JP3848005B2 - Magnetic resonance imaging system - Google Patents
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Description
【0001】
【発明の属する技術分野】
本発明は磁気共鳴イメージング装置に関し、特にパルス状に発生される傾斜磁場により発生する渦電流に基づく磁場変動(傾斜磁場波形の歪み)を高精度に、しかも高速に計測する磁気共鳴イメージング装置に関する。
【0002】
【従来の技術】
磁気共鳴イメージング装置(以下、MRI装置と略称する)は、被検者を含む検査空間に静磁場磁石によって均一な静磁場を印加して分極磁化を作り出し、高周波電磁場と傾斜磁場をパルス状に印加して、被検者の体内の原子核に磁気共鳴現象を引き起こし、この磁気共鳴現象により発生する磁気共鳴信号(NMR信号)を受信した後、計算機処理により断層像を再構成する装置である。傾斜磁場は傾斜磁場コイルおよび傾斜磁場アンプによりパルス状に生成されるため、傾斜磁場コイルの周囲に電気伝導体があると、傾斜磁場の切換え時に伝導体に渦電流が発生する。電気伝導体の例としては、静磁場磁石の熱シールド等が挙げられる。現在、0.5テスラ以上のMRI装置で使用される超伝導磁石の場合、最内層には液体ヘリウム層があり、その外層には液体窒素層など複数の金属層が配置されている。これらの金属層の温度、材質、サイズは同一でないため、渦電流の強度・時定数は複数の成分を有することになる。典型的な時定数は数msから数sまでの広い範囲に亘っている。渦電流により生成される変動磁場(以下、渦磁場と略称する)は、MRI装置のコントローラが指示する傾斜磁場波形を歪め、画像のアーチファクトをもたらす。
【0003】
発生される渦磁場の強度を小さくしたり、渦磁場に応じて傾斜磁場波形を整形する技術が幾つか報告されている。その代表例が、前者ではアクティブシールド型傾斜磁場コイル(ASGC)を用いることであり、後者では渦磁場補償である。原理的には、ASGCによって渦磁場強度を大幅に低減することができるが、ASGCの製造誤差やコイル線材の離散配置等の理由で、微小な渦磁場が発生することが避けられない。エコープラナー法等の近年発達の著しい超高速撮影法では、この僅かな渦磁場の存在によっても画像にアーティファクトが発生する場合がある。このため、ASGCは単独で用いるのではなく、渦磁場補償と併用されることが多い。
【0004】
この渦磁場補償を正確に行うためには、渦磁場の強度と時定数をあらかじめ計測する必要がある。渦磁場を感度良く計測する手段として、以下に述べるようにNMR信号を用いた手法が各種提案されている。しかし、後述するように、何れの手法でも、数msから数sまでの広い範囲に亘っている渦磁場の時定数を短時間に、精度良く計測することはできなかった。
【0005】
第1の渦磁場計測方法として、特公平3−49453号公報に記載の方法がある。NMR撮影のためのサンプル(例えば、水が充満された袋)を磁場中心から離して配置し、傾斜磁場(データ収集で用いられる傾斜磁場パルスより時間的に前に修飾用に印加される傾斜磁場パルスのため、以下プリパルスと呼称する)を印加した後に、同サンプルのFID信号を取得し、その位相変化から渦磁場の波形を計測する。図12にその収集方法に関するパルスシーケンスを示す。Geddyがプリパルスを表わし、eddyLとeddySはプリパルスGeddyにより誘起される渦磁場を表わし、eddyLは時定数TLが長い成分、eddySは時定数TSが短い成分をそれぞれ表す。TLとしては数s、TSは数msから数10msに対応する。ADC1やADC2はFID信号のサンプリング期間を表し、典型的には100ms前後の期間である。
【0006】
FID信号はNMRサンプル全体からの信号であるので、同サンプルは小さくなければならないし、磁場中心から離して配置する必要がある。短時定数渦磁場eddySを計測するには、プリパルスGeddyの印加直後に開始するサンプリング期間ADC1のみで十分である。しかし、長時定数渦磁場eddyLを計測するためには、プリパルスGeddyの印加後に所定の遅延時間TDを置いたサンプリング期間ADC2にFID信号を収集する必要がある。このようにプリパルスとデータ収集期間との間隔(遅延時間TD)を変えてFID信号を何回か収集することにより、長時定数渦磁場eddyLの計測が可能となる。
【0007】
図13にその原理を説明する。図13のグラフは、NMR信号ないしMRI画像における渦磁場による位相シフトの時間変化を表す。図13の131と132に示すように、短時定数と長時定数の2成分の渦磁場があるとする。図12のサンプリング期間ADCは、図13の「読み出し傾斜磁場無し」の行に両端に矢印を付した各期間に対応する。FID信号収集を繰り返す(ADC1〜ADCn)ことにより、時定数の長い成分が減衰するまで計測することができる。ただし、この場合、プリパルスの印加間隔TGは、前のプリパルスによる渦磁場が十分減衰するよう、長時間時定数TLの10倍程度にする必要がある。
【0008】
そのため、この方法では、計測時間が長くなるというデメリットがあった。計測時間を以下の条件で見積もることにする。FID信号収集のための励起の回数Nとしては、遅延時間TDを変えて数回データを収集しなくてはならないので、ここでは、N=10回とする。TLを約1sと仮定すると、TGは約10sとなる。また、NMRサンプルを配置する位置として少なくとも2箇所が必要である。これは、渦磁場の空間成分には、1次成分の他に0次成分や、より高次の成分があるからである。この0次成分は、ASGCの中心ずれ(製造誤差、組立誤差)に由来するので、ASGC毎に変化する。高次成分は、ASGCと磁石(渦発生源)との半径差などから必ず発生する。渦補償では1次成分のみを計測しなければならないため、NMRサンプルを配置する位置を複数回(M回:少なくとも2回、ここでは2回)変える必要がある。したがって、NMRサンプルを計測する時間は少なくともTG×N×M(約200s)となり、計測時間はかなり長くなる。
【0009】
第1の渦磁場計測方法の改良例として、特開平4−189344号公報に記載の方法がある。この方法では、NMRサンプルを移動させる必要がなく、複数のサンプル点における渦磁場を同時に計測することができる。しかし、この方法でも、長い時定数を計測する際には、遅延時間TDを変えることがやはり必要であり、データ収集にかかる時間は特公平3−49453号公報の場合と同等である。
【0010】
第2の渦磁場計測方法として、渦磁場の空間分布を計測する方法が特開平2−177940号公報に提案されている。この方法では、スピンエコー(SE)法、あるいはフィールドエコー(FE)法でイメージングして画像を得た後に、傾斜磁場プリパルスを印加してSE法ないしFE法のイメージングシーケンスを実施し、得られたそれぞれの画像の位相差から渦磁場強度の空間分布を求めている。図14に2次元FE法の場合のパルスシーケンスを示す。図のGrはリードアウト傾斜磁場、Geは位相エンコード傾斜磁場である。得られる位相差分画像値は、プリパルスGeddy印加後からエコータイムTEまでの渦磁場強度の積分値にほぼ比例する。
【0011】
この従来技術の文献中には、渦磁場の時定数を計測することは記載があるが、時定数と強度の両方を計測する方法は開示されていない。これは、この第2の手法では、プリパルスとエコー収束時刻との間隔(プリパルス印加終了時刻と励起用のRFパルス印加までの時間+エコータイム)を変えたり、プリパルスの印加時間を変化させたりして、上記の位相画像を何枚も計測する必要があるからである。図14のサンプリング期間ADCは図13の「読み出し傾斜磁場有り」の行の点に対応する。点の一つがFE法の一回のイメージングに相当する。但し、この場合、エコータイムより短い時定数を持つ渦磁場を計測することはできない。したがって、数msの時定数の渦磁場を計測することはできない。一方、これより長い時定数の渦磁場についても、複数の位相を渦磁場強度と時定数をパラメータに持つ複雑な関数でフィットすることで値を決定することになるので、その精度は高くない。
