WO2010143586A1 - 磁気共鳴イメージング装置及び渦電流補償方法 - Google Patents

磁気共鳴イメージング装置及び渦電流補償方法 Download PDF

Info

Publication number
WO2010143586A1
WO2010143586A1 PCT/JP2010/059501 JP2010059501W WO2010143586A1 WO 2010143586 A1 WO2010143586 A1 WO 2010143586A1 JP 2010059501 W JP2010059501 W JP 2010059501W WO 2010143586 A1 WO2010143586 A1 WO 2010143586A1
Authority
WO
WIPO (PCT)
Prior art keywords
magnetic field
eddy current
gradient magnetic
compensation
phase
Prior art date
Application number
PCT/JP2010/059501
Other languages
English (en)
French (fr)
Inventor
明子 金田
博幸 竹内
昇一 宮脇
Original Assignee
株式会社 日立メディコ
Priority date (The priority date 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 date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by 株式会社 日立メディコ filed Critical 株式会社 日立メディコ
Priority to JP2011518507A priority Critical patent/JP5718228B2/ja
Priority to US13/377,275 priority patent/US9297876B2/en
Publication of WO2010143586A1 publication Critical patent/WO2010143586A1/ja

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
    • G01R33/44—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance using nuclear magnetic resonance [NMR]
    • G01R33/48—NMR imaging systems
    • G01R33/54—Signal processing systems, e.g. using pulse sequences ; Generation or control of pulse sequences; Operator console
    • G01R33/56—Image enhancement or correction, e.g. subtraction or averaging techniques, e.g. improvement of signal-to-noise ratio and resolution
    • G01R33/565—Correction of image distortions, e.g. due to magnetic field inhomogeneities
    • G01R33/56518—Correction of image distortions, e.g. due to magnetic field inhomogeneities due to eddy currents, e.g. caused by switching of the gradient magnetic field

