WO2011034004A1 - 磁気共鳴イメージング装置及び傾斜磁場印加方法 - Google Patents

磁気共鳴イメージング装置及び傾斜磁場印加方法 Download PDF

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WO2011034004A1
WO2011034004A1 PCT/JP2010/065622 JP2010065622W WO2011034004A1 WO 2011034004 A1 WO2011034004 A1 WO 2011034004A1 JP 2010065622 W JP2010065622 W JP 2010065622W WO 2011034004 A1 WO2011034004 A1 WO 2011034004A1
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gradient magnetic
rephase
rephase gradient
input
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PCT/JP2010/065622
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English (en)
French (fr)
Inventor
吉之 功刀
崇 西原
Original Assignee
株式会社 日立メディコ
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    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01R—MEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
    • G01R33/00—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables
    • G01R33/20—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
    • G01R33/44—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance using nuclear magnetic resonance [NMR]
    • G01R33/48—NMR imaging systems
    • G01R33/54—Signal processing systems, e.g. using pulse sequences ; Generation or control of pulse sequences; Operator console
    • G01R33/56—Image enhancement or correction, e.g. subtraction or averaging techniques, e.g. improvement of signal-to-noise ratio and resolution
    • G01R33/565—Correction of image distortions, e.g. due to magnetic field inhomogeneities
    • G01R33/56509—Correction of image distortions, e.g. due to magnetic field inhomogeneities due to motion, displacement or flow, e.g. gradient moment nulling

