JP2012016574A

JP2012016574A - 磁気共鳴イメージング装置

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Publication number: JP2012016574A
Application number: JP2011099935A
Authority: JP
Inventors: Masashi Okawa; 真史大川
Original assignee: Toshiba Corp; Toshiba Medical Systems Corp
Current assignee: Toshiba Corp; Canon Medical Systems Corp
Priority date: 2010-06-07
Filing date: 2011-04-27
Publication date: 2012-01-26
Anticipated expiration: 2031-04-27
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Abstract

【課題】撮像条件の自由度を向上することを課題とする。
【解決手段】ＭＲＩ装置１００において、シーケンス制御部１０は、パルスシーケンス実行データを用いて傾斜磁場電源３を制御することにより、連続した読み出し傾斜磁場パルスの印加を含むパルスシーケンスを実行する。例えば、計算機システム２０の制御部２６は、撮像条件の入力を受け付けると、受け付けた撮像条件に基づいて、傾斜磁場アンプ３ａの出力電圧における段階的な低下を予測し、予測した段階的な低下に応じた傾斜磁場パルスの波形を特定し、特定結果に従ってパルスシーケンス実行データを生成する。そして、シーケンス制御部１０は、生成されたパルスシーケンス実行データを用いて傾斜磁場電源３を制御する。こうして、シーケンス制御部１０は、傾斜磁場アンプ３ａの出力電圧における段階的な低下に応じて傾斜磁場パルスの立ち上がり率が段階的に低減するように、傾斜磁場電源３を制御する。
【選択図】図１

Description

本発明の実施の形態は、磁気共鳴イメージング装置に関する。

磁気共鳴イメージング装置（以下、ＭＲＩ（Magnetic Resonance Imaging）装置）による撮像法のひとつに、例えばＥＰＩ（Echo Planar Imaging）シーケンス等のように、連続した読み出し傾斜磁場パルスの印加を含むパルスシーケンスがある。ＭＲＩ装置は、傾斜磁場コイルに供給する電流を増幅する傾斜磁場アンプを備えるが、このようなパルスシーケンスを実行する場合、傾斜磁場アンプに高い負荷がかかるため、傾斜磁場アンプの出力電圧が段階的に低下してしまうことがある。傾斜磁場アンプの出力電圧が低下すると、傾斜磁場の単位時間あたりの変化量（以下、スルーレート（ＳＲ（Slew Rate）））を維持できず、傾斜磁場パルスの波形を維持できない。

このため、従来は、傾斜磁場アンプの出力電圧が最も低下した状態、すなわちスルーレートが最も低くなる状態に合わせて、撮像条件を設計していた。

特開平９−２４８２８５号公報

しかしながら、従来技術では、撮像条件の自由度が低くなるという課題があった。ひいては、分解能を上げられない、ＥＴＳ（Echo Train Spacing）が延長してしまう、エコー数が制約されてしまう等の課題も生じるおそれがあった。このようなことから、撮像条件の自由度を向上することが求められている。

実施の形態のＭＲＩ装置は、傾斜磁場電源を制御することにより、連続した読み出し傾斜磁場パルスの印加を含むパルスシーケンスを実行するシーケンス制御部を備える。前記シーケンス制御部は、傾斜磁場アンプの出力電圧における段階的な低下に応じて前記傾斜磁場パルスの立ち上がり率が段階的に低減するように前記傾斜磁場電源を制御する。

図１は、実施例１に係るＭＲＩ装置の構成を示す図である。図２は、ＥＰＩシーケンスを説明するための図である。図３は、スルーレートの低減を説明するための図である。図４Ａは、収集されたＭＲエコー信号と再構成されたＭＲ画像との関係を説明するための図である。図４Ｂは、ＲＡＭＰサンプリングによるＭＲエコー信号の収集を説明するための図である。図４Ｃは、ＲＡＭＰサンプリングによるＭＲエコー信号の収集を説明するための図である。図５は、実施例１に係るパルスシーケンス実行データ生成処理の処理手順を示すフローチャートである。図６は、実施例２に係るパルスシーケンス実行データ変更の概要を説明するための図である。図７は、実施例２に係るパルスシーケンス実行データ変更処理の処理手順を示すフローチャートである。図８は、実施例３に係るＥＰＩシーケンスを説明するための図である。図９は、収集されたＭＲエコー信号を説明するための図である。

以下に、実施の形態に係るＭＲＩ装置の一例として、実施例１及び２に係るＭＲＩ装置１００を説明する。

［実施例１に係るＭＲＩ装置１００の構成］
まず、図１を用いて、実施例１に係るＭＲＩ装置１００の構成を説明する。なお、以下では、まず、実施例１に係るＭＲＩ装置１００の全体構成を簡単に説明し、その後、撮像条件の自由度を向上することに関連して実施例１に係るＭＲＩ装置１００が特に備えた構成を中心に、詳細に説明する。

