JP6546837B2 - Magnetic resonance imaging apparatus and method - Google Patents

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  • Magnetic Resonance Imaging Apparatus (AREA)

Description

本発明は、磁気共鳴イメージング装置に関し、特に静磁場不均一の補正技術に関する。   The present invention relates to a magnetic resonance imaging apparatus, and more particularly to a correction technique of static magnetic field inhomogeneity.

磁気共鳴イメージング(以下、「MRI」という)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核磁気共鳴(以下、「NMR」という)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。撮影においては、NMR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NMR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。   A magnetic resonance imaging (hereinafter referred to as “MRI”) apparatus measures nuclear magnetic resonance (hereinafter referred to as “NMR”) signals generated by nuclear spins constituting an object, in particular, a tissue of a human body. , An apparatus for imaging two or three dimensional forms and functions of limbs etc. In imaging, different phase encoding is added to the NMR signal by the gradient magnetic field and frequency encoding is performed to measure it as time-series data. The measured NMR signal is reconstructed into an image by being subjected to two-dimensional or three-dimensional Fourier transform.

関連する先行技術文献としては、例えば、特許文献1、非特許文献1などがある。   Related prior art documents include, for example, Patent Document 1 and Non-Patent Document 1.

特開昭60-209154号公報Japanese Patent Application Laid-Open No. 60-209154

W. Zhang et al., “An improved Maxwell term compensation method for FSE images”, ISMRM Proceedings 556 (2013)W. Zhang et al., “An improved Maxwell term compensation method for FSE images”, ISMRM Proceedings 556 (2013)

上記の先行技術文献に記載されているように、MRI装置で傾斜磁場を印加した時、位置(x, y, z)において、式1に示すような傾斜磁場の高次のマクスウェル項による静磁場不均一が発生し、画質に影響を与える。   As described in the above-mentioned prior art documents, when a gradient magnetic field is applied by the MRI apparatus, the static magnetic field by the high-order Maxwell term of the gradient magnetic field as shown in Equation 1 at position (x, y, z) Unevenness occurs and affects the image quality.

Figure 0006546837
Figure 0006546837

そのため、これまでこのような高次のマクスウェル項を補正するため、色々な検討がなされて来ている。しかしながら、このような高次のマクスウェル項を補正するためには、複雑な処理を追加する必要があり、また大容量のシム電源を必要とした。 Therefore, various studies have been made so far to correct such high-order Maxwell terms. However, in order to correct such high-order Maxwell terms, complicated processes need to be added, and a large capacity shim power supply is required.

本発明の目的は、上記の課題を解決するため、簡潔な安価な構成を用いて、傾斜磁場印加時に発生する静磁場不均一の補正を行うことが可能なMRI装置、及びその作動方法を提供することにある。   In order to solve the above problems, an object of the present invention is to provide an MRI apparatus capable of correcting static magnetic field inhomogeneity generated when a gradient magnetic field is applied using a simple and inexpensive configuration, and an operation method thereof. It is to do.

上記目的を達成するために、本発明においては、被検体を収容する空間に均一な静磁場と、静磁場に重畳する傾斜磁場と、被検体へ照射する高周波磁場とを発生する磁場発生部と、被検体から発生するNMR信号をエコー信号として検出する検出部と、検出されたエコー信号を画像化する画像処理部とを備え、磁場発生部は、傾斜磁場の平均値を演算し、当該平均値を用いて、傾斜磁場に基づく静磁場不均一を補正する構成のMRI装置を提供する。   In order to achieve the above object, in the present invention, a magnetic field generating unit that generates a static magnetic field that is uniform in the space for containing the subject, a gradient magnetic field superimposed on the static magnetic field, and a high frequency magnetic field that irradiates the subject A detection unit that detects an NMR signal generated from a subject as an echo signal, and an image processing unit that images the detected echo signal, the magnetic field generation unit calculates an average value of gradient magnetic fields, and the average The values are used to provide an MRI apparatus configured to correct static magnetic field inhomogeneity based on gradient magnetic fields.

