JP4305736B2

JP4305736B2 - Magnetic resonance imaging apparatus and temperature information generation method

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Publication number: JP4305736B2
Application number: JP2003156642A
Authority: JP
Inventors: 吉和池崎
Original assignee: GE Medical Systems Global Technology Co LLC
Current assignee: GE Medical Systems Global Technology Co LLC
Priority date: 2003-06-02
Filing date: 2003-06-02
Publication date: 2009-07-29
Anticipated expiration: 2023-06-02
Also published as: JP2004357771A

Description

【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、勾配磁場の形成による発熱量を予め推定する磁気共鳴撮影装置、およびこの磁気共鳴撮影装置における温度情報生成方法に関する。
【０００２】
【従来の技術】
磁気共鳴撮影（Magnetic Resonance Imaging：MRI）装置は、静磁場中の被検体に被検体の原子核のスピンの中心軸を回転させる回転磁場を印加し、この回転磁場の印加を停止したときの被検体からの磁気共鳴信号に基づいて画像を生成する撮影装置である。
MRI装置においては、上述の磁気共鳴信号に位置情報を付与するために、被検体に勾配磁場を印加する。この勾配磁場は、撮影時間（スキャン時間）の経過に応じて変化させられる。撮影時間を短縮するためには勾配磁場の変化のスピードを速める必要があり、このため勾配磁場を発生する勾配磁場発生部への負荷が増大する傾向にある。勾配磁場発生部への負荷の増加に伴い、勾配磁場発生部からの発熱量が増加する傾向にある。
勾配磁場発生部の発熱は勾配磁場発生部の性能や撮影環境に影響を及ぼすため、発熱を所定の範囲内に抑えることが望まれている。
【０００３】
勾配磁場発生部からの発熱を所定の範囲内に抑えるために、従来は、たとえば特許文献１に記載されているように静磁場空間内に温度センサーを設置しておき、温度センサーの測定値が所定の閾値を越えたときに勾配磁場発生部の駆動を停止していた。
他の方法として、スキャンにおける勾配磁場発生部の駆動波形から勾配磁場発生部に流れる平均電流を計算し、この平均電流に基づいて計算される仕事量が所定値以下となるように、スキャン開始前に回転磁場印加の繰返し時間等のスキャンの条件の範囲に制限を設けていた。
【０００４】
【特許文献１】
特開平９−１９４１１号公報
【０００５】
【発明が解決しようとする課題】
しかしながら、温度センサーの測定値が閾値を越えたときに勾配磁場発生部の駆動を停止させるような手法では、スキャンの途中で測定値が閾値を越えると、スキャンが途中で停止してしまう。このため、撮影画像を得ることができず、停止したスキャンによって得ていたデータ、および撮影時間が無駄となる場合がある。
勾配磁場発生部に流れる平均電流による仕事量に基づいてスキャンの条件を制限したのでは、仕事量が同じであればスキャン時間の長短は考慮されずに同じ制限が設けられる。このため繰返し時間を一定時間以下に設定することができない。その結果、たとえば、仕事量は多いものの時間が短くスキャン終了時点においては閾値まで勾配磁場発生部が温度上昇しないようなスキャンを実行することができず、勾配磁場発生部の能力を十分に活用することができなかった。
【０００６】
本発明の目的は、勾配磁場発生部の能力を十分に活用して撮影を行なうことができる磁気共鳴撮影装置を提供することにある。
また、本発明の別の目的は、磁気共鳴撮影装置の勾配磁場発生部の能力を十分に活用して撮影を行なわせるための温度情報生成方法を提供することにある。
【０００７】
【課題を解決するための手段】
本発明に係る磁気共鳴撮影装置は、被検体からの磁気共鳴信号に基づいて前記被検体の被検部位を撮影する磁気共鳴撮影装置であって、前記磁気共鳴信号に位置情報を付与するための勾配磁場を発生する勾配磁場発生部と、前記勾配磁場の発生により温度上昇する前記勾配磁場発生部の温度上昇量を予め推定し推定値を出力する温度推定部と、前記推定値が所定の閾値を越えているか否かを判断する判断部とを有する。
【０００８】
また、本発明に係る温度情報生成方法は、被検体からの磁気共鳴信号に位置情報を付与するための勾配磁場を発生し該勾配磁場の発生により温度上昇する勾配磁場発生部の温度上昇量を予め推定し推定値を計算する推定ステップと、前記推定値が所定の閾値を越えているか否かを判断する判断ステップとを有する温度情報生成方法である。
【０００９】
本発明においては、勾配磁場発生部が、被検体からの磁気共鳴信号に位置情報を付与するための勾配磁場を発生する。勾配磁場発生部は、勾配磁場を発生することにより温度上昇する。
温度推定部は、勾配磁場発生部の温度上昇量を予め推定し推定値を出力する。判断部は、温度推定部が出力した推定値が、所定の閾値を越えているか否かを判断する。
【００１０】
【発明の実施の形態】
以下、本発明の実施の形態について、添付図面を参照しながら述べる。
【００１１】
第１実施形態
図１は本発明の第１実施形態に係る磁気共鳴撮影（MRI）装置の概略構成を示すブロック図であり、図２は図１に示すMRI装置のマグネットアセンブリの外観を示す斜視図である。
【００１２】
図１に示すように、第１実施形態に係るMRI装置１００は、マグネットアセンブリ１、勾配磁場駆動回路３、RF電力増幅器４、前置増幅器５、計算機７、シーケンス記憶回路８、ゲート変調回路９、RF発振回路１０、A/D変換器１１、位相検波器１２、操作コンソール１３、表示装置１４、記憶部３０を有する。
【００１３】
マグネットアセンブリ１とMRI装置１００のその他の構成要素とは、適宜離れて配置される。
本実施形態に係るマグネットアセンブリ１は、たとえば、それぞれ２つに分割した主磁場発生部３２，３２と勾配磁場発生部３５，３５とを筐体BDに収容した構成を有している。
２つで１組の主磁場発生部３２，３２および勾配磁場発生部３５，３５は、たとえば、筐体BDの上下に対向して配置される上側マグネットケース１１aおよび下側マグネットケース１１bの内部にそれぞれ片方ずつ収容される。
【００１４】
上側マグネットケース１１aと下側マグネットケース１１bとの間が、被検体PTが搬入される撮影空間９４となる。
図２に示すように、被検体PTは、移動可能なクレードル９０によって撮影空間９４内に搬入される。
【００１５】
主磁場発生部３２は、たとえば、永久磁石を用いて構成する。上下に対向配置された永久磁石による主磁場発生部３２，３２は、均一な主磁場を撮影空間９４内に形成する。
主磁場発生部３２，３２が形成する主磁場は、被検体PTの撮影中常に磁界強度が一定で撮影空間９４内において均一となるように保たれるため、静磁場とも呼ばれる。
【００１６】
主磁場発生部３２は、永久磁石の他に、超伝導磁石や常電導磁石等の他の磁石を用いて構成することもできる。なお、超伝導磁石または常電導磁石を用いる場合には、これらの磁石は電流供給のための電源に接続される。
【００１７】
勾配磁場発生部３５は、たとえばコイルを用いて構成する。上側マグネットケース１１aおよび下側マグネットケース１１bの内部に配置される勾配磁場発生部３５，３５は、後述する受信用コイルが検出する磁気共鳴信号に３次元の位置情報を持たせるために３系統のコイルを有する。
勾配磁場発生部３５は勾配磁場駆動回路３に接続され、勾配磁場駆動回路３からの駆動信号に応じた勾配磁場を発生する。
【００１８】
MRI装置１００は、静磁場および勾配磁場が印加される被検体PTの被検部位に対して回転磁場を印加するための送信コイル３７を有する。回転磁場は、被検部位の原子核のスピンをその中心軸を傾けて回転させるためのRF（Radio Frequency）帯の磁場である。
送信コイル３７は、たとえば、マグネットケース１１a，１１bの内部に収容される。
送信コイル３７はRF電力増幅器４に接続され、RF電力増幅器４から供給される電力に応じた回転磁場を被検部位に印加する。
【００１９】
また、MRI装置１００は、静磁場および勾配磁場中の被検部位への回転磁場の印加によるエコーとして発生する被検部位からの磁気共鳴信号を検出するための受信コイル３９を有する。受信コイルとしては、たとえば、被検体PTの頭部や腹部や肩等の被検部位を部分的に覆うような専用のコイルを用いる。
受信コイル３９は前置増幅器５に接続され、受信コイル３９が検出した磁気共鳴信号が、前置増幅器５によって増幅される。
【００２０】
シーケンス記憶回路８は、勾配磁場駆動回路３と、ゲート変調回路９と、A/D変換器１１と、計算機７の後述する制御部２１とに接続されている。
ゲート変調回路９は、RF電力増幅器４とRF発振回路１０とにさらに接続されている。RF発振回路１０は、前記増幅器５およびA/D変換器１１に接続される位相検波器１２にさらに接続される。
【００２１】
シーケンス記憶回路８は、制御部２１が生成した磁気共鳴画像取得のためのパルスシーケンスを記憶し、制御部２１から撮影指令信号が入力されたときには記憶したパルスシーケンスに応じて勾配磁場駆動回路３、ゲート変調回路９およびA/D変換器１１を駆動制御する。
【００２２】
勾配磁場駆動回路３は、シーケンス記憶回路８からの制御に応じて、所定のパルス波形で勾配磁場発生部３５を駆動する駆動信号を勾配磁場発生部３５に出力する。
RF発振回路１０は、所定周波数のRF信号を生成してゲート変調回路９および位相検波器１２に出力する。ゲート変調回路９は、シーケンス記憶回路８からの制御を基に所定のタイミングでRF発振回路１０からのRF信号を変調し、所定の波形のRF励起パルス信号を、RF電力増幅器４を介して送信コイル３７に印加する。
【００２３】
位相検波器１２は、RF発振回路１０から出力されるRF信号を参照信号とし、前置増幅器５からの出力信号（受信コイル３９によって検出され、前置増幅器５により増幅された磁気共鳴信号）を位相検波したのちにA/D変換器１１に出力する。A/D変換器１１は、シーケンス記憶回路８からの制御に基づいて、位相検波器１２による位相検波後のアナログ信号をデジタル信号に変換し、計算機７の処理部２３に出力する。
【００２４】
計算機７は、図１に示すように構成要素として制御部２１、処理部２３、温度推定部２５および判断部２７を有する。温度推定部２５を、以下では単に推定部２５と記述する場合もある。計算機７を構成するCPU（Central Processing Unit）等のハードウェアは、１つのハードウェアによって実現してもよいし、上記構成要素に対して適宜ハードウェアを割り当ててもよい。
