JP2019180826A - Magnetic resonance imaging device and static magnetic field correction method - Google Patents

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Abstract

To improve uniformity of a static magnetic field by using a magnetic body provided outside a static magnetic field magnet.SOLUTION: An MRI device according to an embodiment comprises a static magnetic field magnet, a gradient magnetic field coil, a magnet frame, and a magnetic body. The static magnetic field magnet includes a main coil for forming a first magnetic field, and a cancel coil for forming a second magnetic field. The gradient magnetic field coil forms a gradient magnetic field. The magnet frame houses the static magnetic field magnet and the gradient magnetic field coil. The magnetic body is arranged outside the magnet frame and near the cancel coil. The MRI device corrects a static magnetic field formed by the first magnetic field and the second magnetic field, by using a third magnetic field formed by the magnetic body magnetized by receiving the second magnetic field.SELECTED DRAWING: Figure 2

Description

本発明の実施形態は、磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ：Magnetic Resonance Imaging）装置および静磁場補正方法に関する。   Embodiments described herein relate generally to a magnetic resonance imaging (MRI) apparatus and a static magnetic field correction method.

ＭＲＩ装置は、静磁場中に被検体を配置して、被検体の内部情報を画像データとして取得する装置である。ＭＲＩ装置は、高い静磁場強度を実現するために、超伝導磁石を用いることがある。ＭＲＩ装置において、品質の高い画像を取得するためには、超伝導磁石によって形成される静磁場を均一化することが求められる。   An MRI apparatus is an apparatus that arranges a subject in a static magnetic field and acquires internal information of the subject as image data. An MRI apparatus may use a superconducting magnet in order to realize a high static magnetic field strength. In an MRI apparatus, in order to acquire a high quality image, it is required to make the static magnetic field formed by the superconducting magnet uniform.

国際公開第２０１２／１３２９１１号International Publication No. 2012/132911

本発明が解決しようとする課題は、静磁場磁石の外部に設けられた磁性体により静磁場の均一性を向上させることである。   The problem to be solved by the present invention is to improve the uniformity of a static magnetic field by a magnetic material provided outside the static magnetic field magnet.

実施形態に係るＭＲＩ装置は、静磁場磁石と、傾斜磁場コイルと、磁石架台と、磁性体とを備える。静磁場磁石は、第１の磁場を形成するメインコイル、及び、第２の磁場を形成するキャンセルコイルを含む。傾斜磁場コイルは、傾斜磁場を形成する。磁石架台は、静磁場磁石と傾斜磁場コイルとを収める。磁性体は、磁石架台の外部であって、キャンセルコイル近傍に配置される。ＭＲＩ装置は、第２の磁場を受けて磁化された磁性体が形成する第３の磁場により、第１の磁場及び前記第２の磁場により形成される静磁場を補正する。   The MRI apparatus which concerns on embodiment is provided with a static magnetic field magnet, a gradient magnetic field coil, a magnet mount, and a magnetic body. The static magnetic field magnet includes a main coil that forms a first magnetic field and a cancel coil that forms a second magnetic field. The gradient coil forms a gradient magnetic field. The magnet mount accommodates a static magnetic field magnet and a gradient magnetic field coil. The magnetic body is disposed outside the magnet mount and in the vicinity of the cancel coil. The MRI apparatus corrects the first magnetic field and the static magnetic field formed by the second magnetic field by the third magnetic field formed by the magnetic material magnetized by receiving the second magnetic field.

図１は、実施形態に係るＭＲＩ装置の全体構成を示す概略図。FIG. 1 is a schematic diagram illustrating an overall configuration of an MRI apparatus according to an embodiment. 図２は、実施形態に係るＭＲＩ装置に備えられるメインコイル、キャンセルコイル、磁性体のそれぞれが形成する磁場について説明する図。FIG. 2 is a diagram illustrating a magnetic field formed by each of a main coil, a cancel coil, and a magnetic body provided in the MRI apparatus according to the embodiment. 図３は、実施形態に係る磁性体が磁化される様子を示す図。FIG. 3 is a diagram illustrating a state in which the magnetic body according to the embodiment is magnetized. 図４は、実施形態に係るＭＲＩ装置に備えられる磁性体の配置例を示す図。FIG. 4 is a view showing an arrangement example of magnetic bodies provided in the MRI apparatus according to the embodiment. 図５は、実施形態に係るＭＲＩ装置において、ボア内の任意のＸＹ平面を極座標系で表現した図。FIG. 5 is a diagram in which an arbitrary XY plane in a bore is expressed by a polar coordinate system in the MRI apparatus according to the embodiment. 図６は、実施形態に係るＭＲＩ装置において、図５に示す角度θに対する静磁場の均一性を示すグラフ。FIG. 6 is a graph showing the uniformity of the static magnetic field with respect to the angle θ shown in FIG. 5 in the MRI apparatus according to the embodiment. 図７は、実施形態に係るＭＲＩ装置における静磁場補正方法の手順をフローチャートとして示す図。FIG. 7 is a flowchart illustrating a procedure of a static magnetic field correction method in the MRI apparatus according to the embodiment.

以下、図面を参照しながら、ＭＲＩ装置および静磁場補正方法の実施形態について詳細に説明する。   Hereinafter, embodiments of an MRI apparatus and a static magnetic field correction method will be described in detail with reference to the drawings.

図１は、実施形態に係るＭＲＩ装置の全体構成を示す概略図である。   FIG. 1 is a schematic diagram illustrating an overall configuration of an MRI apparatus according to an embodiment.

図１は、実施形態に係るＭＲＩ装置１を示す。ＭＲＩ装置１は、撮像装置５及び磁場計算装置７を備える。撮像装置５は、磁石架台１００、磁石脚２００（図４及び図５に図示）、制御キャビネット３００、コンソール４００、及び寝台装置５００を備える。磁石架台１００、磁石脚２００、制御キャビネット３００、及び寝台装置５００は、一般的には、検査室に備えられる。検査室は、撮影室とも呼ばれる。コンソール４００は、制御室に備えられる。制御室は、操作室とも呼ばれる。磁場計算装置７は、撮像装置５とは別体として設けられるものとして説明するが、その場合に限定されるものではない。例えば、磁場計算装置７の出力結果を、撮像装置５のコンソール４００に表示できるように、磁場計算装置７とコンソール４００とを、例えば電気通信回線を介して接続できるように構成してもよい。   FIG. 1 shows an MRI apparatus 1 according to the embodiment. The MRI apparatus 1 includes an imaging device 5 and a magnetic field calculation device 7. The imaging device 5 includes a magnet mount 100, magnet legs 200 (shown in FIGS. 4 and 5), a control cabinet 300, a console 400, and a bed device 500. The magnet stand 100, the magnet leg 200, the control cabinet 300, and the bed apparatus 500 are generally provided in an examination room. The examination room is also called a photography room. The console 400 is provided in the control room. The control room is also called an operation room. The magnetic field calculation device 7 will be described as being provided separately from the imaging device 5, but is not limited to that case. For example, the magnetic field calculation device 7 and the console 400 may be configured to be connected via, for example, an electric communication line so that the output result of the magnetic field calculation device 7 can be displayed on the console 400 of the imaging device 5.

磁石架台１００は、静磁場磁石１０、傾斜磁場コイル１１、及びＷＢコイル１２を内部に収容する。寝台装置５００は、寝台本体５０及び天板５１を有する。   The magnet mount 100 accommodates the static magnetic field magnet 10, the gradient magnetic field coil 11, and the WB coil 12 therein. The bed apparatus 500 includes a bed body 50 and a top plate 51.

磁石脚２００は、磁石架台１００の外部に設けられ、磁石架台１００を外部から支持する。例えば、磁石脚２００は、４脚設けられる。   The magnet legs 200 are provided outside the magnet mount 100 and support the magnet mount 100 from the outside. For example, four magnet legs 200 are provided.