Definitions

  • the present invention relates to a magnetic resonance imaging (hereinafter, referred to as "MRI") relates to a device, more particularly GMN (G radient M oment N ulling ) rephasing method of applying a gradient magnetic field based on the method.
  • MRI magnetic resonance imaging
  • GMN G radient M oment N ulling
  • the MRI device measures NMR signals generated by the spins of the subject, especially the tissues of the human body, and visualizes the form and function of the head, abdomen, limbs, etc. in two or three dimensions Device.
  • the NMR signal is given different phase encoding depending on the gradient magnetic field, frequency-encoded, and measured as time series data.
  • the measured NMR signal is reconstructed into an image by two-dimensional or three-dimensional Fourier transform.
  • the phase of the spin generated due to movement and movement by a pulse sequence with a rephase gradient magnetic field based on the GMN method is reconverged (rephased) without depending on the speed or acceleration of movement or motion, and the influence on the image quality (that is, artifacts) is eliminated or reduced (hereinafter referred to as rephase effect).
  • the rephase gradient magnetic field is applied in at least one of a slice direction, a phase encoding direction, and a frequency encoding direction in a primary or secondary form (for example, Patent Document 1).
  • the imaging parameter setting range of the MRI apparatus is often limited by the application timing and application intensity of the gradient magnetic field.
  • the number of gradient magnetic field pulses that constitute the rephase gradient magnetic field, the applied intensity, and the gradient magnetic field change rate (dB / dt) per unit time increase as the rephase order increases.
  • the gradient magnetic field change rate (dB / dt) per unit time increase as the rephase order increases.
  • it is difficult to perform imaging under the setting values of imaging parameters desired by the operator, that is, desired imaging conditions, and the burden on hardware of the MRI apparatus and the subject is increased. It is considered that the same problem occurs in the method for setting the rephase gradient magnetic field in Patent Document 1.
  • An object of the present invention is to provide an MRI apparatus and a gradient magnetic field application method capable of obtaining a rephase effect.
  • the present invention obtains a rephase gradient magnetic field that is a smaller application amount when it is difficult to apply a rephase gradient magnetic field of a predetermined order according to the value of an imaging parameter that is input and set. At least a portion of the echo signal is measured using a rephase gradient magnetic field that provides a smaller applied amount than the obtained amount.
  • the MRI apparatus of the present invention includes a gradient magnetic field generator that generates a gradient magnetic field, an arithmetic processing unit that obtains a rephase gradient magnetic field based on the GMN method, a rephase gradient magnetic field applied to a subject, and the subject.
  • a measurement control unit that controls the measurement of echo signals from the sample, and an input / output unit that displays the value of the imaging parameter and receives the input setting, and the arithmetic processing unit converts the input parameter value of the imaging parameter Accordingly, a rephase gradient magnetic field that is smaller in application amount than the rephase gradient magnetic field of the predetermined order is obtained, and the measurement control unit obtains a rephase gradient magnetic field that is applied in an amount less than the rephase gradient magnetic field of the predetermined order. It is characterized by using and measuring.
  • the gradient magnetic field application method of the present invention includes an imaging condition setting step that accepts an input of imaging parameter value setting, and a rephasing amount that is less than a predetermined order of the rephasing gradient magnetic field according to the imaging parameter value that has been input and set.
  • the rephasing effect based on the GMN method is achieved while reducing the burden on the hardware and subject of the MRI apparatus according to the setting value of the imaging parameter desired by the operator. Further, it is possible to obtain an image in which artifacts due to movement and flow are removed or reduced.
  • Timing diagram showing application pattern of secondary rephase gradient magnetic field in frequency encoding direction
  • Timing diagram showing parameters used for moment calculation of secondary rephase gradient magnetic field waveform
  • Timing diagram showing primary rephase gradient magnetic field application pattern in frequency encoding direction
  • Timing diagram showing primary rephase gradient magnetic field application pattern on phase encode axis
  • Pulse sequence diagram of 2D gradient echo in which a secondary rephase gradient magnetic field is applied in each of the slice direction, frequency encode direction, and phase encode direction
  • (c) 2D gradient echo pulse sequence diagram with no rephase gradient magnetic field applied (a) a flowchart showing the operation flow of the first embodiment, (b)
  • FIG. 1 (a) Flow chart showing the operation flow of Example 3, (b) Timing diagram showing a pulse sequence in which a rephase gradient magnetic field is applied only to phase encoding in the low spatial frequency region, and the upper diagram shows the high spatial frequency component. This is a phase encode waveform, and the lower diagram shows a phase encode waveform to which a rephase gradient magnetic field having a low spatial frequency component is added.
  • a diagram showing the GUI that the user operates to capture images 10 is a flowchart showing the operation flow of the fourth embodiment. Figure showing a window that presents changes to imaging parameters
  • FIG. 1 is a block diagram showing the overall configuration of an embodiment of an MRI apparatus according to the present invention.
  • This MRI apparatus uses a NMR phenomenon to obtain a tomographic image of a subject 101.
  • a static magnetic field generating magnet 102, a gradient magnetic field coil 103, a gradient magnetic field power supply 109, and a transmission RF coil 104 and RF transmission unit 110, reception RF coil 105 and signal detection unit 106, signal processing unit 107, measurement control unit 111, overall control unit 108, display / operation unit 113, and subject 101 are mounted.
  • a bed 112 for taking the subject 101 into and out of the static magnetic field generating magnet 102.
  • the static magnetic field generating magnet 102 generates a uniform static magnetic field in the direction perpendicular to the body axis of the subject 101 in the vertical magnetic field method and in the body axis direction in the horizontal magnetic field method.
  • a permanent magnet type, normal conducting type or superconducting type static magnetic field generating source is arranged around the.
  • the static magnetic field generating magnet 102 is provided with a shim coil or a shim member in order to correct the static magnetic field inhomogeneity.
  • the gradient magnetic field coil 103 is a coil wound in the three-axis directions of X, Y, and Z, which are the coordinate system (stationary coordinate system) of the MRI apparatus, and each gradient magnetic field coil is a gradient magnetic field power source 109 that drives it. To be supplied with current.
  • the gradient magnetic field coil 103 and the gradient magnetic field power source 109 constitute a gradient magnetic field generation unit.
  • the gradient magnetic field power supply 109 of each gradient coil is driven according to a command from the measurement control unit 111 described later, and supplies a current to each gradient coil.
  • gradient magnetic fields Gx, Gy, and Gz are generated in the three axial directions of X, Y, and Z.
  • a slice selection gradient magnetic field pulse (Gs) is applied in a direction orthogonal to the slice plane (imaging cross section) to set a slice plane for the subject 101, and the remaining two orthogonal to the slice plane and orthogonal to each other
  • Gp phase encoding gradient magnetic field pulse
  • Gf frequency encoding gradient magnetic field pulse
  • the transmission RF coil 104 is a coil that irradiates the subject 101 with a high frequency magnetic field (hereinafter referred to as RF) pulse, and is connected to the RF transmission unit 110 to be supplied with a high frequency pulse current.
  • RF high frequency magnetic field
  • the RF transmission unit 110 is driven in accordance with a command from the measurement control unit 111 described later, amplitude-modulates and amplifies the high-frequency pulse, and then transmits to the transmission RF coil 104 disposed close to the subject 101.
  • the subject 101 is irradiated with the RF pulse.
  • the reception RF coil 105 is a coil that receives an echo signal (NMR signal) emitted by the NMR phenomenon of the nuclear spin constituting the biological tissue of the subject 101, and is connected to the signal detection unit 106 to receive the received echo signal.
  • the signal is sent to the signal detector 106.
  • the signal detection unit 106 performs detection processing of the echo signal received by the reception RF coil 105. Specifically, the echo signal of the response of the subject 101 induced by the RF pulse irradiated from the RF transmission coil 104 is received by the reception RF coil 105 disposed in the vicinity of the subject 101.
  • the signal detection unit 106 amplifies the received echo signal, divides it into two orthogonal signals by quadrature detection, each of which is a predetermined number (for example, 128, 256, 512, etc.) Sampling is performed, and each sampling signal is A / D converted into a digital quantity and sent to a signal processing unit 107 described later. Therefore, the echo signal is obtained as time-series digital data (hereinafter referred to as echo data) composed of a predetermined number of sampling data.
  • echo data time-series digital data
  • the signal processor 107 performs various processes on the echo data input from the signal detector 106 and sends the processed echo data to the measurement controller 111 described later.
  • the measurement control unit 111 mainly transmits various commands for collecting echo data necessary for reconstruction of the tomographic image of the subject 101 to the gradient magnetic field power source 109, the RF transmission unit 110, and the signal detection unit 106. And a control unit for controlling them. Specifically, the measurement control unit 111 operates under the control of the overall control unit 108 described later, and controls the gradient magnetic field power source 109, the RF transmission unit 110, and the signal detection unit 106 based on a predetermined pulse sequence. The application of the RF pulse and the gradient magnetic field pulse to the subject 101 and the detection of the echo signal from the subject 101 are repeatedly executed to collect echo data necessary for reconstructing a tomographic image of the subject 101.
  • the overall control unit 108 controls the measurement control unit 111 and controls various data processing and processing result display and storage, and includes an arithmetic processing unit having a CPU and a memory, an optical disk, and a magnetic disk And the like.
  • the measurement control unit 111 is controlled to execute echo data collection, and when echo data is input from the signal processing unit 107, the arithmetic processing unit performs signal processing, image reconstruction by Fourier transform, and the like. The processing is executed, and the resulting tomographic image of the subject 101 is displayed on the display / operation unit 108 described later and recorded in the storage unit.
  • a display / operation unit (input / output unit) 113 includes a display for displaying a tomographic image of the subject 101, a trackball or a mouse for inputting various control information of the MRI apparatus and control information for processing performed by the overall control unit 108, and And an operation unit such as a keyboard.
  • This operation unit is arranged close to the display, and the operator interactively controls various processes of the MRI apparatus through the operation unit while looking at the display.
  • the primary rephase means that the phase based on the velocity component is refocused to refocus the phase
  • the secondary rephase is to refocus the phase based on the velocity and acceleration. This means that the rephase gradient magnetic field is used.
  • the position coordinate x (t) of the spin that is accelerating is expressed by the following equation.
  • v represents velocity
  • a represents acceleration
  • Equation (4) The time integrals appearing in equation (4) are called as follows: As can be seen from the equation (4), at the timing when both of these moments become 0 , the spin phases are all 0 regardless of the initial position x 0 , velocity v, and acceleration a. That is, if a gradient magnetic field waveform in which these moments are all zero is calculated at the timing of the echo time, the phase component due to movement or motion, including the phase due to acceleration motion, can be corrected, and secondary rephase can be realized.
  • FIG. 2 shows an example of creating a rephase gradient magnetic field in the frequency encoding direction (Gf) under the condition that the applied intensity of the gradient magnetic field is the same.
  • the gradient magnetic field waveform shown in FIG. 2 is determined by the four parameters G, T1, T2, and T3 shown in the drawing.
  • each moment of the gradient magnetic field expressed by the equations (5-1), (5-2), and (5-3) is also expressed as a function of these parameters. For this reason, the rephase gradient magnetic field waveform that simultaneously sets the moments of the three gradient magnetic fields to 0 can be determined by solving four simultaneous equations with four variables.
  • Equations (6), (7), and equations with (second moment) set to 0 are combined to solve for variables G, T1, T2, and T3.
  • the condition (8) in which the sum of the application time of the gradient magnetic field is fixed is added to the simultaneous equations.
  • the fixed value is represented as the total application time Ttotal of the three rephase gradient magnetic fields.
  • Equation (12) for determining the value of T2 can be obtained.
  • T1 and T3 can be determined.
  • the rise time is expressed by the equation (13).
  • the equation (13) is substituted into the equation that gives T1, T2, and T3.
  • Equation (9-4) is expressed by the gradient magnetic field application pattern shown in FIG. 3, it can be written as equation (14), and times t0 to t11 are expressed by equations (15-1) to (15-12).
  • t0 0
  • t1 r
  • t2 T1
  • t3 t2 + r
  • t4 t3 + r
  • t5 t3 + T2
  • t6 t5 + r
  • t6 t5 + r
  • t6 t5 + r
  • t6 t5 + r
  • t7 t6 + r
  • t8 t6 + T3
  • t9 t8 + r
  • t10 t9 + tm
  • t11 t10 + Tm
  • Substituting T1, T2, and T3 obtained up to Eq. (13) into Eq. (14), the left side of Eq. (14) representing the second moment is a function of only the gradient magnetic
  • G The value of G can be obtained by numerically determining the 0 point of this function using the bisection method.
  • the second-order rephase gradient magnetic field waveform can be determined by the above solution.
  • the condition that the application intensity of the rephase gradient magnetic field is constant is provided.
  • the application time and the application intensity may be specified with the application time being constant.
  • the rise time can be obtained by using the value of each slew rate in the equation (13), and these values may be used for the calculation. .
  • the application pattern of the rephase gradient magnetic field waveform is temporally opposite to the application pattern in the frequency encoding direction. It is possible to ask.
  • Equation (21-1) and (21-2) can be expressed as follows:
  • the rise time r2 is expressed by the following equation as in the equation (13). Further, when equation (23-1) is substituted into equation (22-1) and G2 is solved, equation (26) is obtained.
  • Equation (25) Substituting this into equation (25) and solving for r2, equation (27) is obtained. Substituting this result into equation (24) and solving for G1, equation (28) is obtained. From this result and the following equation, r1 can be obtained.
