JP4820063B2

JP4820063B2 - Magnetic resonance imaging system

Info

Publication number: JP4820063B2
Application number: JP2004087003A
Authority: JP
Inventors: 隆男後藤
Original assignee: GE Medical Systems Global Technology Co LLC
Current assignee: GE Medical Systems Global Technology Co LLC
Priority date: 2004-03-24
Filing date: 2004-03-24
Publication date: 2011-11-24
Anticipated expiration: 2024-03-24
Also published as: JP2005270303A

Description

本発明は、磁気共鳴イメージング装置および勾配磁場形成装置に関する。 The present invention relates to a magnetic resonance imaging apparatus and a gradient magnetic field forming apparatus.

磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ：ＭａｇｎｅｔｉｃＲｅｓｏｎａｎｃｅＩｍａｇｉｎｇ）装置は、核磁気共鳴（ＮＭＲ：ＮｕｃｌｅａｒＭａｇｎｅｔｉｃＲｅｓｏｎａｎｃｅ）現象を利用して、被検体の断層画像を撮影できる装置として知られている。磁気共鳴イメージング装置は、医療用途、産業用途などさまざまな分野において、利用されている。 2. Description of the Related Art A magnetic resonance imaging (MRI) apparatus is known as an apparatus that can take a tomographic image of a subject by using a nuclear magnetic resonance (NMR) phenomenon. Magnetic resonance imaging apparatuses are used in various fields such as medical applications and industrial applications.

磁気共鳴イメージング装置を用いて被検体の断層画像を撮影する際においては、まず、静磁場が形成される撮影空間内に被検体を置き、被検体内のプロトン（ｐｒｏｔｏｎ）のスピンの方向を静磁場の方向へ整列させて磁化ベクトルを得た状態にする。その後、共鳴周波数の電磁波と勾配磁場とを照射することにより、核磁気共鳴現象を発生させてプロトンの磁化ベクトルを変化させ、元の磁化ベクトルに戻るプロトンからの磁気共鳴信号を受信する。そして、磁気共鳴イメージング装置は、その受信した磁気共鳴信号に基づいて被検体の断層画像を生成する。 When taking a tomographic image of a subject using a magnetic resonance imaging apparatus, first, the subject is placed in an imaging space where a static magnetic field is formed, and the direction of spin of protons in the subject is determined statically. Align in the direction of the magnetic field to obtain the magnetization vector. Thereafter, by irradiating an electromagnetic wave having a resonance frequency and a gradient magnetic field, a nuclear magnetic resonance phenomenon is generated to change the magnetization vector of the proton, and a magnetic resonance signal from the proton that returns to the original magnetization vector is received. Then, the magnetic resonance imaging apparatus generates a tomographic image of the subject based on the received magnetic resonance signal.

前述の静磁場を永久磁石により形成する場合においては、被検体が収容される空間を挟むように、一対の永久磁石が対向して配置される。そして、永久磁石が生成する静磁場を調整するために、一対の永久磁石が対向しているそれぞれの面に一対の整磁板が配置される。そして、一対の整磁板が対向しているそれぞれの面に勾配コイルが配置される（たとえば、特許文献１参照）。
特開２０００−１２６１５２号公報 When the static magnetic field is formed by a permanent magnet, a pair of permanent magnets are arranged to face each other so as to sandwich a space in which the subject is accommodated. And in order to adjust the static magnetic field which a permanent magnet produces | generates, a pair of magnetic shunt plate is arrange | positioned on each surface which a pair of permanent magnet has opposed. And the gradient coil is arrange | positioned on each surface where a pair of magnetic shunt plates are facing (for example, refer patent document 1).
JP 2000-126152 A

上記のように、永久磁石により静磁場を形成する場合においては、勾配コイルが整磁板に近接しているため、勾配コイルが生成する勾配磁場により整磁板内に渦電流が発生し、勾配磁場の時間的および空間的な挙動が変質するため、断層画像が歪み画像品質が低下する場合がある。 As described above, when a static magnetic field is formed by a permanent magnet, since the gradient coil is close to the magnetic shunt plate, an eddy current is generated in the magnetic shunt plate by the gradient magnetic field generated by the gradient coil. Since the temporal and spatial behavior of the magnetic field is altered, the tomographic image may be distorted and the image quality may be reduced.

このため、渦電流の影響が少なくなるように勾配パルスを補正することが行われている。従来においては、渦電流が勾配パルスの振幅に比例すると仮定し、勾配パルスの補正を行っていた。 For this reason, the gradient pulse is corrected so that the influence of the eddy current is reduced. Conventionally, the gradient pulse is corrected on the assumption that the eddy current is proportional to the gradient pulse amplitude.

しかしながら、勾配パルスの振幅が大きくなると、渦電流の発生量が勾配パルスの振幅に比例せず発生割合が変化する。このため、従来においては、渦電流の影響を十分に少なくすることができず、断層画像が歪んで画像品質を向上することが困難であった。 However, when the amplitude of the gradient pulse increases, the generation rate of the eddy current is not proportional to the amplitude of the gradient pulse, and the generation rate changes. For this reason, conventionally, the influence of eddy currents cannot be sufficiently reduced, and it has been difficult to improve image quality due to distortion of tomographic images.

したがって、本発明の目的は、渦電流の影響を抑制して断層画像の歪みを防止し、画像品質を向上することが可能な磁気共鳴イメージング装置および勾配磁場形成装置を提供することにある。 Therefore, an object of the present invention is to provide a magnetic resonance imaging apparatus and a gradient magnetic field forming apparatus capable of suppressing the influence of eddy currents to prevent tomographic image distortion and improving the image quality.

上記目的の達成のために本発明の磁気共鳴イメージング装置は、被検体が収容され静磁場が形成される空間に勾配磁場と高周波磁場とを形成し、前記被検体からの磁気共鳴信号に基づいて前記被検体の断層画像を生成する磁気共鳴イメージング装置であって、前記勾配磁場を形成する手段は、前記勾配磁場を発生する勾配コイルと、前記勾配コイルに勾配パルスを印加して前記勾配コイルを駆動する勾配駆動手段と、前記勾配磁場において渦電流の影響が少なくなるように前記勾配パルスを補正する補正手段とを有し、前記補正手段は、前記渦電流の振幅と時定数とを前記勾配パルスの振幅に対応して記憶する記憶手段を含み、前記記憶手段が前記勾配パルスの振幅に対応して記憶する前記渦電流の振幅と時定数とに基づいて、前記勾配パルスを補正する。 To achieve the above object, the magnetic resonance imaging apparatus of the present invention forms a gradient magnetic field and a high-frequency magnetic field in a space in which a subject is accommodated and a static magnetic field is formed, and based on a magnetic resonance signal from the subject. In the magnetic resonance imaging apparatus for generating a tomographic image of the subject, the means for forming the gradient magnetic field includes a gradient coil that generates the gradient magnetic field, a gradient pulse applied to the gradient coil, and the gradient coil Gradient driving means for driving, and correction means for correcting the gradient pulse so that the influence of the eddy current is reduced in the gradient magnetic field, and the correction means sets the amplitude and time constant of the eddy current to the gradient. Storage means for storing corresponding to the amplitude of the pulse, and the storage means stores the gradient pulse based on the amplitude and time constant of the eddy current stored corresponding to the amplitude of the gradient pulse. It is corrected.