また、上記目的を達成するため、本発明においては、被検体を収容する空間に均一な静磁場と、静磁場に重畳する傾斜磁場と、被検体へ照射する高周波磁場を発生する磁場発生部と、被検体から発生するNMR信号をエコー信号として検出する検出部と、検出されたエコー信号を画像化する画像処理部とを備えたMRI装置の作動方法であって、磁場発生部は、傾斜磁場を印加するための傾斜磁場制御信号の平均値を演算し、当該平均値を用いて、傾斜磁場に基づく静磁場不均一を補正するMRI装置の作動方法を提供する。   Further, in order to achieve the above object, in the present invention, a static magnetic field that is uniform in a space for containing an object, a gradient magnetic field superimposed on the static magnetic field, and a magnetic field generation unit that generates a high frequency magnetic field to irradiate the object A method of operating an MRI apparatus comprising: a detection unit for detecting an NMR signal generated from a subject as an echo signal; and an image processing unit for imaging the detected echo signal, wherein the magnetic field generation unit is a gradient magnetic field The present invention provides an operation method of an MRI apparatus which calculates an average value of gradient magnetic field control signals for applying V.sub.0, and uses the average value to correct static magnetic field inhomogeneity based on the gradient magnetic field.

本発明 によれば、低容量な電源にて傾斜磁場印加による静磁場不均一を補正可能なMRI装置を提供できる 。   According to the present invention, it is possible to provide an MRI apparatus capable of correcting static magnetic field inhomogeneity due to application of a gradient magnetic field with a low capacity power supply.

実施例に係る、MRI装置の全体構成を説明するための図。The figure for demonstrating the whole structure of a MRI apparatus based on an Example. 実施例に係る、傾斜磁場発生系の一例を示すブロック図。BRIEF DESCRIPTION OF THE DRAWINGS The block diagram which shows an example of a gradient magnetic field generation system based on an Example. 実施例1に係る、時間平均演算を行う演算回路の一例のブロック図。FIG. 2 is a block diagram of an example of an arithmetic circuit that performs time averaging according to the first embodiment. 実施例1に係る、時間平均演算を行う演算回路の各部の波形図。FIG. 5 is a waveform diagram of each part of the arithmetic circuit performing time average calculation according to the first embodiment. 実施例2に係る、移動平均演算を行う演算回路の一例のブロック図。FIG. 7 is a block diagram of an example of an arithmetic circuit that performs moving average calculation according to a second embodiment. 実施例2に係る、移動平均演算を行う演算回路の各部の波形図。FIG. 7 is a waveform diagram of each part of the arithmetic circuit that performs moving average calculation according to the second embodiment.

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。   Hereinafter, preferred embodiments of the MRI apparatus of the present invention will be described in detail according to the attached drawings. Note that components having the same function are denoted by the same reference symbols throughout the drawings for describing the embodiments of the invention, and the repetitive description thereof will be omitted.

最初に、各実施例に係る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は、MRI装置の一実施例の全体構成を示すブロック図である。このMRI装置は、NMR現象を利用して被検体の断層画像を得るもので、図1に示すように、MRI装置は、磁場発生部を構成する静磁場発生系2と傾斜磁場発生系3と送信系5と、検出部である受信系6と、画像処理部である信号処理系7と、制御部を構成するシーケンサ4と中央処理装置(CPU)8とを備えて構成される。   First, the general outline of an example of an MRI apparatus according to each embodiment will be described based on FIG. FIG. 1 is a block diagram showing an entire configuration of an embodiment of an MRI apparatus. This MRI apparatus obtains a tomographic image of a subject using NMR phenomenon, and as shown in FIG. 1, the MRI apparatus comprises a static magnetic field generation system 2 and a gradient magnetic field generation system 3 which constitute a magnetic field generation unit. A transmission system 5, a reception system 6 as a detection unit, a signal processing system 7 as an image processing unit, a sequencer 4 constituting a control unit, and a central processing unit (CPU) 8 are provided.

磁場発生部の静磁場発生系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。   If the static magnetic field generation system 2 of the magnetic field generation unit is a vertical magnetic field type, the space around the subject 1 in the direction orthogonal to the body axis is a static magnetic field uniform in the body axis direction. A static magnetic field generation source of a permanent magnet system, a normal conduction system or a superconducting system is arranged around the subject 1.