  • the first-order rephase gradient magnetic field waveform can be determined by the above solution.
  • the application time of the rephase gradient magnetic field As in the second case, in the above calculation example, conditions are set for the application time of the rephase gradient magnetic field, but the application time and the application intensity may be specified with the application intensity constant.
  • the application pattern of the rephase gradient magnetic field waveform is temporally reversed from the application pattern in the frequency encoding direction. It is possible to determine the pulse application time and application intensity.
  • the respective rise times can be obtained by using the respective slew rate values in equations (25) and (29). These values can be used for the calculation.
  • the gradient magnetic field strength and dB / dt may exceed the limits depending on the imaging conditions. Furthermore, these limits are more easily exceeded by higher-order rephase gradient magnetic fields than by lower orders.
  • the applied intensity and dB / dt of the gradient magnetic field superimposed on the gradient magnetic field of the other axis may exceed the limit. This means that a sufficient application time is not secured for the rephase gradient magnetic field. In such a case, a rephase gradient magnetic field waveform of the obtained order cannot be applied.
  • the rephasing effect is reduced as much as possible under the set imaging conditions so as to obtain the rephasing effect as much as possible.
  • the phase P stay at an arbitrary time T of a spin that is stationary at an arbitrary position x (hereinafter referred to as a stationary spin) is G (T) as an applied gradient magnetic field and T RF as a center time of RF wave application. It is given by
  • phase at an arbitrary time T of a spin moving in the phase encoding direction (hereinafter referred to as a moving spin) from an arbitrary position x at an arbitrary speed v constant in the time direction is given by the following equation.
  • phase encode amount Ax to be added must be the phase of all the spins at the center time of the echo signal to be measured. Therefore, when the time of the center of the echo signal to be measured and T TE, must hold the following equation.
  • Equation (32) can be decomposed into a zero-order moment and a first-order moment, and can be expressed as the following equation.
  • Expression (34) is an expression that the gradient magnetic field must satisfy in rephase in the phase encoding direction.
  • equations (30) to (34) the following two are defined for stationary spins and moving spins.
  • the application time of the gradient magnetic field can be expressed by the following equation.
  • equation (35) can be rewritten as
  • Equation (37) can be solved for G and ⁇ , and is expressed by the following equation. Since the gradient magnetic field strength and application time are determined from the equation (38), the application pattern of FIG. 5 can be determined by giving Ta, r, and T3.
  • the application intensity of the rephase gradient magnetic field in the phase encoding direction obtained by Equation (38), the application intensity superimposed with the gradient magnetic field on the other axis due to oblique, or dB / dt may exceed the limit. is there. This is because sufficient application time is not secured for the rephase gradient magnetic field, and gradient magnetic fields applied in directions other than the phase encoding direction are superimposed by oblique. In such a case, a rephase gradient magnetic field waveform of the obtained order cannot be applied.
  • the rephasing order or the like is lowered, or the phase encoding range in which the rephase gradient magnetic field is applied is set, and the rephase gradient magnetic field is not applied outside this range. Try to get the rephasing effect as much as possible.
  • a rephase gradient magnetic field including a slice encode gradient magnetic field is also obtained in the slice direction. I can do it. This may be set to T RF to T0 when.
  • a rephase gradient magnetic field adapted to the slice encode gradient magnetic field may be applied independently of the slice encode gradient magnetic field, or may be applied in a superimposed manner with the slice encode gradient magnetic field. It should be noted that the moment calculation is different when the rephase gradient magnetic field and slice encode gradient magnetic field are superimposed.
  • FIG. 7 shows an example of a pulse sequence to which the rephase gradient magnetic field obtained in the above secondary and primary calculation examples is added.
  • FIG. 7 (a) shows the basics of the pulse sequence of the 2D gradient echo method that does not rephase based on the GMN method in all three directions. Based on this basic pulse sequence, Fig. 7 (b) shows a rephasing gradient magnetic field that performs secondary rephasing in the slice direction and frequency encoding direction, and a rephasing gradient magnetic field that performs primary rephasing in the phase encoding direction 2
  • a pulse sequence of a dimensional (2D) gradient echo method is shown.
  • FIG. 7 (c) shows a pulse sequence of the 2D gradient echo method in which a rephase gradient magnetic field that performs primary rephasing is added in the slice direction and frequency encoding direction, and rephase is not performed in the phase encoding direction.
  • the MRI apparatus and gradient magnetic field application method of the present invention obtains a rephase gradient magnetic field that has an application amount smaller than a predetermined number of rephase gradient magnetic fields according to the input imaging parameter value (that is, imaging conditions), and at least partly The echo signal is measured using a rephase gradient magnetic field that has a smaller application amount than the rephase gradient magnetic field of a predetermined order.
  • a rephase gradient magnetic field that has a smaller application amount than the rephase gradient magnetic field of a predetermined order.
  • the direction in which such rephase gradient magnetic field application control is performed is at least one of a slice direction, a frequency encoding direction, and a phase encoding direction.
  • a rephase gradient magnetic field that is applied in an amount smaller than a rephase gradient magnetic field of a predetermined order a rephase gradient magnetic field of an order less than the predetermined order (including the case where the rephase gradient magnetic field is not applied) or for asymmetric measurement is used.
  • a rephase gradient magnetic field of an order less than the predetermined order including the case where the rephase gradient magnetic field is not applied
  • Each Example which measures at least one part echo signal using a rephase gradient magnetic field is described in detail.
  • Example 1 of the MRI apparatus and gradient magnetic field application method of the present invention will be described.
  • a rephase gradient magnetic field waveform of a predetermined order based on the GMN method with the setting value of the imaging parameter desired by the operator (i.e., imaging conditions)
  • a rephase gradient of an order less than the predetermined order is difficult.
  • a magnetic field waveform is obtained, and at least some echo signals are measured using the obtained rephase gradient magnetic field waveform. That is, when it becomes difficult to perform rephasing of a predetermined order based on the GMN method, the rephasing order is lowered.
  • the present embodiment is an embodiment suitable for the calculation of the rephase gradient magnetic field waveform in the slice direction and the frequency encode direction, but the rephase gradient magnetic field waveform in the phase encode direction may be obtained in the same way.
  • this embodiment will be described in detail with reference to FIG.
  • FIG. 8 (a) is a flowchart showing the operation flow of this embodiment.
  • This operation flow shows a case where the predetermined order is set to the second order as an example of a case where the rephase of the predetermined order is tried first and the rephase lower than the predetermined order is tried when it cannot be performed.
  • this embodiment may be started not only from the second order but also from the third or higher order rephase.
  • This operation flow is stored in advance in a storage unit such as a magnetic disk as a program, and is executed by the arithmetic processing unit reading the program into the memory and executing it as necessary.
  • a storage unit such as a magnetic disk as a program
  • the arithmetic processing unit performs a predetermined-order (here, secondary) rephase gradient magnetic field on one axis under a desired imaging parameter setting value input by the operator via the operation unit 108.
  • a desired imaging parameter setting value input by the operator via the operation unit 108.
  • the imaging parameter there are a pal sequence repetition time (TR) and an echo time (TE).
  • TR pal sequence repetition time
  • TE echo time
  • the arithmetic processing unit sets a second-order rephase gradient magnetic field in one direction on condition that the set values of imaging parameters such as TR and TE are set. Calculate the waveform.
  • the details of the calculation method are as described above.
  • step 802 the arithmetic processing unit determines whether or not the predetermined-order (secondary in this case) rephase gradient magnetic field waveform calculated in step 801 can be applied.
  • the rephase gradient magnetic field waveform of this predetermined order is applied when the rephase gradient magnetic field waveform cannot be obtained. It is not possible. Specifically, as in the example shown in FIG. 8 (b), the rephasing gradient magnetic field applied in the frequency encoding direction (Gf) overlaps the slice selection gradient magnetic field applied in the slice direction (Gs).
  • the arithmetic processing unit compares the rephase gradient magnetic field waveform obtained in step 801 with the upper limit value and the limit value, and determines that the application is not possible if any one of them is exceeded.
  • step 803 if it is determined that application is impossible (No), the process proceeds to step 803. On the other hand, if the rephase gradient magnetic field waveform obtained in step 801 does not exceed any upper limit value or limit value, it is determined that application is possible (Yes), and the obtained second-order rephase gradient magnetic field waveform is used.
  • the measurement control unit 111 performs imaging using the pulse sequence.
  • step 803 the arithmetic processing unit has an order smaller than a predetermined order (here, the first order) in one direction under a set value of a desired imaging parameter input by the operator via the operation unit 108. Calculate the rephase gradient magnetic field waveform. The details of the calculation method are as described above.
  • step 804 the arithmetic processing unit determines whether or not a rephase gradient magnetic field waveform having a lower order (here, the first order) than the predetermined order calculated in step 803 can be applied. Since the determination method is the same as that in step 802, detailed description thereof is omitted. If it is determined that application is not possible (No), the process proceeds to step 805, and if it is determined that application is possible (Yes), the pulse sequence using the obtained primary rephase gradient magnetic field waveform is used. Imaging is performed by the measurement control unit 111.
  • step 805 the arithmetic processing unit notifies that the rephase gradient magnetic field pulse cannot be applied in the calculated direction under the input set value of the desired imaging parameter (for example, on the display of the display / operation unit 113). Message display) to the operator.
  • a window for presenting imaging parameters that can be applied by applying the rephasing gradient magnetic field may be displayed.
  • the above is an operation flow for calculating a rephase gradient magnetic field waveform for one direction, but when calculating a rephase gradient magnetic field waveform for each of a plurality of directions, the above processing flow is repeated for each direction, and the conditions specific to the direction are set.
  • a suitable rephase gradient magnetic field waveform may be obtained.
  • the calculation is performed considering that the application pattern of the rephase gradient magnetic field waveform is opposite in time in the slice direction and the frequency encoding direction.
  • the rephase gradient magnetic field may be applied only within a predetermined range of phase encoding.
  • a second embodiment of the MRI apparatus and gradient magnetic field application method of the present invention in addition to the rephase gradient magnetic field waveform in which the order of the first embodiment is lowered, a rephase gradient magnetic field waveform for further asymmetric measurement is obtained, and the applicability is determined.
  • imaging parameters desired by the operator i.e., imaging conditions
  • rephasing with the order of the above-described first embodiment reduced
  • a rephase gradient magnetic field for asymmetric measurement is obtained, and an echo signal is measured using the possible rephase gradient magnetic field waveform.
  • This embodiment is an embodiment suitable for calculating a rephase gradient magnetic field waveform in the frequency encoding direction.
  • the rephase gradient magnetic field waveform for asymmetric measurement and asymmetric measurement will be described.
  • an echo signal is sampled symmetrically with respect to the peak position of the echo signal, and symmetrical echo data is acquired.
  • the first half is sampled less (shorter) than the second half with respect to the peak position of the echo signal. That is, the peak position of the echo signal is shifted to the first half within the sampling window of the entire echo signal.
  • measurement in which the first half of the echo signal is reduced as much as possible and the second half is mainly sampled is also referred to as half echo measurement.
  • This asymmetric measurement can reduce the application intensity of the readout gradient magnetic field of the echo signal and narrow the bandwidth, so that the SN of the echo signal and the image can be improved.
  • the amount of readout gradient magnetic field applied for measuring the first half of the echo signal (area surrounded by the gradient magnetic field waveform and the time axis) can be reduced, the application intensity of the rephase gradient magnetic field and / or The application time can be reduced as compared with the case of symmetrical measurement.
  • the sampling period of the first half of the echo signal can be shortened, more time width in which the rephase gradient magnetic field can be inserted can be secured.
  • the rephase gradient magnetic field waveform for asymmetric measurement is obtained to determine whether this application is possible. Perform asymmetric measurement using the obtained rephase gradient magnetic field waveform.
  • Tm in Fig. 2 is shortened in the second order
  • Tm in Fig. 4 is shortened in the first order
  • the rephase gradient magnetic field waveform is applied.
  • Tm is shortened, the application amount of the readout gradient magnetic field for sampling the first half of the echo signal is reduced, and as a result, the application intensity and / or application time of the rephase gradient magnetic field is reduced.
  • the rephase gradient is calculated by using the Tm for asymmetric measurement in the above-described second-order equation (16) or the first-order equations (26) and (28). Each gradient magnetic field pulse constituting the magnetic field waveform is obtained.
  • FIG. 9 is a flowchart showing the operation flow of the present embodiment.
  • This operation flow is obtained by further adding processing steps according to the present embodiment to the flowchart of FIG. 8 representing the operation flow of the first embodiment.
  • the same processing steps are denoted by reference numerals in the 800s, and the processing steps unique to the present embodiment are denoted by reference numerals in the 900s.
  • reference numerals in the 800s the same processing steps
  • the processing steps unique to the present embodiment are denoted by reference numerals in the 900s.
