JP3847079B2 - Ｍｒｉ装置 - Google Patents
Ｍｒｉ装置 Download PDFInfo
- Publication number
- JP3847079B2 JP3847079B2 JP2000354862A JP2000354862A JP3847079B2 JP 3847079 B2 JP3847079 B2 JP 3847079B2 JP 2000354862 A JP2000354862 A JP 2000354862A JP 2000354862 A JP2000354862 A JP 2000354862A JP 3847079 B2 JP3847079 B2 JP 3847079B2
- Authority
- JP
- Japan
- Prior art keywords
- magnetic field
- circular ring
- mri apparatus
- correction
- coil
- Prior art date
- Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
- Expired - Fee Related
Links
Images
Classifications
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
- A61B5/05—Detecting, measuring or recording for diagnosis by means of electric currents or magnetic fields; Measuring using microwaves or radio waves
- A61B5/055—Detecting, measuring or recording for diagnosis by means of electric currents or magnetic fields; Measuring using microwaves or radio waves involving electronic [EMR] or nuclear [NMR] magnetic resonance, e.g. magnetic resonance imaging
-
- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- G01R—MEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
- G01R33/00—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables
- G01R33/20—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
- G01R33/28—Details of apparatus provided for in groups G01R33/44 - G01R33/64
- G01R33/38—Systems for generation, homogenisation or stabilisation of the main or gradient magnetic field
- G01R33/387—Compensation of inhomogeneities
- G01R33/3875—Compensation of inhomogeneities using correction coil assemblies, e.g. active shimming
Landscapes
- Physics & Mathematics (AREA)
- Health & Medical Sciences (AREA)
- Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
- Condensed Matter Physics & Semiconductors (AREA)
- General Physics & Mathematics (AREA)
- Nuclear Medicine, Radiotherapy & Molecular Imaging (AREA)
- Engineering & Computer Science (AREA)
- Medical Informatics (AREA)
- Biophysics (AREA)
- Pathology (AREA)
- High Energy & Nuclear Physics (AREA)
- Biomedical Technology (AREA)
- Heart & Thoracic Surgery (AREA)
- Radiology & Medical Imaging (AREA)
- Molecular Biology (AREA)
- Surgery (AREA)
- Animal Behavior & Ethology (AREA)
- General Health & Medical Sciences (AREA)
- Public Health (AREA)
- Veterinary Medicine (AREA)
- Magnetic Resonance Imaging Apparatus (AREA)
Description
【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、２次の静磁界補正方法およびＭＲＩ（Ｍagnetic Ｒesonance Ｉmaging）装置の装置に関し、さらに詳しくは、ＭＲＩ装置の２次の静磁界成分を補正し均一性を向上させるための２次の静磁界補正方法およびその方法を実施しうるＭＲＩ装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】
ＭＲＩ装置の静磁界は、均一でなければならない。このため、機械的なシミング（shimming）または磁石や鉄などの小片を付加して静磁界の均一度を得ている。
【０００３】
【発明が解決しようとする課題】
ＭＲＩ装置の近くで金属塊が動いたり（例えば車両の通過）、環境が変わると（例えば気温の変化）、その影響で静磁界が変動してしまい、２次の静磁界成分が発生する。
しかし、ＧＲＡＳＳ（Gradient Recalled Acquisition in the Steady State）やＳＰＧＲ（Spoild GRASS）などのグラジエントエコーを観測するパルスシーケンスは静磁界成分に極めて敏感であり、２次の静磁界成分が生じると画質が低下してしまう問題点があった。
そこで、本発明の目的は、２次の静磁界成分を補正し均一性を向上させるための２次の静磁界補正方法およびその方法を実施しうるＭＲＩ装置を提供することにある。
【０００４】
【課題を解決するための手段】
第１の観点では、本発明は、ＭＲＩ装置の撮像領域の中心を挟んで静磁界方向について対称な配置で第１円線輪コイルおよび第２円線輪コイルを設置すると共に前記撮像領域の中心を挟んで静磁界方向について対称な配置で前記第１円線輪コイルおよび第２円線輪コイルよりも径の大きな第３円線輪コイルおよび第４円線輪コイルを設置し、前記第１円線輪コイルと第２円線輪コイルでは互いに同方向の第１補正磁界および第２補正磁界を発生させ、前記第３円線輪コイルと第４円線輪コイルでは互いに同方向で且つ前記第１補正磁界とは逆方向の第３補正磁界および第４補正磁界を発生させ、これにより静磁界方向についての２次の静磁界成分を補正することを特徴とする２次の静磁界補正方法を提供する。
ここで、２次とは、静磁界方向の位置の２次関数であることを意味する。また、０次とは、静磁界方向の位置に依存しないことを意味する。さらに、１次とは、静磁界方向の１次関数であることを意味する。
上記第１の観点による２次の静磁界補正方法では、第１円線輪コイルと第２円線輪コイルによる第１補正磁界および第２補正磁界の方向と第３円線輪コイルと第４円線輪コイルによる第３補正磁界および第４補正磁界の方向とが逆であるから、静磁界方向についての０次の補正磁界成分を打ち消し合わせることが可能であり、０次の静磁界成分には影響を与えない。一方、０次の補正磁界成分と２次の補正磁界成分は独立であるから、０次の補正磁界成分を互いに打ち消し合わせても、２次の補正磁界成分は残る。よって、この２次の補正磁界成分により、２次の静磁界成分を打ち消すことが可能となり、静磁界の均一性を向上させることが出来る。
なお、第１補正磁界および第２補正磁界は同方向であるため、これらによる１次の補正磁界成分は生じない。また、第３補正磁界および第４補正磁界も同方向であるため、これらによる１次の補正磁界成分も生じない。
【０００５】
第２の観点では、本発明は、上記構成の２次の静磁界補正方法において、静磁界方向の勾配コイルと実質的に同一平面に且つ該勾配コイルの外側に前記第１円線輪コイルおよび第２円線輪コイルを設置したことを特徴とする２次の静磁界補正方法を提供する。
上記第２の観点による２次の静磁界補正方法では、第１円線輪コイルおよび第２円線輪コイルを静磁界方向の勾配コイルと実質的に同一平面に且つ外側に設置したので、静磁界方向の勾配コイルから見た対称性が保たれると共に第１補正磁界および第２補正磁界が同方向であるため、勾配磁界には実質的に影響を与えない。また、リターンパスを持つ勾配コイルに比べてリターンパスを持たない円線輪コイルは線形性が良いため、勾配磁界の線形性にも実質的に影響を与えない。
【０００６】
第３の観点では、本発明は、上記構成の２次の静磁界補正方法において、整磁板を取り巻くように前記第３円線輪コイルおよび第４円線輪コイルを設置したことを特徴とする２次の静磁界補正方法を提供する。
上記第３の観点による２次の静磁界補正方法では、整磁板を取り巻くように第３円線輪コイルおよび第４円線輪コイルを設置したので、設置スペースを確保しやすくなる。また、勾配コイルとのカップリングも気にしなくて済む。
なお、ヘルムホルツコイルの条件を満たすように第３円線輪コイルおよび第４円線輪コイルを配置すれば、第３円線輪コイルおよび第４円線輪コイルによる２次の補正磁界成分を無視できるため、２次の静磁界成分を打ち消すために第１円線輪コイルおよび第２円線輪コイルによる２次の補正磁界成分だけを調整すれば済むため、調整が容易になる。
【０００７】
第４の観点では、本発明は、上記構成の２次の静磁界補正方法において、静磁界方向についての０次の補正磁界成分を相互に打ち消し合わせるように前記第１円線輪コイルから第４円線輪コイルの電流比および巻数比の少なくとも一方を決めることを特徴とする２次の静磁界補正方法を提供する。
上記第４の観点による２次の静磁界補正方法では、０次の補正磁界成分が打ち消されるように電流比または巻数比を調整しておくので、補正電流の比を維持して電流値だけを２次の静磁界成分を打ち消すために調整すれば済むため、調整が容易になる。
【０００８】
第５の観点では、本発明は、ＦＩＤ（Free Induction Decay）信号を発しうる小型ファントムと小型コイルとを組み合わせた３個のＲＦプローブをＭＲＩ装置の静磁界方向の異なる位置に設置し、磁界変動を測定すべきタイミングで各ＲＦプローブからＲＦパルスを送信しＦＩＤ信号を受信し、それらＦＩＤ信号から周波数ｆ１，ｆ２，ｆ３を求め、各ＲＦプローブの位置をｒ１，ｒ２，ｒ３で表すとき、
ｆ１＝β０＋β１・ｒ１＋β２・ｒ１２
ｆ２＝β０＋β１・ｒ２＋β２・ｒ２２