【0012】
第2の渦磁場計測方法を改良した方法として、一つのプリパルスにつきFE法のイメージングシーケンスを複数回繰り返す第3の渦磁場計測方法がある("New Efficient Eddy-Field-Mapping Procedure(FAME)", J. Schiff, H. Rotem, S. Stokar, and N. Kaplan, Journal of Magnetic resonance, Series B 104, 73-76(1994))。これにより、FE法のイメージングシーケンスの実行時間より長い時定数の渦磁場の時定数と強度を計測することが可能となる。しかし、この方法もエコータイムより短い時定数を持つ渦磁場を計測することはできないし、エコータイムより長くFE法のイメージングシーケンスの実行時間より短い時定数を持つ渦磁場の計測精度は高くない。
【0013】
以上述べたように、従来の渦磁場計測法においては、数msから数sの広い時定数範囲に亘る時定数を短時間に計測できなかったし、長時間かかって計測したた値も精度が悪いという問題点があった。
【0014】
さらに、上述したように、ASGCの性能向上や、渦磁場の高精度の計測、及び補償により、渦磁場のカップリング成分(以下、カップリング渦と呼ぶ)の存在が問題となってきた。例えばxチャンネルの傾斜磁場コイルをパルス駆動したときに、x方向に強度変化する渦磁場の他に、y方向ないしz方向に強度変化する渦磁場成分も発生している。しかし、従来は、渦磁場を高精度に、しかも短時間に計測することができなかったので、このようなカップリング渦の影響は無視していた。このため、高精度な渦補償ができなかった。
【0015】
【発明が解決しようとする課題】
以上述べたように、従来の渦磁場計測法においては、数msから数sの広い時定数範囲に亘る時定数を短時間に計測できなかったし、長時間かかって計測したた値も精度が悪いという問題点があった。さらに、カップリング渦を補償することができないという問題点があった。
【0016】
本発明の目的は、数msから数sの広い時定数範囲に亘る時定数の渦磁場の時定数と強度とを正確に短時間で計測できる磁気共鳴イメージング装置を提供することにある。
【0018】
【課題を解決するための手段】
前記課題を解決し目的を達成するために、本発明は以下に示す手段を用いている。
【0019】
本発明の一態様によれば、磁気共鳴イメージング装置は、撮影空間に配置されたファントムに静磁場を印加するとともに、パルス状の傾斜磁場を1回印加した後、スライス選択傾斜磁場を印加して少なくとも2つのスライスを選択し、前記パルス状の傾斜磁場の1回の印加に対して該ファントムを複数回励起することにより、前記パルス状の傾斜磁場を複数回印加することなく各励起による信号を収集する手段と、前記パルス状の傾斜磁場の強度を変えて上記の信号収集計測を少なくとも2回行い、該少なくとも2つの収集信号セットの位相の時間変化曲線の差分から渦磁場の時定数と強度とを求める手段とを具備する。
本発明の他の態様によれば、磁気共鳴イメージング装置は、撮影空間に配置されたファントムに静磁場を印加するとともに、パルス状の傾斜磁場を1回印加した後、スライス選択傾斜磁場を印加して少なくとも2つのスライスを選択し、前記パルス状の傾斜磁場の1回の印加に対して該ファントムを複数回励起することにより、前記パルス状の傾斜磁場を複数回印加することなく各励起による信号を収集する手段と、前記パルス状の傾斜磁場の強度と前記スライス選択傾斜磁場の強度は変えずに、前記ファントムの励起に使われる高周波パルスの搬送周波数を変えて上記の信号収集計測を少なくとも2回行い、該少なくとも2つの収集信号セットの位相の時間変化曲線の差分から渦磁場の時定数と強度とを求める手段とを具備する。
本発明のさらに他の態様によれば、撮影空間に配置されたファントムに静磁場を印加するとともに、パルス状の傾斜磁場を1回印加した後、スライス選択傾斜磁場を印加して少なくとも2つのスライスを選択し、前記パルス状の傾斜磁場の1回の印加に対して該ファントムを複数回励起することにより、前記パルス状の傾斜磁場を複数回印加することなく各励起による信号を収集する手段と、前記パルス状の傾斜磁場の強度と前記ファントムの励起に使われる高周波パルスの搬送周波数は変えずに、前記スライス選択傾斜磁場の強度を変えて上記の信号収集計測を少なくとも2回行い、該少なくとも2つの収集信号セットの位相の時間変化曲線の差分から渦磁場の時定数と強度とを求める手段とを具備する。
【0031】
【発明の実施の形態】
以下、図面を参照して本発明によるMRI装置の実施形態を説明する。
【0032】
第1実施形態
図1は第1実施形態が適用されるMRI装置全体の概略構成を示すブロック図である。ガントリ20内には、静磁場磁石1、x軸、y軸、z軸傾斜磁場コイル2、及び送受信コイル3が設けられる。静磁場発生装置としての静磁場磁石1は、例えば、超電導コイル、常伝導コイル、または永久磁石を用いて構成される。x軸、y軸、z軸傾斜磁場コイル2は、x軸傾斜磁場Gx、y軸傾斜磁場Gy、z軸傾斜磁場Gzを発生するためのコイルである。送受信コイル3は、高周波(RF)パルスを発生し、かつ磁気共鳴により発生したエコー信号を検出するために使用される。寝台13上の被検体Pはガントリ20内のイメージング可能領域(イメージング用磁場が形成される球状の領域であり、この領域内でのみ診断が可能となる)に挿入される。なお、RFパルスの送信とエコー信号の受信は別々の送信コイル、受信コイルによって行ってもよい。
【0033】
静磁場磁石1は、静磁場制御装置4により駆動される。送受信コイル3は、磁気共鳴の励起時には送信器5により駆動され、かつエコー信号の検出時には受信器6に結合される。x軸、y軸、z軸傾斜磁場コイル2は、x軸傾斜磁場アンプ7、y軸傾斜磁場アンプ8、z軸傾斜磁場アンプ9により駆動される。
【0034】
x軸傾斜磁場アンプ7、y軸傾斜磁場アンプ8、z軸傾斜磁場アンプ9、送信器5はシーケンスコントローラ10により所定のシーケンスに従って駆動され、x軸傾斜磁場Gx、y軸傾斜磁場Gy、z軸傾斜磁場Gz、高周波(RF)パルスを、後述する所定のパルスシーケンスで発生する。この場合、x軸傾斜磁場Gx、y軸傾斜磁場Gy、z軸傾斜磁場Gzは、主として、例えば、読出し用傾斜磁場Gr、位相エンコード用傾斜磁場Ge、スライス用傾斜磁場Gsとしてそれぞれ使用される。ホストコンピュータ11はシーケンスコントローラ10を駆動制御するとともに、受信器6で受信されるエコー信号としてのエコー信号を取り込んで所定の信号処理を施すことにより、被検体の断層像を生成し、表示部12で表示する。
【0035】
図2は第1実施形態の渦磁場計測を行うパルスシーケンスを示す。第1実施形態の渦磁場計測は、比較的小さいNMRサンプルを渦磁場を計測したい領域に配置し、該サンプルに傾斜磁場プリパルスを印加した後、RFパルスを印加して該サンプルを複数回励起し、FID信号を連続して収集する第1ステップと、その各励起時のFID信号の位相の時間変化曲線を求める第2ステップと、その時間変化曲線から渦磁場の時定数と強度とを求める第3ステップとから構成され、図2に示したパルスシーケンスは第1ステップに関する。Geddyが傾斜磁場プリパルス、ADC1やADC2が各FID信号のサンプリング期間である。図2では、FID信号の収集が2回であるが、より多くても良い。図2のeddyLは長い時定数を持つ渦磁場、eddySは短い時定数を持つ渦磁場を表す。数msから数10ms程度の時定数のeddySの時定数と強度は1回目のFID信号収集期間ADC1で収集されたFID信号のみに基づいて計測可能である。それより長い時定数のeddyLの時定数と強度は2回目以降のFID信号収集ADC2…ADCnで収集されたFID信号を組み合わせることにより計測可能である。