  • only the added processing steps unique to the present embodiment will be described in detail, and description of the same processing steps as those in FIG. 8 will be omitted.
  • step 901 the arithmetic processing unit determines that the secondary rephase gradient magnetic field waveform for symmetrical measurement obtained in step 801 is not applicable (No) in step 802, so the rephase gradient magnetic field for secondary asymmetric measurement is determined. Find the waveform.
  • the specific method of obtaining is as described above.
  • step 902 the arithmetic processing unit determines whether or not the rephase gradient magnetic field waveform for secondary asymmetric measurement obtained in step 901 can be applied. Since the specific contents of the determination process are the same as those in step 802 described above, description thereof will be omitted. If it is determined that application is impossible (No), the process proceeds to step 803 to obtain a rephase gradient magnetic field waveform of the first-order symmetry measurement. When it is determined that application is possible (Yes), the measurement control unit 111 executes asymmetric measurement by a pulse sequence using the obtained second-order asymmetric measurement rephase gradient magnetic field waveform.
  • step 903 the arithmetic processing unit determines that the primary rephase gradient magnetic field waveform for symmetric measurement obtained in step 803 is not applicable (No) in step 804, so the rephase gradient magnetic field for primary asymmetric measurement is determined. Find the waveform.
  • the specific method of obtaining is as described above.
  • step 904 the arithmetic processing unit determines whether or not the rephase gradient magnetic field waveform for primary asymmetric measurement obtained in step 903 can be applied. Since the specific content of the determination process is the same as that in step 804 described above, description thereof is omitted.
  • step 805 the operator is notified that the rephase gradient magnetic field pulse cannot be applied in the calculated direction under the input setting value of the desired imaging parameter. To do.
  • a window for presenting imaging parameters that can be applied with the rephasing gradient magnetic field by changing may be displayed.
  • the measurement control unit 111 executes asymmetric measurement by a pulse sequence using the obtained rephase gradient magnetic field waveform for the first-order asymmetric measurement.
  • step 901 and step 803 may be interchanged.
  • the MRI more precisely than the case of the above-described first embodiment, depending on the setting value of the imaging parameter desired by the operator.
  • a reorder gradient magnetic field waveform of a possible order can be obtained within the limitations on the hardware of the apparatus and the subject.
  • the order of the rephase gradient magnetic field applied in the phase encoding direction is controlled according to the phase encoding. Specifically, the order of the rephase gradient magnetic field is reduced when the maximum value of the rephase gradient magnetic field waveform exceeds the maximum gradient magnetic field strength that can be applied by the gradient magnetic field generation unit. Alternatively, the rephase gradient magnetic field is applied only within a desired phase encoding range.
  • phase encoding amount A up representing the upper limit of the application range of the rephase gradient magnetic field in the phase encoding direction and the phase encoding amount A low representing the lower limit are handled, the following can be handled.
  • the operator can adjust the phase encoding direction.
  • Application control of the rephase gradient magnetic field according to the phase encoding can be performed.
  • the arithmetic processing unit can automatically set based on the imaging conditions.
  • a normal phase encode gradient magnetic field without the rephase gradient magnetic field is applied.
  • step 1001 the arithmetic processing unit obtains a rephase gradient magnetic field waveform of a predetermined order (here, primary) in the phase encoding direction based on the set imaging parameter value, that is, the imaging condition. Since the specific method for obtaining is as described above, the detailed description is omitted.
  • step 1002 the arithmetic processing unit determines whether or not the rephase gradient magnetic field waveform in the phase encoding direction obtained in step 1001 can be applied.
  • the determination in this step is the application intensity of the rephase gradient magnetic field in the phase encoding direction obtained based on the equation (38) under the imaging conditions, the application intensity superimposed with the gradient magnetic field on the other axis due to oblique or dB / dt Is a determination as to whether or not the upper limit of the gradient magnetic field generator or a predetermined limit is exceeded.
  • step 1003 the arithmetic processing unit sets a phase encoding range to which the rephase gradient magnetic field is applied. Specifically, as described above, the application of the rephase gradient magnetic field for each phase encoding is controlled by comparing A max with previously set A up and A low . If the application not (No), if in the case of (a) is A max is greater than the A Stay up-, or if A max A max is greater than the A Stay up-in the case of (b) A When the value is lower than low , in the case of (c), the phase encoding amount exceeds A max . If it is determined that application is impossible (No), the process proceeds to step 1004.
  • the range is a range of phase encoding equal to or less than A max , and the imaging control unit 111 performs imaging by applying a rephase gradient magnetic field.
  • step 1004 the arithmetic processing unit notifies that the rephase gradient magnetic field waveform cannot be applied in the phase encoding direction under the input setting value of the desired imaging parameter (for example, on the display of the display / operation unit 113). Message display) to the operator. At that time, as in the first embodiment, as shown in FIG. 13, a window for presenting imaging parameters that can be applied with the rephasing gradient magnetic field by changing may be displayed.
  • the above description of the operation flow is a description of the rephase gradient magnetic field waveform in the phase encode direction, but the rephase gradient magnetic field waveform in the slice encode direction can be obtained in the same manner.
  • the hardware of the MRI apparatus can be used in the phase encoding direction and the slice encoding direction according to the setting value of the imaging parameter desired by the operator.
  • the rephase gradient magnetic field waveform of the possible order can be obtained corresponding to the phase encoding and / or the slice encoding.
  • the order of the rephase gradient magnetic field and the measurement method are controlled based on the priority set by the operator. Specifically, when the operator gives priority to the rephase effect, the rephase gradient magnetic field waveform is obtained so as to apply a higher-order rephase gradient magnetic field as much as possible.
  • the measurement method is controlled so as to improve the image quality by reducing the bandwidth for measuring the echo signal as much as possible. For this reason, this embodiment is particularly suitable for the calculation of the rephase gradient magnetic field waveform in the frequency encoding direction.
  • the rephasing gradient magnetic field in the rephasing effect priority will be described.
  • the time width is sufficiently long so that the maximum intensity of the rephase gradient magnetic field waveform is below a predetermined upper limit or limit.
  • this time width becomes narrow, and there are cases where the rephase gradient magnetic field cannot be inserted.
  • the echo signal readout period is shortened so that a rephase gradient magnetic field can be inserted, and a wide time width in which the rephase gradient magnetic field can be inserted is secured.
  • the bandwidth is widened, the SN of the image is reduced. For example, when imaging a blood vessel with a high flow velocity, flow artifacts are likely to occur, so it is preferable to give priority to rephase.
  • the rephase gradient magnetic field with priority on image quality will be described.
  • the sampling period for measuring the echo signal is lengthened to lower the application intensity of the read gradient magnetic field.
  • the time width in which the rephase gradient magnetic field can be inserted becomes narrow, and the possibility that the rephase gradient magnetic field cannot be inserted increases.
  • the period during which the first half of the echo signal is sampled is reduced as much as possible, and a wide time width in which the rephase gradient magnetic field can be inserted is ensured.
  • the bandwidth can be reduced and the applied intensity of the read gradient magnetic field can be reduced.
  • the non-target measurement can achieve both the insertion of the rephase gradient magnetic field and the improvement of the image quality. For example, when imaging a blood vessel with a low flow velocity, it is preferable to give priority to image quality because flow artifacts are difficult to occur.
  • FIG. 11 shows an example of a user interface for the operator to set the rephase priority or the image quality priority.
  • 1101 is an area for displaying subject information
  • 1102 is an area for displaying captured images
  • 1103 is an area for inputting and setting various imaging conditions
  • 1104 is set by 1103, etc.
  • the imaging time performed based on the acquired imaging conditions and the spatial resolution of the acquired image are shown.
  • the imaging condition setting unit 1103 includes, for example, a rephase gradient magnetic field (GMN pulse) in the slice direction (GMN (Slice)), the phase encoding direction (GMN (Phase)), and the frequency encoding direction (GMN (Freq)).
  • a menu for setting an additional condition, a menu for setting a priority (Priority), and a menu for setting a sampling rate of asymmetric measurement (HalfchoEcho) are prepared.
  • [Acceleration] (rephase up to the second order), [Velocity] (rephase up to the first order), [Auto] (automatic setting of the rephase order), Off Any of (no rephase gradient magnetic field is applied) can be selected independently in each direction.
  • [Acceleration] and [Velocity] a rephase gradient magnetic field waveform of the set order is obtained, and if it cannot be applied, a notification to that effect is given.
  • [Auto] obtains a rephase gradient magnetic field waveform of a possible order within the limitations on the hardware of the MRI apparatus and the subject in accordance with the imaging parameter setting value desired by the operator in each of the above-described embodiments. Is done.
  • the menu for setting the priority is related to this embodiment, [Repahse] (rephase effect priority), [Acq.Time] (image quality priority), and [Auto] (automatic from subject information). [Rephase] or [Acq Time] can be selected).
  • the priority (Priority) is stored and prepared in a storage unit such as a magnetic disk in association with attribute information such as the age and sex of the subject to be imaged and the subject. Based on the correspondence information prepared in advance, the priority (Priority) is determined.
  • the flow rate of the internal carotid artery decreases as the subject gets older, so if you are younger than 60 years old, the priority (Rephase) should be 60 years old or older.
  • priority is set according to age, and subsequent rephase gradient magnetic field creation processing is performed. Details of the rephase gradient magnetic field waveform creation process will be described later.
  • the sampling rate is the ratio ( ⁇ ) of extra sampling to 1/2 of the entire echo signal.
  • Means symmetrical measurement in which all echo signals are sampled at ⁇ 100%.
  • step 1201 the arithmetic processing unit obtains a secondary rephase gradient magnetic field waveform to be applied in the frequency encoding direction. Since this processing step is the same as step 801 described above, detailed description thereof is omitted.
  • step 1202 the arithmetic processing unit determines whether or not the secondary rephase gradient magnetic field waveform calculated in step 1201 can be applied. Since this processing step is the same as step 802 described above, detailed description thereof is omitted. If it is determined that application is impossible (No), the process proceeds to step 1203. If it is determined that application is possible (Yes), the obtained second-order rephase gradient magnetic field waveform is applied in the frequency encoding direction and imaging is performed.
  • step 1203 when [Auto] is selected in the priority setting menu shown in FIG. 11, the arithmetic processing unit prioritizes the imaging target and object attribute information stored in the storage unit in advance. Based on the correspondence with the priority (Priority), the priority (Priority) is determined from the imaging target and subject attribute information. If any one of [Rephase] [Acq Time] is selected, the selected one is prioritized and the process proceeds to step 1204.
  • step 1204 the arithmetic processing unit determines whether the determination result in step 1203 is rephase priority (Rephase> Acq Time) or image quality priority (Rephase ⁇ Acq Time). If rephase priority (Rephase), the process proceeds to step 1205. If image quality priority (Acq Time), the process proceeds to step 1206.
  • step 1205 if rephase priority is given, the arithmetic processing unit changes the rephase order from secondary to primary and obtains the primary rephase gradient magnetic field waveform. Thereby, the maximum application intensity of the rephase gradient magnetic field waveform is reduced so as to meet a predetermined upper limit or limit. In addition, the total number of application times is shortened by reducing the number of rephase gradient magnetic field pulses, and within the insertable time determined by the imaging conditions for which the rephase gradient magnetic field waveform is set (free time between the slice selection gradient magnetic field and the readout gradient magnetic field) To fit in.
  • the arithmetic processing unit obtains a secondary rephase gradient magnetic field in asymmetric measurement.
  • the secondary rephase gradient magnetic field waveform is obtained in a state where Tm in FIG. 2 is shortened and the time width in which the rephase gradient magnetic field can be applied is extended. Details of how to obtain the second-order rephase gradient magnetic field waveform in asymmetric measurement are as described above, and detailed description thereof is omitted.
  • step 1207 the arithmetic processing unit determines whether or not the primary rephase gradient magnetic field waveform obtained in step 1205 or the secondary rephase gradient magnetic field waveform in the asymmetric measurement obtained in step 1206 can be applied. Since this processing step is the same as step 902 or 804 described above, detailed description thereof is omitted. If it is determined that application is impossible (No), the process proceeds to step 1208. When it is determined that application is possible (Yes), imaging is performed by applying the obtained rephase gradient magnetic field waveform in the frequency encoding direction.
  • step 1208 the arithmetic processing unit obtains a rephase gradient magnetic field waveform for primary asymmetric measurement. Since this processing step is the same as the above-described processing step 903, detailed description thereof is omitted.
  • step 1209 the arithmetic processing unit determines whether the rephase gradient magnetic field waveform for primary asymmetric measurement obtained in step 1208 can be applied. Since the specific content of the determination process is the same as that in step 904 described above, description thereof is omitted. If it is determined that application is not possible (No), the process proceeds to step 1210, and the operator is notified that the rephase gradient magnetic field pulse cannot be applied in the frequency encoding direction under the input setting value of the desired imaging parameter. To do. When it is determined that application is possible (Yes), the obtained rephase gradient magnetic field waveform for the first-order asymmetric measurement is applied in the frequency encoding direction to execute asymmetric measurement.
  • An image having image quality can be acquired.