Definitions

  • the present invention relates to a technique for correcting an influence of an eddy current generated based on application of a gradient magnetic field in a magnetic resonance imaging (hereinafter referred to as “MRI”) apparatus.
  • MRI magnetic resonance imaging
  • MRI equipment measures nuclear magnetic resonance (hereinafter referred to as NMR) signals generated by the nuclear spins that make up the body of a subject, especially the human body, and two-dimensionally describes the shape and function of the head, abdomen, and extremities.
  • NMR nuclear magnetic resonance
  • the NMR signal is subjected to phase encoding that varies depending on the gradient magnetic field, is frequency-encoded, and is measured as time-series data.
  • the measured NMR signal is reconstructed into an image by two-dimensional or three-dimensional Fourier transform.
  • Patent Document 1 discloses a method of suppressing image quality degradation caused by eddy current by measuring a magnetic field induced by eddy current and applying a compensation magnetic field that cancels the magnetic field using a shim coil. Specifically, using two test gradient magnetic fields with different polarities, applying a test gradient magnetic field, irradiating the phantom with a high-frequency magnetic field pulse and a phase encoding gradient magnetic field, and generating a free induction decay signal (FID signal) measure. The phase information contained in the two obtained FID signals is affected by eddy current magnetic field, phase encoding gradient magnetic field and static magnetic field inhomogeneity.
  • FID signal free induction decay signal
  • phase encoding gradient magnetic field and static magnetic field inhomogeneity is eliminated by taking the difference of phase information obtained by applying Fourier transform to two FID signals measured by applying test gradient magnetic fields with different polarities. Then, a phase difference image representing the influence of the magnetic field due to the eddy current generated by the test gradient magnetic field is obtained. Based on this phase difference image, the spatial distribution of the magnetic field due to the eddy current and its temporal change are obtained, and the distribution and magnitude of the compensation magnetic field are determined.
  • the method of obtaining an eddy current magnetic field generated by eddy current from the phase information of a signal measured as in Patent Document 1 is a method of measuring an eddy current magnetic field generated in a direction in which a gradient magnetic field is applied.
  • the eddy current magnetic field generated by the eddy current is actually induced not only in the application direction of the gradient magnetic field but also in a direction perpendicular to the application direction (hereinafter referred to as cross term).
  • the cross term is not taken into consideration, and the magnetic field in the direction orthogonal to the application direction of the gradient magnetic field cannot be measured. Therefore, these cross terms cannot be canceled by the compensation magnetic field, and cannot be corrected at the time of image reconstruction.
  • the present invention has been made in view of the above problems, and corrects a magnetic field caused by an eddy current generated by applying a gradient magnetic field not only in the application direction of the gradient magnetic field but also in a direction different from the application direction of the gradient magnetic field.
  • an MRI apparatus and an eddy current compensation method capable of performing
  • the present invention uses a test gradient magnetic field to provide a compensation magnetic field that compensates for each direction of an eddy current magnetic field generated in a test gradient magnetic field application direction and a direction different from the application direction. Compensation to compensate for eddy current magnetic field for each direction based on the measured eddy current magnetic field in each direction along with the arbitrary gradient magnetic field when generating any gradient magnetic field Each generates a magnetic field.
  • the MRI apparatus of the present invention includes a gradient magnetic field generator that generates an arbitrary gradient magnetic field, and an eddy current magnetic field based on an eddy current generated along with the application of the test gradient magnetic field, as the application direction of the test gradient magnetic field.
  • the compensation magnetic field calculation unit measures the eddy current magnetic field associated with the application of an arbitrary gradient magnetic field based on the measured eddy current magnetic field in each direction in the direction different from the application direction.
  • the gradient magnetic field generating unit generates a compensation magnetic field for each of the obtained directions together with an arbitrary gradient magnetic field.
  • the eddy current compensation method of the present invention includes an eddy current magnetic field measurement step for measuring an eddy current magnetic field generated in a direction different from the application direction of the test gradient magnetic field and a direction different from the application direction, through the phase of the image, Based on the measured eddy current magnetic field in each direction, a compensation magnetic field calculation step for obtaining a compensation magnetic field for compensating the eddy current magnetic field in each direction with application of an arbitrary gradient magnetic field, and an arbitrary gradient magnetic field were obtained. And a compensation magnetic field generation step for generating a compensation magnetic field for each direction.
  • the MRI apparatus and eddy current compensation method of the present invention can measure the magnetic field caused by the eddy current generated by the gradient magnetic field as described above, including not only the gradient magnetic field application direction but also the cross term. Using this measurement result, the magnetic field caused by the eddy current generated by applying the gradient magnetic field can be corrected not only in the gradient magnetic field application direction but also in a direction different from the gradient magnetic field application direction. As a result, the image quality is improved.
  • the block diagram which shows the whole structure of one Example of the MRI apparatus concerning this invention Schematic of compensation of eddy current magnetic field of gradient magnetic field pulse.
  • An example of the output of the gradient magnetic field waveform from the measurement control unit on the left side ((a), (c)), and the gradient magnetic field actually applied to the imaging area of the subject on the right side ((b), (d)) The relationship between the waveform and the case where the compensation magnetic field is not generated in the upper part ((a), (b)) of FIG. 2 and the case where the compensation magnetic field is generated in the lower part ((c), (d)), respectively. Show.
  • the figure which shows the gradient magnetic field waveform actually applied to the imaging region of a subject when the gradient magnetic field of a rectangular waveform is output from the gradient magnetic field coil only to the X-axis direction.
  • the figure which shows the gradient magnetic field waveform actually applied to the imaging region of a subject when the gradient magnetic field of a rectangular waveform is output from the gradient magnetic field coil only to the Y-axis direction.
  • Sequence chart showing an example of a calibration pulse sequence for measuring an eddy current magnetic field caused by a gradient magnetic field
  • the graph which shows an example of the time change of a phase value, and its nonlinear approximation.
  • the dotted line indicates the measured data, and the solid line indicates the nonlinear approximation.
  • (a) is an operation
  • (b) is a processing flow of the acquired calibration data.
  • the figure which shows the positional relationship of the point or area
  • FIG. 10 is a flowchart showing an operation flow of the third embodiment.
  • FIG. 1 is a block diagram showing the overall configuration of an embodiment of an MRI apparatus according to the present invention.
  • This MRI apparatus uses a NMR phenomenon to obtain a tomographic image of a subject 101.
  • a static magnetic field generating magnet 102, a gradient magnetic field coil 103, a gradient magnetic field power supply 109, and a transmission RF coil 104 and RF transmission unit 110, reception RF coil 105 and signal detection unit 106, signal processing unit 107, measurement control unit 111, overall control unit 108, display / operation unit 113, and subject 101 are mounted.
  • a bed 112 for taking the subject 101 into and out of the static magnetic field generating magnet 102.
  • the static magnetic field generating magnet 102 generates a uniform static magnetic field in the direction perpendicular to the body axis of the subject 101 in the vertical magnetic field method and in the body axis direction in the horizontal magnetic field method.
  • a permanent magnet type, normal conducting type or superconducting type static magnetic field generating source is arranged around the.
  • the static magnetic field generating magnet 102 is provided with shim coils or shim members for correcting the nonuniformity.
  • the gradient magnetic field coil 103 is a coil wound in the three-axis directions of X, Y, and Z, which are the coordinate system (stationary coordinate system) of the MRI apparatus, and each gradient magnetic field coil is a gradient magnetic field power source 109 that drives it. To be supplied with current. Specifically, the gradient magnetic field power supply 109 of each gradient coil is driven according to a command from the measurement control unit 111 described later, and supplies a current to each gradient coil. Thereby, gradient magnetic fields Gx, Gy, and Gz are generated in the three axial directions of X, Y, and Z.
  • a slice gradient magnetic field pulse is applied in a direction orthogonal to the slice plane (imaging cross section) to set a slice plane for the subject 101, and the remaining two orthogonal to the slice plane and orthogonal to each other
  • a phase encoding gradient magnetic field pulse (Gp) and a frequency encoding gradient magnetic field pulse (Gf) are applied in the direction, and position information in each direction is encoded in the echo signal.
  • the gradient coil 103 and / or the aforementioned A compensation current is applied to the shim coil.
  • the transmission RF coil 104 is a coil that irradiates the subject 101 with a high frequency magnetic field (hereinafter referred to as RF) pulse, and is connected to the RF transmission unit 110 to be supplied with a high frequency pulse current.
  • RF high frequency magnetic field
  • the RF transmission unit 110 is driven in accordance with a command from the measurement control unit 111 described later, amplitude-modulates and amplifies the high-frequency pulse, and then transmits to the transmission RF coil 104 disposed close to the subject 101.
  • the subject 101 is irradiated with the RF pulse.
  • the reception RF coil 105 is a coil that receives an echo signal (NMR signal) emitted by the NMR phenomenon of the nuclear spin constituting the biological tissue of the subject 101, and is connected to the signal detection unit 106 to receive the received echo signal.
  • the signal is sent to the signal detector 106.
  • the signal detection unit 106 performs detection processing of the echo signal received by the reception RF coil 105. Specifically, the echo signal of the response of the subject 101 induced by the RF pulse irradiated from the RF transmission coil 104 is received by the reception RF coil 105 disposed in the vicinity of the subject 101, and measurement control described later is performed.
  • the signal detection unit 106 amplifies the received echo signal, divides the signal into two orthogonal signals by quadrature detection, samples each by a predetermined number (for example, 128, 256, 512, etc.), and each sampling signal Are converted into digital quantities by A / D conversion and sent to a signal processing unit 107 described later. Therefore, the echo signal is obtained as time-series digital data (hereinafter referred to as echo data) composed of a predetermined number of sampling data.
  • echo data time-series digital data
  • the measurement control unit 111 mainly transmits various commands for collecting data data necessary for the reconstruction of the tomographic image of the subject 101 to the gradient magnetic field power source 109, the RF transmission unit 110, and the signal detection unit 106. And a control unit for controlling them. Specifically, the measurement control unit 111 operates under the control of the overall control unit 108 described later, and controls the gradient magnetic field power source 109, the RF transmission unit 110, and the signal detection unit 106 based on a predetermined pulse sequence. The application of the RF pulse and the gradient magnetic field pulse to the subject 101 and the detection of the echo signal from the subject 101 are repeatedly executed to collect echo data necessary for reconstructing a tomographic image of the subject 101.
  • the MRI apparatus includes a calibration pulse sequence for measuring an eddy current magnetic field caused by a gradient magnetic field in addition to a normal imaging sequence as a pulse sequence.
  • the imaging sequence and the calibration pulse sequence are stored in advance in the storage unit as programs.
  • the CPU reads these pulse sequence programs and outputs a command to the measurement control unit 111 to execute the pulse sequence.
  • the overall control unit 108 controls the measurement control unit 111 and controls various data processing and processing result display and storage, and includes an arithmetic processing unit having a CPU and a memory, an optical disk, and a magnetic disk And the like.
  • the measurement control unit 111 is controlled to execute echo data collection, and when echo data is input from the signal processing unit 107, the arithmetic processing unit performs signal processing, image reconstruction by Fourier transform, and the like. The processing is executed, and the resulting tomographic image of the subject 101 is displayed on the display / operation unit 108 described later and recorded in the storage unit.
  • the display / operation unit 113 is a display for displaying a tomographic image of the subject 101, and an operation unit such as a trackball or a mouse and a keyboard for inputting various control information of the MRI apparatus and control information for processing performed by the overall control unit 108. And consist of This operation unit is arranged close to the display, and the operator interactively controls various processes of the MRI apparatus through the operation unit while looking at the display.
  • the transmission-side RF transmission coil 104 and the gradient magnetic field coil 103 are opposed to the subject 101 in the static magnetic field space of the static magnetic field generating magnet 102 into which the subject 101 is inserted if the vertical magnetic field method is used. If the horizontal magnetic field method is used, the object 101 is installed so as to surround it. In addition, the receiving RF coil 105 on the receiving side is disposed so as to face or surround the subject 101.
  • the nuclide to be imaged by the current MRI apparatus is a hydrogen nucleus (proton) which is a main constituent material of the subject as widely used in clinical practice.
  • the gradient magnetic field generating unit mainly relates to the measurement control unit 111, the gradient magnetic field coil 103, and the gradient magnetic field power source 109.
  • the eddy current magnetic field measurement unit mainly includes a measurement control unit 111 and an arithmetic processing unit.
  • the compensation magnetic field calculation unit is mainly related to the arithmetic processing unit.
  • FIG. 2 shows an example of output of the gradient magnetic field waveform from the measurement control unit 111 shown on the left side ((a), (c)) and the actual subject shown on the right side ((b), (d)).
  • the relationship with the gradient magnetic field waveform applied to the imaging region is shown. 2 shows a case where no compensation magnetic field is generated in the upper stage (FIGS. (A) and (b)), and a case where a compensation magnetic field is generated in the lower stage (FIGs. (C) and (d)).
  • the gradient magnetic field waveform (FIG. (A)) output from the measurement control unit 111 is an ideal rectangular wave.
  • a current having a rectangular wave is amplified by the gradient magnetic field power source and applied to the gradient magnetic field coil, whereby a gradient magnetic field is applied to the imaging region of the subject.
  • the gradient magnetic field actually applied to the imaging region is caused by the rectangular gradient magnetic field output by the gradient magnetic field coil and the eddy current.
  • the magnetic fields are superimposed, resulting in a distorted gradient magnetic field waveform as shown in FIG.
  • the measurement control unit 111 outputs a gradient magnetic field waveform (FIG. (C)) including the compensation magnetic field in advance so as to cancel the eddy current magnetic field.
  • the waveform shown in (a) is such that an overshoot is added to the rising portion of the rectangular wave and an undershoot is added to the falling portion.
  • FIG. 3A shows a gradient magnetic field waveform that is actually applied to the imaging region of the subject when a gradient magnetic field 301 having a rectangular waveform is output from the gradient magnetic field coil only in the X-axis direction.
  • the X-direction component of the gradient magnetic field that is actually applied to the imaging region has a distorted waveform 302 as in FIG.
  • eddy current magnetic fields 303 and 304 are slightly induced, respectively. These are the eddy current magnetic field cross terms. That is, if the application of the gradient magnetic field in each direction is coupled independently of each other, the application of the gradient magnetic field in one axial direction not only induces the eddy current magnetic field in the same axial direction but also the other An eddy current magnetic field in the axial direction is induced.
  • the main cause of the coupling is that the eddy current induced in various structures around the gradient coil has a component in a direction different from the applied gradient magnetic field direction, and the gradient magnetic field direction in which the component current is applied This is because a magnetic field in a different direction is generated.
  • FIG. 3B shows a gradient magnetic field waveform that is actually applied to the imaging region of the subject when a gradient magnetic field 311 having a rectangular waveform is output from the gradient coil only in the Y-axis direction.
  • the Y-direction component 313 of the gradient magnetic field actually applied to the imaging region has a distorted waveform as in FIG.
  • eddy current magnetic fields 312 and 314 are slightly induced in the Z-axis direction and the X-axis direction, respectively, to which no gradient magnetic field is applied.
  • FIG. 3C shows a gradient magnetic field waveform that is actually applied to the imaging region of the subject when a gradient magnetic field 321 having a rectangular waveform is output from the gradient coil only in the Z-axis direction.