制御キャビネット３００は、傾斜磁場用電源３１（Ｘ軸用３１ｘ、Ｙ軸用３１ｙ、Ｚ軸用３１ｚ）、ＲＦ送信器３２、ＲＦ受信器３３、及びシーケンスコントローラ３４を備える。   The control cabinet 300 includes a gradient magnetic field power supply 31 (X-axis 31x, Y-axis 31y, Z-axis 31z), an RF transmitter 32, an RF receiver 33, and a sequence controller 34.

磁石架台１００の静磁場磁石１０は、超伝導磁石である。静磁場磁石１０は、概略円筒形状をなしており、被検体、例えば患者Ｕが搬送されるボアＷ内に静磁場を発生させる。ボアＷとは、磁石架台１００の円筒内部の空間のことである。静磁場磁石１０は、例えば、筐体１０Ａ及び熱シールド１０Ｂを備える。   The static magnetic field magnet 10 of the magnet mount 100 is a superconducting magnet. The static magnetic field magnet 10 has a substantially cylindrical shape, and generates a static magnetic field in a bore W in which a subject, for example, a patient U is transported. The bore W is a space inside the cylinder of the magnet mount 100. The static magnetic field magnet 10 includes, for example, a housing 10A and a heat shield 10B.

筐体１０Ａは、例えば、冷凍機（図示省略）により極低温に冷却された液体ヘリウムを収容する。筐体１０Ａ内において、メインコイル６１及びキャンセルコイル６２が例えば液体ヘリウムにより冷却される。メインコイル６１は、筐体１０Ａの内部に備えられる超伝導コイルであり、第１の磁場を形成する。キャンセルコイル６２は、筐体１０Ａの内部に備えられ、メインコイル６１とは逆向きに巻かれた超伝導コイルであり、第２の磁場を形成する。キャンセルコイル６２は、例えば磁石の開口端部側に設置されており、撮像領域外に漏洩しているメインコイル６１により形成された静磁場、つまり漏洩磁場を第２の磁場を形成することにより弱めている。   The housing 10A contains, for example, liquid helium cooled to a cryogenic temperature by a refrigerator (not shown). In the housing 10A, the main coil 61 and the cancel coil 62 are cooled by, for example, liquid helium. The main coil 61 is a superconducting coil provided in the housing 10A, and forms a first magnetic field. The cancel coil 62 is a superconducting coil provided inside the housing 10A and wound in the opposite direction to the main coil 61, and forms a second magnetic field. The cancel coil 62 is installed, for example, on the opening end side of the magnet, and weakens the static magnetic field formed by the main coil 61 leaking out of the imaging region, that is, the leakage magnetic field by forming a second magnetic field. ing.

熱シールド１０Ｂは、輻射熱を防ぐものであり、例えば導電体であるアルミニウムなどで構成される。   The heat shield 10B prevents radiant heat and is made of, for example, aluminum which is a conductor.

静磁場磁石１０は、励磁モードにおいて静磁場用電源から供給される電流がメインコイル６１，キャンセルコイル６２に印加されることで静磁場を発生する。その後、永久電流モードに移行すると、静磁場用電源は切り離される。一旦永久電流モードに移行すると、静磁場磁石１０は、長時間、例えば数年以上に亘って、静磁場を発生し続ける。   The static magnetic field magnet 10 generates a static magnetic field by applying a current supplied from a static magnetic field power source to the main coil 61 and the cancel coil 62 in the excitation mode. Thereafter, when the mode is changed to the permanent current mode, the static magnetic field power source is disconnected. Once in the permanent current mode, the static magnetic field magnet 10 continues to generate a static magnetic field for a long time, for example, several years or more.

傾斜磁場コイル１１は、静磁場磁石１０と同様に概略円筒形状をなし、静磁場磁石１０の内側に設置されている。傾斜磁場コイル１１は、傾斜磁場用電源３１から供給される電流（電力）により傾斜磁場を形成する。傾斜磁場コイル１１は、Ｘ軸方向について傾斜磁場を発生させるＸｃｈコイルと、Ｙ軸方向について傾斜磁場を発生させるＹｃｈコイルと、Ｚ軸方向の傾斜磁場を発生させるＺｃｈコイルとを備える。   The gradient magnetic field coil 11 has a substantially cylindrical shape like the static magnetic field magnet 10 and is installed inside the static magnetic field magnet 10. The gradient magnetic field coil 11 forms a gradient magnetic field by a current (electric power) supplied from the gradient magnetic field power supply 31. The gradient magnetic field coil 11 includes an Xch coil that generates a gradient magnetic field in the X-axis direction, a Ych coil that generates a gradient magnetic field in the Y-axis direction, and a Zch coil that generates a gradient magnetic field in the Z-axis direction.

また、傾斜磁場コイル１１は、シムトレイユニット（図示省略）を備える。シムトレイユニットは、概略円筒形状をなし、例えば、概略円筒形状のメインコイルとシールドコイルとの間に挟まれる。シムトレイユニットの周方向には、略均等な間隔で複数のスロットが形成される。各スロットは、シムトレイユニットの長手方向（Ｚ軸方向）の両端面に開口を形成し、シムトレイユニットのＺ軸方向に全長にわたって形成された貫通穴である。各スロットには、シムトレイが挿入可能である。シムトレイは、Ｚ軸方向においてシムトレイユニットの概ね中央部に固定される。Ｚ軸方向におけるシムトレイユニットの概ね中央部は、Ｚ軸方向における傾斜磁場コイル１１の中央部でもある。シムトレイは、例えば、非磁性、かつ、非電導性材料である樹脂にて形成され、概略棒状を成す。   The gradient coil 11 includes a shim tray unit (not shown). The shim tray unit has a substantially cylindrical shape. For example, the shim tray unit is sandwiched between a main coil and a shield coil having a substantially cylindrical shape. A plurality of slots are formed at substantially equal intervals in the circumferential direction of the shim tray unit. Each slot is a through-hole that is formed over the entire length in the Z-axis direction of the shim tray unit, with openings formed at both end faces in the longitudinal direction (Z-axis direction) of the shim tray unit. A shim tray can be inserted into each slot. The shim tray is fixed substantially at the center of the shim tray unit in the Z-axis direction. The substantially central portion of the shim tray unit in the Z-axis direction is also the central portion of the gradient magnetic field coil 11 in the Z-axis direction. The shim tray is formed of, for example, a resin that is a nonmagnetic and nonconductive material, and has a substantially rod shape.

各シムトレイには、複数のシムポケットが形成される。ボアＷ内の撮像領域の静磁場を均一化する目的で、各シムポケットに必要な数の金属シムが収納される。金属シムの材料は、例えばケイ素鋼板などである。撮像装置５の据え付け時に各シムポケットに収納される金属シムの数を調整し、ボアＷ内の撮像領域における静磁場を均一にすることを、パッシブシミングと呼ぶ。   A plurality of shim pockets are formed in each shim tray. For the purpose of making the static magnetic field in the imaging region in the bore W uniform, a necessary number of metal shims are stored in each shim pocket. The material of the metal shim is, for example, a silicon steel plate. Adjusting the number of metal shims stored in each shim pocket when the imaging device 5 is installed and making the static magnetic field in the imaging region in the bore W uniform is called passive shimming.