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Abstract

　操作者が所望する撮像パラメータの設定値に応じて、MRI装置のハードウェアと被検体に対する負担を軽減しつつ、GMN法に基づくリフェーズ効果を得るために、入力設定された撮像パラメータの値に応じて、所定次数のリフェーズ傾斜磁場が印加困難な場合に、より少ない印加量となるリフェーズ傾斜磁場を求めて、少なくとも一部のエコー信号の計測を、この求めたより少ない印加量となるリフェーズ傾斜磁場を用いて行う。より少ない印加量となるリフェーズ傾斜磁場として、所定次数より少ない次数のリフェーズ傾斜磁場を用いる、或いは、非対称計測用のリフェーズ傾斜磁場を用いる、或いは、所望の位相エンコード範囲内でのみリフェーズ傾斜磁場を印加する。

Description

磁気共鳴イメージング装置及び傾斜磁場印加方法
　本発明は、磁気共鳴イメージング(以下、「MRI」という)装置に関し、特にGMN(Gradient Moment Nulling)法に基づくリフェーズ傾斜磁場の印加方法に関する。
　MRI装置は、被検体、特に人体の組織を構成する原子核スピンが発生するNMR信号を計測し、その頭部、腹部、四肢等の形態や機能を2次元的に或いは3次元的に画像化する装置である。撮影においては、NMR信号には、傾斜磁場によって異なる位相エンコードが付与されるとともに周波数エンコードされて、時系列データとして計測される。計測されたNMR信号は、2次元又は3次元フーリエ変換されることにより画像に再構成される。
　上記MRI装置において、撮像領域に血液などの移動する物質や運動する組織が存在する場合、GMN法に基づくリフェーズ傾斜磁場を付加したパルスシーケンスにより、移動や運動が原因となって発生したスピンの位相を、移動や運動の速度や加速度に依らずに再収束(リフェーズ)させて、画質に与える影響(つまり、アーチファクト)を排除又は低減する(以下、リフェーズ効果という)ことが行われている。このリフェーズ傾斜磁場はスライス方向、位相エンコード方向、周波数エンコード方向のうちの少なくとも1つの方向に、1次若しくは2次の形態で印加される(例えば、特許文献1)。
特開平9-253068号公報
　MRI装置の撮像パラメータの設定可能範囲は、傾斜磁場の印加タイミングや印加強度によって制限されることが多い。特に、リフェーズ傾斜磁場を用いるパルスシーケンスの場合、リフェーズの次数を増やすほどリフェーズ傾斜磁場を構成する傾斜磁場パルスの数や印加強度、単位時間当たりの傾斜磁場の変化割合(dB/dt)が増加する傾向にある。そのため、操作者が所望する撮像パラメータの設定値、つまり所望の撮像条件での撮像が困難となったり、MRI装置のハードウェアと被検体への負担を増大させたりしていた。特許文献1のリフェーズ傾斜磁場の設定方法においても同様の課題が生じると考えられる。
　そこで、本発明は、上記課題を鑑みてなされたものであり、操作者が所望する撮像パラメータの設定値に応じて、MRI装置のハードウェアと被検体に対する負担を軽減しつつ、GMN法に基づくリフェーズ効果を得ることのできるMRI装置及び傾斜磁場印加方法を提供することを目的とする。
　上記目的を達成するために、本発明は、入力設定された撮像パラメータの値に応じて、所定次数のリフェーズ傾斜磁場が印加困難な場合に、より少ない印加量となるリフェーズ傾斜磁場を求めて、少なくとも一部のエコー信号の計測を、この求めたより少ない印加量となるリフェーズ傾斜磁場を用いて行う。
　具体的には、本発明のMRI装置は、傾斜磁場を発生する傾斜磁場発生部と、GMN法に基づくリフェーズ傾斜磁場を求める演算処理部と、リフェーズ傾斜磁場を被検体に印加して、該被検体からのエコー信号の計測を制御する計測制御部と、撮像パラメータの値を表示すると共にその入力設定を受け付ける入出力部と、を備え、演算処理部は、入力設定された撮像パラメータの値に応じて、所定次数のリフェーズ傾斜磁場より少ない印加量となるリフェーズ傾斜磁場を求め、計測制御部は、少なくとも一部のエコー信号を、所定次数のリフェーズ傾斜磁場より少ない印加量となるリフェーズ傾斜磁場を用いて計測することを特徴とする。
　また本発明の傾斜磁場印加方法は、撮像パラメータの値の設定入力を受け付ける撮影条件設定ステップと、入力設定された撮像パラメータの値に応じて、所定次数のリフェーズ傾斜磁場より少ない印加量となるリフェーズ傾斜磁場を求めるリフェーズ傾斜磁場算出ステップと、少なくとも一部のエコー信号を、前記所定次数のリフェーズ傾斜磁場より少ない印加量となるリフェーズ傾斜磁場を用いて計測する計測ステップと、を含むことを特徴とする。
　本発明のMRI装置及び傾斜磁場印加方法によれば、操作者が所望する撮像パラメータの設定値に応じて、MRI装置のハードウェアと被検体に対する負担を軽減しつつ、GMN法に基づくリフェーズ効果により、動きや流れに起因するアーチファクトを除去又は低減された画像を得ることが出来る。
発明に係るMRI装置の一実施例の全体構成を示すブロック図。 周波数エンコード方向での2次のリフェーズ傾斜磁場の印加パターンを表すタイミング線図 2次リフェーズ傾斜磁場波形のモーメント計算に用いるためのパラメータを示したタイミング線図 周波数エンコード方向での1次のリフェーズ傾斜磁場の印加パターンを表すタイミング線図 位相エンコード軸での1次のリフェーズ傾斜磁場の印加パターンを表すタイミング線図 スライス方向、周波数エンコード方向、位相エンコード方向それぞれに2次のリフェーズ傾斜磁場を印加した2Dグラディエントエコーのパルスシーケンス図 (a)スライス方向と周波数エンコード方向に2次のリフェーズ傾斜磁場を、位相エンコード方向に1次のリフェーズ傾斜磁場を印加した2Dグラディエントエコーのパルスシーケンス図、(b)スライス方向と周波数エンコード方向に1次のリフェーズ傾斜磁場を印加した2Dグラディエントエコーのパルスシーケンス図、(c)リフェーズ傾斜磁場を印加しない2Dグラディエントエコーのパルスシーケンス図 (a)実施例1の動作フローを表すフローチャート、(b)リフェーズ傾斜磁場の印加タイミング制限を表したタイミング線図 実施例2の動作フローを表すフローチャート (a)実施例3の動作フローを表すフローチャート、(b)低空間周波数領域の位相エンコードにのみリフェーズ傾斜磁場を適用したパルスシーケンスを表すタイミング線図であり、上段の図が高空間周波数成分の位相エンコード波形であり、下段の図が、低空間周波数成分のリフェーズ傾斜磁場を付加した位相エンコード波形である。 ユーザーが撮像を行うために操作するGUIを表した図 実施例4の動作フローを表すフローチャート。 撮像パラメータの変更を提示するウィンドウを表した図
　以下、添付図面に従って本発明のMRI装置の好ましい実施形態について詳説する。なお、発明の実施形態を説明するための全図において、同一機能を有するものは同一符号を付け、その繰り返しの説明は省略する。
　最初に、本発明に係るMRI装置の一例の全体概要を図1に基づいて説明する。図1は、本発明に係るMRI装置の一実施例の全体構成を示すブロック図である。このMRI装置は、NMR現象を利用して被検体101の断層画像を得るもので、図1に示すように、静磁場発生磁石102と、傾斜磁場コイル103及び傾斜磁場電源109と、送信RFコイル104及びRF送信部110と、受信RFコイル105及び信号検出部106と、信号処理部107と、計測制御部111と、全体制御部108と、表示・操作部113と、被検体101を搭載してその被検体101を静磁場発生磁石102の内部に出し入れするベッド112と、を備えて構成される。
　静磁場発生磁石102は、垂直磁場方式であれば被検体101の体軸と直交する方向に、水平磁場方式であれば体軸方向に、それぞれ均一な静磁場を発生させるもので、被検体101の周りに永久磁石方式、常電導方式あるいは超電導方式の静磁場発生源が配置されている。
　なお、静磁場発生磁石102には、静磁場不均一を補正するために、シムコイル又はシム部材が配置されている。
　傾斜磁場コイル103は、MRI装置の座標系(静止座標系)であるX，Y，Zの3軸方向に巻かれたコイルであり、それぞれの傾斜磁場コイルは、それを駆動する傾斜磁場電源109に接続され電流が供給される。これらの傾斜磁場コイル103と傾斜磁場電源109とで傾斜磁場発生部を構成する。具体的には、各傾斜磁場コイルの傾斜磁場電源109は、それぞれ後述の計測制御部111からの命令に従って駆動されて、それぞれの傾斜磁場コイルに電流を供給する。これにより、X，Y，Zの3軸方向に傾斜磁場Gx，Gy，Gzが発生する。撮像時には、スライス面(撮像断面)に直交する方向にスライス選択傾斜磁場パルス(Gs)が印加されて被検体101に対するスライス面が設定され、そのスライス面に直交して且つ互いに直交する残りの2つの方向に位相エンコード傾斜磁場パルス(Gp)と周波数エンコード傾斜磁場パルス(Gf)が印加されて、エコー信号にそれぞれの方向の位置情報がエンコードされる。
　送信RFコイル104は、被検体101に高周波磁場(以下、RFという)パルスを照射するコイルであり、RF送信部110に接続され高周波パルス電流が供給される。これにより、被検体101の生体組織を構成する原子の原子核スピンに核磁気共鳴が誘起される。具体的には、RF送信部110が、後述の計測制御部111からの命令に従って駆動されて、高周波パルスを振幅変調し、増幅した後に被検体101に近接して配置された送信RFコイル104に供給することにより、RFパルスが被検体101に照射される。
　受信RFコイル105は、被検体101の生体組織を構成する原子核スピンのNMR現象により放出されるエコー信号(NMR信号)を受信するコイルであり、信号検出部106に接続されて受信したエコー信号を信号検出部106に送る。信号検出部106は、受信RFコイル105で受信したエコー信号の検出処理を行う。具体的には、RF送信コイル104から照射されたRFパルスによって誘起された被検体101の応答のエコー信号が被検体101に近接して配置された受信RFコイル105で受信される。そして、後述の計測制御部111からの命令に従って、信号検出部106が、受信したエコー信号を増幅し、直交位相検波により直交する二系統の信号に分割し、それぞれを所定数(例えば128,256,512等)サンプリングし、各サンプリング信号をA／D変換してディジタル量に変換し、後述の信号処理部107に送る。 従って、エコー信号は所定数のサンプリングデータからなる時系列のデジタルデータ(以下、エコーデータという)として得られる。
　信号処理部107は、信号検出部106から入力されたエコーデータに対して各種処理を行い、処理したエコーデータを後述の計測制御部111に送る。
　計測制御部111は、被検体101の断層画像の再構成に必要なエコーデータ収集のための種々の命令を、主に、傾斜磁場電源109と、RF送信部110と、信号検出部106に送信してこれらを制御する制御部である。具体的には、計測制御部111は、後述する全体制御部108の制御で動作し、ある所定のパルスシーケンスに基づいて、傾斜磁場電源109、RF送信部110及び信号検出部106を制御して、被検体101へのRFパルスと傾斜磁場パルスの印加及び被検体101からのエコー信号の検出を繰り返し実行し、被検体101の断層画像の再構成に必要なエコーデータを収集する。
　全体制御部108は、計測制御部111の制御、及び、各種データ処理と処理結果の表示及び保存等の制御を行うものであってCPU及びメモリを内部に有する演算処理部と、光ディスク、磁気ディスク等の記憶部とを有して成る。具体的には、計測制御部111を制御してエコーデータの収集を実行させ、信号処理部107からのエコーデータが入力されると、演算処理部が信号処理、フーリエ変換による画像再構成等の処理を実行し、その結果である被検体101の断層画像を、後述の表示・操作部108に表示させると共に記憶部に記録する。
　表示・操作部(入出力部)113は、被検体101の断層画像を表示するディスプレイと、MRI装置の各種制御情報や上記全体制御部108で行う処理の制御情報を入力するトラックボール又はマウス及びキーボード等の操作部と、から成る。この操作部はディスプレイに近接して配置され、操作者がディスプレイを見ながら操作部を通してインタラクティブにMRI装置の各種処理を制御する。
　次に、リフェーズ傾斜磁場波形の具体例及びその演算方法を説明する。最初に、スライス方向と周波数エンコード方向に好適な、2次及び1次のリフェーズ傾斜磁場波形の算出方法を説明する。ここで、1次のリフェーズとは、速度成分に基づく位相を再収束させるためのリフェーズ傾斜磁場によって行われることを意味し、2次のリフェーズとは、速度及び加速度に基づく位相を再収束させるためのリフェーズ傾斜磁場によって行われることを意味する。
　（2次のリフェーズ傾斜磁場波形）
　2次のリフェーズ傾斜磁場の印加時間と印加強度の求め方を以下に説明する。
　加速度運動をしているスピンの位置座標x(t)は次式で表される。
Figure JPOXMLDOC01-appb-I000001
　ここで、x0は、時刻t=0での位置を、vは速度を、aは加速度をそれぞれ表す。傾斜磁場G(t)を印加したときに、運動しているスピンが感じる磁場B(t)は、(2)式のようになる。
Figure JPOXMLDOC01-appb-I000002
　スピンの回転速度ω(t)は、各時刻でのスピンの感じる磁場に比例するので、(3)式に示すようになる。
Figure JPOXMLDOC01-appb-I000003
　各時刻におけるスピンの位相θ(t)は、スピンの回転速度の時間積分であるから、(4)式で表される。
Figure JPOXMLDOC01-appb-I000004
　(4)式に現れる時間積分は、それぞれ以下のように呼ばれる。
Figure JPOXMLDOC01-appb-I000005

