JPH08191821A - Magnetic resonance imaging apparatus - Google Patents
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Abstract
Description
【０００１】[0001]
【産業上の利用分野】本発明は、磁気共鳴現象を利用し
て被検体の形態情報や、スペクトロスコピー等の機能情
報を得る磁気共鳴イメージング装置に関する。BACKGROUND OF THE INVENTION 1. Field of the Invention The present invention relates to a magnetic resonance imaging apparatus which obtains morphological information of a subject and functional information such as spectroscopy by utilizing a magnetic resonance phenomenon.
【０００２】[0002]
【従来の技術】近年、磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ）
において、エコープラナーイメージング（ＥＰＩ）、ス
ペクトロスコピー（ＭＲＳ）、スペクトロスコピックイ
メージング（ＭＲＳＩ）、水脂肪分離、脂肪抑制等の撮
影技法は、非常に高い静磁場均一性を要求している。静
磁場の不均一性を補正するいわゆるシミングの技法とし
ては、（１）装置本来の均一性を上げるもの、（２）被
検体が入ることによって生じる不均一性を補償するもの
の２つに大別される。（１）の技法では鉄片を適当に配
置したり、シムコイルに流す電流を制御する等による固
定的なシミングであり、一方（２）は被検体が入った状
態で磁場の均一性が乱れるのに対応してシムコイルに流
す電流を制御することで動的なシミングを実現するもの
であり、アクティブシミングと呼ばれる。シミングは、
次のような不均一成分毎に行われるのが一般的である。 ０次成分；Ｘ0 、Ｙ0 、Ｚ0 、 １次成分；Ｘ1 、Ｙ1 、Ｚ1 、 ２次成分；Ｘ2 、Ｙ2 、Ｚ2 、ＸＹ、ＺＸ、ＺＹ ３次成分；Ｘ3 、Ｙ3 、Ｚ3 、Ｘ2 Ｚ、Ｘ2 Ｙ、Ｙ2 Ｚ、Ｙ2 Ｘ、 ＸＺ2 、ＹＺ2 、ＸＹＺ ４次成分；Ｘ4 、Ｙ4 、Ｚ4 、Ｘ3 Ｚ、Ｘ3 Ｙ、ＸＹ3 、Ｙ3 Ｚ、 ＸＺ3 、ＹＺ3 、Ｘ2 Ｙ2 、Ｘ2 Ｚ2 、Ｙ2 Ｚ2 … ・ ・ ・ これら成分毎に１つずつシムコイルが必要になる。これ
ら全てのチャンネル分のシムコイルを設けることは非現
実的であり、１３チャンネルや１８チャンネルに絞り込
むのが通常である。実際にイメージングのための磁気共
鳴信号を収集する前に磁場分布を求めるための信号収集
を行ない、これに基づいてシミング値（各コイルへの電
流値）を求める。また、１次成分に対してはシムコイル
を用いずに、「ＦＵＣ法(Field Unifrumity Correction
法) と呼ばれる手法が用いられることが多い。ＦＵＣ法
は、傾斜磁場Ｇx ，Ｇy ，Ｇz にオフセット（以下ＦＵ
Ｃ値という）を重畳することにより、不均一磁場の１次
成分の補正するものであり、傾斜磁場の制御データの修
正で対処できるので、シムコイル等の構造物を追加する
ことなくソフト的に実現可能であるという有利性があ
り、多くのＭＲＩ装置に採用されている。2. Description of the Related Art In recent years, magnetic resonance imaging (MRI)
In the above, imaging techniques such as echo planar imaging (EPI), spectroscopy (MRS), spectroscopic imaging (MRSI), water and fat separation, and fat suppression require extremely high static magnetic field homogeneity. The so-called shimming technique for correcting the non-uniformity of the static magnetic field is roughly classified into two types: (1) a method for increasing the original homogeneity of the apparatus and (2) a method for compensating for the non-uniformity caused by the entrance of the subject. To be done. The technique of (1) is fixed shimming by appropriately arranging the iron pieces and controlling the current flowing to the shim coil, while (2) the magnetic field homogeneity is disturbed when the subject is in the state. Correspondingly, dynamic shimming is realized by controlling the current flowing through the shim coil, which is called active shimming. Shimming is
It is generally performed for each of the following non-uniform components. 0th order component; X 0 , Y 0 , Z 0 , 1st order component; X 1 , Y 1 , Z 1 , 2nd order component; X 2 , Y 2 , Z 2 , XY, ZX, ZY 3rd order component; X 3 , Y 3 , Z 3 , X 2 Z, X 2 Y, Y 2 Z, Y 2 X, XZ 2 , YZ 2 , XYZ 4th order component; X 4 , Y 4 , Z 4 , X 3 Z, X 3 Y , XY 3 , Y 3 Z, XZ 3 , YZ 3 , X 2 Y 2 , X 2 Z 2 , Y 2 Z 2 ... Each of these components requires a shim coil. It is unrealistic to provide shim coils for all of these channels, and it is usual to narrow down to 13 or 18 channels. Before actually collecting magnetic resonance signals for imaging, signal collection for obtaining the magnetic field distribution is performed, and the shimming value (current value to each coil) is obtained based on this. In addition, for the first-order component, a “FUC method (Field Unifrumity Correction
Method) is often used. In the FUC method, the gradient magnetic fields Gx, Gy, and Gz are offset (hereinafter referred to as FU).
The primary component of the inhomogeneous magnetic field is corrected by superimposing (C value), and it can be dealt with by modifying the control data of the gradient magnetic field, so it can be realized in software without adding structures such as shim coils. It has the advantage of being possible and is used in many MRI systems.