  • the Z-direction component 324 of the gradient magnetic field actually applied to the imaging region has a distorted waveform, as in FIG.
  • eddy current magnetic fields 322 and 323 are slightly induced in the X-axis direction and the Y-axis direction, respectively, to which no gradient magnetic field is applied.
  • the operator places a phantom in a static magnetic field and instructs the CPU to execute a calibration pulse sequence via an operation unit (not shown).
  • the CPU reads the calibration pulse sequence from the storage unit and causes the measurement control unit 111 to execute it.
  • This calibration pulse sequence is obtained by applying a test gradient magnetic field having a predetermined application time and intensity in a predetermined axial direction (i direction) and then reading an echo signal in a predetermined frequency encoding direction (j direction). Any sequence may be used as long as it can detect a phase change ( ⁇ ji) due to an eddy current magnetic field generated in a predetermined j direction due to an eddy current generated by a test gradient magnetic field.
  • the amount of phase change ( ⁇ xx, ⁇ yy, ⁇ zz due to the eddy current magnetic field generated in the frequency encoding direction (j direction) that is the same direction as the application direction of the test gradient magnetic field (i direction) )
  • the amount of phase change ( ⁇ xy, ⁇ yx, ⁇ yz, ⁇ zy, ⁇ zx, ⁇ xz) due to the cross-term eddy current magnetic field generated in the orthogonal direction.
  • the calibration pulse sequence disclosed in Patent Document 2 shown in FIG. 4 can be used.
  • This sequence repeats a short TR pulse sequence by the gradient echo method, and consists of a unit that applies the test gradient magnetic field 1051 (Group 1 in FIG. 4) and a unit that does not apply the test gradient magnetic field (Group 2).
  • the slice selective gradient magnetic field 1102 is applied in the Gs direction to excite an arbitrary cross section of the phantom, and the phase encode gradient magnetic field 1103 in the Gp direction is applied.
  • a frequency encoding gradient magnetic field 1104 in the Gf direction is applied to generate an echo signal 1106. This is repeated a predetermined number of times at a predetermined time TR.
  • the generated echo signal 1106 is not acquired, and in group 2, the echo signal 1106 is acquired at time 1107.
  • the amount of phase encoding is the same for group 1 and group 2, and group 1 and group 2 are repeated while changing the phase encoding amount.
  • the necessary number of images are reconstructed.
  • the polarity of the test gradient magnetic fields 1051 to 105n is reversed, and the number of echo signals necessary for image reconstruction is acquired in each TR of group 2 in the same manner.
  • the generated echo signal 1106 is not acquired, and in group 2, the echo signal 1106 is acquired at time 1107.
  • the group 1 by repeatedly applying the RF pulse 1101, the nuclear spin is brought into a steady precession state, and in the group 2, the echo is maintained while maintaining the signal intensity level. This is because the signal 1106 is repeatedly acquired.
  • the same effect as applying a large magnetic field for a long time can be obtained by repeatedly applying a short-time pulse magnetic field, and the burden on the gradient magnetic field coil can be reduced. In the case of the sequence shown in FIG.
  • the group 1 is continuously performed while the eddy current 1201 generated at the rising of the gradient magnetic field is continued, thereby changing the eddy current 1202 generated at the falling in the group 2.
  • selective measurement can be performed by the echo signal 1106.
  • the echo signal 1106 is not measured in the group 2, but the echo signal is measured in the group 1.
  • the phase image can be acquired by changing the correspondence relationship between the Gs, Gp, Gf and the X, Y, Z axes, and the application axis of the test gradient magnetic field 1051 and the like.
  • a test gradient magnetic field is applied, and an eddy current magnetic field generated in a direction different from the application direction of the test gradient magnetic field and a direction different from the application direction are measured.
  • a compensation magnetic field for compensating the eddy current magnetic field accompanying application of an arbitrary gradient magnetic field in each direction is obtained.
  • a compensation magnetic field for each obtained direction is generated together with an arbitrary gradient magnetic field.
  • an eddy current magnetic field in a predetermined direction and a direction perpendicular to the predetermined one direction is measured based on echo signals respectively measured at a pair of slice positions perpendicular to the predetermined one direction.
  • the magnetic field due to the eddy current generated by the gradient magnetic field can be measured including not only the gradient magnetic field application direction but also the cross term.
  • the magnetic field caused by the eddy current generated by applying the gradient magnetic field can be corrected not only in the gradient magnetic field application direction but also in a direction different from the gradient magnetic field application direction. As a result, the image quality is improved.
  • a phase image obtained by applying a test gradient magnetic field is used to generate not only a phase change based on an eddy current magnetic field generated in the test gradient magnetic field application direction but also a direction different from the application direction.
  • Each phase change based on the eddy current magnetic field is acquired. More specifically, an echo signal is measured by applying a test gradient magnetic field in a predetermined direction, and a phase image showing a phase change caused by the application of the test gradient magnetic field is regenerated for each slice position based on the echo signal. Configured to acquire a phase change amount in a predetermined direction and a direction perpendicular to the predetermined direction on the pair of phase images.
  • an eddy current magnetic field generated in a predetermined direction and a direction perpendicular to the predetermined one direction is measured in accordance with the application of the test gradient magnetic field.
  • the measurement of the eddy current magnetic field through the acquisition of the phase change amount is the same in each embodiment described below.
  • a compensation parameter for defining a compensation magnetic field for compensating the eddy current magnetic field in each direction is obtained from the phase change amount, and the eddy current magnetic field in each direction is compensated using the compensation parameter.
  • the compensation magnetic field for compensating the eddy current magnetic field by obtaining the compensation parameter from this phase change amount is the same in each embodiment described below.
  • the slice position for obtaining the phase image is predetermined. A pair of slice positions that are symmetrical with respect to the origin or a coordinate plane perpendicular to the direction in one direction.
  • a point or region for acquiring a specific phase value is obtained by locating each vertex of a rectangle that is symmetrical with respect to the origin or a coordinate plane perpendicular to the direction in a predetermined direction at the pair of slice positions.
  • a phase value of a region including the vertex is acquired.
  • a test gradient magnetic field 1051 or the like is applied in the i direction, and a plurality of phase images having different acquisition times are acquired with the j direction as the frequency encoding direction.
  • a test gradient magnetic field 1051 or the like whose polarity is inverted in the i direction is applied, and a plurality of phase images having different acquisition times are acquired with the j direction as the frequency encoding direction.
  • the phase image of the same acquisition time is differentiated, and the several phase difference image from which acquisition time differs is acquired.
  • the phase value at the same position (for example, the origin) on each phase difference image acquired at different acquisition times in this way represents the time change of the eddy current magnetic field at that position.
  • phase difference between two points equidistant from the origin in the direction for obtaining the time change of the eddy current magnetic field is obtained, and the phase difference is nonlinearly approximated using the Levenberg-Marquardt method or the like.
  • Measurement data (t i ) A 0 + A 1 Exp (-t i / ⁇ g1 ) + A 2 Exp (-t i / ⁇ g2 ) + ... + A m Exp (-t i / ⁇ gm (1)
  • the plurality of sets of amplitudes (A) and time constants ( ⁇ ) are decomposed, and these multiple sets of amplitudes (A) and time constants ( ⁇ ) are used as compensation parameters.
  • compensation parameters are stored in the storage unit, and when executing an arbitrary pulse sequence thereafter, the CPU reads these compensation parameters from the storage unit and notifies the measurement control unit 111 of them. Based on these compensation parameters and the gradient magnetic field defined by the pulse sequence, the measurement control unit 111 approximates the compensation magnetic field for compensating the eddy current magnetic field based on this gradient magnetic field in the same manner as in equation (1).
  • the gradient magnetic field power source is controlled so as to generate a gradient magnetic field obtained by using the equation and adding a compensation magnetic field.
  • FIG. 5 shows an example of the temporal change of the phase value and its nonlinear approximation. The dotted line indicates the measured data, and the solid line indicates the nonlinear approximation.
  • FIG. 6 is a flowchart showing the operation flow of the present embodiment.
  • (a) is an operation
  • (b) is a processing flow of the acquired calibration data.
  • These operation flows are stored in advance in a storage unit such as a magnetic disk as a program, and are executed by the CPU reading it into the memory and executing it as necessary.
  • FIG. 7 is a diagram showing the positional relationship between points or regions for acquiring the phase values of the phase difference image.
  • each step of FIG. 6 will be described in detail.
  • the measurement control unit 111 determines that the slice direction (Gs) is the Z axis, the phase encoding direction (Gp) is the Y axis, and the frequency encoding direction (Gf) based on the operator's preset settings in the sequence of FIG. Is set to the X axis, and a positive test gradient magnetic field 1051 or the like is applied to the X axis to measure an echo signal from a predetermined slice position.
  • the slice positions are a pair of slice positions that are symmetrical with respect to the origin or the XY plane and are separated by a predetermined distance in the Z-axis direction and parallel to the XY plane.
  • the measurement control unit 111 measures echo signals in order to obtain each image of the pair of slice positions at predetermined time intervals (TR), and sets the data as a positive test gradient magnetic field data set. Furthermore, if necessary, an image of N pairs of slice positions and an image of the XY plane including the origin may be acquired by changing the predetermined distance in the Z-axis direction. That is, two or more images are acquired.
  • step 602 the measurement control unit 111 applies a test gradient magnetic field 1051 or the like to the negative polarity, measures an echo signal in the same manner as in step 601, and acquires a negative test gradient magnetic field data set.
  • the measurement control unit 111 changes the application axis of the test gradient magnetic field 1051 and the like to the Y axis, measures echo signals in the same manner as in steps 601 and 602, and sets the positive / negative test gradient magnetic field data set. Get each.
  • Steps 605 and 606 the measurement control unit 111 changes the application axis of the test gradient magnetic field 1051 and the like to the Z axis, measures the echo signal similarly to Steps 601 and 602, and sets the positive / negative test gradient magnetic field data set. Get each.
  • the obtained data set is processed as shown in Fig. 6 (b).
  • the data set (echo signal 1106) acquired in steps 601 to 606 is inhomogeneous in the static magnetic field in addition to the phase information due to the magnetic field caused by the eddy current generated by the test gradient magnetic field 1051 and the like. And eddy currents due to the phase encoding gradient magnetic field 1103 and the frequency encoding gradient magnetic field 1104 are also affected. Therefore, as shown in FIG. 6 (b), only the eddy current magnetic field generated by the test gradient magnetic field is obtained by differentially processing the phase images at the same slice position obtained by applying the positive and negative test gradient magnetic fields. An included phase difference image data set is obtained.
  • Processing flow for a data set acquired by applying a test gradient magnetic field in the X-axis direction in steps 601 and 602 of FIG. 6A will be described.
  • Processing flow for the data set acquired by applying the test gradient magnetic field in the Y-axis direction in steps 603 and 604, and processing flow for the data set acquired by applying the test gradient magnetic field in the Z-axis direction in steps 605 and 606 Is the same processing.
  • step 611 the CPU performs a two-dimensional Fourier transform of a data set of echo signals 1106 acquired in step 601 by applying a positive test gradient magnetic field 1051 or the like in the X-axis direction at predetermined time intervals (TR). Transform and reconstruct time-resolved two-dimensional complex image (real and imaginary image) data.
  • the reconstructed two-dimensional complex image is an image on the XY plane as shown in FIG. 7 (a).
  • step 612 the CPU obtains the phase from the arc tangent of the ratio between the real part and the imaginary part of each point of the complex image obtained in step 611, and is symmetrical with respect to the origin or the XY plane and separated by a predetermined distance in the Z direction. A pair or two or more phase image data parallel to the XY plane are obtained.
  • step 621 as in step 611, the CPU applies the data set of the echo signal 1106 obtained by applying a negative test gradient magnetic field 1051 etc. in the X-axis direction in step 601 to a predetermined time interval (TR). Two-dimensional Fourier transform is performed every time, and time-resolved two-dimensional complex image (real image and imaginary image) data is reconstructed.
  • TR time interval
  • step 622 as in step 612, the CPU obtains the phase from the arc tangent of the ratio between the real part and the imaginary part of each point of the complex image obtained in step 621, symmetrically with respect to the origin, and predetermined in the Z direction. A pair of or two or more pieces of phase image data parallel to the XY plane at a distance are obtained.
  • step 631 the CPU obtains a phase difference between the pair or two or more phase images acquired in step 612 and the pair or two or more phase images acquired in step 622, and symmetrically about the origin or the XY plane.
  • a pair or two or more pieces of phase difference image data parallel to the XY plane at a predetermined distance in the Z direction are acquired.
  • FIG. 7 (a) shows a case where two phase difference images are acquired.
  • the obtained phase difference image data removes the effects of static magnetic field inhomogeneity and the effects of eddy currents due to phase encoding gradient magnetic field 1103 and frequency encoding gradient magnetic field 1104, and only the effects of eddy currents caused by test gradient magnetic field 1051 etc.
  • the phase image is included.
  • the amount of phase change ⁇ xx in the X-axis direction when the test gradient magnetic field is applied in the X-axis direction can be obtained at every predetermined time interval (TR). Can do. Furthermore, the obtained phase change amount ⁇ xx may be divided by a distance ⁇ X between two points or two regions to obtain a phase change amount ⁇ xx per unit length. When obtaining a phase difference between a plurality of two points or two regions, the average of these may be used as the phase change amount ⁇ xx. The same applies to the subsequent calculations.
  • step 632 the CPU performs a nonlinear approximation using the Levenberg-Marquardt method or the like, as described above, for each phase change amount ⁇ xx, ⁇ yx, ⁇ zx, as described above, using (1) ) To obtain a compensation parameter by decomposing it into a plurality of sets of amplitudes (A) and time constants ( ⁇ ).
  • a compensation parameter for compensating the eddy current magnetic field generated in the X-axis direction by the gradient magnetic field applied in the X-axis direction is obtained from the phase change amount ⁇ xx at each predetermined time interval (TR), and the predetermined time interval (TR ) From each phase change amount ⁇ yx, find a compensation parameter to compensate the eddy current magnetic field generated in the Y-axis direction by the gradient magnetic field applied in the X-axis direction, from the phase change amount ⁇ zx every predetermined time interval (TR)
  • the compensation parameter for compensating the eddy current magnetic field generated in the Z-axis direction by the gradient magnetic field applied in the X-axis direction is obtained. Then, the CPU stores these compensation parameters in the storage unit.
  • step 633 when applying the gradient magnetic field in the X-axis direction, the CPU reads the compensation parameter obtained in step 632 from the storage unit and notifies the measurement control unit 111 of it. Based on these compensation parameters, the measurement control unit 111 generates a gradient magnetic field by adding a compensation magnetic field component for compensating the eddy current magnetic field based on the application of the X-axis gradient magnetic field to each axial gradient magnetic field. To control the gradient magnetic field power supply. In this case, the X-axis direction gradient magnetic field is added with the compensation magnetic field in the X-axis direction and output, but the Y and Z-axis direction gradient magnetic fields are output only for the compensation magnetic field.
  • the process flow is the same when acquiring a compensation parameter by applying a test gradient magnetic field in the Y-axis direction. That is, in steps 603 and 604, the measurement control unit 111 acquires a data set by applying a test gradient magnetic field in the Y-axis direction. Then, as a process corresponding to steps 611-632, the CPU performs the phase change amount ⁇ yy due to the eddy current magnetic field in the Y-axis direction and the phase change amount ⁇ xy and Z-axis direction due to the eddy current magnetic field in the X-axis direction which is a cross term.
  • the phase change amount ⁇ ⁇ ⁇ zy due to the eddy current magnetic field is acquired at each predetermined time interval (TR), and these phase change amounts are nonlinearly approximated to obtain a plurality of sets of amplitudes (A) and Decompose them into time constants ( ⁇ ) and use them as compensation parameters.
  • the measurement control unit 111 assigns each Y-axis direction gradient magnetic field to each Y-axis direction gradient magnetic field based on these compensation parameters.
  • the gradient magnetic field power source is controlled so as to generate the respective gradient magnetic fields by adding compensation magnetic field components for compensating the eddy current magnetic field based on the above.