A/D変換器１１に接続される処理部２３が制御部２１に接続される。
また、制御部２１は、推定部２５および判断部２７にも接続している。推定部２５と判断部２７とがさらに接続される。
また、たとえばRAM（Random Access Memory）やハードディスクドライブによって実現される記憶部３０が、制御部２１、推定部２５および判断部２７から適宜アクセスされるようになっている。
さらに、制御部２１には、たとえばキーボードやマウスによって実現され、オペレータの操作に応じた信号を制御部２１に出力するための操作コンソール１３と、テレビモニター等の表示装置１４とが接続される。
【００２５】
処理部２３は、A/D変換器１１から送信されたデジタルデータに対して演算処理や画像処理等の所定の処理を施し、磁気共鳴画像を生成する。処理部２３が生成した磁気共鳴画像は、制御部２１を介して記憶部３０に記憶される。
記憶部３０には、磁気共鳴画像の他に、勾配磁場発生部３５に関する直流抵抗、熱容量、放熱量の値等のパラメータも予め記憶されている。
【００２６】
詳しくは後述するが、推定部２５は記憶部３０から読み出した上記パラメータと制御部２１から送信されるパルスシーケンスの情報とに基づいて、勾配磁場発生部３５の発熱量および温度上昇量の推定値を計算し、得られた推定値を判断部２７に送信する。
判断部２７は、推定部２５からの推定値が所定の閾値を越えているか否かを判断し、判断結果を制御部２１に送信する。前述の閾値は、たとえば、記憶部３０に予め記憶させておく。オペレータの操作により、この閾値の値を変化させることも可能である。
【００２７】
制御部２１は、推定部２５が計算した推定値が閾値を越えているという判断結果が判断部２７から送信されてきたときには、その旨を報知する警告をたとえば表示装置１４に表示させる。
また、制御部２１は、処理部２３が生成した画像および記憶部３０に記憶させていた画像を適宜表示装置１４に表示させる。
さらに、制御部２１は操作コンソール１３を介してオペレータから入力される種々の設定値に基づいて、所定位置の被検部位の撮影時間や撮影画像の種類を規定するパルスシーケンスを生成する。なお、撮影画像の種類は、たとえば、被検部位のどの断面を撮影するか、どの組織を強調するか等の設定により変化する。
制御部２１は、生成したパルスシーケンスの情報を、シーケンス記憶回路８および推定部２５に出力する。
制御部２１は、出力したパルスシーケンスを実行させる制御指令をシーケンス記憶回路８に出力する前に、推定部２５に勾配磁場発生部３５の温度上昇量を推定させる。
【００２８】
図１に示す、本発明の第１実施形態に係るMRI装置１００の動作について、図３および図４を参照しながら述べる。
図３は、制御部２１が生成するパルスシーケンスの一例を示すパルスシーケンス図であり、図４は、MRI装置１００における温度情報作成の手順および作成した温度情報を用いた撮影の手順を示すフローチャートである。
【００２９】
撮影に際しては、まず、オペレータはMRI装置１００が実行すべきパルスシーケンスを制御部２１に生成させる。このとき、オペレータはパルスシーケンスにおける繰返し時間TRを適宜設定する（ステップST１）。
【００３０】
以下に詳細を述べる。図３の横軸は経過時間tを表わしており、各グラフは、図３の上から順にRF励起パルス送信シーケンスRF、スライス選択勾配磁場信号送信シーケンスG_slice、位相エンコード勾配磁場信号送信シーケンスG_phase、読み取り勾配磁場信号送信シーケンスG_read、磁気共鳴信号発生シーケンスSignalである。
【００３１】
シーケンスRFは、ゲート変調回路９がRF電力増幅器４を介して送信コイル３７に印加するRF励起パルス信号５０の波形を示している。
シーケンスG_sliceは、被検部位の撮影スライスの選択に用いる勾配磁場を発生させるために勾配磁場駆動回路３が勾配磁場発生部３５に印加するスライス選択勾配磁場信号５１の波形を表わしている。
シーケンスG_phaseは、被検体の位相方向の位置情報のエンコーディングに用いる勾配磁場を発生させるために勾配磁場駆動回路３が勾配磁場発生部３５に印加する位相エンコード勾配磁場信号５２の波形を表わしている。
シーケンスG_readは、RF励起パルス信号５０に基づく回転磁場が送信コイル３７により印加された被検部位から磁気共鳴信号５４を放出させる勾配磁場を発生させるために、勾配磁場駆動回路３が勾配磁場発生部３５に印加する読み取り勾配磁場信号５３の波形を表わしている。
シーケンスSignalは、被検部位から放出される磁気共鳴信号５４を表わしている。
【００３２】
本発明において勾配磁場発生部３５に印加される駆動信号の一実施態様が、スライス選択勾配磁場信号５１、位相エンコード勾配磁場信号５２および読み取り勾配磁場信号５３に相当する。
前述のように勾配磁場発生部３５には３系統のコイルが存在する。しかし、３系統のコイルの組み合わせにより１つの勾配磁場が形成されるため、以下では、上記の各駆動信号は勾配磁場発生部３５が全体として発生する勾配磁場のスライス選択成分、位相エンコーディング成分および読み取り成分をそれぞれ規定する信号であると考える。
【００３３】
図３に示すように、RF励起パルス信号５０の１つのパルスの中心からこのRF励起パルス信号５０により発生する磁気共鳴信号５４の中心までをエコー時間TEと言う。また、RF励起パルス信号５０の１つのパルスの中心から次のパルスの中心までの時間を繰返し時間TRと言う。
【００３４】
RF励起パルス信号５０、スライス選択勾配磁場信号５１、位相エンコード勾配磁場信号５２および読み取り勾配磁場信号５３の波形は、たとえば、グラディエントエコー法やスピンエコー法等のどのような撮影方法を用いて磁気共鳴信号５４を得るかによって異なる。撮影に際して、オペレータはどのような撮影方法によって撮影を行なうかを、操作コンソール１３を介して制御部２１に指示する。このとき、繰返し時間TRは、オペレータが適宜設定することができる。オペレータは、繰返し時間TRについても、制御部２１に指示を与えて設定する。
【００３５】
オペレータが指示する撮影方法のパルスシーケンスの基本パターンは、たとえば、記憶部３０に予め記憶させておく。制御部２１は、オペレータから指示された撮影方法に対応するパルスシーケンスの基本パターンを記憶部３０から呼び出し、この基本パターンと設定された繰返し時間TRとを用いて、撮影のためのパルスシーケンスを生成する。
たとえば、１枚の断層画像を得ることを１スキャンと言う。１スキャン中には、撮影方法に応じて繰返し時間TRが所定回数含まれる。
【００３６】
撮影において図３に示すようなスライス選択勾配磁場信号５１、位相エンコード勾配磁場信号５２および読み取り勾配磁場信号５３によって規定される電流が勾配磁場発生部３５に実際に印加されると、勾配磁場発生部３５からは熱が発生する。勾配磁場発生部３５の発熱は勾配磁場発生部３５の性能や撮影環境に影響を及ぼすため、発熱を所定の範囲内に抑えることが好ましい。本実施形態においては、撮影時間内における勾配磁場発生部３５の温度上昇が所定の範囲内に抑まるか否かを判断するために、勾配磁場発生部３５の温度上昇量を予め推定する。
【００３７】
制御部２１は、生成したパルスシーケンスを実行させる撮影指令信号をシーケンス記憶回路８に送信する前に、勾配磁場発生部３５の温度上昇量を推定させる指令信号を温度推定部２５に出力する。
推定部２５は、以下に詳述するモデルに基づいて計算を行ない、温度上昇量の推定値を算出する。以下に述べる温度上昇量の推定モデルは計算を簡単化および高速化するためにある程度簡単化したモデルであるが、以下に述べるモデル以外のモデルに基づいて温度上昇量を計算してもよい。
【００３８】
推定部２５における処理について簡単に述べると、推定部２５は生成されたパルスシーケンスの開始から終了までに勾配磁場発生部３５の全ての勾配コイルに流れる電流に基づく発熱量を計算し、単位時間当たりの放熱量に基づき勾配磁場発生部３５におけるパルスシーケンス開始から終了までの放熱量を計算し、得られた発熱量から放熱量を引いて求めた熱量から、パルスシーケンス終了時の温度上昇量を求める。
【００３９】
温度上昇量の推定値計算のために、推定部２５は推定モデルにおいて用いる勾配磁場発生部３５の直流抵抗R、勾配磁場発生部３５の定容熱容量C、勾配磁場発生部３５からの単位時間当たりの放熱量Qc等のパラメータを記憶部３０から呼出す（ステップST２）。
直流抵抗R、熱容量C、放熱量Qcは、たとえば、実験により予め測定して入手しておくことが可能である。本実施形態においては、単位時間当たりの放熱量Qcは所定の定数であるとする。
【００４０】
上記各種パラメータを呼出した後に、推定部２５は以下の推定モデルに基づいて勾配磁場発生部３５の温度上昇量の推定値ΔTを計算する（ステップST３）。
熱力学第一法則に基づくと、まず、勾配磁場発生部３５の内部エネルギーの変化ΔUは、勾配電流により勾配磁場発生部３５に与えられる仕事量（発熱量）ΔWと、スキャン中の放熱により勾配磁場発生部３５から除去される熱量Qctとにより、下記式（１）で表わされる。
【００４１】
【数５】
ΔU＝ΔW−Qct…（１）
【００４２】
ここで、勾配電流とは、図３に示すスライス選択勾配磁場信号５１、位相エンコード勾配磁場信号５２および読み取り勾配磁場信号５３に基づいて勾配磁場発生部３５に印加される電流を意味する。
また、スキャン中の放熱としては、自然放熱や、空冷、水冷等の冷却による放熱がある。
【００４３】
１スキャンにより推定値ΔTだけ勾配磁場発生部３５が温度上昇したとすると、勾配磁場発生部３５からの発熱量ΔQは、下記式（２）によって表わすことができる。
【００４４】
【数６】
ΔQ＝C・ΔT…（２）
【００４５】
内部エネルギーの変化ΔUが全て発熱になると仮定すると、式（１）は式（２）から下記式（３）となる。
【００４６】
【数７】
C・ΔT＝ΔW−Qct…（３）
【００４７】
式（３）から、スキャン後の勾配磁場発生部３５の温度上昇量の推定値ΔTを、下記式（４）のように求めることができる。
【００４８】
【数８】
ΔT＝（ΔW−Qct）／C…（４）
【００４９】
上式（４）におけるΔWおよびQctは、それぞれ下記式（５），（６）により求めることができる。
【００５０】
【数９】
ΔW＝Iave²・R・Tscan…（５）
Qct＝Qc・Tscan…（６）
【００５１】
ここで、前述したが、記号Rは勾配磁場発生部３５の直流抵抗を表わし、記号Qcは勾配磁場発生部３５からの単位時間当たりの放熱量を表わす。上式（５），（６）におけるスキャン時間Tscanは、制御部２１が生成したパルスシーケンスから算出することができる。また、Iaveはスキャン時の勾配磁場発生部３５に流れる平均電流であり、勾配磁場発生部３５に流れる電流の変化を表わす関数Ig（t）と繰返し時間TRとにより下記式（７）を用いて計算することができる。
【００５２】
【数１０】

