JP4763874B2 - Magnetic resonance imaging system - Google Patents
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Description
【0001】
【発明の属する技術分野】
本発明はパルスシーケンスの変更に基づく騒音低減を図った磁気共鳴イメージング装置に関する。
【0002】
【従来の技術】
一般に、磁気共鳴画像を得るための磁気共鳴イメージング装置本体には、磁気共鳴診断用の空間を形成し、該診断空間に被検体を挿入配置するためのガントリを備えている。ガントリには各種ユニットが装備されるが、とりわけ診断空間に静磁場を発生させる超電導磁石などの静磁場磁石、静磁場に重畳させる線形の傾斜磁場を発生させる傾斜磁場コイル、及び高周波信号を送受信するためのRFコイル等が必須要素である。磁気共鳴画像の撮影時には、パルスシーケンスに従って、静磁場磁石、傾斜磁場コイル、そしてRFコイル等が駆動され、画像化のために必要な磁気共鳴信号が収集される。収集された磁気共鳴信号に基づき被検体の断面等を表す磁気共鳴画像が生成される。
【0003】
従来の磁気共鳴イメージング装置においては、パルスシーケンスに従った傾斜磁場コイルの駆動により電磁気力が発生し、これが傾斜磁場コイルに機械的歪み(振動)を生じさせて騒音が発生するという問題点がある。騒音は、言うまでもなく被検体に不快感や恐怖感を与えるので、可能な限りこれを低減する必要がある。
【0004】
そこで従来、傾斜磁場コイルを騒音発生源と考え、傾斜磁場コイルの振動の外部への伝播を抑えるべく、傾斜磁場コイルを真空容器に収容するなど、騒音低減に関して幾つかアプローチが試みられている。
【0005】
【発明が解決しようとする課題】
しかし従来のアプローチは、上記の如く傾斜磁場コイルを真空容器に収容するなど、いずれも装置の機械構造的(メカニカルな)改善を主眼とするものであった。
【0006】
本発明は上記事情を考慮してなされたものであり、その目的は、磁気共鳴イメージング装置において、機械構造的な改善によるものとは異なる新たな騒音低減を実現することにある。
【0007】
【課題を解決するための手段】
上記課題を解決し目的を達成するために本発明は次のように構成されている。
【0008】
本発明の磁気共鳴イメージング装置は、傾斜磁場のスリューレートを、傾斜磁場の強度にかかわらず、最大のスリューレートとした第1のパルスシーケンスと、傾斜磁場の立ち上がり時間を、傾斜磁場の強度にかかわらず、前記最大のスリューレートで最大の傾斜磁場強度まで傾斜磁場が立ち上がる時間とした第2のパルスシーケンスと、を切り替え可能な手段と、前記第1のパルスシーケンス又は前記第2のパルスシーケンスに従って、静磁場中に配置された被検体に対し、傾斜磁場及びRFパルスを印加し、該被検体からの磁気共鳴信号を得て、該磁気共鳴信号を再構成処理することで該被検体の磁気共鳴画像を得る手段と、を具備する磁気共鳴イメージング装置である。
【0012】
【発明の実施の形態】
以下、図面を参照しながら本発明の実施形態を説明する。
【0013】
図1は本発明の実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置の概略構成を示すブロック図である。ガントリ20内には静磁場磁石1、X軸・Y軸・Z軸傾斜磁場コイル2、及び送受信コイル3が設けられる。送受信コイル3は寝台13の天板内に埋め込まれる。あるいは送受信コイル3は被検体に直に装着されてもよい。またこのような送受共用のコイルの代わりに送信、受信専用の別々のコイルを用いてもよい。静磁場発生装置としての静磁場磁石1は例えば超電導コイル、または常電導コイルを用いて構成される。X軸・Y軸・Z軸傾斜磁場コイル2はX軸傾斜磁場Gx、Y軸傾斜磁場Gy、Z軸傾斜磁場Gzを発生するためのコイルである。送受信コイル3はスライスを選択するための選択励起パルスとしての高周波(RF)パルスを発生し、および磁気共鳴により発生した磁気共鳴信号(MR信号)を検出するために使用される。寝台13の天板上に載置された被検体Pはガントリ20内のイメージング可能領域(イメージング用磁場が形成される球状の領域であり、この領域内でのみ診断が可能となる)に挿入される。
【0014】
静磁場磁石1は静磁場制御装置4により駆動される。送受信コイル3はRF送信時には送信器5により駆動され、かつ磁気共鳴信号の検出時には受信器6に結合される。X軸・Y軸・Z軸傾斜磁場コイル2はX軸傾斜磁場電源7、Y軸傾斜磁場電源8、Z軸傾斜磁場電源9により駆動される。
【0015】