磁場発生部の傾斜磁場発生系3は、MRI装置の座標系(静止座標系)であるX,Y,Zの3軸方向に傾斜磁場を印加する傾斜磁場コイル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。撮影時には、スライス面(撮影断面)に直交する方向にスライス方向傾斜磁場パルス(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方向傾斜磁場パルス(Gp)と周波数エンコード方向傾斜磁場パルス(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。   The gradient magnetic field generation system 3 of the magnetic field generation unit includes a gradient magnetic field coil 9 for applying a gradient magnetic field in three axial directions of X, Y and Z which are coordinate systems (stationary coordinate system) of the MRI apparatus, and respective gradient magnetic field coils. The gradient magnetic field power supply 10 is driven, and by driving the gradient magnetic field power supply 10 of each coil in accordance with an instruction from the sequence controller 4 described later, gradient magnetic fields GX, GY, Apply GZ. At the time of imaging, slice direction gradient magnetic field pulses (Gs) are applied in the direction orthogonal to the slice plane (imaging cross section) to set the slice plane with respect to the subject 1, and the remaining 2 orthogonal to the slice plane The phase encoding direction gradient magnetic field pulse (Gp) and the frequency encoding direction gradient magnetic field pulse (Gf) are applied in one direction to encode position information of each direction in the echo signal.

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。   The sequencer 4 is control means for repeatedly applying a high frequency magnetic field pulse (hereinafter referred to as "RF pulse") and a gradient magnetic field pulse in a predetermined pulse sequence, and operates under control of the CPU 8 to acquire data of tomographic images of the subject 1 To the transmitting system 5, the gradient magnetic field generating system 3 and the receiving system 6 as required.

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RF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RF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。   The transmission system 5 irradiates an RF pulse to the subject 1 in order to cause nuclear magnetic resonance to nuclear spins of atoms constituting the living tissue of the subject 1. The high frequency oscillator 11, the modulator 12, and the high frequency amplifier 13, and a high frequency coil (transmission coil) 14a on the transmission side. The RF pulse output from the high frequency oscillator 11 is amplitude-modulated by the modulator 12 at a timing according to a command from the sequencer 4, and the amplitude-modulated RF pulse is amplified by the high frequency amplifier 13 and then disposed close to the subject 1 The RF pulse is irradiated to the subject 1 by supplying to the high frequency coil 14a.

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、液晶パネル等からなるディスプレイ20とを有する。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。
The receiving system 6 detects an echo signal (NMR signal) emitted by nuclear magnetic resonance of nuclear spins constituting the living tissue of the subject 1, and comprises a high-frequency coil (receiving coil) 14b on the receiving side and a signal amplifier 15 And a quadrature phase detector 16 and an A / D converter 17. After the NMR signal of the response of the subject 1 induced by the electromagnetic wave emitted from the high frequency coil 14a on the transmission side is detected by the high frequency coil 14b arranged in proximity to the subject 1 and amplified by the signal amplifier 15, The quadrature phase detector 16 divides the signal into two orthogonal signals at a timing according to a command from the sequencer 4, converts each into a digital quantity by the A / D converter 17, and sends it to the signal processing system 7.
The signal processing system 7 performs various data processing and displays and stores processing results, and includes an external storage device such as an optical disk 19 and a magnetic disk 18 and a display 20 formed of a liquid crystal panel or the like. When data from the receiving system 6 is input to the CPU 8, the CPU 8 executes processing such as signal processing and image reconstruction, and displays the tomographic image of the subject 1 as a result on the display 20, and an external storage device. Recording on the magnetic disk 18 of FIG.

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。   The operation unit 25 is for inputting various control information of the MRI apparatus and control information of processing performed by the signal processing system 7 and comprises a track ball or mouse 23 and a keyboard 24. The operation unit 25 is disposed close to the display 20, and the operator interactively controls various processes of the MRI apparatus through the operation unit 25 while looking at the display 20.

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。   In FIG. 1, the high frequency coil 14a on the transmission side and the gradient magnetic field coil 9 face the subject 1 in the static magnetic field space of the static magnetic field generation system 2 into which the subject 1 is inserted. In the case of the horizontal magnetic field type, it is installed so as to surround the subject 1. Further, the high frequency coil 14b on the receiving side is installed to face or surround the subject 1.

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。   At present, the imaging target nuclide of the MRI apparatus is a hydrogen nucleus (proton) which is a main constituent substance of a subject, as widely used in clinical practice. By imaging information on the spatial distribution of the proton density and the spatial distribution of the relaxation time of the excited state, the form or function of the human head, abdomen, limbs, etc. can be imaged two-dimensionally or three-dimensionally.