【0036】
n番目のFID信号収集期間ADCnのk番目のデータを収集した時刻をtn,kとする。第2ステップでは、信号の位相を求め、tn,kに対してその位相をプロットすることで、位相の時間変化曲線が求められる。つづいて、第3ステップでは、この時間変化曲線を渦磁場の強度と時定数の関数に当てはめられる。サンプル位置rでの信号の位相は次のような式で表わされる。
【0037】
φ(r,t)
=γατLGpre・r(Exp(ta/τL)−Exp(tb/τL))
*Exp(−tn/τL)(1−Exp(−(tn,k−tn)/τL))
ここで、τLとαは渦の時定数と強度、Gpreはプリパルス強度(ベクトル)、taとtbはプリパルスの印加開始時刻及び終了時刻、tnはn番目のFIDを生成するためのRFパルス印加時刻、γは磁気回転比であり、プリパルスは矩形パルスであると仮定する。
【0038】
nとkの異なる複数のデータが収集されているので、上記の位相をデータに当てはめることで、渦磁場の時定数と強度を求めることができる。当てはめには最小二乗法等の既存の手法を用いることができる。プリパルスが矩形パルスではない場合は、上記の式を修正する必要があるが、これは当業者にとって容易である。
【0039】
このように本実施形態によれば、傾斜磁場プリパルスGeddyを印加する回数は1回だけで複数の信号を収集できるので、図12に示した特公平3−49453号公報に記載の方法(短時定数渦磁場eddySと長時定数渦磁場eddyLの測定それぞれにプリパルスGeddyを印加する)と比べ、計測が高速になる。従来技術の説明で、特公平3−49453号公報に記載の方法の計測時間を200sと見積もったが、本実施形態では20s(TG=10s、N=1、M=2)となり、10分の1に短縮することができる。この場合、特公平3−49453号公報に記載の方法と同様に、本実施形態においてもNMRサンプルの位置を変えて少なくとも2回計測する。通常、NMRサンプルを置く位置は、プリパルスの印加する方向に位相をシフトさせるように定める。この2回のうち1回は、NMRサンプルは磁場中心に配置しても構わない。
【0040】
本実施形態のより良い変形例として、プリパルスの強度を変えて本実施形態の第1ステップと第2ステップを2回行ない、その2回の位相変化曲線の差分を取ってから第3ステップを実施する方法がある。これは、静磁場不均一性等による位相シフトがある場合にその影響を効果的に取り除くことができる。
【0041】
以下、本発明による装置の他の実施形態を説明する。他の実施形態の説明において第1実施形態と同一部分は同一参照数字を付してその詳細な説明は省略する。
【0042】
第2実施形態
第2実施形態のブロック図は第1実施形態のブロック図と同一であるので、図示は省略する。本実施形態の第1ステップに関するパルスシーケンスを図3に示す。第1実施形態と異なるのは、NMR信号を出すサンプルとして、磁場中心を含むほぼ均一で大きな容積のファントムを使用する点と、FID信号を収集するためにファントムを励起する際に、RFパルスの印加と同時にスライス選択傾斜磁場Gsも印加するという点である。通常、傾斜磁場プリパルスGeddyとスライス選択傾斜磁場Gsは同一方向の傾斜磁場となるように設定する。そのため、この場合、プリパルスはスライス方向に印加する。なお、第1実施形態では、プリパルスの印加方向に制限はない。FID信号を連続して収集する第1ステップでは、常に同一のスライスの信号を収集する。本実施形態は、第1実施形態と比べて、NMRサンプルを移動させる手間が必要ないので、その分時間短縮が可能であるという利点がある。第1実施形態と異なり、励起の際にスライス傾斜磁場を印加するのは、大きなファントムを使用するため、励起断面位置を特定するためである。
【0043】
本実施形態においても、第1実施形態の変形例のように、プリパルスの強度を変えて第1ステップを2回行うことで、静磁場不均一性や他のイメージング傾斜磁場パルスによる渦磁場等による位相シフトをキャンセルすることが可能である。ただし、撮影時間は2倍に延長する。
【0044】
そこで、撮影時間を延長することなく、静磁場不均一性の影響を取り除くことが可能な本実施形態の他の2つの変形例を説明する。図4に示す変形例は、NMR信号を発生させるRFパルスの搬送波周波数Cfとプリパルスの強度を同一にしたまま、スライス傾斜磁場強度Gsの異なる2つの収集データセットADC1(+)〜ADCn(+)とADC1(−)〜ADCn(−)との間で位相の差分を行う。図5に示す変形例は、スライス傾斜磁場強度とプリパルス強度を同一にしたまま、NMR信号を発生させるRFパルスの搬送波周波数Cfの異なる2つの収集データセットADC1(+)〜ADCn(+)とADC1(−)〜ADCn(−)との間で位相の差分を行う。図4と図5の変形例は、ともに2枚のスライスからNMR信号を取得していることに変わりがないが、スライスの励起の仕方が異なっている。この2つの変形例は励起されるスライス(2枚)の中で静磁場不均一性があまり差がない場合に限って有効であるが、撮影時間が延長しない利点がある。また、図5に示す変形例は、他のイメージング傾斜磁場パルスによる渦磁場による影響も取り除くことができる点で、図4の変形例よりも更に好ましい実施形態である。
【0045】
第3実施形態
本発明の第3実施形態を説明する。本実施形態は、ファントム、ないし被検者そのものを計測したい渦磁場領域を含むように配置した上で、傾斜磁場プリパルスGeddyを印加する第1ステップと、ファントム、ないし被検者の一部を励起し、位相エンコードパルスGeを印加する第2ステップと、NMR信号を収集する第3ステップと、前記位相エンコードパルスGe1、Ge2の強度を変化させながら第1ステップから第3ステップまでを複数回(ここでは、2回)繰り返す第4ステップと、それらのNMR信号から複数の画像(2枚の画像)を再構成する第5ステップと、その複数の画像の位相変化曲線を求める第6ステップと、その位相変化曲線から渦磁場の時定数と強度とを求める第7ステップとから構成される。本実施形態をFID信号を使って空間2次元分布を計測するように構成した場合の第1〜第4ステップのパルスシーケンスを図6に示す。本実施形態を空間1次元、あるいは空間的3次元の計測用に変形することは容易に類推可能である。
【0046】
第5〜第7ステップは、それぞれ公知な方法で実現可能である。例えば、第5ステップはケミカルシフトイメージングの再構成方法が適用でき、第6ステップ、第7ステップは第1実施形態の第2ステップ、第3ステップが適用できる。
【0047】
本実施形態は、特開平4−189344号公報で開示された渦磁場空間分布計測法と似ているが、一つのプリパルスに対して複数のNMR信号を励起している点が異なる。これにより、計測時間の大幅な低減が可能である。例えば、第1実施形態と同様の渦磁場とプリパルスの場合、特開平4−189344号公報に記載の方法では、16×16のマトリクスの画像1枚あたり、計測時間はTG(=10s)×16×16×N(=10回:プリパルスあたりの励起回数)=7.1時間もかかるのに対し、本実施形態では、N=1であるので、その10分の1の43分で計測可能である。本実施形態でも、第1実施形態や第2実施形態と同様に、プリパルスの印加強度を変えて2回計測し、それぞれの位相変化曲線の差分を取った上で渦磁場の時定数と強度の空間分布を計測しても良い。
【0048】
