WO2005089644A1 - 磁気共鳴イメージング装置およびこの磁気共鳴イメージング装置における共振の有無を判断する方法 - Google Patents

磁気共鳴イメージング装置およびこの磁気共鳴イメージング装置における共振の有無を判断する方法 Download PDF

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resonance imaging
gradient magnetic
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Hiroshi Takai
Original Assignee
Kabushiki Kaisha Toshiba
Toshiba Medical Systems Corporation
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    • G01MEASURING; TESTING
    • G01RMEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
    • G01R33/00Arrangements or instruments for measuring magnetic variables
    • G01R33/20Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
    • G01R33/28Details of apparatus provided for in groups G01R33/44 - G01R33/64
    • G01R33/38Systems for generation, homogenisation or stabilisation of the main or gradient magnetic field
    • G01R33/385Systems for generation, homogenisation or stabilisation of the main or gradient magnetic field using gradient magnetic field coils
    • G01R33/3854Systems for generation, homogenisation or stabilisation of the main or gradient magnetic field using gradient magnetic field coils means for active and/or passive vibration damping or acoustical noise suppression in gradient magnet coil systems

Definitions

  • the present invention relates to a magnetic resonance imaging (MRI) device that generates a magnetic resonance image using a magnetic resonance phenomenon, and a method of determining whether or not resonance occurs in the magnetic resonance imaging device.
  • MRI magnetic resonance imaging
  • a magnetic resonance imaging apparatus is a phenomenon in which, when a group of nuclei having a unique magnetic moment is placed in a uniform static magnetic field, the energy of a high-frequency magnetic field rotating at a specific frequency is resonantly absorbed. It is a device that uses a computer to image chemical and physical microscopic information of a substance or observe a chemical shift spectrum.
  • Imaging of a diagnostic image by the magnetic resonance imaging apparatus is performed, for example, as follows. That is, the subject is placed in a composite magnetic field including a static magnetic field formed by a magnet and a gradient magnetic field formed by a gradient coil. A high frequency having a predetermined frequency for generating a magnetic resonance phenomenon is applied to the subject set as described above. The applied high frequency causes a magnetic resonance signal to be generated in the subject, which is received by the receiving high-frequency coil and imaged.
  • the gradient magnetic field is changed in the static magnetic field at the time of data collection, and therefore a dynamic load is applied to the gradient magnetic field coil by Lorentz force. Further, a dynamic load is also applied to a magnet that generates a static magnetic field due to electromagnetic induction or propagation due to mechanical coupling with a gradient magnetic field coil.
  • a dynamic load is also applied to a magnet that generates a static magnetic field due to electromagnetic induction or propagation due to mechanical coupling with a gradient magnetic field coil.
  • resonance occurs.
  • the amplitude of the vibration increases, causing blurring of the image or degrading the image quality due to signal degradation in a sequence that uses multiple echoes such as the FSE (Fast Spin Echo) method.
  • FSE Fast St Spin Echo
  • a technique for reducing noise generated due to a change in the gradient magnetic field waveform is disclosed in, for example, It is known from JP-A-4-208134.
  • a read pulse intensity and an application time are set within a predetermined range, a set read pulse pulse is estimated, and a read pulse force is also generated from the measured noise characteristics.
  • Estimate the power of There is disclosed a technique for estimating a read pulse at which the estimated noise power is minimized, thereby suppressing noise in a sequence in which read pulses are switched at a high speed such as EPI (Echo Planar Imaging).
  • EPI Echo Planar Imaging
  • the present invention has been made in view of such circumstances, and an object of the present invention is to provide a magnetic resonance imaging apparatus capable of preventing resonance between intrinsic vibration and vibration accompanying a dynamic load. Is to provide.
  • the following magnetic resonance imaging apparatus is provided.
  • a gradient magnetic field unit for generating a gradient magnetic field an acquisition unit for acquiring a vibration characteristic of a magnetic resonance imaging apparatus according to a change in the gradient magnetic field generated when imaging a plurality of slices, and the acquired vibration characteristic force resonance occurs
  • a judgment unit for judging power A judgment unit for judging power.
  • a control method of a magnetic resonance imaging apparatus as described below.
  • FIG. 1 is a diagram showing a configuration of a magnetic resonance imaging apparatus according to one embodiment of the present invention.
  • FIG. 2 is a diagram showing the displacement in the X-axis direction of a gradient magnetic field coil measured by sweeping the frequency of an input signal to the gradient magnetic field coil.
  • FIG. 3 is a diagram showing the displacement of the static magnetic field magnet in the Y-axis direction measured by sweeping the frequency of the input signal to the gradient magnetic field coil.
  • FIG. 4 is a flowchart showing a processing procedure of a control unit when imaging is performed.
  • FIG. 5 is a diagram showing an example of a pulse sequence for controlling a gradient magnetic field in the X-axis direction.
  • FIG. 6 is a diagram showing a change in frequency characteristics of an input power plot in the X-axis direction when the number of slices is changed.
  • FIG. 7 is a diagram showing a pulse sequence in which the polarity of the pulse sequence shown in FIG. 5 is changed to be inverted for each slice.
  • FIG. 8 is a diagram showing changes in the frequency characteristics of the input power spectrum in the X-axis direction in the pulse sequences shown in FIGS. 5 and 7.
  • FIG. 1 is a diagram showing a configuration of a magnetic resonance imaging apparatus according to the present embodiment.
  • the magnetic resonance imaging apparatus shown in Fig. 1 has a static magnetic field magnet 1, a gradient magnetic field coil 2, a gradient magnetic field control unit 3, a high frequency coil 4, a bed 5, a transmission unit 6, a reception unit 7, a hybrid circuit 8, and a bed control unit. 9 and a computer system 10.
  • the static magnetic field magnet 1 has a hollow cylindrical shape, and generates a uniform static magnetic field in an internal space.
  • a permanent magnet, a superconducting magnet, or the like is used as the static magnetic field magnet 1, for example, a permanent magnet, a superconducting magnet, or the like.