【００５３】
関数Ig（ｔ）は、スライス選択勾配磁場信号５１、位相エンコード勾配磁場信号５２および読み取り勾配磁場信号５３の波形によって決まり、たとえば、これらの信号５１〜５３の波形を表わす関数の合成関数を関数Ig（ｔ）として用いることができる。
式（７）を代入した式（５）と、式（６）とを式（４）に代入することにより、推定値ΔTは最終的に下記式（８）を用いて計算することができる。
【００５４】
【数１１】

【００５５】
式（８）を用いて推定値ΔTを計算後、推定部２５は算出した推定値ΔTのデータを判断部２７に送信する。
判断部２７は、予め定められている所定の閾値を記憶部３０から呼出し、推定部２５から受信した推定値ΔTがこの閾値を越えているか否かを判断し、判断結果を制御部２１に送信する（ステップST４）。
【００５６】
第１実施形態における閾値を閾値S１とする。推定値ΔTが閾値S１以下であるとの判断結果が判断部２７から送信されてきた場合には、制御部２１はシーケンス記憶回路に指令信号を出力し、記憶させたパルスシーケンスに従ってスキャンを実行させる（ステップST５）。
【００５７】
推定値ΔTが閾値S１よりも大きいとの判断結果が判断部２７から送信されてきた場合には、たとえば、制御部２１は推定値ΔTが閾値S１を越えることをオペレータに報知する警告表示を表示装置１４に表示させる（ステップST６）。
警告は、表示装置１４における表示に限らず、たとえば、図示しないスピーカーから警告音を発生させて報知するようにしてもよい。
【００５８】
繰返し時間TRを変更することにより推定値ΔTの値は変化するため、ステップST４において推定値ΔTが閾値S１を越えていたと判断された場合には、制御部２１は繰返し時間TRを再設定する状態にし、オペレータは繰返し時間TRを再設定する（ステップST７）。
繰返し時間TRの再設定後にはステップST３に戻り、推定部２５は新たに設定された繰返し時間TRに基づいて推定値ΔTを再び計算する。
以上のステップは、スキャンが実行されるまで繰返される。
【００５９】
以上のように、第１実施形態においては、スキャンを実行する前に、勾配磁場発生部３５の温度上昇量を予め推定する。このため、温度上昇量の推定値が所定の範囲内に抑えられるようにスキャンのパルスシーケンスを設定することができる。温度上昇量が所定範囲内に抑えられるパルスシーケンスにより実行するスキャンにおいては、温度を下げるためにスキャンを途中で停止する必要がなく、スキャン時間や採取したデータに無駄が生じない。
配磁場発生部３５の温度上昇量は、予め入手した勾配磁場発生部３５およびMRI装置１００等のハードウェアの特性を用いて推定計算するため、推定のためにハードウェアに特別な変更を施す必要がない。
【００６０】
また、本実施形態において用いる温度上昇量の推定値ΔTの計算式（８）はスキャン時間に対応したものであるため、平均電流Iaveが大きくともスキャン時間Tscanが短ければ温度上昇量は小さく推定される傾向にある。
これにより、従来は下記式（９）のようにデューティ・サイクルという概念により規定していた繰返し時間TRの制限値TRmin以下の繰返し時間TRを設定できるようになる。その結果、勾配磁場発生部３５の能力を活用して、平均電流Iaveがある程度大きく、かつ、スキャン時間Tscanが短いスキャンを実行することができるようになる。
【００６１】
【数１２】