図１は、実施例１に係るＭＲＩ装置１００の構成を示す図である。図１に例示するように、実施例１に係るＭＲＩ装置１００は、特に、静磁場磁石１と、傾斜磁場コイル２と、傾斜磁場電源３と、寝台４と、寝台制御部５と、送信コイル６と、送信部７と、受信コイル８と、受信部９と、シーケンス制御部１０と、計算機システム２０とを備える。

静磁場磁石１は、中空の円筒形状に形成され、内部の空間に一様な静磁場を発生する。静磁場磁石１は、例えば、永久磁石、超伝導磁石等である。傾斜磁場コイル２は、中空の円筒形状に形成され、内部の空間に傾斜磁場を発生する。具体的には、傾斜磁場コイル２は、静磁場磁石１の内側に配置され、傾斜磁場電源３から電流の供給を受けて傾斜磁場を発生する。

傾斜磁場電源３は、シーケンス制御部１０から送信されたパルスシーケンス実行データ（指令信号とも称する）に従って、傾斜磁場コイル２に電流を供給する。また、図１に例示するように、傾斜磁場電源３は、傾斜磁場アンプ３ａを有する。傾斜磁場アンプ３ａは、傾斜磁場コイル２に供給する電流を増幅する。

寝台４は、被検体Ｐが載置される天板４ａを備え、天板４ａを、被検体Ｐが載置された状態で傾斜磁場コイル２の空洞（撮像口）内へ挿入する。通常、寝台４は、長手方向が静磁場磁石１の中心軸と平行になるように設置される。寝台制御部５は、寝台４を駆動して、天板４ａを長手方向及び上下方向へ移動する。

送信コイル６は、ＲＦ（Radio Frequency）磁場を発生する。具体的には、送信コイル６は、傾斜磁場コイル２の内側に配置され、送信部７からＲＦパルスの供給を受けて、ＲＦ磁場を発生する。送信部７は、シーケンス制御部１０から送信されたパルスシーケンス実行データに従って、共振周波数（ラーモア周波数）に対応するＲＦパルスを送信コイル６に印加する。

受信コイル８は、ＭＲエコー信号を受信する。具体的には、受信コイル８は、傾斜磁場コイル２の内側に配置され、高周波磁場の影響によって被検体Ｐから放射されるＭＲエコー信号を受信する。また、受信コイル８は、受信したＭＲエコー信号を受信部９に出力する。例えば、受信コイル８は、頭部用の受信コイル、脊椎用の受信コイル、腹部用の受信コイル等である。

受信部９は、シーケンス制御部１０から送信されたパルスシーケンス実行データに従って、受信コイル８から出力されたＭＲエコー信号に基づきＭＲエコー信号データを生成する。具体的には、受信部９は、受信コイル８から出力されたＭＲエコー信号をデジタル変換することによってＭＲエコー信号データを生成し、生成したＭＲエコー信号データをシーケンス制御部１０を介して計算機システム２０に送信する。なお、受信部９は、静磁場磁石１や傾斜磁場コイル２などを備える架台装置側に備えられていてもよい。

シーケンス制御部１０は、傾斜磁場電源３、送信部７、及び受信部９を制御する。具体的には、シーケンス制御部１０は、計算機システム２０から送信されたパルスシーケンス実行データを、傾斜磁場電源３、送信部７、及び受信部９に送信することにより、傾斜磁場電源３、送信部７、及び受信部９を制御する。

計算機システム２０は、特に、インタフェース部２１と、入力部２２と、表示部２３と、記憶部２４と、画像再構成部２５と、制御部２６とを備える。インタフェース部２１は、シーケンス制御部１０に接続され、シーケンス制御部１０と計算機システム２０との間で送受信されるデータの入出力を制御する。

入力部２２は、撮像条件の入力等を操作者から受け付ける。例えば、入力部２２は、マウスやトラックボール等のポインティングデバイス、モード切替スイッチ等の選択デバイス、あるいはキーボード等の入力デバイスである。表示部２３は、撮像条件を入力するためのＧＵＩ（Graphical User Interface）や、再構成されたＭＲ画像等を表示する。例えば、表示部２３は、液晶表示器等の表示デバイスである。

記憶部２４は、ＭＲ画像や、ＭＲＩ装置１００において用いられるその他のデータ等を記憶する。例えば、記憶部２４は、ＲＡＭ（Random Access Memory）、フラッシュメモリ（flash memory）等の半導体メモリ素子、又は、ハードディスク、光ディスク等である。

画像再構成部２５は、ＭＲ画像を再構成する。具体的には、画像再構成部２５は、受信部９から送信されたＭＲＩエコー信号データをｋ空間に配置し、フーリエ変換を行う等することにより、ＭＲ画像を再構成する。