  • the gradient magnetic field coil 2 has a hollow cylindrical shape, and is arranged inside the static magnetic field magnet 1.
  • the gradient magnetic field coil 2 includes three coils corresponding to the X, ⁇ , and Z axes orthogonal to each other.
  • the gradient magnetic field coil 2 generates a gradient magnetic field in which the three coils individually receive current supply from the gradient magnetic field control unit 3 and the magnetic field strength is inclined along each of the X, Y, and Z axes.
  • the Z-axis direction is, for example, the same direction as the static magnetic field.
  • the fields correspond to, for example, a slice selection gradient magnetic field Gs, a phase encoding gradient magnetic field Ge, and a lead-out gradient magnetic field Gr.
  • the slice selection gradient magnetic field Gs arbitrarily determines the imaging section.
  • the phase encoding gradient magnetic field Ge encodes the phase of the magnetic resonance signal according to the spatial position.
  • the readout gradient magnetic field Gr encodes the frequency of the magnetic resonance signal according
  • the gradient magnetic field control unit 3 generates a slice selection gradient magnetic field Gs, a phase encoding gradient magnetic field Ge, and a readout gradient magnetic field Gr according to a predetermined sequence and imaging conditions set by the control unit 107, for example. Control is performed as is well known.
  • the high-frequency coil 4 receives a supply of a high-frequency pulse from the transmission unit 6, and generates a high-frequency magnetic field.
  • the high-frequency coil 4 receives a magnetic resonance signal radiated from the subject P under the influence of the high-frequency magnetic field.
  • High-frequency coil 4 includes two high-frequency coils (not shown).
  • the bed 5 is a table on which the subject P is placed.
  • the couch 5 has a top plate which is a part thereof slidable in the left-right direction in FIG. 1, thereby changing the relative positions of the subject P and the high-frequency coil 4.
  • Transmitting section 6 has an oscillating section, a phase selecting section, a frequency converting section, an amplitude modulating section, and a high-frequency power amplifying section (all not shown).
  • the oscillating unit generates a high-frequency signal having a resonance frequency specific to the target nucleus in a static magnetic field.
  • the phase selector selects the phase of the high frequency signal.
  • the frequency modulation section frequency-modulates the high-frequency signal output from the phase selection section.
  • the amplitude modulator modulates the amplitude of the high-frequency signal output from the frequency modulator according to, for example, the number of sinks.
  • the high frequency power amplifier amplifies the high frequency signal output from the amplitude modulator. Then, as a result of the operations of these units, the transmitting unit 6 sends out a high-frequency pulse corresponding to the Larmor frequency to the high-frequency coil 4.
  • the receiving unit 7 includes a pre-amplifier, a phase detector, and an analog-to-digital converter (V and deviation are not shown).
  • the receiving unit 7 amplifies the magnetic resonance signal output from the hybrid circuit 8.
  • the phase detector detects the phase of the magnetic resonance signal output from the preamplifier.
  • the analog-to-digital converter converts a signal output from the phase detector into a digital signal.
  • the hybrid circuit 8 generates two high-frequency pulses that also supply the high-frequency pulse force transmitted from the transmission unit 6 to each of the two high-frequency coils of the high-frequency coil 4.
  • the hybrid circuit 8 combines the magnetic resonance signals respectively output from the two high-frequency coil cards and sends them to the receiving unit 7.
  • the couch control unit 9 has a movement mechanism unit and a movement control unit (neither is shown).
  • the moving mechanism reciprocates the top of the bed 5 in the axial direction of the static magnetic field magnet 1.
  • the movement control unit controls the movement mechanism unit to appropriately move the top plate in response to a command from an operator or the like.
  • the computer system 10 has an interface unit 101, a data collection unit 102, a reconstruction unit 103, a storage unit 104, a display unit 105, an input unit 106, and a control unit 107.
  • the interface unit 101 is connected to the gradient magnetic field control unit 3, the transmission unit 6, the reception unit 7, the bed control unit 9, and the like.
  • the interface unit 101 inputs and outputs signals exchanged between these connected units and the computer system 10.
  • the data collection unit 102 converts the digital signal output from the reception unit 7 into an interface unit 1
  • the data collection unit 102 stores the collected digital signal, that is, magnetic resonance signal data, in the storage unit 104.
  • the reconstruction unit 103 performs post-processing on the magnetic resonance signal data stored in the storage unit 104
  • a reconstruction such as Fourier transform is executed to obtain the stereogram data or image data of the desired nuclear spin in the subject P.
  • the storage unit 104 stores the magnetic resonance signal data and the spectrum data or the image data.
  • the storage unit 104 stores input spectrum information that is input when the magnetic resonance imaging apparatus is installed.
  • the display unit 105 controls various information such as spectrum data or image data by the control unit 1.
  • a display unit 105 a display device such as a liquid crystal display can be used.
  • the input unit 106 receives various commands and information inputs from the operator.
  • a pointing device such as a mouse or a trackball
  • a selection device such as a mode switching switch
  • an input device such as a keyboard
  • the control unit 107 has a CPU, a memory, and the like (not shown), and controls the magnetic resonance imaging apparatus of the present embodiment as a whole.
  • the control unit 107 has a setting function, an estimation function, and a determination function in addition to a control function for realizing a known operation of the magnetic resonance imaging apparatus.
  • the control unit 107 sets the imaging conditions by the setting function.
  • the control unit 107 estimates the frequency characteristics of the vibration in each of the X, Y, and Z axes of the magnetic resonance imaging apparatus accompanying the operation for imaging under the set imaging conditions. Using the determination function, the control unit 107 determines whether or not resonance will occur in the magnetic resonance imaging apparatus due to imaging under the above imaging conditions.
  • the storage unit 104 stores input spectrum information indicating the characteristic of the natural vibration of the magnetic resonance imaging apparatus along each of the X, ⁇ , and Z axes. Let it be.