上記の本発明の磁気共鳴イメージング装置によれば、補正手段は、渦電流の振幅と時定数とを勾配パルスの振幅に対応して記憶する記憶手段を含む。そして、補正手段は、記憶手段が勾配パルスの振幅に対応して記憶する渦電流の振幅と時定数とに基づいて、勾配磁場における渦電流の影響が少なくなるように勾配パルスを補正する。 According to the magnetic resonance imaging apparatus of the present invention described above, the correction means includes the storage means for storing the amplitude and time constant of the eddy current corresponding to the amplitude of the gradient pulse. Then, the correcting unit corrects the gradient pulse so that the influence of the eddy current in the gradient magnetic field is reduced based on the amplitude and time constant of the eddy current stored by the storage unit corresponding to the amplitude of the gradient pulse.

上記目的の達成のために本発明の勾配磁場形成装置は、磁気共鳴イメージング装置において被検体が収容される空間に勾配磁場を形成する勾配磁場形成装置であって、前記勾配磁場を発生する勾配コイルと、前記勾配コイルに勾配パルスを印加して前記勾配コイルを駆動する勾配駆動手段と、前記勾配磁場において渦電流の影響が少なくなるように前記勾配パルスを補正する補正手段とを有し、前記補正手段は、前記渦電流の振幅と時定数とを前記勾配パルスの振幅に対応して記憶する記憶手段を含み、前記記憶手段が前記勾配パルスの振幅に対応して記憶する前記渦電流の振幅と時定数とに基づいて、前記勾配パルスを補正する。 In order to achieve the above object, a gradient magnetic field forming apparatus of the present invention is a gradient magnetic field forming apparatus for forming a gradient magnetic field in a space in which a subject is accommodated in a magnetic resonance imaging apparatus, wherein the gradient coil generates the gradient magnetic field. And gradient driving means for driving the gradient coil by applying a gradient pulse to the gradient coil, and correction means for correcting the gradient pulse so that the influence of eddy current is reduced in the gradient magnetic field, The correcting means includes storage means for storing the amplitude and time constant of the eddy current corresponding to the amplitude of the gradient pulse, and the amplitude of the eddy current stored by the storage means corresponding to the amplitude of the gradient pulse. And the gradient pulse is corrected based on the time constant.

上記の本発明の勾配磁場形成装置によれば、補正手段は、渦電流の振幅と時定数とを勾配パルスの振幅に対応して記憶する記憶手段を含む。そして、補正手段は、記憶手段が勾配パルスの振幅に対応して記憶する渦電流の振幅と時定数とに基づいて、勾配磁場における渦電流の影響が少なくなるように勾配パルスを補正する。 According to the gradient magnetic field forming apparatus of the present invention described above, the correction means includes storage means for storing the amplitude of the eddy current and the time constant corresponding to the amplitude of the gradient pulse. Then, the correcting unit corrects the gradient pulse so that the influence of the eddy current in the gradient magnetic field is reduced based on the amplitude and time constant of the eddy current stored by the storage unit corresponding to the amplitude of the gradient pulse.

本発明によれば、渦電流の影響を抑制して断層画像の歪みを防止し、画像品質を向上することが可能な磁気共鳴イメージング装置および勾配磁場形成装置を提供することができる。 According to the present invention, it is possible to provide a magnetic resonance imaging apparatus and a gradient magnetic field forming apparatus capable of suppressing the influence of eddy currents to prevent tomographic image distortion and improving the image quality.

以下より、本発明にかかる実施形態の一例について図面を参照して説明する。 Hereinafter, an example of an embodiment according to the present invention will be described with reference to the drawings.

図１は、本実施形態の磁気共鳴イメージング装置の構成を示す構成図である。 FIG. 1 is a configuration diagram showing the configuration of the magnetic resonance imaging apparatus of the present embodiment.

図１に示すように、磁気共鳴イメージング装置は、静磁場マグネット部１２と、勾配コイル部１３と、ＲＦコイル部１４と、サーチコイル部１５と、ＲＦ駆動部２２と、勾配駆動部２３と、データ収集部２４と、制御部２５と、クレードル２６と、渦電流測定部２７と、勾配パルス補正部２８と、データ処理部３１と、操作部３２と、表示部３３とを有する。なお、本実施形態の磁気共鳴イメージング装置においては、サーチコイル部１５と渦電流測定部２７とは、渦電流を測定後に取り外される。 As shown in FIG. 1, the magnetic resonance imaging apparatus includes a static magnetic field magnet unit 12, a gradient coil unit 13, an RF coil unit 14, a search coil unit 15, an RF drive unit 22, a gradient drive unit 23, The data collection unit 24, the control unit 25, the cradle 26, the eddy current measurement unit 27, the gradient pulse correction unit 28, the data processing unit 31, the operation unit 32, and the display unit 33 are included. In the magnetic resonance imaging apparatus of the present embodiment, the search coil unit 15 and the eddy current measurement unit 27 are removed after measuring the eddy current.

以下より、各構成要素について、順次、説明する。 Hereinafter, each component will be sequentially described.

静磁場マグネット部１２は、被検体が収容される撮影空間１１に静磁場を形成するために設けられている。静磁場マグネット部１２は、静磁場の方向が被検体４０の体軸方向に対して垂直な方向Ｚに沿うように構成されている。 The static magnetic field magnet unit 12 is provided to form a static magnetic field in the imaging space 11 in which the subject is accommodated. The static magnetic field magnet unit 12 is configured such that the direction of the static magnetic field is along a direction Z perpendicular to the body axis direction of the subject 40.

図２は、静磁場マグネット部１２の構成を示す構成図である。 FIG. 2 is a configuration diagram showing the configuration of the static magnetic field magnet unit 12.

図２に示すように、静磁場マグネット部１２は、ヨーク１０１と、永久磁石１０２と、整磁板１０３とを有する。 As shown in FIG. 2, the static magnetic field magnet unit 12 includes a yoke 101, a permanent magnet 102, and a magnetic shunt plate 103.

ヨーク１０１は、上ヨーク１０１ａと下ヨーク１０１ｂとサイドヨーク１０１ｃとを有する。上ヨーク１０１ａと下ヨーク１０１ｂとは、被検体が収容される撮影空間１１を挟むように配置され、サイドヨーク１０１ｃによって端部が支持されている。また、上ヨーク１０１ａと下ヨーク１０１ｂとサイドヨーク１０１ｃは、磁気的に接続されている。 The yoke 101 includes an upper yoke 101a, a lower yoke 101b, and a side yoke 101c. The upper yoke 101a and the lower yoke 101b are arranged so as to sandwich the imaging space 11 in which the subject is accommodated, and the end portions are supported by the side yoke 101c. Further, the upper yoke 101a, the lower yoke 101b, and the side yoke 101c are magnetically connected.

永久磁石１０２は、被検体が収容される撮影空間１１を挟むように上ヨーク１０１ａと下ヨーク１０１ｂとにそれぞれ一対で配置されている。永久磁石１０２は、上ヨーク１０１ａと下ヨーク１０１ｂとに磁気的に接続されており、永久磁石１０２とヨーク１０１とによって、被検体が収容される撮影空間１１に静磁場が発生する。 The permanent magnets 102 are arranged in pairs on the upper yoke 101a and the lower yoke 101b so as to sandwich the imaging space 11 in which the subject is accommodated. The permanent magnet 102 is magnetically connected to the upper yoke 101a and the lower yoke 101b, and a static magnetic field is generated in the imaging space 11 in which the subject is accommodated by the permanent magnet 102 and the yoke 101.