制御部２６は、上記各部を制御することによってＭＲＩ装置１００を総括的に制御する。例えば、制御部２６は、ＡＳＩＣ（Application Specific Integrated Circuit）やＦＰＧＡ（Field Programmable Gate Array）等の集積回路、または、ＣＰＵ（Central Processing Unit）やＭＰＵ（Micro Processing Unit）等の電子回路である。

さて、このような構成のもと、実施例１に係るＭＲＩ装置１００は、例えばＥＰＩシーケンス等を実行する場合に、傾斜磁場アンプ３ａの出力電圧における段階的な低下に応じて傾斜磁場パルスの立ち上がり率が段階的に低減するように制御する。以下、この制御について説明する。

図２は、ＥＰＩシーケンスを説明するための図である。実施例１に係るシーケンス制御部１０は、図２に例示するＥＰＩシーケンスを実行する。図２に例示する「Ｇ_Ｘ」、「Ｇ_Ｙ」、及び「Ｇ_Ｚ」は、それぞれ、傾斜磁場電源３が有する「Ｘ軸傾斜磁場電源３_Ｘ」、「Ｙ軸傾斜磁場電源３_Ｙ」、及び「Ｚ軸傾斜磁場電源３_Ｚ」に対応する。また、図２に例示する出力電圧ａは、傾斜磁場アンプ３ａの出力電圧を示す。

ここで、図２に例示するように、ＥＰＩシーケンスは、１ショット内に、連続した読み出し傾斜磁場パルスの印加（符号ｂを参照）を含む。また、この連続した読み出し傾斜磁場パルスの印加は、高速スイッチングを伴い、波高値もそれほど低くはない。このようなパルスシーケンスにおいては、傾斜磁場アンプ３ａに高い負荷がかかるため、傾斜磁場アンプ３ａの出力電圧ａは、図２に例示するように、段階的に低下してしまうことがある。

そこで、実施例１に係るシーケンス制御部１０は、傾斜磁場アンプ３ａの出力電圧における段階的な低下に応じて傾斜磁場パルスのスルーレート（傾斜磁場の単位時間あたりの変化量）が段階的に低減するように、傾斜磁場電源３を制御する。図２に例示するように、シーケンス制御部１０によって実行されるＥＰＩシーケンスにおいて、連続周期で印加される傾斜磁場パルス（符号ｂ）の波形は、そのスルーレートが段階的に低減していることがわかる。なお、説明の便宜上、図２においては波形の変化を強調して示した。

図３は、スルーレートの低減を説明するための図である。図３の（Ａ）及び（Ｂ）は、傾斜磁場パルスのスルーレートが低減される様子を示す。すなわち、図３の（Ａ）に例示する傾斜磁場パルスの波形と、図３の（Ｂ）に例示する傾斜磁場パルスの波形とを比較すると、図３の（Ｂ）に例示する傾斜磁場パルスの波形の方が、その立ち上がり勾配が緩やかである。

また、実施例１に係るシーケンス制御部１０は、図２に例示したように、リードアウト毎に、徐々に立ち上がり勾配が緩やかになるように傾斜磁場電源３を制御する。なお、実施例１においては、リードアウト毎に立ち上がり勾配を緩やかにする手法を説明するが、開示の技術はこれに限られるものではなく、例えば、複数リードアウトの単位で徐々に立ち上がり勾配を緩やかにする手法であってもよい。例えば、連続した読み出し傾斜磁場パルスを例えば３つのグループに分類し、グループ毎に、徐々に低減するスルーレートを割り当ててもよい。

また、図３に例示する「Sampling開始」及び「Sampling終了」からもわかるように、実施例１に係るシーケンス制御部１０は、ＲＡＭＰサンプリングによるＭＲエコー信号の収集を想定する。傾斜磁場パルスが立ち上がってからサンプリングを開始する手法もあるが、ＲＡＭＰサンプリングは、傾斜磁場パルスの立ち上がりを待たずにサンプリングを開始する手法である。立ち上がり中に収集されたＭＲエコー信号と、立ち上がってから収集されたＭＲエコー信号との比は、変動的になる（Variable Ramp Sampling Rate）。

また、図２に例示するＥＰＩシーケンスにおいては、傾斜磁場パルスの立ち上がり勾配が徐々に緩やかになるので、仮にＲＡＭＰサンプリングを採用しない場合には、サンプリング時間が変動的になると考えられる。この点、ＲＡＭＰサンプリングを採用する場合には、サンプリング時間は一定になる。なお、開示の技術はＲＡＭＰサンプリングに限られるものではなく、傾斜磁場パルスが立ち上がってからサンプリングを開始する手法であってもよい。