  • the input spectrum information is obtained by estimating in advance the frequency characteristics of vibrations determined by the relationship between the static magnetic field magnet 1 and the gradient magnetic field coil 2 and their support systems for each of the X, ⁇ , and Z axes. They are created by performing filter processing that emphasizes components near the natural frequency.
  • the above estimation of the frequency characteristic can be performed based on the output of an acceleration sensor installed at an appropriate position of the support mechanism of the static magnetic field magnet 1 and the gradient magnetic field coil 2.
  • the frequency of the input signal to the gradient magnetic field coil 2 is swept, and the vibration (displacement) at each frequency is measured.
  • an impulse is used as an input signal to the gradient magnetic field coil 2, and a Fourier transform of the response is performed.
  • FIG. 2 shows the displacement in the X-axis direction of the gradient magnetic field coil 2 measured by sweeping the frequency of the input signal to the gradient magnetic field coil 2.
  • FIG. 3 shows the displacement of the static magnetic field magnet 1 in the Y-axis direction measured by sweeping the frequency of the input signal to the gradient coil 2.
  • FIGS. 2 and 3 shows a state in which the same magnetic resonance imaging apparatus is supported by two support methods, respectively. As shown in FIGS. 2 and 3, even with the same magnetic resonance imaging apparatus, the natural frequency changes due to the difference in the supporting method. For this reason, for example, during initial adjustment work after installation of a magnetic resonance imaging apparatus, measurement of frequency characteristics, It is preferable that the operator creates the input spectrum information and inputs the information outside the input spectrum.
  • control unit 107 executes processing as shown in FIG.
  • step ST1 the control unit 107 uses the setting function to set imaging conditions (such as a sequence type and an imaging parameter used for imaging) based on an instruction from the input unit 106 by an operator or the like.
  • imaging conditions such as a sequence type and an imaging parameter used for imaging
  • step ST2 the control unit 107 uses the estimation function to determine the gradient magnetic field for slice selection Gs, the gradient magnetic field for phase encoding Ge, and the gradient magnetic field for readout Gr required for imaging under the conditions set in step ST1. Calculate the respective gradient magnetic field waveforms and determine their frequency characteristics. That is, the control unit 107 estimates the frequency characteristics of the gradient magnetic field in each of the X, Z, and Z axis directions.
  • step ST3 the control unit 107 determines the X-, Y-, and Z-axis directions from the estimated frequency characteristics and the input spectrum indicated by the input spectrum information stored in the storage unit 104 by the determination function. Calculate the vibration power.
  • the natural frequency has a relatively small value of 911 Hz. Assuming that up to 5 times higher harmonics will greatly affect the vibration of the magnetic resonance imaging device, the characteristics (lowest frequency) up to the frequency of 1Z5 of the natural frequency are calculated to calculate the above vibration power. There is a need to. In other words, if the natural frequency is 9-11 Hz, it is necessary to understand the characteristics up to about 1.8-2.2 Hz.
  • the natural frequency is not significantly higher than in the above example, so it is usually necessary to calculate the frequency characteristics from a gradient magnetic field waveform over 200 ms or more.
  • a pulse sequence for driving the gradient magnetic field coil 2 is completed in one slice period. Therefore, the calculation of the frequency characteristics needs to be based on all the gradient magnetic field waveforms for one slice. Since the duration of one slice is at most about one hundred and several tens of ms, the gradient magnetic field waveform for one slice is not enough for the above 200 ms. Therefore, in step ST2, the frequency characteristics are calculated from the gradient magnetic field waveforms for a plurality of slices.
  • step ST4 the control unit 107 uses the determination function to determine whether any of the vibration powers in the respective axial directions calculated in step ST3 is equal to or greater than a predetermined threshold. If YES is determined in step ST4, control unit 107 proceeds from step ST4 to step ST5.
  • FIG. 5 is a diagram showing an example of a pulse sequence for controlling the gradient magnetic field in the X-axis direction.
  • the pulse sequence shown in Fig. 5 is for an FSE sequence with an echo interval of 20 ms, a repetition time (TR) of 4000 ms, and 15 slices.
  • Fig. 6 shows the results of calculating the input power spectra in the X-axis direction when the number of slices alone was changed to 15, 13, and 12 in addition to 15 slices.
  • FIG. 6 shows that changing the number of slices changes the frequency at which the input power increases. Therefore, by changing the number of slices among the imaging parameters that have already been set, it is possible to change the frequency characteristics of the vibration of the magnetic resonance imaging apparatus associated with the imaging operation, that is, the vibration associated with the dynamic load.
  • FIG. 7 is a diagram showing a pulse sequence in which the polarity of the pulse sequence shown in FIG. 5 is changed for each slice.
  • Figure 8 shows the results of calculating the input power spectra in the X-axis direction when the pulse sequence shown in Fig. 5 is applied and when the pulse sequence shown in Fig. 7 is applied.
  • FIG. 8 shows that the frequency at which the input power increases changes by switching between the pulse sequence in which the polarity is not inverted and the pulse sequence in which the polarity is inverted.
  • step ST5 an element that can change the frequency characteristic of the vibration associated with the dynamic load among the already set sequence type or imaging parameter is changed as described above.
  • any one of the elements to be changed may be fixedly determined, or may be selected by the user.
  • the control unit 107 may automatically change a predetermined element, or may change the predetermined element in accordance with a user's instruction.
  • control unit 107 repeats the processing after step ST2. As a result, the sequence type or the imaging parameter is changed until all the vibration powers in the respective axial directions calculated in step ST3 become less than the predetermined threshold. Then, if NO is determined in step ST4, control unit 107 proceeds from step ST4 to step ST6.
  • step ST6 the control unit 107 uses the setting function to determine the type of the sequence and the imaging parameters set at this time as conditions to be used in actual imaging. Then, after that, the control unit 107 shifts to imaging processing under the above determined conditions.
  • the imaging conditions are set so that resonance does not occur in each of the X, Y, and z axis directions. Therefore, the vibration of the magnetic resonance imaging apparatus can be prevented well. it can.