  • the Y-axis direction gradient magnetic field is added with the compensation magnetic field in the Y-axis direction and output, but the Z and X-axis direction gradient magnetic fields are output only for the compensation magnetic field.
  • Steps 605 and 606 the measurement control unit 111 acquires a compensation parameter by applying a test gradient magnetic field in the Z-axis direction. Then, as a process corresponding to steps 611-632, the CPU performs the phase change amount ⁇ ⁇ ⁇ zz due to the eddy current magnetic field in the Z-axis direction and the phase change amount ⁇ xz due to the eddy current magnetic field in the X-axis direction which is a cross term and the Y-axis direction.
  • the phase change amount ⁇ yz due to the eddy current magnetic field is obtained at each predetermined time interval (TR), and these phase change amounts are nonlinearly approximated to obtain a plurality of sets of amplitudes (A) and Decompose them into time constants ( ⁇ ) and use them as compensation parameters.
  • the measurement control unit 111 applies a gradient magnetic field in the Z-axis direction to each axial gradient magnetic field based on these compensation parameters.
  • the gradient magnetic field power supply is controlled so as to generate the respective axial gradient magnetic fields by adding compensation magnetic field components for compensating the eddy current magnetic field based on the above.
  • the Z-axis direction gradient magnetic field is added with the compensation magnetic field in the Z-axis direction and output, but the X and Y-axis direction gradient magnetic fields are output only for the compensation magnetic field.
  • a slice plane including the magnetic field center is imaged, a phase difference image at the slice position is acquired, phase data at the magnetic field center (0 position) is acquired, and the phase data at the magnetic field center is used as a reference phase. Then, the phase data acquired at a point or region other than the magnetic field center is compared with the reference phase. Thus, it may be determined whether or not the phase data acquired at a point or region away from the magnetic field center is appropriate, and the calculation for obtaining the compensation parameter may be performed only when it is determined as appropriate. Thereby, the accuracy and reliability of the compensation parameter can be improved.
  • the MRI apparatus and the eddy current compensation method of the present embodiment not only the eddy current magnetic field generated in the application direction of the gradient magnetic field but also the eddy current magnetic field generated in the direction different from the application direction. Since it is possible to measure cross-term changes over time, based on these measurement results, not only the gradient magnetic field application direction but also the eddy current magnetic field generated in a different direction can be compensated. Become. As a result, it is possible to acquire a high-quality image from which these influences are removed including not only the eddy current magnetic field in the application direction of the gradient magnetic field but also the cross term.
  • rectangles of different sizes are set on the phase difference images respectively obtained at a plurality of pairs of slice positions perpendicular to a predetermined direction, and the phase of each vertex of the rectangle or the region including the vertex is set.
  • the amount of phase change More specifically, phase data of a plurality of points or regions on a plurality of pairs of phase difference images perpendicular to a predetermined direction is obtained, and the amount of phase change in each axial direction is obtained.
  • the in-plane position of the point or region where the phase data is acquired is made different for each pair of phase difference images.
  • an average of a plurality of phase change amounts is obtained for each direction to obtain a final phase change amount.
  • FIG. 7 (a) different points from the above-described first embodiment will be described by taking as an example a case where a test gradient magnetic field is applied in the X-axis direction with the Z-axis direction as the slice direction.
  • (# 1 ⁇ # 2), (# 3 ⁇ # 4), (# 5 ⁇ # 6), (# 7 ⁇ # 8) are parallel to the Y axis, and (# 1 ⁇ # 5 ), (# 2 ⁇ # 6), (# 3 ⁇ # 7), (# 4 ⁇ # 8) are parallel to the X axis, and (# 1 ⁇ # 3), (# 2 ⁇ # 4), In (# 5 ⁇ # 7) and (# 6 ⁇ # 8), each point or region is set so as to have a positional relationship parallel to the Z axis.
  • the points or regions (# 9, # 10, # 13, # 14) and (# 11, # 12, # 15, # 16) for acquiring phase data in the pair of phase difference images 803, 804 on the inner side in the Z-axis direction The position in the XY plane is made different from (# 1, # 2, # 5, # 6) and (# 3, # 4, # 7, # 8) in the pair of phase difference images 801, 802.
  • a phase data acquisition point or region in the pair of phase difference images 803 and 804 is set inside the XY plane. In addition, you may set outside on the XY plane instead of inside.
  • phase change amount ( ⁇ ji) may be divided by a distance ⁇ j between two points or two regions parallel to the j direction to obtain a phase change amount ⁇ ji per unit length.
  • phase change amount ( ⁇ ji) is obtained for each predetermined time interval (TR), and their nonlinear approximation is performed, and a plurality of sets are obtained as in equation (1). It decomposes into amplitude (A) and time constant ( ⁇ ) and uses them as compensation parameters.
  • the measurement control unit 111 applies a test gradient magnetic field and measures an echo signal from a predetermined slice position using the calibration pulse sequence of FIG.
  • the slice positions are symmetrical with respect to the origin or the XY plane, are separated by a predetermined distance in the Z direction, and a pair of slice positions parallel to the XY plane are different from each other by a predetermined distance in the Z axis direction.
  • the measurement control unit 111 measures echo signals to obtain a data set in order to acquire each image of these M pairs of slice positions at predetermined time intervals (TR). As described above, the phase data of the magnetic field center (0 position) may be acquired as a reference.
  • the CPU uses the data set acquired in Steps 601 to 606, symmetrically with respect to the origin or the XY plane, separated by a predetermined distance in the Z direction, and placed on the XY plane.
  • the CPU obtains a phase change amount ( ⁇ ji) by obtaining a difference between the phase data of two points or two regions separated by a predetermined distance in each axial direction.
  • the CPU obtains a plurality of phase change amounts ( ⁇ ji) by changing the positions in the XY plane of two points or two regions for each pair of phase difference images.
  • the obtained phase change amount ( ⁇ ji) may be divided by the obtained distance between two points or two regions to obtain the phase change amount per unit length.
  • an average of a plurality of phase change amounts ( ⁇ ji) is set as a final phase change amount ( ⁇ ji).
  • the CPU performs nonlinear approximation using the phase change amount ( ⁇ ji) for each predetermined time interval (TR) to obtain a compensation parameter and stores it in the storage unit.
  • the correction step 633 of the eddy current gradient magnetic field is the same as that in the first embodiment.
  • the operator can select the compensation direction of the eddy current magnetic field. Then, the eddy current magnetic field in the direction to compensate the selected eddy current magnetic field is measured, a compensation magnetic field to compensate the eddy current magnetic field in the direction to compensate the selected eddy current magnetic field is obtained, and the selected eddy current magnetic field is selected together with the gradient magnetic field. A compensation magnetic field is generated in a direction to compensate the current magnetic field.
  • step 901 the operator selects an axial direction (j) for compensating the eddy current magnetic field from a GUI (not shown).
  • step 902 the operator sets the number of acquisition directions (N) of the phase change amount from the GUI (not shown).
  • step 903 the measurement control unit 111 applies a test gradient magnetic field in the i (i is X, Y, or Z) axial direction, and acquires a phase difference image based on the above-described first or second embodiment. To do.
  • step 904 on the phase difference image acquired in step 903, the CPU acquires phase data at two points or regions with different axial directions (j) that compensate the eddy current magnetic field set in step 901.
  • a phase change amount ( ⁇ ji) is obtained every predetermined time interval (TR) in this direction.
  • step 905 if the acquisition direction number (N) of the phase change amount set in step 902 is greater than 1, the CPU changes the axial direction for acquiring the phase change amount, and also in that direction at a predetermined time interval. Get the phase change ( ⁇ ⁇ * i) for each (TR). Note that the axial direction for acquiring the phase change amount is a direction orthogonal to the direction in which the phase change amount has already been acquired. The CPU repeats this operation until the number of phase change amount acquisition directions becomes equal to N set in step 902.
  • step 906 apply the test gradient magnetic field in all directions, and apply the test gradient magnetic field until the phase change amount is obtained for the axial direction (j) that compensates the eddy current magnetic field set in step 901. Steps 903 to 905 are repeated.
  • step 907 the CPU determines the phase change amount for each predetermined time interval (TR) with respect to the axial direction for which the phase change amount for each predetermined time interval (TR) is obtained, as described above, such as the Levenberg-Marquardt method.
  • a nonlinear approximation is performed, and a plurality of sets of amplitudes (A) and time constants ( ⁇ ) are decomposed to obtain the axial compensation parameters.
  • step 908 in the subsequent execution of an arbitrary pulse sequence, uses the compensation parameter for each axial direction obtained in step 907 to apply the gradient magnetic field applied in each axial direction to each axial direction.
  • the gradient magnetic field power source is controlled so as to generate a gradient magnetic field to which a compensation magnetic field component for compensating an eddy current magnetic field based on the gradient magnetic field is added.
  • the compensation magnetic field is added and output in the direction in which the gradient magnetic field is applied, but only the compensation magnetic field is output in the direction in which the gradient magnetic field is not applied.
  • the MRI apparatus and the eddy current compensation method of the present embodiment it becomes possible to compensate for the eddy current magnetic field in the axial direction desired by the operator, so that the accuracy in the desired direction is particularly high. It becomes possible to compensate for the eddy current magnetic field well.
  • the specific direction In particular, the eddy current magnetic field compensation of this embodiment is effective.
  • the phase difference image data is acquired as three-dimensional volume data, so that the phase change amount in any direction can be acquired and the eddy current magnetic field generated in any direction can be compensated. More specifically, each of the three-dimensional images is reconstructed from echo signals measured by changing the polarity of the test gradient magnetic field, and the phase image of the two three-dimensional images is subtracted to obtain a three-dimensional phase difference image.
  • the eddy current magnetic field is measured based on the phase of the point or region specified on the image of, and a compensation magnetic field is obtained to compensate the measured eddy current magnetic field, and the obtained compensation magnetic field is distributed for each application direction of the gradient magnetic field.
  • a compensation magnetic field distributed for each application direction of the gradient magnetic field is generated.
  • phase difference image data as three-dimensional volume data will be described with reference to FIG. 4
  • the calibration pulse sequence shown in FIG. 4 is a two-dimensional pulse sequence, but any three-dimensional pulse sequence can be obtained by inserting a known slice-encoding gradient magnetic field into the slice direction (Gs) to form a three-dimensional pulse sequence. An image can be taken.
  • phase difference image data when the test gradient magnetic field is applied in this axial direction is three-dimensional. Obtained as volume data. Then, a three-dimensional image is taken with the test gradient magnetic field application axis direction as the X, Y, and Z axis directions, respectively, and phase difference image data for the axial direction to which the test gradient magnetic field is applied is acquired as three-dimensional volume data, respectively .
  • the phase change amount between these points or regions is obtained.
  • the phase change amount is divided by the distance between two points or two regions to obtain a phase change amount per unit length, thereby generating an eddy current magnetic field generated in a direction connecting these points or regions.
  • a compensation parameter for compensating for is obtained.
  • a plane that is paired with the plane is obtained, and a phase change between each vertex or a region including the vertex in the pair of planes
  • a compensation parameter for compensating the eddy current magnetic field in the three orthogonal directions defined by the vertices of the pair of planes is obtained.
  • the circles in FIG. 10 represent points or areas designated by the operator, or auxiliary points or areas set by the CPU in accordance with the designation by the operator.
  • the compensation parameter When applying the gradient magnetic field, the compensation parameter is used to superimpose the gradient magnetic field to which the compensation magnetic field for compensating the eddy current magnetic field generated in that direction is applied.
  • the compensation magnetic field in an arbitrary direction is decomposed into components in the X, Y, and Z axis directions and superimposed on the gradient magnetic fields applied in the X, Y, and Z axis directions, respectively.
  • a test gradient magnetic field is applied in the X, Y, and Z axis directions, and phase difference image data is acquired as three-dimensional volume data, respectively.
  • the measurement control unit 111 applies a positive or negative test gradient magnetic field in the X-axis direction using the above-described three-dimensional calibration pulse sequence, and respectively captures a three-dimensional image.
  • three-dimensional imaging in which a positive or negative test gradient magnetic field is applied in the Y-axis direction and three-dimensional imaging in which a positive or negative test gradient magnetic field is applied in the Z-axis direction are performed.
  • the CPU acquires three-dimensional phase difference image data when the test gradient magnetic field is applied in the X-axis direction from two three-dimensional images acquired by applying the test gradient magnetic field in the X-axis direction.
  • the CPU acquires three-dimensional phase difference image data when a test gradient magnetic field is applied in the Y-axis direction from two three-dimensional images acquired by applying a test gradient magnetic field in the Y-axis direction,
  • Three-dimensional phase difference image data when a test gradient magnetic field is applied in the Z-axis direction is acquired from two three-dimensional images acquired by applying a test gradient magnetic field in the Z-axis direction.
  • step 1103 the CPU sets two rectangular planes that are perpendicular to the direction and symmetrical with respect to the origin based on the direction specified in step 1102, and sets the four vertex positions of each rectangular plane as phase data. Is set as a point or region to acquire. Thereby, points or areas for acquiring eight phase data are set. In addition, the CPU similarly sets these eight points or regions to other three-dimensional phase difference images.
  • FIG. 12 shows an example of a direction (1201) for compensating an eddy current magnetic field, two rectangular planes (1202, 1203) based on this direction, and eight points at the apex thereof.
  • step 1104 the CPU obtains phase data at the eight points or regions set in step 1103 from the three-dimensional phase difference image data, and is parallel to the direction (a) perpendicular to the rectangular plane.
  • a phase change amount ( ⁇ ai, ⁇ bi, ⁇ ci) in two directions (b, c) perpendicular to each other is obtained.
  • the CUP obtains a phase change amount in these three directions (a, b, c) for each three-dimensional phase difference image in each test gradient magnetic field application direction (X, Y, Z).
  • phase change amount ( ⁇ ax, ⁇ bx, ⁇ cx) is obtained by applying the test gradient magnetic field in the Y-axis direction from the three-dimensional phase difference image data acquired by applying the test gradient magnetic field in the X-axis direction.
  • Phase change amounts ( ⁇ ay, ⁇ by, ⁇ cy) from three-dimensional phase difference image data, and phase change amounts ( ⁇ az, ⁇ bz, ⁇ cz) from three-dimensional phase difference image data acquired by applying a test gradient magnetic field in the Z-axis direction Respectively.
  • step 1105 the CPU obtains compensation parameters in three directions (a, b, c) using the phase variation obtained in step 1104. Further, the CPU converts the compensation parameter to the (X, Y, Z) coordinate system for the compensation parameter to be converted to the (X, Y, Z) coordinate system which is the gradient magnetic field coordinate system. Then, the coordinate-transformed values are added for each (X, Y, Z) direction.
  • the compensation parameter corresponding to the amplitude (A) in equation (1) is a compensation parameter to be converted to the (X, Y, Z) coordinate system, but the time constant ( ⁇ ) is the same value as (X, Y , Z)
  • the amplitude (A) converted into the coordinate system is used as it is.
  • the CPU stores the compensation parameter including the time constant ( ⁇ ) and the amplitude (A) converted into the (X, Y, Z) coordinate system in the storage unit.
  • step 1106 when applying the gradient magnetic field, the measurement control unit 111 reads the compensation parameter obtained in step 1105 from the storage unit and notifies the measurement control unit 111 of the compensation parameter. Based on these compensation parameters, the measurement control unit 111 controls the gradient magnetic field power supply so as to generate a gradient magnetic field to which a compensation magnetic field for compensating an eddy current magnetic field based on this gradient magnetic field is added.
  • the measurement control unit 111 controls the gradient magnetic field power supply so as to generate a gradient magnetic field to which a compensation magnetic field for compensating an eddy current magnetic field based on this gradient magnetic field is added.
  • the MRI apparatus and the eddy current compensation method of the present embodiment it is possible to compensate an eddy current magnetic field in an arbitrary direction.
  • the eddy current magnetic field can be compensated particularly accurately in a desired direction by the operator's selection.
  • Specific utility is the same as in Example 3.