Figure JPOXMLDOC01-appb-I000006

Figure JPOXMLDOC01-appb-I000007
　(4)式からわかるように、これらのモーメントが共に0となるタイミングでは、初期位置x0、速度v、加速度aの大きさによらず、スピンの位相は全て0となる。つまり、エコー時間のタイミングで、これらのモーメントが全て0となる傾斜磁場波形を算出すれば、加速度運動による位相も含めて、移動又は運動による位相成分を補正でき、2次のリフェーズを実現できる。
　2次のリフェーズを行う場合、スライス選択傾斜磁場や周波数エンコード傾斜磁場以外に、各方向で3つの傾斜磁場パルスを組み合わせて印加を行うことが一般的であり、それぞれの印加時間と印加強度を指定する必要がある。本発明では、一例として印加強度を同一の値とする。図2は、傾斜磁場の印加強度を同一とする条件の下で、周波数エンコード方向(Gf)のリフェーズ傾斜磁場を作成する例を示す。図2に示した傾斜磁場波形は、図中に示した4つのパラメータG, T1, T2, T3によって決定される。一方、(5-1)式、(5-2)式、(5-3)式で表される傾斜磁場の各モーメントも、これらのパラメータの関数として表される。このため、3つの傾斜磁場のモーメントを同時に0にするリフェーズ傾斜磁場波形は、変数が4つで、方程式が3つの連立方程式を解くことで、決めることができる。
　強度がGの傾斜磁場の立ち上がり時間をr、周波数エンコード傾斜磁場の強度と立ち上がり時間をそれぞれ、Gm、tm、そして、信号読み込み時間をTmと表すことにする。このとき、0次と1次のモーメントはそれぞれ、次のように表される。
Figure JPOXMLDOC01-appb-I000008

Figure JPOXMLDOC01-appb-I000009
　(6)式、(7)式そして(2次のモーメント)を0にした式を連立し、変数G,T1,T2,T3について解いていく。ただし、このままでは、解が一意に決まらないので、傾斜磁場の印加時間の総和を固定とした条件(8)を連立方程式に加える。ここでは固定値を3つのリフェーズ傾斜磁場の合計印加時間Ttotalと表す。
Figure JPOXMLDOC01-appb-I000010
　以上により、解くべき連立方程式は、次の通りとなる。
Figure JPOXMLDOC01-appb-I000011

Figure JPOXMLDOC01-appb-I000012

Figure JPOXMLDOC01-appb-I000013

(2次のモーメント) = 0　　　　　　　　　　　 (9-4)
　この連立方程式を解いて、G, T1, T2, T3を決定していく。(9-1)式をT1について解き(10)式を得る。
Figure JPOXMLDOC01-appb-I000014
　この結果を、(9-2)式に代入し、T3について解くと、(11)式が得られる。
Figure JPOXMLDOC01-appb-I000015
　ここで、
Figure JPOXMLDOC01-appb-I000016
　(10)式、(11)式を(9-3)式に代入することで、T2の値を決定するための式(12)を得ることができる。
Figure JPOXMLDOC01-appb-I000017
　この結果を、(10)式と、(11)式に代入することで、T1とT3を決定することができる。また、傾斜磁場のスリューレートmを一定とすると、立ち上がり時間は(13)式で表される。
Figure JPOXMLDOC01-appb-I000018
　この場合にはT1,T2,T3を与える式に(13)式を代入する。
　ここで、(9-4)式を図3で表した傾斜磁場印加パターンで表すと(14)式のように書くことができ、時間t0～t11は(15-1)式～(15-12)式で求めることができる。
Figure JPOXMLDOC01-appb-I000019
t0 = 0　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　(15-1)
t1 = r　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　(15-2)
t2 = T1　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　(15-3)
t3 = t2 + r　　　　　　　　　　　　　　　　　　(15-4)
t4 = t3 + r　　　　　　　　　　　　　　　　　　(15-5)
t5 = t3 + T2　　　　　　　　　　　　　　　　　 (15-6)
t6 = t5 + r　　　　　　　　　　　　　　　　　　(15-7)
t7 = t6 + r　　　　　　　　　　　　　　　　　　(15-8)
t8 = t6 + T3　　　　　　　　　　　　　　　　　 (15-9)
t9 = t8 + r　　　　　　　　　　　　　　　　　　(15-10)
t10 = t9 + tm　　　　　　　　　　　　　　　　　(15-11)
t11 = t10 + Tm 　　　　　　　　　　　　　　　　(15-12)
　(13)式までで得られたT1,T2,T3を(14)式に代入すると、2 次のモーメントを表した(14)式の左辺は傾斜磁場の強度Gだけの関数となり、(16)式で表すことができる。
Figure JPOXMLDOC01-appb-I000020
　この関数の0点を、2分法を用いて数値的に決定することで、Gの値が得られる。以上の解法により、2次のリフェーズ傾斜磁場波形を決定できる。なお、上記計算例では、リフェーズ傾斜磁場の印加強度を一定とする条件を設けたが、印加時間を一定としてそれぞれの印加時間と印加強度を指定しても良い。
　また、傾斜磁場のスリューレートが一定でない場合、(13)式ではそれぞれのスリューレートの値を用いることでそれぞれの立ち上がり時間を求めることが可能であり、それらの値を計算に用いれば良い。
　2分法により(16)式の値が0に収束すれば2次のリフェーズ傾斜磁場波形の解が求まり、求めた2次のリフェーズ傾斜磁場波形を印加できることを意味するが、撮像条件によっては発散して解が求まらない場合もある。これはリフェーズ傾斜磁場に十分な印加時間が確保されていないことを意味する。
　なお、スライス方向におけるリフェーズ傾斜磁場の計算では、リフェーズ傾斜磁場波形の印加パターンが周波数エンコード方向の印加パターンと時間的に逆になるが、同様の計算で各傾斜磁場パルスの印加時間と印加強度を求めることが可能である。
　(1次のリフェーズ傾斜磁場波形)
　次に、1次のリフェーズ傾斜磁場の印加時間と印加強度の求め方を以下に説明する。　　まず、(1)式～(5-2)式までについて、2次の成分を除いた式で書き下す。　
　速度成分までを考慮したスピンの位置座標x(t)は次式で表される。
Figure JPOXMLDOC01-appb-I000021
　ここで、x0は、時刻t=0での位置を、vは速度をそれぞれ表す。傾斜磁場G(t)を印加したときに、運動しているスピンが感じる磁場B(t)は、(18)式のようになる。
Figure JPOXMLDOC01-appb-I000022
　スピンの回転速度ω(t)は、各時刻でのスピンの感じる磁場に比例するので、(19)式に示すようになる。
Figure JPOXMLDOC01-appb-I000023
　各時刻におけるスピンの位相θ(t)は、スピンの回転速度の時間積分であるから、(20)式で表される。
Figure JPOXMLDOC01-appb-I000024
　(20)式に現れる時間積分は、それぞれ以下のように呼ばれる。
Figure JPOXMLDOC01-appb-I000025

Figure JPOXMLDOC01-appb-I000026
　1次のリフェーズを行うということは、これらのモーメントが0となる傾斜磁場を印加して、移動又は運動の速度に基づく位相成分を補正することを意味し、図4に示す傾斜磁場印加パターンの下でリフェーズ傾斜磁場を作成することにした場合、(21-1)式と(21-2)式は以下のように表せる。
Figure JPOXMLDOC01-appb-I000027