【００６２】
式（９）において、時間Tseqはパルスシーケンスの中で勾配磁場が存在する区間の時間であり、たとえば、図３に示す時間Tseq１と時間Tseq２との和が時間Tseqとなる。また、式（９）における平均電流Idutyは、Wduty＝（Iave）²／（Imax）² により規定するデューティ・サイクルWdutyの値を越えないように制限した平均電流の値である。ここで、勾配電流Imaxは、勾配磁場の最大振幅を与える電流を意味する。
【００６３】
第２実施形態
第１実施形態においては、駆動による勾配磁場発生部３５の温度上昇量の推定値ΔTに基づいて警告を報知していた。以下に述べる第２実施形態においては、被検体PTの周囲の実際の雰囲気の温度を推定する。
そのために、第２実施形態に係るMRI装置２００は、図５に示すように温度センサー４０を有する。MRI装置２００のその他の構成は第１実施形態に係るMRI装置１００と同じであるため、同一構成要素には同一符号を付し、詳細な記述は省略する。
【００６４】
本発明における温度測定手段の一実施態様が、温度センサー４０である。温度センサー４０としては、たとえば、熱電対やサーミスタを用いる。
温度センサー４０は、たとえば、マグネットアセンブリ１の筐体BDの撮影空間９４に連通する位置に設置される。これにより、温度センサー４０は撮影空間９４に搬入された被検体PTの周囲の雰囲気温度を測定する。
温度センサー４０による雰囲気の測定温度Tは、たとえば、スキャンを実行しているか否かに関わらず常に制御部２１に送信されるようにする。
【００６５】
図６は、MRI装置２００における温度情報作成の手順および作成した温度情報を用いた撮影の手順を示すフローチャートである。ただし、図６のフローチャートにおけるステップST１，２およびステップST４〜７は第１実施形態に係る図４のフローチャートの場合とほぼ同じであるため、詳細な記述は省略する。
【００６６】
第２実施形態においては、たとえばステップST２の終了後に、推定部２５は制御部２１から温度センサー４０による測定温度Tを入手する（ステップST２A）。
推定部２５は、入手した測定温度Tを用いて、スキャン後の雰囲気温度の推定値（T＋ΔT）を計算する（ステップST３A）。
ステップST３Aにおける勾配磁場発生部３５の温度上昇量の推定値ΔTは、第１実施形態と同様に式（８）によって計算する。
【００６７】
第２実施形態における閾値を閾値S２とすると、雰囲気温度推定値（T＋ΔT）が閾値S２を越えているか否かをステップST４において判断し、ステップST５以下のステップに進む。
図６においては測定温度Tの入手の時点から繰返し時間TRの再設定の間に測定温度Tの値はほとんど変化しないと仮定してステップST７からステップST３Aへ戻っている。しかし、ステップST２Aへ戻り、できるだけ新しい測定温度Tの値を使用して雰囲気温度推定値（T＋ΔT）を計算するようにしてもよい。
【００６８】
以上のように、第２実施形態においては温度センサー４０による測定温度Tを利用して被検体PTの周囲の雰囲気温度の推定値（T＋ΔT）を計算する。このため、被検体PTの周囲の温度をより正確に推定することが可能になる。その結果、第１実施形態における効果に加えて、MRI装置２００をより細かく駆動制御することが可能になる。たとえば、測定温度Tが比較的高い場合には、勾配磁場発生部３５の温度上昇量が比較的高くなると推定されるスキャンの実行を防止し、被検体PTが感じる温度を所定の範囲内に抑えることが可能になる。また、測定温度Tが比較的低い場合には、勾配磁場発生部３５の能力を十分に活用したスキャンを実行することができるようになる。
【００６９】
変形形態
第１、第２実施形態においては単位時間当たりの放熱量Qcを定数であるとしていたが、放熱量Qcの値を条件に応じたマップとして予め複数個記憶させておいてもよい。記憶部３０が、この放熱量Qcのマップを記憶する。
【００７０】
勾配磁場発生部３５からの単位時間当たりの放熱量Qcは、勾配磁場発生部３５およびその雰囲気温度と相関関係を有している。このため、第１実施形態に係るMRI装置１００においては、たとえば、スキャンの繰返し回数に応じてマップから選択した放熱量Qcの値を用いて推定部２５が推定値ΔTを計算する形態にすれば、より高精度に推定値ΔTを計算することができる。
第２実施形態に係るMRI装置２００においては、たとえば、温度センサー４０による測定温度Tに応じて推定部２５が放熱量Qcの値をマップから選択して推定値ΔTを計算する形態にすれば、より高精度な推定値ΔTの計算が可能になる。
【００７１】
以上のように、上記の変形形態によれば、推定値ΔTまたは雰囲気温度推定値（T＋ΔT）の計算結果がより高精度になる。
その結果、MRI装置１００またはMRI装置２００を、さらに細かく駆動制御することが可能になる。
【００７２】
なお、本発明は上記の実施形態および図面の記載に関わらず、特許請求の範囲内において適宜変更可能である。
たとえば、上記実施形態においては勾配磁場発生部３５の３系統のコイルをまとめて取り扱ったが、３系統のコイルの個々のコイルについてそれぞれ温度上昇量の推定値ΔTを計算してもよい。
また、図２には撮影空間９４の大部分が開放されているいわゆるオープンタイプのマグネットアセンブリを示したが、撮影空間が円筒形状をしており端部のみが開放されているいわゆるシリンドリカルタイプのマグネットアセンブリにも本発明は適用可能である。
【００７３】
【発明の効果】
以上のように、本発明によれば、勾配磁場発生部の能力を十分に活用して撮影を行なうことができる磁気共鳴撮影装置を提供することができる。
また、本発明によれば、磁気共鳴撮影装置の勾配磁場発生部の能力を十分に活用して撮影を行なわせるための温度情報生成方法を提供することもできる。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明の第１実施形態に係るMRI装置の概略構成を示すブロック図である。
【図２】図１に示すMRI装置のマグネットアセンブリの外観を示す斜視図である。
【図３】図１に示すMRI装置の制御部が生成するパルスシーケンスの一例を示す図である。
【図４】本発明の第１実施形態に係る温度情報作成の手順および作成した温度情報を用いた撮影の手順を示すフローチャートである。
【図５】本発明の第２実施形態に係るMRI装置の概略構成を示すブロック図である。
【図６】本発明の第２実施形態に係る温度情報作成の手順および作成した温度情報を用いた撮影の手順を示すフローチャートである。
【符号の説明】
１……マグネットアセンブリ、２１…制御部、２３…処理部、２５…推定部、２７…判断部、３０…記憶部、３２…主磁場発生部、３５…勾配磁場発生部、３７…送信コイル、３９…受信コイル、４０…温度センサー、Iave…平均電流値、TR…繰返し時間、Qc…放熱量、Tscan…撮影時間[0001]
BACKGROUND OF THE INVENTION
The present invention relates to a magnetic resonance imaging apparatus that estimates in advance the amount of heat generated by the formation of a gradient magnetic field, and a temperature information generation method in the magnetic resonance imaging apparatus.
[0002]
[Prior art]
A magnetic resonance imaging (MRI) apparatus applies a rotating magnetic field that rotates the central axis of the spin of the nucleus of the subject to the subject in a static magnetic field, and the subject when the application of the rotating magnetic field is stopped It is an imaging device which produces | generates an image based on the magnetic resonance signal from.
In the MRI apparatus, a gradient magnetic field is applied to the subject in order to give position information to the magnetic resonance signal. This gradient magnetic field is changed as the imaging time (scan time) elapses. In order to shorten the imaging time, it is necessary to increase the speed of change of the gradient magnetic field. For this reason, the load on the gradient magnetic field generating unit that generates the gradient magnetic field tends to increase. As the load on the gradient magnetic field generator increases, the amount of heat generated from the gradient magnetic field generator tends to increase.
Since the heat generation of the gradient magnetic field generation unit affects the performance of the gradient magnetic field generation unit and the imaging environment, it is desired to suppress the heat generation within a predetermined range.
[0003]
In order to suppress the heat generation from the gradient magnetic field generation unit within a predetermined range, conventionally, as described in Patent Document 1, for example, a temperature sensor is installed in a static magnetic field space, and the measured value of the temperature sensor is When the predetermined threshold value is exceeded, the driving of the gradient magnetic field generator is stopped.
As another method, the average current flowing through the gradient magnetic field generator is calculated from the drive waveform of the gradient magnetic field generator in the scan, and the amount of work calculated based on this average current is equal to or less than a predetermined value before the scan starts. In addition, there is a limitation on the range of scanning conditions such as the repetition time of rotating magnetic field application.
[0004]
[Patent Document 1]
JP-A-9-19411
[0005]
[Problems to be solved by the invention]
However, in the method of stopping the driving of the gradient magnetic field generation unit when the measured value of the temperature sensor exceeds the threshold, if the measured value exceeds the threshold during the scan, the scan stops midway. For this reason, a photographed image cannot be obtained, and data obtained by a stopped scan and photographing time may be wasted.
If the scanning condition is limited based on the work amount by the average current flowing in the gradient magnetic field generation unit, the same restriction is provided without considering the length of the scan time if the work amount is the same. For this reason, the repetition time cannot be set below a certain time. As a result, for example, although the amount of work is large, the time is short, and at the end of the scan, it is not possible to execute a scan in which the gradient magnetic field generator does not rise to the threshold value, and the capability of the gradient magnetic field generator is fully utilized. I couldn't.
[0006]
An object of the present invention is to provide a magnetic resonance imaging apparatus capable of performing imaging while fully utilizing the capability of a gradient magnetic field generation unit.
Another object of the present invention is to provide a temperature information generation method for performing imaging by fully utilizing the capability of the gradient magnetic field generation unit of the magnetic resonance imaging apparatus.
[0007]
[Means for Solving the Problems]
A magnetic resonance imaging apparatus according to the present invention is a magnetic resonance imaging apparatus that images a region to be examined of a subject based on a magnetic resonance signal from the subject, and provides position information to the magnetic resonance signal. A gradient magnetic field generating unit that generates a gradient magnetic field, a temperature estimation unit that estimates a temperature rise amount of the gradient magnetic field generating unit that rises in temperature due to the generation of the gradient magnetic field and outputs an estimated value, and the estimated value is a predetermined threshold value And a determination unit for determining whether or not the threshold is exceeded.
[0008]
Further, the temperature information generation method according to the present invention generates a gradient magnetic field for giving position information to a magnetic resonance signal from a subject, and the temperature increase amount of the gradient magnetic field generation unit that increases in temperature by the generation of the gradient magnetic field is calculated. It is a temperature information generation method including an estimation step for estimating in advance and calculating an estimated value, and a determining step for determining whether or not the estimated value exceeds a predetermined threshold value.
[0009]
In the present invention, the gradient magnetic field generator generates a gradient magnetic field for adding position information to the magnetic resonance signal from the subject. The gradient magnetic field generator rises in temperature by generating a gradient magnetic field.
The temperature estimation unit estimates in advance the temperature rise amount of the gradient magnetic field generation unit and outputs an estimated value. The determination unit determines whether or not the estimated value output from the temperature estimation unit exceeds a predetermined threshold value.
[0010]
DETAILED DESCRIPTION OF THE INVENTION
Embodiments of the present invention will be described below with reference to the accompanying drawings.
[0011]
First embodiment
FIG. 1 is a block diagram showing a schematic configuration of a magnetic resonance imaging (MRI) apparatus according to a first embodiment of the present invention, and FIG. 2 is a perspective view showing an appearance of a magnet assembly of the MRI apparatus shown in FIG.
[0012]
As shown in FIG. 1, the MRI apparatus 100 according to the first embodiment includes a magnet assembly 1, a gradient magnetic field drive circuit 3, an RF power amplifier 4, a preamplifier 5, a computer 7, a sequence storage circuit 8, and a gate modulation circuit 9. , An RF oscillation circuit 10, an A / D converter 11, a phase detector 12, an operation console 13, a display device 14, and a storage unit 30.
[0013]
The magnet assembly 1 and other components of the MRI apparatus 100 are appropriately separated from each other.
The magnet assembly 1 according to the present embodiment has, for example, a configuration in which main magnetic