実施例1は、被検体を収容する空間に均一な静磁場と、静磁場に重畳する傾斜磁場と、被検体へ照射する高周波磁場とを発生する磁場発生部と、被検体から発生するNMR信号をエコー信号として検出する受信系である検出部と、検出されたエコー信号を画像化する信号処理系である画像処理部とを備え、磁場発生部は、傾斜磁場制御信号の平均値を演算し、当該平均値を用いて、傾斜磁場に基づく静磁場不均一を補正する構成のMRI装置、及び方法の実施例である。   In the first embodiment, a static magnetic field that is uniform in the space for containing the subject, a gradient magnetic field superimposed on the static magnetic field, a magnetic field generating unit that generates a high frequency magnetic field for irradiating the subject, and an NMR signal generated from the subject And an image processing unit which is a signal processing system for imaging the detected echo signal, and the magnetic field generation unit calculates an average value of the gradient magnetic field control signals and 6 is an embodiment of an MRI apparatus and method configured to correct static magnetic field inhomogeneity based on gradient magnetic fields using the average value.

図2および図3A、図3Bを用いて、実施例1のMRI装置の構成、動作について説明する。図2に示すように、本実施例の磁場発生部の傾斜磁場発生系3は、傾斜磁場制御回路22、傾斜磁場電源10、平均演算値回路23、高次シム制御回路24、シム電源18と、傾斜磁場コイル9で構成される。なお、同図に示すように、シーケンサ4からは、高次シム制御回路24を制御するための制御信号が入力される。   The configuration and operation of the MRI apparatus of the first embodiment will be described using FIGS. 2, 3A, and 3B. As shown in FIG. 2, the gradient magnetic field generation system 3 of the magnetic field generation unit of this embodiment includes a gradient magnetic field control circuit 22, a gradient magnetic field power supply 10, an average operation value circuit 23, a high order shim control circuit 24, and a shim power supply 18. , And gradient magnetic field coils 9. As shown in the figure, a control signal for controlling the high-order shim control circuit 24 is input from the sequencer 4.

次に、本実施例の平均値演算回路23が追加されたMRI装置の動作について説明すると、シーケンサ4にて生成された傾斜磁場制御信号(GX, GY, GZ)は、傾斜磁場制御回路22、傾斜磁場電源10を介して、傾斜磁場コイル9へ供給され、傾斜磁場GX,GY,GZが発生する。このとき、傾斜磁場制御信号のうちGXとGYは平均値演算回路23に入力される。平均値演算回路23は、上述した式1の高次のマクスウェル項による静磁場不均一の、(Gx2 + Gy2) Z2を補正するための平均値を演算する。 Next, the operation of the MRI apparatus to which the average value calculation circuit 23 of this embodiment is added will be described. The gradient magnetic field control signals (G X , G Y, G Z ) generated by the sequencer 4 are gradient magnetic field control The magnetic field is supplied to the gradient coil 9 through the circuit 22 and the gradient power supply 10 to generate gradient magnetic fields GX, GY and GZ. At this time, G X and G Y among the gradient magnetic field control signals are input to the average value calculation circuit 23. The average value calculation circuit 23 calculates an average value for correcting (Gx 2 + Gy 2 ) Z 2 of the static magnetic field inhomogeneity due to the high-order Maxwell term of Equation 1 described above.

図3Aに平均値演算回路23の回路構成の一実施例を、図3Bに平均値演算回路23の各部の波形の一例を示した。図3Bにおいて、上から順に、傾斜磁場制御信号GX、GY、それらに基づき算出される(GX 2+GY 2)、及び平均値演算回路23の出力である時間平均値 Σ(GX 2+GY 2)/tを示している。ここでtは平均値演算区間である。このように、本実施例の平均演算回路23では、時間平均値演算回路25で、(GX 2+GY 2)の単位時間毎の時間平均値の演算を行う。 FIG. 3A shows an example of the circuit configuration of the average value calculation circuit 23, and FIG. 3B shows an example of the waveform of each part of the average value calculation circuit 23. In FIG. 3B, the gradient magnetic field control signals G X and G Y , the (G X 2 + G Y 2 ) calculated based on them, and the time average value Σ (G X ) which is the output of the average value calculation circuit 23 in order from the top. 2 + G Y 2 ) / t is shown. Here, t is an average value calculation interval. As described above, in the averaging circuit 23 of this embodiment, the time average value calculating circuit 25 calculates the time average value per unit time of (G X 2 + G Y 2 ).