上記第1、第2および第3実施形態においてより良い改良は、傾斜磁場による横磁化のスポイラやRFスポイラを併用することである。これは、連続して励起する場合に、一つ以上前の励起によるNMR信号が混入することを防ぎ、FID信号の計測の精度を高める効果がある。同様な理由で、NMRサンプルの横緩和時間は励起間隔TR程度以下であることが望ましい。
【0049】
以上述べたように、本発明の第1、第2、第3実施形態によれば、時定数が数msから数sの広範囲に渡る渦磁場の時定数と強度を従来に比べてより高速に、しかも精度よく計測することが可能となる。
【0050】
第4実施形態
次に、渦磁場計測・補償における第2の問題であるカップリング渦を高精度に計測し、補償する実施形態について説明する。本発明の第4実施形態は、カップリング渦を計測する第1ステップ、カップリング渦の強度・時定数を反映したカップリング波形を生成する第2ステップ、通常の渦磁場補償波形を生成する第3ステップ、カップリング波形と渦補償波形とを加算し出力する第4ステップとから構成される。図7は第1ステップと第2ステップにおける処理の流れを示した流れ図である。図7において、本発明の第1、第2、第3実施形態や公知の渦磁場計測法を用いて、第1の軸(ここでは、x軸とする)方向のプリパルスを印加し(ステップS2)、x軸方向の渦磁場を計測する(ステップS4)。渦磁場の時定数と強度を求めてから、傾斜磁場コイルの伝達関数を考慮してxコイルの渦補償器Exのパラメータを設定することで、xコイルの渦補償が行われる(ステップS6)。パラメータは傾斜磁場波形入力に対する磁場のインパルス応答(以下、H(s)と称する)を次のように修正する。つまり、渦磁場補償前のインパルス応答がf(s)であった場合、渦補償器ExのパラメータはH(s)=f(s)・(1/f(s))=1となるように決定される。具体的な実現方法は前述の特公平3−49453号に記載されている方法を使うことができる。続いて、第1の軸方向(x軸方向)に直交する第2の軸(ここでは、y軸とする)方向のプリパルスを印加し(ステップS8)、同様にx軸方向の渦磁場を計測する(ステップS10)。この渦磁場がカップリング渦であり、この時定数と強度を反映したパラメータをカップリング渦補償器Eyxに設定する(ステップS12)。最後に、補償器Ex、Eyxの波形出力を加算し、傾斜磁場アンプの入力とすることで、渦補償された所望の磁場波形(x方向)が実現される。
【0051】
図8に、一例として、xコイルとyコイルとの間にカップリング渦が存在し、xコイルのみを駆動する場合に、傾斜磁場の波形信号や磁場がどのように変更されるかを示す。シーケンスコントローラは、矩形状のx傾斜磁場パルスを実現するために、8−1に示すようなxコイル波形出力を生成する。xコイルの渦補償器Exは、xコイルの渦磁場を補償するように、8−3に示すような波形を生成する。また、カップリング補償器Exyは7−4に示すようなカップリング渦を補償する波形を生成する。一方、yコイルの波形出力は8−2に示すようにゼロであるので、8−6に示す渦補償器Eyの出力信号や、8−5に示すカップリング補償器Eyxの出力信号もゼロのままである。補償器Ex、Eyxの出力信号が加算されてxコイルの傾斜磁場アンプに入力されると、8−7に示すように、x傾斜磁場波形が渦補償前の歪んだ波形(破線)からから矩形状パルス(実線)に整形される。同時に、8−8に示すようにy方向の傾斜磁場波形は補償前の渦波形(破線)がキャンセルされてゼロ(実線)となる。
【0052】
図9は上記のような通常の渦とカップリング渦の両方の補償を実現する構成を示す。渦補償器Ex、Ey、Ez、およびカップリング渦補償器Exy、Eyx、Exz、Ezx、Eyz、Ezyは微分回路のようなアナログ回路やディジタルフィルタのようなディジタル回路、あるいはソフトウェアにより構成される。このような回路構成は、公知の回路(例えば、特開平6−86766号公報)を利用しても実現可能である。
【0053】
図10は本実施形態の別の構成を示す。図9と異なるのは、カップリング渦補償器の出力信号にコントローラからの波形出力を加算した後に渦補償器に入力されるという点である。このように構成する場合、カップリング渦磁場波形の時定数と強度をそのままカップリング渦補償器に設定することができる。一方、図9の場合は、各傾斜磁場コイル系の伝達関数を考慮して、時定数と強度を変換した後、設定することが必要である。
【0054】
本実施形態の変形例として、カップリング渦を計測する第1ステップを空間2次元の渦磁場計測法に置き換えて実現することも可能である。図11はこの場合の処理の流れを示したもので、第1の軸(ここでは、x軸とする)方向のプリパルスを印加し(ステップS22)、第1の軸とそれに直交する第2の軸(ここでは、y軸とする)で定義される平面(xy平面)内の渦磁場を計測する(ステップS24)。渦磁場の時定数と強度に応じて、xコイルの渦補償器Exのパラメータ(ステップS26)と、カップリング渦補償器Eyxのパラメータを設定する(ステップS28)。
【0055】
本実施形態では、渦磁場の計測結果(時定数と強度)から、各傾斜磁場コイル系の伝達関数を考慮して渦補償器の回路定数やパラメータを求める段階が含まれている。この伝達関数をあらかじめ求めておいて、計算により回路定数やフィルタ係数を求めてもよい。また、伝達関数を求めることはせず、回路定数やフィルタ係数を何度か変えて実際の渦磁場を計測し、既存の最適化手法等により渦磁場がゼロとなる回路定数やフィルタ係数を求めても良い。
【0056】
【発明の効果】
以上述べたように、本発明により、時定数の広い範囲の渦磁場に対して強度と時定数の空間分布を高精度・高速に計測することが可能になる。また、カップリング渦の計測、および補償が実現でき、渦電流による画質低下を防止できる。
【図面の簡単な説明】
【図1】本発明による磁気共鳴イメージング装置の第1実施形態の第1実施形態の構成を示すブロック図。
【図2】本発明の第1実施形態のパルスシーケンスを示す図。
【図3】本発明の第2実施形態のパルスシーケンスを示す図。
【図4】第2実施形態の第1の変形例のパルスシーケンスを示す図。
【図5】第2実施形態の第2の変形例のパルスシーケンスを示す図。
【図6】本発明の第3実施形態のパルスシーケンスを示す図。
【図7】本発明の第4実施形態における渦磁場計測、および渦補償器のパラメータ設定の流れを示す図。
【図8】第4実施形態における波形信号と磁場波形の関係を示す図。
【図9】第4実施形態の構成例を示す図。
【図10】第4実施形態の他の構成例を示す図。
【図11】第4実施形態の変形例における処理の流れを示す図。
【図12】従来技術のパルスシーケンスを示す図。
【図13】図12のFID収集期間と位相シフトの時定数の関係を示す図。
【図14】他の従来技術のパルスシーケンスを示す図。
【符号の説明】
1…静磁場磁石
2…x軸、y軸、z軸傾斜磁場コイル
3…送受信コイル
4…静磁場制御装置
5…受信器
6…送信器
7…x軸傾斜磁場アンプ
8…y軸傾斜磁場アンプ
9…z軸傾斜磁場アンプ
10…シーケンスコントローラ
11…ホストコンピュータ
12…表示部[0001]
BACKGROUND OF THE INVENTION
The present invention relates to a magnetic resonance imaging apparatus, and more particularly to a magnetic resonance imaging apparatus that measures magnetic field fluctuations (distortion of gradient magnetic field waveform) based on eddy currents generated by a pulsed gradient magnetic field with high accuracy and at high speed.