  • it is difficult for resonance to occur in a specific axial direction under any imaging conditions In some cases, even if all resonances occur in the direction, a large vibration with a small power does not occur. In such a case, the processing for avoiding resonance in a specific axial direction may be omitted, and the above processing may be performed only in the one-axis direction or the two-axis direction.
  • step ST3 is omitted.
  • the frequency characteristics of the vibration caused by the dynamic load can be changed by increasing the repetition time (TR) without changing the number of slices and reducing the number of slices per unit time.
  • TR repetition time
  • a gradient magnetic field that is repeatedly output so as to overlap with the natural frequency is searched for, and its intensity is reduced within a range that does not hinder the imaging. Resonance can be avoided by reducing the components near the natural frequency. Therefore, the element of the imaging condition to be changed may be another element such as the above-described repetition time or intensity.
  • the present invention is not limited to the above-described embodiment as it is, and may be embodied by modifying constituent elements in an implementation stage without departing from the scope of the invention.
  • Various inventions can be formed by appropriately combining a plurality of constituent elements disclosed in the above embodiments. For example, some components, such as all components shown in the embodiment, may be deleted.

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Abstract

 傾斜磁場を発生する傾斜磁場ユニットと、複数スライスを撮像する際に生じる前記傾斜磁場の変化に伴う磁気共鳴イメージング装置の振動特性を取得する取得ユニットと、前記取得された振動特性から共振が生じるか否かを判断する判断ユニットと、を具備して磁気共鳴イメージング装置を構成する。

Description

明 細 書
磁気共鳴イメージング装置およびこの磁気共鳴イメージング装置における 共振の有無を判断する方法
技術分野
[0001] 本発明は、磁気共鳴現象を利用して磁気共鳴画像を生成する磁気共鳴イメージン グ(Magnetic Resonance Imaging: MRI)装置およびこの磁気共鳴イメージング装置に おける共振の有無を判断する方法に関する。
背景技術
[0002] 磁気共鳴イメージング装置は、固有の磁気モーメントを持つ核の集団が一様な静 磁場中に置かれたときに、特定の周波数で回転する高周波磁場のエネルギーを共 鳴的に吸収する現象を利用して、物質の化学的及び物理的な微視的情報を映像ィ匕 し、あるいは化学シフトスペクトラムを観測する装置である。
[0003] この磁気共鳴イメージング装置による診断画像の撮像は、例えば次のようにして実 行される。すなわち、磁石により形成される静磁場と傾斜磁場コイルにより形成される 傾斜磁場とからなる合成磁場の中に、被検体を配置する。この様にセッティングされ た被検体に対して、磁気共鳴現象を発生させるための所定周波数の高周波を印加 する。印加された高周波により、被検体において磁気共鳴信号が発生し、これを受信 用高周波コイルにより受信し画像ィ匕する。
[0004] このように磁気共鳴イメージング装置では、データ収集に際して静磁場の中で傾斜 磁場を変化させるため、傾斜磁場コイルにローレンツ力による動負荷がかかる。また 、静磁場を作る磁石についても、電磁誘導や傾斜磁場コイルとの機械的結合による 伝播により動負荷がかかる。この負荷の振動数が傾斜磁場の支持系の固有振動数 や、磁石の固有振動数に近づくと共振を起こすようになる。共振が起き始めると振動 の振幅が大きくなり、画像がぼけたり、 FSE (Fast Spin Echo)法など複数のエコーを 利用して画像化するシーケンスで信号低下による画質劣化をもたらす。また、画質へ の影響以外にも、被検者に振動による不快感を与えるなどの不具合がある。