次に、このように収集されたＭＲエコー信号と再構成されたＭＲ画像との関係を説明する。図４Ａは、収集されたＭＲエコー信号と再構成されたＭＲ画像との関係を説明するための図である。図４Ａの（Ａ）に例示するように、受信部９によって生成されたＭＲエコー信号データは、計算機システム２０の画像再構成部２５によってｋ空間に配置される。また、図４Ａの（Ｂ）に例示するように、画像再構成部２５は、ｋ空間に配置されたＭＲエコー信号データに対してリグリッディングを行う。

ここで、図３の（Ａ）と（Ｂ）とで比較したように、傾斜磁場パルスの双方において、サンプリングするポイント数は同じである。しかしながら、傾斜磁場パルスの立ち上がり勾配が相違するので、傾斜磁場の面積は相違する。面積が相違するということは、結局、リグリッディングの結果得られる有効データが相違するということである。図４Ａに戻り、リグリッディングされた（Ｂ）を参照すると、上から下に向けて、有効データの領域ａが徐々に減少し、無効データの領域ｂが徐々に増えていることがわかる。なお、ＥＰＩシーケンスによって収集されたＭＲエコー信号データの時間軸方向は、図４Ａの（Ｂ）において上から下に向かう方向である。

このように、実施例１に係るＥＰＩシーケンスにおいては、傾斜磁場パルスの立ち上がり勾配が徐々に緩やかになる結果、図４Ａの（Ｂ）に例示するように、有効データが徐々に減少することになるが、スルーレートが最も低くなる状態に合わせて撮像条件が設計されていた場合のパルスシーケンスに比較すると、有効データは増えているのであり、ＭＲ画像の画質向上にも寄与すると考えられる。なお、図４Ａの（Ｃ）は、再構成後のＭＲ画像を例示するものである。

ここで、図４Ｂ及び図４Ｃを用いて、ＲＡＭＰサンプリングによるＭＲエコー信号の収集について更に詳細に説明する。図４Ｂ及び図４Ｃは、ＲＡＭＰサンプリングによるＭＲエコー信号の収集を説明するための図である。

ＲＡＭＰサンプリングは、上述したように、傾斜磁場パルスの立ち上がりを待たずにサンプリングを開始する手法であるが、ＲＡＭＰサンプリングにも、２つの方式がある。図４Ｂに示すように、ＡＤＣ（Analog Digital Converter）によるサンプリングのピッチ（pitch）幅を固定する方式（以下、ピッチ幅固定方式）、及び、図４Ｃに示すように、サンプリングのピッチ幅を可変にする方式（以下、ピッチ幅可変方式）である。

まず、ピッチ幅固定方式の場合、ピッチ幅は、図４Ｂに示すように、サンプリング時間中、一定である。図４Ｂに示す例の場合、そのピッチ幅は、例えば『４』である。図３の説明において、図３の（Ａ）と（Ｂ）とでサンプリングするポイント数は同じであると説明したが、これはピッチ幅固定方式の場合である。すなわち、ピッチ幅固定方式の場合には、傾斜磁場パルス立ち上がり中、傾斜磁場パルスの面積が、例えば１サンプリング毎に相違することになり、上述したリグリッディングが必要になる。

このような場合、画像の再構成を行う画像再構成部２５は、傾斜磁場パルスのスルーレートの段階的な低減に応じて、リグリッディングのための係数を変化させなければならない。このため、（後述するようにパルスシーケンス実行データは計算機システム２０の制御部２６によって事前に生成されるが）例えば制御部２６は、事前に生成したパルスシーケンス実行データからリグリッディングのための係数も計算し、計算した係数を、事前に画像再構成部２５に通知する。すると、画像再構成部２５は、制御部２６から通知された係数を用いて、ｋ空間に配置されたＭＲエコー信号データに対するリグリッディングを行う。

一方、ピッチ幅可変方式の場合、ピッチ幅は、図４Ｃに示すように、傾斜磁場パルスが立ち上がった後は一定であるが、傾斜磁場パルスの立ち上がり中は変動的である。図４Ｃに示す例の場合、そのピッチ幅は、例えば『１０』、『８』、『６』などと変動する。この場合、傾斜磁場パルスのスルーレートの段階的な低減に応じて、サンプリングするポイント数は段階的に減少する。すなわち、ピッチ幅可変方式の場合には、傾斜磁場パルスの面積が一定となるようにピッチ幅が調整されるので、反対に、ポイント数は減少することになる。すると、ピッチ幅可変方式の場合には、収集されたデータの数は減少するが、図４Ａの（Ｂ）に示すような有効データの領域の減少は生じず、画像再構成部２５によるリグリッディングも不要となる。

もっとも、このような場合は、ＭＲエコー信号を受信する受信部９は、傾斜磁場パルスのスルーレートの段階的な低減に応じて、ＡＤＣのピッチ幅を変化させなければならない。このため、例えば制御部２６は、事前に生成したパルスシーケンス実行データから適切なピッチ幅も計算し、計算したピッチ幅を、シーケンス制御部１０を介して事前に受信部９に通知する。すると、受信部９は、通知されたピッチ幅を用いて、ＭＲエコー信号をデジタル変換する。