ｆ３＝β０＋β１・ｒ３＋β２・ｒ３２
なる連立方程式を解いて２次の静磁界成分β２を求め、該２次の静磁界成分β２を基に補正磁界を調整することを特徴とする２次の静磁界補正方法を提供する。上記第５の観点による２次の静磁界補正方法では、適当なタイミングでＲＦプローブを設置して２次の静磁界成分を実測して補正磁界を調整するため、好適に補正することが出来る。
【０００９】
第６の観点では、本発明は、ＦＩＤ信号を発しうる小型ファントムと小型コイルとを組み合わせた３個のＲＦプローブをＭＲＩ装置の静磁界方向の異なる位置に設置し、基準磁界を測定すべきタイミングで各ＲＦプローブからＲＦパルスを送信しＦＩＤ信号を受信し、それらＦＩＤ信号から基準周波数ｆ１ｒ，ｆ２ｒ，ｆ３ｒを求め、磁界変動を測定すべきタイミングで各ＲＦプローブからＲＦパルスを送信しＦＩＤ信号を受信し、それらＦＩＤ信号から周波数ｆ１，ｆ２，ｆ３を求め、各ＲＦプローブの位置をｒ１，ｒ２，ｒ３で表すとき、
ｆ１−ｆ１ｒ＝α０＋α１・ｒ１＋α２・ｒ１２
ｆ２−ｆ２ｒ＝α０＋α１・ｒ２＋α２・ｒ２２
ｆ３−ｆ３ｒ＝α０＋α１・ｒ３＋α２・ｒ３２
なる連立方程式を解いて２次の磁界変動α２を求め、該２次の磁界変動α２を基に補正磁界を調整することを特徴とする２次の静磁界補正方法を提供する。
上記第６の観点による２次の静磁界補正方法では、適当なタイミングでＲＦプローブを設置して基準となる静磁界を基準周波数として実測しておき、その後の適当なタイミングでＲＦプローブを設置して静磁界を周波数として実測し、それらの差から２次の磁界変動を実測して補正磁界を調整するため、好適に補正することが出来る。
【００１０】
第７の観点では、本発明は、上記構成の２次の静磁界補正方法において、０次の磁界変動α０を求め、その０次の磁界変動α０を基にＲＦパルスの送信周波数およびＮＭＲ信号の受信検波周波数を調整することを特徴とする２次の静磁界補正方法を提供する。
上記第７の観点による２次の静磁界補正方法では、ＲＦパルスの送信周波数およびＮＭＲ信号の受信検波周波数の補正により、０次の静磁界の変動を補償することが出来る。
【００１１】
第８の観点では、本発明は、上記構成の２次の静磁界補正方法において、１次の磁界変動α１を求め、その１次の磁界変動α１を基に勾配電流を調整することを特徴とする２次の静磁界補正方法を提供する。
上記第８の観点による磁界変動補償方法では、勾配電流の補正により、１次の静磁界の変動を補償することが出来る。
【００１２】
第９の観点では、本発明は、上記構成の２次の静磁界補正方法において、ＭＲＩ装置が、垂直方向に静磁界を発生させるオープン型ＭＲＩ装置であることを特徴とする２次の静磁界補正方法を提供する。
上記第９の観点による２次の静磁界補正方法では、機械的なシミングまたは磁石や鉄などの小片を付加して磁界の均一度を得ているオープン型ＭＲＩ装置における静磁界の均一性を向上できる。
【００１３】
第１０の観点では、本発明は、撮像領域の中心を挟んで静磁界方向について対称な配置で設置されており且つ互いに同方向の第１補正磁界および第２補正磁界を発生させる第１円線輪コイルおよび第２円線輪コイルと、前記撮像領域の中心を挟んで静磁界方向について対称な配置で設置されており且つ前記第１円線輪コイルおよび第２円線輪コイルよりも径が大きく且つ互いに同方向で且つ前記第１補正磁界とは逆方向の第３補正磁界および第４補正磁界を発生させる第３円線輪コイルおよび第４円線輪コイルと、前記第１円線輪コイルから第４円線輪コイルに補正電流を流して前記第１補正磁界から第４補正磁界を発生させる円線輪コイル駆動手段とを具備したことを特徴とするＭＲＩ装置を提供する。
上記第１０の観点によるＭＲＩ装置では、上記第１の観点による２次の静磁界補正方法を好適に実施できる。
【００１４】
第１１の観点では、本発明は、上記構成のＭＲＩ装置において、静磁界方向の勾配コイルと実質的に同一平面に且つ該勾配コイルの外側に前記第１円線輪コイルおよび第２円線輪コイルを設置したことを特徴とするＭＲＩ装置を提供する。上記第１１の観点によるＭＲＩ装置では、上記第２の観点による２次の静磁界補正方法を好適に実施できる。
【００１５】
第１２の観点では、本発明は、上記構成のＭＲＩ装置において、整磁板を取り巻くように前記第３円線輪コイルおよび第４円線輪コイルを設置したことを特徴とするＭＲＩ装置を提供する。
上記第１２の観点によるＭＲＩ装置では、上記第３の観点による２次の静磁界補正方法を好適に実施できる。
【００１６】
第１３の観点では、本発明は、上記構成のＭＲＩ装置において、静磁界方向についての０次の補正磁界成分を相互に打ち消し合わせるように前記第１円線輪コイルから第４円線輪コイルの電流比および巻数比の少なくとも一方を決めることを特徴とするＭＲＩ装置を提供する。
上記第１３の観点によるＭＲＩ装置では、上記第４の観点による２次の静磁界補正方法を好適に実施できる。
【００１７】
第１４の観点では、本発明は、上記構成のＭＲＩ装置において、ＦＩＤ信号を発しうる小型ファントムと小型コイルとを組み合わせた３個のＲＦプローブが静磁界方向の異なる位置に設置された状態で、各ＲＦプローブからＲＦパルスを送信しＦＩＤ信号を受信し、それらＦＩＤ信号から周波数ｆ１，ｆ２，ｆ３を求める周波数取得手段と、各ＲＦプローブの位置をｒ１，ｒ２，ｒ３で表すとき、
ｆ１＝β０＋β１・ｒ１＋β２・ｒ１２
ｆ２＝β０＋β１・ｒ２＋β２・ｒ２２
ｆ３＝β０＋β１・ｒ３＋β２・ｒ３２
なる連立方程式を解いて２次の静磁界成分β２を求め、該２次の静磁界成分β２を基に補正磁界を調整する補正磁界調整手段とを具備したことを特徴とするＭＲＩ装置を提供する。
上記第１４の観点によるＭＲＩ装置では、上記第５の観点による２次の静磁界補正方法を好適に実施できる。
【００１８】
第１５の観点では、本発明は、上記構成のＭＲＩ装置において、ＦＩＤ信号を発しうる小型ファントムと小型コイルとを組み合わせた３個のＲＦプローブが静磁界方向の異なる位置に設置された状態で且つ基準磁界を測定すべきタイミングで各ＲＦプローブからＲＦパルスを送信しＦＩＤ信号を受信し、それらＦＩＤ信号から基準周波数ｆ１ｒ，ｆ２ｒ，ｆ３ｒを求める基準周波数取得手段と、ＦＩＤ信号を発しうる小型ファントムと小型コイルとを組み合わせた３個のＲＦプローブが静磁界方向の異なる位置に設置された状態で且つ磁界変動を測定すべきタイミングで各ＲＦプローブからＲＦパルスを送信しＦＩＤ信号を受信し、それらＦＩＤ信号から周波数ｆ１，ｆ２，ｆ３を求める周波数取得手段と、各ＲＦプローブの位置をｒ１，ｒ２，ｒ３で表すとき、
ｆ１−ｆ１ｒ＝α０＋α１・ｒ１＋α２・ｒ１２
ｆ２−ｆ２ｒ＝α０＋α１・ｒ２＋α２・ｒ２２
ｆ３−ｆ３ｒ＝α０＋α１・ｒ３＋α２・ｒ３２
なる連立方程式を解いて２次の磁界変動α２を求め、該２次の磁界変動α２を基に補正磁界を調整する２次の磁界変動補償手段とを具備したことを特徴とするＭＲＩ装置を提供する。
上記第１５の観点によるＭＲＩ装置では、上記第６の観点による２次の静磁界補正方法を好適に実施できる。
【００１９】
第１６の観点では、本発明は、上記構成のＭＲＩ装置において、０次の磁界変動α０を求め、その０次の磁界変動α０を基にＲＦパルスの送信周波数およびＮＭＲ信号の受信検波周波数を調整する０次の磁界変動補償手段を具備したことを特徴とするＭＲＩ装置を提供する。
上記第１６の観点によるＭＲＩ装置では、上記第７の観点による２次の静磁界補正方法を好適に実施できる。
【００２０】
第１７の観点では、本発明は、上記構成のＭＲＩ装置において、１次の磁界変動α１を求め、その１次の磁界変動α１を基に勾配電流を調整する１次の磁界変動補償手段を具備したことを特徴とするＭＲＩ装置を提供する。
上記第１７の観点によるＭＲＩ装置では、上記第８の観点による２次の静磁界補正方法を好適に実施できる。
【００２１】
第１８の観点では、本発明は、上記構成のＭＲＩ装置において、ＭＲＩ装置が、垂直方向に静磁界を発生させるオープン型ＭＲＩ装置であることを特徴とするＭＲＩ装置を提供する。
上記第１８の観点によるＭＲＩ装置では、上記第９の観点による２次の静磁界補正方法を好適に実施できる。
【００２２】
【発明の実施の形態】
以下、図に示す本発明の実施の形態により本発明をさらに詳しく説明する。なお、これにより本発明が限定されるものではない。
【００２３】
図１は、本発明の一実施形態にかかるＭＲＩ装置１００を示す要部断面図である。
このＭＲＩ装置１００は、上下に対向して設置された永久磁石１Ｍ１，１Ｍ２により垂直方向に静磁界を発生させるオープン型ＭＲＩ装置である。
【００２４】
前記永久磁石１Ｍ１，１Ｍ２の表面には、被検体を内部に収容しうる受信コイル１Ｒの内部に均一な静磁界の撮像領域を形成するための整磁板Ｓｐ１，Ｓｐ２がそれぞれ設置されている。
前記永久磁石１Ｍ１，１Ｍ２と、前記整磁板Ｓｐ１，Ｓｐ２と、ベースヨークＢｙおよび支柱ヨークＰｙとにより、磁気回路が構成される。
なお、前記永久磁石１Ｍ１，１Ｍ２の代わりに超電導磁石を用いてもよい。
【００２５】
、
前記整磁板Ｓｐ１，Ｓｐ２の表面には、静磁界方向の勾配磁界を発生するための勾配コイル１Ｇ１，１Ｇ２がそれぞれ設置されている。
また、前記勾配コイル１Ｇ１，１Ｇ２の内側には、被検体内の原子核のスピンを励起するためのＲＦパルスを送信するための送信コイル１Ｔが設置されている。
前記受信コイル１Ｒは、被検体から発されるＮＭＲ信号を受信するためのコイルである。
【００２６】
第１円線輪コイルＣ１は、前記勾配コイル１Ｇ１と同一基板に且つ該勾配コイル１Ｇ１の外側に設置されている。
第２円線輪コイルＣ２は、前記勾配コイル１Ｇ２と同一基板に且つ該勾配コイル１Ｇ２の外側に設置されている。
前記第１円線輪コイルＣ１と第２円線輪コイルＣ２は、同径であり、撮像領域の中心Ｚ０を挟んで静磁界方向について対称な配置である。
【００２７】
第３円線輪コイルＣ３は、前記整磁板Ｓｐ１を取り巻くように設置されている。
第４円線輪コイルＣ４は、前記整磁板Ｓｐ２を取り巻くように設置されている。
前記第３円線輪コイルＣ３と第４円線輪コイルＣ４は、同径であり、撮像領域の中心Ｚ０を挟んで静磁界方向について対称な配置であり、ヘルムホルツコイルの条件を満たしている。
【００２８】
図２に示すように、勾配コイル１Ｇ１は、勾配磁界Ｇｚ１を発生する。また、勾配コイル１Ｇ２は、前記勾配磁界Ｇｚ１と逆方向の勾配磁界Ｇｚ２を発生する。これにより、静磁界方向の勾配磁場が形成される。
【００２９】
第１円線輪コイルＣ１は、第１補正磁界ｂｚ１を発生する。また、第２円線輪コイルＣ２は、前記第１補正磁界ｂｚ１と同方向の第２補正磁界ｂｚ２を発生する。
第３円線輪コイルＣ３は、前記第１補正磁界ｂｚ１と逆方向の第３補正磁界ｂｚ３を発生する。また、第４円線輪コイルＣ４は、前記第３補正磁界ｂｚ３と同方向の第４補正磁界ｂｚ４を発生する。
【００３０】
図３は、磁界を実測するために、３個のＲＦプローブ１Ｐ１，１Ｐ２，１Ｐ３を、撮像領域の中心Ｚ０を通る静磁界方向の軸Ｚ上の３カ所に設置した状態を示す要部断面図である。
ここで、ＲＦプローブ１Ｐ１，１Ｐ２，１Ｐ３の設置位置をそれぞれｒ１，ｒ２，ｒ３とする。
【００３１】
図４は、前記ＲＦプローブ１Ｐ１，１Ｐ２，１Ｐ３を示す断面説明図である。これらＲＦプローブ１Ｐ１，１Ｐ２，１Ｐ３は、ＦＩＤ信号を発しうるＮａＣｌ溶液またはＣｕＳＯ４溶液を封止した小型ファントムＦｔと、その小型ファントムＦｔを取り巻く小型コイルＣｏとを組み合わせた構造である。
【００３２】
図５は、前記ＭＲＩ装置１００を示す構成ブロック図である。