Landscapes

  • Physics & Mathematics (AREA)
  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • General Health & Medical Sciences (AREA)
  • Nuclear Medicine, Radiotherapy & Molecular Imaging (AREA)
  • Radiology & Medical Imaging (AREA)
  • Engineering & Computer Science (AREA)
  • Signal Processing (AREA)
  • High Energy & Nuclear Physics (AREA)
  • Condensed Matter Physics & Semiconductors (AREA)
  • General Physics & Mathematics (AREA)
  • Magnetic Resonance Imaging Apparatus (AREA)

Abstract

　傾斜磁場の印加により発生する渦電流による磁場を、傾斜磁場の印加方向のみならず傾斜磁場の印加方向と異なる方向についても補正することを目的とする。この目的を達成するために、本発明は、テスト傾斜磁場を用いて、テスト傾斜磁場の印加方向と該印加方向と異なる方向とにそれぞれ発生する渦電流磁場を方向毎に補償する補償磁場をそれぞれ求め、任意の傾斜磁場の発生の際には、該任意の傾斜磁場と共に、計測された各方向の渦電流磁場に基づいて任意の傾斜磁場の印加に伴う渦電流磁場を方向毎に補償する補償磁場をそれぞれ発生する。

Description

磁気共鳴イメージング装置及び渦電流補償方法
　本発明は、磁気共鳴イメージング(以下、「MRI」という)装置において、傾斜磁場の印加に基づいて発生する渦電流の影響を補正する技術に関する。
　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。撮像においては、NMR信号は、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。
　MRI装置で撮像を行うためには、上述したとおり、時間的に変化する傾斜磁場を用いる必要がある。この傾斜磁場は、撮像領域の選択やNMR信号への位置情報付与を正確に行うために、その印加時間及び強度を正確に制御する必要がある。しかしながら、傾斜磁場の印加によって傾斜磁場コイル周辺の様々な構造体に減衰性電流(いわゆる渦電流)が誘起され、この渦電流は、空間的かつ時間的に変化する磁場を発生する。この渦電流に伴う磁場が、傾斜磁場とともに被検体の撮像領域に到達することにより、撮像領域内の核スピンに印加される傾斜磁場を、所望する印加時間および強度から逸脱させてしまう。その結果、正確な撮像領域の選択や、NMR信号への正確な位置情報付与ができなくなり、画像の歪み、信号強度の低下、ゴーストの発生などの画質の劣化を招いてしまう。
　そこで、特許文献1は、渦電流によって誘起される磁場を測定し、これを打ち消す補償磁場を、シムコイルを用いて印加することにより、渦電流に起因する画質劣化を抑制する方法を開示している。具体的には、極性を異ならせた2つのテスト傾斜磁場を用い、テスト傾斜磁場を印加した後に、高周波磁場パルスおよび位相エンコード傾斜磁場をファントムに照射して、自由誘導減衰信号(FID信号)を計測する。得られた2つのFID信号に含まれる位相情報は、渦電流による磁場、位相エンコード傾斜磁場および静磁場不均一による影響を受けている。そこで、極性の異なるテスト傾斜磁場を印加して計測された2つのFID信号をそれぞれフーリエ変換することにより得た位相情報の差分をとることにより、位相エンコード傾斜磁場および静磁場不均一による影響を除去し、テスト傾斜磁場により発生した渦電流による磁場の影響をあらわす位相差画像を得る。この位相差画像を基に、渦電流による磁場の空間的分布およびその時間変化を求め、補償磁場の分布及び大きさを決定する。
国際公開WO2004/004563号公報
　特許文献1のように計測した信号の位相情報から渦電流により発生する渦電流磁場を求める方法は、傾斜磁場を印加した方向について発生した渦電流磁場を計測する方法である。しかしながら、渦電流により生じる渦電流磁場は、実際には、傾斜磁場の印加方向のみならず、それと直交する方向(以下、クロスタームという)にも誘起される。特許文献1に記載の方法では、クロスタームは考慮されておらず、傾斜磁場の印加方向に直交する方向の磁場を計測することはできない。よって、これらのクロスタームを補償磁場によって打ち消すことや、画像再構成時に補正することもできない。
　そこで本発明は、上記課題を鑑みてなされたものであり、傾斜磁場の印加により発生する渦電流による磁場を、傾斜磁場の印加方向のみならず傾斜磁場の印加方向と異なる方向についても補正することのできるMRI装置及び渦電流補償方法を提供する。
　上記目的を達成するために、本発明は、テスト傾斜磁場を用いて、テスト傾斜磁場の印加方向と該印加方向と異なる方向とにそれぞれ発生する渦電流磁場を方向毎に補償する補償磁場をそれぞれ求め、任意の傾斜磁場の発生の際には、該任意の傾斜磁場と共に、計測された各方向の渦電流磁場に基づいて任意の傾斜磁場の印加に伴う渦電流磁場を方向毎に補償する補償磁場をそれぞれ発生する。
　具体的には本発明のMRI装置は、任意の傾斜磁場を発生する傾斜磁場発生部と、テスト傾斜磁場の印加に伴って発生する渦電流に基づく渦電流磁場を、テスト傾斜磁場の印加方向と、該印加方向と異なる方向とで、画像の位相を介してそれぞれ計測し、補償磁場算出部は、計測された各方向の渦電流磁場に基づいて、任意の傾斜磁場の印加に伴う渦電流磁場を該方向毎に補償する補償磁場をそれぞれ求め、傾斜磁場発生部は、任意の傾斜磁場と共に、求めた方向毎の補償磁場をそれぞれ発生することを特徴とする。
　また、本発明の渦電流補償方法は、テスト傾斜磁場の印加方向と、該印加方向と異なる方向とに、それぞれ発生する渦電流磁場を画像の位相を介して計測する渦電流磁場計測ステップと、計測された各方向の渦電流磁場に基づいて、任意の傾斜磁場の印加に伴う渦電流磁場を該方向毎に補償する補償磁場をそれぞれ求める補償磁場算出ステップと、任意の傾斜磁場と共に、求めた方向毎の補償磁場をそれぞれ発生する補償磁場発生ステップと、を有することを特徴とする。
　本発明のMRI装置及び渦電流補償方法は、上述のように傾斜磁場により発生する渦電流による磁場を、傾斜磁場印加方向のみならずクロスタームも含めて計測することができる。この計測結果を用いて、傾斜磁場の印加により発生する渦電流による磁場を、傾斜磁場の印加方向のみならず傾斜磁場の印加方向と異なる方向についても補正することができるようになる。その結果、画質が向上する。
本発明にかかるMRI装置の一実施例の全体構成を示すブロック図 傾斜磁場パルスの渦電流磁場の補償の概略図。左側((a)、(c)図)に計測制御部からの傾斜磁場波形の出力例を、右側((b)、(d)図)に実際に被検体の撮像領域に印加される傾斜磁場波形との関係を、図2の上段((a),(b)図)に補償磁場を発生させない場合を、下段((c),(d)図)に補償磁場を発生させる場合を、それぞれ示す。 X軸方向のみに矩形波形の傾斜磁場を傾斜磁場コイルから出力した場合に、実際に被検体の撮像領域に印加される傾斜磁場波形を示す図。 Y軸方向のみに矩形波形の傾斜磁場を傾斜磁場コイルから出力した場合に、実際に被検体の撮像領域に印加される傾斜磁場波形を示す図。 Z軸方向のみに矩形波形の傾斜磁場を傾斜磁場コイルから出力した場合に、実際に被検体の撮像領域に印加される傾斜磁場波形を示す図。 傾斜磁場に起因する渦電流磁場を計測するための較正パルスシーケンスの一例を示すシーケンスチャート 位相値の時間変化とその非線形近似の一例を示すグラフ。点線が実測データを示し、実線が非線形近似を示す。 本実施例の動作フローを表すフローチャート。(a)は較正パルスシーケンスを用いて較正用のデータを取得する動作フローであり、(b)は、取得された較正用データの処理フローである。 位相差分画像の位相値を取得する点又は領域の位置関係を示す図。(a)は原点又はXY面に関して対称に、Z軸方向に所定の距離離れて、XY平面に平行な一対のスライス位置を示し、(b)はYZ平面に平行な一対のスライス位置を示し、(c)はZX平面に平行な一対のスライス位置を示す。 第2の実施例における、位相差分画像とその位相差分画像上における位相データを取得する点又は領域の位置関係を示す図。 第3の実施例の動作フローを示すフローチャート。 3次元ボリュームデータとして取得された位相差分画像の一例を示す図。 第4の実施例の動作フローを示すフローチャート。 渦電流磁場を補償する方向(1201)と、この方向に基づく2つの長方形平面(1202,1203)とその頂点の8点の例を示す図。
　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、本発明に係る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101の断層画像を得るもので、図1に示すように、静磁場発生磁石102と、傾斜磁場コイル103及び傾斜磁場電源109と、送信RFコイル104及びRF送信部110と、受信RFコイル105及び信号検出部106と、信号処理部107と、計測制御部111と、全体制御部108と、表示・操作部113と、被検体101を搭載してその被検体101を静磁場発生磁石102の内部に出し入れするベッド112と、を備えて構成される。
　静磁場発生磁石102は、垂直磁場方式であれば被検体101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、それぞれ均一な静磁場を発生させるもので、被検体101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。なお、静磁場発生磁石102には、その不均一補正のために、シムコイル又はシム部材が配置されている。
　傾斜磁場コイル103は、MRI装置の座標系(静止座標系)であるX，Y，Zの3軸方向に巻かれたコイルであり、それぞれの傾斜磁場コイルは、それを駆動する傾斜磁場電源109に接続され電流が供給される。具体的には、各傾斜磁場コイルの傾斜磁場電源109は、それぞれ後述の計測制御部111からの命令に従って駆動されて、それぞれの傾斜磁場コイルに電流を供給する。これにより、X，Y，Zの3軸方向に傾斜磁場Gx，Gy，Gzが発生する。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傾斜磁場パルス(Gs)が印加されて被検体101に対するスライス面が設定され、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)が印加されて、エコー信号にそれぞれの方向の位置情報がエンコードされる。
　また、事前に検出された、傾斜磁場の印加に起因する渦電流の空間的かつ時間的な情報に基づいて、その渦電流が発生する磁場を補償するために、傾斜磁場コイル103および/または前述のシムコイルに補償電流が印加される。
　送信RFコイル104は、被検体101に高周波磁場(以下、RFという)パルスを照射するコイルであり、RF送信部110に接続され高周波パルス電流が供給される。これにより、被検体101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が誘起される。具体的には、RF送信部110が、後述の計測制御部111からの命令に従って駆動されて、高周波パルスを振幅変調し、増幅した後に被検体101に近接して配置された送信RFコイル104に供給することにより、RFパルスが被検体101に照射される。
　受信RFコイル105は、被検体101の生体組織を構成する原子核スピンのNMR現象により放出されるエコー信号(NMR信号)を受信するコイルであり、信号検出部106に接続されて受信したエコー信号を信号検出部106に送る。信号検出部106は、受信RFコイル105で受信したエコー信号の検出処理を行う。具体的には、RF送信コイル104から照射されたRFパルスによって誘起された被検体101の応答のエコー信号が被検体101に近接して配置された受信RFコイル105で受信され、後述の計測制御部111からの命令に従って、信号検出部106が、受信したエコー信号を増幅し、直交位相検波により直交する二系統の信号に分割し、それぞれを所定数(例えば128,256,512等)サンプリングし、各サンプリング信号をA/D変換してディジタル量に変換し、後述の信号処理部107に送る。従って、エコー信号は所定数のサンプリングデータからなる時系列のデジタルデータ(以下、エコーデータという)として得られる。
　計測制御部111は、被検体101の断層画像の再構成に必要なデータデータ収集のための種々の命令を、主に、傾斜磁場電源109と、RF送信部110と、信号検出部106に送信してこれらを制御する制御部である。具体的には、計測制御部111は、後述する全体制御部108の制御で動作し、ある所定のパルスシーケンスに基づいて、傾斜磁場電源109、RF送信部110及び信号検出部106を制御して、被検体101へのRFパルスと傾斜磁場パルスの印加及び被検体101からのエコー信号の検出を繰り返し実行し、被検体101の断層画像の再構成に必要なエコーデータを収集する。
　なお、本発明に係るMRI装置は、パルスシーケンスとして、通常の撮像シーケンスの他に、傾斜磁場に起因する渦電流磁場を計測するための較正パルスシーケンスを含んでいる。撮像シーケンスおよび較正パルスシーケンスは、プログラムとして記憶部内に予め格納されている。CPUは、これらのパルスシーケンスのプログラムを読み込んで計測制御部111に指令を出力し、パルスシーケンスを実行させる。
　全体制御部108は、計測制御部111の制御、及び、各種データ処理と処理結果の表示及び保存等の制御を行うものであってCPU及びメモリを内部に有する演算処理部と、光ディスク、磁気ディスク等の記憶部とを有して成る。具体的には、計測制御部111を制御してエコーデータの収集を実行させ、信号処理部107からのエコーデータが入力されると、演算処理部が信号処理、フーリエ変換による画像再構成等の処理を実行し、その結果である被検体101の断層画像を、後述の表示・操作部108に表示させると共に記憶部に記録する。
　表示・操作部113は、被検体101の断層画像を表示するディスプレイと、MRI装置の各種制御情報や上記全体制御部108で行う処理の制御情報を入力するトラックボール又はマウス及びキーボード等の操作部と、から成る。この操作部はディスプレイに近接して配置され、操作者がディスプレイを見ながら操作部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RF送信コイル104と傾斜磁場コイル103は、被検体101が挿入される静磁場発生磁石102の静磁場空間内に、垂直磁場方式であれば被検体101に対向して、水平磁場方式であれば被検体101を取り囲むようにして設置されている。また、受信側の受信RFコイル105は、被検体101に対向して、或いは取り囲むように設置されている。
　現在の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。
　なお、本発明に係る傾斜磁場発生部は、計測制御部111と傾斜磁場コイル103と傾斜磁場電源109とが主に関連する。また、渦電流磁場計測部は、計測制御部111と演算処理部とが主に関連する。また、補償磁場算出部は、演算処理部が主に関連する。
　(渦電流と補償磁場の効果)
　次に、渦電流と、渦電流に基づく磁場を補償する補償磁場とを、図2を用いて簡単に説明する。図2は、左側((a)、(c)図)に示した計測制御部111からの傾斜磁場波形の出力例と、右側((b)、(d)図)に示した実際に被検体の撮像領域に印加される傾斜磁場波形との関係を示す。また、図2の上段((a),(b)図)に補償磁場を発生させない場合を、下段((c),(d)図)に補償磁場を発生させる場合を示す。
　補償磁場を発生させない場合、計測制御部111から出力される傾斜磁場波形((a)図)は理想的な矩形波である。この矩形波を有する電流が傾斜磁場電源で増幅され傾斜磁場コイルに印加されることにより、被検体の撮像領域に傾斜磁場が印加される。その際、傾斜磁場コイル周辺の様々な構造体に渦電流が誘起されてしまうので、実際に撮像領域に印加される傾斜磁場は、傾斜磁場コイルによって出力される矩形状傾斜磁場と、渦電流による磁場が重ね合わさり、(b)図のような歪んだ傾斜磁場波形となって、画質が劣化してしまう。
　これに対して、補償磁場を発生させる場合は、上記渦電流磁場を打ち消すように、計測制御部111は、予め補償磁場分を含んだ傾斜磁場波形((c)図)を出力する。この場合、(a)に示した矩形波の立ち上がり部にオーバーシュートが、立下り部にアンダーシュートが、それぞれ追加された波形となる。この様な波形の傾斜磁場が傾斜磁場コイルを介して被検体の撮像領域に印加されると、(a)図の場合と同じように渦電流による磁場が発生するが、このオーバーシュート部及びアンダーシュート部と渦電流磁場とが相殺して、(d)に示す様に、理想的な矩形状の傾斜磁場波形が撮像領域に印加されることになる。これにより画質が改善される。
　(渦電流磁場のクロスタームについて)
　次に、渦電流磁場のクロスタームについて図3A,図3B、及び図3Cに基づいて説明する。図3Aは、X軸方向のみに矩形波形の傾斜磁場301を傾斜磁場コイルから出力した場合に、実際に被検体の撮像領域に印加される傾斜磁場波形を示す。この場合は、撮像領域に実際に印加される傾斜磁場のX方向成分は、図2と同様に、歪んだ波形302となる。さらに、傾斜磁場が印加されなかったY軸方向とZ軸方向にも、主に、印加された傾斜磁場の立ち上がり部と立下り部の近傍で、即ち、印加された傾斜磁場が時間的に大きく変化する時点の近傍で、それぞれ僅かに渦電流磁場303、304が誘起される。これらが渦電流磁場のクロスタームである。即ち、傾斜磁場の各方向への印加が相互に独立でなくカップリングしていると、一つの軸方向への傾斜磁場の印加が、同じ軸方向の渦電流磁場の誘起のみならず、他の軸方向への渦電流磁場を誘起することになる。カップリングの主原因は、傾斜磁場コイル周辺の様々な構造体に誘起される渦電流が、印加された傾斜磁場方向と異なる方向の成分を有して、該成分電流が印加された傾斜磁場方向と異なる方向の磁場を発生するためである。
　同様に、図3Bは、Y軸方向のみに矩形波形の傾斜磁場311を傾斜磁場コイルから出力した場合に、実際に被検体の撮像領域に印加される傾斜磁場波形を示す。この場合は、撮像領域に実際に印加される傾斜磁場のY方向成分313は、図2と同様に、歪んだ波形となる。さらに、傾斜磁場が印加されなかったZ軸方向とX軸方向にも、それぞれ僅かに渦電流磁場312,314が誘起される。
　同様に、図3Cは、Z軸方向のみに矩形波形の傾斜磁場321を傾斜磁場コイルから出力した場合に、実際に被検体の撮像領域に印加される傾斜磁場波形を示す。この場合は、撮像領域に実際に印加される傾斜磁場のZ方向成分324は、図2と同様に、歪んだ波形となる。さらに、傾斜磁場が印加されなかったX軸方向とY軸方向にも、それぞれ僅かに渦電流磁場322,323が誘起される。
　(渦電流計測)
　次に、傾斜磁場に起因する渦電流磁場を計測するための較正パルスシーケンスについて説明する。
