JP3976479B2

JP3976479B2 - Method and apparatus for reducing magnetic field fluctuations in magnetic resonance imaging apparatus

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Publication number: JP3976479B2
Application number: JP2000203697A
Authority: JP
Inventors: 宗孝津田
Original assignee: Hitachi Medical Corp
Current assignee: Hitachi Healthcare Manufacturing Ltd
Priority date: 2000-07-05
Filing date: 2000-07-05
Publication date: 2007-09-19
Anticipated expiration: 2020-07-05
Also published as: JP2002017706A

Description

【０００１】
【発明が属する技術分野】
本発明は磁気共鳴イメージング(以下、MRIと称する)装置に係わり、特にその検査空間の磁場特性を高精度で計測する機能を備えたMRI装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】
核磁気共鳴(NMR)現象を利用して人体の断層画像を得るMRI検査法は広く医療機関で利用されている。このMRI検査法は正確に被検体の検査部位の内部構造を反映する必要から、検査部位を配置する空間に均一な磁場強度を発生する磁石を必要としている。このためMRI装置の多くは、細長い筒状のソレノイドコイルを用いていたが、近年、被検者に対する圧迫感を取り除き、また検査中の治療（ＭＲインターベンショナル手技）を可能にするものとして、磁石の前面を開放したオープン型のMRI装置が普及している。
【０００３】
このようなオープン型のMRI装置では、永久磁石や常電導コイルを用いたものが開発されてきたが、ＭＲインターベンショナル手技におけるリアルタイムの高速撮影を実現するために、超電導コイルを組込んだ磁気回路の開発が進められている（特開平10-179546号公報、特開平11-155831号公報や特開平11-197132号公報など）。
【０００４】
超電導コイルを組込んだ開放型磁気回路では、永久磁石や常電導コイルを用いた開放型磁気回路の数倍の磁場強度である約1.0テスラの磁場強度を達成することが可能となったが、超電導コイルを配置したクライオの機械的振動がその発生磁場強度の安定性に影響を与えるという、従来のソレノイド状超電導磁石にはなかった問題が発生した。即ち、開放型磁気回路では、二つに分割したクライオにそれぞれ超電導コイルを収納し、上下に配置しているが、これらクライオの内部構造や取付け構造の違いとクライオに取付けられた付属機器の違いにより、上下クライオの振動に差異を生じ、この振動の差異に起因して磁場特性が変化する。クライオの振動源としては、磁石を設置した建屋からの振動とへリウム冷凍機など装置自身に組込まれた機器、例えばへリウム冷凍機が発生する振動の二通りがある。
【０００５】
このようなクライオの振動による磁場変動（磁場変化の割合）は、ppm(10の−6乗)オーダの微少な変化ではあるが、検波された低周波領域に変換された信号には％オーダの割合となり、画像のS/N低下や画像のボケの原因となる。特に、振動が規則正しい振動の場合には、NMR信号が信号振動周波数fで変調されることになり、これを画像やスペクトルに変換処理すると、本来の画像とは別にf、2f、3f………のシフトした位置に擬像が現出したり、本来のスペクトルの両脇にf、2f、3f………側帯波として擬似ピークが出現する。
【０００６】
ヘリウム冷凍機の振動による磁場変動を防止する方法としては、ヘリウム冷凍機の振動がクライオ内に伝わらないように機械的なたわみ構造材(ベローズ)を挿入することが提案されている（米国特許公報5,363,077号）。また装置の出荷時や保守点検時にはへリウム冷凍機とクライオとの連結部分を調整して振動をなくすようにしている。
【０００７】
【発明が解決しようとする課題】
しかし既に述べたようにクライオの振動に起因する磁場変動はppmオーダー以下の微少な変化であるため、従来のMRI装置では、このような変動を検査に先立って高精度に磁場変動を検出することができなかった。例えば、MRI装置における磁場を測定するものとしてテスラメータが知られており、その分解能は0.1ppm程度であるが、ベローズ等によって調整された後の磁場変化量は、0.03ppm程度の微弱な値となるため、テスラメータでは測定不能である。また一般に磁場変化量を検出するものとしてホール素子やコイル素子があるが、このような素子で上述のような微弱な磁場変化量を測定しようとしても、磁場変化に応じてセンサーに誘起される電圧(数μボルト)より、センサー内の熱散乱電荷による熱雑音(数十μボルト)が大きいため、検出することができない。そこで、検査結果の画像やスペクトルを観ながらへリウム冷凍機の固定ネジを増し締めするなど対症療法的に対応しているのが現状である。
【０００８】
本発明は上記観点に鑑みてなされたもので、高精度で磁場の振動成分を測定することができ、これにより振動による磁場変化を的確に対策できるようにしたMRI装置を提供すること、またオープンMRI装置の振動による磁場変化を防止して、得られる検査結果の信頼性を向上することができるMRI装置を提供することを目的とする。
【０００９】
本発明の別の目的は、MRI装置の設置時のみならず、定期的な保守・点検作業時にも、経時変化を含めた振動による磁場変化を高精度且つ容易に測定でき、それによって経時変化にも的確に対策できるMRI装置を提供するものである。
【００１０】
上記課題を達成する本発明の MRI 装置における磁場変動を低減させる方法は、静磁場を発生する静磁場発生源と、前記静磁場発生源に機械的振動をもたらすことによって前記静磁場を変動させる振動源を有する磁気共鳴イメージング装置における磁場変動を低減させる方法であって、前記静磁場の変動を計測する工程と、前記静磁場の変動を低減するように前記振動源を調整する工程とを繰り返す磁気共鳴イメージング装置における磁場変動を低減させる方法において、前記静磁場の変動を計測する工程は、所望の位置に配置された試料から検出された核磁気共鳴信号の位相変動に基づいて前記静磁場変動を計測して、前記磁場変動を低減させる。
特に、前記核磁気共鳴を計測する工程は、前記試料に被検体の検査に用いる高周波磁場と同じ周波数の高周波磁場を照射し、これによって前記試料から発生する核磁気共鳴信号を検出するステップを繰り返し、前記繰り返しによって核磁気共鳴信号の時系列データを計測し、前記静磁場変動を取得する工程は、前記核磁気共鳴信号の時系列データから前記位相変動を求め、前記位相変動を前記試料の配置された位置における磁場変動として表示する工程を有する。また、前記静磁場発生源が、超電導コイルを内部に収容する超電導磁石を有し、前記前記振動源が、前記超電導コイルを冷却するためのヘリウム冷凍機である場合には、前記前記振動源の調整する工程は、前記ヘリウム冷凍機の駆動調整又は固定調整の内の少なくとも一方を行う。
また、上記目的を達成する本発明のMRI装置は、被検体が置かれる検査空間を一定の磁場強度に維持する磁場発生手段と、前記磁場強度に勾配を与える傾斜磁場発生手段と、前記検査空間に置かれた被検体に高周波磁場を与える手段と、前記被検体から発生する核磁気共鳴信号を処理し、その結果を表示する手段とを備えたMRI装置において、前記検査空間の任意の場所に設置された試料に、検査に用いる高周波磁場と同じ周波数の高周波磁場を与える手段と、前記試料から発生する核磁気共鳴信号を検出し、核磁気共鳴信号の位相変動を求める手段と、前記位相変動から前記任意の場所の磁場変動を求める手段とを備える。
【００１１】
また本発明のMRI装置は、上述のMRI装置において、試料に高周波磁場を与える手段が、試料を検査空間内で移動する手段と、試料の周囲に配置されたプローブと、プローブを前記被検体に高周波磁場を与える手段に接続する手段とを備えたことを特徴とする。
【００１２】
本発明のMRI装置における磁場変動の測定方法は、被検体の検査に用いる高周波磁場と同じ周波数の高周波磁場によって核磁気共鳴信号を発生する試料を検査空間の所望の位置に配置し、前記試料に前記周波数の高周波磁場を照射し、これによって前記試料から発生する核磁気共鳴信号を検出するステップを繰り返し、前記繰り返しによって得られた核磁気共鳴信号の時系列データから、前記核磁気共鳴信号の位相変動を求め、前記位相変動を、前記試料の配置された位置における磁場変動として表示する。
【００１３】
本発明によれば、MRI検査の時の静磁場強度(Ho)とNMR信号を検波する参照信号(ω')の関連が、MRI装置を調整する時の静磁場強度(Ho)とNMR信号を検波する参照信号(ω')の関連と一致させることができる。これによって微少な静磁場強度変化を位相変化として正確に検出することができる。この測定データを用いて或いは表示された計測結果を見ながら、磁石やへリウム冷凍機の調整の精度を上げ、磁場変動をほぼゼロにすることができる。また初期調整時のデータを利用して、実際の検査結果を補正し、擬像をなくし、信頼性の高い検査結果を得ることができる。
