので、以下左ブランチのフローに従って各ステップの処理の詳細を説明する。

ステップ151で、オフセット磁場と渦電流磁場の設定値の初期値を設定する。
つまり、x，y，z方向のオフセット磁場の設定値(sx1，sy1，sz1)と、渦電流磁場の設定値(vx1，vy1，vz1)と、を操作部25を介して設定する。或いは、例えば磁気ディスク18に格納されている設定済の設定値を操作部25を介して変更しても良い。設定された設定値は、例えば磁気ディスク18に格納される。
なお、x，y，z軸毎のオフセット磁場の設定値と渦電流磁場の設定値の変換比率Ax，Ay，Azは、例えば磁気ディスク18に格納されている。ここで各変換比率Ax，Ay，Azは、被検体の撮像前に上記で述べたとおりに予め求めた値である。

ステップ152で、被検体をプリスキャン撮像する。
つまり、被検体の本スキャン前に、図2で示したパルスシーケンスを用いて被検体のプリスキャン撮像を行う。プリスキャン撮像の結果、オフセット磁場の設定値が(sx2, sy2, sz2)に変更されると、プリスキャン撮像前の設定値との差(sx2-sx1, sy2-sy1, sz2-sz1)が、CPU8で計算される。

ステップ153で、ステップ152の結果に基づいて、オフセット磁場の設定値を変更する。
ステップ154で、オフセット磁場の設定値と渦電流磁場の設定値の変換比率を用いて渦電流磁場の設定値を変更する。

つまり、プリスキャン撮像前の渦電流磁場の設定値(vx1，vy1，vz1)に、ステップ154で行われたオフセット磁場の設定値の変更に基づく(Ax(sx2-sx1)，Ay(sy2-sy1)，Az(sz2-sz1))が加算され、プリスキャン撮像後の渦電流磁場の設定値(vx2，vy2，vz2)が、
(vx2,vy2,vz2)＝(vx1＋Ax(sx2−sx1),vy1＋Ay(sy2−sy1),vz1＋Az(sz2−sz1)) (4)
に変更される。これにより、プリスキャン撮像後、x方向成分に着目して、オフセット磁場の設定値と渦電流磁場の設定値の加算値vx2+sx2は、プリスキャン撮像前のオフセット磁場の設定値と渦電流磁場の設定値の加算値vx1+sx1と同様に、被検体に依らずに、オフセット磁場と渦電流磁場が相殺されることになる。y方向成分、z方向成分についても同様である。

ステップ155で、ステップ154で変更された設定値に基づいて、被検体の本スキャンを行う。
ステップ156で、オフセット磁場と渦電流磁場の設定値を、それぞれ最初の設定値(sx1，sy1，sz1)と (vx1，vy1，vz1)に戻す、戻さないの選択を行う。
戻す場合は、オフセット磁場と渦電流磁場の設定値をリセットして初期値に戻す。初期値は、例えば磁気ディスク18に格納されており、これをCPU8が読み込むことによってリセットされる。戻さない場合は、更新後のオフセット磁場と渦電流磁場の設定値を、例えば磁気ディスク18に格納する。

上述のステップ150〜156迄が、オフセット磁場と渦電流磁場とを相殺させて磁場補正を行う基本手順であるが、複数の異なる被検体毎に上記磁場補正を行う場合は、上記ステップ150〜ステップ156を繰り返すことになる。つまり、第一の被検体の撮像に続き、第二の被検体の撮像を行う場合に、第二の被検体の撮像前にプリスキャン撮像を行い、第一の被検体と第二の被検体のオフセット磁場の差分値を用いて上記のステップ150〜156を実行することになる。
さらに、一被検体の撮像においてパルスシーケンス毎に上述の磁場補正を実行する場合は、各パルスシーケンスを単位として、ステップ150〜156を繰り返すことも可能である。

以上迄が本実施形態の説明であるが、本実施形態によれば、静磁場発生コイル内に配置される被検体に対応して、オフセット磁場と渦電流磁場を合わせて短時間で補正することが可能になるので、被検体によらず、高画質の画像を撮像することが可能になる。

以上迄が、本発明のMRI装置における磁場補正方法の一実施形態の説明である。しかし、本発明のMRI装置は、上記実施形態の説明で開示された内容にとどまらず、本発明の趣旨を踏まえた上で他の形態を取り得る。
例えば、上述の実施形態の説明では、図2に示すグラディエントエコー系のシーケンスを用いる例を説明したが、これに限らず、スピンエコー系のシーケンスや他のパルスシーケンスを用いても同様に行うことが可能である。