　初めに操作者は、静磁場中にファントムを配置し、不図示の操作部を介して、CPUに較正パルスシーケンスの実行を指示する。操作者からの指示に従い、CPUは、較正パルスシーケンスを記憶部から読み込んで計測制御部111に実行させる。
　この較正パルスシーケンスは、所定の印加時間と強度を有したテスト傾斜磁場を所定の軸方向(i方向)に印加した後、所定の周波数エンコード方向(j方向)についてエコー信号を読み出すことにより、そのテスト傾斜磁場により生じた渦電流に起因して所定のj方向に発生した渦電流磁場による位相変化(Фji)を検出できるシーケンスであればどのようなシーケンスであってもよい。
　ただし、本実施例では、従来のように、テスト傾斜磁場の印加方向(i方向)と同じ方向とした周波数エンコード方向(j方向)に生じた渦電流磁場による位相変化量(Фxx、Фyy、Фzz)のみならず、直交する方向に生じるクロスタームの渦電流磁場による位相変化量(Фxy、Фyx、Фyz、Фzy、Фzx、Фxz)についても計測を行う。このため、テスト傾斜磁場の印加方向および周波数エンコード方向をXYZ軸のそれぞれに設定可能なシーケンスである必要がある。
　例えば、図4に示した、特許文献2で開示された、較正パルスシーケンスを用いることができる。このシーケンスは、グラディエントエコー法による短TRパルスシーケンスを繰り返し行うものであり、テスト傾斜磁場1051を印加するユニット(図4のグループ1)と、テスト傾斜磁場を印加しないユニット(グループ2)から構成される。図4のグループ1およびグループ2ではいずれも、RFパルス1101を照射すると同時に、Gs方向にスライス選択傾斜磁場1102を印加して、ファントムの任意断面を励起し、Gp方向の位相エンコード傾斜磁場1103を印加して位相エンコードした後、Gf方向の周波数エンコード傾斜磁場1104を印加し、エコー信号1106を発生させる。これを所定の時間TRで所定回数繰り返し行う。
　このとき、グループ1では、所定のi方向(図2ではi方向＝Gf方向)に所定の強度および時間のテスト傾斜磁場1051～105nをTRごとに印加する。グループ1では、発生したエコー信号1106は取得せず、グループ2では、時間1107でエコー信号1106を取得する。これにより、テスト傾斜磁場1051～105nによって発生した渦電流1202に起因する磁場の変化をエコー信号1106によって計測することができる。位相エンコード量は、グループ1とグループ2とで同じ値とし、位相エンコード量を変化させながら、グループ1とグループ2とを繰り返し行い、グループ2の各TRにおいて、それぞれ画像再構成に必要な数のエコー信号が取得されるまで継続する。つぎに、テスト傾斜磁場1051～105nの極性を反転させて同様に、グループ2の各TRにおいて、それぞれ画像再構成に必要な数のエコー信号を取得する。
　図4のグループ1では、発生したエコー信号1106は取得せず、グループ2では、時間1107でエコー信号1106を取得している。これは、特許文献2にも記載されているように、グループ1において、RFパルス1101を繰り返し印加することにより、核スピンを定常歳差運動状態にし、グループ2において信号強度レベルを維持しながらエコー信号1106を繰り返し取得するためである。また、テスト傾斜磁場1051～105nについても、短時間パルス磁場を繰り返し印加することにより、大きな磁場を長時間印加するのと同じ効果が得られ、傾斜磁場コイルの負担が小さくするためである。また、図4のシーケンスの場合、傾斜磁場の立ち上がり時に発生する渦電流1201が継続している間、グループ1を継続して行うことにより、グループ2において立ち下がり時に発生する渦電流1202の変化をエコー信号1106により選択的に計測することができるという作用も得られる。逆に、立ち上がり時に発生する渦電流1201の変化を計測する場合には、グループ2においてエコー信号1106を計測せず、グループ1においてエコー信号を計測する。ただし、これは一例であり、Gs、Gp、GfとX、Y、Z軸との対応関係、および、テスト傾斜磁場1051等の印加軸を変化させて位相画像を取得することもできる。
　以下、本発明のMRI装置及び渦電流補償方法についての各実施例を説明する。本発明の概要は、テスト傾斜磁場を印加して、テスト傾斜磁場の印加方向と、該印加方向と異なる方向とに、それぞれ発生する渦電流磁場を計測する。次に、計測された各方向の渦電流磁場に基づいて、任意の傾斜磁場の印加に伴う渦電流磁場を該方向毎に補償する補償磁場をそれぞれ求める。最後に、任意の傾斜磁場と共に、求めた方向毎の補償磁場をそれぞれ発生する。好ましくは、所定の一方向に垂直な一対のスライス位置でそれぞれ計測したエコー信号に基づいて、所定の一方向と該所定の一方向に垂直な方向についての渦電流磁場を計測する。
　これにより、傾斜磁場により発生する渦電流による磁場を、傾斜磁場印加方向のみならずクロスタームも含めて計測することができる。そして、この計測結果を用いて、傾斜磁場の印加により発生する渦電流による磁場を、傾斜磁場の印加方向のみならず傾斜磁場の印加方向と異なる方向についても補正することができるようになる。その結果、画質が向上する。
　次に、本発明のMRI装置及び渦電流補償方法についての実施例1を説明する。
　本実施例は、テスト傾斜磁場を印加して取得した位相画像を用いて、該テスト傾斜磁場の印加方向に発生する渦電流磁場に基づく位相変化のみならず、該印加方向と異なる方向に発生する渦電流磁場に基づく位相変化をそれぞれ取得する。より具体的には、所定の一方向にテスト傾斜磁場を印加してエコー信号を計測し、エコー信号に基づいてテスト傾斜磁場の印加により生じた位相変化を示す位相画像をスライス位置毎にそれぞれ再構成し、一対の位相画像上で所定の一方向と該所定の一方向に垂直な方向についての位相変化量をそれぞれ取得する。このような位相変化量の取得を介して、テスト傾斜磁場の印加に伴って、所定の一方向と該所定の一方向に垂直な方向に発生する渦電流磁場をそれぞれ計測するものである。この位相変化量の取得を介した渦電流磁場の計測は、以下に説明する各実施例において同様である。
　そして、これら位相変化量から各方向の渦電流磁場を補償するための補償磁場を規定する補償パラメータを求め、該補償パラメータを用いて各方向の渦電流磁場を補償する。この位相変化量から補償パラメータを求めることを介して、渦電流磁場を補償するための補償磁場を求めることも、以下に説明する各実施例において同様である　位相画像を取得するスライス位置は、所定の一方向で、原点又はその方向に垂直な座標面に関して対称な位置関係にある一対のスライス位置とする。そして、具体的な位相値を取得する点又は領域を、これらの一対のスライス位置において、所定の方向で、原点又はその方向に垂直な座標面に関して互いに対称な位置関係にある長方形の各頂点又は該頂点を含む領域の位相値を取得する。これにより、所定の一方向で一対のスライス位置を撮像するだけで、直交3軸方向の各方向でテスト傾斜磁場の印加に基づく位相変化、及び、該各軸方向の位相変化から直交3軸方向の渦電流磁場を補償するための補償磁場を規定する補償パラメータを求める。
　最初に、本実施例の渦電流計測及び近似方法の概要を説明する。
　前述した較正パルスシーケンスを用いて、i方向にテスト傾斜磁場1051等を印加して、j方向を周波数エンコード方向として、それぞれ取得時間の異なる複数の位相画像を取得する。次に、i方向に極性を反転させたテスト傾斜磁場1051等を印加して、j方向を周波数エンコード方向として、それぞれ取得時間の異なる複数の位相画像を取得する。そして、同じ取得時間同士の位相画像を差分して、取得時間の異なる複数の位相差分画像を取得する。このようにして取得された取得時間の異なる各位相差分画像上の同じ位置(例えば原点)の位相値は、その位置における渦電流磁場の時間変化を表している。
　そこで、これら取得時間の異なる複数の位相値を非線形関数にフィッティングする。例えば、渦電流磁場の時間変化を求める方向における原点から等距離の2点間についての位相差を求めて、その位相差をLevenberg-Marquardt法などを用い非線形近似を行う。
　測定データ(ti)=A0+A1Exp(-ti/τg1)+A2Exp(-ti/τg2)+.....+AmExp(-ti/τgm)　　(1)
　このように複数組の振幅(A)と時定数(τ)に分解して、これらの複数組の振幅(A)と時定数(τ)とを補償パラメータとする。
　これら補償パラメータは記憶部に記憶されると共に、以後の任意のパルスシーケンスの実行時には、これらの補償パラメータをCPUが記憶部より読み出して、計測制御部111に通知する。計測制御部111は、これらの補償パラメータと、パルスシーケンスで規定された傾斜磁場とに基づいて、この傾斜磁場に基づく渦電流磁場を補償するための補償磁場分を(1)式と同様の近似式を用いて求め、補償磁場分を追加した傾斜磁場を発生するように傾斜磁場電源を制御する。図5に位相値の時間変化とその非線形近似の一例を示す。点線が実測データを示し、実線が非線形近似を示す。
　次に、本実施例の渦電流磁場のクロスタームを求める計測方法について、図6、図7を用いて説明する。図6は、本実施例の動作フローを表すフローチャートである。(a)は較正パルスシーケンスを用いて較正用のデータを取得する動作フローであり、(b)は、取得された較正用データの処理フローである。これらの動作フローはプログラムとして予め磁気ディスク等の記憶部に記憶されており、CPUが必要に応じてメモリに読み込んで実行することにより実施される。図7は、位相差分画像の位相値を取得する点又は領域の位置関係を示す図である。以下、図6の各ステップを詳細に説明する。
　ステップ601で、計測制御部111は、図4のシーケンスにおいて、操作者の事前設定に基づいて、スライス方向(Gs)をZ軸、位相エンコード方向(Gp)をY軸、周波数エンコード方向(Gf)をX軸に設定し、X軸に正極性のテスト傾斜磁場1051等を印加して、所定のスライス位置からのエコー信号を計測する。そのスライス位置は、図7(a)に示すように、原点又はXY面に関して対称に、Z軸方向に所定の距離離れて、XY平面に平行な一対のスライス位置である。計測制御部111は、所定の時間間隔(TR)毎にこの一対のスライス位置の各画像を取得するために、それぞれエコー信号を計測し、正極性テスト傾斜磁場のデータセットとする。さらに、必要に応じて、Z軸方向の所定距離を異ならせてN対のスライス位置の画像や原点を含むXY平面の画像を取得して良い。つまり2枚以上の画像を取得することになる。
　このように、一つの方向(この場合はZ軸方向)の一対又は2枚以上のスライス位置の画像を取得することにより、これらの画像からこの一つの方向のみならず、他の方向についての渦電流磁場の補償パラメータをそれぞれ求める。なお、XY面に平行な一対のスライス位置でなく、図7(b)に示すYZ平面、又は、図7(c)に示すZX平面に平行な一対のスライス位置であっても良い。
　ステップ602で、計測制御部111は、テスト傾斜磁場1051等を負極性に印加して、ステップ601と同様にエコー信号を計測して、負極性テスト傾斜磁場のデータセットを取得する。
　ステップ603,604で、計測制御部111は、テスト傾斜磁場1051等の印加軸をY軸に変更して、ステップ601，602と同様にエコー信号を計測して、正・負極性テスト傾斜磁場のデータセットをそれぞれ取得する。
　ステップ605,606で、計測制御部111は、テスト傾斜磁場1051等の印加軸をZ軸に変更して、ステップ601，602と同様にエコー信号を計測して、正・負極性テスト傾斜磁場のデータセットをそれぞれ取得する。
　次に、得られたデータセットを図6(b)のように処理する。図4の較正パルスシーケンスにより、ステップ601～606において取得されたデータセット(エコー信号1106)は、テスト傾斜磁場1051等により生じた渦電流に起因する磁場による位相情報の他に、静磁場不均一による影響や位相エンコード傾斜磁場1103や周波数エンコード傾斜磁場1104による渦電流による影響も受けている。よって、これらを図6(b)のように、正負それぞれのテスト傾斜磁場を印加して求めた同じスライス位置の位相画像同士を差分処理することにより、テスト傾斜磁場により生じた渦電流磁場のみを含んだ位相差分画像データセットを得る。
　以下、図6(a)のステップ601,602でテスト傾斜磁場をX軸方向に印加して取得したデータセットを対象とした処理フローを説明する。ステップ603,604でテスト傾斜磁場をY軸方向に印加して取得したデータセットを対象とした処理フローと、ステップ605,606でテスト傾斜磁場をZ軸方向に印加して取得したデータセットを対象とした処理フローも、同様の処理となる。
　ステップ611で、CPUは、ステップ601で、正極性のテスト傾斜磁場1051等をX軸方向に印加して取得されたエコー信号1106のデータセットを、所定の時間間隔(TR)毎に2次元フーリエ変換して、時間分解された2次元複素画像(実数画像および虚数画像)データを再構成する。このエコー信号は、スライス方向(Gs)をZ軸、位相方向(Gp)をY軸、周波数エンコード方向(Gf)をX軸に設定し、X軸方向に正極性のテスト傾斜磁場1051等を印加して計測されたものであるので、再構成された2次元複素画像は、図7(a)に示す様に、XY平面の画像である。
　ステップ612で、CPUは、ステップ611で求めた複素画像の各点の実部と虚部との比のアークタンジェントから位相を求め、原点又はXY面に関して対称に、Z方向の所定の距離離れてXY平面に平行な一対又は2枚以上の位相画像データを得る。
　ステップ621で、ステップ611と同様に、CPUは、ステップ601で負極性のテスト傾斜磁場1051等をX軸方向に印加して取得されたエコー信号1106のデータセットを、所定の時間間隔(TR)毎に2次元フーリエ変換して、時間分解された2次元複素画像(実数画像および虚数画像)データを再構成する。
　ステップ622で、ステップ612と同様に、CPUは、ステップ621で求めた複素画像の各点の実部と虚部との比のアークタンジェントから位相を求め、原点に関して対称に、Z方向の所定の距離離れてXY平面に平行な一対又は2枚以上の位相画像データを得る。
　ステップ631で、CPUは、ステップ612で取得した一対又は2枚以上の位相画像と、ステップ622で取得した一対又は2枚以上の位相画像との位相差分を求め、原点又はXY面に関して対称に、Z方向の所定の距離離れてXY平面に平行な一対又は2枚以上の位相差分画像データを取得する。図7(a)には2枚の位相差分画像を取得した場合を示す。得られた位相差分画像データは、静磁場不均一による影響や位相エンコード傾斜磁場1103や周波数エンコード傾斜磁場1104による渦電流による影響が除去され、テスト傾斜磁場1051等により生じた渦電流の影響のみを含んだ位相画像となる。
　ステップ601，602におけるテスト傾斜磁場1051の印加方向(i方向)は、X軸である。よって、図7(a)の位相差分画像上で、X軸方向に所定の距離だけ離れた予め定めた2点又は2領域(例えば、(#1と#5)、(#2と#6)、(#3と#7)、(#4と#8))の位相データは、それぞれX軸(i方向)に印加したテスト傾斜磁場1051による渦電流磁場によりX軸方向(j=i方向)に生じた位相成分を示している。よって、これら2点又は2領域の位相データの差分を取ることによって、X軸方向にテスト傾斜磁場を印加したときのX軸方向の位相変化量Фxxを所定の時間間隔(TR)毎に得ることができる。更に、求めた位相変化量Фxxを2点または2領域間の距離ΔXで割って、単位長さあたりの位相変化量Фxxとしても良い。複数の2点又は2領域間の位相差分を求める場合は、それらの平均を位相変化量Фxxとしても良い。以降の計算においても同様である。
　同様に、図7(a)の位相差分画像上で、Y軸方向に所定の距離だけ離れた予め定めた2点又は2領域(例えば、(#1と#2)、(#3と#4)、(#5と#6)、(#7と#8))の位相データは、X軸(i方向)に印加したテスト傾斜磁場1051による渦電流磁場によりY軸方向(j方向)に生じた位相成分をそれぞれ示している。よって、これら2点又は2領域の位相データの差分を取ることにより、位相変化量Фji＝Фyxを所定の時間間隔(TR)毎に得ることができる。更に、求めた位相変化量Фxxを2点または2領域間の距離ΔYで割って、単位長さあたりの位相変化量Фyxとしても良い。
　同様に、図7(a)の位相差分画像上で、Z軸方向に所定の距離だけ離れた予め定めた2点又は2領域(例えば、(#1と#3)、(#2と#4)、(#5と#7)、(#6と#8))の位相データは、X軸(i方向)に印加したテスト傾斜磁場1051による渦電流磁場によりZ軸方向(j方向)に生じた位相成分をそれぞれ示している。よって、これら2点又は2領域の位相データの差分を取ることにより、位相変化量Фji＝Фzxを所定の時間間隔(TR)毎に得ることができる。更に求めた位相変化量Фzxを2点または2領域間の距離ΔZで割って、単位長さあたりの位相変化量Фzxとしても良い。
　ステップ632で、CPUは、位相変化量Фxx、Фyx、Фzx毎に、所定の時間間隔(TR)毎の変化を、前述したように、Levenberg-Marquardt法などを用い非線形近似を行って、(1)式のように複数組の振幅(A)と時定数(τ)に分解して補償パラメータとして求める。即ち、所定の時間間隔(TR)毎の位相変化量Фxxから、X軸方向に印加される傾斜磁場によりX軸方向に発生する渦電流磁場を補償する補償パラメータを求め、所定の時間間隔(TR)毎の位相変化量Фyxから、X軸方向に印加される傾斜磁場によりY軸方向に発生する渦電流磁場を補償する補償パラメータを求め、所定の時間間隔(TR)毎の位相変化量Фzxから、X軸方向に印加される傾斜磁場によりZ軸方向に発生する渦電流磁場を補償する補償パラメータを求める。そしてCPUは、これらの補償パラメータを記憶部に記憶させる。
　ステップ633で、X軸方向に傾斜磁場を印加する際には、ステップ632で求めた補償パラメータをCPUが記憶部より読み出して、計測制御部111に通知する。計測制御部111は、これらの補償パラメータに基づいて、各軸方向傾斜磁場に、このX軸方向傾斜磁場の印加に基づく渦電流磁場を補償するための補償磁場分をそれぞれ追加した傾斜磁場を発生するように傾斜磁場電源を制御する。この場合は、X軸方向傾斜磁場にはX軸方向の補償磁場分が追加されて出力されるが、Y,Z軸方向傾斜磁場は、補償磁場分のみの出力となる。
　以上までが、X軸方向にテスト傾斜磁場を印加して取得したデータセットを対象とした処理フローの説明である。
　Y軸方向にテスト傾斜磁場を印加して補償パラメータを取得する場合も上記処理フローと同様である。即ち、ステップ603,604により、計測制御部111は、Y軸方向にテスト傾斜磁場を印加してデータセットを取得する。そして、CPUは、ステップ611-632に相当する処理として、Y軸方向の渦電流磁場による位相変化量Фyy、及び、クロスタームであるX軸方向の渦電流磁場による位相変化量ФxyとZ軸方向の渦電流磁場による位相変化量Фzyを、それぞれ所定の時間間隔(TR)毎に取得し、これらの位相変化量を非線形近似して、(1)式のように複数組の振幅(A)と時定数(τ)に分解してそれらを補償パラメータとする。以後、計測制御部111は、ステップ633に相当する処理として、Y軸方向に傾斜磁場を印加する際には、これらの補償パラメータに基づいて、各軸方向傾斜磁場に、このY軸方向傾斜磁場に基づく渦電流磁場を補償するための補償磁場分をそれぞれ追加して、該各方向傾斜磁場を発生するように傾斜磁場電源を制御する。この場合は、Y軸方向傾斜磁場にはY軸方向の補償磁場分か追加されて出力されるが、Z,X軸方向傾斜磁場は、補償磁場分のみの出力となる。