整磁板１０３は、一対の永久磁石１０２が対面している面にそれぞれ配置されている。整磁板１０３は、被検体が収容される撮影空間１１に、永久磁石１０２とヨーク１０１とによって発生する静磁場を調整するために設けられている。整磁板１０３は、鉄などの強磁性体からなり、底板部１１１と突起部１１２とを有する。底板部１１１は、略同心円の円盤であり、底板部１１１の周囲を囲うように環状の突起部１１２が設けられている。整磁板１０３は、突起部１１２の部分が底板部１１１よりも厚くなっており、突起部１１２の方が底板部１１１よりも磁気抵抗が低い。このため、整磁板１０３は、突起部１１２によって静磁場の強度を補償し、静磁場を均一化している。 The magnetic shunt plates 103 are respectively arranged on the surfaces where the pair of permanent magnets 102 are facing each other. The magnetic shunt plate 103 is provided to adjust the static magnetic field generated by the permanent magnet 102 and the yoke 101 in the imaging space 11 in which the subject is accommodated. The magnetic shunt plate 103 is made of a ferromagnetic material such as iron, and includes a bottom plate portion 111 and a protrusion 112. The bottom plate portion 111 is a substantially concentric disk, and an annular protrusion 112 is provided so as to surround the bottom plate portion 111. In the magnetic shunt plate 103, the protruding portion 112 is thicker than the bottom plate portion 111, and the protruding portion 112 has a lower magnetic resistance than the bottom plate portion 111. For this reason, the magnetic shunt plate 103 compensates for the strength of the static magnetic field by the protrusion 112 and makes the static magnetic field uniform.

勾配コイル部１３は、図２に示すように、一対の整磁板１０３が対面している面の側に一対で配置されている。勾配コイル部１３は、静磁場が形成された撮影空間１１に勾配磁場を形成する。勾配コイル部１３は、静磁場が形成された撮影空間１１に勾配磁場を形成し、ＲＦコイル部１４が受信する磁気共鳴信号に位置情報を付加する。なお、図２においては、勾配コイル部１３を１系統のみ図示しているが、勾配コイル部１３は、スライス選択勾配磁場、読み取り勾配磁場、位相エンコード勾配磁場の３種類の勾配磁場を形成するために３系統有する。 As shown in FIG. 2, the gradient coil section 13 is disposed in a pair on the side where the pair of magnetic shunt plates 103 are facing each other. The gradient coil unit 13 forms a gradient magnetic field in the imaging space 11 in which a static magnetic field is formed. The gradient coil unit 13 forms a gradient magnetic field in the imaging space 11 in which a static magnetic field is formed, and adds position information to the magnetic resonance signal received by the RF coil unit 14. In FIG. 2, only one gradient coil unit 13 is shown, but the gradient coil unit 13 forms three types of gradient magnetic fields: a slice selection gradient magnetic field, a read gradient magnetic field, and a phase encoding gradient magnetic field. Have 3 systems.

ＲＦコイル部１４は、図１に示すように、被検体４０の撮影領域である頭部全体を囲むように配置されており、送信用と受信用とを兼用するように構成されている。ＲＦコイル部１４は、静磁場マグネット部１２により静磁場が形成される撮影空間１１内において、被検体４０の撮影領域におけるプロトンのスピンを励起するために、電磁波であるＲＦ信号を送信して高周波磁場を形成する。そして、ＲＦコイル部１４は、その励起された被検体４０内のプロトンから発生する電磁波を磁気共鳴信号として受信する。なお、ＲＦコイル部１４は、本実施形態において送信用と受信用とを兼用しているが、送信用コイルと受信用コイルとを独立して設けてもよい。 As shown in FIG. 1, the RF coil unit 14 is disposed so as to surround the entire head, which is an imaging region of the subject 40, and is configured to be used for both transmission and reception. The RF coil unit 14 transmits an RF signal, which is an electromagnetic wave, in order to excite the spin of protons in the imaging region of the subject 40 in the imaging space 11 in which the static magnetic field is formed by the static magnetic field magnet unit 12 to generate a high frequency. Create a magnetic field. The RF coil unit 14 receives electromagnetic waves generated from the excited protons in the subject 40 as magnetic resonance signals. In addition, although the RF coil unit 14 is used for both transmission and reception in the present embodiment, the transmission coil and the reception coil may be provided independently.

サーチコイル部１５は、図１と図２とに示すように、一対で構成されている。サーチコイル部１５のそれぞれは、一対の勾配コイル１３が対面する間の略中央であって、勾配コイル１３の端部に対応するように配置される。サーチコイル部１５は、撮影空間１１において渦電流により発生する磁場の誘導起電力を検出し渦電流測定部２７に出力する。なお、サーチコイル部１５は、スライス選択勾配磁場、読み取り勾配磁場、位相エンコード勾配磁場の３種類の勾配磁場における渦電流を測定するように構成されている。そして、サーチコイル部１５は、渦電流を測定後、取り外される。 As shown in FIGS. 1 and 2, the search coil unit 15 is configured as a pair. Each of the search coil portions 15 is disposed at a substantially center between a pair of gradient coils 13 facing each other and corresponding to an end portion of the gradient coil 13. The search coil unit 15 detects the induced electromotive force of the magnetic field generated by the eddy current in the imaging space 11 and outputs it to the eddy current measurement unit 27. The search coil unit 15 is configured to measure eddy currents in three types of gradient magnetic fields: a slice selection gradient magnetic field, a read gradient magnetic field, and a phase encoding gradient magnetic field. Then, the search coil unit 15 is removed after measuring the eddy current.

ＲＦ駆動部２２は、ＲＦコイル部１４を駆動させて撮影空間１１内に高周波磁場を形成するために、ゲート変調器（図示なし）とＲＦ電力増幅器（図示なし）とＲＦ発振器（図示なし）とを有する。ＲＦ駆動部２２は、制御部２５からの制御信号に基づいて、ＲＦ発振器からのＲＦ信号を、ゲート変調器を用いて所定のタイミングおよび所定の包絡線の信号に変調する。そして、ゲート変調器により変調されたＲＦ信号を、ＲＦ電力増幅器により増幅した後、ＲＦコイル部１４に出力する。 The RF drive unit 22 drives the RF coil unit 14 to form a high-frequency magnetic field in the imaging space 11, and includes a gate modulator (not shown), an RF power amplifier (not shown), and an RF oscillator (not shown). Have Based on the control signal from the control unit 25, the RF drive unit 22 modulates the RF signal from the RF oscillator into a signal having a predetermined timing and a predetermined envelope using a gate modulator. The RF signal modulated by the gate modulator is amplified by the RF power amplifier and then output to the RF coil unit 14.