なお、ここで平均値演算区間の単位時間、すなわち平均値演算を行う窓(Window)の幅は、パルスシーケンスの種類や、その撮影条件毎の単位時間を予め磁気ディスク等の記憶装置に記憶しておき、その値を読み出して使用しても良いし、入力制御装置21等を用いてユーザが可変できる構成としても良い。単位時間の好適な範囲は、一つの傾斜磁場パルスの時間幅/2より長く、繰り返し時間(TR)より短い。例えば、数msecから数十msecとする。   Here, the unit time of the average value calculation section, that is, the width of the window for calculating the average value is stored in advance in the storage device such as the magnetic disk etc., the type of pulse sequence and the unit time for each imaging condition. The value may be read and used, or may be variable by the user using the input control device 21 or the like. The preferred range of unit time is longer than the time width of one gradient pulse / 2 and shorter than the repetition time (TR). For example, several milliseconds to several tens of milliseconds.

図3A、図3Bに示した本実施例の傾斜磁場発生系の構成により、傾斜磁場制御信号に基づく演算により得られた時間平均値に基づき、高次シム制御回路24にてシム電源18に入力する補正値を決定し、この補正値が入力されたシム電源18から、シムコイルに補正電流を供給することにより、傾斜磁場GXとGYによって発生した静磁場不均一の補正を行う。   With the configuration of the gradient magnetic field generation system of this embodiment shown in FIGS. 3A and 3B, the high-order shim control circuit 24 inputs to the shim power supply 18 based on the time average value obtained by the calculation based on the gradient magnetic field control signal. The correction value is determined, and the correction current is supplied to the shim coil from the shim power supply 18 to which this correction value is input, thereby correcting the static magnetic field inhomogeneity generated by the gradient magnetic fields GX and GY.

本実施例の構成によれば、図3Bに示すように、(GX 2+GY 2)の補正量最大値を、各平均値演算区間tでの平均化により、Σ(GX 2+GY 2)/tとして、補正量最大値の半分以下の値とすることができるので、低容量で安価なシム電源18を用いて、高次の傾斜磁場によって発生する静磁場不均一の補正を行うことが可能となる。 According to the configuration of the present embodiment, as shown in FIG. 3B, the correction value maximum value of (G X 2 + G Y 2 ) is Σ (G X 2 + G Y Y ) by averaging in each average value calculation section t. 2 ) / t can be a value equal to or less than half of the correction amount maximum value, so correction of static magnetic field inhomogeneity generated by high-order gradient magnetic fields is performed using a low capacity and inexpensive shim power supply 18 It becomes possible.

本実施例のMRI装置においては、図2の平均値演算回路23において、時間平均値演算に代え、移動平均値演算を行う点が実施例1と異なり、他の構成は同じであるので、以下、この差異点について説明する。   The MRI apparatus of this embodiment is different from that of the first embodiment in that moving average value calculation is performed instead of time average value calculation in the average value calculation circuit 23 of FIG. 2, and the other configuration is the same. This difference will be described.

図4A、図4Bに、本実施例のMRI装置における、移動平均にて平均値を算出する平均値演算回路23の一構成例と、各部の波形を示す。実施例1の傾斜磁場制御信号に基づき、単位時間毎の平均値を算出する時間平均値演算回路25を、一定時間の移動平均値を算出する移動平均値演算回路26としたものである。図4Bに示すように、本実施例における移動平均値演算回路26の出力は、平均値演算区間tの移動につれて順次移動するが、実施例1と同様に、平均値演算区間tでの平均化により、Σ(GX 2+GY 2)/tをその半分以下の値とすることができる。そのため、実施例1と同様低容量で安価なシム電源を用いて、高次の傾斜磁場によって発生した静磁場不均一の補正を行うことが可能となる。更に、本実施例においては移動平均値を用いるため、より追従性良く静磁場不均一性を補正することが可能となる。 FIGS. 4A and 4B show an example of the configuration of the average value calculation circuit 23 for calculating the average value by moving average and the waveforms of the respective parts in the MRI apparatus of the present embodiment. The time average value calculation circuit 25 that calculates an average value for each unit time based on the gradient magnetic field control signal of the first embodiment is a moving average value calculation circuit 26 that calculates a moving average value for a fixed time. As shown in FIG. 4B, the output of the moving average value calculation circuit 26 in the present embodiment moves sequentially as the average value calculation section t moves, but as in the first embodiment, averaging in the average value calculation section t is performed. Thus, Σ (G X 2 + G Y 2 ) / t can be reduced to half or less. Therefore, as in the first embodiment, it is possible to correct the static magnetic field inhomogeneity generated by the high-order gradient magnetic field using the low-capacity and inexpensive shim power supply. Furthermore, in the present embodiment, since the moving average value is used, it is possible to correct static magnetic field inhomogeneity with better follow-up.