X軸傾斜磁場電源7、Y軸傾斜磁場電源8、Z軸傾斜磁場電源9、送信器5はシーケンサ10により所定のシーケンスに従って駆動され、X軸傾斜磁場Gx、Y軸傾斜磁場Gy、Z軸傾斜磁場Gz、高周波(RF)パルスを、後述する所定のパルスシーケンスに従って発生する。この場合、X軸傾斜磁場Gx、Y軸傾斜磁場Gy,Z軸傾斜磁場Gzは主として、例えば位相エンコード用傾斜磁場Ge、読出し用傾斜磁場Gr、スライス用傾斜磁場Gsとしてそれぞれ使用される。コンピュータシステム11はシーケンサ10を駆動制御するとともに、受信器6で受信される磁気共鳴信号を取り込んで所定の信号処理を施すことにより、被検体の断層像を生成し、表示部12で表示する。
【0016】
本実施形態では、X軸傾斜磁場Gx、Y軸傾斜磁場Gy,およびZ軸傾斜磁場Gzを「傾斜磁場」と総称した上で、パルスシーケンスにしたがって印加される傾斜磁場について、この傾斜磁場の単位時間あたりの変化量を「スリューレート(slew rate:dB/dt)」と称する。とくにスリューレートが一定である場合を「コンスタント・スリューレート(CSR)」と称する。また、傾斜磁場の立上がり時間が一定である場合を「コンスタント・ライズタイム(CRT)」と称する。
【0017】
なお、台形をなす傾斜磁場パルス波形の対称性に注目すると、傾斜磁場パルスがある率で立ち上がったとすると、該パルスは同率で立ち下がる。また、傾斜磁場パルスがある一定時間で立ち上がったとすると、該パルスが立ち下がる時間も同じ時間で一定となる。
【0018】
以下、パルスシーケンス上での傾斜磁場の波形特性に着眼した騒音低減機能に関する幾つかの実施形態を説明する。なお、以下に説明する実施形態は適宜、他の実施形態と組み合わせて実施可能である。
【0019】
(第1実施形態)
図2は、第1実施形態に係り、傾斜磁場パルスの波形を示す図である。同図において、P1はコンスタント・ライズタイム(CRT)が適用されている場合の傾斜磁場パルスの波形を示しており、P2はコンスタント・スリューレート(CSR)が適用されている場合の傾斜磁場パルスの波形を示している。これら傾斜磁場パルスP1及びP2の波形はいずれも台形波となっている。
【0020】
本実施形態では、これら図2に示される傾斜磁場パルスP1及びP2は、いずれもその強度が最大とはならない場合を想定する。つまり、これらのパルスの発生源である傾斜磁場コイルに通電される電流の最大値が、同グラフに示される最大値MAXとはならない。
【0021】
コンスタント・スリューレートが適用されている傾斜磁場パルスP2は常に一定のスリューレートで立ち上がるという波形特性となる。一方、コンスタント・ライズタイムが適用されている傾斜磁場P1は常に一定の立ち上がり時間で立ち上がるという波形特性となる。なお、パルス波形図において傾斜磁場パルスP1とP2の波形のそれぞれが囲む領域の面積は同一である。
【0022】
傾斜磁場の強度が最大とはならない場合について、傾斜磁場パルスP1とP2の両者を比較する。図2から分かるように、コンスタント・スリューレートの傾斜磁場パルスP2よりも、コンスタント・ライズタイムの傾斜磁場パルスP1の方がパルスの立ち上がり勾配が小さくなる。この立ち上がり勾配が小さい(緩やか)方が機械的歪みの原因となる電磁気力の発生強度が小さくなる。したがって、傾斜磁場の強度が最大とはならない場合に限ってはコンスタント・スリューレートよりもコンスタント・ライズタイムの方が騒音が小さくなる。なお、傾斜磁場強度を最大まで立ち上げる場合、コンスタント・スリューレートとコンスタント・ライズタイムの両者にパルス波形上の相違はなく、つまり傾斜磁場パルスP2とP1は同一の波形となる。しかし、磁気共鳴イメージングに係るパルスシーケンスにおいては、常に最大の傾斜磁場強度を出しているわけではないから、パルスシーケンス全体を通して見ればコンスタント・ライズタイムの方がコンスタント・スリューレートよりも騒音が小さくなる。より具体的には、騒音低減効果は、数デシベル〜数十デシベル[dB]程度である。
【0023】
図3に、コンスタント・スリューレート(CSR)/コンスタント・ライズタイム(CRT)の両者についての騒音の測定結果の一例をグラフによって示す。同グラフによると、まず、CRTの方がCSRよりも騒音が低いことがわかる。そして、CSRではCSR値の増加(より急峻な立ち上がり)に伴って騒音は単調に増加する。
【0024】
そして本実施形態の装置は、同一の磁気共鳴イメージングに関し、コンスタント・スリューレートのパルスシーケンスとコンスタント・ライズタイムのパルスシーケンスとを適宜に切替え可能なように構成される。
【0025】