Figure JPOXMLDOC01-appb-I000028
　この連立方程式の変数は、リフェーズ傾斜磁場波形を決める印加強度G1,G2と、印加時間T1,T2の4変数である。式2本に対し、変数4本なので、このままではこの方程式を満足する解を一意に決めることができない。このため、次の条件の組み合わせを追加して連立方程式を解く。
T1 = T2　　　　　　　　　　　　　　　　(23-1)
T1+ T2 = Ttotal　　　　　　　　　　　　(23-2)
　(22-2)式について、(22-1)式と(23-1)式からG2,T2を消去すると、以下の式が得られる。
Figure JPOXMLDOC01-appb-I000029

　ここで、立ち上がり時間r2は(13)式と同様に下式で表される。
Figure JPOXMLDOC01-appb-I000030
　さらに、(23-1)式を(22-1)式に代入してG2について解くと(26)式が得られる。
Figure JPOXMLDOC01-appb-I000031
　これを(25)式に代入してr2について解くと、(27)式が得られる。
Figure JPOXMLDOC01-appb-I000032
　この結果を、(24)式に代入してG1について解くと、(28)式が得られる。
Figure JPOXMLDOC01-appb-I000033
この結果と下式からr1を求めることが出来る。
Figure JPOXMLDOC01-appb-I000034
　以上の解法により、1次のリフェーズ傾斜磁場波形を決定できる。　
　2次の場合と同様に、上記計算例では、リフェーズ傾斜磁場の印加時間について条件を設けたが、印加強度を一定としてそれぞれの印加時間と印加強度を指定しても良い。また、2次の場合と同様に、スライス方向におけるリフェーズ傾斜磁場の計算では、リフェーズ傾斜磁場波形の印加パターンが周波数エンコード方向の印加パターンと時間的に逆になるが、同様の計算で各傾斜磁場パルスの印加時間と印加強度を求めることが可能である。
　また、傾斜磁場のスリューレートが一定でない場合も、2次の場合と同様に、(25)式と(29)式でそれぞれのスリューレートの値を用いることでそれぞれの立ち上がり時間を求めることが可能であり、それらの値を計算に用いれば良い。
　以上の2次および1次の計算例では、撮像条件によっては、傾斜磁場強度やdB/dtが制限を越えてしまう場合がある。さらに、低次よりも高次のリフェーズ傾斜磁場の方が、これらの制限を容易に越えてしまう。例えば、2次リフェーズの場合には(16)式で数値的に求めた傾斜磁場についての、1次リフェーズの場合には(26)式、(28)式で求めた傾斜磁場についての、或いは、オブリーク撮像の場合には他軸の傾斜磁場と重畳した傾斜磁場についての、印加強度やdB/dtが制限を越えてしまう場合がある。これはリフェーズ傾斜磁場に十分な印加時間が確保されていないことを意味する。このような場合には、求めた次数のリフェーズ傾斜磁場波形を印加することができなくなる。本発明の一実施例では、設定された撮像条件の下に、リフェーズ次数等を下げてなるべくリフェーズ効果を得るようにする。
　(位相エンコード方向のリフェーズ傾斜磁場波形)
　次に、位相エンコード方向に印加するリフェーズ傾斜磁場の印加時間と印加強度の求め方を以下に説明する。
　任意の位置xに静止しているスピン(以下、静止スピン)の、任意の時間Tにおける位相Pstayは、印加する傾斜磁場をG(T)、RF波印加の中心時間をTRFとすると、次式で与えられる。
Figure JPOXMLDOC01-appb-I000035
　任意の位置xから、時間方向に一定な任意の速さvで位相エンコード方向に移動しているスピン(以下、移動スピン)の、任意の時間Tにおける位相は次式で与えられる。
Figure JPOXMLDOC01-appb-I000036
　移動による位相誤差を補正するためには、計測するエコー信号の中心の時刻において、全てのスピンの位相が付加したい位相エンコード量Axになっていなければならない。このため、計測するエコー信号の中心の時刻をTTEとすると、次式が成り立たなければならない。
Figure JPOXMLDOC01-appb-I000037
　(32)式は0次のモーメントと1次のモーメントに分解することができ、次式のように表せる。
　ここで位置xと速さvはtにより一定であるため打ち消すことができ、次式のように表される。
Figure JPOXMLDOC01-appb-I000039
　(34)式が、位相エンコード方向のリフェーズにおいて、傾斜磁場が満足しなければならない式である。
　通常の位相エンコード傾斜磁場では、(34)式を満足させることはできないので、図5に示す傾斜磁場印加パターンを考えることにする。まず、(30)式から(34)式において、静止スピンと移動スピンについて以下の2つを定義している。
　・静止スピンと移動スピンはT=0にて同位置xにある。
　・静止スピンと移動スピンはT=TTEにて位置xにおける位相エンコード量と等しい量の位相を持つ。
　また、(30)式から(34)式における時間軸の基準(時間原点)を定義する必要があるが、本発明では以下の定義を行う。
　・TTEをT=0とする。
　これにより、1次モーメントはG(t), T1, T2, r, T3に依存することとなり、(34)式を次式のように表すことができる。
Figure JPOXMLDOC01-appb-I000040
　ここで、立ち上がり時間を無視した傾斜磁場の印加時間の合計をTaとし、傾斜磁場の印加時間の比をαで表すと、傾斜磁場の印加時間が次式で表現できる。
Figure JPOXMLDOC01-appb-I000041
　(36)式の関係を用いると、(35)式は次式の様に書き換えられる。
Figure JPOXMLDOC01-appb-I000042
　(37)式はGおよびαについて解くことができ、次式で表さる。
Figure JPOXMLDOC01-appb-I000043
　(38)式より、傾斜磁場の強度および印加時間が決まるので、Ta,ｒ,T3を与えることで、図5の印加パターンを決定することができる。
　上記計算例では、位相エンコード方向に印加する1次のリフェーズ傾斜磁場波形を求める場合を詳細に説明したが、2次のリフェーズ傾斜磁場波形も同様に計算でき、位相エンコード方向に2次のリフェーズ傾斜磁場を使用した時のタイミング図を図6に示す。
　なお、撮像条件によっては(38)式で求めた位相エンコード方向のリフェーズ傾斜磁場の印加強度や、オブリークによる他軸の傾斜磁場と重畳された印加強度又はdB/dtが制限を越えてしまう場合がある。これはリフェーズ傾斜磁場に十分な印加時間が確保されていないことや、位相エンコード方向以外の方向に印加される傾斜磁場がオブリークにより重ね合わされるためである。このような場合には、求めた次数のリフェーズ傾斜磁場波形を印加することができなくなる。本発明の一実施例では、設定された撮像条件の下に、リフェーズ次数等を下げるか、或いは、リフェーズ傾斜磁場を印加する位相エンコードの範囲を設定し、この範囲外ではリフェーズ傾斜磁場を印加しないようにし、なるべくリフェーズ効果を得るようにする。
　また上記説明では、位相エンコード方向についてのみ、位相エンコード傾斜磁場を含めたリフェーズ傾斜磁場波形の作成例を説明しているが、同様にスライス方向についてもスライスエンコード傾斜磁場を含めたリフェーズ傾斜磁場を求めることが出来る。この場合はTRFをT0に設定すれば良い。このスライスエンコード傾斜磁場に適応したリフェーズ傾斜磁場を、スライスエンコード傾斜磁場とは別に単独で印加してもよいし、或いは、スライスエンコード傾斜磁場と重畳して印加してもよい。リフェーズ傾斜磁場とスライスエンコード傾斜磁場を重畳する場合は、モーメントの計算が異なることに注意が必要である。
　以上の2次及び1次の計算例で求めたリフェーズ傾斜磁場を付加したパルスシーケンスの例を図7に示す。図7(a)は、3方向ともにGMN法に基づくリフェーズを行わない2Dグラディエントエコー法のパルスシーケンスの基本を示している。この基本パルスシーケンスを基本にして、図7(b)はスライス方向及び周波数エンコード方向では2次のリフェーズを行うリフェーズ傾斜磁場を、位相エンコード方向では1次のリフェーズを行うリフェーズ傾斜磁場を付加した2次元(2D)グラディエントエコー法のパルスシーケンスを示す。図7(c)は、スライス方向及び周波数エンコード方向では1次のリフェーズを行うリフェーズ傾斜磁場を付加し、位相エンコード方向ではリフェーズを行わない2Dグラディエントエコー法のパルスシーケンスを示す。
　以下、上記各方向のリフェーズ傾斜磁場の印加を制御する本発明を詳細に説明する。本発明のMRI装置及び傾斜磁場印加方法は、入力設定された撮像パラメータの値(つまり撮像条件)に応じて、所定次数のリフェーズ傾斜磁場より少ない印加量となるリフェーズ傾斜磁場を求め、少なくとも一部のエコー信号を、所定次数のリフェーズ傾斜磁場より少ない印加量となるリフェーズ傾斜磁場を用いて計測する。換言すれば、入力設定された撮像条件では、高次のリフェーズ傾斜磁場の印加が困難な場合に、低次のリフェーズ傾斜磁場を用いたり、リフェーズ傾斜磁場を印加する位相エンコード範囲を選択したりする。このようなリフェーズ傾斜磁場の印加制御を行う方向は、スライス方向、周波数エンコード方向、及び、位相エンコード方向の、少なくとも1方向とする。以下、所定次数のリフェーズ傾斜磁場より少ない印加量となるリフェーズ傾斜磁場の例として、所定次数より少ない次数(0次、即ちリフェーズ傾斜磁場を印加しない場合も含む)のリフェーズ傾斜磁場や非対称計測用のリフェーズ傾斜磁場を用いて、少なくとも一部のエコー信号の計測を行う各実施例を詳細に説明する。