このＭＲＩ装置１００において、マグネットアセンブリ１は、前記永久磁石１Ｍ１，１Ｍ２と、前記受信コイル１Ｒと、勾配コイル１Ｇ（勾配コイル１Ｇは、Ｘ軸勾配コイル，Ｙ軸勾配コイルおよび前記Ｚ軸勾配コイル１Ｇ１，１Ｇ２からなる）と、前記送信コイル１Ｔと、前記円線輪コイルＣ１〜Ｃ４とを備えて構成されている。
【００３３】
前記受信コイル１Ｒは、前置増幅器５に接続されている。
前記勾配コイル１Ｇは、勾配コイル駆動回路３に接続されている。
前記送信コイル１Ｔは、ＲＦ電力増幅器４に接続されている。
【００３４】
シーケンス記憶回路８は、計算機７からの指令に従い、スピンエコー法等のイメージング用パルスシーケンスに基づいて、前記勾配コイル駆動回路３を操作し、前記勾配コイル１ＧによりＸ軸勾配磁界，Ｙ軸勾配磁界およびＺ軸勾配磁界を形成させると共に、ゲート変調回路９を操作し、ＲＦ発振回路１０からの高周波出力信号を所定タイミング・所定包絡線のパルス状信号に変調し、それをＲＦパルス信号としてＲＦ電力増幅器４に加え、ＲＦ電力増幅器４でパワー増幅した後、前記マグネットアセンブリ１の送信コイル１Ｔに印加し、送信コイル１ＴからＲＦパルスを送信する。
【００３５】
前記前置増幅器５は、前記受信コイル１Ｒで検出された被検体からのＮＭＲ信号を増幅し、位相検波器１２に入力する。位相検波器１２は、前記ＲＦ発振回路１０の出力を受信検波信号とし、前記前置増幅器５からのＮＭＲ信号を位相検波して、Ａ／Ｄ変換器１１に与える。前記Ａ／Ｄ変換器１１は、位相検波後のアナログ信号をデジタル信号のＭＲデータに変換して計算機７に入力する。
【００３６】
計算機７は、前記ＭＲデータに対して画像再構成演算を行い、ＭＲ画像を生成する。このＭＲ画像は、表示装置６にて表示される。また、計算機７は、操作卓１３からの入力された情報を受け取るなどの全体的制御を受け持つ。
【００３７】
さらに計算機７は、デジタル処理回路１９を介して円線輪コイル駆動回路１７，１８を制御し、円線輪コイルＣ１〜Ｃ４に補正電流を流して補正磁界ｂｚ１〜ｂｚ４を発生し、これにより２次の静磁界成分を補正して、静磁界の均一性を向上させる。
【００３８】
磁界を実測する時は、前記ＲＦプローブ１Ｐ１，１Ｐ２，１Ｐ３を設置し、ＮＭＲ信号送受信回路１５およびデジタル処理回路１６を介して、計算機７に接続する。
前記ＲＦプローブ１Ｐ１，１Ｐ２，１Ｐ３とＮＭＲ信号送受信回路１５とデジタル処理回路１６とにより、静磁界測定用付加装置２００が構成される。
【００３９】
静磁界測定用付加装置２００が接続された時、計算機７は、２次静磁界測定処理、基準磁界測定処理または磁界補償処理を実行する。前記２次磁界測定処理については、図７，図８を参照して後で詳述する。また、前記基準磁界測定処理については、図９を参照して後で詳述する。さらに、前記磁界補償処理については、図１０を参照して後で詳述する。
【００４０】
図６は、前記ＮＭＲ信号送受信回路１５の構成ブロック図である。
このＮＭＲ信号送受信回路１５は、ＲＦ発振回路やゲート変調回路やＲＦ電力増幅器を含むＲＦ駆動回路１５０と、そのＲＦ駆動回路１５０から出力されるＲＦパルス送信信号の出力先を切り換えるマルチプレクサ１５１と、ＲＦプローブ１Ｐ１，１Ｐ２，１Ｐ３へＲＦパルス送信信号を出すか又はＲＦプローブ１Ｐ１，１Ｐ２，１Ｐ３からＦＩＤ受信信号を受けるかを切り換える送受信切換スイッチ１５２，１５３，１５４と、ＲＦプローブ１Ｐ１，１Ｐ２，１Ｐ３からのＦＩＤ受信信号を増幅する前置増幅器１５５，１５６，１５７と、前置増幅器１５５，１５６，１５７で増幅されたＦＩＤ受信信号を加算する加算器１５８と、ＦＩＤ受信信号を中間周波数帯まで周波数変換するダウンコンバータ１５９と、中間周波数帯まで周波数変換されたＦＩＤ信号を増幅する中間周波数増幅器１６０とを具備している。
【００４１】
前記デジタル処理回路１６は、前記計算機７からの指示に従って前記ＮＭＲ信号送受信回路１５を操作すると共に、前記ＦＩＤ信号をデジタルデータに変換して前記計算機７に入力する。
【００４２】
図７は、前記ＭＲＩ装置１００による２次静磁界測定処理の動作を示すフロー図である。なお、この２次静磁界測定処理は、前記静磁界測定用付加装置２００を接続し且つ３個のＲＦプローブ１Ｐ１，１Ｐ２，１Ｐ３を設置した状態で、操作者の指示により起動される。
ステップＳＴ０では、円線輪コイルＣ１〜Ｃ４に電流を流さない。
【００４３】
ステップＳＴ１では、一つのＲＦプローブからＲＦパルスを送信し、ＦＩＤ信号Ｎｉｒを得る。例えば第１のＲＦプローブ１Ｐ１からＲＦパルスを送信し、ＦＩＤ信号Ｎ１ｒを受信する。
ステップＳＴ２では、ＦＩＤ信号ＮｉｒのＩ，Ｑから位相φｉｒ(t)を求め、その位相φｉｒ(t)を時間ｔで微分し、基準周波数ｆｉｒを求める。例えばＦＩＤ信号Ｎ１ｒから基準周波数ｆ１ｒを求める。
ステップＳＴ３では、全ＲＦプローブの基準周波数を得てないなら前記ステップＳＴ１に戻り、全ＲＦプローブの基準周波数を得たならステップＳＴ４へ進む。すなわち、第１のＲＦプローブ１Ｐ１での基準周波数ｆ１ｒを得ただけなら、前記ステップＳＴ１に戻り、ステップＳＴ１，ＳＴ２で第２のＲＦプローブ１Ｐ２での基準周波数ｆ２ｒを得る。さらに、第１のＲＦプローブ１Ｐ１での基準周波数ｆ１ｒおよび第２のＲＦプローブ１Ｐ２での基準周波数ｆ２ｒを得ただけなら、前記ステップＳＴ１に戻り、ステップＳＴ１，ＳＴ２で第３のＲＦプローブ１Ｐ３での基準周波数ｆ３ｒを得る。そして、ステップＳＴ４へ進む。
【００４４】
ステップＳＴ４では、円線輪コイルＣ１〜Ｃ４に同じ大きさの電流を流す。
【００４５】
ステップＳＴ５では、一つのＲＦプローブからＲＦパルスを送信し、ＦＩＤ信号Ｎｉを得る。例えば第１のＲＦプローブ１Ｐ１からＲＦパルスを送信し、ＦＩＤ信号Ｎ１を受信する。
ステップＳＴ６では、ＦＩＤ信号ＮｉのＩ，Ｑから位相φｉ(t)を求め、その位相φｉ(t)を時間ｔで微分し、周波数ｆｉを求める。例えばＦＩＤ信号Ｎ１から周波数ｆ１を求める。
ステップＳＴ７では、全ＲＦプローブの周波数を得てないなら前記ステップＳＴ５に戻り、全ＲＦプローブの周波数を得たならステップＳＴ８へ進む。すなわち、第１のＲＦプローブ１Ｐ１での周波数ｆ１を得ただけなら、前記ステップＳＴ５に戻り、ステップＳＴ５，ＳＴ６で第２のＲＦプローブ１Ｐ２の周波数ｆ２を得る。さらに、第１のＲＦプローブ１Ｐ１での周波数ｆ１および第２のＲＦプローブ１Ｐ２での周波数ｆ２を得ただけなら、前記ステップＳＴ５に戻り、ステップＳＴ５，ＳＴ６で第３のＲＦプローブ１Ｐ３での周波数ｆ３を得る。そして、ステップＳＴ８へ進む。
【００４６】
ステップＳＴ８では、ＲＦプローブ１Ｐ１，１Ｐ２，１Ｐ３の位置をｒ１，ｒ２，ｒ３で表すとき、
ｆ１−ｆ１ｒ＝α０＋α１・ｒ１＋α２・ｒ１2
ｆ２−ｆ２ｒ＝α０＋α１・ｒ２＋α２・ｒ２2
ｆ３−ｆ３ｒ＝α０＋α１・ｒ３＋α２・ｒ３2
なる連立方程式を解いて０次の変動成分α０（すなわち、円線輪コイルＣ１〜Ｃ４に電流を流したことにより生じた０次の静磁界成分）を求める。
【００４７】
ステップＳＴ９では、０次の変動成分α０を“０”にするように円線輪コイルＣ１〜Ｃ４に流す電流比および巻数比の少なくとも一方を決める。例えば、円線輪コイルＣ１〜Ｃ４の巻数を等しくし、円線輪コイルＣ１，Ｃ２に流す電流値を等しくし、円線輪コイルＣ３，Ｃ４に流す電流値を等しくし、円線輪コイルＣ１，Ｃ２に流す電流値と円線輪コイルＣ３，Ｃ４に流す電流値の電流比を決める。あるいは、円線輪コイルＣ１〜Ｃ４に流す電流値を等しくし、円線輪コイルＣ１，Ｃ２の巻数を等しくし、円線輪コイルＣ３，Ｃ４の巻数を等しくし、円線輪コイルＣ１，Ｃ２の巻数と円線輪コイルＣ３，Ｃ４の巻数の巻数比を決める。巻数比を変える場合は、円線輪コイルＣ１〜Ｃ４を取り替える必要がある。
【００４８】
図８のステップＳＴ１１では、前記ステップＳＴ９で決めた電流比および巻数比とした上で、円線輪コイルＣ１〜Ｃ４に適当な電流を流す。
【００４９】
ステップＳＴ１２〜ＳＴ１４は、前記ステップＳＴ５〜ＳＴ７と同じであり、周波数ｆ１，ｆ２，ｆ３を求める。
ステップＳＴ１５では、
ｆ１＝β０＋β１・ｒ１＋β２・ｒ１2
ｆ２＝β０＋β１・ｒ２＋β２・ｒ２2
ｆ３＝β０＋β１・ｒ３＋β２・ｒ３2
なる連立方程式を解いて２次の静磁界成分β２（すなわち、静磁界Ｂ０と円線輪コイルＣ１〜Ｃ４による補正磁界ｂｚ１〜ｂｚ４の和の２次成分）を求める。
【００５０】
ステップＳＴ１６では、２次の静磁界成分β２を“０”にするように円線輪コイルＣ１〜Ｃ４に流す電流値を決める。但し、電流比は変えないようにする。
【００５１】
前記ステップＳＴ１６で決めた電流値の電流を円線輪コイルＣ１〜Ｃ４に流すことにより、２次の静磁界成分が小さくなるように補正でき、静磁界の均一性を向上することが出来る。
【００５２】
図９は、前記ＭＲＩ装置１００による基準周波数測定処理の動作を示すフロー図である。なお、この基準周波数測定処理は、静磁界Ｂ０が好ましい状態にある時に、前記静磁界測定用付加装置２００を接続し且つ３個のＲＦプローブ１Ｐ１，１Ｐ２，１Ｐ３を設置した状態で、操作者の指示により起動される。
前記ステップＳＳ１では、前記ステップＳＴ１６または後述するステップＳＣ７で決めた電流値の電流を円線輪コイルＣ１〜Ｃ４に流す。
ステップＳＳ２〜ＳＳ４は、前記ステップＳＴ１〜ＳＴ３と同じであり、基準周波数ｆ１ｒ，ｆ２ｒ，ｆ３ｒを求め、記憶しておく。
【００５３】
図１０は、前記ＭＲＩ装置１００による磁界補償処理の動作を示すフロー図である。なお、この磁界補償処理は、前記静磁界測定用付加装置２００を接続し且つ３個のＲＦプローブ１Ｐ１，１Ｐ２，１Ｐ３を設置した状態で、操作者の指示により起動される。
前記ステップＳＣ０では、前記ステップＳＴ１６または後述するステップＳＣ７で決めた電流値の電流を円線輪コイルＣ１〜Ｃ４に流す。
【００５４】
ステップＳＣ１〜ＳＣ３は、前記ステップＳＴ５〜ＳＴ７と同じであり、周波数ｆ１，ｆ２，ｆ３を求める。
【００５５】
ステップＳＣ４では、
ｆ１−ｆ１ｒ＝α０＋α１・ｒ１＋α２・ｒ１2
ｆ２−ｆ２ｒ＝α０＋α１・ｒ２＋α２・ｒ２2
ｆ３−ｆ３ｒ＝α０＋α１・ｒ３＋α２・ｒ３2
なる連立方程式を解いて０次の静磁界変動成分α０，１次の静磁界変動成分α１および２次の静磁界変動成分α２を求める。
【００５６】
ステップＳＣ５では、０次の静磁界変動成分α０を基にＲＦ発振回路１０の発振周波数を補正する。
【００５７】
ステップＳＣ６では、１次の静磁界変動成分α１を基に勾配コイル１Ｇ１，１Ｇ２における勾配電流を補正する。例えばＺ軸勾配コイル１Ｇ１，１Ｇ２にオフセット電流を流す。補正すべき勾配磁界ΔＧは、磁気回転比をγとするとき、
ΔＧ＝α１／（２ｒ・γ）
である。
【００５８】
ステップＳＣ７では、２次の静磁界変動成分α２を小さくするように円線輪コイルＣ１〜Ｃ４に流す電流値を決める。但し、電流比は変えない。
【００５９】
前記ステップＳＣ５〜ＳＣ７により、ＭＲＩ装置１００の近くで金属塊が動いたり（例えば車両の通過）、環境が変わった（例えば気温の変化）こと等に起因する静磁界の変動を抑制することが出来る。
【００６０】
【発明の効果】
本発明の２次の静磁界補正方法およびＭＲＩ装置によれば、ＭＲＩ装置の２次の静磁界成分を小さくし、静磁場の均一性を向上することが出来る。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明の一実施形態に係るＭＲＩ装置を示す要部断面図である。
【図２】静磁界方向の磁界を示す説明図である。