[0005] なお、傾斜磁場波形の変化に伴って発生する騒音を低減する技術は、例えば特開 平 4— 208134号公報により知られている。特開平 4— 208134号公報では、リードパ ルスの強度や印加時間を所定の範囲内で設定し、その設定されたリードパルスのス ベクトルを推定し、計測された騒音特性からリードパルス力も発生する騒音のパワー を推定する。推定した騒音のパワーが最も小さくなるリードパルスを推定することで、 EPI (Echo Planar Imaging)などのリードパルスを高速にスイッチングさせるシーケンス での騒音を抑制する技術が開示されている。そして特開平 4— 208134号公報には、 騒音の応答関数スペクトルは複数のピーク(共振モード)を有するので、リードパルス シーケンスの基本周波数等を上記ピーク力 適当にずらすことにより騒音レベルを低 減できることが開示されている。
[0006] しかしながら特開平 4—208134号公報では、 1スライス分の期間におけるスペクトル のみに着目しているため、計測される騒音特性は比較的高周波な振動のみに関する 特性となり、騒音の抑制効果は不十分となってしまう恐れがある。
[0007] 以上のように従来は、固有振動と動負荷に伴う振動との共振が発生し、画質が劣化 したり、被検者に不快感を与えるなどの不具合があった。
発明の開示
[0008] 本発明はこのような事情を考慮してなされたものであり、その目的とするところは、固 有振動と動負荷に伴う振動との共振を防止することができる磁気共鳴イメージング装 置を提供することにある。
[0009] 本発明の 1つの局面によると、次のような磁気共鳴イメージング装置が提供される。
傾斜磁場を発生する傾斜磁場ユニットと、複数スライスを撮像する際に生じる前記傾 斜磁場の変化に伴う磁気共鳴イメージング装置の振動特性を取得する取得ユニット と、前記取得された振動特性力 共振が生じる力否かを判断する判断ユニットと、を 具備する。
[0010] 本発明の他の局面によると、次のような磁気共鳴イメージング装置の制御方法が提 供される。複数スライスを撮像する際に生じる傾斜磁場の変化に伴う磁気共鳴ィメー ジング装置の振動特性を取得するステップと、前記取得された振動特性から共振が 生じる力否かを判断するステップと、を具備する。
図面の簡単な説明 [0011] [図 1]図 1は、本発明の一実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置の構成を示す 図である。
[図 2]図 2は、傾斜磁場コイルへの入力信号の周波数を掃引して測定した傾斜磁場コ ィルの X軸方向の変位を示す図である。
[図 3]図 3は、傾斜磁場コイルへの入力信号の周波数を掃引して測定した静磁場磁 石の Y軸方向の変位を示す図である。
[図 4]図 4は、撮像を行う場合の制御部の処理手順を示すフローチャートである。
[図 5]図 5は、 X軸方向の傾斜磁場を制御するためのパルスシーケンスの一例を示す 図である。
[図 6]図 6は、スライス枚数を変化させた場合の X軸方向に関する入力パワースぺタト ルの周波数特性の変化を示す図である。
[図 7]図 7は、図 5に示すパルスシーケンスに対してスライス毎に極性を反転させるよう に変更したパルスシーケンスを示す図である。
[図 8]図 8は、図 5および図 7に示すパルスシーケンスでの X軸方向に関する入力パヮ 一スペクトルの周波数特性の変化を示す図である。
発明を実施するための最良の形態
[0012] 以下、図面を参照して本発明の一実施形態につき説明する。
図 1は本実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置の構成を示す図である。この図 1に示す磁気共鳴イメージング装置は、静磁場磁石 1、傾斜磁場コイル 2、傾斜磁場 制御部 3、高周波コイル 4、寝台 5、送信部 6、受信部 7、ハイブリッド回路 8、寝台制 御部 9および計算機システム 10を具備する。
[0013] 静磁場磁石 1は、中空の円筒形をなし、内部の空間に一様な静磁場を発生する。こ の静磁場磁石 1としては、例えば永久磁石、超伝導磁石等が使用される。
[0014] 傾斜磁場コイル 2は、中空の円筒形をなし、静磁場磁石 1の内側に配置される。傾 斜磁場コイル 2は、互いに直交する X, Υ, Zの各軸に対応する 3つのコイルが組み合 わされている。傾斜磁場コイル 2は、上記の 3つのコイルが傾斜磁場制御部 3から個 別に電流供給を受けて、磁場強度が X, Y, Zの各軸に沿って傾斜する傾斜磁場を 発生する。なお、 Z軸方向は、例えば静磁場と同方向とする。 X, Y, Z各軸の傾斜磁 場は、例えば、スライス選択用傾斜磁場 Gs、位相エンコード用傾斜磁場 Geおよびリ ードアウト用傾斜磁場 Grにそれぞれ対応する。スライス選択用傾斜磁場 Gsは、任意 に撮像断面を決める。位相エンコード用傾斜磁場 Geは、空間的位置に応じて磁気 共鳴信号の位相をエンコードする。リードアウト用傾斜磁場 Grは、空間的位置に応じ て磁気共鳴信号の周波数をエンコードする。
[0015] 傾斜磁場制御部 3は、予め定められたシーケンスおよび制御部 107により設定され た撮像条件に従って、スライス選択用傾斜磁場 Gs、位相エンコード用傾斜磁場 Geお よびリードアウト用傾斜磁場 Grを例えば周知のように制御する。
[0016] 高周波コイル 4は、送信部 6から高周波パルスの供給を受けて、高周波磁場を発生 する。また高周波コイル 4は、上記の高周波磁場の影響により被検体 Pから放射され る磁気共鳴信号を受信する。高周波コイル 4は、 2つの高周波コイル(図示せず)を含 む。
[0017] 寝台 5は、被検体 Pを載置するための台である。寝台 5は、その一部である天板が 図 1中の左右方向にスライド可能であり、これにより被検体 Pと高周波コイル 4との相 対的な位置を変更する。
[0018] 送信部 6は、発振部、位相選択部、周波数変換部、振幅変調部および高周波電力 増幅部 (いずれも図示せず)を有している。発振部は、静磁場中における対象原子核 に固有の共鳴周波数の高周波信号を発生する。位相選択部は、上記高周波信号の 位相を選択する。周波数変調部は、位相選択部から出力された高周波信号を周波 数変調する。振幅変調部は、周波数変調部から出力された高周波信号を例えばシン ク間数に従って振幅変調する。高周波電力増幅部は、振幅変調部から出力された高 周波信号を増幅する。そしてこれらの各部の動作の結果として送信部 6は、ラーモア 周波数に対応する高周波パルスを高周波コイル 4に供給するべく送出する。