【０００３】さらに、鼻腔や耳腔等の空気と組織が入り
組んだ部分では局所的に磁場が乱れるが、この局所領域
についてシミングを行う「局所シミング法」と呼ばれる
シム技法や、また、呼吸や心臓の動きに応じて磁場分布
が周期的に変化するが、この磁場分布の時間的変化に追
従してシミング値を時間的に変えていく「ダイナミック
シミング法」と呼ばれるシム技法等がある。Further, the magnetic field is locally disturbed in a portion where air and tissue are complicated such as nasal cavity and ear cavity, and a shim technique called "local shimming method" for performing shimming on this local area, breathing and heart. The magnetic field distribution periodically changes according to the movement of the magnetic field, and there is a shim technique called "dynamic shimming method" that changes the shimming value temporally by following the temporal change of the magnetic field distribution.
【０００４】図８（ａ），（ｂ）はマルチスライス法を
対象としてスライス方向（Ｚ軸方向）に沿った１次成分
のシミング値を求める従来の方法に関する説明図であ
る。多くの場合、均一性補正前のＺ軸に沿った磁場分布
Ｂは図８（ａ）のように放物線様の曲線で表される。従
来では、このスライス＃１〜＃３にわたる広い領域をひ
とまとめとして磁場分布Ｂを次の直線方程式により近似
する。なお、ｂ0 は想定した規準磁場強度を示してい
て、勿論、空間的位置に依存しないで磁場分布がｂ0 に
安定している均一な磁場が望ましい。 Ｃ＝c1(z) ＋c0＋ｂ0 そして、この直線方程式により、１次成分のシミング値
は-c1 に、０次成分のシミング値は−c0として与えられ
る。これらを用いて、図８（ｂ）に示すように磁場分布
Ｂは放物線様の曲線（Ｂ−Ｃ）に補正される。これをパ
ルスシーケンスで見ると、図９に示すように、全てのス
ライス＃１〜＃３について同一のシミング値-c1 （オフ
セット値OFFSET）が用いられる。補正後の磁場分布（Ｂ
−Ｃ）を見ると、スライス＃１〜＃３にわたる広い領域
でｂ0 に対する誤差が大きいこと、また２次以上の高次
項については完全に残留していることが理解される。２
次以上の高次項の磁場成分を補正するためには、この成
分に対応したシムコイルが必要になる。FIGS. 8A and 8B are explanatory views of a conventional method for obtaining a shimming value of a first-order component along the slice direction (Z-axis direction) for the multi-slice method. In many cases, the magnetic field distribution B along the Z axis before uniformity correction is represented by a parabolic curve as shown in FIG. Conventionally, the magnetic field distribution B is approximated by the following linear equation as a set of wide areas covering the slices # 1 to # 3. Note that b0 represents an assumed standard magnetic field strength, and of course, a uniform magnetic field whose magnetic field distribution is stable at b0 independent of spatial position is desirable. C = c1 (z) + c0 + b0 From this linear equation, the shimming value of the first-order component is given as -c1 and the shimming value of the 0th-order component is given as -c0. Using these, the magnetic field distribution B is corrected to a parabolic curve (BC) as shown in FIG. 8 (b). When this is viewed in the pulse sequence, as shown in FIG. 9, the same shimming value −c1 (offset value OFFSET) is used for all the slices # 1 to # 3. Magnetic field distribution after correction (B
-C) shows that the error with respect to b0 is large in a wide area over the slices # 1 to # 3, and that the high-order terms of the second and higher orders are completely retained. Two
In order to correct the magnetic field components of higher-order terms higher than the order, a shim coil corresponding to this component is required.
【０００５】[0005]
【発明が解決しようとする課題】本発明の目的は、広い
領域にわたって高次項の磁場成分まで静磁場不均一性を
高めることができる磁気共鳴イメージング装置を提供す
ることである。SUMMARY OF THE INVENTION It is an object of the present invention to provide a magnetic resonance imaging apparatus capable of increasing the static magnetic field inhomogeneity up to a high-order magnetic field component over a wide area.
【０００６】[0006]
【課題を解決するための手段】請求項１に係る発明は、
静磁場の不均一成分を補正する磁気共鳴イメージング装
置において、空間的に異なる部分領域毎にシミング値を
求め、前記シミング値各々に基づいて前記部分領域毎に
静磁場の不均一成分を補正することを特徴とする。The invention according to claim 1 is
In a magnetic resonance imaging apparatus for correcting a non-uniform component of a static magnetic field, a shimming value is obtained for each spatially different partial region, and the non-uniform component of the static magnetic field is corrected for each partial region based on each of the shimming values. Is characterized by.
【０００７】請求項４に係る発明は、不均一な静磁場の
１次成分を傾斜磁場のオフセットにより補正する磁気共
鳴イメージング装置において、空間的に異なる部分領域
毎にオフセット値を求め、前記オフセット値各々に基づ
いて前記部分領域毎に不均一な静磁場の１次成分を補正
することを特徴とする。According to a fourth aspect of the present invention, in a magnetic resonance imaging apparatus for correcting a primary component of an inhomogeneous static magnetic field by offsetting a gradient magnetic field, an offset value is obtained for each spatially different partial region, and the offset value is obtained. It is characterized in that the non-uniform first-order component of the static magnetic field is corrected for each of the partial regions based on each.
【０００８】[0008]
【作用】請求項１に係る発明によれば、マルチスライス
法におけるスライスのような空間的に異なる部分領域毎
にシミング値を求め、これら各々に基づいて部分領域毎
に静磁場の不均一成分を補正するので、静磁場の均一性
が向上し、さらに、求めたシミング値が直接的に補正す
る不均一成分よりも高次の成分についても補正の効力が
及ぶ。According to the first aspect of the present invention, the shimming value is obtained for each spatially different partial area such as a slice in the multi-slice method, and the non-uniform component of the static magnetic field is determined for each partial area based on each of these. Since the correction is performed, the homogeneity of the static magnetic field is improved, and the effect of the correction is applied to the higher order component than the inhomogeneous component for which the obtained shimming value is directly corrected.