【００１４】
本発明の測定方法は、MRI装置の裾付時のみならず定期的、例えば、ヘリウム冷凍機の点検時に行うことにより、常に信頼性の高いMRI装置とすることができる。
【００１５】
【発明の実施の形態】
以下、本発明の好適な実施例について図面を参照して説明する。
図1は本発明を適用したオープンMRI装置の全体構成図である。このオープンMRI装置は被検体1が置かれる空間を挟むように配置された静磁場発生磁石2と、この静磁場発生磁石2の内側に配置された傾斜磁場コイル3と、さらにその内側に高周波磁界を発生する高周波コイル5と、被検体1から発生するNMR信号を検出する検出コイル7とを備えている。
【００１６】
傾斜磁場コイル3と高周波コイル5は開放型の形状を阻害しないように上下一対の板状構造をしている。さらに各コイルの動作タイミングを制御するシーケンサ9と装置の制御を行うとともにNMR信号を処置し画像やスペクトルに変換する計算機10を備えている。
【００１７】
静磁場発生磁石2は、図示する実施例では超電導コイルを収めた上部クライオ13と下部クライオ14と、上部クライオ13と下部クライオ14を連結するクライオ連結管15から構成されている。その磁束の方向は矢印16に示すように床から天井に向っており、被検体1の配置される球空間で例えば5ppm以下の均一度の磁場特性を有している。このような磁場均一度は、上部クライオ13と下部クライオ14の表面に複数の磁性体小片(図では記載されていない)を貼り付けるパッシブシミング方式によって実現される。
【００１８】
更に、静磁場発生磁石2には、液体ヘリウムの蒸発量を低減するため、上部クライオ13にはへリウム冷凍機17が組込まれ、ヘリウムガスを供給する圧縮機18と高圧パイプ19で接続されている。
【００１９】
静磁場発生磁石2は、後述する磁場強度測定方法によってその磁場強度の変動が測定され、高度の磁場強度安定性を維持するように調整が行われている。この調整にはへリウム冷凍機17内のたわみ構造(図では記載されていない)のばね定数の調整とへリウム冷凍機17の固定ネジ20の締め付け位置の調整や締め付けトルクの調整が行われている。
【００２０】
傾斜磁場コイル3は、互いに直交するx、y、zの3軸方向に磁束密度を変化させるように巻かれた3組のコイルからなり、それぞれ傾斜磁場電源4に接続され、傾斜磁場発生手段を構成する。後述のシーケンサ9からの制御信号に従って傾斜磁場電源4を駆動して傾斜磁場コイル3に流れる電流値を変化させることにより3軸からなる傾斜磁場Gx、Gy、Gzを被検体1に印加するようになっている。この傾斜磁場は、被検体1の検査部位から得られるNMR信号の空間的な分布を把握するのに用いられる。
【００２１】
高周波コイル5は、高周波電流を流すための高周波電力トランスミッター6に接続され、被検体1の検査部位の原子核(通常、水素原子核が用いられている)を共鳴励起するための高周波磁場を発生する。
【００２２】
高周波電力トランスミッター6は更に図２に示すように、クリスタル発振器を内蔵した基準信号発生器23と高周波アンプ24を備え、基準信号発生器23は周波数の変位率が10の-10乗以下の高安定な高周波信号を発生する。この高周波信号は高周波アンプ24でシーケンサ9の制御信号によりパルス変調とその出力レベルが調整される。
【００２３】
検出コイル7は受信器8に接続されており、NMR信号を検出する手段を構成する。受信器8は、図２に示すようにNMR信号を増幅する高周波電圧増幅器28と、NMR信号を基準信号発生器23の発生する参照信号で位相検波する位相検波器29と、検波後の低周波領域に変換されたNMR信号をデジタル信号に変換するA/D変換器30とを備え、検出コイル7で検出したNMR信号を増幅・検波するとともに、計算機10による処理が可能なディジタル信号に変換する。位相検波器29には高周波トランスミッター6より検波のための参照信号が印加されている。この受信器8もシーケンサ9でその動作タイミングが制御されている。
【００２４】
計算機10はディジタルに変換されたNMR信号を用いて画像再構成やスペクトル計算等の演算を行うとともに、シーケンサ9を介してMRI装置の各ユニットの動作を定められたタイミングで制御する。計算機10とデータを記憶する記憶装置11と処理後のデータを表示するディスプレイ装置12とで演算処理系が構成されている。
【００２５】
計算機10は、検査対象である被検体１からのNMR信号のみならず、磁場変動測定のために検査空間に置かれる試料からのNMR信号を処理する機能を有する。このような機能は計算機10にプロブラムとして予め組み込まれており、計算機10の入力手段を通して実行させることができる。NMR信号の処理については後に詳述するが、概略を説明すると、まず異なる時間に検出された複数のNMR信号についてそれぞれ位相を求める計算を行い、位相の時間変動を求め、結果をディスプレイ装置12に表示させる。
【００２６】
更にこのMRI装置は、静磁場発生磁石2の発生する磁場の特性を測定するための機構として、図２に示すように、被検体１と同じ周波数（以下、検査周波数という）の高周波磁場によって核磁気共鳴する（励起される）試料を内蔵し、この試料に高周波電力トランスミッター6からの高周波磁場を印加するとともに試料が発生するNMR信号を検出するNMRプローブ26と、このNMRプローブ26を検査空間内の任意の位置に移動するためのXYZテーブル27と、NMRプローブ26を高周波電力トランスミッター6及び受信器8に接続する方向性結合器25を備えている。方向性結合器25は、ダイオードの組み合わせから成る当業者に周知のものであり、高周波電力トランスミッター6からの高周波電力を受信器8に対してはつなげることなくNMRプローブ26に供給し、NMRプローブ26からの微弱なNMR信号を受信器8に送る。
【００２７】
高周波電力トランスミッター6及び受信器8は、検査時には前述の高周波コイル5、検出コイル7にそれぞれ接続されるが、磁場特性測定時には、方向性結合器25と接続されるように接続端子を有している。
【００２８】
試料としては、検査周波数の高周波磁場によって励起されるもの、即ちプロトンを含むものであればよいが、プロトンの縦緩和時間が短いものが好ましい。プロトンの縦緩和時間が短いものを用いた場合、比較的短い時間間隔で高周波磁場を連続印加した場合にも飽和しないので、測定に必要な信号を短時間で連続して計測することが可能となる。このような試料として例えば硫酸銅水溶液を採用することができる。
【００２９】
NMRプローブ26は、このような試料（試料の入った容器）を取り囲むように設けられる。図3にNMRプローブ26の構造の一例を示す。図3（ａ）は上部カバー32の一部を透視して内部構造が見えるようにした正面図で、図3（b）はその側面図である。
【００３０】
NMRプローブ26は硫酸銅水溶液を満たした球形のガラス容器34と、その周囲を囲むように巻かれたソレノイドコイル35と、整合回路を構成する可変容量素子36、37とを備えている。ソレノイドコイル35は可変容量素子36、37及び方向性結合器25を介して高周波電力トランスミッター6又は受信器8に接続され、可変容量素子36、37とともに検査周波数で共振する共振回路を構成する。
【００３１】
またNMRプローブ26は、電気良導体からなるケース31と上部カバー32で囲まれ、ケース側面の一方に同軸コネクター33が取付けられている。これによりNMRプローブ26は外部と電磁気的に完全に遮蔽され、ガラス容器34の占める空間の磁場のみをNMR信号に反映させることができ、測定の位置分解能を高めることができる。また、外部の電磁界の干渉によるNMR信号のS/N低下を避けることができ、測定精度の向上を計ることができる。
【００３２】
このような構成のNMRプローブ26は、XYZテーブル27に搭載されており、静磁場発生磁石2に挟まれた検査空間の任意の位置に移動することができる。XYZテーブル27としては、NMRプローブ26を搭載したヘッド部分を３次元方向の任意の位置に移動可能にしたものであれば公知の機構を採用することができる。
【００３３】
次にこのような構成において、静磁場発生磁石2の磁場変動を測定する方法について説明する。
【００３４】
まずXYZテーブル27を駆動してNMRプローブ26を検査空間の所望の位置に配置する。次に高周波アンプ24の出力信号を方向性結合器25を介して、NMRプローブ26に印加する。これによりNMRプローブ26内で検査周波数の回転磁界が形成され、NMRプローブ内の試料からNMR信号が誘起される。誘起されたNMR信号は再び方向性結合器25を経由して受信器8に印加される。受信器8はNMR信号をその高周波電圧増幅器28で増幅し、位相検波器29で基準信号発生器23の発生する参照信号（検査周波数の信号）で位相検波し、A/D変換器30でデジタル信号に変換し、計算機10に入力する。
【００３５】
ここで計測するNMR信号は、例えば図4に示すようなスピンエコー型のシーケンスを用い、スピンエコー信号として計測することができる。即ち、まずπ/2高周波磁界パルス41をNMRプローブ26に印加し、ガラス容器34内の硫酸銅水溶液の核スピンを共鳴励起する。τ時間経過した時点で、π高周波パルス42をNMRプローブ26に印加し、先に励起された核スピンを反転させて、さらにτ時間経過した時点で、スピンエコー信号43を、例えば256点のA/D変換データとして検出する。
【００３６】