[0019] 受信部 7は、前段増幅器、位相検波器およびアナログディジタル変換器 (V、ずれも 図示せず)を有している。受信部 7は、ハイブリッド回路 8から出力される磁気共鳴信 号を増幅する。位相検波器は、前置増幅器カゝら出力される磁気共鳴信号の位相を 検波する。アナログディジタル変^ ^は、位相検波器から出力される信号をディジタ ル信号に変換する。 [0020] ノ、イブリツド回路 8は、送信部 6から送出される高周波パルス力も高周波コイル 4の 2 つの高周波コイルのそれぞれに供給する 2系統の高周波パルスを生成する。ハイブ リツド回路 8は、 2つの高周波コイルカゝらそれぞれ出力される磁気共鳴信号を合成し た上で、受信部 7へと送る。
[0021] 寝台制御部 9は、移動機構部および移動制御部 (いずれも図示せず)を有する。移 動機構部は、寝台 5の天板を静磁場磁石 1の軸方向に往復移動させる。移動制御部 は、オペレータからの指令などに応じて適宜に天板を移動させるように移動機構部を 制御する。
[0022] 計算機システム 10は、インタフェース部 101、データ収集部 102、再構成部 103、 記憶部 104、表示部 105、入力部 106および制御部 107を有している。
[0023] インタフェース部 101には、傾斜磁場制御部 3、送信部 6、受信部 7および寝台制 御部 9等が接続される。インタフェース部 101は、これらの接続された各部と計算機シ ステム 10との間で授受される信号の入出力を行う。
[0024] データ収集部 102は、受信部 7から出力されるディジタル信号をインタフェース部 1
01を介して収集する。データ収集部 102は、収集したディジタル信号、すなわち磁気 共鳴信号データを、記憶部 104に格納する。
[0025] 再構成部 103は、記憶部 104に記憶された磁気共鳴信号データに対して、後処理
、すなわちフーリエ変換等の再構成を実行し、被検体 P内の所望核スピンのスぺタト ラムデータあるいは画像データを求める。
[0026] 記憶部 104は、磁気共鳴信号データと、スペクトラムデータあるいは画像データとを
、患者毎に記憶する。また記憶部 104には、この磁気共鳴イメージング装置の設置 作業などの際に入力される入力スペクトル情報を記憶する。
[0027] 表示部 105は、スペクトラムデータあるいは画像データ等の各種の情報を制御部 1
07の制御の下に表示する。表示部 105としては、液晶表示器などの表示デバイスを 利用可能である。
[0028] 入力部 106は、オペレータからの各種指令や情報入力を受け付ける。入力部 106 としては、マウスやトラックボールなどのポインティングデバイス、モード切替スィッチ 等の選択デバイス、ある 、はキーボード等の入力デバイスを適宜に利用可能である。 [0029] 制御部 107は、図示していない CPUやメモリ等を有しており、本実施形態の磁気共 鳴イメージング装置を総括的に制御する。制御部 107は、磁気共鳴イメージング装置 の周知の動作を実現するための制御機能の他に、設定機能、推定機能および判断 機能を備える。設定機能により制御部 107は、撮像条件を設定する。推定機能により 制御部 107は、設定した撮像条件で撮像するための動作に伴う磁気共鳴イメージン グ装置の X, Y, Z軸の各方向についての振動の周波数特性を推定する。判断機能 により制御部 107は、上記撮像条件での撮像により磁気共鳴イメージング装置に共 振が発生するカゝ否カゝ判断する。
[0030] 次に以上のように構成された磁気共鳴イメージング装置の動作について説明する。
なお、被検体 Pの画像を得るための動作は従来通りであるのでここでは説明を省略 する。そして以下では、本発明に係る特徴的な動作について説明する。
[0031] まず、この磁気共鳴イメージング装置を使用するためには、 X, Υ, Zの各軸方向に 沿った磁気共鳴イメージング装置の固有振動の特性を示した入力スペクトル情報を 記憶部 104に記憶させておく。入力スペクトル情報は、予め静磁場磁石 1や傾斜磁 場コイル 2とそれらの支持系との関係で決まる振動の周波数特性を X, Υ, Zの各軸方 向について推定し、これらの周波数特性のそれぞれに固有周波数近傍の成分を強 調するようなフィルタ処理を施すことにより作成する。上記の周波数特性の推定は、 静磁場磁石 1や傾斜磁場コイル 2の支持機構の適当な位置に設置した加速度セン サの出力に基づいて行うことができる。具体的には例えば、傾斜磁場コイル 2への入 力信号の周波数を掃引して各周波数ごとの振動 (変位)を計測する。あるいは、傾斜 磁場コイル 2への入力信号としてインパルスを用い、その応答のフーリエ変換をする。
[0032] 図 2は傾斜磁場コイル 2への入力信号の周波数を掃引して測定した、傾斜磁場コィ ル 2の X軸方向の変位を示す。図 3は傾斜磁場コイル 2への入力信号の周波数を掃 引して測定した、静磁場磁石 1の Y軸方向の変位を示す。これら図 2および図 3はい ずれも、同一の磁気共鳴イメージング装置を 2つの支持方法でそれぞれ支持した状 態を比較して示す。これら図 2および図 3に示すように、同一の磁気共鳴イメージング 装置であっても、支持方法の違いにより固有振動数が変化する。このため、例えば磁 気共鳴イメージング装置の設置後の初期調整作業にお!、て、周波数特性の測定、 入力スペクトル情報の作成および当該入カスペ外ル情報の入力を作業者が行うよう にすると良い。
[0033] さて、撮像を行う場合に制御部 107は、図 4に示すような処理を実行する。
[0034] ステップ ST1において制御部 107は設定機能により、入力部 106にてなされる操作 者による指示などに基づ ヽて撮像条件 (撮像に用いるシーケンスの種類および撮像 ノ ラメータなど)を設定する。
[0035] ステップ ST2において制御部 107は推定機能により、ステップ ST1で設定した条件 下で撮像するために必要となるスライス選択用傾斜磁場 Gs、位相エンコード用傾斜 磁場 Geおよびリードアウト用傾斜磁場 Grのそれぞれの傾斜磁場波形を計算し、それ らの周波数特性を求める。すなわち制御部 107は、 X, Υ, Zの各軸方向に関する傾 斜磁場の周波数特性をそれぞれ推定する。
[0036] ステップ ST3において制御部 107は判断機能により、上記の推定した周波数特性 と記憶部 104に記憶されている入力スペクトル情報が示す入力スペクトルとから、 X, Y, Zの各軸方向についての振動パワーを計算する。