【図３】本発明の一実施形態に係るＭＲＩ装置の静磁界測定時の状態を示す要部断面図である。
【図４】本発明に係るＲＦプローブの一例を示す断面図ある。
【図５】本発明の一実施形態にかかるＭＲＩ装置を示す構成ブロック図である。
【図６】本発明に係るＮＭＲ信号送受信回路の一例を示すブロック図ある。
【図７】本発明に係る２次静磁界測定処理の動作を示すフロー図である。
【図８】図７の続きのフロー図である。
【図９】本発明に係る基準磁界測定処理の動作を示すフロー図である。
【図１０】本発明に係る磁界補償処理の動作を示すフロー図である。
【符号の説明】
１ マグネットアセンブリ
１Ｇ１，１Ｇ２ 勾配コイル
１Ｍ１，１Ｍ２ 永久磁石
１Ｐ１，１Ｐ２，１Ｐ３ ＲＦプローブ
７ 計算機
１５ ＮＭＲ信号送受信回路
１６，１９ デジタル処理回路
１７ 円線輪コイル駆動回路
１００ ＭＲＩ装置
２００ 静磁界測定用付加装置
Ｃ１ 第１円線輪コイル
Ｃ２ 第２円線輪コイル
Ｃ３ 第３円線輪コイル
Ｃ４ 第４円線輪コイル
ｂｚ１ 第１補正磁界
ｂｚ２ 第２補正磁界
ｂｚ３ 第３補正磁界
ｂｚ４ 第４補正磁界
Ｂ０ 静磁界
Ｓｐ１，Ｓｐ２ 整磁板
【発明の属する技術分野】
本発明は、２次の静磁界補正方法およびＭＲＩ（Ｍagnetic Ｒesonance Ｉmaging）装置の装置に関し、さらに詳しくは、ＭＲＩ装置の２次の静磁界成分を補正し均一性を向上させるための２次の静磁界補正方法およびその方法を実施しうるＭＲＩ装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】
ＭＲＩ装置の静磁界は、均一でなければならない。このため、機械的なシミング（shimming）または磁石や鉄などの小片を付加して静磁界の均一度を得ている。
【０００３】
【発明が解決しようとする課題】
ＭＲＩ装置の近くで金属塊が動いたり（例えば車両の通過）、環境が変わると（例えば気温の変化）、その影響で静磁界が変動してしまい、２次の静磁界成分が発生する。
しかし、ＧＲＡＳＳ（Gradient Recalled Acquisition in the Steady State）やＳＰＧＲ（Spoild GRASS）などのグラジエントエコーを観測するパルスシーケンスは静磁界成分に極めて敏感であり、２次の静磁界成分が生じると画質が低下してしまう問題点があった。
そこで、本発明の目的は、２次の静磁界成分を補正し均一性を向上させるための２次の静磁界補正方法およびその方法を実施しうるＭＲＩ装置を提供することにある。
【０００４】
【課題を解決するための手段】
第１の観点では、本発明は、ＭＲＩ装置の撮像領域の中心を挟んで静磁界方向について対称な配置で第１円線輪コイルおよび第２円線輪コイルを設置すると共に前記撮像領域の中心を挟んで静磁界方向について対称な配置で前記第１円線輪コイルおよび第２円線輪コイルよりも径の大きな第３円線輪コイルおよび第４円線輪コイルを設置し、前記第１円線輪コイルと第２円線輪コイルでは互いに同方向の第１補正磁界および第２補正磁界を発生させ、前記第３円線輪コイルと第４円線輪コイルでは互いに同方向で且つ前記第１補正磁界とは逆方向の第３補正磁界および第４補正磁界を発生させ、これにより静磁界方向についての２次の静磁界成分を補正することを特徴とする２次の静磁界補正方法を提供する。
ここで、２次とは、静磁界方向の位置の２次関数であることを意味する。また、０次とは、静磁界方向の位置に依存しないことを意味する。さらに、１次とは、静磁界方向の１次関数であることを意味する。
上記第１の観点による２次の静磁界補正方法では、第１円線輪コイルと第２円線輪コイルによる第１補正磁界および第２補正磁界の方向と第３円線輪コイルと第４円線輪コイルによる第３補正磁界および第４補正磁界の方向とが逆であるから、静磁界方向についての０次の補正磁界成分を打ち消し合わせることが可能であり、０次の静磁界成分には影響を与えない。一方、０次の補正磁界成分と２次の補正磁界成分は独立であるから、０次の補正磁界成分を互いに打ち消し合わせても、２次の補正磁界成分は残る。よって、この２次の補正磁界成分により、２次の静磁界成分を打ち消すことが可能となり、静磁界の均一性を向上させることが出来る。
なお、第１補正磁界および第２補正磁界は同方向であるため、これらによる１次の補正磁界成分は生じない。また、第３補正磁界および第４補正磁界も同方向であるため、これらによる１次の補正磁界成分も生じない。
【０００５】
第２の観点では、本発明は、上記構成の２次の静磁界補正方法において、静磁界方向の勾配コイルと実質的に同一平面に且つ該勾配コイルの外側に前記第１円線輪コイルおよび第２円線輪コイルを設置したことを特徴とする２次の静磁界補正方法を提供する。
上記第２の観点による２次の静磁界補正方法では、第１円線輪コイルおよび第２円線輪コイルを静磁界方向の勾配コイルと実質的に同一平面に且つ外側に設置したので、静磁界方向の勾配コイルから見た対称性が保たれると共に第１補正磁界および第２補正磁界が同方向であるため、勾配磁界には実質的に影響を与えない。また、リターンパスを持つ勾配コイルに比べてリターンパスを持たない円線輪コイルは線形性が良いため、勾配磁界の線形性にも実質的に影響を与えない。
【０００６】
第３の観点では、本発明は、上記構成の２次の静磁界補正方法において、整磁板を取り巻くように前記第３円線輪コイルおよび第４円線輪コイルを設置したことを特徴とする２次の静磁界補正方法を提供する。
上記第３の観点による２次の静磁界補正方法では、整磁板を取り巻くように第３円線輪コイルおよび第４円線輪コイルを設置したので、設置スペースを確保しやすくなる。また、勾配コイルとのカップリングも気にしなくて済む。
なお、ヘルムホルツコイルの条件を満たすように第３円線輪コイルおよび第４円線輪コイルを配置すれば、第３円線輪コイルおよび第４円線輪コイルによる２次の補正磁界成分を無視できるため、２次の静磁界成分を打ち消すために第１円線輪コイルおよび第２円線輪コイルによる２次の補正磁界成分だけを調整すれば済むため、調整が容易になる。
【０００７】
第４の観点では、本発明は、上記構成の２次の静磁界補正方法において、静磁界方向についての０次の補正磁界成分を相互に打ち消し合わせるように前記第１円線輪コイルから第４円線輪コイルの電流比および巻数比の少なくとも一方を決めることを特徴とする２次の静磁界補正方法を提供する。
上記第４の観点による２次の静磁界補正方法では、０次の補正磁界成分が打ち消されるように電流比または巻数比を調整しておくので、補正電流の比を維持して電流値だけを２次の静磁界成分を打ち消すために調整すれば済むため、調整が容易になる。
【０００８】
第５の観点では、本発明は、ＦＩＤ（Free Induction Decay）信号を発しうる小型ファントムと小型コイルとを組み合わせた３個のＲＦプローブをＭＲＩ装置の静磁界方向の異なる位置に設置し、磁界変動を測定すべきタイミングで各ＲＦプローブからＲＦパルスを送信しＦＩＤ信号を受信し、それらＦＩＤ信号から周波数ｆ１，ｆ２，ｆ３を求め、各ＲＦプローブの位置をｒ１，ｒ２，ｒ３で表すとき、
ｆ１＝β０＋β１・ｒ１＋β２・ｒ１２
ｆ２＝β０＋β１・ｒ２＋β２・ｒ２２
ｆ３＝β０＋β１・ｒ３＋β２・ｒ３２
なる連立方程式を解いて２次の静磁界成分β２を求め、該２次の静磁界成分β２を基に補正磁界を調整することを特徴とする２次の静磁界補正方法を提供する。上記第５の観点による２次の静磁界補正方法では、適当なタイミングでＲＦプローブを設置して２次の静磁界成分を実測して補正磁界を調整するため、好適に補正することが出来る。
【０００９】
第６の観点では、本発明は、ＦＩＤ信号を発しうる小型ファントムと小型コイルとを組み合わせた３個のＲＦプローブをＭＲＩ装置の静磁界方向の異なる位置に設置し、基準磁界を測定すべきタイミングで各ＲＦプローブからＲＦパルスを送信しＦＩＤ信号を受信し、それらＦＩＤ信号から基準周波数ｆ１ｒ，ｆ２ｒ，ｆ３ｒを求め、磁界変動を測定すべきタイミングで各ＲＦプローブからＲＦパルスを送信しＦＩＤ信号を受信し、それらＦＩＤ信号から周波数ｆ１，ｆ２，ｆ３を求め、各ＲＦプローブの位置をｒ１，ｒ２，ｒ３で表すとき、
ｆ１−ｆ１ｒ＝α０＋α１・ｒ１＋α２・ｒ１２
ｆ２−ｆ２ｒ＝α０＋α１・ｒ２＋α２・ｒ２２
ｆ３−ｆ３ｒ＝α０＋α１・ｒ３＋α２・ｒ３２
なる連立方程式を解いて２次の磁界変動α２を求め、該２次の磁界変動α２を基に補正磁界を調整することを特徴とする２次の静磁界補正方法を提供する。
上記第６の観点による２次の静磁界補正方法では、適当なタイミングでＲＦプローブを設置して基準となる静磁界を基準周波数として実測しておき、その後の適当なタイミングでＲＦプローブを設置して静磁界を周波数として実測し、それらの差から２次の磁界変動を実測して補正磁界を調整するため、好適に補正することが出来る。
【００１０】
第７の観点では、本発明は、上記構成の２次の静磁界補正方法において、０次の磁界変動α０を求め、その０次の磁界変動α０を基にＲＦパルスの送信周波数およびＮＭＲ信号の受信検波周波数を調整することを特徴とする２次の静磁界補正方法を提供する。
上記第７の観点による２次の静磁界補正方法では、ＲＦパルスの送信周波数およびＮＭＲ信号の受信検波周波数の補正により、０次の静磁界の変動を補償することが出来る。
【００１１】
第８の観点では、本発明は、上記構成の２次の静磁界補正方法において、１次の磁界変動α１を求め、その１次の磁界変動α１を基に勾配電流を調整することを特徴とする２次の静磁界補正方法を提供する。
上記第８の観点による磁界変動補償方法では、勾配電流の補正により、１次の静磁界の変動を補償することが出来る。
【００１２】
第９の観点では、本発明は、上記構成の２次の静磁界補正方法において、ＭＲＩ装置が、垂直方向に静磁界を発生させるオープン型ＭＲＩ装置であることを特徴とする２次の静磁界補正方法を提供する。
上記第９の観点による２次の静磁界補正方法では、機械的なシミングまたは磁石や鉄などの小片を付加して磁界の均一度を得ているオープン型ＭＲＩ装置における静磁界の均一性を向上できる。
【００１３】
第１０の観点では、本発明は、撮像領域の中心を挟んで静磁界方向について対称な配置で設置されており且つ互いに同方向の第１補正磁界および第２補正磁界を発生させる第１円線輪コイルおよび第２円線輪コイルと、前記撮像領域の中心を挟んで静磁界方向について対称な配置で設置されており且つ前記第１円線輪コイルおよび第２円線輪コイルよりも径が大きく且つ互いに同方向で且つ前記第１補正磁界とは逆方向の第３補正磁界および第４補正磁界を発生させる第３円線輪コイルおよび第４円線輪コイルと、前記第１円線輪コイルから第４円線輪コイルに補正電流を流して前記第１補正磁界から第４補正磁界を発生させる円線輪コイル駆動手段とを具備したことを特徴とするＭＲＩ装置を提供する。
上記第１０の観点によるＭＲＩ装置では、上記第１の観点による２次の静磁界補正方法を好適に実施できる。
【００１４】
第１１の観点では、本発明は、上記構成のＭＲＩ装置において、静磁界方向の勾配コイルと実質的に同一平面に且つ該勾配コイルの外側に前記第１円線輪コイルおよび第２円線輪コイルを設置したことを特徴とするＭＲＩ装置を提供する。上記第１１の観点によるＭＲＩ装置では、上記第２の観点による２次の静磁界補正方法を好適に実施できる。
【００１５】
第１２の観点では、本発明は、上記構成のＭＲＩ装置において、整磁板を取り巻くように前記第３円線輪コイルおよび第４円線輪コイルを設置したことを特徴とするＭＲＩ装置を提供する。