静磁場磁石１０は、ボアＷ内の静磁場が可能な限り均一になるように設計及び製造される。しかし、現実には、磁石製造誤差やボアＷ周囲の構造物の影響を受けるため、何らかの調整なしに静磁場を完全に均一とすることは難しい。また、静磁場の不均一の度合いは、装置の個体間によっても異なり、装置の設置場所の周囲環境によっても異なる。このため、通常、装置の据え付け毎に、金属シムを用いたパッシブシミングが行われる。   The static magnetic field magnet 10 is designed and manufactured so that the static magnetic field in the bore W is as uniform as possible. However, in reality, it is difficult to make the static magnetic field completely uniform without any adjustment because it is affected by the magnet manufacturing error and the structure around the bore W. Further, the degree of non-uniformity of the static magnetic field varies depending on the individual devices, and also varies depending on the surrounding environment of the device installation location. For this reason, passive shimming using a metal shim is usually performed every time the apparatus is installed.

ＷＢコイル１２は、全身用コイルとも呼ばれ、傾斜磁場コイル１１の内側に患者Ｕを取り囲むように概略円筒形状に設置されている。ＷＢコイル１２は、送信コイルとして機能する。つまり、ＷＢコイル１２は、ＲＦ送信器３２から伝送されたＲＦパルス信号に従ってＲＦパルスを患者Ｕに向けて送信する。一方、ＷＢコイル１２は、ＲＦパルスを送信する送信コイルとしての機能に加え、受信コイルとしての機能を備える場合もある。その場合、ＷＢコイル１２は、受信コイルとして、原子核の励起によって患者Ｕから放出されるＭＲ信号を受信する。   The WB coil 12 is also called a whole body coil, and is installed in a substantially cylindrical shape so as to surround the patient U inside the gradient coil 11. The WB coil 12 functions as a transmission coil. That is, the WB coil 12 transmits an RF pulse toward the patient U according to the RF pulse signal transmitted from the RF transmitter 32. On the other hand, the WB coil 12 may have a function as a reception coil in addition to a function as a transmission coil that transmits an RF pulse. In that case, the WB coil 12 receives, as a reception coil, an MR signal emitted from the patient U due to nuclear excitation.

撮像装置５は、ＷＢコイル１２の他、ローカルコイル２０を備える場合もある。ローカルコイル２０は、患者Ｕの体表面に近接して配置される。ローカルコイル２０は、複数のコイル要素を備えても良い。これら複数のコイル要素は、ローカルコイル２０の内部でアレイ状に配列されるため、ＰＡＣ（Phased Array Coil）と呼ばれることもある。   The imaging device 5 may include a local coil 20 in addition to the WB coil 12. The local coil 20 is disposed close to the body surface of the patient U. The local coil 20 may include a plurality of coil elements. Since the plurality of coil elements are arranged in an array inside the local coil 20, they may be called PAC (Phased Array Coil).

ローカルコイル２０には幾つかの種別がある。例えば、ローカルコイル２０には、図１に示すように患者Ｕの胸部、腹部、又は脚部に設置されるボディコイル（Body Coil）や、患者Ｕの背側に設置されるスパインコイル（Spine Coil）といった種別がある。この他、ローカルコイル２０には、患者Ｕの頭部を撮像するための頭部コイル（Head Coil）や、足を撮像するためのフットコイル（Foot Coil）といった種別もある。また、ローカルコイル２０には、手首を撮像するためのリストコイル（Wrist Coil）、膝を撮像するためのニーコイル（Knee Coil）、肩を撮像するためのショルダーコイル（Shoulder Coil）といった種別もある。   There are several types of local coils 20. For example, as shown in FIG. 1, the local coil 20 includes a body coil (Body Coil) installed on the chest, abdomen, or leg of the patient U, and a spine coil (Spine Coil) installed on the back side of the patient U. ). In addition, the local coil 20 includes types such as a head coil for imaging the head of the patient U and a foot coil for imaging the foot. In addition, the local coil 20 includes types such as a wrist coil for imaging the wrist, a knee coil for imaging the knee, and a shoulder coil for imaging the shoulder.

ローカルコイル２０は、受信コイルとして機能する。つまり、ローカルコイル２０は、前述のＭＲ信号を受信する。ただし、ローカルコイル２０は、ＭＲ信号を受信する受信コイルとしての機能に加え、ＲＦパルスを送信する送信コイルとしての機能を備える送受信コイルでもよい。例えば、ローカルコイル２０としての頭部コイル及びニーコイルの中には、送受信コイルも存在する。つまり、ローカルコイル２０は、送信専用、受信専用、送受信兼用の種別を問わない。   The local coil 20 functions as a receiving coil. That is, the local coil 20 receives the aforementioned MR signal. However, the local coil 20 may be a transmission / reception coil having a function as a transmission coil for transmitting RF pulses in addition to a function as a reception coil for receiving MR signals. For example, the head coil and the knee coil as the local coil 20 include a transmission / reception coil. That is, the local coil 20 may be of any type for transmission only, reception only, and transmission / reception.

傾斜磁場用電源３１は、Ｘ軸、Ｙ軸、及びＺ軸方向について傾斜磁場を発生するコイルそれぞれを駆動する各チャンネル用の傾斜磁場用電源３１ｘ，３１ｙ，３１ｚを備える。傾斜磁場用電源３１ｘ，３１ｙ，３１ｚは、シーケンスコントローラ３４の指令により、必要な電流を各チャンネル独立に出力する。それにより、傾斜磁場コイル１１は、Ｘ軸、Ｙ軸、及びＺ軸の方向における傾斜磁場（「勾配磁場」とも呼ばれる）を患者Ｕに印加することができる。   The gradient magnetic field power supply 31 includes gradient magnetic field power supplies 31x, 31y, and 31z for the respective channels that drive the coils that generate the gradient magnetic fields in the X-axis, Y-axis, and Z-axis directions. The gradient magnetic field power supplies 31x, 31y, 31z output necessary currents independently for each channel in response to a command from the sequence controller 34. Thereby, the gradient magnetic field coil 11 can apply a gradient magnetic field (also referred to as “gradient magnetic field”) in the directions of the X axis, the Y axis, and the Z axis to the patient U.

ＲＦ送信器３２は、シーケンスコントローラ３４からの指示に基づいてＲＦパルス信号を生成する。ＲＦ送信器３２は、生成したＲＦパルス信号をＷＢコイル１２に伝送する。   The RF transmitter 32 generates an RF pulse signal based on an instruction from the sequence controller 34. The RF transmitter 32 transmits the generated RF pulse signal to the WB coil 12.

ローカルコイル２０で受信したＭＲ信号、より具体的には、ローカルコイル２０内の各コイル要素で受信したＭＲ信号は、ＲＦ受信器３３に伝送される。各コイル要素の伝送線路や、ＷＢコイル１２の伝送線路はチャンネルと呼ばれる。このため、各コイル要素やＷＢコイル１２から出力される夫々のＭＲ信号をチャンネル信号と呼ぶこともある。ＷＢコイル１２で受信したチャンネル信号もＲＦ受信器３３に伝送される。   The MR signal received by the local coil 20, more specifically, the MR signal received by each coil element in the local coil 20 is transmitted to the RF receiver 33. The transmission line of each coil element and the transmission line of the WB coil 12 are called channels. For this reason, each MR signal output from each coil element or WB coil 12 may be referred to as a channel signal. The channel signal received by the WB coil 12 is also transmitted to the RF receiver 33.

ＲＦ受信器３３は、ローカルコイル２０やＷＢコイル１２からのチャンネル信号、即ち、ＭＲ信号をＡＤ（Analog to Digital）変換して、シーケンスコントローラ３４に出力する。デジタルに変換されたＭＲ信号は、生データ（Raw Data）と呼ばれることもある。   The RF receiver 33 performs AD (Analog to Digital) conversion on the channel signal from the local coil 20 and the WB coil 12, that is, the MR signal, and outputs it to the sequence controller 34. The MR signal converted into digital is sometimes referred to as raw data.