このような計測を所定の繰り返し時間TRで例えば256回繰返すことにより、図5(a)に示す256×256マトリクスデータが計算機10のメモリーに記録される。このデータは複素データであるので、これから位相を求めることができ、図5(b)に示す位相マトリクス図を得る。尚、位相は、図5(a)のマトリクスデータを一次元フーリエ後のデータから得てもよい。エコー信号から直接位相を求めた場合にはマトリクス図の横軸はｋｘとなり、フーリエ変換後に求めた場合には横軸はｘ軸となるが、いずれの場合にも縦軸を時間軸とする位相の変動が求められることになる。
【００３７】
この位相マトリクス図の中心線51上の位相値52は、静磁場強度の変化が皆無であれば、すべてのスピンエコー信号43、44、………について全く同じ値の信号が得られることになり、その位相値52も同じ値となる。静磁場強度に周期的な変動があれば、同図に拡大して示すように、位相値も周期的に変動する。即ち、周期的な位相変動は、磁場強度の変動に対応している。
【００３８】
計算機10は、中心線（エコー信号の強度が最大である点）における各位相値の平均を計算し、次にすべてのエコー信号について中心線における位相値の平均からのずれ(変化量)を計算する。これを時間軸に対する位相変動としてディスプレイ装置12に表示させる。或いは数値としてずれ量を表示させてもよい。
【００３９】
このようにディスプレイ装置12に表示された位相変動、即ち磁場強度の変動をモニターとして、この変化量が所定値以下になるようにヘリウム冷凍機17やその固定ネジ20の調整を行う。所定値は、画像にした場合に擬像が問題とならない範囲であり、ファントム等を用いて撮像することにより求めておくことができる。所定値は、例えば±3度とする。
【００４０】
このような調整を検査空間の複数の位置で行い、すべての位置で位相変動が所定値以内になるように調整を繰り返すことにより最終的に位相の変化量を所定値以内に収斂することができる。尚、オープンMRI装置の磁場変動は、通常上下のクライオを連結している部分から最も遠い部分において最大であるので、このような部分を計測し、その部分における磁場変動が所定値以内になるように調整してもよい。
【００４１】
本実施形態によれば、調整時の高周波磁場とMRIの検査時に用いる高周波磁場が同じ基準発信器を用いて発生させているので、MRI検査時と同一条件で磁場強度の特性を測定することができ、高精度の測定が可能となる。また磁場強度の絶対値を求める必要はなく、NMR信号の位相変動を求めることにより、微少な磁場変動を確実に検出することができる。これにより調整の精度を高めることができる。
【００４２】
また本実施形態では完全に電磁遮蔽されたNMRプローブを用いることにより、NMR信号に雑音が混入することがなく、正確に静磁場強度特性を測定することができる。更に、試料が小さく検査に必要とする空間内を走査することができるので、磁場強度の位置依存性についても測定することができる。
【００４３】
次に本発明の第２の実施形態による磁場変動の測定法を示す。この実施形態でもXYZテーブル27に搭載されたNMRプローブ26を用いる点は、上述の実施形態と同じである。
【００４４】
第２の実施形態による測定法では、図６に示すように、高周波磁場として、基準信号発生器23からの信号を制御信号61でパルス変調するとともにレベル（振幅）を調整した信号62を用いる。そして、このような高周波磁場を試料に印加することによって試料から発生するNMR信号63の位相が、静磁場の変動によって64、65で示すように変動することを利用して磁場変動を検出する。
【００４５】
図７及び図８に、この測定法において採用することができる高周波磁場（信号62）発生及びNMR信号検出のための回路構成を示す。
図７に示す高周波磁場発生用回路は、所定（例えば、10MHz）の高周波信号を発生するクリスタル発信器71と、クリスタル発信器71からの信号を所定の割合（例えば1/2000）に分周する分周回路72と、高周波電力トランスミッター６からの高周波信号（基準信号、例えば42MHz）を端子73を介して入力するとともに分周回路72からNAND回路74を介して送られる低周波信号（前掲の例では5KHzの矩形波信号となる）を入力し、この矩形波信号によって基準信号をパルス変調するダブルバランスドミキサー75と、ダブルバランスドミキサー75から出力された信号を増幅し、方向結合器25に接続された端子77に出力する高周波増幅器76と、分周回路72から出力された信号を入力し、NMR信号検出用の参照信号（5KHzの矩形波）として端子79に出力するNAND回路78を備えている。
【００４６】
一方、図８は、NMRプローブ26からの信号を検出するための回路構成で、端子81を介して方向結合器25からのNMR信号を入力する低域フィルター回路（LPF）82と、LPF82から出力される信号を高周波増幅器83を介して入力するとともに高周波電力トランスミッター6の基準信号発生器23から入力される基準信号を端子85を介して入力するダブルバランスドミキサー84と、ダブルバランスドミキサー84からの信号を入力するLPF86と、LPF86からの信号を、端子88及び位相シフト回路89を介して入力された参照信号を用いて位相検波する位相検波器87と、位相検波器87からの信号を入力するLPF90と、LPF90の出力を増幅して端子92に出力する直流増幅器91とを備えている。端子92は図示しない電圧計または記録計に接続される。
【００４７】
このような構成において、まず図７の回路では、クリスタル発信器71で発生した高安定の信号を分周回路72で分周し、矩形波とした信号（例えば図６の信号61）がダブルバランスドミキサー75に印加されている。ここで高周波電力トランスミッター6から端子73を介して高周波、例えば42MHz、の基準信号がダブルバランスドミキサー75に入力されると、この信号は矩形波信号61で100％変調を受け、例えば42MHz＋5KHzの、図６に示すような信号62となる。この信号は高周波増幅器76、端子77、方向結合器25を介してNMRプローブ26に印加される。
【００４８】
これによりNMRプローブ26のソレノイドコイル35内の空間では、前掲の例で42MHz＋5KHzの高周波磁場が形成され、ガラス容器34内の硫酸銅水溶液の核スピンは連続的に励起される。この核スピンから生じるNMR信号は方向性結合器25を介して、図８に示す回路の端子81に入力される。この場合、試料として核スピンの緩和時間が非常に短いものを用いるとともにSteady State Free Precession (SSFP)状態となる条件で高周波磁場を印加しているので、飽和による信号の低下が殆どない状態でNMR信号を検出することができる。
【００４９】
図８の回路において、NMR信号は、まず42MHz通過のLPF82を介して高周波増幅器28で増幅された後、ダブルバランスドミキサー84において、端子85から入力された基準信号（42MHz）で検波される。これによりダブルバランスドミキサー84の出力には、NMR信号±基準信号（42MHz）の２信号が出力される。すなわち前掲の例で、42MHz＋5KHzと5KHzの２波の混合信号となる。
【００５０】
LPF86で低周波成分（5KHz）のみを抽出した後の信号は、位相検波器87において端子88から入力された参照信号（5KHz）により正確に位相検波される。この際、参照信号は位相シフト回路89において、NMRプロ―ブや受信回路全体の位相誤差を補償することができる。こうして位相検波器87の出力端には、5KHz±5KHzの成分が出力される。このうち10KHz成分はLPF90で除外され、LPF90を通過した信号は直流増幅器91で増幅された後、端子82に出力される。
【００５１】
端子92から出力される信号は、図６に示すような信号63であり、この信号63の時間平均値は磁場変動がなければゼロを示すことになる。ここで、磁場強度が僅かに高い値に変化すると、NMR信号の周波数も高くなり、検波後のNMR信号は信号64に示すように位相が右にシフトする。その結果、この信号64の時間平均値はプラスになる。逆に、磁場強度が僅かに低い値に変化すると、NMR信号は信号65に示すように位相が左にシフトし、信号65の時間平均値はマイナスになる。
【００５２】
そこで端子82からの出力信号を電圧計や記録計に接続することで磁場強度の変化を連続的に観察することができる。この電圧計等に表示された値、例えば電圧の時間平均値を見ながら、この値が所定の値以下となるようにへリウム冷凍機17やその固定ネジ20の調整を行う。
この実施形態でも、前述の実施形態と同様の効果を得ることができ、さらに磁場強度の変化がリアルタイムで表示されるので、ヘリウム冷凍機17や固定ネジ20の調整をその効果を確認しながら行うことができる効果が得られる。
【００５３】
本発明による磁場変動の測定は、MRI装置の取り付け時のみならず、定期点検時や保守時に行うことができ、これにより磁場変動の経時変化にも対処することができ、信頼度の高いMRI装置を維持することができる。
【００５４】
【発明の効果】
本発明によれば、オープンMRI装置の静磁場発生磁石の特性を実際の検査と同条件で高精度に測定することができ、その測定結果を基にMRI装置の調整を行うことができる。また本発明によれば、磁場変動をNMR信号の位相変動として求め表示させることができるので、この表示をモニターしながら適切な調整を行うことができる。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明が適用されるMRI装置の全体構成を示す図。