[0002]
[Prior art]
A magnetic resonance imaging apparatus (hereinafter abbreviated as an MRI apparatus) applies a uniform static magnetic field by a static magnetic field magnet to an examination space including a subject to create polarization magnetization, and applies a high frequency electromagnetic field and a gradient magnetic field in pulses. In this apparatus, a magnetic resonance phenomenon is caused in a nucleus in the body of a subject, and a tomographic image is reconstructed by computer processing after receiving a magnetic resonance signal (NMR signal) generated by the magnetic resonance phenomenon. Since the gradient magnetic field is generated in a pulse shape by the gradient magnetic field coil and the gradient magnetic field amplifier, if there is an electric conductor around the gradient magnetic field coil, an eddy current is generated in the conductor when the gradient magnetic field is switched. Examples of the electrical conductor include a heat shield of a static magnetic field magnet. Currently, in the case of a superconducting magnet used in an MRI apparatus of 0.5 Tesla or more, the innermost layer has a liquid helium layer, and the outer layer has a plurality of metal layers such as a liquid nitrogen layer. Since the temperature, material, and size of these metal layers are not the same, the strength and time constant of the eddy current has a plurality of components. Typical time constants span a wide range from a few ms to a few s. The fluctuating magnetic field generated by the eddy current (hereinafter abbreviated as an eddy magnetic field) distorts the gradient magnetic field waveform indicated by the controller of the MRI apparatus, resulting in image artifacts.
[0003]
Several techniques have been reported for reducing the intensity of the generated eddy magnetic field and shaping the gradient magnetic field waveform in accordance with the eddy magnetic field. A typical example is the use of an active shield type gradient coil (ASGC) in the former, and eddy field compensation in the latter. In principle, the strength of the eddy magnetic field can be greatly reduced by the ASGC, but it is inevitable that a minute eddy magnetic field is generated due to the manufacturing error of the ASGC, the discrete arrangement of the coil wire, and the like. In ultra-high-speed imaging methods that have been remarkably developed in recent years, such as the echo planar method, artifacts may occur in an image due to the presence of this slight eddy magnetic field. For this reason, ASGC is not used alone but is often used in combination with eddy magnetic field compensation.
[0004]
In order to accurately perform this eddy magnetic field compensation, it is necessary to measure in advance the strength and time constant of the eddy magnetic field. Various methods using NMR signals have been proposed as means for measuring eddy magnetic fields with high sensitivity as described below. However, as will be described later, none of the methods can accurately measure the time constant of the eddy magnetic field over a wide range from several ms to several s in a short time.
[0005]
As a first eddy magnetic field measurement method, there is a method described in Japanese Patent Publication No. 3-49453. A sample for NMR imaging (for example, a bag filled with water) is placed away from the center of the magnetic field, and a gradient magnetic field (a gradient magnetic field applied for modification before the gradient magnetic field pulse used in data collection) is used. The FID signal of the sample is acquired after applying the pre-pulse because of the pulse), and the waveform of the eddy magnetic field is measured from the phase change. FIG. 12 shows a pulse sequence related to the acquisition method. Geddy represents a prepulse, eddyL and eddyS represent eddy magnetic fields induced by the prepulse Geddy, eddyL represents a component having a long time constant TL, and eddyS represents a component having a short time constant TS. TL corresponds to several s, and TS corresponds to several ms to several tens of ms. ADC1 and ADC2 represent the sampling period of the FID signal, and are typically about 100 ms.
[0006]
Since the FID signal is from the entire NMR sample, the sample must be small and must be located away from the center of the magnetic field. In order to measure the short time constant eddy magnetic field eddyS, only the sampling period ADC1 starting immediately after the application of the pre-pulse Geddy is sufficient. However, in order to measure the long time constant eddy magnetic field eddyL, it is necessary to collect the FID signal in the sampling period ADC2 having a predetermined delay time TD after the application of the pre-pulse Geddy. In this way, by collecting the FID signal several times while changing the interval (delay time TD) between the pre-pulse and the data collection period, the long time constant eddy magnetic field eddyL can be measured.
[0007]
FIG. 13 illustrates the principle. The graph of FIG. 13 represents the time change of the phase shift due to the eddy magnetic field in the NMR signal or MRI image. It is assumed that there are two component eddy magnetic fields of a short time constant and a long time constant as indicated by 131 and 132 in FIG. The sampling period ADC in FIG. 12 corresponds to each period in which arrows are attached to both ends in the “no readout gradient magnetic field” row in FIG. By repeating FID signal collection (ADC1 to ADCn), it is possible to measure until a component having a long time constant is attenuated. However, in this case, the prepulse application interval TG needs to be about 10 times the long time constant TL so that the eddy magnetic field due to the previous prepulse is sufficiently attenuated.
[0008]
Therefore, this method has a demerit that the measurement time becomes long. The measurement time is estimated under the following conditions. As the number N of excitations for collecting the FID signal, it is assumed here that N = 10 because data must be collected several times with the delay time TD changed. Assuming that TL is about 1 s, TG is about 10 s. Moreover, at least two places are required as positions for arranging the NMR samples. This is because the spatial component of the eddy magnetic field includes a zero-order component and a higher-order component in addition to the first-order component. Since the zero-order component is derived from the center shift (manufacturing error, assembly error) of ASGC, it changes for each ASGC. Higher order components are always generated due to the difference in radius between the ASGC and the magnet (vortex generating source). In eddy compensation, since only the primary component must be measured, it is necessary to change the position at which the NMR sample is arranged a plurality of times (M times: at least twice, here twice). Therefore, the time for measuring the NMR sample is at least TG × N × M (about 200 s), and the measurement time is considerably long.
[0009]
As an improved example of the first eddy magnetic field measurement method, there is a method described in Japanese Patent Laid-Open No. 4-189344. In this method, it is not necessary to move the NMR sample, and eddy magnetic fields at a plurality of sample points can be measured simultaneously. However, even in this method, when measuring a long time constant, it is still necessary to change the delay time TD, and the time required for data collection is the same as that of Japanese Patent Publication No. 3-49453.
[0010]
As a second eddy magnetic field measurement method, a method for measuring the spatial distribution of an eddy magnetic field is proposed in Japanese Patent Laid-Open No. 2-177940. In this method, an image is obtained by imaging by a spin echo (SE) method or a field echo (FE) method, and then a gradient magnetic field pre-pulse is applied to perform an imaging sequence of SE method or FE method. The spatial distribution of eddy magnetic field strength is obtained from the phase difference of each image. FIG. 14 shows a pulse sequence in the case of the two-dimensional FE method. In the figure, Gr is a readout gradient magnetic field, and Ge is a phase encoding gradient magnetic field. The obtained phase difference image value is substantially proportional to the integral value of the eddy magnetic field intensity from the application of the pre-pulse Geddy to the echo time TE.
[0011]
This prior art document describes that the time constant of the eddy magnetic field is measured, but does not disclose a method for measuring both the time constant and the intensity. In this second method, the interval between the pre-pulse and the echo convergence time (the pre-pulse application end time and the time until the excitation RF pulse is applied + echo time) is changed, or the pre-pulse application time is changed. This is because it is necessary to measure several of the above phase images. The sampling period ADC in FIG. 14 corresponds to the point in the row “with readout gradient magnetic field” in FIG. One of the points corresponds to one imaging of the FE method. However, in this case, an eddy magnetic field having a time constant shorter than the echo time cannot be measured. Therefore, an eddy magnetic field with a time constant of several ms cannot be measured. On the other hand, even for a vortex magnetic field having a longer time constant, the value is determined by fitting a plurality of phases with a complex function having eddy magnetic field strength and time constant as parameters, so the accuracy is not high.