シーケンスコントローラ３４は、コンソール４００による制御のもと、傾斜磁場用電源３１、ＲＦ送信器３２、及びＲＦ受信器３３をそれぞれ駆動することによって患者Ｕの撮像を行う。撮像によってＲＦ受信器３３から生データを受信すると、シーケンスコントローラ３４は、その生データをコンソール４００に送信する。   The sequence controller 34 images the patient U by driving the gradient magnetic field power supply 31, the RF transmitter 32, and the RF receiver 33 under the control of the console 400. When raw data is received from the RF receiver 33 by imaging, the sequence controller 34 transmits the raw data to the console 400.

シーケンスコントローラ３４は、処理回路（図示を省略）を具備する。この処理回路は、例えば所定のプログラムを実行するプロセッサや、ＦＰＧＡ（Field Programmable Gate Array）及びＡＳＩＣ（Application Specific Integrated Circuit）等のハードウェアで構成される。   The sequence controller 34 includes a processing circuit (not shown). The processing circuit includes, for example, a processor that executes a predetermined program, hardware such as an FPGA (Field Programmable Gate Array) and an ASIC (Application Specific Integrated Circuit).

コンソール４００は、処理回路、記憶回路、ディスプレイ、及びインターフェース（図示省略）を備える。コンソール４００は、ホスト計算機として機能する。なお、コンソール４００の処理回路、記憶回路、ディスプレイ、及びインターフェースは、後述する処理回路７０、記憶回路７１、演算回路７２、ディスプレイ７３、及びインターフェース７４と同等の構成を備えるものとして説明を省略する。   The console 400 includes a processing circuit, a storage circuit, a display, and an interface (not shown). The console 400 functions as a host computer. Note that the processing circuit, the storage circuit, the display, and the interface of the console 400 have the same configuration as the processing circuit 70, the storage circuit 71, the arithmetic circuit 72, the display 73, and the interface 74, which will be described later, and a description thereof will be omitted.

コンソール４００の処理回路は、記憶回路に記憶された、又は、処理回路内に直接組み込まれたプログラムを読み出し実行することで、パルスシーケンスに従った撮像を実行してＭＲ画像を生成する画像生成機能を実現する。コンソール４００は、処理回路による制御の下、シーケンスコントローラ３４から送信されるＭＲ信号を収集し、収集したＭＲ信号を記憶回路に記憶する。コンソール４００は、処理回路による制御の下、記憶回路に記憶されたＭＲ信号に対して、後処理、即ち、フーリエ変換等の再構成処理を施すことによって、患者Ｕ内の所望のＭＲ画像を生成する。そして、コンソール４００は、処理回路による制御の下、生成した各種ＭＲ画像を記憶回路に格納する。   The processing circuit of the console 400 reads and executes a program stored in the storage circuit or directly incorporated in the processing circuit, thereby executing an imaging according to a pulse sequence and generating an MR image. Is realized. The console 400 collects MR signals transmitted from the sequence controller 34 under the control of the processing circuit, and stores the collected MR signals in the storage circuit. The console 400 generates a desired MR image in the patient U by performing post-processing, that is, reconstruction processing such as Fourier transform, on the MR signal stored in the storage circuit under the control of the processing circuit. To do. The console 400 stores the generated various MR images in the storage circuit under the control of the processing circuit.

寝台装置５００は、寝台本体５０及び天板５１を備える。寝台本体５０は、天板５１を例えば、Ｘ軸方向、Ｙ軸方向、及びＺ軸方向に移動可能なように配置する。天板５１のＸ軸方向の移動は、天板５１の左右方向、つまり、天板５１の短手方向の移動である。天板５１のＹ軸方向の移動は、天板５１の上下方向、つまり、天板５１の厚み方向の移動である。天板５１のＺ軸方向の移動は、天板５１の前後方向、つまり、天板５１の長手方向の移動である。   The bed apparatus 500 includes a bed body 50 and a top board 51. The bed main body 50 arranges the top plate 51 so as to be movable in the X-axis direction, the Y-axis direction, and the Z-axis direction, for example. The movement of the top plate 51 in the X-axis direction is a movement of the top plate 51 in the left-right direction, that is, the short direction of the top plate 51. The movement of the top plate 51 in the Y-axis direction is a vertical movement of the top plate 51, that is, a movement in the thickness direction of the top plate 51. The movement of the top plate 51 in the Z-axis direction is the front-rear direction of the top plate 51, that is, the movement of the top plate 51 in the longitudinal direction.

磁場計算装置７は、処理回路７０、記憶回路７１、演算回路７２、ディスプレイ７３、及びインターフェース７４を備える。磁場計算装置７は、撮像装置５の周辺環境、および静磁場磁石１０の静磁場の特性を入力として受け付け、後述する磁性体Ｍの配置情報を出力する。磁場計算装置７による磁性体Ｍの配置情報の計算については後述する。   The magnetic field calculation device 7 includes a processing circuit 70, a storage circuit 71, an arithmetic circuit 72, a display 73, and an interface 74. The magnetic field calculation device 7 receives the surrounding environment of the imaging device 5 and the characteristics of the static magnetic field of the static magnetic field magnet 10 as inputs, and outputs arrangement information of the magnetic body M described later. Calculation of the arrangement information of the magnetic body M by the magnetic field calculation device 7 will be described later.

処理回路７０は、専用又は汎用のＣＰＵ（Central Processing Unit）又はＭＰＵ（Micro Processor Unit）の他、特定用途向け集積回路（ＡＳＩＣ）、及び、プログラマブル論理デバイス等の処理回路を意味する。プログラマブル論理デバイスとしては、例えば、単純プログラマブル論理デバイス（ＳＰＬＤ：Simple Programmable Logic Device）、複合プログラマブル論理デバイス（ＣＰＬＤ：Complex Programmable Logic Device）、及び、フィールドプログラマブルゲートアレイ（ＦＰＧＡ）等の回路が挙げられる。   The processing circuit 70 means a processing circuit such as a dedicated or general-purpose CPU (Central Processing Unit) or MPU (Micro Processor Unit), an application specific integrated circuit (ASIC), and a programmable logic device. Examples of the programmable logic device include circuits such as a simple programmable logic device (SPLD), a complex programmable logic device (CPLD), and a field programmable gate array (FPGA).

また、処理回路７０は、単一の処理回路によって構成されてもよいし、複数の独立した処理回路の組み合わせによって構成されてもよい。後者の場合、複数の記憶回路７１が複数の処理回路の機能に対応するプログラムをそれぞれ記憶するものであってもよいし、１個の記憶回路７１が複数の処理回路の機能に対応するプログラムを記憶するものであってもよい。   Further, the processing circuit 70 may be configured by a single processing circuit or may be configured by a combination of a plurality of independent processing circuits. In the latter case, the plurality of storage circuits 71 may store programs corresponding to the functions of the plurality of processing circuits, respectively, or one storage circuit 71 may store programs corresponding to the functions of the plurality of processing circuits. It may be memorized.

記憶回路７１は、ＲＡＭ（Random Access Memory）、フラッシュメモリ（Flash Memory）等の半導体メモリ素子、ハードディスク、及び光ディスク等を備える。記憶回路７１は、ＵＳＢ（Universal Serial bus）メモリ及びＤＶＤ（Digital Video Disk）等の可搬型メディアを備えてもよい。記憶回路７１は、処理回路７０において用いられる各種処理プログラム（アプリケーションプログラムの他、ＯＳ（Operating System）等も含まれる）や、プログラムの実行に必要なデータ等を記憶する。また、ＯＳに、操作者に対するディスプレイ７３への情報の表示にグラフィックを多用し、基礎的な操作をインターフェース７４によって行うことができるＧＵＩ（Graphical User Interface）を含めることもできる。   The storage circuit 71 includes a semiconductor memory element such as a random access memory (RAM) and a flash memory, a hard disk, and an optical disk. The storage circuit 71 may include a portable medium such as a USB (Universal Serial Bus) memory and a DVD (Digital Video Disk). The storage circuit 71 stores various processing programs used in the processing circuit 70 (including application programs as well as an OS (Operating System) and the like), data necessary for executing the programs, and the like. In addition, the OS may include a GUI (Graphical User Interface) that can use a lot of graphics to display information on the display 73 for the operator and perform basic operations through the interface 74.