【図２】磁場変動を測定する構成を備えたMRI装置の全体構成を示す図。
【図３】磁場変動を測定するためのNMRプローブの内部構造を示す図。
【図４】本発明の磁場変動測定の一実施例において用いられるシーケンスの一例を示す図。
【図５】本発明の磁場変動測定の一実施例を説明する図。
【図６】本発明の磁場変動測定の他の実施例を説明する図。。
【図７】図６の実施例に採用される高周波磁場発生回路の一例を示す図。
【図８】図６の実施例に採用される受信回路の一例を示す図。
【符号の説明】
1…被検体
2…静磁場発生磁石
3…傾斜磁場コイル
4…傾斜磁場電源
5…高周波コイル
6…高周波トランスミッター
7…検出コイル
8…受信器
9…シーケンサ
10…計算機
17…ヘリウム冷凍機
20…固定ネジ
26…NMRプローブ[0001]
[Technical field to which the invention belongs]
The present invention relates to a magnetic resonance imaging (hereinafter referred to as MRI) apparatus, and more particularly to an MRI apparatus having a function of measuring magnetic field characteristics of an examination space with high accuracy.
[0002]
[Prior art]
MRI examination methods for obtaining tomographic images of the human body using the nuclear magnetic resonance (NMR) phenomenon are widely used in medical institutions. Since this MRI examination method needs to accurately reflect the internal structure of the examination part of the subject, a magnet that generates a uniform magnetic field strength in the space where the examination part is arranged is required. For this reason, many of the MRI apparatuses used a slender cylindrical solenoid coil, but in recent years, as a means of removing the feeling of pressure on the subject and enabling treatment during the examination (MR interventional procedure) An open-type MRI apparatus that opens the front of the magnet is in widespread use.
[0003]
Such open-type MRI devices have been developed using permanent magnets and normal conducting coils, but in order to realize high-speed real-time imaging in MR interventional procedures, a magnetic field incorporating a superconducting coil is used. Development of circuits is underway (Japanese Patent Laid-Open Nos. 10-179546, 11-155831, 11-197132, etc.).
[0004]
With an open magnetic circuit incorporating a superconducting coil, it has become possible to achieve a magnetic field strength of about 1.0 Tesla, which is a magnetic field strength several times that of an open magnetic circuit using a permanent magnet or a normal conducting coil. There was a problem that the conventional solenoidal superconducting magnet did not have, that the mechanical vibration of the cryo with the superconducting coil influences the stability of the generated magnetic field strength. In other words, in an open magnetic circuit, superconducting coils are housed in two divided cryos and placed one above the other. However, there are differences in the internal structure and mounting structure of these cryos, and the differences in the accessories attached to the cryos. Thus, a difference occurs in the vibration of the upper and lower cryos, and the magnetic field characteristics change due to the difference in the vibration. There are two types of cryo-vibration sources: vibrations from the building where the magnets are installed and vibrations generated by equipment such as a helium refrigerator, such as a helium refrigerator.
[0005]
The fluctuation of the magnetic field (the rate of change of the magnetic field) caused by such cryo-vibration is a slight change in the order of ppm (10 to the sixth power), but the signal converted to the detected low frequency region is in the order of%. It becomes a ratio and causes a decrease in image S / N and blurring of the image. In particular, when the vibration is a regular vibration, the NMR signal is modulated with the signal vibration frequency f, and when this is converted into an image or spectrum, f, 2f, 3f,. A pseudo image appears at the shifted position of f, and f, 2f, 3f,..., Pseudo peaks appear as sidebands on both sides of the original spectrum.
[0006]
As a method for preventing magnetic field fluctuation due to vibration of the helium refrigerator, it has been proposed to insert a mechanical flexible structural material (bellows) so that the vibration of the helium refrigerator is not transmitted into the cryo (US Patent Publication). 5,363,077). Also, at the time of shipment and maintenance inspection of the device, the connecting portion between the helium refrigerator and the cryo is adjusted to eliminate vibration.