field generation units

32 and 32 and gradient magnetic

field generation units

35 and 35 divided into two are accommodated in a housing BD.
The pair of main

magnetic field generators

32 and 32 and gradient

magnetic field generators

35 and 35 are, for example, inside the upper magnet case 11a and the lower magnet case 11b that are arranged facing the top and bottom of the housing BD. Each one is housed.
[0014]
A space between the upper magnet case 11a and the lower magnet case 11b is an imaging space 94 into which the subject PT is carried.
As shown in FIG. 2, the subject PT is carried into the imaging space 94 by a movable cradle 90.
[0015]
The main magnetic field generation unit 32 is configured using, for example, a permanent magnet. The main

magnetic field generators

32 and 32 formed of permanent magnets arranged opposite to each other form a uniform main magnetic field in the imaging space 94.
The main magnetic field formed by the main

magnetic field generators

32 and 32 is also referred to as a static magnetic field because the magnetic field strength is always constant and uniform in the imaging space 94 during imaging of the subject PT.
[0016]
The main magnetic field generating unit 32 can be configured using other magnets such as a superconducting magnet and a normal conducting magnet in addition to the permanent magnet. When superconducting magnets or normal conducting magnets are used, these magnets are connected to a power source for supplying current.
[0017]
The gradient magnetic field generator 35 is configured using, for example, a coil. Gradient