なお、リグリッディングのための係数の計算やピッチ幅の計算は、制御部２６が行う構成に限られるものではない。例えば、画像再構成部２５や受信部９が計算する構成であってもよく、運用の形態に応じて任意に変更することが可能である。

さて、これまで、実施例１に係るシーケンス制御部１０によって実行されるＥＰＩシーケンスを説明してきたが、実施例１において、このようなＥＰＩシーケンスを実行するパルスシーケンス実行データは、計算機システム２０の制御部２６によって事前に生成されるものである。

図５は、実施例１に係るパルスシーケンス実行データ生成処理の処理手順を示すフローチャートである。図５に例示するように、制御部２６は、ＭＲＩ装置１００の操作者によって撮像条件の入力を受け付けたか否かを判定する（ステップＳ１０１）。撮像条件の入力を受け付けたと判定すると（ステップＳ１０１肯定）、制御部２６は、受け付けた撮像条件に基づいて、傾斜磁場アンプ３ａの出力電圧における段階的な低下を予測する（ステップＳ１０２）。

例えば、計算機システム２０は、予め実験や実測をする等して、撮像条件と出力電圧の低下傾向（出力電圧の挙動）との相関関係を示す情報を取得し、記憶部２４に記憶しておく。すると、制御部２６は、受け付けた撮像条件を用いて記憶部２４に記憶されたこの情報を参照し、撮像条件に対応付けて記憶されている出力電圧の低下傾向を取得する。そして、制御部２６は、取得した低下傾向を予測結果とする。

次に、制御部２６は、出力電圧に応じた傾斜磁場パルスの波形を特定する（ステップＳ１０３）。例えば、制御部２６は、ステップＳ１０２において予測した低下傾向に応じた立ち上がり勾配を所定の数式を用いて算出し、出力電圧と、算出した立ち上がり勾配との対応づけを行うことにより、出力電圧に応じた傾斜磁場パルスの波形を特定する。出力電圧は段階的に低下するので、傾斜磁場パルスの波形も段階的な低下に合わせて複数特定される。

そして、制御部２６は、ステップＳ１０３において特定した傾斜磁場パルスの波形が反映されるように、パルスシーケンス実行データを生成する（ステップＳ１０４）。その後、シーケンス制御部１０が、このように生成されたパルスシーケンス実行データを実行することにより、図２に例示したＥＰＩシーケンスが実行されることになる。

［実施例１の効果］
上述したように、実施例１に係るＭＲＩ装置１００は、パルスシーケンス実行データを用いて傾斜磁場電源３を制御することにより、連続した読み出し傾斜磁場パルスの印加を含むパルスシーケンスを実行するシーケンス制御部１０を備える。シーケンス制御部１０は、傾斜磁場アンプ３ａの出力電圧における段階的な低下に応じて傾斜磁場パルスの立ち上がり率が段階的に低減するように制御する。

具体的には、実施例１に係るＭＲＩ装置１００において、制御部２６は、撮像条件の入力を受け付けると、受け付けた撮像条件に基づいて出力電圧における段階的な低下を予測し、予測した段階的な低下に応じた傾斜磁場パルスの波形を特定し、特定結果に従ってパルスシーケンス実行データを生成する。シーケンス制御部１０は、生成されたパルスシーケンス実行データを用いて傾斜磁場電源３を制御する。

このようなことから、実施例１によれば、撮像条件の自由度を向上することが可能になる。ひいては、分解能の向上、ＥＴＳの延長を防止することによる歪み（磁化率アーチファクト）の低減、エコー数の制約防止等の効果も奏する。

さて、実施例１において、ＥＰＩシーケンスを実行するパルスシーケンス実行データは、計算機システム２０の制御部２６によって事前に生成されるものであり、事前に生成したパルスシーケンス実行データをそのまま傾斜磁場電源３の制御に用いるものであった。これに対し、実施例２において、ＥＰＩシーケンスを実行するパルスシーケンス実行データは、撮像中、動的に変更されるものである。

図６は、実施例２に係るパルスシーケンス実行データ変更の概要を説明するための図である。図６に例示するように、実施例２に係る傾斜磁場アンプ３ａは、出力電圧をモニタリングにより計測し、電圧計測データを、シーケンス制御部１０にフィードバックする。

シーケンス制御部１０は、計算機システム２０から送信されたパルスシーケンス実行データを傾斜磁場電源３に送信することにより傾斜磁場電源３を制御する。もっとも、実施例２に係るシーケンス制御部１０は、電圧計測データのフィードバックを受け取ると、受け取った電圧計測データが示す出力電圧に応じた立ち上がり勾配を算出し、算出結果に従ってパルスシーケンス実行データの該当部分を変更する。そして、シーケンス制御部１０は、変更後のパルスシーケンス実行データを傾斜磁場電源３に送信する。