【０００９】請求項４に係る発明によれば、マルチスラ
イス法におけるスライスのような空間的に異なる部分領
域毎にオフセット値を求め、これら各々に基づいて部分
領域毎に不均一な静磁場の１次成分を補正するので、静
磁場の均一性が向上し、さらに、２次以上高次の不均一
成分についても補正の効力が及ぶ。According to the invention of claim 4, an offset value is obtained for each spatially different partial area such as a slice in the multi-slice method, and based on each of these, an inhomogeneous static magnetic field of 1 is obtained for each partial area. Since the second-order component is corrected, the uniformity of the static magnetic field is improved, and the correction effect is applied to the second-order and higher-order non-uniform components.
【００１０】[0010]
【実施例】以下図面を参照して本発明による磁気共鳴イ
メージング装置の一実施例について説明する。図１に本
実施例による磁気共鳴イメージング装置の構成を示す。
被検体Ｐを収容できるように円筒状の内部空間を有する
ガントリ２０には、静磁場磁石１、Ｘ・Ｙ・Ｚ軸傾斜磁
場コイル２、ＲＦコイル３、多チャンネル型シムコイル
１５が装備される。常電導磁石又は超電導磁石である静
磁場磁石１は、静磁場制御装置４から電流供給を受けて
円筒内部に通常、Ｚ軸に沿って静磁場を形成可能に構成
されている。Ｘ・Ｙ・Ｚ軸傾斜磁場コイル２は、Ｘ、
Ｙ、Ｚ軸それぞれに対応する傾斜磁場電源７，８，９か
ら電流供給を受けて、任意に撮影断面や領域を決めた
り、磁気共鳴信号に空間的位置情報を与えるためのＸ、
Ｙ、Ｚ各軸の傾斜磁場を作る３組のコイルから構成され
ている。これら３方向の磁場強度が全て線形に変化する
領域内で磁気共鳴信号の収集が可能である。磁気共鳴信
号の収集時には、被検体Ｐは寝台１３の天板に載置され
た状態で、天板のスライドに伴って撮像領域に挿入され
る。DETAILED DESCRIPTION OF THE PREFERRED EMBODIMENTS An embodiment of a magnetic resonance imaging apparatus according to the present invention will be described below with reference to the drawings. FIG. 1 shows the configuration of the magnetic resonance imaging apparatus according to this embodiment.
A gantry 20 having a cylindrical internal space so as to accommodate the subject P is equipped with a static magnetic field magnet 1, an X, Y, and Z axis gradient magnetic field coil 2, an RF coil 3, and a multi-channel type shim coil 15. The static magnetic field magnet 1, which is a normal conducting magnet or a superconducting magnet, is configured to be capable of forming a static magnetic field inside the cylinder, usually along the Z axis, by receiving a current supply from the static magnetic field controller 4. The X, Y and Z axis gradient magnetic field coils 2 are X,
X is used to receive an electric current from the gradient magnetic field power sources 7, 8 and 9 corresponding to the Y and Z axes, to arbitrarily determine an imaging cross section and a region, and to provide spatial position information to a magnetic resonance signal.
It is composed of three sets of coils that generate a gradient magnetic field for each of the Y and Z axes. It is possible to collect magnetic resonance signals in a region where the magnetic field strengths in these three directions all change linearly. At the time of collecting the magnetic resonance signals, the subject P is placed on the tabletop of the bed 13 and is inserted into the imaging region as the tabletop slides.
【００１１】ＲＦコイル３は、ＲＦパルス（高周波磁場
または回転磁場ともいう）を被検体に送信し、被検体か
らの磁気共鳴信号を受信するためのコイルである。この
ように送受信にＲＦコイル３を兼用するのではなく、送
信用コイルと受信用コイルとを別体で設けてもよい。送
信器５は、対象原子核に固有のラーモア周波数に応じた
高周波パルスをＲＦコイル３に供給して、対象原子核の
スピンを励起状態にするためのものである。受信器６
は、励起されたスピンが緩和する過程で放出される高周
波の磁気共鳴信号をＲＦコイル３を介して受信し、これ
を増幅し、直交位相検波し、さらにアナログ／ディジタ
ル変換する機能を有している、コンピュータシステム１
１は、受信器６でディジタル化された磁気共鳴信号を取
り込み、これを２次元フーリエ変換（２ＤＦＴ）するこ
とにより磁気共鳴画像を再構成する。この画像は表示部
１２に表示される。シーケンサ１０は、送信器５、受信
器６、ＸＹＺ各軸の傾斜磁場電源７，８，９の各動作タ
イミングを制御して、シミング値を決めるためのパルス
シーケンスやイメージングのためのパルスシーケンスを
実行する。The RF coil 3 is a coil for transmitting an RF pulse (also called a high frequency magnetic field or a rotating magnetic field) to the subject and receiving a magnetic resonance signal from the subject. As described above, the transmission coil and the reception coil may be provided separately, instead of using the RF coil 3 for both transmission and reception. The transmitter 5 supplies a high-frequency pulse corresponding to the Larmor frequency peculiar to the target atomic nucleus to the RF coil 3 to bring spins of the target atomic nucleus into an excited state. Receiver 6
Has a function of receiving, through the RF coil 3, a high-frequency magnetic resonance signal emitted in the process of relaxation of the excited spin, amplifying it, performing quadrature detection, and further performing analog / digital conversion. Computer system 1
1 captures a magnetic resonance signal digitized by the receiver 6 and reconstructs a magnetic resonance image by performing a two-dimensional Fourier transform (2DFT) on the magnetic resonance signal. This image is displayed on the display unit 12. The sequencer 10 controls the operation timings of the transmitter 5, the receiver 6, and the gradient magnetic field power supplies 7, 8 and 9 for the XYZ axes to execute a pulse sequence for determining a shimming value and a pulse sequence for imaging. To do.