演算回路７２は、後述する磁性体Ｍの検査室内における配置情報、およびシムトレイ内の金属シムの配置及び数を算出する。   The arithmetic circuit 72 calculates the arrangement information and the number of metal shims in the shim tray, as well as the arrangement information of the magnetic substance M, which will be described later, in the examination room.

ディスプレイ７３は、液晶ディスプレイパネル、プラズマディスプレイパネル、及び有機ＥＬ（Electro Luminescence）パネル等の表示デバイスである。   The display 73 is a display device such as a liquid crystal display panel, a plasma display panel, and an organic EL (Electro Luminescence) panel.

インターフェース７４は、操作者によって操作が可能な入力デバイスと、入力デバイスからの信号を入力する入力回路とを含む。入力デバイスは、ポインティングデバイス（例えばマウス）、キーボード、及び各種ボタン等を含む。操作者により入力デバイスが操作されると、入力回路はその操作に応じた入力信号を生成して処理回路７０に出力する。なお、磁場計算装置７は、入力デバイスがディスプレイ７３と一体に構成されたタッチパネルを備えてもよい。   The interface 74 includes an input device that can be operated by an operator, and an input circuit that inputs a signal from the input device. The input device includes a pointing device (for example, a mouse), a keyboard, and various buttons. When the input device is operated by the operator, the input circuit generates an input signal corresponding to the operation and outputs it to the processing circuit 70. The magnetic field calculation apparatus 7 may include a touch panel in which an input device is configured integrally with the display 73.

本実施形態に係る磁石架台１００の外部には、磁性体Ｍが設けられる。例えば、図４に示すように、磁性体Ｍは、キャンセルコイル６２の近傍に配置される。磁性体Ｍは、キャンセルコイル６２により形成される第２の磁場を受けて磁化される位置に配置される。例えば、磁性体Ｍは、静磁場磁石１０の下部領域、例えば図４に図示されるように、床下に設けられる。   A magnetic body M is provided outside the magnet mount 100 according to the present embodiment. For example, as shown in FIG. 4, the magnetic body M is disposed in the vicinity of the cancel coil 62. The magnetic body M is disposed at a position where it is magnetized by receiving the second magnetic field formed by the cancel coil 62. For example, the magnetic body M is provided in a lower region of the static magnetic field magnet 10, for example, below the floor as shown in FIG.

磁性体Ｍが配置される位置は、例えば、演算回路７２によって求められる。演算回路７２は、撮像装置５の周辺環境、および静磁場磁石１０の静磁場の特性を入力として受け付け、磁性体Ｍの配置情報を出力する。撮像装置５の周辺環境とは、例えば、検査室周辺の柱や梁、床材に含まれる鉄筋の位置や量である。換言すると、検査室周辺の磁性体の配置情報である。静磁場磁石１０の静磁場の特性とは、例えば、静磁場磁石１０が製造された時点における静磁場スペックであり、完全に均一な静磁場を基準とした静磁場のずれ量の分布を示す。演算回路７２が出力する磁性体Ｍの配置情報とは、例えば磁性体Ｍの検査室内における配置位置や磁性体Ｍの厚みなどである。   The position where the magnetic body M is arranged is obtained by, for example, the arithmetic circuit 72. The arithmetic circuit 72 receives the surrounding environment of the imaging device 5 and the characteristics of the static magnetic field of the static magnetic field magnet 10 as inputs, and outputs arrangement information of the magnetic body M. The surrounding environment of the imaging device 5 is, for example, the position and amount of reinforcing bars included in columns, beams, and flooring around the examination room. In other words, it is the arrangement information of the magnetic body around the examination room. The static magnetic field characteristics of the static magnetic field magnet 10 are, for example, the static magnetic field specifications at the time when the static magnetic field magnet 10 is manufactured, and show the distribution of the deviation amount of the static magnetic field with reference to a completely uniform static magnetic field. The arrangement information of the magnetic body M output from the arithmetic circuit 72 is, for example, the arrangement position of the magnetic body M in the examination room and the thickness of the magnetic body M.

演算回路７２により出力される磁性体Ｍの配置情報に基づいて、磁性体Ｍが配置された後、静磁場磁石１０の磁場が立ち上げられる。静磁場磁石１０の磁場が形成された後に、ボアＷ内における撮像領域内の静磁場を均一化するためにパッシブシミングが行われる。演算回路７２は、パッシブシミングにおける、シムトレイ内の金属シムの配置及び数を算出する。演算回路７２は、例えば、ボアＷ内にＮＭＲ（Nuclear Magnetic Resonance）プローブを設けて測定した静磁場の分布に基づいて、繰り返しシムトレイ内の金属シムの配置及び数を算出する。   Based on the arrangement information of the magnetic body M output from the arithmetic circuit 72, after the magnetic body M is disposed, the magnetic field of the static magnetic field magnet 10 is raised. After the magnetic field of the static magnetic field magnet 10 is formed, passive shimming is performed in order to make the static magnetic field in the imaging region in the bore W uniform. The arithmetic circuit 72 calculates the arrangement and number of metal shims in the shim tray in passive shimming. The arithmetic circuit 72 repeatedly calculates the arrangement and number of metal shims in the shim tray based on, for example, the distribution of the static magnetic field measured by providing an NMR (Nuclear Magnetic Resonance) probe in the bore W.

なお、上述した演算回路７２は、磁性体Ｍの配置情報の計算と、パッシブシミングにおける金属シムの配置及び数の算出の、それぞれの機能を兼ね備えるように説明したが、異なる回路あるいは装置として実現されても構わない。また、上述した演算回路７２は、パッシブシミングを行なう前に、磁性体Ｍの配置情報を計算しているが、パッシブシミングを行った後の静磁場の特性を入力として受け付け、磁性体Ｍの位置情報を計算しても構わない。   Although the arithmetic circuit 72 described above has been described as having both functions of calculating the arrangement information of the magnetic body M and calculating the arrangement and number of metal shims in passive shimming, it is realized as a different circuit or device. It doesn't matter. In addition, the arithmetic circuit 72 described above calculates the arrangement information of the magnetic body M before performing passive shimming, but receives the characteristics of the static magnetic field after performing passive shimming as an input, and determines the position of the magnetic body M. Information may be calculated.

なお、演算回路７２は、磁場計算装置７でなく、コンソール４００に備えられるものであってもよい。また、演算回路７２の機能は、処理回路７０がプログラムを実行することによって実現されるものであってもよい。   The arithmetic circuit 72 may be provided in the console 400 instead of the magnetic field calculation device 7. The function of the arithmetic circuit 72 may be realized by the processing circuit 70 executing a program.

ここで、メインコイル６１、キャンセルコイル６２、磁性体Ｍのそれぞれが形成する磁場について図２および図３を用いて説明する。   Here, the magnetic fields formed by the main coil 61, the cancel coil 62, and the magnetic body M will be described with reference to FIGS.