[0037] さて、傾斜磁場コイル 2などは比較的重量が大きいため、例えば図 3から分るように 固有振動数は 9一 11Hzと比較的小さな値となる。 5倍の高調波まで磁気共鳴ィメー ジング装置の振動に大きく影響を与えると考えると、上記の振動パワーを計算するた めには固有振動数の 1Z5の周波数までの特性 (最低の周波数)を把握する必要が ある。すなわち、固有振動数が 9一 11Hzとするならば、約 1. 8-2. 2Hz程度までの 特性を把握する必要がある。
[0038] サンプリング定理から、
f= l/ (2t)
t= l/2f
であるから、
f= l. 8Hzの時、 t= 277ms
f= 2. 2Hzの時、 t= 227ms
となる。
[0039] すなわち、固有振動数が 9Hzの場合は、 277ms以上に渡っての傾斜磁場波形から 周波数特性を計算する必要がある。固有振動数が上がると必要な時間は短くなるが
、 11Hzの場合でも 227msは必要となる。一般的な磁気共鳴イメージング装置では、 上記の例より固有周波数が著しく高くなることはないから、通常は 200ms以上に渡る 傾斜磁場波形から周波数特性を計算することが必要となる。一方、傾斜磁場コイル 2 を駆動するためのパルスシーケンスは、 1スライスの期間で 1シーケンスが完了するか ら、周波数特性の計算には 1スライス分の傾斜磁場波形の全てに基づく必要がある。 1スライスの期間は大きくても百数十 ms程度であるから、 1スライス分の傾斜磁場波形 では上記の 200msに足りない。そこで上記のステップ ST2においては、複数スライス 分の傾斜磁場波形から周波数特性を計算することとする。
[0040] ステップ ST4において制御部 107は判断機能により、ステップ ST3にて計算した各 軸方向の振動パワーのいずれかが、予め決められた閾値以上であるか否かを判断 する。もし、ステップ ST4にて YESと判断したならば制御部 107は、ステップ ST4から ステップ ST5へ進む。
[0041] さて、図 5は X軸方向の傾斜磁場を制御するためのパルスシーケンスの一例を示す 図である。この図 5に示すパルスシーケンスは、エコー間隔が 20msの FSEシーケン スで、繰返し時間(TR)を 4000ms、スライス枚数を 15枚にした時のものである。この ような条件下で、スライス枚数のみを 15枚の他、 14枚、 13枚、 12枚と変化させた場 合の X軸方向に関する入力パワースペクトルをそれぞれ計算した結果を図 6に示す。
[0042] 図 6から、スライス枚数を変更することにより、入力パワーが大きくなる周波数が変化 することが分る。従って、既に設定されている撮像パラメータのうちのスライス枚数を 変更することによって、撮像動作に伴う磁気共鳴イメージング装置の振動、すなわち 動負荷に伴う振動の周波数特性を変化させることができる。
[0043] 図 7は図 5に示すパルスシーケンスに対してスライス毎に極性を反転させるように変 更したパルスシーケンスを示す図である。図 5に示すパルスシーケンスを適用した場 合と、図 7に示すパルスシーケンスを適用した場合との X軸方向に関する入力パワー スペクトルをそれぞれ計算した結果を図 8に示す。
[0044] 図 8から、極性を反転させないパルスシーケンスと極性を反転させるパルスシーケン スとを切替えることにより、入力パワーが大きくなる周波数が変化することが分る。従つ て、既に設定されているパルスシーケンスを別のパルスシーケンスに変更することに よって、動負荷に伴う振動の周波数特性を変化させることができる。
[0045] そこでステップ ST5においては、既に設定されたシーケンスの種類または撮像パラ メータのうちで上述のように動負荷に伴う振動の周波数特性を変化させることができ る要素を変更する。なお、どの変更対象とする要素は、いずれか 1つの要素を固定的 に定めておいても良いし、ユーザにより選択させても良い。また、予め定められた要 素を制御部 107が自動的に変更しても良いし、ユーザによる指示に応じて変更しても 良い。
[0046] 具体的には、図 6を見ると、 15枚スライスの場合には 11Hz近傍で入力スペクトルが 大きくなることが判る。図 2における支持方法 Bが採用された磁気共鳴イメージング装 置の場合には、 11Hz付近に共振点があるので、上記の FSEの場合にはスライス枚 数を 15枚にすると共振を起こす可能性が高ぐステップ ST3で大きな振動パワーが 算出される。そこでこのような場合に、スライス枚数を変更する。
[0047] このようにシーケンスの種類または撮像パラメータを変更し終えたならば制御部 10 7は、ステップ ST2以降の処理を繰り返す。これにより、ステップ ST3にて計算した各 軸方向の振動パワーの全てが予め決められた閾値未満となるまで、シーケンスの種 類または撮像パラメータが変更される。そして、ステップ ST4にて NOと判断したなら ば制御部 107は、ステップ ST4からステップ ST6へ進む。
[0048] ステップ ST6において制御部 107は設定機能により、この時点で設定されているシ 一ケンスの種類および撮像パラメータを実際の撮像の際に使用する条件として決定 する。そしてこののちに制御部 107は、上記の決定した条件の下での撮像処理へと 移行する。
[0049] 以上のように本実施形態によれば、共振が発生する条件で撮像することが避けられ る。このため、振動に起因する画質劣化や被験者の不快感を低減することができる。 特に本実施形態においては、 X, Y, zの各軸方向とも共振が発生しないように撮像 条件の設定を行うようにして 、るから、磁気共鳴イメージング装置の振動を良好に防 止することができる。ただし、磁気共鳴イメージング装置の構造によっては、特定の軸 方向についてはどのような撮像条件下においても共振が起きにくかったり、特定の軸 方向につ 、ての共振が起きるとしてもそのパワーが小さぐ大きな振動は生じな 、よう な場合もある。このような場合には、そのような特定の軸方向についての共振回避の ための処理を省略し、 1軸方向または 2軸方向のみを対象として上記の処理を行うよ うにしても良い。
[0050] この実施形態は、次のような種々の変形実施が可能である。
入力スペクトル情報の代わりに固有周波数の周波数値を示す情報を記憶部 104に 記憶しておき、ステップ ST2で求められる周波数特性における上記固有周波数のパ ヮ一が閾値以上である力否力ステップ ST4にて判断するようにしても良い。この場合 、ステップ ST3は省略される。