図７は、実施例２に係るパルスシーケンス実行データ変更処理の処理手順を示すフローチャートである。図７に例示するように、シーケンス制御部１０は、傾斜磁場アンプ３ａから電圧計測データの入力を受け付けたか否かを判定する（ステップＳ２０１）。電圧計測データの入力を受け付けたと判定すると（ステップＳ２０１肯定）、シーケンス制御部１０は、受け付けた電圧計測データに基づいて、出力電圧に応じた傾斜磁場パルスの波形を特定する（ステップＳ２０２）。

そして、シーケンス制御部１０は、計算機システム２０から送信されたパルスシーケンス実行データのうち該当部分を変更し（ステップＳ２０３）、変更後のパルスシーケンス実行データを傾斜磁場電源３に送信する（ステップＳ２０４）。

ここで、実施例２においては、フィードバックにより受け付けた電圧計測データに基づいて出力電圧に応じた傾斜磁場パルスの波形を特定する手法であるので、パルスシーケンス実行データの一部、すなわち現に実行しようとしているタイミングに該当する部分のみが、変更の対象となる。言い換えると、シーケンス制御部１０は、計算機システム２０から一連のパルスシーケンス実行データ全てを受け取るが、その後、シーケンス制御部１０から傾斜磁場電源３に向けて送信される変更後のパルスシーケンス実行データは、現に実行しようとしているタイミングに該当する部分のみのパルスシーケンス実行データである。実施例２に係るシーケンス制御部１０は、ステップＳ２０１〜２０４の処理を繰り返し行う。

ここで、実施例１で述べたように、ＲＡＭＰサンプリングによりＭＲエコー信号を収集する場合、傾斜磁場パルスのスルーレートの段階的な低減に応じて、ピッチ幅固定方式であればリグリッディング係数を変化させ、ピッチ幅可変方式であればピッチ幅を変化させる必要がある。

そこで、実施例２のように、シーケンス制御部１０が、電圧計測データのフィードバックに基づいてパルスシーケンス実行データの該当部分を変更する場合、例えば、シーケンス制御部１０が、この変更後のパルスシーケンス実行データの情報を制御部２６に通知し、制御部２６が、通知された情報に基づいてリグリッディングのための係数を計算し、計算した係数を画像再構成部２５に通知すればよい。

また、例えば、シーケンス制御部１０が、ピッチ幅を計算し、計算したピッチ幅を受信部９に通知すればよい。

なお、リグリッディングのための係数の計算やピッチ幅の計算は、制御部２６やシーケンス制御部１０が行う構成に限られるものではない。例えば、画像再構成部２５や受信部９が計算する構成であってもよく、運用の形態に応じて任意に変更することが可能である。

［実施例２の効果］
上述したように、実施例２に係るＭＲＩ装置１００は、パルスシーケンス実行データを用いて傾斜磁場電源３を制御することにより、連続した読み出し傾斜磁場パルスの印加を含むパルスシーケンスを実行するシーケンス制御部１０を備える。シーケンス制御部１０は、傾斜磁場アンプ３ａの出力電圧における段階的な低下に応じて傾斜磁場パルスの立ち上がり率が段階的に低減するように制御する。

具体的には、実施例２に係るＭＲＩ装置１００において、傾斜磁場電源３は、傾斜磁場アンプ３ａの出力電圧をモニタリングにより計測し、計測結果をシーケンス制御部１０にフィードバックする。そして、シーケンス制御部１０は、計測された出力電圧を受け付けると、出力電圧に応じた傾斜磁場パルスの波形を特定し、特定結果に従ってパルスシーケンス実行データを変更し、変更後のパルスシーケンス実行データを用いて傾斜磁場電源３を制御する。

このようなことから、実施例２によれば、実施例１と同様、撮像条件の自由度を向上することが可能になる。ひいては、実施例１と同様、分解能の向上、ＥＴＳの延長を防止することによる歪み（磁化率アーチファクト）の低減、エコー数の制約防止等の効果も奏する。

また、実施例２によれば、様々な出力電圧特性を有する傾斜磁場アンプ３ａとの組合せが可能になる。すなわち、スルーレートが最も低くなる状態に合わせて撮像条件が設計されていた従来の手法においては、出力電圧特性が良好な、高コストな傾斜磁場アンプ３ａを利用することで、撮像条件を改善せざるを得ない状況があった。これに対し、実施例２によれば、利用できる傾斜磁場アンプ３ａの幅が広がり、低コストな傾斜磁場アンプ３ａを利用することも可能になる。