上記第１２の観点によるＭＲＩ装置では、上記第３の観点による２次の静磁界補正方法を好適に実施できる。
【００１６】
第１３の観点では、本発明は、上記構成のＭＲＩ装置において、静磁界方向についての０次の補正磁界成分を相互に打ち消し合わせるように前記第１円線輪コイルから第４円線輪コイルの電流比および巻数比の少なくとも一方を決めることを特徴とするＭＲＩ装置を提供する。
上記第１３の観点によるＭＲＩ装置では、上記第４の観点による２次の静磁界補正方法を好適に実施できる。
【００１７】
第１４の観点では、本発明は、上記構成のＭＲＩ装置において、ＦＩＤ信号を発しうる小型ファントムと小型コイルとを組み合わせた３個のＲＦプローブが静磁界方向の異なる位置に設置された状態で、各ＲＦプローブからＲＦパルスを送信しＦＩＤ信号を受信し、それらＦＩＤ信号から周波数ｆ１，ｆ２，ｆ３を求める周波数取得手段と、各ＲＦプローブの位置をｒ１，ｒ２，ｒ３で表すとき、
ｆ１＝β０＋β１・ｒ１＋β２・ｒ１２
ｆ２＝β０＋β１・ｒ２＋β２・ｒ２２
ｆ３＝β０＋β１・ｒ３＋β２・ｒ３２
なる連立方程式を解いて２次の静磁界成分β２を求め、該２次の静磁界成分β２を基に補正磁界を調整する補正磁界調整手段とを具備したことを特徴とするＭＲＩ装置を提供する。
上記第１４の観点によるＭＲＩ装置では、上記第５の観点による２次の静磁界補正方法を好適に実施できる。
【００１８】
第１５の観点では、本発明は、上記構成のＭＲＩ装置において、ＦＩＤ信号を発しうる小型ファントムと小型コイルとを組み合わせた３個のＲＦプローブが静磁界方向の異なる位置に設置された状態で且つ基準磁界を測定すべきタイミングで各ＲＦプローブからＲＦパルスを送信しＦＩＤ信号を受信し、それらＦＩＤ信号から基準周波数ｆ１ｒ，ｆ２ｒ，ｆ３ｒを求める基準周波数取得手段と、ＦＩＤ信号を発しうる小型ファントムと小型コイルとを組み合わせた３個のＲＦプローブが静磁界方向の異なる位置に設置された状態で且つ磁界変動を測定すべきタイミングで各ＲＦプローブからＲＦパルスを送信しＦＩＤ信号を受信し、それらＦＩＤ信号から周波数ｆ１，ｆ２，ｆ３を求める周波数取得手段と、各ＲＦプローブの位置をｒ１，ｒ２，ｒ３で表すとき、
ｆ１−ｆ１ｒ＝α０＋α１・ｒ１＋α２・ｒ１２
ｆ２−ｆ２ｒ＝α０＋α１・ｒ２＋α２・ｒ２２
ｆ３−ｆ３ｒ＝α０＋α１・ｒ３＋α２・ｒ３２
なる連立方程式を解いて２次の磁界変動α２を求め、該２次の磁界変動α２を基に補正磁界を調整する２次の磁界変動補償手段とを具備したことを特徴とするＭＲＩ装置を提供する。
上記第１５の観点によるＭＲＩ装置では、上記第６の観点による２次の静磁界補正方法を好適に実施できる。
【００１９】
第１６の観点では、本発明は、上記構成のＭＲＩ装置において、０次の磁界変動α０を求め、その０次の磁界変動α０を基にＲＦパルスの送信周波数およびＮＭＲ信号の受信検波周波数を調整する０次の磁界変動補償手段を具備したことを特徴とするＭＲＩ装置を提供する。
上記第１６の観点によるＭＲＩ装置では、上記第７の観点による２次の静磁界補正方法を好適に実施できる。
【００２０】
第１７の観点では、本発明は、上記構成のＭＲＩ装置において、１次の磁界変動α１を求め、その１次の磁界変動α１を基に勾配電流を調整する１次の磁界変動補償手段を具備したことを特徴とするＭＲＩ装置を提供する。
上記第１７の観点によるＭＲＩ装置では、上記第８の観点による２次の静磁界補正方法を好適に実施できる。
【００２１】
第１８の観点では、本発明は、上記構成のＭＲＩ装置において、ＭＲＩ装置が、垂直方向に静磁界を発生させるオープン型ＭＲＩ装置であることを特徴とするＭＲＩ装置を提供する。
上記第１８の観点によるＭＲＩ装置では、上記第９の観点による２次の静磁界補正方法を好適に実施できる。
【００２２】
【発明の実施の形態】
以下、図に示す本発明の実施の形態により本発明をさらに詳しく説明する。なお、これにより本発明が限定されるものではない。
【００２３】
図１は、本発明の一実施形態にかかるＭＲＩ装置１００を示す要部断面図である。
このＭＲＩ装置１００は、上下に対向して設置された永久磁石１Ｍ１，１Ｍ２により垂直方向に静磁界を発生させるオープン型ＭＲＩ装置である。
【００２４】
前記永久磁石１Ｍ１，１Ｍ２の表面には、被検体を内部に収容しうる受信コイル１Ｒの内部に均一な静磁界の撮像領域を形成するための整磁板Ｓｐ１，Ｓｐ２がそれぞれ設置されている。
前記永久磁石１Ｍ１，１Ｍ２と、前記整磁板Ｓｐ１，Ｓｐ２と、ベースヨークＢｙおよび支柱ヨークＰｙとにより、磁気回路が構成される。
なお、前記永久磁石１Ｍ１，１Ｍ２の代わりに超電導磁石を用いてもよい。
【００２５】
、
前記整磁板Ｓｐ１，Ｓｐ２の表面には、静磁界方向の勾配磁界を発生するための勾配コイル１Ｇ１，１Ｇ２がそれぞれ設置されている。
また、前記勾配コイル１Ｇ１，１Ｇ２の内側には、被検体内の原子核のスピンを励起するためのＲＦパルスを送信するための送信コイル１Ｔが設置されている。
前記受信コイル１Ｒは、被検体から発されるＮＭＲ信号を受信するためのコイルである。
【００２６】
第１円線輪コイルＣ１は、前記勾配コイル１Ｇ１と同一基板に且つ該勾配コイル１Ｇ１の外側に設置されている。
第２円線輪コイルＣ２は、前記勾配コイル１Ｇ２と同一基板に且つ該勾配コイル１Ｇ２の外側に設置されている。
前記第１円線輪コイルＣ１と第２円線輪コイルＣ２は、同径であり、撮像領域の中心Ｚ０を挟んで静磁界方向について対称な配置である。
【００２７】
第３円線輪コイルＣ３は、前記整磁板Ｓｐ１を取り巻くように設置されている。
第４円線輪コイルＣ４は、前記整磁板Ｓｐ２を取り巻くように設置されている。
前記第３円線輪コイルＣ３と第４円線輪コイルＣ４は、同径であり、撮像領域の中心Ｚ０を挟んで静磁界方向について対称な配置であり、ヘルムホルツコイルの条件を満たしている。
【００２８】
図２に示すように、勾配コイル１Ｇ１は、勾配磁界Ｇｚ１を発生する。また、勾配コイル１Ｇ２は、前記勾配磁界Ｇｚ１と逆方向の勾配磁界Ｇｚ２を発生する。これにより、静磁界方向の勾配磁場が形成される。
【００２９】
第１円線輪コイルＣ１は、第１補正磁界ｂｚ１を発生する。また、第２円線輪コイルＣ２は、前記第１補正磁界ｂｚ１と同方向の第２補正磁界ｂｚ２を発生する。
第３円線輪コイルＣ３は、前記第１補正磁界ｂｚ１と逆方向の第３補正磁界ｂｚ３を発生する。また、第４円線輪コイルＣ４は、前記第３補正磁界ｂｚ３と同方向の第４補正磁界ｂｚ４を発生する。
【００３０】
図３は、磁界を実測するために、３個のＲＦプローブ１Ｐ１，１Ｐ２，１Ｐ３を、撮像領域の中心Ｚ０を通る静磁界方向の軸Ｚ上の３カ所に設置した状態を示す要部断面図である。
ここで、ＲＦプローブ１Ｐ１，１Ｐ２，１Ｐ３の設置位置をそれぞれｒ１，ｒ２，ｒ３とする。
【００３１】
図４は、前記ＲＦプローブ１Ｐ１，１Ｐ２，１Ｐ３を示す断面説明図である。これらＲＦプローブ１Ｐ１，１Ｐ２，１Ｐ３は、ＦＩＤ信号を発しうるＮａＣｌ溶液またはＣｕＳＯ４溶液を封止した小型ファントムＦｔと、その小型ファントムＦｔを取り巻く小型コイルＣｏとを組み合わせた構造である。
【００３２】
図５は、前記ＭＲＩ装置１００を示す構成ブロック図である。
このＭＲＩ装置１００において、マグネットアセンブリ１は、前記永久磁石１Ｍ１，１Ｍ２と、前記受信コイル１Ｒと、勾配コイル１Ｇ（勾配コイル１Ｇは、Ｘ軸勾配コイル，Ｙ軸勾配コイルおよび前記Ｚ軸勾配コイル１Ｇ１，１Ｇ２からなる）と、前記送信コイル１Ｔと、前記円線輪コイルＣ１〜Ｃ４とを備えて構成されている。
【００３３】
前記受信コイル１Ｒは、前置増幅器５に接続されている。
前記勾配コイル１Ｇは、勾配コイル駆動回路３に接続されている。
前記送信コイル１Ｔは、ＲＦ電力増幅器４に接続されている。
【００３４】
シーケンス記憶回路８は、計算機７からの指令に従い、スピンエコー法等のイメージング用パルスシーケンスに基づいて、前記勾配コイル駆動回路３を操作し、前記勾配コイル１ＧによりＸ軸勾配磁界，Ｙ軸勾配磁界およびＺ軸勾配磁界を形成させると共に、ゲート変調回路９を操作し、ＲＦ発振回路１０からの高周波出力信号を所定タイミング・所定包絡線のパルス状信号に変調し、それをＲＦパルス信号としてＲＦ電力増幅器４に加え、ＲＦ電力増幅器４でパワー増幅した後、前記マグネットアセンブリ１の送信コイル１Ｔに印加し、送信コイル１ＴからＲＦパルスを送信する。
【００３５】
前記前置増幅器５は、前記受信コイル１Ｒで検出された被検体からのＮＭＲ信号を増幅し、位相検波器１２に入力する。位相検波器１２は、前記ＲＦ発振回路１０の出力を受信検波信号とし、前記前置増幅器５からのＮＭＲ信号を位相検波して、Ａ／Ｄ変換器１１に与える。前記Ａ／Ｄ変換器１１は、位相検波後のアナログ信号をデジタル信号のＭＲデータに変換して計算機７に入力する。
【００３６】
計算機７は、前記ＭＲデータに対して画像再構成演算を行い、ＭＲ画像を生成する。このＭＲ画像は、表示装置６にて表示される。また、計算機７は、操作卓１３からの入力された情報を受け取るなどの全体的制御を受け持つ。
【００３７】
さらに計算機７は、デジタル処理回路１９を介して円線輪コイル駆動回路１７，１８を制御し、円線輪コイルＣ１〜Ｃ４に補正電流を流して補正磁界ｂｚ１〜ｂｚ４を発生し、これにより２次の静磁界成分を補正して、静磁界の均一性を向上させる。
【００３８】
磁界を実測する時は、前記ＲＦプローブ１Ｐ１，１Ｐ２，１Ｐ３を設置し、ＮＭＲ信号送受信回路１５およびデジタル処理回路１６を介して、計算機７に接続する。
前記ＲＦプローブ１Ｐ１，１Ｐ２，１Ｐ３とＮＭＲ信号送受信回路１５とデジタル処理回路１６とにより、静磁界測定用付加装置２００が構成される。
【００３９】
静磁界測定用付加装置２００が接続された時、計算機７は、２次静磁界測定処理、基準磁界測定処理または磁界補償処理を実行する。前記２次磁界測定処理については、図７，図８を参照して後で詳述する。また、前記基準磁界測定処理については、図９を参照して後で詳述する。さらに、前記磁界補償処理については、図１０を参照して後で詳述する。
【００４０】
図６は、前記ＮＭＲ信号送受信回路１５の構成ブロック図である。
このＮＭＲ信号送受信回路１５は、ＲＦ発振回路やゲート変調回路やＲＦ電力増幅器を含むＲＦ駆動回路１５０と、そのＲＦ駆動回路１５０から出力されるＲＦパルス送信信号の出力先を切り換えるマルチプレクサ１５１と、ＲＦプローブ１Ｐ１，１Ｐ２，１Ｐ３へＲＦパルス送信信号を出すか又はＲＦプローブ１Ｐ１，１Ｐ２，１Ｐ３からＦＩＤ受信信号を受けるかを切り換える送受信切換スイッチ１５２，１５３，１５４と、ＲＦプローブ１Ｐ１，１Ｐ２，１Ｐ３からのＦＩＤ受信信号を増幅する前置増幅器１５５，１５６，１５７と、前置増幅器１５５，１５６，１５７で増幅されたＦＩＤ受信信号を加算する加算器１５８と、ＦＩＤ受信信号を中間周波数帯まで周波数変換するダウンコンバータ１５９と、中間周波数帯まで周波数変換されたＦＩＤ信号を増幅する中間周波数増幅器１６０とを具備している。
【００４１】
前記デジタル処理回路１６は、前記計算機７からの指示に従って前記ＮＭＲ信号送受信回路１５を操作すると共に、前記ＦＩＤ信号をデジタルデータに変換して前記計算機７に入力する。
【００４２】
図７は、前記ＭＲＩ装置１００による２次静磁界測定処理の動作を示すフロー図である。なお、この２次静磁界測定処理は、前記静磁界測定用付加装置２００を接続し且つ３個のＲＦプローブ１Ｐ１，１Ｐ２，１Ｐ３を設置した状態で、操作者の指示により起動される。