[0012]
As an improved method of the second eddy magnetic field measurement method, there is a third eddy magnetic field measurement method that repeats the FE imaging sequence multiple times per pre-pulse ("New Efficient Eddy-Field-Mapping Procedure (FAME)", J. Schiff, H. Rotem, S. Stokar, and N. Kaplan, Journal of Magnetic resonance, Series B 104, 73-76 (1994)). As a result, it is possible to measure the time constant and intensity of the eddy magnetic field having a time constant longer than the execution time of the imaging sequence of the FE method. However, this method cannot measure an eddy magnetic field having a time constant shorter than the echo time, and the measurement accuracy of the eddy magnetic field having a time constant longer than the echo time and shorter than the execution time of the imaging sequence of the FE method is not high.
[0013]
As described above, in the conventional eddy magnetic field measurement method, the time constant over a wide time constant range of several ms to several s cannot be measured in a short time, and the value measured over a long time is also accurate. There was a problem of being bad.
[0014]
Furthermore, as described above, the presence of a coupling component of the eddy magnetic field (hereinafter referred to as coupling vortex) has become a problem due to the performance improvement of ASGC and the highly accurate measurement and compensation of the eddy magnetic field. For example, when an x-channel gradient magnetic field coil is pulse-driven, in addition to an eddy magnetic field whose intensity changes in the x direction, an eddy magnetic field component whose intensity changes in the y direction or the z direction is also generated. However, conventionally, since the eddy magnetic field could not be measured with high accuracy and in a short time, the influence of such a coupling vortex was ignored. For this reason, highly accurate eddy compensation could not be performed.
[0015]
[Problems to be solved by the invention]
As described above, in the conventional eddy magnetic field measurement method, the time constant over a wide time constant range of several ms to several s cannot be measured in a short time, and the value measured over a long time is also accurate. There was a problem of being bad. Furthermore, there is a problem that the coupling vortex cannot be compensated.
[0016]
An object of the present invention is to provide a magnetic resonance imaging apparatus capable of accurately measuring the time constant and intensity of a vortex magnetic field having a time constant over a wide time constant range of several ms to several s in a short time.
[0018]
[Means for Solving the Problems]
In order to solve the above problems and achieve the object, the present invention uses the following means.
[0019]
According to one aspect of the present invention, a magnetic resonance imaging apparatus applies a static magnetic field to a phantom disposed in an imaging space, applies a pulsed gradient magnetic field once, and then applies a slice selective gradient magnetic field. By selecting at least two slices and exciting the phantom multiple times for a single application of the pulsed gradient magnetic field, the signals from each excitation can be obtained without applying the pulsed gradient magnetic field multiple times. The signal acquisition measurement is performed at least twice by changing the intensity of the pulsed gradient magnetic field, and the time constant and intensity of the eddy magnetic field from the difference of the time change curves of the phases of the at least two acquired signal sets. And a means for obtaining.
According to another aspect of the present invention, a magnetic resonance imaging apparatus applies a static magnetic field to a phantom disposed in an imaging space, applies a pulsed gradient magnetic field once, and then applies a slice selective gradient magnetic field. At least two slices, and exciting the phantom a plurality of times for one application of the pulsed gradient magnetic field, so that the signal generated by each excitation without applying the pulsed gradient magnetic field multiple times. And at least two of the above signal acquisition measurements by changing the carrier frequency of the high frequency pulse used for exciting the phantom without changing the intensity of the pulsed gradient magnetic field and the intensity of the slice selective gradient magnetic field. Means for determining the time constant and the intensity of the eddy magnetic field from the difference between the time change curves of the phases of the at least two acquired signal sets.
According to yet another aspect of the present invention, at least two slices are applied by applying a static magnetic field to a phantom disposed in an imaging space, applying a pulsed gradient magnetic field once, and then applying a slice selective gradient magnetic field. And collecting the signals by each excitation without applying the pulsed gradient magnetic field multiple times by exciting the phantom multiple times with respect to one application of the pulsed gradient magnetic field. The signal acquisition measurement is performed at least twice by changing the intensity of the slice selective gradient magnetic field without changing the intensity of the pulsed gradient magnetic field and the carrier frequency of the high-frequency pulse used for exciting the phantom, Means for determining the time constant and strength of the eddy magnetic field from the difference between the phase change curves of the phases of the two acquired signal sets.
[0031]
DETAILED DESCRIPTION OF THE INVENTION
Embodiments of an MRI apparatus according to the present invention will be described below with reference to the drawings.
[0032]
First Embodiment FIG. 1 is a block diagram showing a schematic configuration of an entire MRI apparatus to which the first embodiment is applied. In the
[0033]
The static
[0034]
The x-axis gradient
[0035]
FIG. 2 shows a pulse sequence for performing eddy magnetic field measurement according to the first embodiment. In the eddy magnetic field measurement of the first embodiment, a relatively small NMR sample is placed in a region where the eddy magnetic field is to be measured, and after applying a gradient magnetic field prepulse to the sample, an RF pulse is applied to excite the sample multiple times. The first step of continuously collecting the FID signal, the second step of obtaining the time change curve of the phase of the FID signal at each excitation, and the step of obtaining the time constant and intensity of the eddy magnetic field from the time change curve The pulse sequence shown in FIG. 2 relates to the first step. Geddy is a gradient magnetic field pre-pulse, and ADC1 and ADC2 are sampling periods of each FID signal. In FIG. 2, the FID signal is collected twice, but it may be more. In FIG. 2, eddyL represents an eddy magnetic field having a long time constant, and eddyS represents an eddy magnetic field having a short time constant. The time constant and intensity of eddyS having a time constant of about several ms to several tens of ms can be measured based only on the FID signal collected in the first FID signal collection period ADC1. The time constant and intensity of the longer time constant eddyL can be measured by combining the FID signals collected by the second and subsequent FID signal collection ADC2... ADCn.
[0036]
The time when the k-th data of the n-th FID signal collection period ADCn is collected is assumed to be t n, k . In the second step, the phase of the phase is obtained by obtaining the phase of the signal and plotting the phase against t n, k . Subsequently, in the third step, this time change curve is applied to a function of the strength of the eddy magnetic field and the time constant. The phase of the signal at the sample position r is expressed by the following equation.
[0037]
φ (r, t)
= Γατ L G pre · r (Exp (t a / τ L ) −Exp (t b / τ L ))
* Exp (−t n / τ L ) (1-Exp (− (t n, k −t n ) / τ L ))
Here, τ L and α are the time constant and intensity of the vortex, G pre is the pre-pulse intensity (vector), t a and t b are the pre-pulse application start time and end time, and t n is for generating the nth FID. RF pulse application time, γ is the magnetic rotation ratio, and the pre-pulse is assumed to be a rectangular pulse.
[0038]
Since a plurality of data different in n and k are collected, the time constant and intensity of the eddy magnetic field can be obtained by applying the above phase to the data. An existing method such as a least square method can be used for the fitting. If the pre-pulse is not a rectangular pulse, the above equation needs to be modified, but this is easy for those skilled in the art.
[0039]
As described above, according to the present embodiment, the gradient magnetic field prepulse Geddy is applied only once, and a plurality of signals can be collected. Therefore, the method described in Japanese Patent Publication No. 3-49453 shown in FIG. Compared with the measurement of the constant eddy magnetic field eddyS and the measurement of the long time constant eddy magnetic field eddyL, the prepulse Geddy is applied, and the measurement becomes faster. In the description of the prior art, the measurement time of the method described in Japanese Patent Publication No. 3-49453 is estimated as 200 s, but in this embodiment, 20 s (TG = 10 s, N = 1, M = 2), and 10 minutes. Can be shortened to 1. In this case, similarly to the method described in Japanese Patent Publication No. 3-49453, the position of the NMR sample is changed at least twice in this embodiment. Usually, the position where the NMR sample is placed is determined so as to shift the phase in the direction in which the prepulse is applied. One time out of these two times, the NMR sample may be placed at the center of the magnetic field.