magnetic field generators

35 and 35 arranged inside the upper magnet case 11a and the lower magnet case 11b have three systems in order to give three-dimensional position information to magnetic resonance signals detected by a receiving coil to be described later. It has a coil.
The gradient magnetic field generator 35 is connected to the gradient magnetic field drive circuit 3 and generates a gradient magnetic field according to the drive signal from the gradient magnetic field drive circuit 3.
[0018]
The MRI apparatus 100 includes a transmission coil 37 for applying a rotating magnetic field to a test site of a subject PT to which a static magnetic field and a gradient magnetic field are applied. The rotating magnetic field is an RF (Radio Frequency) band magnetic field for rotating the spin of the nucleus at the test site with its central axis inclined.
The transmission coil 37 is accommodated inside the magnet cases 11a and 11b, for example.
The transmission coil 37 is connected to the RF power amplifier 4 and applies a rotating magnetic field corresponding to the power supplied from the RF power amplifier 4 to the test site.
[0019]
In addition, the MRI apparatus 100 includes a receiving coil 39 for detecting a magnetic resonance signal from the test site that is generated as an echo by applying a rotating magnetic field to the test site in a static magnetic field and a gradient magnetic field. As the receiving coil, for example, a dedicated coil that partially covers a test site such as the head, abdomen, or shoulder of the subject PT is used.
The receiving coil 39 is connected to the preamplifier 5, and the magnetic resonance signal detected by the receiving coil 39 is amplified by the preamplifier 5.
[0020]
The sequence storage circuit 8 is connected to the gradient magnetic field drive circuit 3, the gate modulation circuit 9, the A / D converter 11, and a control unit 21 described later of the computer 7.
The gate modulation circuit 9 is further connected to the RF power amplifier 4 and the RF oscillation circuit 10. The RF oscillation circuit 10 is further connected to a phase detector 12 connected to the amplifier 5 and the A / D converter 11.
[0021]
The sequence storage circuit 8 stores a pulse sequence for acquiring a magnetic resonance image generated by the control unit 21, and when an imaging command signal is input from the control unit 21, the gradient magnetic field drive circuit 3, according to the stored pulse sequence, The gate modulation circuit 9 and the A / D converter 11 are driven and controlled.
[0022]
The gradient magnetic field drive circuit 3 outputs a drive signal for driving the gradient magnetic field generator 35 with a predetermined pulse waveform to the gradient magnetic field generator 35 in accordance with the control from the sequence storage circuit 8.
The RF oscillation circuit 10 generates an RF signal having a predetermined frequency and outputs it to the gate modulation circuit 9 and the phase detector 12. The gate modulation circuit 9 modulates the RF signal from the RF oscillation circuit 10 at a predetermined timing based on the control from the sequence storage circuit 8 and transmits an RF excitation pulse signal having a predetermined waveform via the RF power amplifier 4. Applied to the coil 37.
[0023]
The phase detector 12 uses the RF signal output from the RF oscillation circuit 10 as a reference signal, and uses the output signal from the preamplifier 5 (the magnetic resonance signal detected by the receiving coil 39 and amplified by the preamplifier 5). After phase detection, the signal is output to the A / D converter 11. Based on the control from the sequence storage circuit 8, the A / D converter 11 converts the analog signal after phase detection by the phase detector 12 into a digital signal and outputs it to the processing unit 23 of the computer 7.
[0024]
As shown in FIG. 1, the computer 7 includes a control unit 21, a processing unit 23, a temperature estimation unit 25, and a determination unit 27 as components. The temperature estimation unit 25 may be simply referred to as the estimation unit 25 below. Hardware such as a CPU (Central Processing Unit) that constitutes the computer 7 may be realized by a single piece of hardware, or hardware may be appropriately assigned to the above components.
A processing unit 23 connected to the A / D converter 11 is connected to the control unit 21.
The control unit 21 is also connected to the estimation unit 25 and the determination unit 27. The estimation unit 25 and the determination unit 27 are further connected.
Further, a storage unit 30 realized by, for example, a RAM (Random Access Memory) or a hard disk drive is appropriately accessed from the control unit 21, the estimation unit 25, and the determination unit 27.
Further, the control unit 21 is connected to an operation console 13 which is realized by, for example, a keyboard or a mouse and outputs a signal according to an operation of the operator to the control unit 21 and a display device 14 such as a television monitor.
[0025]
The processing unit 23 performs predetermined processing such as arithmetic processing and image processing on the digital data transmitted from the A / D converter 11 to generate a magnetic resonance image. The magnetic resonance image generated by the processing unit 23 is stored in the storage unit 30 via the control unit 21.
In addition to the magnetic resonance image, the storage unit 30 also stores parameters such as a direct current resistance, a heat capacity, and a heat release value related to the gradient magnetic field generation unit 35 in advance.
[0026]
As will be described in detail later, the estimation unit 25 estimates the calorific value and temperature increase amount of the gradient magnetic field generation unit 35 based on the parameters read from the storage unit 30 and the pulse sequence information transmitted from the control unit 21. And the obtained estimated value is transmitted to the determination unit 27.
The determination unit 27 determines whether or not the estimated value from the estimation unit 25 exceeds a predetermined threshold value, and transmits the determination result to the control unit 21. The aforementioned threshold value is stored in advance in the storage unit 30, for example. It is also possible to change the threshold value by the operation of the operator.
[0027]
When the determination result that the estimated value calculated by the estimation unit 25 exceeds the threshold value is transmitted from the determination unit 27, the control unit 21 displays a warning to that effect on the display device 14, for example.
In addition, the control unit 21 causes the display device 14 to appropriately display the image generated by the processing unit 23 and the image stored in the storage unit 30.
Furthermore, the control unit 21 generates a pulse sequence that defines the imaging time of the region to be examined and the type of the imaged image based on various setting values input from the operator via the operation console 13. Note that the type of captured image varies depending on settings such as which cross-section of a region to be examined and which tissue is emphasized.
The control unit 21 outputs the generated pulse sequence information to the sequence storage circuit 8 and the estimation unit 25.
The control unit 21 causes the estimation unit 25 to estimate the temperature increase amount of the gradient magnetic field generation unit 35 before outputting a control command for executing the output pulse sequence to the sequence storage circuit 8.
[0028]
The operation of the MRI apparatus 100 according to the first embodiment of the present invention shown in FIG. 1 will be described with reference to FIGS.
FIG. 3 is a pulse sequence diagram showing an example of a pulse sequence generated by the control unit 21, and FIG. 4 is a flowchart showing a procedure for creating temperature information in the MRI apparatus 100 and a procedure for photographing using the created temperature information. is there.
[0029]
In imaging, first, the operator causes the control unit 21 to generate a pulse sequence to be executed by the MRI apparatus 100. At this time, the operator appropriately sets the repetition time TR in the pulse sequence (step ST1).
[0030]
Details are described below. The horizontal axis of FIG. 3 represents the elapsed time t, and each graph is sequentially read from the top of FIG. 3 in the RF excitation pulse transmission sequence RF, the slice selection gradient magnetic field signal transmission sequence G_slice, the phase encoding gradient magnetic field signal transmission sequence G_phase, and the reading. They are a gradient magnetic field signal transmission sequence G_read and a magnetic resonance signal generation sequence Signal.
[0031]
The sequence RF indicates the waveform of the RF excitation pulse signal 50 that the gate modulation circuit 9 applies to the transmission coil 37 via the RF power amplifier 4.
The sequence G_slice represents a waveform of a slice selection gradient magnetic field signal 51 that the gradient magnetic field driving circuit 3 applies to the gradient magnetic field generation unit 35 in order to generate a gradient magnetic field used for selection of an imaging slice of a region to be examined.
The sequence G_phase represents the waveform of the phase encoding gradient magnetic field signal 52 that the gradient magnetic field driving circuit 3 applies to the gradient magnetic field generation unit 35 in order to generate a gradient magnetic field used for encoding position information in the phase direction of the subject.
The sequence G_read generates a gradient magnetic field that causes the magnetic resonance signal 54 to be emitted from the test site to which the rotating magnetic field based on the RF excitation pulse signal 50 is applied by the transmission coil 37. 5 shows a waveform of a read gradient magnetic field signal 53 applied to 35.
The sequence Signal represents the magnetic resonance signal 54 emitted from the test site.
[0032]
One embodiment of the drive signal applied to the gradient magnetic field generator 35 in the present invention corresponds to the slice selection gradient magnetic field signal 51, the phase encode gradient magnetic field signal 52, and the read gradient magnetic field signal 53.
As described above, the gradient magnetic field generator 35 includes three systems of coils. However, since one gradient magnetic field is formed by the combination of the three systems of coils, in the following description, each of the drive signals described above is a slice selection component, a phase encoding component, and a reading of the gradient magnetic field generated by the gradient magnetic field generator 35 as a whole. It is considered that the signal defines each component.
[0033]
As shown in FIG. 3, the echo time TE is from the center of one pulse of the RF excitation pulse signal 50 to the center of the magnetic resonance signal 54 generated by the RF excitation pulse signal 50. The time from the center of one pulse of the RF excitation pulse signal 50 to the center of the next pulse is referred to as a repetition time TR.
[0034]
The waveforms of the RF excitation pulse signal 50, the slice selection gradient magnetic field signal 51, the phase encoding gradient magnetic field signal 52, and the reading gradient magnetic field signal 53 are magnetic resonance using any imaging method such as a gradient echo method or a spin echo method. It depends on whether the signal 54 is obtained. At the time of shooting, the operator instructs the control unit 21 via the operation console 13 as to what shooting method is used for shooting. At this time, the repetition time TR can be appropriately set by the operator. The operator also gives an instruction to the control unit 21 to set the repetition time TR.
[0035]
The basic pattern of the pulse sequence of the imaging method instructed by the operator is stored in advance in the storage unit 30, for example. The control unit 21 calls the basic pattern of the pulse sequence corresponding to the imaging method instructed by the operator from the storage unit 30, and generates a pulse sequence for imaging using the basic pattern and the set repetition time TR. To do.
For example, obtaining one tomographic image is called one scan. During one scan, the repetition time TR is included a predetermined number of times according to the photographing method.
[0036]
When a current defined by the slice selection gradient magnetic field signal 51, the phase encode gradient magnetic field signal 52, and the read gradient magnetic field signal 53 as shown in FIG. 3 is actually applied to the gradient magnetic field generator 35 in the imaging, the gradient magnetic field generator From 35, heat is generated. Since the heat generation of the gradient magnetic field generator 35 affects the performance of the gradient magnetic field generator 35 and the imaging environment, it is preferable to suppress the heat generation within a predetermined range. In the present embodiment, in order to determine whether or not the temperature rise of the gradient magnetic field generation unit 35 within the imaging time is suppressed within a predetermined range, the temperature rise amount of the gradient magnetic field generation unit 35 is estimated in advance.
[0037]
The control unit 21 outputs a command signal for estimating the temperature increase amount of the gradient magnetic field generation unit 35 to the temperature estimation unit 25 before transmitting the imaging command signal for executing the generated pulse sequence to the sequence storage circuit 8.
The estimation unit 25 performs a calculation based on a model described in detail below, and calculates an estimated value of the temperature rise amount. The estimation model for the temperature rise described below is a model simplified to some extent to simplify and speed up the calculation, but the temperature rise may be calculated based on a model other than the model described below.
[0038]
Briefly describing the processing in the estimation unit 25, the estimation unit 25 calculates the amount of heat generation based on the current flowing in all the gradient coils of the gradient magnetic field generation unit 35 from the start to the end of the generated pulse sequence, The amount of heat release from the start to the end of the pulse sequence in the gradient magnetic field generator 35 is calculated based on the amount of heat released, and the amount of temperature rise at the end of the pulse sequence is obtained from the amount of heat obtained by subtracting the amount of heat release from the obtained heat generation amount. .
[0039]
In order to calculate the estimated value of the temperature rise, the estimation unit 25 uses the DC resistance R of the gradient magnetic field generation unit 35, the constant heat capacity C of the gradient magnetic field generation unit 35, and the unit time from the gradient magnetic field generation unit 35 used in the estimation model. Are called from the storage unit 30 (step ST2).
The DC resistance R, the heat capacity C, and the heat dissipation amount Qc can be measured and obtained in advance through experiments, for example. In the present embodiment, the heat dissipation amount Qc per unit time is assumed to be a predetermined constant.
[0040]
After calling the various parameters, the estimation unit 25 calculates an estimated value ΔT of the temperature rise amount of the gradient magnetic field generation unit 35 based on the following estimation model (step ST3).
Based on the first law of thermodynamics, first, the change ΔU in the internal energy of the gradient magnetic field generator 35 is caused by the work amount (heat generation amount) ΔW given to the gradient magnetic field generator 35 by the gradient current and the heat radiation during the scan. The amount of heat Qct removed from the magnetic field generator 35 is expressed by the following formula (1).
[0041]
[Equation 5]
ΔU = ΔW−Qct (1)
[0042]
Here, the gradient current means a current applied to the gradient magnetic field generator 35 based on the slice selection gradient magnetic field signal 51, the phase encode gradient magnetic field signal 52, and the read gradient magnetic field signal 53 shown in FIG.
Further, as heat radiation during scanning, there are natural heat radiation and heat radiation by cooling such as air cooling and water cooling.
[0043]
Assuming that the temperature of the gradient magnetic field generator 35 rises by an estimated value ΔT in one scan, the amount of heat generated ΔQ from the gradient magnetic field generator 35 can be expressed by the following equation (2).
[0044]
[Formula 6]
ΔQ = C ・ ΔT (2)
[0045]
Assuming that the change ΔU in internal energy is entirely exothermic, Equation (1) is changed from Equation (2) to Equation (3) below.
[0046]
[Expression 7]
C ・ ΔT = ΔW−Qct (3)
[0047]
From the equation (3), the estimated value ΔT of the temperature rise amount of the gradient magnetic field generator 35 after the scan can be obtained as the following equation (4).
[0048]
[Equation 8]
ΔT = (ΔW−Qct) / C (4)
[0049]
ΔW and Qct in the above equation (4) can be obtained by the following equations (5) and (6), respectively.
[0050]
[Equation 9]
ΔW ＝ Iave²・ R ・ Tscan (5)
Qct = Qc · Tscan (6)
[0051]
Here, as described above, the symbol R represents the DC resistance of the gradient magnetic field generator 35, and the symbol Qc represents the amount of heat released from the gradient magnetic field generator 35 per unit time. The scan time Tscan in the above equations (5) and (6) can be calculated from the pulse sequence generated by the control unit 21. Iave is an average current flowing through the gradient magnetic field generator 35 at the time of scanning, and the following equation (7) is used with a function Ig (t) representing a change in the current flowing through the gradient magnetic field generator 35 and the repetition time TR. Can be calculated.
[0052]
[Expression 10]