【００１２】本実施例では、シムコイルによるシミング
と、傾斜磁場にオフセットを与えることによるいわゆる
ＦＵＣ法(Field Unifrumity Correction法) と呼ばれる
シミングとを併用する。ＦＵＣ法とは、傾斜磁場Ｇx ，
Ｇy ，Ｇz にオフセットを重畳することにより、静磁場
の１次の不均一成分を直接的に補正するものであるが、
本実施例ではこのＦＵＣ法を使って、これよりも高次、
つまり２次の不均一成分についても間接的に補正するこ
とを可能とする。この間接的な補正を実現する原理はシ
ミング値の決定方法にあり、詳細は後述する。多チャン
ネル型シムコイル１５には、ＦＵＣ法で直接的及び間接
的に補正対象としない高次の不均一磁場成分を補正対象
とし、且つ補正対象とする静磁場の不均一磁場成分が各
々異なる複数のシムコイルを含んでいる。一般的には、
１３チャンネルや１８チャンネル分のシムコイルが準備
されている。本実施例ではＦＵＣ法と同様に、シムコイ
ル各々が直接的に補正する不均一成分以外の成分も間接
的に補正することを可能とする。シムコイル電源１６
は、多チャンネル型シムコイル１５の複数のシムコイル
各々に独立して電流（シム電流）を供給できるように構
成されている。シムコントローラ１４は、受信器６でデ
ィジタル化された磁気共鳴信号を取り込み、これに基づ
いて空間的な磁場分布を求め、この磁場分布に基づいて
各成分毎にシミング値を求める。シムコントローラ１４
は、多チャンネル型シムコイル１５が対象とする不均一
成分のシミング値を、データ収集する部分領域の移動に
応じて変えながらシムコイル電源１６に供給する。シム
コイル電源１６は、シミング値に応じたシム電流を対応
するシムコイルに供給する。シムコントローラ１４は、
１次の不均一成分のシミング値をオフセット値として、
データ収集する部分領域の移動に応じて変えながらシー
ケンサ１０に供給する。シーケンサ１０は、このオフセ
ット値を規準値に加算して、この加算値を傾斜磁場電源
７，８，９に供給する。傾斜磁場電源７，８，９は、加
算値に応じた傾斜磁場電流をＸ・Ｙ・Ｚ軸傾斜磁場コイ
ル２に供給する。これにより１次成分がシミングされ
る。シムコントローラ１４は、０次成分、つまり共鳴周
波数のずれに対するシミング値に応じて、受信器６内に
おける直交位相検波の参照周波数を調整することによ
り、０次成分をシミングする。In the present embodiment, shimming using a shim coil and shimming called a so-called FUC method (Field Unifrumity Correction method) by giving an offset to a gradient magnetic field are used together. The FUC method is a gradient magnetic field Gx,
By superimposing an offset on Gy and Gz, the first-order non-uniform component of the static magnetic field is directly corrected.
In this embodiment, this FUC method is used, and higher order than this,
That is, it is possible to indirectly correct the second-order nonuniform component. The principle of realizing this indirect correction is in the method of determining the shimming value, and the details will be described later. The multi-channel type shim coil 15 has a plurality of different inhomogeneous magnetic field components of the static magnetic field to be corrected, which are high-order inhomogeneous magnetic field components that are not directly or indirectly corrected by the FUC method. Includes shim coil. In general,
Shim coils for 13 and 18 channels are prepared. In the present embodiment, similarly to the FUC method, it is possible to indirectly correct components other than the nonuniform component that each shim coil directly corrects. Shim coil power supply 16
Is configured to be able to independently supply a current (shim current) to each of the plurality of shim coils of the multi-channel type shim coil 15. The shim controller 14 takes in the magnetic resonance signal digitized by the receiver 6, obtains a spatial magnetic field distribution based on this, and obtains a shimming value for each component based on this magnetic field distribution. Shim controller 14
Supplies the shimming value of the non-uniform component targeted by the multi-channel type shim coil 15 to the shim coil power supply 16 while changing the shimming value according to the movement of the partial area for data collection. The shim coil power supply 16 supplies a shim current corresponding to the shimming value to the corresponding shim coil. The shim controller 14
With the shimming value of the first-order non-uniform component as the offset value,
The data is supplied to the sequencer 10 while being changed according to the movement of the partial area for data collection. The sequencer 10 adds this offset value to the reference value and supplies this added value to the gradient magnetic field power supplies 7, 8, 9. The gradient magnetic field power supplies 7, 8 and 9 supply gradient magnetic field currents corresponding to the added value to the X, Y and Z axis gradient magnetic field coils 2. As a result, the primary component is shimmed. The shim controller 14 shims the 0th-order component by adjusting the reference frequency of the quadrature phase detection in the receiver 6 according to the 0th-order component, that is, the shimming value for the shift of the resonance frequency.