本実施例における平均値演算区間t、すなわち、単位時間の好適な範囲は、一つの傾斜磁場パルスの時間幅/2より長く、繰り返し時間(TR)より短くし、好適には傾斜磁場パルスの1〜数個分の時間とする。例えば、数msecから数十msecである。   The average value calculation interval t in the present embodiment, that is, a preferable range of unit time, is longer than time width / 2 of one gradient magnetic field pulse and shorter than repetition time (TR), preferably one of the gradient magnetic field pulses. ~ A few minutes. For example, several milliseconds to several tens of milliseconds.

なお、本発明は上記した実施例に限定されるものではなく、様々な変形例が含まれる。例えば、上記した実施例は本発明のより良い理解のために詳細に説明したのであり、必ずしも説明の全ての構成を備えるものに限定されものではない。また、ある実施例の構成の一部を他の実施例の構成に置き換えることが可能であり、また、ある実施例の構成に他の実施例の構成を加えることが可能である。また、各実施例の構成の一部について、他の構成の追加・削除・置換をすることが可能である。   The present invention is not limited to the embodiments described above, but includes various modifications. For example, the embodiments described above have been described in detail for better understanding of the present invention, and are not necessarily limited to those having all the configurations of the description. In addition, part of the configuration of one embodiment can be replaced with the configuration of another embodiment, and the configuration of another embodiment can be added to the configuration of one embodiment. In addition, with respect to a part of the configuration of each embodiment, it is possible to add, delete, and replace other configurations.

更に、上述した各構成、傾斜磁場発生系等は、それらの一部又は全部を回路で実現するハードウェア構成の例を説明したが、それらの一部又は全部を例えばプログラムで設計する等によりソフトウェアで実現しても良いことは言うまでもない。   Furthermore, although each configuration, gradient magnetic field generation system, etc. mentioned above explained the example of the hardware constitution which realizes the part or all of them with a circuit, software is designed by designing a part or all of them with a program etc. It goes without saying that it may be realized by

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 シム電源
19 ディスプレイ
20 記憶装置
21 入力制御装置
22 傾斜磁場制御回路
23 平均値演算回路
24 高次シム制御回路
25 時間平均値演算回路
26 移動平均値演算回路
Reference Signs List 1 object 2 static magnetic field generation system 3 gradient magnetic field generation system 4 sequencer 5 transmission system 6 reception system 7 signal processing system 8 central processing unit (CPU)
9 gradient magnetic field coil 10 gradient magnetic field power supply 11 high frequency transmitter 12 modulator 13 high frequency amplifier 14a high frequency coil (transmission coil)
14b High frequency coil (reception coil)
Reference Signs List 15 signal amplifier 16 quadrature phase detector 17 A / D converter 18 shim power supply 19 display 20 storage device 21 input control device 22 gradient magnetic field control circuit 23 average value calculation circuit 24 high-order shim control circuit 25 time average value calculation circuit 26 movement Average value calculation circuit

Claims (8)