また、図2のパルスシーケンスは2次元撮像の場合を示したが、スライス選択方向xにも位相エンコード傾斜磁場を挿入して3次元撮像を行う場合にも、本発明を適用することが可能である。

また、上記実施形態の説明では、オフセット磁場の補正を傾斜磁場コイルによって補正する例を説明したが、傾斜磁場コイルのみならず、シムコイルを用いてもオフセット磁場のみならず渦電流磁場も補正することが可能である。シムコイルを用いる場合は、より精密に両磁場を補正することが可能となる。

本発明を実施するための装置構成を説明する図。オフセット磁場を補正する方法を説明する図。渦電流磁場を補正する方法を説明する図。オフセット磁場と渦電流磁場の重ね合わせを説明する図。本発明を実施するための手順を説明する図。

符号の説明

１被検体、２静磁場発生系、３傾斜磁場発生系、４シーケンサ、５送信系、６受信系、７信号処理系、８中央処理装置(CPU)、９傾斜磁場コイル、１０傾斜磁場電源、１１高周波発信器、１２変調器、１３高周波増幅器、１４a 高周波コイル(送信コイル)、１４b 高周波コイル(受信コイル)、１５信号増幅器、１６直交位相検波器、１７ A/D変換器、１８磁気ディスク、１９光ディスク、２０ディスプレイ、２１ ROM、２２ RAM、２３トラックボール又はマウス、２４キーボード、５１ガントリ、５２テーブル、５３筐体、５４処理装置

Claims

被検体が配置される空間に静磁場を発生する静磁場発生手段と、
前記被検体に高周波磁場を印加する高周波磁場発生手段と、
前記空間に傾斜磁場を発生する傾斜磁場発生手段と、
前記高周波磁場の印加に応答して発生するエコー信号を検出する受信手段と、
前記静磁場のオフセット磁場と前記傾斜磁場の発生に伴って生じる渦電流磁場とを補正する補正手段と、
所定のパルスシーケンスに基づいて前記傾斜磁場発生手段と前記高周波磁場発生手段と前記受信手段とを制御して前記エコー信号を計測する計測制御手段と、
を備えた磁気共鳴イメージング装置において、
前記補正手段は、前記パルスシーケンスによって規定されるエコータイム（ＴＥ）において、前記オフセット磁場と前記渦電流磁場の各積分量が互いに相殺されるように、前記オフセット磁場の変化量に対する前記渦電流磁場の変化量の比に基づいて、前記オフセット磁場と前記渦電流磁場を補正することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置において、
前記補正手段は、前記被検体毎に求められたオフセット磁場に対応して、前記比に基づいて、前記オフセット磁場と前記渦電流磁場を補正することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
被検体が配置される空間に静磁場を発生する静磁場発生手段と、
前記被検体に高周波磁場を印加する高周波磁場発生手段と、
前記空間に傾斜磁場を発生する傾斜磁場発生手段と、
前記高周波磁場の印加に応答して発生するエコー信号を検出する受信手段と、
前記静磁場のオフセット磁場と前記傾斜磁場の発生に伴って生じる渦電流磁場とを補正する補正手段と、
所定のパルスシーケンスに基づいて前記傾斜磁場発生手段と前記高周波磁場発生手段と前記受信手段とを制御して前記エコー信号を計測する計測制御手段と、
を備え、
前記補正手段は、前記パルスシーケンスによって規定されるエコータイム（ＴＥ）において、前記オフセット磁場と前記渦電流磁場の各積分量が互いに相殺されるように、前記オフセット磁場と前記渦電流磁場を補正する磁気共鳴イメージング装置であって、
前記補正手段は、前記被検体毎に求められたオフセット磁場に対応して、前記オフセット磁場と前記渦電流磁場との対応関係に基づいて、前記オフセット磁場と渦電流磁場の補正を行うことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
請求項１乃至３のいずれか一項に記載の磁気共鳴イメージング装置において、
前記計測制御手段は、前記被検体毎のオフセット磁場の補正を、前記エコー信号を最大振幅となる時刻と前記エコータイム（ＴＥ）との差に基づいて決定することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。