【００１３】次にシミング値の決定方法について例に説
明する。まず、シミングとは、対象領域の静磁場の均一
性を極力向上させるために不均一な磁場成分を補正する
ことをいい、シミング値を求める方法としては、次の方
法がある。 （１）対象領域からの磁気共鳴信号を傾斜磁場を重畳す
ることなく取得し、この信号減衰時定数が最も長いシム
電流値を求める。 （２）対象領域からの磁気共鳴信号を傾斜磁場を重畳す
ることなく取得し、この磁気共鳴信号をフーリエ変換
し、その変換データの周波数帯域が最小になるようなシ
ム電流値を求める。Next, a method for determining the shimming value will be described as an example. First, shimming refers to correcting an inhomogeneous magnetic field component in order to improve the homogeneity of the static magnetic field in the target region as much as possible, and the following methods are available as methods for obtaining shimming values. (1) A magnetic resonance signal from the target area is acquired without superimposing a gradient magnetic field, and a shim current value having the longest signal decay time constant is obtained. (2) A magnetic resonance signal from the target area is acquired without superimposing a gradient magnetic field, the magnetic resonance signal is Fourier transformed, and a shim current value that minimizes the frequency band of the converted data is obtained.
【００１４】（３）磁場分布を位相マップとして空間的
に求め、この磁場分布をシミング対象としている磁場成
分毎に展開（分解）し、磁場成分毎に磁場分布が安定的
となるような磁場強度を得るに要するシム電流値を求め
る。(3) The magnetic field distribution is spatially obtained as a phase map, and this magnetic field distribution is developed (decomposed) for each magnetic field component to be shimmed, and the magnetic field strength is such that the magnetic field distribution becomes stable for each magnetic field component. The shim current value required to obtain
【００１５】このうち最良の方法は（３）の方法であ
り、ここでは（３）の方法を採用するものとする。この
方法では、例えば、非常に薄い３ｍｍ厚のスライス領域
が関心対象であり、スライス方向は最も一般的なＺ方向
と考えると、Ｚ方向の不均一性を表わす成分ｚ1 ，ｚ
3 ，ｚ5 ，…などを薄い１枚のスライス領域だけの磁場
分布から求めると、精度低下が懸念される。本実施例で
は、広い領域、つまり複数枚のスライス領域全体の磁場
分布から求めることでこの懸念を解消する。Of these, the best method is the method (3), and the method (3) is adopted here. In this method, for example, when a slice area having a very thin thickness of 3 mm is considered, and the slice direction is considered to be the most general Z direction, components z 1 and z representing non-uniformity in the Z direction are given.
If 3 , z 5 , ... Are obtained from the magnetic field distribution of only one thin slice area, there is a concern that the accuracy may be reduced. In the present embodiment, this concern is solved by obtaining the magnetic field distribution over a wide area, that is, the entire slice area.
【００１６】本実施例では、静磁場の不均一成分を補正
するにあたり、空間的に異なる部分領域毎にシミング値
を求め、部分領域毎に異なるシミング値でもって静磁場
の不均一成分を補正することを第１の特徴とし、また広
い領域、例えばマルチスライス法では複数スライス領域
にわたる広い領域について磁場分布を、補正対象とする
静磁場のｎ次項（ＦＵＣ法ではｎ＝１）の不均一成分よ
りも高次の磁場分布（ＦＵＣ法では２次の磁場分布）を
求め、この磁場分布の形状をｎ次方程式（ＦＵＣ法では
１次方程式）で近似し、このｎ次方程式に基づいて各磁
場成分のシミング値を求めることを第２の特徴とするも
のである。なお、上述した空間的に異なる部分領域と
は、例えば、図２（ａ）に示すような任意断面領域、図
２（ｂ）に示すようなマルチスライス法によるスライス
領域のことをいう。In the present embodiment, when correcting the nonuniform component of the static magnetic field, the shimming value is obtained for each spatially different partial region, and the nonuniform component of the static magnetic field is corrected with the different shimming value for each partial region. The first feature is that the magnetic field distribution for a wide region, for example, a wide region over a plurality of slice regions in the multi-slice method, is calculated from the non-uniform component of the nth-order term (n = 1 in the FUC method) of the static magnetic field to be corrected. Also obtains a higher-order magnetic field distribution (second-order magnetic field distribution in the FUC method), approximates the shape of this magnetic field distribution with an n-th order equation (first-order equation in the FUC method), and based on this n-th order equation, each magnetic field component The second characteristic is to obtain the shimming value of. The above-mentioned spatially different partial areas mean, for example, an arbitrary sectional area as shown in FIG. 2A and a slice area by the multi-slice method as shown in FIG. 2B.
【００１７】次に０次成分と１次成分のシミング値の決
定方法をマルチスライス法を併用する場合を例に具体的
に説明する。図３は、スライス領域＃１〜＃３に直交す
るＹ−Ｚ面の磁場分布を示す。従来ではスライス領域＃
１〜＃３にわたる全体領域の平均的な１次成分を上記
（１）〜（３）等の何らかの方法で求め、全てのスライ
ス領域＃１〜＃３について同一のシミング値（オフセッ
ト値）を用いて補正を行なっていた。本実施例は、各ス
ライス領域毎に１次成分のシミング値を求め、スライス
領域毎に異なるシミング値を用いて、傾斜磁場にオフセ
ットを与えるものである。Next, the method of determining the shimming values of the 0th-order component and the 1st-order component will be specifically described by taking the case where the multi-slice method is used in combination. FIG. 3 shows the magnetic field distribution on the YZ plane orthogonal to the slice areas # 1 to # 3. Traditionally sliced area #
The average first-order component of the entire area from 1 to # 3 is obtained by some method such as (1) to (3) above, and the same shimming value (offset value) is used for all slice areas # 1 to # 3. Was being corrected. In this embodiment, the shimming value of the primary component is obtained for each slice area, and a different shimming value is used for each slice area to offset the gradient magnetic field.