勾配駆動部２３は、制御部２５からの制御信号に基づいて、所定の振幅の勾配パルスを勾配コイル部１３に印加して駆動させ、静磁場が形成されている撮影空間１１内に勾配磁場を発生させる。勾配駆動部２３は、勾配コイル部１３の３系統の勾配コイルに対応して３系統の駆動回路（図示なし）を有する。 The gradient driving unit 23 applies a gradient pulse having a predetermined amplitude to the gradient coil unit 13 based on a control signal from the control unit 25 to drive the gradient coil unit 13 so that the gradient magnetic field is generated in the imaging space 11 where the static magnetic field is formed. generate. The gradient drive unit 23 includes three systems of drive circuits (not shown) corresponding to the three systems of gradient coils of the gradient coil unit 13.

データ収集部２４は、制御部２５からの制御信号に基づいて、ＲＦコイル部１４が受信する磁気共鳴信号を収集するために、位相検波器（図示なし）とアナログ／デジタル変換器（図示なし）とを有する。位相検波器は、ＲＦコイル部１４が受信する磁気共鳴信号を、ＲＦ駆動部２２のＲＦ発振器の出力を参照信号として位相検波し、アナログ／デジタル変換器に出力する。そして、位相検波器から出力されるアナログ信号の磁気共鳴信号を、アナログ／デジタル変換器がデジタル信号に変換してデータ処理部３１に出力する。 The data collection unit 24 collects a magnetic resonance signal received by the RF coil unit 14 based on a control signal from the control unit 25, and a phase detector (not shown) and an analog / digital converter (not shown). And have. The phase detector phase-detects the magnetic resonance signal received by the RF coil unit 14 using the output of the RF oscillator of the RF drive unit 22 as a reference signal, and outputs it to the analog / digital converter. The analog / digital converter converts the analog magnetic resonance signal output from the phase detector into a digital signal and outputs the digital signal to the data processing unit 31.

制御部２５は、コンピュータにより構成されており、操作部３２からデータ処理部３１を介して入力される操作信号に基づいて、ＲＦ駆動部２２と勾配駆動部２３とデータ収集部２４と渦電流測定部２７とにそれぞれ制御信号を出力し制御を行う。制御部２５は、所定のパルスシーケンスに基づく操作信号が操作部３２からデータ処理部３１を介して入力され、それに基づいてＲＦ駆動部２２と勾配駆動部２３とデータ収集部２４とに制御信号を出力し磁気共鳴信号を取得させる。また、制御部２５は、渦電流の測定のための操作信号が操作部３２からデータ処理部３１を介して入力され、それに基づいて勾配駆動部２３と渦電流測定部２７とに制御信号を出力して渦電流の測定を実施させる。 The control unit 25 is configured by a computer, and based on an operation signal input from the operation unit 32 via the data processing unit 31, the RF drive unit 22, the gradient drive unit 23, the data collection unit 24, and the eddy current measurement. A control signal is output to each unit 27 for control. The control unit 25 receives an operation signal based on a predetermined pulse sequence from the operation unit 32 via the data processing unit 31, and sends a control signal to the RF drive unit 22, the gradient drive unit 23, and the data collection unit 24 based on the operation signal. Output the magnetic resonance signal. Further, the control unit 25 receives an operation signal for measuring eddy current from the operation unit 32 via the data processing unit 31 and outputs a control signal to the gradient driving unit 23 and the eddy current measurement unit 27 based on the operation signal. Then, the eddy current is measured.

クレードル２６は、被検体４０を載置する台であり、クレードル駆動部（図示なし）により撮影空間１１内に出し入れ可能となっている。 The cradle 26 is a table on which the subject 40 is placed, and can be taken in and out of the imaging space 11 by a cradle driving unit (not shown).

渦電流測定部２７は、渦電流を測定するために設けられている、渦電流測定部２７は、サーチコイル部１５に接続されており、制御部２５からの制御信号に基づいて、サーチコイル部１５を駆動させる。そして、渦電流測定部２７は、サーチコイル部１５が検出する誘導起電力の時間変化に基づいて、渦電流の振幅と時定数とを測定する。なお、渦電流測定部２７は、スライス選択勾配磁場、読み取り勾配磁場、位相エンコード勾配磁場の３種類の勾配磁場における渦電流を測定する。そして、渦電流測定部２７は、渦電流を測定後、取り外される。 The eddy current measurement unit 27 is provided to measure the eddy current. The eddy current measurement unit 27 is connected to the search coil unit 15, and the search coil unit is based on a control signal from the control unit 25. 15 is driven. The eddy current measurement unit 27 measures the amplitude and time constant of the eddy current based on the time change of the induced electromotive force detected by the search coil unit 15. Note that the eddy current measurement unit 27 measures eddy currents in three types of gradient magnetic fields: a slice selection gradient magnetic field, a reading gradient magnetic field, and a phase encoding gradient magnetic field. The eddy current measuring unit 27 is removed after measuring the eddy current.

勾配パルス補正部２８は、コンピュータにより構成されており、制御部２５と渦電流測定部２７と接続されている。また、勾配パルス補正部２８は、渦電流記憶部２９を有する。渦電流記憶部２９は、渦電流測定部２７が測定する渦電流の振幅と時定数とを勾配パルスの振幅に対応して記憶する。渦電流記憶部２９は、たとえば、渦電流の振幅と時定数とを勾配パルスの振幅に関連付けられたルックアップテーブルとして記憶する。そして、勾配パルス補正部２８は、渦電流記憶部２９が勾配パルスの振幅に対応して記憶する渦電流の振幅と時定数とに基づいて、勾配パルスを補正する。勾配パルス補正部２８は、制御部２５から勾配駆動部２３を制御するための制御信号を取得して、勾配駆動部２３が勾配コイル１３に印加する勾配パルスの振幅の情報を得る。そして、勾配パルス補正部２８は、渦電流記憶部２９において記憶されている前述のルックアップテーブルを用いて、勾配駆動部２３が勾配コイル１３に印加する勾配パルスの振幅に対応する渦電流の振幅と時定数とを求める。そして、勾配パルス補正部２８は、その求めた渦電流の振幅と時定数とに基づいて、勾配駆動部２３が勾配コイル１３に印加する勾配パルスの形状を変形して、渦電流の影響が少なくなるような補正を行う。なお、勾配パルス補正部２８は、スライス選択勾配磁場、読み取り勾配磁場、位相エンコード勾配磁場の３種類の勾配磁場のそれぞれにおいて上述のような補正を行う。 The gradient pulse correction unit 28 is configured by a computer, and is connected to the control unit 25 and the eddy current measurement unit 27. Further, the gradient pulse correction unit 28 includes an eddy current storage unit 29. The eddy current storage unit 29 stores the amplitude and time constant of the eddy current measured by the eddy current measurement unit 27 in correspondence with the amplitude of the gradient pulse. The eddy current storage unit 29 stores, for example, the amplitude of the eddy current and the time constant as a lookup table associated with the amplitude of the gradient pulse. Then, the gradient pulse correction unit 28 corrects the gradient pulse based on the amplitude and time constant of the eddy current stored by the eddy current storage unit 29 corresponding to the amplitude of the gradient pulse. The gradient pulse correction unit 28 acquires a control signal for controlling the gradient driving unit 23 from the control unit 25 and obtains information on the amplitude of the gradient pulse applied to the gradient coil 13 by the gradient driving unit 23. Then, the gradient pulse correction unit 28 uses the aforementioned lookup table stored in the eddy current storage unit 29, and the amplitude of the eddy current corresponding to the amplitude of the gradient pulse applied to the gradient coil 13 by the gradient driving unit 23. And the time constant. Then, the gradient pulse correction unit 28 deforms the shape of the gradient pulse applied to the gradient coil 13 by the gradient driving unit 23 based on the obtained amplitude and time constant of the eddy current, and the influence of the eddy current is small. Correct as follows. The gradient pulse correction unit 28 performs the above-described correction for each of the three types of gradient magnetic fields, ie, the slice selection gradient magnetic field, the reading gradient magnetic field, and the phase encoding gradient magnetic field.