また、実施例２によれば、傾斜磁場アンプ３ａの個々の特性に合わせた最適化も可能になる。すなわち、実施例２の手法は、現に利用している傾斜磁場アンプ３ａの出力電圧特性をリアルタイムフィードバックにより受け取り、これに合わせて最適な傾斜磁場パルスの波形を特定する手法であるので、傾斜磁場アンプ３ａに、個体差、経年変化等による出力電圧特性のばらつきがあっても、最適な傾斜磁場パルスの波形でパルスシーケンスを実行することが可能になる。ひいては、ＭＲ画像の品質も安定化する。

その他、本発明は、上記実施例以外にも、種々の異なる形態にて実施されてよいものである。

［マルチショットのＥＰＩシーケンス］
上記実施例１及び２においては、シングルショットのＥＰＩシーケンスを想定したが、開示の技術はこれに限られるものではなく、ｋ空間全体のＭＲエコー信号を収集するために複数ショットを必要とするマルチショットのＥＰＩシーケンスにも同様に適用することができる。この場合には、例えば、１ショットのＥＰＩシーケンスが終了した後、ＭＲＩ装置１００は、傾斜磁場アンプ３ａの出力電圧の回復を待機し、その後、次のショットのＥＰＩシーケンスを実行する。また、ＥＰＩシーケンスに限られず、連続した読み出し傾斜磁場パルスの印加を含むパルスシーケンスであって、傾斜磁場アンプの出力電圧低下が課題となり得るパルスシーケンスであれば、開示の技術を有効に適用することができる。

［ＳＳ（Single Shot）ＳＥ（Spin Echo）ＥＰＩを用いたＤＷＩ（Diffusion Weighted Image）シーケンス］
また、開示の技術は、図８に例示するように、ＳＳＳＥＥＰＩを用いたＤＷＩシーケンスにも適用することができる。図８は、実施例３に係るＥＰＩシーケンスを説明するための図であり、図９は、収集されたＭＲエコー信号を説明するための図である。

図８に例示するシングルショットのＳＥＥＰＩシーケンスでは、ｋ空間の中心に配置されるＭＲエコー信号を「０ＰｈａｓｅＥｎｃｏｄｅ」とし（図９を参照）、そこまでの時間を「ＴＥ（Time Of Echo）」としている。

かかるＥＰＩシーケンスにおいては、ＴＥ付近のサンプリングデータを増やすことが望ましい。このため、ＭＲＩ装置１００は、かかるＥＰＩシーケンスを実行する場合に、「０ＰｈａｓｅＥｎｃｏｄｅ」よりも前においては、傾斜磁場パルスの立ち上がり率を抑えるように制御してもよい（スルーレートを落とすように制御してもよい）。この結果、傾斜磁場アンプ３ａの出力電圧の低下を防ぐことができる。そして、ＭＲＩ装置１００は、ＴＥ付近において傾斜磁場パルスの立ち上がり率を上げ、有効データが増えるように制御する。その後は、実施例１や実施例２と同様、徐々に立ち上がり勾配が緩やかになるように傾斜磁場電源３を制御すればよい。

ここで、ＭＲエコー信号データの収集方法には、ｋ空間中、一部の位相エンコードのラインについてＭＲエコー信号データを収集せず、ＭＲエコー信号データが収集されなかったｋ空間に『ゼロ』を埋める収集方法（以下、ゼロフィル法）と、ｋ空間の半分（下半分あるいは上半分）よりも少し多くＭＲエコー信号データを収集し、エルミート共役などと称される数学的性質を用いて残りのＭＲエコー信号データを推測する収集方法（以下、ハーフフーリエ法）とがある。

図８及び図９に示した例は、ゼロフィル法に該当する。ＭＲＩ装置１００は、低周波成分寄りのラインからＭＲエコー信号データの収集を開始し、ｋ空間の途中までは『ゼロ』を埋める（図９において「０ｆｉｌｌ」）。

ハーフフーリエ法の場合、ＭＲＩ装置１００は、更に低周波成分寄りのラインからＭＲエコー信号データの収集を開始することになる。

開示の技術は、このゼロフィル法によってＭＲエコー信号データを収集する場合にも、ハーフフーリエ法によってＭＲエコー信号データを収集する場合にも同様に適用することができる。

どちらの収集方法の場合にも、例えば、当初は、傾斜磁場パルスの立ち上がり率を抑えるように制御し（スルーレートを落とすように制御し）、その後、ＴＥ付近において傾斜磁場パルスの立ち上がり率を上げ、有効データが増えるように制御すればよい。さらに、その後は、徐々に傾斜磁場パルスの立ち上がり勾配が緩やかになるように傾斜磁場電源３を制御すればよい。

なお、この場合、ＭＲＩ装置１００は、このように傾斜磁場パルスの立ち上がり率を変化させるパルスシーケンス実行データを生成するとともに、実施例１や実施例２で述べたように、必要なリグリッディング係数やピッチ幅を計算し、計算したリグリッディング係数やピッチ幅に基づいて、ＭＲエコー信号データを収集する。