図２（ａ）における磁場Ｂ０ａは、メインコイル６１により形成される第１の磁場であり、図２（ｂ）における磁場Ｂ０ｂは、キャンセルコイル６２により形成される第２の磁場である。図２では、わかりやすさのため、メインコイル６１とキャンセルコイル６２が各々形成する磁場を書き分けて説明しているが、実際には、磁性体Ｍが受ける磁場は合成された磁場である。図３（ａ）は、磁性体Ｍが磁場Ｂ０ａと磁場Ｂ０ｂのそれぞれによって磁化される方向を示す図である。キャンセルコイル６２付近に配置された磁性体Ｍは、磁場Ｂ０ａよりも、磁場Ｂ０ｂによる影響を強く受ける。つまり、磁場Ｂ０ｂの影響が支配的になるので、磁性体Ｍは磁場Ｂ０ｂと同じ方向に磁化され、第３の磁場として磁場Ｂ０ｃを形成する。図３（ｂ）は、磁性体Ｍが磁場の影響を受けて磁化される様子を模式的に示す図である。磁性体Ｍが形成する磁場Ｂ０ｃは、磁場Ｂ０ａと逆向きに形成される。   A magnetic field B 0 a in FIG. 2A is a first magnetic field formed by the main coil 61, and a magnetic field B 0 b in FIG. 2B is a second magnetic field formed by the cancel coil 62. In FIG. 2, the magnetic fields formed by the main coil 61 and the cancel coil 62 are described separately for the sake of clarity, but in reality, the magnetic field received by the magnetic body M is a synthesized magnetic field. FIG. 3A is a diagram showing directions in which the magnetic body M is magnetized by the magnetic field B0a and the magnetic field B0b. The magnetic body M arranged near the cancel coil 62 is more strongly affected by the magnetic field B0b than the magnetic field B0a. That is, since the influence of the magnetic field B0b becomes dominant, the magnetic body M is magnetized in the same direction as the magnetic field B0b, and forms the magnetic field B0c as the third magnetic field. FIG. 3B is a diagram schematically showing how the magnetic body M is magnetized under the influence of a magnetic field. The magnetic field B0c formed by the magnetic body M is formed in the opposite direction to the magnetic field B0a.

図４は、磁性体の配置例を示す図である。図４に示すように、磁性体Ｍは、静磁場磁石１０の下部領域、例えば床下に設けられる。なお、磁性体Ｍは、磁石架台１００の外部であってキャンセルコイル６２の近傍に設けられればよく、例えば、静磁場磁石１０を保持する磁石脚２００、又は、静磁場磁石１０の床上の空間に設けられてもよい。   FIG. 4 is a diagram illustrating an arrangement example of magnetic bodies. As shown in FIG. 4, the magnetic body M is provided in a lower region of the static magnetic field magnet 10, for example, under the floor. The magnetic body M may be provided outside the magnet mount 100 and in the vicinity of the cancel coil 62. For example, the magnetic body M may be provided in a space on the floor of the static magnetic field magnet 10 or the magnetic leg 200 that holds the static magnetic field magnet 10. It may be provided.

静磁場磁石１０のメインコイル６１により形成される第１の磁場を弱める方向に、キャンセルコイル６２は第２の磁場を形成する。磁性体Ｍは、キャンセルコイル６２により形成される第２の磁場Ｂ０ｂを受けて、第３の磁場を形成することになる。   The cancel coil 62 forms a second magnetic field in a direction that weakens the first magnetic field formed by the main coil 61 of the static magnetic field magnet 10. The magnetic body M receives the second magnetic field B0b formed by the cancel coil 62 and forms a third magnetic field.

続いて、図４に示すようにＭＲＩ装置１が磁性体を配置する場合の効果について、図５及び図６を用いて説明する。   Next, the effect when the MRI apparatus 1 arranges the magnetic material as shown in FIG. 4 will be described with reference to FIGS. 5 and 6.

図５は、ボアＷ内の任意のＸＹ平面を極座標系で表現した図である。図６は、図５に示す角度θに対する静磁場の均一性を示すグラフである。つまり、図６は、角度θにおける、基準となる静磁場強度に対応する共鳴周波数からの誤差をｐｐｍ（parts par million）単位で概念的に示したグラフである。   FIG. 5 is a diagram in which an arbitrary XY plane in the bore W is expressed by a polar coordinate system. FIG. 6 is a graph showing the uniformity of the static magnetic field with respect to the angle θ shown in FIG. That is, FIG. 6 is a graph conceptually showing an error from the resonance frequency corresponding to the reference static magnetic field strength at an angle θ in ppm (parts par million) units.

磁性体Ｍがキャンセルコイル６２により発生する磁場により磁化される位置に設置されると、いわゆる金属シムによるパッシブシミングのように、不均一な静磁場を整えることが可能になる。図６に示すように、例えば磁性体Ｍが設置されない場合は、静磁場の均一性が±Ａ［ｐｐｍ］の範囲で異なっているのに対し、磁性体Ｍが設置される場合は、誤差の範囲が小さい±Ｂ［ｐｐｍ］の範囲で静磁場の均一性が担保される。なお、縦軸における±Ｃ［ｐｐｍ］の範囲が、最終的にＭＲＩ装置１が満たすべき静磁場均一性の目標範囲である。磁性体Ｍの配置のみでは、±Ｃ［ｐｐｍ］の範囲まで静磁場の均一性を収束させることこそできていないが、金属シムに依存せずに、目標範囲近くまで静磁場均一性を高めることができている。   When the magnetic body M is installed at a position where it is magnetized by the magnetic field generated by the cancel coil 62, it becomes possible to arrange a non-uniform static magnetic field as in passive shimming using a so-called metal shim. As shown in FIG. 6, for example, when the magnetic body M is not installed, the uniformity of the static magnetic field is different in a range of ± A [ppm], whereas when the magnetic body M is installed, an error is generated. The uniformity of the static magnetic field is ensured in the range of ± B [ppm] where the range is small. Note that the range of ± C [ppm] on the vertical axis is the target range of the static magnetic field uniformity that the MRI apparatus 1 should finally satisfy. Although only the arrangement of the magnetic body M has not been able to converge the static magnetic field uniformity to the range of ± C [ppm], it can improve the static magnetic field uniformity to near the target range without depending on the metal shim. Is done.

撮像空間内における球面を考えた時、その球面上の磁場分布は球面調和関数で表すことが可能である。ルジャンドル（Ｌｅｇｅｎｄｒｅ）多項式による球面調和関数の展開における展開係数のうち、１次項のＹ軸成分は、静磁場のＹ軸成分を表している。例えば、磁石脚２００の下部に意図的に設置された静磁場補正用の磁性体Ｍは、静磁場のＹ軸成分を補正するのに適している。例として、撮像空間内における球面上の磁束密度が、Ｙ軸正側の領域と比較して、Ｙ軸負側の領域において高くなる磁場特性を有する静磁場磁石１０を想定する。磁石脚２００付近に磁性体Ｍが設けられると、磁性体Ｍによって形成される磁場Ｂ０ｃが、メインコイルにより形成される磁場Ｂ０ａを、撮像空間内における球面上Ｙ軸負側で打ち消す。つまり、撮像空間内における球面上のＹ軸負側の磁束密度が減少するので、球面全体における磁束密度分布の偏りが緩和され、静磁場が均一化されることになる。   When a spherical surface in the imaging space is considered, the magnetic field distribution on the spherical surface can be represented by a spherical harmonic function. Of the expansion coefficients in the expansion of the spherical harmonic function by the Legendre polynomial, the Y-axis component of the first-order term represents the Y-axis component of the static magnetic field. For example, the magnetic body M for static magnetic field correction that is intentionally installed below the magnet leg 200 is suitable for correcting the Y-axis component of the static magnetic field. As an example, it is assumed that the static magnetic field magnet 10 has a magnetic field characteristic in which the magnetic flux density on the spherical surface in the imaging space is higher in the Y-axis negative side region than in the Y-axis positive side region. When the magnetic body M is provided in the vicinity of the magnet leg 200, the magnetic field B0c formed by the magnetic body M cancels the magnetic field B0a formed by the main coil on the negative side of the Y axis on the spherical surface in the imaging space. That is, the magnetic flux density on the negative side of the Y axis on the spherical surface in the imaging space is reduced, so that the bias of the magnetic flux density distribution in the entire spherical surface is alleviated and the static magnetic field is made uniform.