[0007]
[Problems to be solved by the invention]
However, as already mentioned, magnetic field fluctuations caused by cryo vibrations are insignificant changes in the order of ppm or less, so conventional MRI devices detect magnetic field fluctuations with high accuracy prior to inspection. I could not. For example, a Teslameter is known to measure the magnetic field in an MRI apparatus, and its resolution is about 0.1 ppm, but the amount of change in the magnetic field after adjustment by a bellows or the like is a faint value of about 0.03 ppm. Therefore, measurement is impossible with a Tesla meter. In general, there are Hall elements and coil elements that detect the amount of change in the magnetic field. Even if such an element is used to measure such a weak amount of change in the magnetic field, the voltage induced in the sensor in response to the change in the magnetic field. Since the thermal noise (several tens of microvolts) due to the heat scattering charge in the sensor is larger than (several microvolts), it cannot be detected. In view of this, the current situation is that it is symptomatically treated by tightening the fixing screw of the helium refrigerator while observing the image and spectrum of the test result.
[0008]
The present invention has been made in view of the above viewpoint, and provides an MRI apparatus that can measure a vibration component of a magnetic field with high accuracy, and thereby can appropriately take measures against a magnetic field change caused by vibration. An object of the present invention is to provide an MRI apparatus that can prevent the change in the magnetic field due to vibration of the MRI apparatus and improve the reliability of the obtained test result.
[0009]
Another object of the present invention is that not only when installing an MRI apparatus, but also during periodic maintenance and inspection work, it is possible to easily and accurately measure magnetic field changes due to vibration, including changes over time, thereby preventing changes over time. Is to provide an MRI system that can take appropriate measures.
[0010]
  To achieve the above object, the present invention MRI A method of reducing magnetic field fluctuations in an apparatus includes: a magnetic field generation source that generates a static magnetic field; and a magnetic field in a magnetic resonance imaging apparatus that includes a vibration source that varies the static magnetic field by causing mechanical vibrations to the static magnetic field generation source. A method for reducing fluctuations, which reduces magnetic field fluctuations in a magnetic resonance imaging apparatus that repeats a step of measuring fluctuations of the static magnetic field and a step of adjusting the vibration source so as to reduce fluctuations of the static magnetic field In the method, the step of measuring the fluctuation of the static magnetic field reduces the magnetic field fluctuation by measuring the static magnetic field fluctuation based on a phase fluctuation of a nuclear magnetic resonance signal detected from a sample placed at a desired position. Let
  In particular,The step of measuring the nuclear magnetic resonance includes irradiating the sample with a high-frequency magnetic field having the same frequency as the high-frequency magnetic field used for examining the subject, thereby repeatedly detecting a nuclear magnetic resonance signal generated from the sample, The step of measuring the time series data of the nuclear magnetic resonance signal by repetition and obtaining the static magnetic field fluctuation is obtained by obtaining the phase fluctuation from the time series data of the nuclear magnetic resonance signal, and the phase fluctuation is arranged on the sample. Having a step of displaying as a magnetic field variation in position. In addition, when the static magnetic field generation source has a superconducting magnet that houses a superconducting coil therein, and the vibration source is a helium refrigerator for cooling the superconducting coil, The adjusting step performs at least one of drive adjustment or fixed adjustment of the helium refrigerator.
  Further, the MRI apparatus of the present invention that achieves the above object includes a magnetic field generating means for maintaining an examination space in which a subject is placed at a constant magnetic field strength, a gradient magnetic field generating means for giving a gradient to the magnetic field strength, and the examination space. In an MRI apparatus comprising means for applying a high-frequency magnetic field to an object placed on the object, and means for processing a nuclear magnetic resonance signal generated from the object and displaying the result, an arbitrary position in the examination space Means for applying a high-frequency magnetic field having the same frequency as the high-frequency magnetic field used for the inspection to the installed sample; means for detecting a nuclear magnetic resonance signal generated from the sample; and determining a phase fluctuation of the nuclear magnetic resonance signal; and the phase fluctuation To obtain a magnetic field fluctuation at the arbitrary location.
[0011]
In the MRI apparatus of the present invention, in the above-described MRI apparatus, the means for applying a high-frequency magnetic field to the sample includes a means for moving the sample in the examination space, a probe disposed around the sample, and a probe attached to the subject. And means for connecting to means for applying a high-frequency magnetic field.
[0012]
The method for measuring magnetic field fluctuations in the MRI apparatus of the present invention includes a sample that generates a nuclear magnetic resonance signal by a high-frequency magnetic field having the same frequency as the high-frequency magnetic field used for examination of a subject at a desired position in an examination space, The step of irradiating a high-frequency magnetic field of the frequency and detecting a nuclear magnetic resonance signal generated from the sample is repeated, and from the time-series data of the nuclear magnetic resonance signal obtained by the repetition, the phase of the nuclear magnetic resonance signal is obtained. A variation is obtained, and the phase variation is displayed as a magnetic field variation at the position where the sample is arranged.
[0013]
According to the present invention, the relationship between the static magnetic field strength (Ho) at the time of MRI examination and the reference signal (ω ′) for detecting the NMR signal is the static magnetic field strength (Ho) at the time of adjusting the MRI apparatus and the NMR signal. It can be matched with the relation of the reference signal (ω ′) to be detected. This makes it possible to accurately detect a slight change in static magnetic field intensity as a phase change. Using this measurement data or while viewing the displayed measurement result, the accuracy of adjustment of the magnet and the helium refrigerator can be increased, and the magnetic field fluctuation can be made almost zero. Further, by using the data at the time of initial adjustment, an actual inspection result can be corrected, a false image can be eliminated, and a highly reliable inspection result can be obtained.
[0014]
The measurement method of the present invention can always be a highly reliable MRI apparatus by performing not only when the MRI apparatus is skirted but also periodically, for example, when inspecting a helium refrigerator.
[0015]
DETAILED DESCRIPTION OF THE INVENTION
Preferred embodiments of the present invention will be described below with reference to the drawings.
FIG. 1 is an overall configuration diagram of an open MRI apparatus to which the present invention is applied. This open MRI apparatus includes a static magnetic field generating magnet 2 disposed so as to sandwich a space in which the subject 1 is placed, a gradient magnetic field coil 3 disposed inside the static magnetic field generating magnet 2, and a high frequency magnetic field inside the magnetic field generating magnet 2. And a detection coil 7 for detecting an NMR signal generated from the subject 1.
[0016]
The gradient coil 3 and the high-frequency coil 5 have a pair of upper and lower plate-like structures so as not to disturb the open shape. Further, a sequencer 9 for controlling the operation timing of each coil and a computer 10 for controlling the apparatus and for treating the NMR signals and converting them into images and spectra are provided.
[0017]
In the illustrated embodiment, the static magnetic field generating magnet 2 includes an upper cryo 13 and a lower cryo 14 in which a superconducting coil is housed, and a cryo connecting pipe 15 that connects the upper cryo 13 and the lower cryo 14. The direction of the magnetic flux is directed from the floor to the ceiling as indicated by an arrow 16 and has a magnetic field characteristic with a uniformity of, for example, 5 ppm or less in the spherical space in which the subject 1 is arranged. Such a magnetic field homogeneity is realized by a passive shimming method in which a plurality of small magnetic pieces (not shown in the figure) are attached to the surfaces of the upper cryo 13 and the lower cryo 14.
[0018]
Further, in order to reduce the evaporation amount of liquid helium in the static magnetic field generating magnet 2, a helium refrigerator 17 is incorporated in the upper cryo 13 and is connected by a high pressure pipe 19 and a compressor 18 for supplying helium gas. Yes.
[0019]
The static magnetic field generating magnet 2 is adjusted so as to maintain a high degree of magnetic field strength stability by measuring the fluctuation of the magnetic field strength by a magnetic field strength measuring method described later. This adjustment includes adjustment of the spring constant of the flexure structure (not shown in the figure) in the helium refrigerator 17, adjustment of the tightening position of the fixing screw 20 of the helium refrigerator 17, and adjustment of the tightening torque. Yes.