ステップＳＴ０では、円線輪コイルＣ１〜Ｃ４に電流を流さない。
【００４３】
ステップＳＴ１では、一つのＲＦプローブからＲＦパルスを送信し、ＦＩＤ信号Ｎｉｒを得る。例えば第１のＲＦプローブ１Ｐ１からＲＦパルスを送信し、ＦＩＤ信号Ｎ１ｒを受信する。
ステップＳＴ２では、ＦＩＤ信号ＮｉｒのＩ，Ｑから位相φｉｒ(t)を求め、その位相φｉｒ(t)を時間ｔで微分し、基準周波数ｆｉｒを求める。例えばＦＩＤ信号Ｎ１ｒから基準周波数ｆ１ｒを求める。
ステップＳＴ３では、全ＲＦプローブの基準周波数を得てないなら前記ステップＳＴ１に戻り、全ＲＦプローブの基準周波数を得たならステップＳＴ４へ進む。すなわち、第１のＲＦプローブ１Ｐ１での基準周波数ｆ１ｒを得ただけなら、前記ステップＳＴ１に戻り、ステップＳＴ１，ＳＴ２で第２のＲＦプローブ１Ｐ２での基準周波数ｆ２ｒを得る。さらに、第１のＲＦプローブ１Ｐ１での基準周波数ｆ１ｒおよび第２のＲＦプローブ１Ｐ２での基準周波数ｆ２ｒを得ただけなら、前記ステップＳＴ１に戻り、ステップＳＴ１，ＳＴ２で第３のＲＦプローブ１Ｐ３での基準周波数ｆ３ｒを得る。そして、ステップＳＴ４へ進む。
【００４４】
ステップＳＴ４では、円線輪コイルＣ１〜Ｃ４に同じ大きさの電流を流す。
【００４５】
ステップＳＴ５では、一つのＲＦプローブからＲＦパルスを送信し、ＦＩＤ信号Ｎｉを得る。例えば第１のＲＦプローブ１Ｐ１からＲＦパルスを送信し、ＦＩＤ信号Ｎ１を受信する。
ステップＳＴ６では、ＦＩＤ信号ＮｉのＩ，Ｑから位相φｉ(t)を求め、その位相φｉ(t)を時間ｔで微分し、周波数ｆｉを求める。例えばＦＩＤ信号Ｎ１から周波数ｆ１を求める。
ステップＳＴ７では、全ＲＦプローブの周波数を得てないなら前記ステップＳＴ５に戻り、全ＲＦプローブの周波数を得たならステップＳＴ８へ進む。すなわち、第１のＲＦプローブ１Ｐ１での周波数ｆ１を得ただけなら、前記ステップＳＴ５に戻り、ステップＳＴ５，ＳＴ６で第２のＲＦプローブ１Ｐ２の周波数ｆ２を得る。さらに、第１のＲＦプローブ１Ｐ１での周波数ｆ１および第２のＲＦプローブ１Ｐ２での周波数ｆ２を得ただけなら、前記ステップＳＴ５に戻り、ステップＳＴ５，ＳＴ６で第３のＲＦプローブ１Ｐ３での周波数ｆ３を得る。そして、ステップＳＴ８へ進む。
【００４６】
ステップＳＴ８では、ＲＦプローブ１Ｐ１，１Ｐ２，１Ｐ３の位置をｒ１，ｒ２，ｒ３で表すとき、
ｆ１−ｆ１ｒ＝α０＋α１・ｒ１＋α２・ｒ１2
ｆ２−ｆ２ｒ＝α０＋α１・ｒ２＋α２・ｒ２2
ｆ３−ｆ３ｒ＝α０＋α１・ｒ３＋α２・ｒ３2
なる連立方程式を解いて０次の変動成分α０（すなわち、円線輪コイルＣ１〜Ｃ４に電流を流したことにより生じた０次の静磁界成分）を求める。
【００４７】
ステップＳＴ９では、０次の変動成分α０を“０”にするように円線輪コイルＣ１〜Ｃ４に流す電流比および巻数比の少なくとも一方を決める。例えば、円線輪コイルＣ１〜Ｃ４の巻数を等しくし、円線輪コイルＣ１，Ｃ２に流す電流値を等しくし、円線輪コイルＣ３，Ｃ４に流す電流値を等しくし、円線輪コイルＣ１，Ｃ２に流す電流値と円線輪コイルＣ３，Ｃ４に流す電流値の電流比を決める。あるいは、円線輪コイルＣ１〜Ｃ４に流す電流値を等しくし、円線輪コイルＣ１，Ｃ２の巻数を等しくし、円線輪コイルＣ３，Ｃ４の巻数を等しくし、円線輪コイルＣ１，Ｃ２の巻数と円線輪コイルＣ３，Ｃ４の巻数の巻数比を決める。巻数比を変える場合は、円線輪コイルＣ１〜Ｃ４を取り替える必要がある。
【００４８】
図８のステップＳＴ１１では、前記ステップＳＴ９で決めた電流比および巻数比とした上で、円線輪コイルＣ１〜Ｃ４に適当な電流を流す。
【００４９】
ステップＳＴ１２〜ＳＴ１４は、前記ステップＳＴ５〜ＳＴ７と同じであり、周波数ｆ１，ｆ２，ｆ３を求める。
ステップＳＴ１５では、
ｆ１＝β０＋β１・ｒ１＋β２・ｒ１2
ｆ２＝β０＋β１・ｒ２＋β２・ｒ２2
ｆ３＝β０＋β１・ｒ３＋β２・ｒ３2
なる連立方程式を解いて２次の静磁界成分β２（すなわち、静磁界Ｂ０と円線輪コイルＣ１〜Ｃ４による補正磁界ｂｚ１〜ｂｚ４の和の２次成分）を求める。
【００５０】
ステップＳＴ１６では、２次の静磁界成分β２を“０”にするように円線輪コイルＣ１〜Ｃ４に流す電流値を決める。但し、電流比は変えないようにする。
【００５１】
前記ステップＳＴ１６で決めた電流値の電流を円線輪コイルＣ１〜Ｃ４に流すことにより、２次の静磁界成分が小さくなるように補正でき、静磁界の均一性を向上することが出来る。
【００５２】
図９は、前記ＭＲＩ装置１００による基準周波数測定処理の動作を示すフロー図である。なお、この基準周波数測定処理は、静磁界Ｂ０が好ましい状態にある時に、前記静磁界測定用付加装置２００を接続し且つ３個のＲＦプローブ１Ｐ１，１Ｐ２，１Ｐ３を設置した状態で、操作者の指示により起動される。
前記ステップＳＳ１では、前記ステップＳＴ１６または後述するステップＳＣ７で決めた電流値の電流を円線輪コイルＣ１〜Ｃ４に流す。
ステップＳＳ２〜ＳＳ４は、前記ステップＳＴ１〜ＳＴ３と同じであり、基準周波数ｆ１ｒ，ｆ２ｒ，ｆ３ｒを求め、記憶しておく。
【００５３】
図１０は、前記ＭＲＩ装置１００による磁界補償処理の動作を示すフロー図である。なお、この磁界補償処理は、前記静磁界測定用付加装置２００を接続し且つ３個のＲＦプローブ１Ｐ１，１Ｐ２，１Ｐ３を設置した状態で、操作者の指示により起動される。
前記ステップＳＣ０では、前記ステップＳＴ１６または後述するステップＳＣ７で決めた電流値の電流を円線輪コイルＣ１〜Ｃ４に流す。
【００５４】
ステップＳＣ１〜ＳＣ３は、前記ステップＳＴ５〜ＳＴ７と同じであり、周波数ｆ１，ｆ２，ｆ３を求める。
【００５５】
ステップＳＣ４では、
ｆ１−ｆ１ｒ＝α０＋α１・ｒ１＋α２・ｒ１2
ｆ２−ｆ２ｒ＝α０＋α１・ｒ２＋α２・ｒ２2
ｆ３−ｆ３ｒ＝α０＋α１・ｒ３＋α２・ｒ３2
なる連立方程式を解いて０次の静磁界変動成分α０，１次の静磁界変動成分α１および２次の静磁界変動成分α２を求める。
【００５６】
ステップＳＣ５では、０次の静磁界変動成分α０を基にＲＦ発振回路１０の発振周波数を補正する。
【００５７】
ステップＳＣ６では、１次の静磁界変動成分α１を基に勾配コイル１Ｇ１，１Ｇ２における勾配電流を補正する。例えばＺ軸勾配コイル１Ｇ１，１Ｇ２にオフセット電流を流す。補正すべき勾配磁界ΔＧは、磁気回転比をγとするとき、
ΔＧ＝α１／（２ｒ・γ）
である。
【００５８】
ステップＳＣ７では、２次の静磁界変動成分α２を小さくするように円線輪コイルＣ１〜Ｃ４に流す電流値を決める。但し、電流比は変えない。
【００５９】
前記ステップＳＣ５〜ＳＣ７により、ＭＲＩ装置１００の近くで金属塊が動いたり（例えば車両の通過）、環境が変わった（例えば気温の変化）こと等に起因する静磁界の変動を抑制することが出来る。
【００６０】
【発明の効果】
本発明の２次の静磁界補正方法およびＭＲＩ装置によれば、ＭＲＩ装置の２次の静磁界成分を小さくし、静磁場の均一性を向上することが出来る。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明の一実施形態に係るＭＲＩ装置を示す要部断面図である。
【図２】静磁界方向の磁界を示す説明図である。
【図３】本発明の一実施形態に係るＭＲＩ装置の静磁界測定時の状態を示す要部断面図である。
【図４】本発明に係るＲＦプローブの一例を示す断面図ある。
【図５】本発明の一実施形態にかかるＭＲＩ装置を示す構成ブロック図である。
【図６】本発明に係るＮＭＲ信号送受信回路の一例を示すブロック図ある。
【図７】本発明に係る２次静磁界測定処理の動作を示すフロー図である。
【図８】図７の続きのフロー図である。
【図９】本発明に係る基準磁界測定処理の動作を示すフロー図である。
【図１０】本発明に係る磁界補償処理の動作を示すフロー図である。
【符号の説明】
１ マグネットアセンブリ
１Ｇ１，１Ｇ２ 勾配コイル
１Ｍ１，１Ｍ２ 永久磁石
１Ｐ１，１Ｐ２，１Ｐ３ ＲＦプローブ
７ 計算機
１５ ＮＭＲ信号送受信回路
１６，１９ デジタル処理回路
１７ 円線輪コイル駆動回路
１００ ＭＲＩ装置
２００ 静磁界測定用付加装置
Ｃ１ 第１円線輪コイル
Ｃ２ 第２円線輪コイル
Ｃ３ 第３円線輪コイル
Ｃ４ 第４円線輪コイル
ｂｚ１ 第１補正磁界
ｂｚ２ 第２補正磁界
ｂｚ３ 第３補正磁界
ｂｚ４ 第４補正磁界
Ｂ０ 静磁界
Ｓｐ１，Ｓｐ２ 整磁板
Claims (8)
- 撮像領域の中心を挟んで静磁界方向について対称な配置で設置されており且つ互いに同方向の第１補正磁界および第２補正磁界を発生させる第１円線輪コイルおよび第２円線輪コイルと、
前記撮像領域の中心を挟んで静磁界方向について対称な配置で設置されており且つ前記第１円線輪コイルおよび第２円線輪コイルよりも径が大きく且つ互いに同方向で且つ前記第１補正磁界とは逆方向の第３補正磁界および第４補正磁界を発生させる第３円線輪コイルおよび第４円線輪コイルと、
前記第１円線輪コイルから第４円線輪コイルに補正電流を流して前記第１補正磁界から第４補正磁界を発生させる円線輪コイル駆動手段と、
ＦＩＤ信号を発しうる小型ファントムと小型コイルとを組み合わせた３個のＲＦプローブが静磁界方向の異なる位置に設置された状態で、各ＲＦプローブからＲＦパルスを送信しＦＩＤ信号を受信し、それらＦＩＤ信号から周波数ｆ１，ｆ２，ｆ３を求める周波数取得手段と、
各ＲＦプローブの位置をｒ１，ｒ２，ｒ３で表すとき、
ｆ１＝β０＋β１・ｒ１＋β２・ｒ１２
ｆ２＝β０＋β１・ｒ２＋β２・ｒ２２
ｆ３＝β０＋β１・ｒ３＋β２・ｒ３２
なる連立方程式を解いて２次の静磁界成分β２を求め、該２次の静磁界成分β２を基に補正磁界を調整する補正磁界調整手段とを具備したことを特徴とするＭＲＩ装置。 - 請求項１に記載のＭＲＩ装置において、
静磁界方向の勾配コイルと実質的に同一平面に且つ該勾配コイルの外側に前記第１円線輪コイルおよび第２円線輪コイルを設置したことを特徴とするＭＲＩ装置。 - 請求項１または請求項２に記載のＭＲＩ装置において、
整磁板を取り巻くように前記第３円線輪コイルおよび第４円線輪コイルを設置したことを特徴とするＭＲＩ装置。 - 請求項１から請求項３のいずれかに記載のＭＲＩ装置において、
静磁界方向についての０次の補正磁界成分を相互に打ち消し合わせるように前記第１円線輪コイルから第４円線輪コイルの電流比および巻数比の少なくとも一方を決めることを特徴とするＭＲＩ装置。 - 請求項１から請求項４のいずれかに記載のＭＲＩ装置において、
ＦＩＤ信号を発しうる小型ファントムと小型コイルとを組み合わせた３個のＲＦプローブが静磁界方向の異なる位置に設置された状態で且つ基準磁界を測定すべきタイミングで各ＲＦプローブからＲＦパルスを送信しＦＩＤ信号を受信し、それらＦＩＤ信号から基準周波数ｆ１ｒ，ｆ２ｒ，ｆ３ｒを求める基準周波数取得手段と、
ＦＩＤ信号を発しうる小型ファントムと小型コイルとを組み合わせた３個のＲＦプローブが静磁界方向の異なる位置に設置された状態で且つ磁界変動を測定すべきタイミングで各ＲＦプローブからＲＦパルスを送信しＦＩＤ信号を受信し、それらＦＩＤ信号から周波数ｆ１，ｆ２，ｆ３を求める周波数取得手段と、
各ＲＦプローブの位置をｒ１，ｒ２，ｒ３で表すとき、
ｆ１−ｆ１ｒ＝α０＋α１・ｒ１＋α２・ｒ１２
ｆ２−ｆ２ｒ＝α０＋α１・ｒ２＋α２・ｒ２２
ｆ３−ｆ３ｒ＝α０＋α１・ｒ３＋α２・ｒ３２
なる連立方程式を解いて２次の磁界変動α２を求め、該２次の磁界変動α２を基に補正磁界を調整する２次の磁界変動補償手段とを具備したことを特徴とするＭＲＩ装置。 - 請求項５に記載のＭＲＩ装置において、