このように、開示の技術は、傾斜磁場パルスの立ち上がり勾配が徐々に緩やかになるように傾斜磁場電源３を制御する場合に限られず、パルスシーケンスの実行中に傾斜磁場パルスの立ち上がり率が変化するように傾斜磁場電源３を制御すればよいものである。

傾斜磁場パルスの立ち上がり率が変化するように傾斜磁場電源３を制御する例として、上述したマルチショットのＥＰＩシーケンスを挙げることもできる。

マルチショットのＥＰＩシーケンスの場合、必ずしも高周波成分からシーケンシャル（sequential）にｋ空間のＭＲエコー信号データを収集する必要はなく、高周波成分と低周波成分とをランダム（random）な順序で収集することができる。

このような場合には、ＭＲＩ装置１００は、例えば、高周波成分（又は低周波成分）のＭＲエコー信号データを収集する場合には傾斜磁場パルスの立ち上がり率を緩やかにし、低周波成分（又は高周波成分）のＭＲエコー信号データを収集する場合には傾斜磁場パルスの立ち上がり率を上げるなど、傾斜磁場パルスの立ち上がり率を適宜変化させてもよい。

傾斜磁場パルスの立ち上がり率を緩やかにした場合には、傾斜磁場アンプ３ａの出力電圧の低下を防ぐことができるので、このように傾斜磁場パルスの立ち上がり率を適宜変化させることで、傾斜磁場アンプ３ａの出力電圧を有効に活用することができる。

なお、この場合も、ＭＲＩ装置１００は、傾斜磁場パルスの立ち上がり率を変化させるパルスシーケンス実行データを生成するとともに、実施例１や実施例２で述べたように、必要なリグリッディング係数やピッチ幅を計算し、計算したリグリッディング係数やピッチ幅に基づいて、ＭＲエコー信号データを収集する。

本発明のいくつかの実施形態を説明したが、これらの実施形態は、例として提示したものであり、発明の範囲を限定することは意図していない。これら実施形態は、その他の様々な形態で実施されることが可能であり、発明の要旨を逸脱しない範囲で、種々の省略、置き換え、変更を行うことができる。これら実施形態やその変形は、発明の範囲や要旨に含まれると同様に、特許請求の範囲に記載された発明とその均等の範囲に含まれるものである。

１００ＭＲＩ装置
３傾斜磁場電源
３ａ傾斜磁場アンプ
１０シーケンス制御部
２０計算機システム
２６制御部

Claims

傾斜磁場電源を制御することにより、連続した読み出し傾斜磁場パルスの印加を含むパルスシーケンスを実行するシーケンス制御部を備え、
前記シーケンス制御部は、傾斜磁場アンプの出力電圧における段階的な低下に応じて前記傾斜磁場パルスの立ち上がり率が段階的に低減するように前記傾斜磁場電源を制御する、磁気共鳴イメージング装置。
撮像条件の入力を受け付けると、受け付けた撮像条件に基づいて前記出力電圧における段階的な低下を予測し、予測した段階的な低下に応じた前記傾斜磁場パルスの波形を特定し、特定結果に従って指令信号を生成する指令信号生成部をさらに備え、
前記シーケンス制御部は、生成された指令信号を用いて前記傾斜磁場電源を制御する、請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。
前記傾斜磁場アンプの出力電圧を計測する計測部をさらに備え、
前記シーケンス制御部は、計測された出力電圧を受け付けると、該出力電圧に応じた前記傾斜磁場パルスの波形を特定し、特定結果に従って、前記傾斜磁場電源を制御する指令信号を変更し、変更後の指令信号を用いて前記傾斜磁場電源を制御する、請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。
前記シーケンス制御部は、１周期単位または複数周期単位で、前記傾斜磁場パルスの立ち上がり率が段階的に低減するように制御する、請求項１〜３のいずれか一つに記載の磁気共鳴イメージング装置。
前記シーケンス制御部は、ＲＡＭＰサンプリングにより磁気共鳴エコー信号を収集する、請求項１〜４のいずれか一つに記載の磁気共鳴イメージング装置。
傾斜磁場電源を制御することにより、連続した読み出し傾斜磁場パルスの印加を含むパルスシーケンスを実行するシーケンス制御部を備え、
前記シーケンス制御部は、前記パルスシーケンスの実行中に前記傾斜磁場パルスの立ち上がり率が変化するように前記傾斜磁場電源を制御する、磁気共鳴イメージング装置。
前記シーケンス制御部は、１周期単位または複数周期単位で、前記傾斜磁場パルスの立ち上がり率が変化するように制御する、請求項６に記載の磁気共鳴イメージング装置。
前記シーケンス制御部は、ＲＡＭＰサンプリングにより磁気共鳴エコー信号を収集する、請求項６に記載の磁気共鳴イメージング装置。