データ処理部３１は、コンピュータにより構成されている。データ処理部３１は、操作部３２に接続されており、操作部３２からの操作信号が入力される。また、データ処理部３１は、制御部２５に接続されており、オペレータによって操作部３２に入力される操作信号を制御部２５に出力する。また、データ処理部３１は、データ収集部２４に接続されており、データ収集部２４が収集し出力する磁気共鳴信号を所得し、その取得した磁気共鳴信号に対して画像処理を行って画像データを生成する。そして、データ処理部３１は、その生成した画像データを表示部３３に出力する。 The data processing unit 31 is configured by a computer. The data processing unit 31 is connected to the operation unit 32 and receives an operation signal from the operation unit 32. The data processing unit 31 is connected to the control unit 25, and outputs an operation signal input to the operation unit 32 by the operator to the control unit 25. The data processing unit 31 is connected to the data collecting unit 24, obtains a magnetic resonance signal collected and output by the data collecting unit 24, performs image processing on the acquired magnetic resonance signal, and outputs image data. Is generated. Then, the data processing unit 31 outputs the generated image data to the display unit 33.

操作部３２は、キーボードやマウスなどの操作デバイスにより構成されている。操作部３２は、オペレータによって操作され、その操作に応じた操作信号をデータ処理部３１に出力する。操作部３２は、たとえば、パルスシーケンスの設定項目や渦電流測定のための設定項目が、オペレータによって入力される。 The operation unit 32 is configured by operation devices such as a keyboard and a mouse. The operation unit 32 is operated by an operator and outputs an operation signal corresponding to the operation to the data processing unit 31. In the operation unit 32, for example, setting items for pulse sequence and setting items for eddy current measurement are input by the operator.

表示部３３は、グラフィックディスプレイなどの表示デバイスにより構成されている。表示部３３は、被検体４０からの磁気共鳴信号に基づいて生成される被検体の断層画像を表示する。ここで、表示部３３は、データ処理部３１から画像データを取得し、その画像データに基づいて断層画像の表示を行う。 The display unit 33 is configured by a display device such as a graphic display. The display unit 33 displays a tomographic image of the subject generated based on the magnetic resonance signal from the subject 40. Here, the display unit 33 acquires image data from the data processing unit 31 and displays a tomographic image based on the image data.

なお、上記の本実施形態における勾配コイル部は、本発明の勾配コイルに相当する。また、本実施形態における勾配駆動部は、本発明の勾配駆動手段に相当する。また、本実施形態における渦電流測定部は、本発明の測定手段に相当する。また、本実施形態における勾配パルス補正部は、本発明の補正手段に相当する。また、本実施形態における渦電流記憶部は、本発明の記憶手段に相当する。また、本実施形態における表示部は、本発明の表示手段に相当する。 Note that the gradient coil section in the present embodiment corresponds to the gradient coil of the present invention. Further, the gradient driving unit in the present embodiment corresponds to the gradient driving means of the present invention. Further, the eddy current measurement unit in the present embodiment corresponds to the measurement means of the present invention. Further, the gradient pulse correction unit in the present embodiment corresponds to the correction means of the present invention. Further, the eddy current storage unit in the present embodiment corresponds to the storage unit of the present invention. The display unit in the present embodiment corresponds to the display unit of the present invention.

以下より、上記の本実施形態の磁気共鳴イメージング装置を用いて渦電流を測定する渦電流測定方法について図３と図４とを用いて説明する。 Hereinafter, an eddy current measurement method for measuring an eddy current using the magnetic resonance imaging apparatus of the present embodiment will be described with reference to FIGS.

図３は、本実施形態において、渦電流の振幅と時定数とが勾配パルスの振幅に関連付けられたルックアップテーブルを作成する手順を示すフロー図である。 FIG. 3 is a flowchart showing a procedure for creating a lookup table in which the amplitude of the eddy current and the time constant are associated with the amplitude of the gradient pulse in the present embodiment.

図４は、本実施形態におけるルックアップテーブルを示す図である。図４において、図４（ａ）は渦電流の振幅と勾配パルスの振幅とにおけるルックアップテーブルを示しており、縦軸が渦電流の振幅であり、横軸が勾配パルスの振幅である。また、図４において、図４（ｂ）は渦電流の時定数と勾配パルスの振幅とにおけるルックアップテーブルを示しており、縦軸が渦電流の時定数であり、横軸が勾配パルスの振幅である。 FIG. 4 is a diagram showing a lookup table in the present embodiment. In FIG. 4, FIG. 4 (a) shows a look-up table for the eddy current amplitude and the gradient pulse amplitude. The vertical axis represents the eddy current amplitude and the horizontal axis represents the gradient pulse amplitude. In FIG. 4, FIG. 4B shows a look-up table for the time constant of the eddy current and the amplitude of the gradient pulse, the vertical axis is the time constant of the eddy current, and the horizontal axis is the amplitude of the gradient pulse. It is.

本実施形態の勾配磁場形成方法においては、図３に示すように、渦電流の振幅と時定数との測定のテストを行うため、テスト用の勾配パルスｇ_ｋ（ｔ）の振幅Ｇ_ｋを操作部３２に設定する。ここでは、テスト用の勾配パルスｇ_ｋ（ｔ）の振幅Ｇ_ｋを等間隔の振幅で１０段階（ｋ＝１，２，３，４，５，６，７，８，９，１０）に設定する（ＳＴ１１）。 In the gradient magnetic field forming method of this embodiment, as shown in FIG. 3, the amplitude G _k of the test gradient pulse g _k (t) is manipulated in order to test the measurement of the amplitude and time constant of the eddy current. Part 32. Here, the amplitude G _k of the gradient pulse for testing g _k (t) is set to 10 steps (k = 1, 2, 3, 4, 5, 6, 7, 8, 9, 10) at equal intervals. (ST11).