より具体的には、同一の(具体的には例えば同一のスピンエコー系列の)磁気共鳴イメージングについて、コンスタント・スリューレートが適用された通常イメージング用のパルスシーケンスと、コンスタント・ライズタイムが適用された騒音低減イメージング用のパルスシーケンスとを用意する。これらパルスシーケンスはコンピュータシステム11に接続された記憶部(図示しない)に格納される。操作者から所定の指示入力がなされると、コンピュータシステム11から指示入力に応じた読み出し指令が発せられ、記憶部からパルスシーケンスが選択的に読み出され、シーケンサ10に供給される。このようにシーケンサ10に供給するパルスシーケンスを違えることにより通常のイメージング(CSR)と騒音低減型(CRT)のイメージングとを切替可能になる。
以上説明したように、本実施形態によれば、コンスタント・スリューレートのパルスシーケンスとコンスタント・ライズタイムのパルスシーケンスとの切替えに基づく、機械構造的な変更を伴わない新たな騒音低減機能を備えた磁気共鳴イメージング装置を提供できる。
【0026】
(第2実施形態)
第2実施形態は、コンスタント・ライズタイム(CRT)およびコンスタント・スリューレート(CSR)それぞれの最適化による騒音低減に関する。第2実施形態では、撮影に応じてCRTおよびCSRそれぞれについて、パルスシーケンスの最適化を行なう。第2実施形態は、CRT型の磁気共鳴イメージング装置又はCSR型の磁気共鳴イメージング装置のそれぞれに適用可能であり、また、第1実施形態のようにCRTモードとCSRモードとを切替可能に構成された磁気共鳴イメージング装置にも適用可能である。
【0027】
図4は、CRTの磁気共鳴イメージング装置におけるCRT値と騒音の音圧[Pa]との関係を示すグラフである。このグラフでは、横軸を1/CRT値(立上がり時間)としてある。
【0028】
そして本実施形態では、通常の撮影においては最大の傾斜磁場の立ち上がりが常に必要とされるというわけではないことを考慮し、その撮影にとって最低限必要なCRT値を設定する。
【0029】
例えば、図4のグラフに示すように、現在のCRT値がVr1であって、かつ当該撮影に最低限必要なCRT値がVr2であるときは、CRT値をVr1からVr2に変更する。その結果、騒音の音圧をPr1からPr2に低減できる。
【0030】
なお、CRT値の延長においては、あるCRT値に至るまでは高い騒音低減効果が得られるが、そのCRT値以降では低減効果が減少傾向となる。具体的には、1.2〜1.5[ms]以上にCRT値を延長することは有効でない。
【0031】
一方、図5は、CSRの磁気共鳴イメージング装置におけるCSR値(スリュー・レート)と騒音の音圧[Pa]との関係を示すグラフである。図3において既に述べたように、CSRでは、CSR値の増加(より急峻な立ち上がり)に伴って騒音は単調に増加する。翻って、CSR値を低下させると騒音も低下する。
【0032】
CRTの場合と同様に、通常の撮影においては、最大の傾斜磁場の立ち上がりが常に必要とされるというわけではないことを考慮し、その撮影にとって最低限必要なCSR値を設定する。
【0033】
例えば、図5のグラフに示すように、現在のCSR値がVs1であって、かつ当該撮影に最低限必要なCSR値がVs2であるときは、CSR値をVs1からVs2に変更する。その結果、騒音の音圧をPs1からPs2に低減できる。
【0034】
あな、CRT値又はCSR値の切替については自動切替と手動切替の2通りの実現手法が考えられる。自動切替については、撮影毎にその撮影において最低限必要なCRT値又はCSR値を事前に求めておき、撮影の選択に応じて自動的に値を切り替えるように構成する。ある実現例では、CRT値又はCSR値に対応してプリセットされた複数パルスシーケンス間の選択切替に依る。
【0035】
一方、手動切替では、操作者が入力器を介して手動(マニュアル)によりCRT値又はCSR値を所望の値に切替えられるようにする。
【0036】
このような第2実施形態によれば、CRTまたはCSRのそれぞれにおいて、より細密な騒音駆動制御を行うことができる。
【0037】
(第3実施形態)
第2実施形態では、最低限必要な撮影条件が得られる値にCSR値を切り替えることで騒音低減を図るものであった。一方、本実施形態では、許容できる騒音レベルから逆にCSR値を求め、そのCSR値から限界の撮影条件を定めるものである。特に小児の撮影など、静かな撮影環境を得るべく騒音低減を最優先する場合に本実施形態は有効である。
【0038】
図6を参照して本実施形態を説明する。騒音の許容レベルPsを設定すると、許容されるCSR値Vsが得られる。同図から分かるように騒音の音圧[Pa]はCSR値に比例する。次に、Vsから撮影条件の限界を求める。ここでいう撮影条件とは、最小FOV(フィールド・オブ・ビュー)、最小スライス厚、および最大撮影枚数等である。