以上説明したように、磁石架台１００の外部であってキャンセルコイル６２の近傍に磁性体Ｍを配置して第３の磁場を形成させることで、静磁場の均一性を向上させることができる。   As described above, the uniformity of the static magnetic field can be improved by forming the third magnetic field by disposing the magnetic body M in the vicinity of the cancel coil 62 outside the magnet mount 100.

図７は、ＭＲＩ装置１における静磁場補正方法の手順をフローチャートとして示す図である。   FIG. 7 is a flowchart showing the procedure of the static magnetic field correction method in the MRI apparatus 1.

まず、磁場計算装置７の演算回路７２は、磁性体Ｍの配置情報を計算する（ステップＳＴ１）。そして、ＭＲＩ装置１の撮像装置５の据え付け時に、磁石架台１００の外部であってキャンセルコイル６２の近傍に磁性体Ｍが配置される（ステップＳＴ２）。磁場計算装置７の演算回路７２は、ステップＳＴ２により磁性体Ｍが配置された状態で、かつ、傾斜磁場コイル１１の各シムポケットの全てが空の状態、つまり、金属シムが全く配置されていない状態で、静磁場磁石１０の磁場特性を測定する。例えば、演算回路７２は、各シムポケットの全てが空の状態で、ボアＷ中央部の多数点の磁場を測定する（ステップＳＴ３）。ステップＳＴ３の時点はパッシブシミング前なので、測定された静磁場の均一性は担保されていない。なお、測定は任意の磁場測定器を用いて行われる。また、磁場の測定において、シムポケットは必ずしも全て空の状態である必要はなく、金属シムがいくつか予め備えられていてもよい。   First, the arithmetic circuit 72 of the magnetic field calculation device 7 calculates arrangement information of the magnetic body M (step ST1). Then, when the imaging apparatus 5 of the MRI apparatus 1 is installed, the magnetic body M is disposed outside the magnet mount 100 and in the vicinity of the cancel coil 62 (step ST2). The arithmetic circuit 72 of the magnetic field calculation device 7 is in a state where the magnetic body M is arranged in step ST2 and all the shim pockets of the gradient coil 11 are empty, that is, no metal shim is arranged. In the state, the magnetic field characteristics of the static magnetic field magnet 10 are measured. For example, the arithmetic circuit 72 measures the magnetic field at multiple points in the center of the bore W while all the shim pockets are empty (step ST3). Since the time of step ST3 is before passive shimming, the uniformity of the measured static magnetic field is not ensured. The measurement is performed using an arbitrary magnetic field measuring device. In the measurement of the magnetic field, all the shim pockets are not necessarily empty, and some metal shims may be provided in advance.

演算回路７２は、撮像装置５の据え付け時に、ステップＳＴ３における磁場の測定値に基づいて最適化計算を実行し、各シムポケットに収納すべき金属シムの数を算出する（ステップＳＴ４）。このように、静磁場磁石１０の外部であってキャンセルコイル６２の近傍に磁性体Ｍが配置された状態で、最適化計算が実行される。ここで、最適化計算とは、パラメータｘ（ｘは通常多変数）の関数として目的関数ｆ（ｘ）及び制約条件ｇ（ｘ）を設定し、制約条件ｇ（ｘ）を満たしつつ目的関数ｆ（ｘ）が最小（又は最大）となるようなパラメータｘを決定する手法のことである。なお、制約条件ｇ（ｘ）は、撮像装置５で予め定められた静磁場不均一性の許容範囲を表す。制約条件として、制約条件ｇ（ｘ）のみならず複数設定されてもよい。   When the imaging device 5 is installed, the arithmetic circuit 72 performs optimization calculation based on the measured value of the magnetic field in step ST3, and calculates the number of metal shims to be stored in each shim pocket (step ST4). Thus, the optimization calculation is executed in a state where the magnetic body M is arranged outside the static magnetic field magnet 10 and in the vicinity of the cancel coil 62. Here, the optimization calculation is to set the objective function f (x) and the constraint condition g (x) as a function of the parameter x (x is usually a multivariable), and satisfy the constraint condition g (x) while satisfying the constraint function g (x). This is a method for determining a parameter x such that (x) is minimum (or maximum). The constraint condition g (x) represents an allowable range of static magnetic field inhomogeneity determined in advance by the imaging device 5. A plurality of constraint conditions may be set as well as the constraint condition g (x).

パラメータｘは、各シムポケットの金属シムの数がそれぞれ最適化された値である。そして、制約条件ｇ（ｘ）として、例えば、磁場の不均一性を表す指標が所定の範囲内、つまり空間的な変動成分が所定の範囲内であることを示す不等式が設定される。また、目的関数ｆ（ｘ）として、各シムポケットの金属シムの数が設定される。これらの設定で最適化計算が実行されることにより、磁場の不均一性を表す指標が所定の範囲内に抑制された状態で金属シムの総数が最小となるように、各シムポケットの金属シムの数が最適化される。   The parameter x is a value obtained by optimizing the number of metal shims in each shim pocket. Then, as the constraint condition g (x), for example, an inequality indicating that the index representing the magnetic field inhomogeneity is within a predetermined range, that is, the spatial variation component is within the predetermined range. Further, the number of metal shims in each shim pocket is set as the objective function f (x). By performing optimization calculations with these settings, the metal shims in each shim pocket are such that the total number of metal shims is minimized while the index representing the magnetic field inhomogeneity is kept within a predetermined range. The number of is optimized.

次いで、ステップＳＴ４による最適化計算の実行後、各シムポケットに配置されるべき金属シムの数に従って、各シムポケットに金属シムが配置される（ステップＳＴ５）。   Next, after execution of the optimization calculation in step ST4, metal shims are placed in each shim pocket according to the number of metal shims to be placed in each shim pocket (step ST5).

図７に示す静磁場補正方法によれば、静磁場磁石１０の外部であってキャンセルコイル６２の近傍に磁性体Ｍを配置して第３の磁場を形成させ、球面調和関数の展開における展開係数のうちの１次項のＹ軸成分がある程度小さくなった状態で各シムポケットの金属シムの数が最適化される。   According to the static magnetic field correction method shown in FIG. 7, a magnetic field M is disposed outside the static magnetic field magnet 10 and in the vicinity of the cancel coil 62 to form the third magnetic field, and the expansion coefficient in the expansion of the spherical harmonic function. The number of metal shims in each shim pocket is optimized in a state in which the Y-axis component of the first-order term is reduced to some extent.

また、当該静磁場補正方法によれば、磁石架台１００の外部であってキャンセルコイル６２の近傍に磁性体Ｍを配置して第３の磁場を形成させることで、配置される金属シムの数を減らすことができる。これにより、熱による金属シムの磁化率の変化による静磁場の不均一化を抑制することもできる。また、磁場の測定（ステップＳＴ３）及び最適化計算（ステップＳＴ４）を繰り返す処理を減らすことができる。   Further, according to the static magnetic field correction method, the number of metal shims to be arranged can be reduced by arranging the magnetic body M in the vicinity of the cancel coil 62 outside the magnet mount 100 to form the third magnetic field. Can be reduced. Thereby, the nonuniformity of the static magnetic field due to the change in the magnetic susceptibility of the metal shim due to heat can be suppressed. Further, it is possible to reduce the process of repeating magnetic field measurement (step ST3) and optimization calculation (step ST4).