【００１８】図４（ａ）にＺ軸方向の磁場分布を示す。
この磁場分布ｂは例えば放物線様の曲線を示し、スライ
ス領域＃１〜＃３全体で見ると、２次以上の強度分布を
持っているのが観測される。磁場分布についてスライス
領域＃１〜＃３毎に次の（１）式，（２）式，（３）式
に示すように１次方程式で直線近似する。 スライス領域＃１；Ｃ1 ＝c11(Z)＋c10 ＋b0 …（１） スライス領域＃２；Ｃ2 ＝c21(Z)＋c20 ＋b0 …（２） スライス領域＃３；Ｃ3 ＝c31(Z)＋c30 ＋b0 …（３） したがって、スライス領域＃１に関する０次成分のシミ
ング値が−c10 、１次成分のシミング値が−c11 、スラ
イス領域＃２に関する０次成分のシミング値が−c20 、
１次成分のシミング値が−c21 、スライス領域＃３に関
する０次成分のシミング値が−c30 、１次成分のシミン
グ値が−c31 としてそれぞれ与えられる。FIG. 4A shows the magnetic field distribution in the Z-axis direction.
The magnetic field distribution b shows, for example, a parabolic curve, and it can be observed that the magnetic field distribution b has a secondary or higher intensity distribution when viewed in the entire slice areas # 1 to # 3. Regarding the magnetic field distribution, linear approximation is performed by a linear equation as shown in the following equations (1), (2), and (3) for each of the slice areas # 1 to # 3. Slice area # 1; C1 = c11 (Z) + c10 + b0 (1) Slice area # 2; C2 = c21 (Z) + c20 + b0 (2) Slice area # 3; C3 = c31 (Z) + c30 + b0 ... (3) Therefore, the shimming value of the 0th-order component regarding the slice area # 1 is −c10, the shimming value of the 1st-order component is −c11, the shimming value of the 0th-order component regarding the slice area # 2 is −c20,
The shimming value of the first-order component is -c21, the shimming value of the 0th-order component relating to slice area # 3 is -c30, and the shimming value of the first-order component is -c31.
【００１９】１次成分のシミングは当該１次成分のシミ
ング値に応じて傾斜磁場にオフセットを与えることで実
現され、０次成分、つまり共鳴周波数のずれに対するシ
ミングは受信器６内における直交位相検波の参照周波数
を当該０次成分のシミング値に応じて調整することで実
現される。The shimming of the first-order component is realized by giving an offset to the gradient magnetic field according to the shimming value of the first-order component, and the shimming for the zero-order component, that is, the shift of the resonance frequency, is detected by the quadrature phase detection in the receiver 6. It is realized by adjusting the reference frequency of 1 according to the shimming value of the 0th-order component.
【００２０】これにより、補正後の磁場分布は図４
（ｂ）に示すように、各スライス領域ともに規準磁場強
度ｂ0 に近似されて均一性の精度が向上していることが
分かる。また、ＦＵＣ法で直接的にシミング可能な１次
成分だけでなく、２次成分についても近似的にシミング
がなされていることが理解されよう。As a result, the corrected magnetic field distribution is shown in FIG.
As shown in (b), it can be seen that the accuracy of uniformity is improved by approximating the standard magnetic field strength b0 in each slice area. It will be understood that not only the first-order component that can be directly shimmed by the FUC method, but also the second-order component is shimmed approximately.
【００２１】図５に一例としてフィールドエコー法にマ
ルチスライス法を併用した場合のパルスシーケンスを示
す。図６にパルスシーケンス実行と、シミング値使用の
時系列的な対応が示されている。ここで、スライス領域
＃１〜＃３毎に求めたシミング値にしたがって、スライ
ス領域＃１〜＃３毎に傾斜磁場のオフセットを変化させ
ている。FIG. 5 shows a pulse sequence when the field echo method and the multi-slice method are used together as an example. FIG. 6 shows the time-series correspondence between the execution of the pulse sequence and the use of the shimming value. Here, the offset of the gradient magnetic field is changed for each of the slice areas # 1 to # 3 according to the shimming value obtained for each of the slice areas # 1 to # 3.
【００２２】図７（ａ）に補正前の２次の磁場分布（説
明の便宜上、ＸＹについてのみ示す）が示されており、
部分領域Ｒ1 ，Ｒ2 上でのＸ2 ＋Ｙ2 型の磁場分布の成
分が異なっていることが伺える。ここではＲ1 では凹形
状を示しているのでＸ2 ＋Ｙ2 成分λ1 は負となり、Ｒ
2 では凸形状を示しているのでＸ2 ＋Ｙ2 成分λ2 は正
となる。したがって、Ｘ2 ＋Ｙ2 シムコイルに与えるシ
ミング値は部分領域Ｒ1 では−λ1 に応じて、またＲ2
では−λ2 に応じて与えられる。本発明は上述した実施
例に限定されることなく種々変形して実施例可能であ
る。FIG. 7A shows the secondary magnetic field distribution before correction (for convenience of explanation, only XY is shown).
It can be seen that the components of the X 2 + Y 2 type magnetic field distribution on the partial regions R 1 and R 2 are different. Here, since R1 shows a concave shape, the X 2 + Y 2 component λ1 becomes negative, and R 1
Since 2 has a convex shape, the X 2 + Y 2 component λ 2 is positive. Therefore, the shimming value given to the X 2 + Y 2 shim coil depends on −λ 1 in the partial region R 1, and R 2
Is given according to -λ2. The present invention is not limited to the above-described embodiments, and various modifications can be made to the embodiments.