【0039】
また、本実施形態の変形例として、許容騒音レベル毎に、騒音がそれ以下となる複数のパルスシーケンスを対応づけておき、許容騒音レベルの選択に応じて該当する複数のパルスシーケンスを一覧表示させ、所望のシーケンスを操作者に選択させるように構成してもよい。
【0040】
本実施形態の場合、上記撮影条件の限界を越えた撮影は行われず、その代わりに騒音が許容レベルPsを越えることがなく、所望の静音撮影を実現できる。なお、本実施形態は、CSRのみならずCRTの磁気共鳴イメージング装置にも適用可能であることは言うまでもない。また、本発明は上述した実施形態に限定されず種々変形して実施可能である。
【0041】
【発明の効果】
以上説明したように本発明によれば、機械構造的な改善によるものとは異なる新たな騒音低減を実現する磁気共鳴イメージング装置を提供できる。
【図面の簡単な説明】
【図1】本発明の実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置の概略構成を示すブロック図
【図2】第1実施形態に係り、傾斜磁場パルスの波形を示す図
【図3】コンスタント・スリューレート(CSR)/コンスタント・ライズタイム(CRT)の両者についての騒音の測定結果の一例を示すグラフ
【図4】 CRTの磁気共鳴イメージング装置におけるCRT値と騒音の音圧[Pa]との関係を示すグラフ
【図5】 CSRの磁気共鳴イメージング装置におけるCSR値(スリュー・レート)と騒音の音圧[Pa]との関係を示すグラフ
【図6】騒音の許容レベルとスリューレート値との関係を示すグラフ
【符号の説明】
1…静磁場磁石
2…X軸・Y軸・Z軸傾斜磁場コイル
3…送受信コイル
4…静磁場制御装置
5…送信器
6…受信器
7…X軸傾斜磁場アンプ
8…Y軸傾斜磁場アンプ
9…Z軸傾斜磁場アンプ
10…シーケンサ
11…コンピュータシステム
12…表示部[0001]
BACKGROUND OF THE INVENTION
The present invention relates to a magnetic resonance imaging apparatus that reduces noise based on a change in pulse sequence.
[0002]
[Prior art]
In general, a magnetic resonance imaging apparatus main body for obtaining a magnetic resonance image is provided with a gantry for forming a magnetic resonance diagnosis space and inserting a subject into the diagnosis space. The gantry is equipped with various units, especially a static magnetic field magnet such as a superconducting magnet that generates a static magnetic field in the diagnostic space, a gradient coil that generates a linear gradient magnetic field superimposed on the static magnetic field, and a high-frequency signal transmission / reception An RF coil or the like is an essential element. When imaging a magnetic resonance image, a static magnetic field magnet, a gradient magnetic field coil, an RF coil, and the like are driven according to a pulse sequence, and magnetic resonance signals necessary for imaging are collected. A magnetic resonance image representing a cross section of the subject is generated based on the collected magnetic resonance signals.