つぎに、振幅Ｇ_ｋの勾配パルスｇ_ｋ（ｔ）に対する渦電流成分Ｉ_ｋｉ＝Ａ_ｋｉ・ｅｘｐ（−ｔ／τ_ｋｉ）を測定し、渦電流成分Ｉ_ｋｉの振幅Ａ_ｋｉと、時定数τ_ｋｉとを算出する（ＳＴ２１）。ここでは、たとえば、ｉ＝１，２，３として渦電流成分の測定を行う。まず、操作部３２にて設定された振幅Ｇ_１の勾配パルスｇ_１（ｔ）の操作信号が、データ処理部３１を介して制御部２５に出力される。そして、制御部２５は、その操作信号に基づいて勾配駆動部２３と渦電流測定部２７とに制御信号を出力する。そして、制御部２５からの制御信号に基づいて、勾配駆動部２３が振幅Ｇ_１の勾配パルスｇ_１（ｔ）を勾配コイル部１３に印加して駆動させ、静磁場が形成されている撮影空間１１内に勾配磁場を発生させる。この時、渦電流測定部２７は制御部２５からの制御信号に基づいてサーチコイル部１５を駆動させる。そして、サーチコイル部１５は、勾配コイル部１３が形成した勾配磁場による誘導起電力を測定データとして検出し渦電流測定部２７に出力する。そして、サーチコイル部１５が検出する測定データの時間変化を、最小二乗法などの非線形最適化手法を用いて、Ｉ_ｋｉ＝Ａ_ｋｉ・ｅｘｐ（−ｔ／τ_ｋｉ）の式にフィッティングし、渦電流測定部２７が渦電流成分の振幅Ａ_１１，Ａ_１２，Ａ_１３と、時定数τ_１１，τ_１２，τ_１３とを求める。そして、図４に示すように、渦電流測定部２７が求めた渦電流成分の振幅Ａ_１１，Ａ_１２，Ａ_１３と、時定数τ_１１，τ_１２，τ_１３を、勾配パルスｇ_１（ｔ）の振幅Ｇ_１に対応するように渦電流記憶部２９に記憶させる。そして、上記と同様にして、各振幅Ｇ_２〜Ｇ_１０の勾配パルスｇ_２〜１０（ｔ）に対応するように渦電流成分の振幅Ａ_２ｉ〜Ａ_１０ｉと、時定数τ_２ｉ〜τ_１０ｉとを求めて渦電流記憶部２９に記憶させ、図４に示すようなルックアップテーブルを完成させる。以上のようにして、スライス選択勾配磁場、読み取り勾配磁場、位相エンコード勾配磁場のそれぞれの勾配磁場における渦電流を測定する。 Next, to measure the eddy current components with respect to the gradient pulse _g k of the amplitude _{_{_{G k (t) I ki =}}} A ki · exp (-t / τ ki), and the amplitude _{A ki} of eddy current components _{I ki,} a time constant tau _ki is calculated (ST21). Here, for example, eddy current components are measured with i = 1, 2, 3. First, the operation signal of the gradient pulse g ₁ (t) having the amplitude G ₁ set by the operation unit 32 is output to the control unit 25 via the data processing unit 31. And the control part 25 outputs a control signal to the gradient drive part 23 and the eddy current measurement part 27 based on the operation signal. Then, based on the control signal from the control unit 25, the gradient driving unit 23 applies the gradient pulse g ₁ (t) having the amplitude G ₁ to the gradient coil unit 13 to drive the imaging space in which a static magnetic field is formed. 11 generates a gradient magnetic field. At this time, the eddy current measurement unit 27 drives the search coil unit 15 based on a control signal from the control unit 25. Then, the search coil unit 15 detects the induced electromotive force generated by the gradient magnetic field formed by the gradient coil unit 13 as measurement data and outputs it to the eddy current measurement unit 27. Then, the time variation of the measurement data detected by the search coil unit 15 is fitted to an expression of I _ki = A _ki · exp (−t / τ _ki ) using a nonlinear optimization method such as the least square method, and the vortex The current measuring unit 27 determines the amplitudes A ₁₁ , A ₁₂ , A _{13 of the} eddy current components and the time constants τ ₁₁ , τ ₁₂ , τ ₁₃ . Then, as shown in FIG. 4, the amplitudes A ₁₁ , A ₁₂ , A _{13 of} the eddy current components obtained by the eddy current measuring unit 27 and the time constants τ ₁₁ , τ ₁₂ , τ ₁₃ are converted into gradient pulses g ₁ (t ) is stored in the eddy current storage unit 29 so as to correspond to the amplitude G ₁ of. Then, in the same manner as described above, the amplitude _A 2i _{to A 10i} of eddy current components so as to correspond to the gradient pulse _{g 2 to 10} of each amplitude _G 2 _{~G 10} (t), and the time constant τ _2i ~τ _10i Is stored in the eddy current storage unit 29 to complete a lookup table as shown in FIG. As described above, the eddy currents in the respective gradient magnetic fields of the slice selection gradient magnetic field, the read gradient magnetic field, and the phase encoding gradient magnetic field are measured.

以下より、上記の本実施形態の磁気共鳴イメージング装置を用いて被検体の断層画像の撮影をする撮影方法について説明する。 Hereinafter, an imaging method for imaging a tomographic image of a subject using the magnetic resonance imaging apparatus of the present embodiment will be described.

始めに、被検体４０をクレードル２６に載置する。その後、被検体４０の撮影領域である頭部に、ＲＦコイル部１４を設置する。その後、所定のパルスシーケンスに基づく撮影情報を操作部３２に入力する。そして、操作部３２は、データ処理部３１を介して、その撮影情報に基づく操作信号を制御部２５に出力する。 First, the subject 40 is placed on the cradle 26. Thereafter, the RF coil unit 14 is installed on the head that is the imaging region of the subject 40. Thereafter, photographing information based on a predetermined pulse sequence is input to the operation unit 32. Then, the operation unit 32 outputs an operation signal based on the photographing information to the control unit 25 via the data processing unit 31.

そして、制御部２５は、操作部３２に入力された撮影情報に基づいて、静磁場が形成されている撮影空間１１内に、被検体４０が載置されているクレードル２６をクレードル駆動部により駆動させ、被検体４０の撮影領域である頭部を撮影空間１１の内部に搬入する。 Based on the imaging information input to the operation unit 32, the control unit 25 drives the cradle 26 on which the subject 40 is placed in the imaging space 11 in which the static magnetic field is formed by the cradle driving unit. Then, the head that is the imaging region of the subject 40 is carried into the imaging space 11.

また、この時、勾配パルス補正部２８は、勾配駆動部２３を制御するための制御信号を制御部２５から取得し、渦電流記憶部２９が勾配パルスｇ_ｋ（ｔ）の振幅Ｇ_ｋに対応して記憶する渦電流の振幅Ａ_ｋｉと時定数τ_ｋｉとに基づいて、勾配パルスｇ_ｋ（ｔ）を補正する At this time, the gradient pulse correction unit 28 acquires a control signal for controlling the gradient driving unit 23 from the control unit 25, and the eddy current storage unit 29 corresponds to the amplitude G _k of the gradient pulse g _k (t). The gradient pulse g _k (t) is corrected based on the eddy current amplitude A _ki and the time constant τ _ki stored as

図５は、勾配パルス補正部２８が勾配パルスｇ_ｋ（ｔ）を補正する手順を説明するためのフロー図である。また、図６は、補正前の勾配パルスｇ_ｋ（ｔ）と補正後の勾配パルスｇ_ｋ'（ｔ）とを示す図である。図６においては、縦軸が勾配を示し、横軸が時間を示している。 FIG. 5 is a flowchart for explaining a procedure in which the gradient pulse correction unit 28 corrects the gradient pulse g _k (t). FIG. 6 is a diagram showing a gradient pulse g _k (t) before correction and a gradient pulse g _k ′ (t) after correction. In FIG. 6, the vertical axis indicates the gradient, and the horizontal axis indicates time.