【００２３】[0023]
【発明の効果】請求項１に係る発明は、静磁場の不均一
成分を補正する磁気共鳴イメージング装置において、空
間的に異なる部分領域毎にシミング値を求め、前記シミ
ング値各々に基づいて前記部分領域毎に静磁場の不均一
成分を補正することを特徴としたので、マルチスライス
法におけるスライスのような空間的に異なる部分領域毎
にシミング値を求め、これら各々に基づいて部分領域毎
に静磁場の不均一成分を補正するので、静磁場の均一性
が向上し、さらに、求めたシミング値が直接的に補正す
る不均一成分よりも高次の成分についても補正の効力が
及び、静磁場の不均一性の補正をより高精度で行うこと
ができ、これによりエコープラナーイメージング（ＥＰ
Ｉ）、スペクトロスコピー（ＭＲＳ）、同イメージング
（ＭＲＳ１）、水脂肪分離、脂肪抑制等、高い磁場均一
性を要求される撮影を中心に、よりアーチファクトの少
ない良好な画像を得ることが可能となる。According to the first aspect of the present invention, in a magnetic resonance imaging apparatus for correcting an inhomogeneous component of a static magnetic field, a shimming value is obtained for each of spatially different partial areas, and the partial is calculated based on each of the shimming values. Since it is characterized by correcting the inhomogeneous component of the static magnetic field for each area, the shimming value is obtained for each spatially different partial area such as a slice in the multi-slice method, and the static value is calculated for each partial area based on each of these. Since the inhomogeneous component of the magnetic field is corrected, the homogeneity of the static magnetic field is improved, and the effect of the correction is also effective for components of higher order than the inhomogeneous component for which the obtained shimming value is directly corrected. It is possible to correct the non-uniformity of the echo with higher accuracy, which enables echo planar imaging (EP
I), spectroscopy (MRS), the same imaging (MRS1), water-fat separation, fat suppression, and other imaging that requires high magnetic field homogeneity, and it is possible to obtain good images with less artifacts. .
【００２４】請求項４に係る発明は、不均一な静磁場の
１次成分を傾斜磁場のオフセットにより補正する磁気共
鳴イメージング装置において、空間的に異なる部分領域
毎にオフセット値を求め、前記オフセット値各々に基づ
いて前記部分領域毎に不均一な静磁場の１次成分を補正
することを特徴としたので、マルチスライス法における
スライスのような空間的に異なる部分領域毎にオフセッ
ト値を求め、これら各々に基づいて部分領域毎に不均一
な静磁場の１次成分を補正するので、静磁場の均一性が
向上し、さらに、２次以上高次の不均一成分についても
補正の効力が及び、静磁場の不均一性の補正をより高精
度で行うことができ、これによりエコープラナーイメー
ジング（ＥＰＩ）、スペクトロスコピー（ＭＲＳ）、同
イメージング（ＭＲＳ１）、水脂肪分離、脂肪抑制等、
高い磁場均一性を要求される撮影を中心に、よりアーチ
ファクトの少ない良好な画像を得ることが可能となる。
さらに、この効果はオフセット値を部分領域毎に求める
というソフト的な変更のみで対処可能である。According to a fourth aspect of the present invention, in a magnetic resonance imaging apparatus for correcting a primary component of an inhomogeneous static magnetic field by offsetting a gradient magnetic field, an offset value is obtained for each spatially different partial region, and the offset value is obtained. Since the first-order component of the inhomogeneous static magnetic field is corrected for each partial region based on each of them, an offset value is obtained for each spatially different partial region such as a slice in the multi-slice method. Since the inhomogeneous first-order component of the static magnetic field is corrected for each partial region based on each of them, the uniformity of the static magnetic field is improved, and the correction effect is applied to the second-order and higher-order inhomogeneous components, The static magnetic field inhomogeneity can be corrected with higher accuracy, which allows echo planar imaging (EPI), spectroscopy (MRS), and the same imaging (M S1), separate water and fat, fat suppression, etc.,
It is possible to obtain a good image with less artifacts, especially in imaging where high magnetic field uniformity is required.
Furthermore, this effect can be dealt with only by a soft change such as obtaining an offset value for each partial area.
【図１】本発明に係る磁気共鳴イメージング装置の一実
施例の構成図。FIG. 1 is a configuration diagram of an embodiment of a magnetic resonance imaging apparatus according to the present invention.
【図２】部分領域の一例を示す図。FIG. 2 is a diagram showing an example of a partial area.
【図３】Ｙ−Ｚ面の磁場分布を示す図。FIG. 3 is a diagram showing a magnetic field distribution on a YZ plane.
【図４】本実施例によるスライス領域毎に０次成分と１
次成分のシミング値を求める方法の説明図。FIG. 4 is a diagram showing a 0th-order component and 1 for each slice area according to the present embodiment
Explanatory drawing of the method of calculating | requiring the shimming value of a next component.
【図５】パルスシーケンス上でスライス領域毎にオフセ
ットが異なる様子を示す図。FIG. 5 is a diagram showing a state in which an offset is different for each slice area on a pulse sequence.
【図６】シミング値とスライス領域のパルスシーケンス
との対応図。FIG. 6 is a correspondence diagram between a shimming value and a pulse sequence in a slice area.
【図７】補正前の磁場分布及びＸ2 ＋Ｙ2 シムコイルの
シミング値と部分領域のパルスシーケンスとの対応図。FIG. 7 is a correspondence diagram between a magnetic field distribution before correction, a shimming value of an X 2 + Y 2 shim coil, and a pulse sequence of a partial region.
【図８】従来の０次成分と１次成分のシミング値の計算
方法の説明図。FIG. 8 is an explanatory diagram of a conventional method for calculating shimming values of a 0th order component and a 1st order component.
【図９】従来のパルスシーケンス上でスライス領域間で
オフセットが同じ様子を示す図。FIG. 9 is a diagram showing a state in which the offset is the same between slice areas on a conventional pulse sequence.