０次の磁界変動α０を求め、その０次の磁界変動α０を基にＲＦパルスの送信周波数およびＮＭＲ信号の受信検波周波数を調整する０次の磁界変動補償手段を具備したことを特徴とするＭＲＩ装置。 - 請求項５または請求項６に記載のＭＲＩ装置において、
１次の磁界変動α１を求め、その１次の磁界変動α１を基に勾配電流を調整する１次の磁界変動補償手段を具備したことを特徴とするＭＲＩ装置。 - 請求項１から請求項７のいずれかに記載のＭＲＩ装置において、
ＭＲＩ装置が、垂直方向に静磁界を発生させるオープン型ＭＲＩ装置であることを特徴とするＭＲＩ装置。
Priority Applications (6)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP2000354862A JP3847079B2 (ja) | 2000-11-21 | 2000-11-21 | Ｍｒｉ装置 |
| US09/963,824 US6696835B2 (en) | 2000-11-21 | 2001-09-26 | Second-order static magnetic field correcting method and MRI apparatus |
| KR10-2001-0072203A KR100458775B1 (ko) | 2000-11-21 | 2001-11-20 | 2차 정적 자계 보정 방법 및 ｍｒｉ 장치 |
| CNB01145492XA CN1254691C (zh) | 2000-11-21 | 2001-11-21 | 二阶静态磁场校正方法和mri装置 |
| EP01309791A EP1209480B1 (en) | 2000-11-21 | 2001-11-21 | Second-order static magnetic field error correcting method and Mri apparatus |
| DE60128776T DE60128776T2 (de) | 2000-11-21 | 2001-11-21 | Verfahren zur Korrektur des Fehlers zweiter Ordnung eines statischen Magnetfelds und Gerät für die bildgebende magnetische Resonanz |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP2000354862A JP3847079B2 (ja) | 2000-11-21 | 2000-11-21 | Ｍｒｉ装置 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JP2002165772A JP2002165772A (ja) | 2002-06-11 |
| JP3847079B2 true JP3847079B2 (ja) | 2006-11-15 |
Family
ID=18827374
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP2000354862A Expired - Fee Related JP3847079B2 (ja) | 2000-11-21 | 2000-11-21 | Ｍｒｉ装置 |
Country Status (6)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US6696835B2 (ja) |
| EP (1) | EP1209480B1 (ja) |
| JP (1) | JP3847079B2 (ja) |
| KR (1) | KR100458775B1 (ja) |
| CN (1) | CN1254691C (ja) |
| DE (1) | DE60128776T2 (ja) |
Families Citing this family (16)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP3847079B2 (ja) * | 2000-11-21 | 2006-11-15 | ジーイー・メディカル・システムズ・グローバル・テクノロジー・カンパニー・エルエルシー | Ｍｒｉ装置 |
| JP3884243B2 (ja) * | 2001-06-21 | 2007-02-21 | ジーイー・メディカル・システムズ・グローバル・テクノロジー・カンパニー・エルエルシー | 外部磁界測定方法、静磁界補正方法、外部磁界測定装置およびｍｒｉ装置 |
| US20030079334A1 (en) * | 2001-10-29 | 2003-05-01 | Minfeng Xu | Magnetic homogeneity design method |
| JP3845048B2 (ja) * | 2002-08-27 | 2006-11-15 | ジーイー・メディカル・システムズ・グローバル・テクノロジー・カンパニー・エルエルシー | 磁気共鳴撮影装置 |
| EP1582886B1 (en) * | 2004-04-02 | 2012-08-15 | Universität Zürich | Magnetic resonance apparatus with magnetic field detectors |
| US7777490B2 (en) * | 2005-10-11 | 2010-08-17 | Koninklijke Philips Electronics N.V. | RF antenna with integrated electronics |
| US7847545B2 (en) | 2008-04-11 | 2010-12-07 | General Electric Company | System and method for correcting flow velocity measurements in phase contrast imaging using magnetic field monitoring |
| US8781197B2 (en) * | 2008-04-28 | 2014-07-15 | Cornell University | Tool for accurate quantification in molecular MRI |
| EP2450720A4 (en) * | 2009-07-03 | 2013-03-27 | Nat Inst For Materials Science | MAGNETIC FIELD HOMOGENIZATION DEVICE FOR SUPERCONDUCTING MAGNET |
| JP5818267B2 (ja) * | 2009-12-02 | 2015-11-18 | ナナリシス コーポレーション | 均一な磁場を生み出すための方法および装置 |
| JP6037424B2 (ja) | 2011-02-24 | 2016-12-07 | 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 |
| CN103562740B (zh) * | 2011-05-31 | 2016-11-16 | 皇家飞利浦有限公司 | Mri放射治疗装置的静态磁场的校正 |
| RU2614648C2 (ru) * | 2011-12-23 | 2017-03-28 | Конинклейке Филипс Н.В. | Использование градиентных катушек для коррекции неоднородностей поля b0 высших порядков при формировании изображения методом магнитного резонанса |
| JP6138600B2 (ja) * | 2013-06-12 | 2017-05-31 | ジャパンスーパーコンダクタテクノロジー株式会社 | 磁場発生装置 |
| CN104747181B (zh) * | 2015-01-26 | 2017-12-12 | 中国海洋石油总公司 | 随钻核磁探测仪的探头敏感区标定检测装置 |
| KR101995904B1 (ko) * | 2018-11-09 | 2019-07-04 | 한국기초과학지원연구원 | 자석의 공간 자기장 분포 측정방법 및 이를 이용한 자석의 공간 자기장 분포 측정장치 |
Family Cites Families (17)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| GB1135332A (en) * | 1966-03-07 | 1968-12-04 | Varian Associates | Apparatus for improving the uniformity of magnetic fields |
| US3622869A (en) * | 1967-06-28 | 1971-11-23 | Marcel J E Golay | Homogenizing coils for nmr apparatus |
| US4284950A (en) * | 1978-08-05 | 1981-08-18 | E M I Limited | Imaging systems |
| JPS5617553U (ja) * | 1979-07-20 | 1981-02-16 | ||
| GB8410972D0 (en) * | 1984-04-30 | 1984-06-06 | Oxford Magnet Tech | Magnet assembly |
| JPS62264606A (ja) * | 1986-05-07 | 1987-11-17 | Toshiba Corp | 磁場補正用コイル装置 |
| FR2598808B1 (fr) * | 1986-05-13 | 1993-09-17 | Thomson Cgr | Procede de reglage des correcteurs d'homogeneite du champ magnetique cree par un aimant |
| JPH0337046A (ja) * | 1989-07-04 | 1991-02-18 | Sanyo Electric Co Ltd | 磁気共鳴撮像装置の磁場状態検出方法 |
| DE3937150A1 (de) * | 1989-11-08 | 1991-05-23 | Bruker Analytische Messtechnik | Kernresonanzspektrometer |
| WO1994001785A1 (en) * | 1992-07-10 | 1994-01-20 | Doty Scientific, Inc. | Solenoidal, octopolar, transverse gradient coils |
| JPH0779942A (ja) * | 1993-09-13 | 1995-03-28 | Toshiba Corp | 磁気共鳴イメージング装置 |
| DE4416907C1 (de) * | 1994-05-13 | 1995-09-07 | Bruker Analytische Messtechnik | Therapietomograph mit Homogenisierungseinrichtung |