[0020]
The gradient magnetic field coil 3 is composed of three sets of coils wound so as to change the magnetic flux density in three axial directions of x, y, and z orthogonal to each other, each connected to the gradient magnetic field power source 4, and the gradient magnetic field generating means Constitute. The gradient magnetic field power supply 4 is driven in accordance with a control signal from the sequencer 9 described later to change the value of the current flowing through the gradient coil 3, so that the gradient magnetic fields Gx, Gy, and Gz consisting of three axes are applied to the subject 1. It has become. This gradient magnetic field is used to grasp the spatial distribution of the NMR signal obtained from the examination site of the subject 1.
[0021]
The high-frequency coil 5 is connected to a high-frequency power transmitter 6 for flowing a high-frequency current, and generates a high-frequency magnetic field for resonance-exciting nuclei (usually hydrogen nuclei are used) at the examination site of the subject 1.
[0022]
As shown in FIG. 2, the high-frequency power transmitter 6 further includes a reference signal generator 23 having a built-in crystal oscillator and a high-frequency amplifier 24. The reference signal generator 23 has a highly stable frequency displacement rate of 10 −10 or less. A high frequency signal. This high frequency signal is pulse modulated by the high frequency amplifier 24 and the output level thereof is adjusted by the control signal of the sequencer 9.
[0023]
The detection coil 7 is connected to the receiver 8 and constitutes means for detecting the NMR signal. As shown in FIG. 2, the receiver 8 includes a high-frequency voltage amplifier 28 for amplifying the NMR signal, a phase detector 29 for phase-detecting the NMR signal with a reference signal generated by the reference signal generator 23, and a low-frequency signal after detection. The A / D converter 30 converts the NMR signal converted into the region into a digital signal, and amplifies and detects the NMR signal detected by the detection coil 7 and converts it into a digital signal that can be processed by the computer 10 . A reference signal for detection is applied to the phase detector 29 from the high-frequency transmitter 6. The operation timing of the receiver 8 is also controlled by the sequencer 9.
[0024]
The computer 10 performs operations such as image reconstruction and spectrum calculation using the digitally converted NMR signal, and controls the operation of each unit of the MRI apparatus through the sequencer 9 at a predetermined timing. An arithmetic processing system is constituted by the computer 10, the storage device 11 for storing data, and the display device 12 for displaying the processed data.
[0025]
The computer 10 has a function of processing not only the NMR signal from the subject 1 to be examined, but also the NMR signal from the sample placed in the examination space for measuring the magnetic field fluctuation. Such a function is incorporated in the computer 10 as a program in advance, and can be executed through the input means of the computer 10. The processing of the NMR signal will be described in detail later, but the outline will be explained. First, the calculation for obtaining the phase of each of the plurality of NMR signals detected at different times is performed, the time variation of the phase is obtained, and the result is displayed on the display device 12. Display.
[0026]
Further, as shown in FIG. 2, the MRI apparatus uses a high-frequency magnetic field having the same frequency as the subject 1 (hereinafter referred to as an inspection frequency) as a mechanism for measuring the characteristics of the magnetic field generated by the static magnetic field generating magnet 2. A sample to be magnetically resonated (excited) is built in, and a high frequency magnetic field from the high frequency power transmitter 6 is applied to this sample and an NMR signal generated by the sample is detected. XYZ table 27 for moving to any position, and directional coupler 25 for connecting NMR probe 26 to high-frequency power transmitter 6 and receiver 8 are provided. The directional coupler 25 is well known to those skilled in the art consisting of a combination of diodes, and supplies high frequency power from the high frequency power transmitter 6 to the NMR probe 26 without being connected to the receiver 8. A weak NMR signal from is sent to the receiver 8.
[0027]
The high-frequency power transmitter 6 and the receiver 8 are connected to the above-described high-frequency coil 5 and detection coil 7 at the time of inspection, respectively, but have a connection terminal so as to be connected to the directional coupler 25 at the time of magnetic field characteristic measurement. Yes.
[0028]
The sample may be one that is excited by a high-frequency magnetic field having an inspection frequency, that is, one containing protons, but one having a short proton relaxation time is preferable. When a proton with a short longitudinal relaxation time is used, it does not saturate even when a high-frequency magnetic field is continuously applied at a relatively short time interval, so that it is possible to continuously measure signals necessary for measurement in a short time. Become. For example, an aqueous copper sulfate solution can be used as such a sample.
[0029]
The NMR probe 26 is provided so as to surround such a sample (a container containing the sample). FIG. 3 shows an example of the structure of the NMR probe 26. FIG. 3A is a front view in which a part of the upper cover 32 is seen through so that the internal structure can be seen, and FIG. 3B is a side view thereof.
[0030]
The NMR probe 26 includes a spherical glass container 34 filled with an aqueous copper sulfate solution, a solenoid coil 35 wound around the periphery thereof, and variable capacitance elements 36 and 37 constituting a matching circuit. The solenoid coil 35 is connected to the high-frequency power transmitter 6 or the receiver 8 via the variable capacitance elements 36 and 37 and the directional coupler 25, and constitutes a resonance circuit that resonates at the inspection frequency together with the variable capacitance elements 36 and 37.
[0031]
The NMR probe 26 is surrounded by a case 31 made of a good electrical conductor and an upper cover 32, and a coaxial connector 33 is attached to one side of the case. Thereby, the NMR probe 26 is completely shielded electromagnetically from the outside, and only the magnetic field in the space occupied by the glass container 34 can be reflected in the NMR signal, so that the position resolution of measurement can be improved. Further, it is possible to avoid a decrease in S / N of the NMR signal due to interference of an external electromagnetic field, and to improve measurement accuracy.
[0032]
The NMR probe 26 having such a configuration is mounted on the XYZ table 27 and can move to an arbitrary position in the examination space sandwiched between the static magnetic field generating magnets 2. As the XYZ table 27, a known mechanism can be adopted as long as the head portion on which the NMR probe 26 is mounted can be moved to an arbitrary position in the three-dimensional direction.
[0033]
Next, a method for measuring the magnetic field fluctuation of the static magnetic field generating magnet 2 in such a configuration will be described.
[0034]
First, the XYZ table 27 is driven to place the NMR probe 26 at a desired position in the examination space. Next, the output signal of the high-frequency amplifier 24 is applied to the NMR probe 26 via the directional coupler 25. As a result, a rotating magnetic field having an inspection frequency is formed in the NMR probe 26, and an NMR signal is induced from the sample in the NMR probe. The induced NMR signal is again applied to the receiver 8 via the directional coupler 25. The receiver 8 amplifies the NMR signal by the high-frequency voltage amplifier 28, the phase detector 29 detects the phase with the reference signal (test frequency signal) generated by the reference signal generator 23, and the digital signal is output by the A / D converter 30. The signal is converted into a signal and input to the computer 10.
[0035]
The NMR signal measured here can be measured as a spin echo signal using a spin echo type sequence as shown in FIG. 4, for example. That is, first, a π / 2 high-frequency magnetic field pulse 41 is applied to the NMR probe 26, and the nuclear spin of the aqueous copper sulfate solution in the glass container 34 is resonantly excited. When τ time elapses, a π high frequency pulse 42 is applied to the NMR probe 26 to invert the previously excited nuclear spin, and when τ time elapses, the spin echo signal 43 is converted to, for example, 256 A Detect as / D conversion data.
[0036]
By repeating such measurement, for example, 256 times at a predetermined repetition time TR, 256 × 256 matrix data shown in FIG. 5 (a) is recorded in the memory of the computer 10. Since this data is complex data, the phase can be obtained from this, and the phase matrix diagram shown in FIG. 5 (b) is obtained. The phase may be obtained from the data after one-dimensional Fourier transformation of the matrix data in FIG. 5 (a). When the phase is obtained directly from the echo signal, the horizontal axis of the matrix diagram is kx. When the phase is obtained after Fourier transform, the horizontal axis is the x axis. Fluctuations are required.