１…静磁場磁石、 ２…ＸＹＺ軸傾斜磁
場コイル、３…ＲＦコイル、 ４…静磁
場制御装置、５…送信器、 ６…受
信器、７，８，９…傾斜磁場電源、 １０…シーケ
ンサ、１１…コンピュータシステム、 １２…表示
部、１３…寝台、 １４…シムコン
トローラ、１５…シムコイル、 １６…シ
ムコイル電源、２０…ガントリ。1 ... Static magnetic field magnet, 2 ... XYZ axis gradient magnetic field coil, 3 ... RF coil, 4 ... Static magnetic field control device, 5 ... Transmitter, 6 ... Receiver, 7, 8, 9 ... Gradient magnetic field power supply, 10 ... Sequencer, 11 ... Computer system, 12 ... Display part, 13 ... Bed, 14 ... Shim controller, 15 ... Sim coil, 16 ... Sim coil power supply, 20 ... Gantry.
Claims (6)
イメージング装置において、空間的に異なる部分領域毎
にシミング値を求め、前記シミング値各々に基づいて前
記部分領域毎に静磁場の不均一成分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。1. A magnetic resonance imaging apparatus for correcting an inhomogeneous component of a static magnetic field, wherein a shimming value is obtained for each of spatially different partial regions, and the static magnetic field is nonuniform for each of the partial regions based on each of the shimming values. A magnetic resonance imaging apparatus characterized by correcting a component.
るスライス領域であることを特徴とする請求項１記載の
磁気共鳴イメージング装置。2. The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 1, wherein the partial area is a slice area in a multi-slice method.
成分よりも高次の磁場分布を求め、前記磁場分布の形状
をｎ次方程式で近似し、前記ｎ次方程式に基づいて前記
シミング値を求めることを特徴とする請求項１記載の磁
気共鳴イメージング装置。3. A magnetic field distribution of a higher order than an inhomogeneous component of the nth-order term of the static magnetic field to be corrected is obtained, the shape of the magnetic field distribution is approximated by an nth-order equation, and the shimming is performed based on the nth-order equation. The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 1, wherein a value is obtained.
オフセットにより補正する磁気共鳴イメージング装置に
おいて、空間的に異なる部分領域毎にオフセット値を求
め、前記オフセット値各々に基づいて前記部分領域毎に
不均一な静磁場の１次成分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。4. A magnetic resonance imaging apparatus for correcting a non-uniform primary magnetic field component by offsetting a gradient magnetic field, wherein an offset value is obtained for each spatially different partial area, and the partial value is calculated based on each of the offset values. A magnetic resonance imaging apparatus characterized by correcting a non-uniform primary magnetic field component for each region.
るスライス領域であることを特徴とする請求項４記載の
磁気共鳴イメージング装置。5. The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 4, wherein the partial area is a slice area in a multi-slice method.
求め、前記磁場分布の形状を１次方程式で近似し、前記
１次方程式に基づいて前記オフセット値を求めることを
特徴とする請求項４記載の磁気共鳴イメージング装置。6. A magnetic field distribution of second or higher order of an inhomogeneous static magnetic field is obtained, the shape of the magnetic field distribution is approximated by a linear equation, and the offset value is obtained based on the linear equation. The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 4.
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP7006650A JPH08191821A (en) | 1995-01-19 | 1995-01-19 | Magnetic resonance imaging apparatus |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP7006650A JPH08191821A (en) | 1995-01-19 | 1995-01-19 | Magnetic resonance imaging apparatus |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH08191821A true JPH08191821A (en) | 1996-07-30 |
Family
ID=11644262
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP7006650A Pending JPH08191821A (en) | 1995-01-19 | 1995-01-19 | Magnetic resonance imaging apparatus |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPH08191821A (en) |
Cited By (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2001078981A (en) * | 1999-09-13 | 2001-03-27 | Toshiba Corp | Magnetic resonance diagnostic apparatus |
| JP2019511281A (en) * | 2016-03-09 | 2019-04-25 | シナプティヴ メディカル （バルバドス） インコーポレイテッドＳｙｎａｐｔｉｖｅ Ｍｅｄｉｃａｌ （Ｂａｒｂａｄｏｓ） Ｉｎｃ． | Reduction of magnetic field instability induced by mechanical cryocooler oscillation in magnetic resonance system |
-
1995
- 1995-01-19 JP JP7006650A patent/JPH08191821A/en active Pending
Cited By (5)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2001078981A (en) * | 1999-09-13 | 2001-03-27 | Toshiba Corp | Magnetic resonance diagnostic apparatus |
| JP4528389B2 (en) * | 1999-09-13 | 2010-08-18 | 株式会社東芝 | Magnetic resonance diagnostic equipment |
| JP2019511281A (en) * | 2016-03-09 | 2019-04-25 | シナプティヴ メディカル （バルバドス） インコーポレイテッドＳｙｎａｐｔｉｖｅ Ｍｅｄｉｃａｌ （Ｂａｒｂａｄｏｓ） Ｉｎｃ． | Reduction of magnetic field instability induced by mechanical cryocooler oscillation in magnetic resonance system |
| US10809330B2 (en) | 2016-03-09 | 2020-10-20 | Synaptive Medical (Barbados) Inc. | Reducing magnetic field instabilities caused by oscillations of a mechanical cryo-cooler in magnetic resonance systems |
| US11567155B2 (en) | 2016-03-09 | 2023-01-31 | Synaptive Medical Inc. | Reducing magnetic field instabilities caused by oscillations of a mechanical cryo-cooler in magnetic resonance systems |
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| A02 | Decision of refusal |
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