[0053]
The function Ig (t) is determined by the waveforms of the slice selection gradient magnetic field signal 51, the phase encode gradient magnetic field signal 52, and the read gradient magnetic field signal 53. For example, the function Ig (t) is a composite function of functions representing the waveforms of these signals 51 to 53. It can be used as (t).
By substituting Equation (5) and Equation (6) into Equation (4) for Equation (7), the estimated value ΔT can be finally calculated using Equation (8) below.
[0054]
## EQU11 ##

[0055]
After calculating the estimated value ΔT using Expression (8), the estimating unit 25 transmits data of the calculated estimated value ΔT to the determining unit 27.
The determination unit 27 calls a predetermined threshold value determined in advance from the storage unit 30, determines whether or not the estimated value ΔT received from the estimation unit 25 exceeds this threshold value, and transmits the determination result to the control unit 21. (Step ST4).
[0056]
The threshold in the first embodiment is defined as a threshold S1. When a determination result that the estimated value ΔT is equal to or less than the threshold value S1 is transmitted from the determination unit 27, the control unit 21 outputs a command signal to the sequence storage circuit, and executes a scan according to the stored pulse sequence. (Step ST5).
[0057]
When the determination result that the estimated value ΔT is larger than the threshold value S1 is transmitted from the determining unit 27, for example, the control unit 21 displays a warning display that notifies the operator that the estimated value ΔT exceeds the threshold value S1. It is displayed on the device 14 (step ST6).
The warning is not limited to the display on the display device 14 and may be notified by generating a warning sound from a speaker (not shown), for example.
[0058]
Since the value of the estimated value ΔT changes by changing the repetition time TR, when it is determined in step ST4 that the estimated value ΔT exceeds the threshold value S1, the control unit 21 resets the repetition time TR. The operator resets the repetition time TR (step ST7).
After resetting the repetition time TR, the process returns to step ST3, and the estimation unit 25 calculates the estimated value ΔT again based on the newly set repetition time TR.
The above steps are repeated until the scan is executed.
[0059]
As described above, in the first embodiment, the temperature increase amount of the gradient magnetic field generator 35 is estimated in advance before the scan is executed. Therefore, the scan pulse sequence can be set so that the estimated value of the temperature rise amount is suppressed within a predetermined range. In a scan executed by a pulse sequence in which the amount of temperature rise is kept within a predetermined range, it is not necessary to stop the scan halfway in order to lower the temperature, so that the scan time and collected data are not wasted.
Since the temperature increase amount of the magnetic field generation unit 35 is estimated and calculated using the characteristics of hardware such as the gradient magnetic field generation unit 35 and the MRI apparatus 100 obtained in advance, it is necessary to make a special change to the hardware for estimation. There is no.
[0060]
In addition, since the calculation formula (8) of the estimated value ΔT of the temperature rise amount used in the present embodiment corresponds to the scan time, the temperature rise amount is estimated to be small if the scan time Tscan is short even if the average current Iave is large. Tend to.
As a result, the repetition time TR that is less than or equal to the limit value TRmin of the repetition time TR that has been conventionally defined by the concept of duty cycle as shown in the following equation (9) can be set. As a result, the capability of the gradient magnetic field generator 35 can be utilized to perform a scan with a large average current Iave and a short scan time Tscan.
[0061]
[Expression 12]