[0003]
In the conventional magnetic resonance imaging apparatus, there is a problem that electromagnetic force is generated by driving the gradient coil according to the pulse sequence, which causes mechanical distortion (vibration) in the gradient coil and generates noise. . Needless to say, noise causes discomfort and fear to the subject, and it is necessary to reduce this as much as possible.
[0004]
In view of this, several approaches have been tried to reduce noise, such as considering the gradient magnetic field coil as a noise generation source and accommodating the gradient magnetic field coil in a vacuum vessel in order to suppress the propagation of the vibration of the gradient magnetic field coil to the outside.
[0005]
[Problems to be solved by the invention]
However, the conventional approaches have been mainly aimed at improving the mechanical structure (mechanical) of the apparatus, such as housing the gradient coil in a vacuum vessel as described above.
[0006]
The present invention has been made in view of the above circumstances, and an object of the present invention is to realize a new noise reduction different from that due to mechanical structural improvement in a magnetic resonance imaging apparatus.
[0007]
[Means for Solving the Problems]
In order to solve the above problems and achieve the object, the present invention is configured as follows.
[0008]
The magnetic resonance imaging apparatus according to the present invention uses the first pulse sequence in which the slew rate of the gradient magnetic field is the maximum slew rate regardless of the strength of the gradient magnetic field, and the rising time of the gradient magnetic field as the gradient magnetic field strength. Regardless of whether the second pulse sequence is set to the time when the gradient magnetic field rises to the maximum gradient magnetic field intensity at the maximum slew rate, the first pulse sequence or the second pulse can be switched. According to a sequence, a gradient magnetic field and an RF pulse are applied to a subject arranged in a static magnetic field, a magnetic resonance signal is obtained from the subject, and the magnetic resonance signal is reconstructed and the subject is reconstructed. A magnetic resonance imaging apparatus.
[0012]
DETAILED DESCRIPTION OF THE INVENTION
Hereinafter, embodiments of the present invention will be described with reference to the drawings.
[0013]
FIG. 1 is a block diagram showing a schematic configuration of a magnetic resonance imaging apparatus according to an embodiment of the present invention. In the
[0014]
The static magnetic field magnet 1 is driven by a static magnetic
[0015]
The X-axis gradient magnetic field power supply 7, the Y-axis gradient magnetic
[0016]
In this embodiment, the X-axis gradient magnetic field Gx, the Y-axis gradient magnetic field Gy, and the Z-axis gradient magnetic field Gz are collectively referred to as “gradient magnetic field”, and the gradient magnetic field unit applied to the gradient magnetic field in accordance with the pulse sequence is described. The amount of change per time is referred to as “slew rate (dB / dt)”. In particular, the case where the slew rate is constant is referred to as “constant slew rate (CSR)”. The case where the rising time of the gradient magnetic field is constant is referred to as “constant rise time (CRT)”.
[0017]
If attention is paid to the symmetry of the trapezoidal gradient magnetic field pulse waveform, if the gradient magnetic field pulse rises at a certain rate, the pulse falls at the same rate. If the gradient magnetic field pulse rises at a certain time, the time at which the pulse falls also becomes constant at the same time.
[0018]
Hereinafter, some embodiments relating to the noise reduction function focusing on the waveform characteristics of the gradient magnetic field on the pulse sequence will be described. Note that the embodiments described below can be implemented in combination with other embodiments as appropriate.
[0019]
(First embodiment)
FIG. 2 is a diagram illustrating a waveform of a gradient magnetic field pulse according to the first embodiment. In the figure, P1 shows the waveform of the gradient magnetic field pulse when the constant rise time (CRT) is applied, and P2 shows the gradient magnetic field pulse when the constant slew rate (CSR) is applied. The waveform is shown. The waveforms of these gradient magnetic field pulses P1 and P2 are both trapezoidal waves.
[0020]
In the present embodiment, it is assumed that the gradient magnetic field pulses P1 and P2 shown in FIG. 2 do not have the maximum intensity. That is, the maximum value of the current supplied to the gradient coil that is the source of these pulses does not become the maximum value MAX shown in the graph.