図５と図６とに示すように、勾配パルス補正部２８は、まず、勾配駆動部２３を制御するための制御信号を制御部２５から取得し、勾配駆動部２３が勾配コイル１３に印加する勾配パルスｇ_ｋ（ｔ）における振幅Ｇ_ｋの情報を得る（ＳＴ１１１）。 As shown in FIGS. 5 and 6, the gradient pulse correction unit 28 first obtains a control signal for controlling the gradient driving unit 23 from the control unit 25, and the gradient driving unit 23 applies the gradient driving unit 23 to the gradient coil 13. Information on the amplitude G _k in the gradient pulse g _k (t) is obtained (ST111).

そして、勾配パルス補正部２８は、渦電流記憶部２９において記憶されている前述のルックアップテーブルを用いて、勾配駆動部２３が勾配コイル１３に印加する勾配パルスｇ_ｋ（ｔ）の振幅Ｇ_ｋに対応する渦電流の振幅Ａ_ｋｉと時定数τ_ｋｉとを求める（ＳＴ１２１）。 Then, the gradient pulse correction unit 28 uses the aforementioned look-up table stored in the eddy current storage unit 29, and the amplitude G _{k of the} gradient pulse g _k (t) applied to the gradient coil 13 by the gradient drive unit 23. Eddy current amplitude A _ki and time constant τ _{ki corresponding} to are obtained (ST121).

そして、勾配パルス補正部２８は、その求めた渦電流の振幅Ａ_ｋｉと時定数τ_ｋｉとに基づいて、勾配駆動部２３が勾配コイル１３に印加する勾配パルスｇ_ｋ（ｔ）の形状を、渦電流の影響が少なくなるように補正し、補正された勾配パルスｇ_ｋ'（ｔ）を得る（ＳＴ１３１）。勾配パルス補正部２８は、たとえば、数式（１）に示すように、その求めた渦電流の振幅Ａ_ｋｉおよび時定数τ_ｋｉと、勾配パルスｇ_ｋ（ｔ）の時間変化率とをコンボリューションし、そのコンボリューションの結果と元の勾配パルスｇ_ｋ（ｔ）とを加算して、補正された勾配パルスｇ_ｋ'（ｔ）を得る Then, the gradient pulse correcting unit 28 determines the shape of the gradient pulse g _k (t) applied to the gradient coil 13 by the gradient driving unit 23 based on the obtained amplitude A _{ki of the} eddy current and the time constant τ _ki . Correction is performed so that the influence of the eddy current is reduced, and a corrected gradient pulse g _k ′ (t) is obtained (ST131). The gradient pulse correction unit 28 _{convolves the} obtained amplitude A _ki and time constant τ _{ki of} the eddy current and the time change rate of the gradient pulse g _k (t), for example, as shown in Equation (1). Then, the result of the convolution and the original gradient pulse g _k (t) are added to obtain a corrected gradient pulse g _k ′ (t).

その後、制御部２５は、勾配パルス補正部２８において補正された勾配パルスｇ_ｋ’（ｔ）を、勾配駆動部２３が勾配コイル部１３に印加するように制御する。そして、制御部２５は、ＲＦ駆動部２２を制御してＲＦコイル部１４によって高周波磁場を形成する。そして、制御部２５は、被検体４０からの磁気共鳴信号をＲＦコイル部１４で受信させ、データ収集部２４にその磁気共鳴信号を収集させる。データ収集部２４は、位相検波器によって位相検波し、アナログ／デジタル変換器によって磁気共鳴信号をデジタル信号に変換して、データ処理部３１に出力する。その後、データ収集部２４から出力される磁気共鳴信号をデータ処理部３１が画像処理し、表示部３３が画像を表示する。 Thereafter, the control unit 25 controls the gradient drive unit 23 to apply the gradient pulse g _k ′ (t) corrected by the gradient pulse correction unit 28 to the gradient coil unit 13. Then, the control unit 25 controls the RF drive unit 22 to form a high frequency magnetic field by the RF coil unit 14. Then, the control unit 25 causes the RF coil unit 14 to receive the magnetic resonance signal from the subject 40 and causes the data collection unit 24 to collect the magnetic resonance signal. The data collection unit 24 performs phase detection using a phase detector, converts a magnetic resonance signal into a digital signal using an analog / digital converter, and outputs the digital signal to the data processing unit 31. Thereafter, the data processing unit 31 performs image processing on the magnetic resonance signal output from the data collecting unit 24, and the display unit 33 displays an image.

以上のように、本実施形態の磁気共鳴イメージング装置においては、勾配パルス補正部２８が渦電流の振幅Ａ_ｋｉと時定数τ_ｋｉとを勾配パルスｇ（ｔ）の振幅Ｇ_ｋに対応して記憶する渦電流記憶部２９を含む。ここで、勾配パルス補正部２８は、渦電流記憶部２９が勾配パルスｇ（ｔ）の振幅Ｇ_ｋに対応して記憶する渦電流の振幅Ａ_ｋｉと時定数τ_ｋｉとに基づいて、勾配磁場における渦電流磁場の影響が少なくなるように補正し、補正された勾配パルスｇ'（ｔ）を得る。そして、磁気共鳴イメージング装置においては、その補正された勾配パルスｇ_ｋ’（ｔ）を勾配駆動部２３が勾配コイル部１３に印加して、被検体４０からの磁気共鳴信号をＲＦコイル部１４が受信し、その磁気共鳴信号に基づいて被検体の断層画像を生成する。このように、本実施形態は、渦電流磁場の影響が少なくなるように勾配磁場が補正されているため、渦電流の影響を抑制して断層画像の歪みを防止し、画像品質を向上することができる。 As described above, in the magnetic resonance imaging apparatus of the present embodiment, the gradient pulse correction unit 28 stores the amplitude A _ki and the time constant τ _{ki of the} eddy current corresponding to the amplitude G _k of the gradient pulse g (t). An eddy current storage unit 29 is included. Here, the gradient pulse correction unit 28 is based on the eddy current amplitude A _ki and the time constant τ _ki that the eddy current storage unit 29 stores in correspondence with the amplitude G _k of the gradient pulse g (t). Is corrected so as to reduce the influence of the eddy current magnetic field, and a corrected gradient pulse g ′ (t) is obtained. In the magnetic resonance imaging apparatus, the gradient drive unit 23 applies the corrected gradient pulse g _k ′ (t) to the gradient coil unit 13, and the RF coil unit 14 outputs the magnetic resonance signal from the subject 40. A tomographic image of the subject is generated based on the received magnetic resonance signal. As described above, in this embodiment, the gradient magnetic field is corrected so that the influence of the eddy current magnetic field is reduced, so that the influence of the eddy current is suppressed to prevent distortion of the tomographic image and improve the image quality. Can do.

なお、本発明の実施に際しては、上記した実施形態に限定されるものではなく、種々の変形形態を採用することができる。 In implementing the present invention, the present invention is not limited to the above-described embodiment, and various modifications can be employed.

たとえば、上記実施形態において、静磁気発生源として永久磁石を用いた場合について示しているが、これに限定されず、たとえば、超伝導コイル、常伝導コイルなどを用いる場合についても適用することができる。 For example, in the above embodiment, the case where a permanent magnet is used as the static magnetism generation source is shown, but the present invention is not limited to this, and the present invention can also be applied to the case where a superconducting coil, a normal conducting coil or the like is used. .