[0040]
As a better modification of the present embodiment, the first step and the second step of the present embodiment are performed twice by changing the intensity of the prepulse, and the third step is performed after taking the difference between the two phase change curves. There is a way to do it. This can effectively remove the influence when there is a phase shift due to non-uniformity of the static magnetic field or the like.
[0041]
Hereinafter, other embodiments of the apparatus according to the present invention will be described. In the description of the other embodiments, the same parts as those in the first embodiment are denoted by the same reference numerals, and the detailed description thereof is omitted.
[0042]
Second Embodiment Since the block diagram of the second embodiment is the same as the block diagram of the first embodiment, the illustration is omitted. FIG. 3 shows a pulse sequence related to the first step of this embodiment. The first embodiment is different from the first embodiment in that an almost uniform and large volume phantom including the center of the magnetic field is used as a sample for outputting the NMR signal, and when the phantom is excited to collect the FID signal, The slice selective gradient magnetic field Gs is also applied simultaneously with the application. Usually, the gradient magnetic field pre-pulse Geddy and the slice selection gradient magnetic field Gs are set so as to be gradient magnetic fields in the same direction. Therefore, in this case, the pre-pulse is applied in the slice direction. In the first embodiment, there is no limitation on the application direction of the pre-pulse. In the first step of continuously collecting FID signals, signals of the same slice are always collected. Compared with the first embodiment, this embodiment has the advantage that the time for moving the NMR sample is not required, and the time can be shortened accordingly. Unlike the first embodiment, the slice gradient magnetic field is applied at the time of excitation because a large phantom is used so that the excitation cross-sectional position is specified.
[0043]
Also in this embodiment, as in the modification of the first embodiment, by changing the prepulse intensity and performing the first step twice, static magnetic field inhomogeneity, eddy magnetic field due to other imaging gradient magnetic field pulses, etc. It is possible to cancel the phase shift. However, the shooting time will be doubled.
[0044]
Therefore, two other modifications of the present embodiment that can remove the influence of static magnetic field inhomogeneity without extending the imaging time will be described. In the modification shown in FIG. 4, two acquired data sets ADC1 (+) to ADCn (+) having different slice gradient magnetic field strengths Gs while keeping the carrier frequency Cf of the RF pulse for generating the NMR signal and the intensity of the prepulse the same. And a difference in phase between ADC1 (−) to ADCn (−). In the modification shown in FIG. 5, two acquired data sets ADC1 (+) to ADCn (+) and ADC1 having different carrier frequencies Cf of RF pulses for generating an NMR signal while maintaining the same slice gradient magnetic field strength and prepulse strength are used. A phase difference is performed between (−) to ADCn (−). 4 and 5 are both obtained by acquiring NMR signals from two slices, but the way of exciting the slices is different. These two modifications are effective only when there is not much difference in the static magnetic field inhomogeneity among the two slices to be excited, but there is an advantage that the imaging time is not extended. Moreover, the modification shown in FIG. 5 is a more preferable embodiment than the modification of FIG. 4 in that the influence of the eddy magnetic field caused by other imaging gradient magnetic field pulses can be removed.
[0045]
Third Embodiment A third embodiment of the present invention will be described. In the present embodiment, the phantom or the subject itself is arranged so as to include the eddy magnetic field region to be measured, and then the gradient magnetic field prepulse Geddy is applied, and the phantom or a part of the subject is excited. The second step of applying the phase encode pulse Ge, the third step of collecting the NMR signal, and the first step to the third step while changing the intensity of the phase encode pulses Ge1 and Ge2 (here) Then, a fourth step repeated twice), a fifth step for reconstructing a plurality of images (two images) from those NMR signals, a sixth step for obtaining a phase change curve of the plurality of images, The seventh step is to obtain the time constant and strength of the eddy magnetic field from the phase change curve. FIG. 6 shows a pulse sequence of the first to fourth steps when this embodiment is configured to measure a spatial two-dimensional distribution using an FID signal. It can be easily analogized that this embodiment is modified for spatial one-dimensional or spatial three-dimensional measurement.
[0046]
The fifth to seventh steps can be realized by known methods. For example, the chemical shift imaging reconstruction method can be applied to the fifth step, and the second step and the third step of the first embodiment can be applied to the sixth step and the seventh step.
[0047]
This embodiment is similar to the eddy magnetic field spatial distribution measurement method disclosed in Japanese Patent Laid-Open No. 4-189344, but differs in that a plurality of NMR signals are excited for one prepulse. Thereby, the measurement time can be significantly reduced. For example, in the case of the same eddy magnetic field and pre-pulse as in the first embodiment, in the method described in Japanese Patent Laid-Open No. 4-189344, the measurement time is TG (= 10 s) × 16 per 16 × 16 matrix image. × 16 × N (= 10 times: number of excitations per pre-pulse) = 7.1 hours, whereas in this embodiment, N = 1, so measurement can be performed in 43 minutes, which is 1/10 of that. is there. Also in this embodiment, as in the first embodiment and the second embodiment, the prepulse application intensity is changed and measured twice, and the time constant and intensity of the eddy magnetic field are calculated after taking the difference between the phase change curves. Spatial distribution may be measured.
[0048]
A better improvement in the first, second, and third embodiments is to use a transverse magnetization spoiler or RF spoiler in combination with a gradient magnetic field. This has the effect of preventing the mixing of NMR signals from one or more previous excitations when continuously excited, and improving the accuracy of FID signal measurement. For the same reason, it is desirable that the transverse relaxation time of the NMR sample is about the excitation interval TR or less.
[0049]
As described above, according to the first, second, and third embodiments of the present invention, the time constant and strength of the eddy magnetic field over a wide range of time constants from several ms to several s can be increased more quickly than in the past. Moreover, it becomes possible to measure with high accuracy.
[0050]
Fourth Embodiment Next, an embodiment in which a coupling vortex, which is a second problem in eddy magnetic field measurement / compensation, is measured and compensated with high accuracy will be described. In the fourth embodiment of the present invention, a first step for measuring a coupling vortex, a second step for generating a coupling waveform reflecting the strength and time constant of the coupling vortex, and a first step for generating a normal eddy magnetic field compensation waveform. 3 steps, and a fourth step of adding and outputting the coupling waveform and the vortex compensation waveform. FIG. 7 is a flowchart showing the flow of processing in the first step and the second step. In FIG. 7, using the first, second, and third embodiments of the present invention and a known eddy magnetic field measurement method, a pre-pulse in the first axis (here, x-axis) direction is applied (step S2). ), The eddy magnetic field in the x-axis direction is measured (step S4). After obtaining the time constant and strength of the eddy magnetic field, the eddy compensation of the x coil is performed by setting the parameters of the eddy compensator Ex of the x coil in consideration of the transfer function of the gradient magnetic field coil (step S6). The parameter modifies the impulse response (hereinafter referred to as H (s)) of the magnetic field to the gradient magnetic field waveform input as follows. That is, when the impulse response before the eddy magnetic field compensation is f (s), the parameter of the vortex compensator Ex is H (s) = f (s) · (1 / f (s)) = 1. It is determined. As a specific realization method, the method described in the aforementioned Japanese Patent Publication No. 3-49453 can be used. Subsequently, a pre-pulse in the direction of the second axis (here, y-axis) orthogonal to the first axis direction (x-axis direction) is applied (step S8), and the eddy magnetic field in the x-axis direction is measured similarly. (Step S10). This eddy magnetic field is a coupling vortex, and a parameter reflecting this time constant and strength is set in the coupling vortex compensator Eyx (step S12). Finally, the waveform outputs of the compensators Ex and Eyx are added and used as the input of the gradient magnetic field amplifier, thereby realizing a desired magnetic field waveform (x direction) compensated for eddy.