[0062]
In the equation (9), the time Tseq is the time of the section where the gradient magnetic field exists in the pulse sequence. For example, the sum of the time Tseq1 and the time Tseq2 shown in FIG. 3 becomes the time Tseq. Further, the average current Iduty in the equation (9) is Wduty = (Iave)²/ (Imax)² The average current value limited so as not to exceed the value of the duty cycle Wduty defined by Here, the gradient current Imax means a current that gives the maximum amplitude of the gradient magnetic field.
[0063]
Second embodiment
In the first embodiment, a warning is issued based on the estimated value ΔT of the temperature rise amount of the gradient magnetic field generator 35 by driving. In the second embodiment described below, the temperature of the actual atmosphere around the subject PT is estimated.
For this purpose, the MRI apparatus 200 according to the second embodiment includes a temperature sensor 40 as shown in FIG. Since the other configuration of the MRI apparatus 200 is the same as that of the MRI apparatus 100 according to the first embodiment, the same components are denoted by the same reference numerals, and detailed description thereof is omitted.
[0064]
One embodiment of the temperature measuring means in the present invention is a temperature sensor 40. For example, a thermocouple or a thermistor is used as the temperature sensor 40.
For example, the temperature sensor 40 is installed at a position communicating with the imaging space 94 of the housing BD of the magnet assembly 1. Accordingly, the temperature sensor 40 measures the ambient temperature around the subject PT carried into the imaging space 94.
The measurement temperature T of the atmosphere by the temperature sensor 40 is always transmitted to the control unit 21 regardless of whether the scan is executed, for example.
[0065]
FIG. 6 is a flowchart illustrating a procedure for creating temperature information in the MRI apparatus 200 and a procedure for imaging using the created temperature information. However, steps ST1 and ST2 and steps ST4 to ST7 in the flowchart of FIG. 6 are substantially the same as those in the flowchart of FIG. 4 according to the first embodiment, and detailed description thereof is omitted.
[0066]
In the second embodiment, for example, after the end of step ST2, the estimation unit 25 obtains the temperature T measured by the temperature sensor 40 from the control unit 21 (step ST2A).
The estimation unit 25 calculates the estimated value (T + ΔT) of the ambient temperature after scanning using the obtained measured temperature T (step ST3A).
The estimated value ΔT of the temperature rise amount of the gradient magnetic field generator 35 in step ST3A is calculated by the equation (8) as in the first embodiment.
[0067]
When the threshold value in the second embodiment is the threshold value S2, it is determined in step ST4 whether or not the estimated atmospheric temperature value (T + ΔT) exceeds the threshold value S2, and the process proceeds to steps after step ST5.
In FIG. 6, it is assumed that the value of the measurement temperature T hardly changes during the resetting of the repetition time TR from the time when the measurement temperature T is obtained, and the process returns from step ST7 to step ST3A. However, returning to step ST2A, the estimated ambient temperature value (T + ΔT) may be calculated using the newest possible measurement temperature T value.
[0068]
As described above, in the second embodiment, the estimated value (T + ΔT) of the ambient temperature around the subject PT is calculated using the temperature T measured by the temperature sensor 40. For this reason, it becomes possible to estimate the temperature around the subject PT more accurately. As a result, in addition to the effects in the first embodiment, the MRI apparatus 200 can be more finely driven and controlled. For example, when the measurement temperature T is relatively high, the scan that is estimated to be relatively high in the gradient magnetic field generation unit 35 is prevented from being executed, and the temperature felt by the subject PT is kept within a predetermined range. It becomes possible. Further, when the measurement temperature T is relatively low, it is possible to execute a scan that fully utilizes the capability of the gradient magnetic field generator 35.
[0069]
Deformation
In the first and second embodiments, the heat dissipation amount Qc per unit time is a constant, but a plurality of values of the heat dissipation amount Qc may be stored in advance as a map according to the conditions. The storage unit 30 stores a map of the heat dissipation amount Qc.
[0070]
The amount of heat radiation Qc per unit time from the gradient magnetic field generator 35 has a correlation with the gradient magnetic field generator 35 and its ambient temperature. For this reason, in the MRI apparatus 100 according to the first embodiment, for example, the estimation unit 25 calculates the estimated value ΔT using the value of the heat release amount Qc selected from the map according to the number of scan repetitions. The estimated value ΔT can be calculated with higher accuracy.
In the MRI apparatus 200 according to the second embodiment, for example, if the estimating unit 25 selects the value of the heat dissipation amount Qc from the map according to the temperature T measured by the temperature sensor 40 and calculates the estimated value ΔT, It is possible to calculate the estimated value ΔT with higher accuracy.
[0071]
As described above, according to the above modification, the calculation result of the estimated value ΔT or the atmospheric temperature estimated value (T + ΔT) becomes more accurate.
As a result, the MRI apparatus 100 or the MRI apparatus 200 can be further finely controlled.
[0072]
Note that the present invention can be appropriately changed within the scope of the claims regardless of the description of the above-described embodiments and drawings.
For example, in the above-described embodiment, the three coils of the gradient magnetic field generator 35 are handled together, but the estimated value ΔT of the temperature rise amount may be calculated for each of the three coils.
FIG. 2 shows a so-called open type magnet assembly in which most of the imaging space 94 is open. However, a so-called cylindrical type magnet in which the imaging space has a cylindrical shape and only the end is open. The present invention is also applicable to assemblies.
[0073]
【The invention's effect】
As described above, according to the present invention, it is possible to provide a magnetic resonance imaging apparatus capable of performing imaging while fully utilizing the capability of the gradient magnetic field generation unit.
In addition, according to the present invention, it is also possible to provide a temperature information generation method for performing imaging by fully utilizing the capability of the gradient magnetic field generation unit of the magnetic resonance imaging apparatus.
[Brief description of the drawings]
FIG. 1 is a block diagram showing a schematic configuration of an MRI apparatus according to a first embodiment of the present invention.
FIG. 2 is a perspective view showing an appearance of a magnet assembly of the MRI apparatus shown in FIG.
FIG. 3 is a diagram showing an example of a pulse sequence generated by a control unit of the MRI apparatus shown in FIG.
FIG. 4 is a flowchart showing a temperature information creation procedure and a shooting procedure using the created temperature information according to the first embodiment of the present invention.
FIG. 5 is a block diagram showing a schematic configuration of an MRI apparatus according to a second embodiment of the present invention.
FIG. 6 is a flowchart showing a temperature information creation procedure and a shooting procedure using the created temperature information according to the second embodiment of the present invention.
[Explanation of symbols]
DESCRIPTION OF SYMBOLS 1 ... Magnet assembly, 21 ... Control part, 23 ... Processing part, 25 ... Estimation part, 27 ... Judgment part, 30 ... Memory | storage part, 32 ... Main magnetic field generation part, 35 ... Gradient magnetic field generation part, 37 ... Transmitting coil, 39 ... Receiving coil, 40 ... Temperature sensor, Iave ... Average current value, TR ... Repetition time, Qc ... Heat dissipation, Tscan ... Shooting time

Claims

A magnetic resonance imaging apparatus for imaging a test site of the subject based on a magnetic resonance signal from the subject,
A gradient magnetic field generator for generating a gradient magnetic field for providing position information to the magnetic resonance signal;
A temperature estimation unit that estimates in advance a temperature increase amount of the gradient magnetic field generation unit that increases in temperature due to the generation of the gradient magnetic field and outputs an estimated value;
A determination unit that determines whether or not the estimated value exceeds a predetermined threshold;
The temperature estimation unit includes an average current value flowing through the gradient magnetic field generation unit based on a waveform of a drive signal applied to the gradient magnetic field generation unit to generate the gradient magnetic field, a direct current resistance of the gradient magnetic field generation unit, and , Estimating the estimated value based on the heat capacity of the gradient magnetic field generation unit, the amount of heat released from the gradient magnetic field generation unit, and the imaging time required for imaging the region to be examined,
A storage unit that stores a plurality of values of the heat dissipation amount according to a predetermined condition as a map;
The temperature estimation unit is a magnetic resonance imaging apparatus that estimates the estimated value using the map.

A function Ig (t) representing a change in the current flowing through the gradient magnetic field generator based on a change in the waveform of the drive signal and a repetition interval of excitation pulses applied to the subject to generate the magnetic resonance signal Based on the repetition time TR, the average current value Iave is calculated by the following formula:

Based on the average current value Iave, the DC resistance R, the heat capacity C, the heat radiation amount Qc per unit time, and the imaging time Tscan, the estimated value ΔT is calculated by the following equation.

The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 1.

Temperature measuring means for measuring a temperature at a predetermined position around the subject,
The temperature estimation unit pre-calculates and outputs an ambient temperature estimated value based on the measured value by the temperature measuring means and the estimated value,
The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 1, wherein the determination unit determines whether or not the estimated ambient temperature value output from the temperature estimation unit exceeds a predetermined threshold value.

The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 1, further comprising a warning unit that warns that an output from the temperature estimation unit exceeds the threshold value.

An estimation step for generating a gradient magnetic field for giving position information to a magnetic resonance signal from the subject, estimating a temperature rise amount of a gradient magnetic field generation unit that rises in temperature by the generation of the gradient magnetic field, and calculating an estimated value;
Determining whether the estimated value exceeds a predetermined threshold; and
In the estimating step, an average current value flowing in the gradient magnetic field generation unit based on a waveform of a drive signal applied to the gradient magnetic field generation unit for generation of the gradient magnetic field, a DC resistance of the gradient magnetic field generation unit, Calculate the estimated value based on the heat capacity of the gradient magnetic field generation unit, the amount of heat released from the gradient magnetic field generation unit, and the imaging time required for imaging the test site of the subject based on the magnetic resonance signal,
Furthermore, in the estimation step, a temperature information generation method for calculating the estimated value using a value according to the condition from a plurality of values of the heat radiation amount that are defined in advance according to a predetermined condition.

In the estimating step,
A function Ig (t) representing a change in the current flowing through the gradient magnetic field generator based on a change in the waveform of the drive signal and a repetition interval of excitation pulses applied to the subject to generate the magnetic resonance signal Based on the repetition time TR, the average current value Iave is calculated by the following formula:

The temperature information generation method according to claim 5.

A measurement step of measuring a temperature at a predetermined position around the subject and detecting a measurement value;
In the estimation step, the ambient temperature estimated value is calculated in advance based on the measured value and the estimated value,
The temperature information generation method according to claim 5 or 6, wherein in the determination step, it is determined whether or not the estimated atmospheric temperature value exceeds a predetermined threshold value.

The temperature information generation method according to any one of claims 5 to 7, further comprising a warning step of notifying a warning when it is determined in the determination step that a calculation result in the estimation step exceeds the threshold value.