　また、同様に、ステップ605,606により、計測制御部111は、Z軸方向にテスト傾斜磁場を印加して補償パラメータを取得する。そして、CPUは、ステップ611-632に相当する処理として、Z軸方向の渦電流磁場による位相変化量Фzz、及び、クロスタームであるX軸方向の渦電流磁場による位相変化量ФxzとY軸方向の渦電流磁場による位相変化量Фyzを、それぞれ所定の時間間隔(TR)毎に取得し、これらの位相変化量を非線形近似して、(1)式のように複数組の振幅(A)と時定数(τ)に分解してそれらを補償パラメータとする。以後、計測制御部111は、ステップ633に相当する処理として、傾斜磁場をZ軸方向に印加する際には、これらの補償パラメータに基づいて、各軸方向傾斜磁場に、このZ軸方向傾斜磁場に基づく渦電流磁場を補償するための補償磁場分をそれぞれ追加して、該各軸方向傾斜磁場を発生するように傾斜磁場電源を制御する。この場合は、Z軸方向傾斜磁場にはZ軸方向の補償磁場分か追加されて出力されるが、X,Y軸方向傾斜磁場は、補償磁場分のみの出力となる。
　以上までが本実施例の動作フローの説明である。
　なお、更に次の処理を追加しても良い。即ち、磁場中心を含むスライス面を撮像して、そのスライス位置の位相差分画像を取得して、磁場中心(0ポジション)の位相データを取得し、この磁場中心の位相データをリファレンス位相とする。そして、磁場中心以外の点又は領域で取得した位相データとリファレンス位相とを比較する。これにより、磁場中心から離れた点又は領域で取得した位相データが適正なものか否かを判定し、適正と判定された場合のみ、補償パラメータを求める演算を行っても良い。これにより、補償パラメータの精度と信頼性を向上できる。
　以上説明したように、本実施例のMRI装置及び渦電流補償方法によれば、傾斜磁場の印加方向に発生する渦電流磁場のみならず、該印加方向と異なる方向にも発生する渦電流磁場のクロスタームの時間変化を計測することが可能になるので、これらの計測結果に基づいて、傾斜磁場の印加方向のみならず、これと異なる方向に発生する渦電流磁場を補償することができるようになる。その結果、傾斜磁場の印加方向の渦電流磁場のみならずクロスタームも含めて、これらの影響が除去された、高画質の画像を取得することが可能になる。
　次に、本発明のMRI装置及び渦電流補償方法についての実施例2を説明する。
　本実施例は、所定の一方向に垂直な複数対のスライス位置でそれぞれ取得した位相差分画像上で、それぞれ異なる大きさの長方形を設定し、長方形の各頂点又は該頂点を含む領域の位相を用いて位相変化量を取得する。より具体的には、所定の一方向に垂直な複数対の位相差分画像上の複数の点又は領域の位相データを求めて、各軸方向の位相変化量を求める。その際、各対の位相差分画像毎に位相データを取得する点又は領域の面内位置を異ならせる。そして、方向毎に複数の位相変化量の平均を求めて、最終的な位相変化量とする。
　以下、図7(a)に示したように、Z軸方向をスライス方向としてX軸方向にテスト傾斜磁場を印加する場合を例にして、前述の実施例1と異なる箇所を説明する。
　最初に、本実施例における、位相差分画像とその位相差分画像上における位相データを取得する点又は領域の位置関係の概要を図8に基づいて説明する。本実施例は、原点又はXY面に関して対称に、Z方向に所定の距離離れて、XY平面に平行な一対の位相差分画像を、Z軸方向の所定距離を異ならせてM(例えばM=2)対取得する。各位相差分画像の取得方法は前述の実施例1と同様なので詳細な説明は省略する。そして、各一対の位相差分画像上でXY面に関して対称な点又は領域の位相データをそれぞれ求める。
　例えば、図8におけるZ軸方向外側の一対の位相差分画像801,802では、XY面に関して対称に点又は領域(#1,#2,#5,#6)及び(#3,#4,#7,#8)の位相データを取得する。その際に、(#1→#2)、(#3→#4)、(#5→#6)、(#7→#8)はそれぞれY軸に平行であり、(#1→#5)、(#2→#6)、(#3→#7)、(#4→#8)はそれぞれX軸に平行であり、(#1→#3)、(#2→#4)、(#5→#7)、(#6→#8)はそれぞれZ軸に平行な位置関係となるように各点又は領域が設定される。
　一方、Z軸方向内側の一対の位相差分画像803,804における位相データを取得する点又は領域(#9,#10,#13,#14)及び(#11,#12,#15,#16)のXY面内位置を、一対の位相差分画像801,802における(#1,#2,#5,#6)及び(#3,#4,#7,#8)と異ならせる。図8では、一対の位相差分画像801,802で設定された位相データ取得点又は領域(#1,#2,#5,#6)及び(#3,#4,#7,#8)よりも、XY面において内側に、一対の位相差分画像803,804における位相データ取得点又は領域が設定される。なお、内側でなくXY面において外側に設定してもよい。そして、(#1,#2,#5,#6)及び(#3,#4,#7,#8)と同様に、(#9→#10)、(#13→#14)、(#11→#12)、(#15→#16)はそれぞれY軸に平行であり、(#9→#13)、(#10→#14)、(#11→#15)、(#12→#16)はそれぞれX軸に平行であり、(#9→#11)、(#10→#12)、(#13→#15)、(#14→#16)はそれぞれZ軸に平行な位置関係となるように各点又は領域が設定される。
　そして、X軸(i)方向にテスト傾斜磁場を印加して取得された各点又は領域の位相データから、各軸(j)方向に平行な2つの点又は領域の位相差を求めて、位相変化量(Фji)を複数求める。更に、求めた位相変化量(Фji)を、j方向に平行な2点又は2領域間の距離Δjで割って、単位長さあたりの位相変化量Фjiとしても良い。異なる点又は領域の位相データから同じ位相変化量(Фji)を求める場合は、それらの平均を最終的な位相変化量(Фji)とする。以後は前述の実施例1と同様であり、この位相変化量(Фji)を所定の時間間隔(TR)毎に得て、それらの非線形近似を行って、(1)式のように複数組の振幅(A)と時定数(τ)に分解してそれらを補償パラメータとする。
　次に、本実施例の動作フローについて、図6に示すフローチャートに基づいて、前述の実施例1と異なる処理のみを説明する。
　本実施例におけるステップ601～606では、計測制御部111は、図4の較正パルスシーケンスを用いて、テスト傾斜磁場を印加して、所定のスライス位置からのエコー信号を計測する。そのスライス位置は、図8に示すように、原点又はXY面に関して対称に、Z方向に所定の距離離れて、XY平面に平行な一対のスライス位置を、Z軸方向の所定距離を異ならせてM(例えばM=2)対としたスライス位置である。計測制御部111は、所定の時間間隔(TR)毎に、これらのM対のスライス位置の各画像を取得するために、それぞれエコー信号を計測してデータセットとする。なお、前述した様に、リファレンスとして磁場中心(0ポジション)の位相データを取得しても良い。
　次に、本実施例におけるステップ611～632では、CPUは、ステップ601～606で取得されたデータセットを用いて、原点又はXY面に関して対称に、Z方向に所定の距離離れて、XY平面に平行な一対のスライス位置の位相差分画像データを、Z軸方向の所定距離を異ならせてM(例えばM=2)対、所定の時間間隔(TR)毎に取得する。そして、CPUは、各軸方向に所定の距離だけ離れた2点又は2領域の位相データの差分を求めて、位相変化量(Фji)を求める。その際、CPUは、2点又は2領域のXY面内位置を一対の位相差分画像毎に異ならせて複数の位相変化量(Фji)を求める。この際、求めた位相変化量(Фji)を、これを求めた2点又は2領域間の距離で割って単位長さあたりの位相変化量としても良い。そして、複数の位相変化量(Фji)の平均を最終的な位相変化量(Фji)とする。最後に、CPUは、所定の時間間隔(TR)毎の位相変化量(Фji)を用い非線形近似を行って補償パラメータを求め、記憶部に記憶させる。渦電流傾斜磁場の補正ステップ633については実施例1と同様である。
　以上までが本実施例の動作フローの説明である。
　以上説明したように、本実施例のMRI装置及び渦電流補償方法によれば、複数対の位相差分画像を求めて各軸方向で複数の位相変化量を求めてそれらの平均を最終的な位相変化量とするので、補償パラメータ及びこのようにして求められた補償パラメータに基づく渦電流磁場の補償をより高精度に行うことが可能になる。
　次に、本発明のMRI装置及び渦電流補償方法についての実施例3を説明する。　
　本実施例は、操作者が、渦電流磁場の補償方向を選択可能とする。そして、選択された渦電流磁場を補償する方向についての渦電流磁場を計測し、選択された渦電流磁場を補償する方向の渦電流磁場を補償する補償磁場を求め、傾斜磁場と共に選択された渦電流磁場を補償する方向の補償磁場を発生する。
　以下、前述の各実施例と異なる箇所のみを説明し、同一箇所の説明を省略する。　
　本実施例の動作ブローを図9の示すフローチャートに基づいて説明する。　
　ステップ901で、操作者は、不図示のGUIより、渦電流磁場を補償する軸方向(j)を選択する。
　ステップ902で、操作者は、不図示のGUIより、位相変化量の取得方向数(N)を設定する。
　ステップ903で、計測制御部111は、テスト傾斜磁場をi(iは、X又はY又はZ)軸方向に印加して、前述の実施例1又は実施例2に基づいて、位相差分画像を取得する。
　ステップ904で、CPUは、ステップ903で取得された位相差分画像上で、ステップ901で設定された渦電流磁場を補償する軸方向(j)の異なる2つの点又は領域で位相データを取得し、この方向の所定の時間間隔(TR)毎の位相変化量(Фji)を求める。
　ステップ905で、ステップ902で設定された位相変化量の取得方向数(N)が1より大きい場合は、CPUは、位相変化量を取得する軸方向を変えて、その方向にも所定の時間間隔(TR)毎の位相変化量(Ф*i)を取得する。なお、位相変化量を取得する軸方向は、既に位相変化量を取得した方向に直交する方向とする。そして、位相変化量の取得方向数が、ステップ902で設定されたNと等しくなるまで、CPUはこの操作を繰り返す。
　ステップ906で、全方向について、テスト傾斜磁場を印加して、ステップ901で設定された渦電流磁場を補償する軸方向(j)についての、位相変化量を求めるまで、テスト傾斜磁場の印加軸方向を変えて、ステップ903から905を繰り返す。
　ステップ907で、CPUは、所定の時間間隔(TR)毎の位相変化量を求めた軸方向に関して、所定の時間間隔(TR)毎の位相変化量を、前述したように、Levenberg-Marquardt法などを用い非線形近似を行って、(1)式のように複数組の振幅(A)と時定数(τ)に分解して、この軸方向の補償パラメータとして求める。
　ステップ908で、以降の任意のパルスシーケンスの実行において、計測制御部111は、ステップ907で求められた各軸方向の補償パラメータを用いて、各軸方向に印加される傾斜磁場に、各軸方向の傾斜磁場に基づく渦電流磁場を補償するための補償磁場分をそれぞれ追加した傾斜磁場を発生するように傾斜磁場電源を制御する。この場合は、傾斜磁場が印加された方向には補償磁場分が追加されて出力されるが、傾斜磁場が印加されない方向には、補償磁場分のみの出力となる。
　以上までが本実施例の処理フローの説明である。
　以上説明したように、本実施例のMRI装置及び渦電流補償方法によれば、操作者の所望する軸方向について、渦電流磁場の補償を行うことが可能になるので、所望の方向に特に精度よく渦電流磁場を補償することが可能になる。例えば、特定の方向を有する血管の画像を公知のPC-MRA法で撮像する場合や、特定の方向に走行する神経線維等を描出する公知の拡散テンソル撮像等を行う場合には、その特定方向の渦電流磁場の影響を特に排除することが必要になるので、本実施例の渦電流磁場の補償は有効となる。
　次に、本発明のMRI装置及び渦電流補償方法についての実施例4を説明する。　
　本実施例は、位相差分画像データを、3次元ボリュームデータとして取得することで、あらゆる方向での位相変化量を取得可能とし、任意の方向に発生する渦電流磁場を補償可能とする。より具体的には、テスト傾斜磁場の極性を変えて計測したエコー信号からそれぞれ3次元画像を再構成し、2つの3次元画像の位相画像を差分して3次元位相差分画像を求め、いずれかの画像上で指定された点又は領域の位相に基づいて渦電流磁場を計測し、計測された渦電流磁場を補償する補償磁場を求め、該求めた補償磁場を傾斜磁場の印加方向毎に配分し、傾斜磁場と共に、該傾斜磁場の印加方向毎に配分された補償磁場をそれぞれ発生する。
　以下、前述の各実施例と異なる箇所のみを説明し、同一箇所の説明を省略する。　　最初に、位相差分画像データを3次元ボリュームデータとして取得することについて図10に基づいて説明する。図4に示した較正パルスシーケンスは2次元用のパルスシーケンスであるが、スライス方向(Gs)にも、公知のスライスエンコード傾斜磁場を挿入して3次元パルスシーケンスとすることにより、任意の3次元画像を撮像することが可能になる。
　そこで、1つの軸方向に正極性又は負極性のテスト傾斜磁場を印加して、それぞれ3次元画像を撮像することにより、この軸方向にテスト傾斜磁場を印加した場合の位相差分画像データを3次元ボリュームデータとして取得する。そして、テスト傾斜磁場の印加軸方向をX,Y,Z軸方向としてそれぞれ3次元画像を撮像して、テスト傾斜磁場を印加した軸方向についての位相差分画像データを3次元ボリュームデータとしてそれぞれ取得する。
　次に、取得された3次元位相差分画像で、渦電流磁場を補償する方向にある任意の2つの点又は領域の操作者による指定を受けて、これらの点又は領域間の位相変化量を求め、好ましくは、該位相変化量を、2点又は2領域間の距離で割って、単位長さあたりの位相変化量とすることにより、これらの点又は領域間を結ぶ方向に発生する渦電流磁場を補償するための補償パラメータを求める。或いは、平面を規定するための3点又は3領域の操作者による指定を受けて、該平面と対となる平面を求めて、これら一対の平面における各頂点又は該頂点を含む領域間の位相変化量を求めることにより、この一対の平面の各頂点で規定される直交3軸方向の渦電流磁場を補償するための補償パラメータを求める。図10の○印は、操作者が指定する点又は領域、或いは、これら操作者の指定に応じてCPUが設定する補助的点又は領域を表す。
　そして、傾斜磁場印加時には、この補償パラメータを用いて、その方向に発生する渦電流磁場を補償するための補償磁場を印加する傾斜磁場に重ね合わせて発生させる。その際、任意の方向の補償磁場は、X,Y,Z軸方向成分に分解されて、X,Y,Z軸方向に印加される傾斜磁場にそれぞれ重ね合わせる。
　次に、本実施例の動作フローを図11に示すフローチャートに基づいて説明する。この動作フローはプログラムとして予め磁気ディスク等の記憶部に記憶されており、CPUが必要に応じてメモリに読み込んで実行することにより実施される。以下、各ステップを詳細に説明する。
　ステップ1101で、X,Y,Z軸方向にテスト傾斜磁場を印加して、それぞれ位相差分画像データが3次元ボリュームデータとして取得される。具体的には、計測制御部111は、前述の3次元較正パルスシーケンスを用いて、X軸方向に正極性又は負極性のテスト傾斜磁場を印加して、それぞれ3次元画像を撮像する。同様に、Y軸方向に正極性又は負極性のテスト傾斜磁場を印加した3次元撮像と、Z軸方向に正極性又は負極性のテスト傾斜磁場を印加した3次元撮像と、を行う。そして、CPUは、X軸方向にテスト傾斜磁場が印加されて取得された2つの3次元画像から、X軸方向にテスト傾斜磁場が印加された場合の3次元位相差分画像データを取得する。同様に、CPUは、Y軸方向にテスト傾斜磁場が印加されて取得された2つの3次元画像から、Y軸方向にテスト傾斜磁場が印加された場合の3次元位相差分画像データを取得し、Z軸方向にテスト傾斜磁場が印加されて取得された2つの3次元画像から、Z軸方向にテスト傾斜磁場が印加された場合の3次元位相差分画像データを取得する。
　ステップ1102で、操作者は、任意のテスト傾斜磁場印加方向(i)(i=X,Y,Z)についての3次元画像又は3次元位相差分画像上で、マウス等を用いて渦電流磁場を補償する方向を指定する。具体的には、操作者が、渦電流磁場を補償する方向を示す2点又は2領域を3次元画像又は3次元位相差分画像上でマウス等を用いて指定する。
　ステップ1103で、CPUは、ステップ1102で指定された方向に基づいて、該方向に垂直であって、原点に関して対称な2つの長方形平面を設定し、各長方形平面の4つの頂点位置をそれぞれ位相データを取得する点又は領域として設定する。これにより、8つの位相データを取得する点又は領域が設定される。また、CPUは、これらの8つの点又は領域を他の3次元位相差分画像にも同様に設定する。図12に渦電流磁場を補償する方向(1201)と、この方向に基づく2つの長方形平面(1202,1203)とその頂点の8点の例を示す。
　ステップ1104で、CPUは、ステップ1103で設定した8つの点又は領域における位相データを3次元位相差分画像データから取得して、長方形平面に垂直な方向(a)と、長方形平面に平行であって互いに垂直な2方向(b,c)についての、位相変化量(Фai、Фbi、Фci)を求める。さらに、CUPは、各テスト傾斜磁場印加方向(X,Y,Z)についての3次元位相差分画像毎に、これら3方向(a,b,c)の位相変化量を求める。従って、X軸方向にテスト傾斜磁場を印加して取得された3次元位相差分画像データから位相変化量(Фax、Фbx、Фcx)が、Y軸方向にテスト傾斜磁場を印加して取得された3次元位相差分画像データから位相変化量(Фay、Фby、Фcy)が、Z軸方向にテスト傾斜磁場を印加して取得された3次元位相差分画像データから位相変化量(Фaz、Фbz、Фcz)が、それぞれ求められる。
　ステップ1105で、CPUは、ステップ1104で求めた位相変化量を用いて、3方向(a,b,c)の補償パラメータをそれぞれ求める。さらに、CPUは、補償パラメータの内で傾斜磁場座標系である(X,Y,Z)座標系に変換すべき補償パラメータに関しては、その補償パラメータを(X,Y,Z)座標系に変換して、座標変換された値を(X,Y,Z)方向毎に加算する。例えば、(1)式の振幅(A)に対応する補償パラメータは(X,Y,Z)座標系に変換すべき補償パラメータであるが、時定数(τ)はそのままの値を(X,Y,Z)座標系に変換された振幅(A)に対してそのまま用いる。最後にCPUは時定数(τ)と(X,Y,Z)座標系に変換された振幅(A)とを含む補償パラメータを記憶部に記憶させる。
　ステップ1106で、計測制御部111は、傾斜磁場を印加する際には、ステップ1105で求めた補償パラメータをCPUが記憶部より読み出して、計測制御部111に通知する。計測制御部111は、これらの補償パラメータに基づいて、この傾斜磁場に基づく渦電流磁場を補償するための補償磁場分を追加した傾斜磁場を発生するように傾斜磁場電源を制御する。
　以上迄が本実施例の動作フローの説明である。
　以上説明したように、本実施例のMRI装置及び渦電流補償方法によれば、任意の方向の渦電流磁場を補償することが可能になる。その結果、操作者の選択により、所望の方向に特に精度よく渦電流磁場を補償することが可能になる。具体的有用性については、実施例3と同様である。
　101　被検体、102　静磁場発生磁石、103　傾斜磁場コイル、104　送信RFコイル、105　受信RFコイル、106　信号検出部、107　信号処理部、108　全体制御部、109　傾斜磁場電源、110　RF送信部、111　計測制御部、112　ベッド、113　表示・操作部