[0037]
As for the phase value 52 on the center line 51 in this phase matrix diagram, if there is no change in the static magnetic field strength, the same value can be obtained for all the spin echo signals 43, 44,. The phase value 52 is also the same value. If there is a periodic fluctuation in the static magnetic field strength, the phase value also periodically fluctuates as shown in the enlarged view in FIG. That is, the periodic phase fluctuation corresponds to the fluctuation of the magnetic field strength.
[0038]
Calculator 10 calculates the average of each phase value at the center line (the point where the intensity of the echo signal is maximum), and then calculates the deviation (change) from the average of the phase values at the center line for all echo signals. To do. This is displayed on the display device 12 as a phase variation with respect to the time axis. Alternatively, the shift amount may be displayed as a numerical value.
[0039]
  In this way, using the phase fluctuation displayed on the display device 12, that is, the fluctuation of the magnetic field strength, as a monitor, the amount of change is less than a predetermined value.UThe helium refrigerator 17 and its fixing screw 20 are adjusted. The predetermined value is a range in which a pseudo image does not cause a problem when an image is used, and can be obtained by imaging using a phantom or the like. The predetermined value is, for example, ± 3 degrees.
[0040]
By performing such adjustment at a plurality of positions in the inspection space and repeating the adjustment so that the phase fluctuation is within a predetermined value at all positions, the phase change amount can be finally converged within the predetermined value. . In addition, the magnetic field fluctuation of the open MRI apparatus is usually the largest in the part farthest from the part where the upper and lower cryostats are connected, so such a part is measured so that the magnetic field fluctuation in that part is within a predetermined value. You may adjust it.
[0041]
According to this embodiment, since the high-frequency magnetic field at the time of adjustment and the high-frequency magnetic field used at the time of MRI inspection are generated using the same reference transmitter, the characteristics of the magnetic field strength can be measured under the same conditions as at the time of MRI inspection. Can be performed with high accuracy. Further, it is not necessary to obtain the absolute value of the magnetic field intensity, and minute magnetic field fluctuation can be reliably detected by obtaining the phase fluctuation of the NMR signal. Thereby, the precision of adjustment can be improved.
[0042]
Further, in this embodiment, by using an NMR probe that is completely electromagnetically shielded, no noise is mixed into the NMR signal, and the static magnetic field strength characteristic can be measured accurately. Furthermore, since the sample is small and can scan the space required for the inspection, the position dependency of the magnetic field strength can also be measured.
[0043]
Next, a method for measuring magnetic field fluctuations according to the second embodiment of the present invention will be described. This embodiment is the same as the above-described embodiment in that the NMR probe 26 mounted on the XYZ table 27 is used.
[0044]
In the measurement method according to the second embodiment, as shown in FIG. 6, a signal 62 obtained by pulse-modulating a signal from the reference signal generator 23 with a control signal 61 and adjusting a level (amplitude) is used as a high-frequency magnetic field. Then, by applying such a high frequency magnetic field to the sample, the phase of the NMR signal 63 generated from the sample is changed as indicated by 64 and 65 due to the change of the static magnetic field, thereby detecting the magnetic field change.
[0045]
FIG. 7 and FIG. 8 show circuit configurations for high-frequency magnetic field (signal 62) generation and NMR signal detection that can be employed in this measurement method.
The high-frequency magnetic field generating circuit shown in FIG. 7 divides a crystal oscillator 71 that generates a predetermined (for example, 10 MHz) high-frequency signal and a signal from the crystal oscillator 71 into a predetermined ratio (for example, 1/2000). A high frequency signal (reference signal, for example, 42 MHz) from the frequency dividing circuit 72 and the high frequency power transmitter 6 is input via the terminal 73, and a low frequency signal transmitted from the frequency dividing circuit 72 via the NAND circuit 74 (the above example) In this case, the double-balanced mixer 75 that modulates the reference signal with this rectangular-wave signal and the signal output from the double-balanced mixer 75 are amplified and input to the directional coupler 25. A high-frequency amplifier 76 that outputs to the connected terminal 77 and a NAND circuit 78 that inputs the signal output from the frequency divider 72 and outputs to the terminal 79 as a reference signal (5 KHz rectangular wave) for NMR signal detection ing
[0046]
On the other hand, FIG. 8 shows a circuit configuration for detecting a signal from the NMR probe 26, and a low-pass filter circuit (LPF) 82 that inputs an NMR signal from the directional coupler 25 via a terminal 81 and an output from the LPF 82. From the double balanced mixer 84 and the double balanced mixer 84 for inputting the reference signal input from the reference signal generator 23 of the high frequency power transmitter 6 via the terminal 85. The phase detector 87 that detects the phase of the signal from the LPF 86 using the reference signal input via the terminal 88 and the phase shift circuit 89, and the signal from the phase detector 87 are input. LPF 90 to be used, and a DC amplifier 91 that amplifies the output of LPF 90 and outputs the amplified signal to terminal 92. The terminal 92 is connected to a voltmeter or recorder not shown.
[0047]
In such a configuration, first, in the circuit of FIG. 7, a highly stable signal generated by the crystal oscillator 71 is frequency-divided by the frequency-dividing circuit 72, and a square wave signal (for example, the signal 61 of FIG. 6) is double-balanced. Applied to the mixer 75. Here, when a high frequency reference signal of 42 MHz, for example, is input to the double balanced mixer 75 from the high frequency power transmitter 6 via the terminal 73, this signal is 100% modulated by the rectangular wave signal 61, for example, 42 MHz + 5 KHz, The signal 62 is as shown in FIG. This signal is applied to the NMR probe 26 via the high-frequency amplifier 76, the terminal 77, and the directional coupler 25.
[0048]
Thereby, in the space inside the solenoid coil 35 of the NMR probe 26, a high frequency magnetic field of 42 MHz + 5 KHz is formed in the above example, and the nuclear spin of the aqueous copper sulfate solution in the glass container 34 is continuously excited. An NMR signal generated from the nuclear spin is input to the terminal 81 of the circuit shown in FIG. In this case, a sample with a very short nuclear spin relaxation time is used, and a high-frequency magnetic field is applied under conditions that result in a Steady State Free Precession (SSFP) state. A signal can be detected.
[0049]
  In the circuit of FIG. 8, the NMR signal is first amplified by the high frequency amplifier 28 via the LPF 82 passing through 42 MHz, and then detected by the double balanced mixer 84 with the reference signal (42 MHz) input from the terminal 85. As a result, two signals of NMR signal ± reference signal (42 MHz) are output to the output of the double balanced mixer 84. That is, in the above example,42It becomes a mixed signal of two waves of MHz + 5KHz and 5KHz.
[0050]
  The signal after extracting only the low frequency component (5KHz) with LPF86 is the phase detector87The phase detection is accurately performed by the reference signal (5 KHz) input from the terminal 88 in FIG. At this time, the reference signal can compensate the phase error of the NMR probe and the whole receiving circuit in the phase shift circuit 89. Thus the phase detector875KHz ± 5KHz component is output at the output terminal. Among them, the 10 KHz component is excluded by the LPF 90, and the signal that has passed through the LPF 90 is amplified by the DC amplifier 91 and then output to the terminal 82.
[0051]
  Terminal926 is a signal 63 as shown in FIG. 6, and the time average value of this signal 63 indicates zero if there is no magnetic field fluctuation. Here, when the magnetic field strength changes to a slightly high value, the frequency of the NMR signal also increases, and the phase of the NMR signal after detection shifts to the right as indicated by signal 64. As a result, the time average value of the signal 64 becomes positive. Conversely, when the magnetic field strength changes to a slightly lower value, the phase of the NMR signal shifts to the left as shown by signal 65, and the time average value of signal 65 becomes negative.
[0052]
Therefore, the change in magnetic field strength can be continuously observed by connecting the output signal from the terminal 82 to a voltmeter or recorder. While observing the value displayed on the voltmeter or the like, for example, the time average value of the voltage, the helium refrigerator 17 and its fixing screw 20 are adjusted so that this value is below a predetermined value.