[0051]
As an example, FIG. 8 shows how the waveform signal of the gradient magnetic field and the magnetic field are changed when a coupling vortex exists between the x coil and the y coil and only the x coil is driven. The sequence controller generates an x coil waveform output as shown in 8-1 in order to realize a rectangular x gradient magnetic field pulse. The x-coil vortex compensator Ex generates a waveform as shown in 8-3 so as to compensate the eddy magnetic field of the x-coil. Further, the coupling compensator Exy generates a waveform for compensating for the coupling vortex as shown in 7-4. On the other hand, since the waveform output of the y coil is zero as shown in 8-2, the output signal of the vortex compensator Ey shown in 8-6 and the output signal of the coupling compensator Eyx shown in 8-5 are also zero. It remains. When the output signals of the compensators Ex and Eyx are added and input to the gradient coil amplifier of the x coil, as shown in 8-7, the x gradient magnetic field waveform is squared from the distorted waveform (broken line) before eddy compensation. Shaped into a shape pulse (solid line). At the same time, as shown in 8-8, the gradient magnetic field waveform in the y direction becomes zero (solid line) by canceling the vortex waveform (broken line) before compensation.
[0052]
FIG. 9 shows a configuration for realizing compensation of both the normal vortex and the coupling vortex as described above. The vortex compensator Ex, Ey, Ez and the coupling vortex compensator Exy, Eyx, Exz, Ezx, Eyz, Ezy are configured by an analog circuit such as a differential circuit, a digital circuit such as a digital filter, or software. Such a circuit configuration can also be realized by using a known circuit (for example, JP-A-6-86766).
[0053]
FIG. 10 shows another configuration of the present embodiment. The difference from FIG. 9 is that the waveform output from the controller is added to the output signal of the coupling vortex compensator and then input to the vortex compensator. When configured in this way, the time constant and intensity of the coupling vortex magnetic field waveform can be set as they are in the coupling vortex compensator. On the other hand, in the case of FIG. 9, it is necessary to set after converting the time constant and the intensity in consideration of the transfer function of each gradient coil system.
[0054]
As a modification of this embodiment, the first step of measuring the coupling vortex can be replaced with a spatial two-dimensional eddy magnetic field measurement method. FIG. 11 shows the flow of processing in this case. A pre-pulse in the direction of the first axis (here, x-axis) is applied (step S22), and the second axis orthogonal to the first axis is applied. An eddy magnetic field in a plane (xy plane) defined by an axis (here, y-axis) is measured (step S24). In accordance with the time constant and strength of the eddy magnetic field, the parameters of the eddy compensator Ex of the x coil (step S26) and the parameters of the coupling vortex compensator Eyx are set (step S28).
[0055]
The present embodiment includes a step of obtaining the circuit constants and parameters of the eddy compensator from the measurement results (time constant and intensity) of the eddy magnetic field in consideration of the transfer function of each gradient magnetic field coil system. The transfer function may be obtained in advance, and the circuit constant and the filter coefficient may be obtained by calculation. In addition, the transfer function is not calculated, the circuit constants and filter coefficients are changed several times, the actual eddy magnetic field is measured, and the circuit constants and filter coefficients at which the eddy magnetic field becomes zero are obtained by existing optimization methods. May be.
[0056]
【The invention's effect】
As described above, according to the present invention, the spatial distribution of strength and time constant can be measured with high accuracy and high speed with respect to eddy magnetic fields in a wide range of time constant. In addition, measurement and compensation of coupling vortices can be realized, and deterioration in image quality due to eddy currents can be prevented.
[Brief description of the drawings]
FIG. 1 is a block diagram showing a configuration of a first embodiment of a magnetic resonance imaging apparatus according to the present invention.
FIG. 2 is a diagram showing a pulse sequence according to the first embodiment of the present invention.
FIG. 3 is a diagram showing a pulse sequence according to a second embodiment of the present invention.
FIG. 4 is a view showing a pulse sequence of a first modification of the second embodiment.
FIG. 5 is a view showing a pulse sequence of a second modification of the second embodiment.
FIG. 6 is a diagram showing a pulse sequence according to a third embodiment of the present invention.
FIG. 7 is a diagram illustrating a flow of eddy magnetic field measurement and vortex compensator parameter setting according to a fourth embodiment of the present invention.
FIG. 8 is a view showing a relationship between a waveform signal and a magnetic field waveform in the fourth embodiment.
FIG. 9 is a diagram illustrating a configuration example of a fourth embodiment.
FIG. 10 is a diagram showing another configuration example of the fourth embodiment.
FIG. 11 is a diagram showing a flow of processing in a modification of the fourth embodiment.
FIG. 12 is a diagram showing a pulse sequence in the prior art.
13 is a diagram showing the relationship between the FID collection period of FIG. 12 and the time constant of phase shift.
FIG. 14 is a diagram showing another conventional pulse sequence.
[Explanation of symbols]
DESCRIPTION OF
Claims (4)
前記パルス状の傾斜磁場の強度を変えて上記の信号収集計測を少なくとも2回行い、該少なくとも2つの収集信号セットの位相の時間変化曲線の差分から渦磁場の時定数と強度とを求める手段と、
を具備することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。A static magnetic field is applied to the phantom arranged in the imaging space, and a pulsed gradient magnetic field is applied once, then a slice selection gradient magnetic field is applied to select at least two slices, and the pulsed gradient magnetic field Means for collecting signals by each excitation without applying the pulsed gradient magnetic field multiple times by exciting the phantom multiple times for one application;
Means for performing the signal acquisition measurement at least twice by changing the intensity of the pulsed gradient magnetic field, and obtaining the time constant and the intensity of the eddy magnetic field from the difference between the phase change curves of the phases of the at least two acquisition signal sets; ,
A magnetic resonance imaging apparatus comprising:
前記パルス状の傾斜磁場の強度と前記スライス選択傾斜磁場の強度は変えずに、前記ファントムの励起に使われる高周波パルスの搬送周波数を変えて上記の信号収集計測を少なくとも2回行い、該少なくとも2つの収集信号セットの位相の時間変化曲線の差分から渦磁場の時定数と強度とを求める手段と、
を具備することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。A static magnetic field is applied to the phantom arranged in the imaging space, and a pulsed gradient magnetic field is applied once, then a slice selection gradient magnetic field is applied to select at least two slices, and the pulsed gradient magnetic field Means for collecting signals by each excitation without applying the pulsed gradient magnetic field multiple times by exciting the phantom multiple times for one application;
Without changing the intensity of the pulsed gradient magnetic field and the intensity of the slice selective gradient magnetic field, the signal collection measurement is performed at least twice by changing the carrier frequency of the high-frequency pulse used for excitation of the phantom, and the at least 2 Means for determining the time constant and strength of the eddy magnetic field from the difference of the time-varying curves of the phases of the two acquired signal sets;
A magnetic resonance imaging apparatus comprising:
前記パルス状の傾斜磁場の強度と前記ファントムの励起に使われる高周波パルスの搬送周波数は変えずに、前記スライス選択傾斜磁場の強度を変えて上記の信号収集計測を少なくとも2回行い、該少なくとも2つの収集信号セットの位相の時間変化曲線の差分から渦磁場の時定数と強度とを求める手段と、
を具備することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。A static magnetic field is applied to the phantom arranged in the imaging space, and a pulsed gradient magnetic field is applied once, then a slice selection gradient magnetic field is applied to select at least two slices, and the pulsed gradient magnetic field Means for collecting signals by each excitation without applying the pulsed gradient magnetic field multiple times by exciting the phantom multiple times for one application;
Without changing the intensity of the pulsed gradient magnetic field and the carrier frequency of the high-frequency pulse used for exciting the phantom, the signal acquisition measurement is performed at least twice while changing the intensity of the slice selective gradient magnetic field, and the at least 2 Means for determining the time constant and strength of the eddy magnetic field from the difference of the time-varying curves of the phases of the two acquired signal sets;
A magnetic resonance imaging apparatus comprising:
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