Claims (15)

  1. 　任意の傾斜磁場を発生する傾斜磁場発生部と、
    　テスト傾斜磁場の印加に伴って発生する渦電流に基づく渦電流磁場を画像の位相を介して計測する渦電流磁場計測部と、
    　前記計測された渦電流磁場に基づいて、前記任意の傾斜磁場の印加に伴う渦電流磁場を補償するための補償磁場を求める補償磁場算出部と、
    　を有し、
    　前記傾斜磁場発生部は、前記任意の傾斜磁場に付加して前記補償磁場を発生する磁気共鳴イメージング装置であって、
    　前記渦電流磁場計測部は、前記テスト傾斜磁場の印加方向と、該印加方向と異なる方向とに、それぞれ発生する渦電流磁場を計測し、
    　前記補償磁場算出部は、前記計測された各方向の渦電流磁場に基づいて、前記任意の傾斜磁場の印加に伴う渦電流磁場を該方向毎に補償する補償磁場をそれぞれ求め、
    　前記傾斜磁場発生部は、前記任意の傾斜磁場と共に、前記求めた方向毎の補償磁場をそれぞれ発生することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  2. 　請求項1記載の磁気共鳴イメージング装置において、
    　前記渦電流磁場計測部は、所定の一方向に垂直な一対のスライス位置でそれぞれ計測したエコー信号に基づいて、前記所定の一方向と該所定の一方向に垂直な方向についての渦電流磁場を計測することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  3. 　請求項2記載の磁気共鳴イメージング装置において、
    　前記渦電流磁場計測部は、前記所定の一方向に前記テスト傾斜磁場を印加して前記エコー信号を計測し、前記エコー信号に基づいて前記テスト傾斜磁場の印加により生じた位相変化を示す位相画像を前記スライス位置毎にそれぞれ再構成し、一対の位相画像上で前記所定の一方向と該所定の一方向に垂直な方向についての位相変化量をそれぞれ取得することにより、前記所定の一方向と該所定の一方向に垂直な方向についての前記渦電流磁場をそれぞれ計測することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  4. 　請求項3記載の磁気共鳴イメージング装置において、
    　前記渦電流磁場計測部は、第1軸方向にテスト傾斜磁場を印加して、前記第1方向と該第1方向に垂直で互いに垂直な第2方向及び第3方向のそれぞれで前記位相変化量を取得し、方向毎の前記渦電流磁場を計測することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  5. 　請求項3記載の磁気共鳴イメージング装置において、
    　前記渦電流磁場計測部は、前記テスト傾斜磁場の極性を変えて計測したエコー信号からそれぞれ位相画像を再構成し、同じスライス位置の２つの位相画像を差分して求めた一対の位相差分画像上で前記位相変化量を取得することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  6. 　請求項5記載の磁気共鳴イメージング装置において、
    　前記渦電流磁場計測部は、前記位相差分画像上で、前記所定の一方向と該所定の一方向に垂直な方向の各方向で2つの点又は領域における位相の差分を前記位相変化量として求めることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  7. 　請求項2記載の磁気共鳴イメージング装置において、
    　前記渦電流磁場計測部は、前記所定の一方向で、原点又は原点を含み前記所定の一方向に垂直な座標面に関して対称に、前記一対のスライス位置のエコー信号を計測することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  8. 　請求項3記載の磁気共鳴イメージング装置において、
    　前記渦電流磁場計測部は、前記位相差分画像上で、前記所定の一方向に垂直な方向に辺を有する長方形の頂点又は該頂点を含む領域の位相を用いて前記位相変化量を取得することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  9. 　請求項8記載の磁気共鳴イメージング装置において、
    　前記渦電流磁場計測部は、前記所定の一方向に垂直な複数対のスライス位置でそれぞれ取得した前記位相差分画像上で、それぞれ異なる大きさの前記長方形を設定し、長方形の各頂点又は該頂点を含む領域の位相を用いて前記位相変化量を取得することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  10. 　請求項1記載の磁気共鳴イメージング装置において、
    　前記渦電流磁場計測部は、選択された渦電流磁場を補償する方向についての渦電流磁場を計測し、
    　前記補償磁場算出部は、前記選択された渦電流磁場を補償する方向の渦電流磁場を補償する補償磁場を求め、
    　前記傾斜磁場発生部は、前記傾斜磁場と共に、前記選択された渦電流磁場を補償する方向の補償磁場を発生することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  11. 　請求項1記載の磁気共鳴イメージング装置において、
    　前記渦電流磁場計測部は、テスト傾斜磁場の極性を変えて計測したエコー信号からそれぞれ3次元画像を再構成し、2つの3次元画像の位相画像を差分して3次元位相差分画像を求め、前記各画像のいずれか上で指定された点又は領域の位相に基づいて前記渦電流磁場を計測し、
    　前記補償磁場算出部は、前記計測された渦電流磁場を補償する補償磁場を求め、該求めた補償磁場を前記傾斜磁場の印加方向毎に配分し、
    　前記傾斜磁場発生部は、前記傾斜磁場と共に、前記傾斜磁場の印加方向毎に配分された補償磁場をそれぞれ発生することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  12. 　請求項1記載の磁気共鳴イメージング装置において、
    　前記補償磁場算出部は、前記補償磁場を規定する複数の補償パラメータを求め、
    　前記傾斜磁場発生部は、前記複数の補償パラメータに基づいて、前記補償磁場を発生することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  13. 　傾斜磁場を発生する傾斜磁場発生部と、
    　前記傾斜磁場発生部を制御して所定のパルスシーケンスに規定された傾斜磁場を被検体に印加し、該被検体からのエコー信号の計測を制御する計測制御部と、
    　前記エコー信号を演算処理して前記被検体の画像を再構成する演算処理部と、を有して、
    　前記計測制御部は、前記傾斜磁場と共に、該傾斜磁場の印加に伴って発生する渦電流に基づく渦電流磁場を補償する補償磁場を、前記傾斜磁場発生部に発生させる磁気共鳴イメージング装置であって、
    　前記演算処理部は、
    　テスト傾斜磁場が印加されて計測されたエコー信号を用いて位相画像を再構成し、
    　前記テスト傾斜磁場の印加方向と該印加方向と異なる方向とにそれぞれ発生する渦電流磁場を前記位相画像に基づいて求め、
    　前記求めた各方向の渦電流磁場に基づいて、任意の傾斜磁場の印加に伴う渦電流磁場を方向毎に補償する補償磁場をそれぞれ求め、
    　前記計測制御部は、前記任意の傾斜磁場と共に、前記求めた方向毎の補償磁場をそれぞれ発生するよう前記傾斜磁場発生部を制御することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  14. 　テスト傾斜磁場を印加して計測されたエコー信号に基づいて、任意の傾斜磁場の印加に伴う渦電流磁場を補償する補償磁場を求めて、前記任意の傾斜磁場と共に前記補償磁場を発生する渦電流補償方法であって、
    　前記テスト傾斜磁場の印加方向と、該印加方向と異なる方向とに、それぞれ発生する渦電流磁場を画像の位相を介して計測する渦電流磁場計測ステップと、
    　前記計測された各方向の渦電流磁場に基づいて、前記任意の傾斜磁場の印加に伴う渦電流磁場を該方向毎に補償する補償磁場をそれぞれ求める補償磁場算出ステップと、
    　前記任意の傾斜磁場と共に、前記求めた方向毎の補償磁場をそれぞれ発生する補償磁場発生ステップと、
    　を有することを特徴とする渦電流補償方法。
  15. 　請求項14記載の渦電流補償方法において、
    　前記渦電流磁場計測ステップは、所定の一方向に垂直な一対のスライス位置でそれぞれ計測したエコー信号に基づいて、前記所定の一方向と該所定の一方向に垂直な方向についての渦電流磁場を計測することを特徴とする渦電流補償方法。
PCT/JP2010/059501 2009-06-10 2010-06-04 磁気共鳴イメージング装置及び渦電流補償方法 WO2010143586A1 (ja)

Priority Applications (2)

Application Number Priority Date Filing Date Title
JP2011518507A JP5718228B2 (ja) 2009-06-10 2010-06-04 磁気共鳴イメージング装置及び渦電流補償方法
US13/377,275 US9297876B2 (en) 2009-06-10 2010-06-04 Magnetic resonance imaging apparatus and eddy current compensation method

Applications Claiming Priority (2)

Application Number Priority Date Filing Date Title
JP2009-138785 2009-06-10
JP2009138785 2009-06-10

Publications (1)

Publication Number Publication Date
WO2010143586A1 true WO2010143586A1 (ja) 2010-12-16

Family

ID=43308841

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
PCT/JP2010/059501 WO2010143586A1 (ja) 2009-06-10 2010-06-04 磁気共鳴イメージング装置及び渦電流補償方法

Country Status (3)

Country Link
US (1) US9297876B2 (ja)
JP (1) JP5718228B2 (ja)
WO (1) WO2010143586A1 (ja)

Cited By (4)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2012183233A (ja) * 2011-03-07 2012-09-27 Toshiba Corp 磁気共鳴イメージング装置
WO2013002232A1 (ja) * 2011-06-30 2013-01-03 株式会社 日立メディコ 磁気共鳴イメージング装置及びその傾斜磁場出力波形の測定方法
JP2016067895A (ja) * 2014-09-30 2016-05-09 株式会社東芝 磁気共鳴イメージング装置及び磁気共鳴イメージング方法
JP2020174960A (ja) * 2019-04-19 2020-10-29 株式会社日立製作所 磁気共鳴イメージング装置及び誤差磁場の補償方法

Families Citing this family (9)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US9453897B2 (en) * 2010-08-26 2016-09-27 Hitachi Medical Corporation Magnetic resonance imaging apparatus and vibrational error magnetic field reduction method
JP5971683B2 (ja) * 2011-03-15 2016-08-17 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
KR101473872B1 (ko) * 2013-02-05 2014-12-18 삼성전자 주식회사 자기공명영상장치 및 그 제어방법
KR101474757B1 (ko) 2013-07-08 2014-12-19 삼성전자주식회사 자장 측정 방법 및 장치
US9911062B1 (en) * 2015-10-20 2018-03-06 Ohio State Innovation Foundation Background phase correction for quantitative cardiovascular MRI
DE102018200239B4 (de) * 2018-01-09 2022-09-22 Siemens Healthcare Gmbh Verfahren und Magnetresonanzanlage zur Artefaktvermeidung un-ter Bestimmung von einer von Wirbelströmen hervorgerufenen Phasendifferenz für eine Magnetresonanzanlage
WO2020139476A2 (en) 2018-12-28 2020-07-02 Hyperfine Research, Inc. Correcting for hysteresis in magnetic resonance imaging
DE102019209079A1 (de) 2019-06-24 2020-12-24 Siemens Healthcare Gmbh Verfahren zur Vermessung von Wirbelstromfeldern in einer Magnetresonanzeinrichtung, Magnetresonanzeinrichtung, Computerprogramm und elektronisch lesbarer Datenträger
US11698430B2 (en) * 2019-08-15 2023-07-11 Hyperfine Operations, Inc. Eddy current mitigation systems and methods

Citations (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPH10272120A (ja) * 1996-12-30 1998-10-13 General Electric Co <Ge> 磁気共鳴システムの磁場を補償する方法
JP2003111744A (ja) * 2001-10-02 2003-04-15 Hitachi Ltd 核磁気共鳴を用いた検査装置及び傾斜磁場波形の調整方法
WO2004004563A1 (ja) * 2002-07-04 2004-01-15 Hitachi Medical Corporation 磁気共鳴イメージング装置
JP2005288026A (ja) * 2004-04-05 2005-10-20 Toshiba Corp 磁気共鳴イメージング装置、渦磁場分布推定方法、及び静磁場補正方法
JP2006102541A (ja) * 2006-01-10 2006-04-20 Toshiba Corp 磁気共鳴イメージング装置

Family Cites Families (7)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US5742164A (en) * 1995-12-28 1998-04-21 General Electric Company Misalignment compensation for MR gradient coil assembly
US6448773B1 (en) * 2000-02-24 2002-09-10 Toshiba America Mri, Inc. Method and system for measuring and compensating for eddy currents induced during NMR imaging operations
US7112964B2 (en) * 2004-08-02 2006-09-26 General Electric Company Eddy current measurement and correction in magnetic resonance imaging systems with a static phantom
US7323872B1 (en) * 2006-04-06 2008-01-29 General Electric Company Method and apparatus of directly measuring cross-axis eddy currents for MR scanner calibration
US8008915B2 (en) * 2007-12-28 2011-08-30 Kabushiki Kaisha Toshiba Magnetic resonance imaging apparatus and magnetic resonance imaging method
JP5394374B2 (ja) * 2008-05-22 2014-01-22 株式会社日立メディコ 磁気共鳴イメージング装置及び血管画像取得方法
US8030923B2 (en) * 2009-03-31 2011-10-04 General Electric Company Method and system to perform phase correction for species separation in magnetic resonance imaging

Patent Citations (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPH10272120A (ja) * 1996-12-30 1998-10-13 General Electric Co <Ge> 磁気共鳴システムの磁場を補償する方法
JP2003111744A (ja) * 2001-10-02 2003-04-15 Hitachi Ltd 核磁気共鳴を用いた検査装置及び傾斜磁場波形の調整方法
WO2004004563A1 (ja) * 2002-07-04 2004-01-15 Hitachi Medical Corporation 磁気共鳴イメージング装置
JP2005288026A (ja) * 2004-04-05 2005-10-20 Toshiba Corp 磁気共鳴イメージング装置、渦磁場分布推定方法、及び静磁場補正方法
JP2006102541A (ja) * 2006-01-10 2006-04-20 Toshiba Corp 磁気共鳴イメージング装置

Cited By (8)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2012183233A (ja) * 2011-03-07 2012-09-27 Toshiba Corp 磁気共鳴イメージング装置
US9157973B2 (en) 2011-03-07 2015-10-13 Kabushiki Kaisha Toshiba Magnetic resonance imaging apparatus
WO2013002232A1 (ja) * 2011-06-30 2013-01-03 株式会社 日立メディコ 磁気共鳴イメージング装置及びその傾斜磁場出力波形の測定方法
JPWO2013002232A1 (ja) * 2011-06-30 2015-02-23 株式会社日立メディコ 磁気共鳴イメージング装置及びその傾斜磁場出力波形の測定方法
JP2016067895A (ja) * 2014-09-30 2016-05-09 株式会社東芝 磁気共鳴イメージング装置及び磁気共鳴イメージング方法
JP2020174960A (ja) * 2019-04-19 2020-10-29 株式会社日立製作所 磁気共鳴イメージング装置及び誤差磁場の補償方法
JP7253433B2 (ja) 2019-04-19 2023-04-06 富士フイルムヘルスケア株式会社 磁気共鳴イメージング装置及び誤差磁場の補償方法
US11789101B2 (en) 2019-04-19 2023-10-17 Fujifilm Healthcare Corporation Magnetic resonance imaging apparatus and method of compensating for error magnetic field

Also Published As

Publication number Publication date
JP5718228B2 (ja) 2015-05-13
US9297876B2 (en) 2016-03-29
JPWO2010143586A1 (ja) 2012-11-22
US20120098535A1 (en) 2012-04-26

Similar Documents

Publication Publication Date Title
JP5718228B2 (ja) 磁気共鳴イメージング装置及び渦電流補償方法
JP5189203B2 (ja) 磁気共鳴装置
KR101657331B1 (ko) Ｍｒ 이미지들 내의 위상 정보를 수정하기 위한 방법 및 대응하는 자기 공명 시스템
KR101473872B1 (ko) 자기공명영상장치 및 그 제어방법
JP4106053B2 (ja) 磁気共鳴イメージング装置及び渦電流補償導出方法
US10031205B2 (en) Magnetic resonance imaging apparatus and magnetic resonance imaging method
JP6038654B2 (ja) 磁気共鳴イメージング装置及び振動誤差磁場低減方法
JP6072825B2 (ja) Ｍｒ画像法において高次のｂｏ場の不均一性を補正するための傾斜磁場コイルの使用
JP6017443B2 (ja) 磁気共鳴イメージング装置および照射磁場分布計測方法
JP5177379B2 (ja) 磁気共鳴イメージング装置
JP5808659B2 (ja) 磁気共鳴イメージング装置及びＴ１ρイメージング法
JPS62189056A (ja) 磁界の均質性を改善する方法
JP6718764B2 (ja) 磁気共鳴イメージング装置及びその制御方法
JP5064685B2 (ja) 磁気共鳴イメージング装置
JP2022055893A (ja) 磁気共鳴イメージング装置、被検体位置合わせ装置、および、被検体位置合わせ方法
JP6084430B2 (ja) 再収束ｒｆパルスのフリップ角制御法及び磁気共鳴イメージング装置
US9915713B2 (en) Determining positions of a magnetic field probe in a magnetic resonance measurement
JP6579908B2 (ja) 磁気共鳴イメージング装置及び拡散強調画像計算方法
Schwerter et al. Advanced software and hardware control methods for improved static and dynamic $ B_ {0} $ shimming in magnetic resonance imaging
JP2012095891A (ja) 磁気共鳴イメージング装置
JP2014087442A5 (ja)
JP4969933B2 (ja) 磁気共鳴イメージング装置
JP4399658B2 (ja) 磁気共鳴撮像装置
JP2016131847A (ja) 磁気共鳴イメージング装置および磁気共鳴イメージング方法
Fillmer Hardware and Algorithmic Advances in B₀ Shimming for High and Ultra-High Field MRI and MRS

Legal Events

Date Code Title Description
121 Ep: the epo has been informed by wipo that ep was designated in this application

Ref document number: 10786117

Country of ref document: EP

Kind code of ref document: A1

WWE Wipo information: entry into national phase

Ref document number: 2011518507

Country of ref document: JP

NENP Non-entry into the national phase

Ref country code: DE

WWE Wipo information: entry into national phase

Ref document number: 13377275

Country of ref document: US

122 Ep: pct application non-entry in european phase

Ref document number: 10786117

Country of ref document: EP

Kind code of ref document: A1