なお、当該静磁場補正方法を、磁性体Ｍの複数の配置位置においてそれぞれ適用することで、複数の配置位置の中から磁性体Ｍの好適な配置位置を算出することもできる。好適な配置位置とは、例えば、ステップＳＴ４によって算出された、金属シムが最少の場合の磁性体Ｍの配置位置である。   Note that, by applying the static magnetic field correction method to a plurality of arrangement positions of the magnetic body M, a suitable arrangement position of the magnetic body M can be calculated from the plurality of arrangement positions. The suitable arrangement position is, for example, the arrangement position of the magnetic body M calculated in step ST4 when the metal shim is minimum.

以上説明した少なくとも１つの実施形態によれば、磁石架台１００の外部に設けられた磁性体Ｍにより静磁場の均一性を向上させることができる。具体的には、磁石架台１００の外部に設けられた磁性体Ｍは、金属シムのように、傾斜磁場コイル１１の熱で温められないので、磁化率変化の影響を受けずに静磁場を調整することができる。また、傾斜磁場コイル１１の内部に配置される鉄シムが減らせられれば、熱による静磁場不均一化の問題を抑制することができる。さらに、鉄シムでは対処しきれない静磁場不均一性を有する静磁場磁石を使用する場合であっても、静磁場を調整することができる。   According to at least one embodiment described above, the uniformity of the static magnetic field can be improved by the magnetic body M provided outside the magnet mount 100. Specifically, the magnetic body M provided outside the magnet mount 100 is not heated by the heat of the gradient magnetic field coil 11 like a metal shim, so that the static magnetic field is adjusted without being affected by the change in magnetic susceptibility. can do. Moreover, if the iron shim arrange | positioned inside the gradient magnetic field coil 11 is reduced, the problem of the static magnetic field nonuniformity by a heat | fever can be suppressed. Furthermore, the static magnetic field can be adjusted even when a static magnetic field magnet having static magnetic field inhomogeneity that cannot be dealt with by iron shims is used.

なお、演算回路７２は、「演算部」の一例である。   The arithmetic circuit 72 is an example of an “arithmetic unit”.

以上、本発明のいくつかの実施形態を説明したが、これらの実施形態は、例として提示したものであり発明の範囲を限定することは意図していない。これら新規な実施形態は、その他の様々な形態で実施されることが可能であり、発明の要旨を逸脱しない範囲で種々の省略、置き換え、変更を行うことができる。これらの実施形態やその変形は、発明の範囲や要旨に含まれるとともに、特許請求の範囲に記載された発明とその均等の範囲に含まれる。   Although several embodiments of the present invention have been described above, these embodiments are presented as examples and are not intended to limit the scope of the invention. These novel embodiments can be implemented in various other forms, and various omissions, replacements, and changes can be made without departing from the scope of the invention. These embodiments and modifications thereof are included in the scope and gist of the invention, and are included in the invention described in the claims and the equivalents thereof.

１ 磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ）装置
５ 撮像装置
７ 磁場計算装置
１０ 静磁場磁石
４０ 処理回路
６１ メインコイル
６２ キャンセルコイル
７２ 演算回路
１００ 磁石架台
２００ 磁石脚
Ｍ 磁性体 DESCRIPTION OF SYMBOLS 1 Magnetic resonance imaging (MRI) apparatus 5 Imaging apparatus 7 Magnetic field calculation apparatus 10 Static magnetic field magnet 40 Processing circuit 61 Main coil 62 Canceling coil 72 Calculation circuit 100 Magnet mount 200 Magnetic leg M Magnetic body

Claims (7)

第１の磁場を形成するメインコイル、及び、第２の磁場を形成するキャンセルコイルを含む静磁場磁石と、
傾斜磁場を形成する傾斜磁場コイルと、
前記静磁場磁石と前記傾斜磁場コイルとを収めた磁石架台と、
前記磁石架台の外部であって、前記キャンセルコイル近傍に配置された磁性体と、
を備え、
前記第２の磁場を受けて磁化された前記磁性体が形成する第３の磁場により、前記第１の磁場及び前記第２の磁場により形成される静磁場を補正する、
磁気共鳴イメージング装置。 A static magnetic field magnet including a main coil that forms a first magnetic field, and a cancel coil that forms a second magnetic field;
A gradient coil forming a gradient magnetic field;
A magnet mount containing the static magnetic field magnet and the gradient magnetic field coil;
A magnetic body disposed outside the magnet mount and in the vicinity of the cancel coil;
With
Correcting a static magnetic field formed by the first magnetic field and the second magnetic field by a third magnetic field formed by the magnetic body magnetized by receiving the second magnetic field;
Magnetic resonance imaging device. 前記キャンセルコイルは、前記第２の磁場を、前記メインコイルにより形成される前記第１の磁場を弱める方向に形成する、
請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。 The cancel coil forms the second magnetic field in a direction that weakens the first magnetic field formed by the main coil.
The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 1. 前記磁性体は、前記キャンセルコイルにより形成される前記第２の磁場を受けて磁化可能な位置に配置される、
請求項１又は２に記載の磁気共鳴イメージング装置。 The magnetic body is disposed at a position where it can be magnetized by receiving the second magnetic field formed by the cancel coil.
The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 1 or 2. 前記磁性体は、前記静磁場磁石を保持する脚部、又は、撮像中心の直下を含む領域に設けられる、
請求項１乃至３のうちいずれか一項に記載の磁気共鳴イメージング装置。 The magnetic body is provided in a leg portion that holds the static magnetic field magnet, or in an area that includes a region immediately below the imaging center.
The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 1. 所定数の金属シムを収容する傾斜磁場コイルと、
前記磁性体の複数の配置位置における前記金属シムの所定数をそれぞれ算出することで、前記複数の配置位置から所定の配置位置を算出する演算部と、
をさらに備えた請求項１乃至４のうちいずれか一項に記載の磁気共鳴イメージング装置。 A gradient coil containing a predetermined number of metal shims;
A calculation unit for calculating a predetermined arrangement position from the plurality of arrangement positions by calculating a predetermined number of the metal shims at the plurality of arrangement positions of the magnetic body;
The magnetic resonance imaging apparatus according to any one of claims 1 to 4, further comprising: 第１の磁場を形成するメインコイル、及び、第２の磁場を形成するキャンセルコイルを含む静磁場磁石と、
前記磁石架台の外部であって、前記キャンセルコイルにより形成される前記第２の磁場を受けて磁化可能な位置に配置される磁性体と、
を備えた磁気共鳴イメージング装置。 A static magnetic field magnet including a main coil that forms a first magnetic field, and a cancel coil that forms a second magnetic field;
A magnetic body disposed outside the magnet mount and disposed at a position capable of being magnetized by receiving the second magnetic field formed by the cancel coil;
A magnetic resonance imaging apparatus comprising: 静磁場磁石と傾斜磁場コイルを収めた磁石架台の外部において磁性体を配置することで磁場を補正する静磁場補正方法であって、
前記静磁場磁石が形成する静磁場の特性を取得するステップと、
前記静磁場磁石が設けられた検査室の周辺環境に関する情報を取得するステップと、
前記静磁場の特性と前記周辺環境に関する情報とに基づいて面積及び厚みが決定された前記磁性体を、前記静磁場磁石に収められた、漏洩磁場を抑制する磁場を発生するキャンセルコイルの付近に設けるステップと、
を含む静磁場補正方法。 A static magnetic field correction method for correcting a magnetic field by arranging a magnetic body outside a magnet mount containing a static magnetic field magnet and a gradient magnetic field coil,
Obtaining a characteristic of a static magnetic field formed by the static magnetic field magnet;
Obtaining information on the surrounding environment of the examination room provided with the static magnetic field magnet;
The magnetic material whose area and thickness are determined based on the characteristics of the static magnetic field and information on the surrounding environment is placed in the vicinity of a cancel coil that generates a magnetic field that suppresses a leakage magnetic field, which is housed in the static magnetic field magnet. Providing steps;
A static magnetic field correction method including:
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