Also in this embodiment, the same effect as the above-described embodiment can be obtained, and further, the change in the magnetic field strength is displayed in real time, so the helium refrigerator 17 and the fixing screw 20 are adjusted while confirming the effect. The effect that can be obtained.
[0053]
The magnetic field fluctuation measurement according to the present invention can be performed not only when the MRI apparatus is installed, but also at the time of periodic inspection and maintenance, which can cope with the time-dependent change of the magnetic field fluctuation, and has high reliability. Can be maintained.
[0054]
【The invention's effect】
According to the present invention, the characteristics of the static magnetic field generating magnet of the open MRI apparatus can be measured with high accuracy under the same conditions as the actual inspection, and the MRI apparatus can be adjusted based on the measurement result. Further, according to the present invention, the magnetic field variation can be obtained and displayed as the phase variation of the NMR signal, so that appropriate adjustment can be performed while monitoring this display.
[Brief description of the drawings]
FIG. 1 is a diagram showing an overall configuration of an MRI apparatus to which the present invention is applied.
FIG. 2 is a diagram showing an overall configuration of an MRI apparatus having a configuration for measuring magnetic field fluctuations.
FIG. 3 is a diagram showing the internal structure of an NMR probe for measuring magnetic field fluctuations.
FIG. 4 is a diagram showing an example of a sequence used in one embodiment of the magnetic field fluctuation measurement of the present invention.
FIG. 5 is a diagram for explaining an embodiment of the magnetic field fluctuation measurement according to the present invention.
FIG. 6 is a diagram for explaining another embodiment of the magnetic field fluctuation measurement according to the present invention. .
7 is a diagram showing an example of a high-frequency magnetic field generation circuit employed in the embodiment of FIG.
FIG. 8 is a diagram showing an example of a receiving circuit employed in the embodiment of FIG.
[Explanation of symbols]
1 ... Subject
2. Static magnet generator
3. Gradient magnetic field coil
4… Gradient magnetic field power supply
5 ... High frequency coil
6 ... High frequency transmitter
7 ... Detection coil
8 ... Receiver
9 ... Sequencer
10 ... Calculator
17… Helium refrigerator
20 ... Fixing screw
26… NMR probe

Claims

静磁場を発生する静磁場発生源と、前記静磁場発生源に機械的振動をもたらすことによって前記静磁場を変動させる振動源を有する磁気共鳴イメージング装置における磁場変動を低減させる方法であって、前記静磁場の変動を計測する工程と、前記静磁場の変動を低減するように前記振動源を調整する工程とを繰り返す磁場変動を低減させる方法において、A method of reducing magnetic field fluctuations in a magnetic resonance imaging apparatus having a static magnetic field generating source for generating a static magnetic field and a vibration source for changing the static magnetic field by causing mechanical vibration to the static magnetic field generating source, In a method for reducing magnetic field fluctuations, the process of measuring the fluctuations of the static magnetic field and the step of adjusting the vibration source to reduce the fluctuations of the static magnetic field are repeated.
前記静磁場の変動を計測する工程は、所望の位置に配置された試料から核磁気共鳴信号を計測する工程と、前記核磁気共鳴信号の位相変動に基づいて前記静磁場変動を取得する工程と、を有することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置における磁場変動を低減させる方法。The step of measuring the fluctuation of the static magnetic field includes the step of measuring a nuclear magnetic resonance signal from a sample placed at a desired position, and the step of acquiring the fluctuation of the static magnetic field based on the phase fluctuation of the nuclear magnetic resonance signal; A method for reducing magnetic field fluctuations in a magnetic resonance imaging apparatus.

請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置における磁場変動を低減させる方法において、The method for reducing magnetic field fluctuations in the magnetic resonance imaging apparatus according to claim 1,
前記核磁気共鳴を計測する工程は、前記試料に被検体の検査に用いる高周波磁場と同じ周波数の高周波磁場を照射し、これによって前記試料から発生する核磁気共鳴信号を検出するステップを繰り返し、前記繰り返しによって核磁気共鳴信号の時系列データを計測し、The step of measuring the nuclear magnetic resonance includes irradiating the sample with a high-frequency magnetic field having the same frequency as the high-frequency magnetic field used for examining the subject, thereby repeatedly detecting a nuclear magnetic resonance signal generated from the sample, Measure time series data of nuclear magnetic resonance signals by repetition,
前記静磁場変動を取得する工程は、前記核磁気共鳴信号の時系列データから前記位相変動を求め、The step of obtaining the static magnetic field fluctuation is to obtain the phase fluctuation from time series data of the nuclear magnetic resonance signal,
前記位相変動を前記試料の配置された位置における磁場変動として表示する工程を有することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置における磁場変動を低減させる方法。A method for reducing magnetic field fluctuations in a magnetic resonance imaging apparatus, comprising: displaying the phase fluctuations as magnetic field fluctuations at a position where the sample is arranged.

請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置における磁場変動を低減させる方法において、前記静磁場発生源は、超電導コイルを内部に収容する超電導磁石を有し、前記振動源は、前記超電導コイルを冷却するためのヘリウム冷凍機であり、前記振動源の調整する工程は、前記ヘリウム冷凍機の駆動調整又は固定調整の内の少なくとも一方を行うことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置における磁場変動を低減させる方法。A method for reducing the magnetic field fluctuations in magnetic resonance imaging apparatus according to claim 1, wherein said static magnetic field generating source has a superconducting magnet for accommodating the superconducting coil therein, the vibration Dogen cools the superconducting coil a helium refrigerator for the step of adjustment of the oscillation Dogen reduces the magnetic field fluctuations in the magnetic resonance imaging apparatus characterized by performing at least one of the driving adjustment or fixed adjustment of the helium refrigerator Method.

請求項１乃至３のいずれか一項に記載の磁気共鳴イメージング装置における磁場変動を低減させる方法において、The method for reducing magnetic field fluctuations in the magnetic resonance imaging apparatus according to any one of claims 1 to 3,
前記静磁場の変動を計測する工程は、前記位相変動に基づいてThe step of measuring the fluctuation of the static magnetic field is based on the phase fluctuation. 0.03ppm0.03ppm 程度までの磁場変化量を求めることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置における磁場変動を低減させる方法。A method for reducing magnetic field fluctuations in a magnetic resonance imaging apparatus, characterized in that the amount of change in magnetic field to the extent is obtained.

被検体が置かれる検査空間を一定の磁場強度に維持する磁場発生手段と、前記磁場強度に勾配を与える傾斜磁場発生手段と、前記検査空間に置かれた被検体に高周波磁場を与える手段と、前記被検体から発生する核磁気共鳴信号を処理し、その結果を表示する手段とを備えた磁気共鳴イメージング装置において、前記検査空間の任意の場所に設置された試料に、検査に用いる高周波磁場と同じ周波数の高周波磁場を与える手段と、前記試料から発生する核磁気共鳴信号を検出し、核磁気共鳴信号の位相変動を求める手段と、前記位相変動から前記任意の場所の磁場変動を求める手段と、前記磁場変動を表示する手段とを備えたことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。 Magnetic field generating means for maintaining the examination space in which the subject is placed at a constant magnetic field strength, gradient magnetic field generating means for giving a gradient to the magnetic field strength, means for giving a high-frequency magnetic field to the subject placed in the examination space, In a magnetic resonance imaging apparatus comprising a means for processing a nuclear magnetic resonance signal generated from the subject and displaying the result, a high-frequency magnetic field used for examination is applied to a sample placed at an arbitrary location in the examination space. Means for applying a high-frequency magnetic field having the same frequency; means for detecting a nuclear magnetic resonance signal generated from the sample; obtaining phase fluctuations of the nuclear magnetic resonance signal; and means for obtaining magnetic field fluctuations at the arbitrary location from the phase fluctuations; And a means for displaying the magnetic field fluctuation.