[0021]
The gradient magnetic field pulse P2 to which the constant slew rate is applied has a waveform characteristic that always rises at a constant slew rate. On the other hand, the gradient magnetic field P1 to which the constant rise time is applied has a waveform characteristic that it always rises with a constant rise time. In the pulse waveform diagram, the areas of the regions surrounded by the waveforms of the gradient magnetic field pulses P1 and P2 are the same.
[0022]
For the case where the strength of the gradient magnetic field does not become the maximum, both the gradient magnetic field pulses P1 and P2 are compared. As can be seen from FIG. 2, the rising gradient of the pulse is smaller for the constant rise time gradient magnetic field pulse P1 than for the constant slew rate gradient magnetic field pulse P2. When the rising gradient is smaller (gradual), the intensity of generation of electromagnetic force that causes mechanical distortion becomes smaller. Therefore, the noise at the constant rise time is smaller than that at the constant slew rate only when the intensity of the gradient magnetic field does not become maximum. When the gradient magnetic field strength is raised to the maximum, there is no difference in the pulse waveform between the constant slew rate and the constant rise time, that is, the gradient magnetic field pulses P2 and P1 have the same waveform. However, in the pulse sequence related to magnetic resonance imaging, the maximum gradient magnetic field strength is not always produced, so the constant rise time is less noise than the constant slew rate when viewed throughout the pulse sequence. Become. More specifically, the noise reduction effect is about several decibels to tens of decibels [dB].
[0023]
FIG. 3 is a graph showing an example of noise measurement results for both constant slew rate (CSR) / constant rise time (CRT). According to the graph, first, it can be seen that CRT has lower noise than CSR. In CSR, noise increases monotonically with increasing CSR values (steeper rises).
[0024]
The apparatus of the present embodiment is configured to be able to appropriately switch between a constant slew rate pulse sequence and a constant rise time pulse sequence for the same magnetic resonance imaging.
[0025]
More specifically, for the same (specifically, for example, the same spin echo sequence) magnetic resonance imaging, a pulse sequence for normal imaging to which a constant slew rate is applied and a constant rise time are applied. And a pulse sequence for noise reduction imaging. These pulse sequences are stored in a storage unit (not shown) connected to the computer system 11. When a predetermined instruction is input from the operator, a read command corresponding to the instruction input is issued from the computer system 11, and a pulse sequence is selectively read from the storage unit and supplied to the
As described above, according to the present embodiment, a new noise reduction function without mechanical structural change based on switching between a constant slew rate pulse sequence and a constant rise time pulse sequence is provided. A magnetic resonance imaging apparatus can be provided.
[0026]
(Second Embodiment)
The second embodiment relates to noise reduction through optimization of constant rise time (CRT) and constant slew rate (CSR). In the second embodiment, the pulse sequence is optimized for each of the CRT and CSR in accordance with imaging. The second embodiment can be applied to each of a CRT type magnetic resonance imaging apparatus or a CSR type magnetic resonance imaging apparatus, and can be switched between a CRT mode and a CSR mode as in the first embodiment. It can also be applied to magnetic resonance imaging apparatuses.
[0027]
FIG. 4 is a graph showing the relationship between the CRT value and the sound pressure [Pa] of noise in a CRT magnetic resonance imaging apparatus. In this graph, the horizontal axis represents the 1 / CRT value (rise time).
[0028]
In the present embodiment, in consideration of the fact that the maximum gradient magnetic field rise is not always required in normal imaging, the minimum CRT value required for the imaging is set.
[0029]
For example, as shown in the graph of FIG. 4, when the current CRT value is Vr1 and the minimum CRT value necessary for the imaging is Vr2, the CRT value is changed from Vr1 to Vr2. As a result, the sound pressure of noise can be reduced from Pr1 to Pr2.
[0030]
In extending the CRT value, a high noise reduction effect is obtained until a certain CRT value is reached, but the reduction effect tends to decrease after the CRT value. Specifically, it is not effective to extend the CRT value beyond 1.2 to 1.5 [ms].
[0031]
On the other hand, FIG. 5 is a graph showing the relationship between the CSR value (slew rate) and the sound pressure [Pa] of noise in the CSR magnetic resonance imaging apparatus. As already described with reference to FIG. 3, in CSR, noise increases monotonically with increasing CSR value (steeper rise). In turn, reducing the CSR value also reduces noise.
[0032]
As in the case of CRT, in consideration of the fact that the maximum gradient magnetic field rise is not always required in normal imaging, the minimum CSR value required for the imaging is set.