| GB2309305B (en) * | 1996-01-19 | 2000-05-31 | Oxford Magnet Tech | Improvements in or relating to MRI magnets |
| JP3753505B2 (ja) * | 1997-07-07 | 2006-03-08 | ジーイー横河メディカルシステム株式会社 | 外乱磁場補償方法および磁気共鳴撮像装置 |
| JP3453089B2 (ja) * | 1999-08-20 | 2003-10-06 | ジーイー横河メディカルシステム株式会社 | Ｍｒｉ装置 |
| JP2002159463A (ja) * | 2000-11-15 | 2002-06-04 | Ge Medical Systems Global Technology Co Llc | Ｍｒｉ装置の磁界変動測定方法、磁界変動補償方法およびｍｒｉ装置 |
| JP3847079B2 (ja) * | 2000-11-21 | 2006-11-15 | ジーイー・メディカル・システムズ・グローバル・テクノロジー・カンパニー・エルエルシー | Ｍｒｉ装置 |
-
2000
- 2000-11-21 JP JP2000354862A patent/JP3847079B2/ja not_active Expired - Fee Related
-
2001
- 2001-09-26 US US09/963,824 patent/US6696835B2/en not_active Expired - Fee Related
- 2001-11-20 KR KR10-2001-0072203A patent/KR100458775B1/ko not_active IP Right Cessation
- 2001-11-21 CN CNB01145492XA patent/CN1254691C/zh not_active Expired - Fee Related
- 2001-11-21 EP EP01309791A patent/EP1209480B1/en not_active Expired - Lifetime
- 2001-11-21 DE DE60128776T patent/DE60128776T2/de not_active Expired - Fee Related
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| KR20020039620A (ko) | 2002-05-27 |
| US6696835B2 (en) | 2004-02-24 |
| EP1209480B1 (en) | 2007-06-06 |
| EP1209480A3 (en) | 2004-07-21 |
| KR100458775B1 (ko) | 2004-12-03 |
| DE60128776T2 (de) | 2008-02-07 |
| DE60128776D1 (de) | 2007-07-19 |
| CN1254691C (zh) | 2006-05-03 |
| CN1373370A (zh) | 2002-10-09 |
| EP1209480A2 (en) | 2002-05-29 |
| US20020089328A1 (en) | 2002-07-11 |
| JP2002165772A (ja) | 2002-06-11 |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| JP3847079B2 (ja) | Ｍｒｉ装置 | |
| EP1207402A2 (en) | Magnetic field variation measuring method and magnetic field varation compensating method for MRI apparatus, and MRI apparatus | |
| US5731704A (en) | Method and arrangement for measuring and controlling the basic field of a magnet of a nuclear magnetic tomography apparatus | |
| US7187791B2 (en) | Coil sensitivity map generating method, parallel imaging method, and MRI apparatus | |
| US7034537B2 (en) | MRI apparatus correcting vibratory static magnetic field fluctuations, by utilizing the static magnetic fluctuation itself | |
| CN102866371B (zh) | 磁场不敏感的化学交换饱和转移成像 | |
| JP4579381B2 (ja) | 磁気共鳴画像内のアーティファクトの補正方法 | |
| US20140218031A1 (en) | Magnetic resonance imaging apparatus and control method thereof | |
| JPH0638943A (ja) | 磁気共鳴イメージングシステム及び磁気共鳴イメージング方法 | |
| JP2002143127A (ja) | 磁気共鳴撮像のための補償方法及び装置 | |
| US5631561A (en) | Arrangement for measuring and controlling the basic field of an NMR tomography apparatus | |
| US5451877A (en) | Method for the compensation of eddy currents caused by gradients in a nuclear magnetic resonance apparatus | |
| US20150048832A1 (en) | Magnetic resonance imaging apparatus and manufacturing method thereof | |
| JP5865913B2 (ja) | Ｒｆ送信チェーンを特徴付ける方法及び装置 | |
| US7511490B2 (en) | Magnetic resonance imaging apparatus and magnetic resonance imaging method | |
| US9989603B2 (en) | Method and apparatus for local specific absorption rate reduction | |
| US20120249146A1 (en) | Mrt gradient system with integrated main magnetic field generation | |
| JPH02107230A (ja) | Ｍｒ装置のうず電流補償方法とそのデバイス | |
| JP3887082B2 (ja) | 磁気共鳴イメージング装置 | |
| JP2005288026A (ja) | 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 | |
| Felder et al. | MRI Instrumentation | |
| US6297633B1 (en) | Magnetic resonance tonography system with non-uniform basic field magnet | |
| JP4699744B2 (ja) | Ｍｒｉ装置およびｍｒｉ装置の画質改善方法 | |
| JPH1119064A (ja) | 磁場検出方法及びｍｒｉ装置 | |
| Loeffler | MRI: A Systems Overview |
Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| A625 | Written request for application examination (by other person) |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A625 Effective date: 20040909 |
|
| A977 | Report on retrieval |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A971007 Effective date: 20060131 |
|
| A131 | Notification of reasons for refusal |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A131 Effective date: 20060207 |
|
| A601 | Written request for extension of time |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A601 Effective date: 20060426 |
|
| A602 | Written permission of extension of time |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A602 Effective date: 20060501 |
|
| A521 | Request for written amendment filed |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A523 Effective date: 20060512 |
|
| TRDD | Decision of grant or rejection written | ||
| A01 | Written decision to grant a patent or to grant a registration (utility model) |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A01 Effective date: 20060801 |
|
| A61 | First payment of annual fees (during grant procedure) |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A61 Effective date: 20060822 |
|
| R150 | Certificate of patent or registration of utility model |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R150 |
|
| LAPS | Cancellation because of no payment of annual fees |