被検体を収容する空間に均一な静磁場と、前記静磁場に重畳する傾斜磁場と、前記被検体へ照射する高周波磁場とを発生する磁場発生部と、
前記被検体から発生する核磁気共鳴(NMR)信号をエコー信号として検出する検出部と、
前記検出されたエコー信号を画像化する画像処理部とを、備え、
前記磁場発生部は、前記傾斜磁場の平均値を演算し、当該平均値を用いて、前記傾斜磁場に基づく静磁場不均一を補正する、
こと特徴とする磁気共鳴イメージング(MRI)装置。
A magnetic field generating unit that generates a static magnetic field that is uniform in a space for containing the subject, a gradient magnetic field superimposed on the static magnetic field, and a high frequency magnetic field that is applied to the subject;
A detection unit that detects a nuclear magnetic resonance (NMR) signal generated from the subject as an echo signal;
An image processing unit for imaging the detected echo signal;
The magnetic field generation unit calculates an average value of the gradient magnetic fields, and uses the average value to correct static magnetic field inhomogeneity based on the gradient magnetic fields.
Magnetic resonance imaging (MRI) apparatus characterized by
請求項1記載のMRI装置であって、
前記磁場発生部は、前記平均値を演算する演算回路と、前記平均値を用いてシム電源を制御するシム制御回路を含む、
ことを特徴とするMRI装置。
The MRI apparatus according to claim 1,
The magnetic field generation unit includes an arithmetic circuit that calculates the average value, and a shim control circuit that controls a shim power supply using the average value.
MRI apparatus characterized by
請求項2記載のMRI装置であって、
前記演算回路は、前記装置の座標系(X,Y,Z)の2方向に傾斜磁場を印加するための傾斜磁場制御信号GxとGyに基づき、前記平均値を演算する、
ことを特徴とするMRI装置。
The MRI apparatus according to claim 2, wherein
The arithmetic circuit calculates the average value based on gradient magnetic field control signals Gx and Gy for applying gradient magnetic fields in two directions of the coordinate system (X, Y, Z) of the device.
MRI apparatus characterized by
請求項3記載のMRI装置であって、
前記演算回路は、前記平均値として(Gx2 + Gy2)の時間平均値を演算する、
ことを特徴とするMRI装置。
The MRI apparatus according to claim 3, wherein
The arithmetic circuit calculates a time average value of (Gx 2 + Gy 2 ) as the average value,
MRI apparatus characterized by
請求項3記載のMRI装置であって、
前記演算回路は、前記平均値として(Gx2 + Gy2)の移動平均値を演算する、
ことを特徴とするMRI装置。
The MRI apparatus according to claim 3, wherein
The arithmetic circuit calculates a moving average value of (Gx 2 + Gy 2 ) as the average value,
MRI apparatus characterized by
請求項3記載のMRI装置であって、
前記シム制御回路は、前記平均値に基づき、前記傾斜磁場に基づく静磁場不均一である(Gx2 + Gy2)Zを補正するための補正値を前記シム電源に出力する、
ことを特徴とするMRI装置。
The MRI apparatus according to claim 3, wherein
The shim control circuit outputs a correction value for correcting (Gx 2 + Gy 2 ) Z, which is static magnetic field inhomogeneity based on the gradient magnetic field, to the shim power supply based on the average value.
MRI apparatus characterized by
被検体を収容する空間に均一な静磁場と、前記静磁場に重畳する傾斜磁場と、前記被検体へ照射する高周波磁場を発生する磁場発生部と、前記被検体から発生するNMR信号をエコー信号として検出する検出部と、前記検出されたエコー信号を画像化する画像処理部と、を備えたMRI装置の作動方法であって、
前記磁場発生部は、前記傾斜磁場を印加するための傾斜磁場制御信号の平均値を演算し、当該平均値を用いて、前記傾斜磁場に基づく静磁場不均一を補正する、
こと特徴とするMRI装置の作動方法。
A static magnetic field that is uniform in the space for containing the subject, a gradient magnetic field superimposed on the static magnetic field, a magnetic field generation unit that generates a high frequency magnetic field that irradiates the subject, and an NMR signal generated from the subject A method of operating an MRI apparatus, comprising: a detection unit for detecting as; and an image processing unit for imaging the detected echo signal,
The magnetic field generation unit calculates an average value of gradient magnetic field control signals for applying the gradient magnetic field, and corrects static magnetic field inhomogeneity based on the gradient magnetic field using the average value.
Method of operating an MRI apparatus characterized by
請求項7に記載のMRI装置の作動方法であって、
前記磁場発生部は、前記装置の座標系のX,Y 2方向に印加される前記傾斜磁場を印加するための傾斜磁場制御信号GxとGyに基づき、前記平均値として(Gx2 + Gy2)の時間平均値又は移動平均値を演算する、
ことを特徴とするMRI装置の作動方法。
A method of operating an MRI apparatus according to claim 7, wherein
The magnetic field generation unit uses the gradient magnetic field control signals Gx and Gy for applying the gradient magnetic field applied in the X and Y 2 directions of the coordinate system of the device as the average value (Gx 2 + Gy 2 ) Calculate the time average value or moving average value of
Method of operating an MRI apparatus characterized by
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