[0033]
For example, as shown in the graph of FIG. 5, when the current CSR value is Vs1 and the minimum CSR value required for the photographing is Vs2, the CSR value is changed from Vs1 to Vs2. As a result, the sound pressure of noise can be reduced from Ps1 to Ps2.
[0034]
As for the switching of CRT value or CSR value, there are two realization methods: automatic switching and manual switching. The automatic switching is configured such that a minimum CRT value or CSR value necessary for the photographing is obtained in advance for each photographing, and the value is automatically switched according to the photographing selection. One implementation relies on selective switching between preset pulse sequences corresponding to CRT values or CSR values.
[0035]
On the other hand, in manual switching, the operator can manually switch the CRT value or CSR value to a desired value via the input device.
[0036]
According to the second embodiment, finer noise drive control can be performed in each of the CRT or CSR.
[0037]
(Third embodiment)
In the second embodiment, noise reduction is achieved by switching the CSR value to a value that provides the minimum necessary shooting conditions. On the other hand, in the present embodiment, the CSR value is obtained in reverse from the allowable noise level, and the limit photographing condition is determined from the CSR value. In particular, this embodiment is effective when noise reduction is given the highest priority in order to obtain a quiet photographing environment such as photographing children.
[0038]
This embodiment will be described with reference to FIG. When the allowable noise level Ps is set, an allowable CSR value Vs is obtained. As can be seen from the figure, the sound pressure [Pa] of the noise is proportional to the CSR value. Next, the limit of photographing conditions is obtained from Vs. The imaging conditions here are a minimum FOV (field of view), a minimum slice thickness, a maximum number of images to be captured, and the like.
[0039]
As a modification of the present embodiment, for each allowable noise level, a plurality of pulse sequences whose noise is lower than that is associated with each other, and the corresponding plurality of pulse sequences are displayed in a list according to the selection of the allowable noise level. The operator may select a desired sequence.
[0040]
In the case of the present embodiment, photographing exceeding the limit of the photographing condition is not performed, and instead, noise does not exceed the allowable level Ps, and desired silent photographing can be realized. Needless to say, this embodiment can be applied not only to CSR but also to a CRT magnetic resonance imaging apparatus. Further, the present invention is not limited to the above-described embodiment, and can be implemented with various modifications.
[0041]
【The invention's effect】
As described above, according to the present invention, it is possible to provide a magnetic resonance imaging apparatus that realizes a new noise reduction different from that due to mechanical structural improvements.
[Brief description of the drawings]
FIG. 1 is a block diagram showing a schematic configuration of a magnetic resonance imaging apparatus according to an embodiment of the present invention. FIG. 2 is a diagram showing a waveform of a gradient magnetic field pulse according to the first embodiment. Graph showing an example of noise measurement results for both (CSR) / constant rise time (CRT). Fig. 4 shows the relationship between CRT value and noise sound pressure [Pa] in a CRT magnetic resonance imaging system. Graph [Fig. 5] Graph showing the relationship between CSR value (slew rate) and noise sound pressure [Pa] in CSR magnetic resonance imaging system [Fig. 6] The relationship between allowable noise level and slew rate value Graph to show 【Explanation of symbols】
DESCRIPTION OF SYMBOLS 1 ... Static magnetic field magnet 2 ... X-axis / Y-axis / Z-axis gradient
Claims (2)
前記第1のパルスシーケンス又は前記第2のパルスシーケンスに従って、静磁場中に配置された被検体に対し、傾斜磁場及びRFパルスを印加し、該被検体からの磁気共鳴信号を得て、該磁気共鳴信号を再構成処理することで該被検体の磁気共鳴画像を得る手段と、
を具備することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。 The first pulse sequence in which the slew rate of the gradient magnetic field is the maximum regardless of the strength of the gradient magnetic field and the rise time of the gradient magnetic field is the maximum slew rate regardless of the strength of the gradient magnetic field. Means capable of switching between the second pulse sequence, which is the time when the gradient magnetic field rises up to the maximum gradient magnetic field intensity at the rate,
In accordance with the first pulse sequence or the second pulse sequence, a gradient magnetic field and an RF pulse are applied to a subject placed in a static magnetic field to obtain a magnetic resonance signal from the subject, and the magnetic Means for obtaining a magnetic resonance image of the subject by reconstructing the resonance signal;
A magnetic resonance imaging apparatus comprising:
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