動負荷に伴う振動の周波数特性は、スライス枚数を変えずに繰返し時間 (TR)を長 くし、単位時間あたりのスライス数を減らすことにより変化させることもできる。あるいは 、固有振動数と重なることが避けられない場合には、固有周期と重なるような繰り返し で出力される傾斜磁場を探しだし、画像ィ匕に支障がない範囲内でその強度を下げる ことで、固有振動数近傍での成分を小さくすることにより共振を避けることも可能であ る。従って、変更する撮像条件の要素は、上記の繰り返し時間や強度などのような他 の要素としても良い。
[0051] なお、本発明は上記実施形態そのままに限定されるものではなぐ実施段階ではそ の要旨を逸脱しない範囲で構成要素を変形して具体ィ匕できる。また、上記実施形態 に開示されている複数の構成要素の適宜な組み合わせにより、種々の発明を形成で きる。例えば、実施形態に示される全構成要素カゝら幾つかの構成要素を削除しても よい。

Claims

請求の範囲
[1] 傾斜磁場を発生する傾斜磁場ユニットと、
複数スライスを撮像する際に生じる前記傾斜磁場の変化に伴う磁気共鳴イメージン グ装置の振動特性を取得する取得ユニットと、
前記取得された振動特性力 共振が生じるか否かを判断する判断ユニットと、 を具備した磁気共鳴イメージング装置。
[2] 前記磁気共鳴イメージング装置の固有振動に関する固有振動情報を記憶する記 憶ユニットをさらに備え、
前記判断ユニットは、前記取得された振動特性と前記固有振動情報とに基づいて 共振が生じるか否かを判断する請求項 1に記載の磁気共鳴イメージング装置。
[3] 前記判断ユニットは、共振による振動のパワーが閾値以上になる力否かに基づい て共振が生じる力否かを判断する請求項 1に記載の磁気共鳴イメージング装置。
[4] 撮像条件を設定する設定ユニットをさらに備え、
前記取得ユニットは、設定された前記撮像条件に基づ!、て前記振動特性を取得す る請求項 1に記載の磁気共鳴イメージング装置。
[5] 前記設定ユニットは、前記判断手段により共振が生じると判断された場合には前記 撮像条件を変更し、共振が生じな ヽと判断されたときの前記撮像条件を撮像に用い る条件として設定する請求項 4に記載の磁気共鳴イメージング装置。
[6] 前記設定ユニットは、前記撮像条件を変更するときには単位時間当りのスライス数 を変更する請求項 4に記載の磁気共鳴イメージング装置。
[7] 前記設定ユニットは、前記撮像条件を変更するときには前記傾斜磁場のシーケンス を変更する請求項 4に記載の磁気共鳴イメージング装置。
[8] 前記傾斜磁場ユニットは、直交する 2つの軸方向の前記傾斜磁場をそれぞれ発生 させ、
前記取得ユニットは、前記 2つの軸方向に対応したそれぞれの振動特性を取得す る請求項 1に記載の磁気共鳴イメージング装置。
[9] 前記記憶ユニットは、前記磁気共鳴イメージング装置の前記 2つの軸方向に沿った それぞれの固有振動に関する固有振動情報を記憶し、 前記判断ユニットは、前記それぞれの軸方向に対応して取得された振動特性と前 記それぞれの固有振動情報とに基づいて共振が生じる力否かを判断する請求項 8に 記載の磁気共鳴イメージング装置。
[10] 前記判断ユニットは、共振による前記 2つの方向のそれぞれの振動のパワーがそれ ぞれの閾値以上になるか否かに基づいて共振が生じる力否かを判断する請求項 8に 記載の磁気共鳴イメージング装置。
[11] 撮像条件を設定する設定ユニットをさらに備え、
前記取得ユニットは、設定された前記撮像条件での撮像のために生じる前記傾斜 磁場の複数スライス分に渡る変化を考慮して前記振動特性を推定する請求項 8に記 載の磁気共鳴イメージング装置。
[12] 前記設定ユニットは、前記 2つの軸方向のうち少なくともいずれか一方の軸方向に 対して共振が生じると判断された場合には前記撮像条件を変更し、いずれの軸方向 に対しても共振が生じないと判断されたときの前記撮像条件を撮像に用いる条件とし て確定する請求項 11に記載の磁気共鳴イメージング装置。
[13] 前記設定ユニットは、前記撮像条件を変更するときには単位時間当りのスライス数 を変更する請求項 11に記載の磁気共鳴イメージング装置。
[14] 前記設定ユニットは、前記撮像条件を変更するときには前記共振が生じると判断さ れた軸方向の傾斜磁場の変化シーケンスを変更する請求項 11に記載の磁気共鳴ィ メージング装置。
[15] 前記傾斜磁場ユニットは、前記 2つの軸方向とそれぞれに直交する第 3の軸方向の 傾斜磁場を発生させ、
前記取得ユニットは、複数スライス分の撮影の際に前記第 3の軸方向の傾斜磁場 の変化に伴う前記磁気共鳴イメージング装置の前記第 3の軸方向に関する振動特性 を取得し、
前記判断ユニットは、前記第 3の軸方向に沿った前記磁気共鳴イメージング装置の 固有振動と前記取得された振動特性とから共振が生じる力否かを判断する請求項 8 に記載の磁気共鳴イメージング装置。
[16] 前記設定ユニットは、前記判断手段により共振が生じると判断された場合には前記 撮像条件を撮像に用いる条件として設定することを抑制する請求項 4に記載の磁気 共鳴イメージング装置。
[17] 前記判断手段により共振が生じると判断された場合には前記共振が生じない撮影 条件を操作者に提示する提示手段をさらに備えた請求項 1に記載の磁気共鳴ィメー ジング装置。
[18] 前記設定ユニットは、パルスシーケンスとして FSEを設定可能である請求項 4に記 載の磁気共鳴イメージング装置。
[19] 前記収集ユニットは、スライス数に基づ ヽて前記傾斜磁場の変化に伴う磁気共鳴ィ メージング装置の振動特性を取得する請求項 1記載の磁気共鳴イメージング装置。
[20] 傾斜磁場を発生する傾斜磁場発生手段と、
複数スライスを撮像する際に生じる前記傾斜磁場の変化に伴う磁気共鳴イメージン グ装置の振動特性を取得する取得手段と、
前記取得された振動特性から共振が生じるか否かを判断する判断手段と、 を具備した磁気共鳴イメージング装置。
[21] 複数スライスを撮像する際に生じる傾斜磁場の変化に伴う磁気共鳴イメージング装 置の振動特性を取得するステップと、
前記取得された振動特性力 共振が生じるか否かを判断するステップと、 を具備した磁気共鳴イメージング装置の制御方法。
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