たとえば、上記実施形態において、サーチコイル部を用いて渦電流を測定しているが、これに限定されず、磁気共鳴信号の位相情報から渦電流を測定し求め、渦電流の振幅と時定数とを記憶手段に記憶させてもよい。 For example, in the above embodiment, the eddy current is measured using the search coil unit. However, the present invention is not limited to this, and the eddy current is measured and obtained from the phase information of the magnetic resonance signal. May be stored in the storage means.

図１は、本発明にかかる実施形態の磁気共鳴イメージング装置の構成を示す構成図である。FIG. 1 is a configuration diagram showing the configuration of a magnetic resonance imaging apparatus according to an embodiment of the present invention. 図２は、本発明にかかる実施形態の静磁場マグネット部の構成を示す構成図である。FIG. 2 is a configuration diagram showing the configuration of the static magnetic field magnet unit according to the embodiment of the present invention.

図３は、本発明にかかる実施形態においてルックアップテーブルを作成する手順を示すフロー図である。FIG. 3 is a flowchart showing a procedure for creating a lookup table in the embodiment of the present invention. 図４は、本発明にかかる実施形態におけるルックアップテーブルを示す図である。FIG. 4 is a diagram showing a lookup table in the embodiment according to the present invention. 図５は、本発明にかかる実施形態において勾配パルスを補正する手順を説明するためのフロー図である。FIG. 5 is a flowchart for explaining the procedure of correcting the gradient pulse in the embodiment according to the invention. 図６は、本発明にかかる実施形態において、補正前の勾配パルスと補正後の勾配パルスとを示す図である。FIG. 6 is a diagram showing a gradient pulse before correction and a gradient pulse after correction in the embodiment according to the present invention.

符号の説明Explanation of symbols

１１：撮影空間
１２：静磁場マグネット部
１３：勾配コイル部（勾配コイル）
１４：ＲＦコイル部
１５：サーチコイル部
２２：ＲＦ駆動部
２３：勾配駆動部（勾配駆動手段）
２４：データ収集部
２５：制御部
２６：クレードル
２７：渦電流測定部（測定手段）
２８：勾配パルス補正部（補正手段）
２９：渦電流記憶部（記憶手段）
３１：データ処理部
３２：操作部
３３：表示部（表示手段）
１０１：ヨーク
１０１ａ：上ヨーク
１０１ｂ：下ヨーク
１０１ｃ：サイドヨーク
１０２：永久磁石
１０３：整磁板
１１１：底板部
１１２：突起部
11: Imaging space 12: Static magnetic field magnet unit 13: Gradient coil unit (gradient coil)
14: RF coil section 15: Search coil section 22: RF drive section 23: Gradient drive section (gradient drive means)
24: Data collection unit 25: Control unit 26: Cradle 27: Eddy current measurement unit (measuring means)
28: Gradient pulse correction unit (correction means)
29: Eddy current storage unit (storage means)
31: Data processing unit 32: Operation unit 33: Display unit (display means)
101: Yoke 101a: Upper yoke 101b: Lower yoke 101c: Side yoke 102: Permanent magnet 103: Magnetic shunt plate 111: Bottom plate portion 112: Projection

Claims

被検体が収容され静磁場が形成される空間に勾配磁場と高周波磁場とを形成し、前記被検体からの磁気共鳴信号に基づいて前記被検体の断層画像を生成する磁気共鳴イメージング装置であって、
前記勾配磁場を形成する手段は、
前記勾配磁場を発生する勾配コイルと、
前記勾配コイルに勾配パルスを印加して前記勾配コイルを駆動する勾配駆動手段と、
前記勾配磁場において渦電流の影響が少なくなるように前記勾配パルスを補正する補正手段とを有し、
前記補正手段は、前記勾配パルスの振幅に対して非線型に変化する前記渦電流の振幅と時定数とを前記勾配パルスの振幅に対応して記憶する記憶手段を含み、前記記憶手段が前記勾配パルスの振幅に対応して記憶する前記渦電流の振幅と時定数とに基づいて、前記勾配パルスを補正する
磁気共鳴イメージング装置。 A magnetic resonance imaging apparatus that forms a gradient magnetic field and a high-frequency magnetic field in a space in which a subject is accommodated and a static magnetic field is formed, and generates a tomographic image of the subject based on a magnetic resonance signal from the subject. ,
The means for forming the gradient magnetic field comprises:
A gradient coil for generating the gradient magnetic field;
Gradient driving means for driving the gradient coil by applying a gradient pulse to the gradient coil;
Correction means for correcting the gradient pulse so as to reduce the influence of eddy currents in the gradient magnetic field,
The correction means includes storage means for storing the amplitude and time constant of the eddy current that varies nonlinearly with respect to the amplitude of the gradient pulse in correspondence with the amplitude of the gradient pulse, and the storage means includes the gradient pulse. A magnetic resonance imaging apparatus that corrects the gradient pulse based on the amplitude and time constant of the eddy current stored corresponding to the amplitude of the pulse.

前記渦電流の振幅と時定数とを前記勾配パルスの振幅に対応させて測定する測定手段を有し、
前記記憶手段は、前記測定手段が測定した前記渦電流の振幅と時定数とを記憶する
請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。 Measuring means for measuring the amplitude and time constant of the eddy current corresponding to the amplitude of the gradient pulse;
The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 1, wherein the storage unit stores an amplitude and a time constant of the eddy current measured by the measurement unit.

前記勾配駆動手段は、複数種類の振幅の前記勾配パルスを前記勾配コイルに印加し、
前記測定手段は、前記複数種の振幅の勾配パルスにおける渦電流をそれぞれ測定する
請求項２に記載の磁気共鳴イメージング装置。 The gradient driving means applies the gradient pulse of plural kinds of amplitudes to the gradient coil,
The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 2, wherein the measurement unit measures eddy currents in the gradient pulses of the plurality of types of amplitudes.

前記静磁場を形成する手段は、前記被検体が収容される空間を挟むように対向して配置され、前記静磁場を生成する一対の永久磁石を有する
請求項１から３のいずれかに記載の磁気共鳴イメージング装置。 The means for forming the static magnetic field includes a pair of permanent magnets that are arranged to face each other so as to sandwich a space in which the subject is accommodated, and generate the static magnetic field. Magnetic resonance imaging device.

前記静磁場を形成する手段は、前記一対の永久磁石が対向しているそれぞれの面に配置され、前記永久磁石が生成する静磁場を調整する一対の整磁板を有し、
前記勾配コイルは、前記一対の整磁板が対向しているそれぞれの面に配置されている
請求項４に記載の磁気共鳴イメージング装置。 The means for forming the static magnetic field has a pair of magnetic shunt plates that are arranged on respective surfaces facing the pair of permanent magnets and adjust the static magnetic field generated by the permanent magnets,
The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 4, wherein the gradient coil is disposed on each surface of the pair of magnetic shunt plates facing each other.

前記被検体からの磁気共鳴信号に基づいて生成される前記被検体の断層画像を表示する表示手段を有する
請求項１から５のいずれかに記載の磁気共鳴イメージング装置。 The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 1, further comprising display means for displaying a tomographic image of the subject generated based on a magnetic resonance signal from the subject.