　次に、本発明のMRI装置及び傾斜磁場印加方法の実施例1を説明する。本実施例は、操作者が所望する撮像パラメータの設定値(つまり撮像条件)では、GMN法に基づく所定次数のリフェーズ傾斜磁場波形の印加が困難である場合に、所定次数より少ない次数のリフェーズ傾斜磁場波形を求めて、この求めたリフェーズ傾斜磁場波形を用いて、少なくとも一部のエコー信号を計測する。つまり、GMN法に基づく所定次数のリフェーズを行うことが困難となる場合に、リフェーズの次数を下げる。本実施例は、スライス方向と周波数エンコード方向のリフェーズ傾斜磁場波形の演算に好適な実施例であるが、同様の考え方で、位相エンコード方向のリフェーズ傾斜磁場波形も求めても良い。以下、図8に基づいて本実施例を詳細に説明する。
　図8(a)は、本実施例の動作フローを表すフローチャートである。この動作フローは、最初に所定次数のリフェーズを試みて、実施できない場合に所定次数より低次のリフェーズを試みる場合の一例として、所定次数を2次とした場合を示す。なお、本実施例は、2次に限らず3次以上のリフェーズから開始してもよい。この動作フローはプログラムとして予め磁気ディスク等の記憶部に記憶されており、演算処理部が必要に応じてプログラムをメモリに読み込んで実行することにより実施される。以下、図8(a)の各ステップを詳細に説明する。
　ステップ801で、演算処理部は、操作部108を介して操作者により入力された所望の撮像パラメータの設定値の下で、1つの軸についての、所定次数(ここでは2次)のリフェーズ傾斜磁場波形を計算する。撮像パラメータの一例としては、パルシーケンスの繰り返し時間(TR)やエコー時間(TE)である。操作者が操作部108を介してこれらの値を設定入力すると、演算処理部は入力設定されたTRやTE等の撮像パラメータの設定値を条件として、1つの方向についての2次数のリフェーズ傾斜磁場波形を演算して求める。演算方法の詳細は前述の通りである。
　ステップ802で、演算処理部は、ステップ801で算出された所定次数(ここでは2次)のリフェーズ傾斜磁場波形が印加可能か否か判定する。
　例えば、入力設定された撮像パラメータの値では、リフェーズ傾斜磁場の印加に十分な時間を確保できないために、リフェーズ傾斜磁場波形が求められない場合は、この所定次数でのリフェーズ傾斜磁場波形を印加することはできない。具体的には、図8(b)に示す例の様に、スライス方向(Gs)に印加されるスライス選択傾斜磁場に、周波数エンコード方向(Gf)に印加されるリフェーズ用傾斜磁場が重なった場合、つまり図中TbがTaよりも左になった場合、又は、周波数エンコード方向(Gf)に印加される読み出し用傾斜磁場にスライス方向(Gs)に印加されるリフェーズ用傾斜磁場が重なった場合、つまり図中TcがTdよりも右になった場合は、この所定次数でのリフェーズ傾斜磁場は印加不可となる。
　或いは、求められたリフェーズ傾斜磁場波形の最大値が傾斜磁場発生部で発生できる傾斜磁場の上限値を超える場合や、リフェーズ傾斜磁場波形の時間変化率(dB/dｔ)が装置のスルーレート又は被検体が許容できる所定の上限値を超えてしまう場合には、この所定次数でのリフェーズ傾斜磁場波形を印加することはできない。演算処理部は、ステップ801で求めたリフェーズ傾斜磁場波形とこれらの上限値や制限値とを比較して、一つでも超えた場合には、印加不可と判定する。
　以上の様な判定の結果、印加不可(No)と判定された場合はステップ803へ移行する。一方、ステップ801で求めたリフェーズ傾斜磁場波形がいずれの上限値や制限値をも超えない場合には、印加可能(Yes)の判定となって、この求めた2次のリフェーズ傾斜磁場波形を用いたパルスシーケンスによる撮像が計測制御部111により行われる。
　ステップ803で、演算処理部は、操作部108を介して操作者により入力された所望の撮像パラメータの設定値の下で、1つの方向についての、所定次数より少ない次数(ここでは1次)のリフェーズ傾斜磁場波形を演算して求める。演算方法の詳細は前述の通りである。
　ステップ804で、演算処理部は、ステップ803で算出された所定次数より少ない次数(ここでは1次)のリフェーズ傾斜磁場波形が印加可能か否か判定する。判定の仕方はステップ802と同様であるので詳細な説明は省略する。印加不可(No)の判定となった場合には、ステップ805に移行し、印加可能の判定(Yes)となった場合には、この求めた1次のリフェーズ傾斜磁場波形を用いたパルスシーケンスによる撮像が計測制御部111により行われる。
　ステップ805で、演算処理部は、入力された所望の撮像パラメータの設定値の下では、演算した方向には、リフェーズ傾斜磁場パルスを印加できない旨の通知(例えば、表示・操作部113のディスプレイにメッセージの表示)を操作者に対して行う。その際、図13に示すように、変更することでリフェーズ用傾斜磁場が印加可能となる撮像パラメータを提示するウィンドウを表示しても良い。図13のウィンドウには、撮像パラメータ名(1301)とその値(1302)、変更したときの画像への影響を数値で表した情報や撮像時間(1303)、パラメータを選択するためのボタン(1304)、変更を適用するボタン(1305)と変更を元へ戻すキャンセルボタン(1306)を有する。
　以上は、一つの方向についてのリフェーズ傾斜磁場波形を演算する動作フローであるが、複数方向についてそれぞれリフェーズ傾斜磁場波形を演算する場合、上記処理フローを各方向について繰り返して、その方向固有の条件に適合するリフェーズ傾斜磁場波形を求めればよい。その際、前述したとおり、スライス方向と周波数エンコード方向では、リフェーズ傾斜磁場波形の印加パターンが時間的に反対方向であることを考慮して演算する。
位相エンコード方向では、実施例3で説明するように、位相エンコードの所定範囲内でのみリフェーズ傾斜磁場を印加してもよい。
　以上までが、本実施例の動作フローの説明である。　
　以上説明したように、本実施例のMRI装置及び傾斜磁場印加方法によれば、操作者が所望する撮像パラメータの設定値に応じて、MRI装置のハードウェアと被検体に対する制限内で、可能な次数のリフェーズ傾斜磁場波形を求めるので、MRI装置のハードウェアと被検体に対する負担を軽減しつつ、GMN法に基づくリフェーズ効果を得ることができる。
　次に、本発明のMRI装置及び傾斜磁場印加方法の実施例2を説明する。本実施例は、前述の実施例1の次数を下げたリフェーズ傾斜磁場波形に加えて、さらに非対称計測を行うリフェーズ傾斜磁場波形を求めて、この印加可否を判定する。つまり、操作者が所望する撮像パラメータの設定値(つまり撮像条件)では、所定次数のリフェーズ傾斜磁場の印加が困難である場合の次善の策として、前述の実施例1の次数を下げたリフェーズ傾斜磁場波形の他に、非対称計測用のリフェーズ傾斜磁場を求め、可能なリフェーズ傾斜磁場波形を用いてエコー信号の計測を行う。本実施例は、周波数エンコード方向のリフェーズ傾斜磁場波形の演算に好適な実施例である。
　最初に、非対称計測及び非対称計測用のリフェーズ傾斜磁場波形について説明する。通常の対称計測は、エコー信号をそのピーク位置を中心にして、前半部と後半部とを対称にサンプリングして対称なエコーデータを取得する。これに対して、非対称計測は、エコー信号のピーク位置に関して、前半部を後半部より少なく(短く)サンプリングする。つまり、エコー信号全体のサンプリングウィンドウ内では、エコー信号のピーク位置が前半にシフトすることになる。特に、エコー信号の前半部をなるべく少なくして、主に後半部をサンプリングする計測をハーフエコー計測ともいう。この非対称計測は、エコー信号の読み出し傾斜磁場の印加強度を下げて、バンド幅を狭くできるので、エコー信号及び画像のSNを向上させることができる。特に、非対称計測では、エコー信号の前半部を計測するための読み出し傾斜磁場の印加量(傾斜磁場波形と時間軸との囲む面積)を少なくできるので、リフェーズ傾斜磁場の印加強度、且つ/又は、印加時間を、対称計測の場合と比較して、少なくすることができる。加えて、エコー信号の前半部のサンプリング期間を短くできるので、リフェーズ傾斜磁場を挿入できる時間幅をより多く確保できることになる。そこで、本実施例では、対称計測用のリフェーズ傾斜磁場波形の印加が不可と判定された場合に、非対称計測用のリフェーズ傾斜磁場波形を求めて、この印加可否を判定し、可能となれば、求めたリフェーズ傾斜磁場波形を用いた非対称計測を行う。
　非対称計測用のリフェーズ傾斜磁場波形を求めるためには、2次の場合は図2中のTmを、1次の場合は図4中のTmをそれぞれ短くし、リフェーズ傾斜磁場波形を印加とする時間をより多く確保する。また、Tmが短くなるので、エコー信号の前半部をサンプリングするための読み出し傾斜磁場の印加量が少なくなり、結果として、リフェーズ傾斜磁場の印加強度、及び/又は、印加時間が少なくなる。リフェーズ傾斜磁場波形を具体的に求めるためには、前述の2次の場合の式(16)又は1次の場合の式(26)(28)において、非対称計測用のTmを用いて、リフェーズ傾斜磁場波形を構成する各傾斜磁場パルスをそれぞれ求める。
　次に、図9に基づいて本実施例を詳細に説明する。図9は、本実施例の動作フローを表すフローチャートである。この動作フローは、前述の実施例1の動作フローを表す図8のフローチャートに、さらに本実施例に係る処理ステップを追加したものである。同じ処理ステップには800番台の符号を、本実施例固有の処理ステップには900番台の符号をそれぞれ付してある。以下、追加した本実施例固有の処理ステップのみを詳細に説明し、図8と同じ処理ステップの説明は省略する。
　ステップ901で、演算処理部は、ステップ801で求めた対称計測用の2次のリフェーズ傾斜磁場波形を、ステップ802で印加不可(No)と判定したので、2次の非対称計測用のリフェーズ傾斜磁場波形を求める。具体的な求め方は前述の通りである。
　ステップ902で、演算処理部は、ステップ901で求めた2次の非対称計測用のリフェーズ傾斜磁場波形を印加可能であるか否かを判定する。判定処理の具体的内容は前述のステップ802と同じなので、説明を省略する。印加不可(No)を判定した場合は、ステップ803に移行し、1次の対称計測のリフェーズ傾斜磁場波形を求める。印加可能(Yes)と判定した場合には、この求めた2次の非対称計測用のリフェーズ傾斜磁場波形を用いたパルスシーケンスによる非対称計測が計測制御部111により実行される。
　ステップ903で、演算処理部は、ステップ803で求めた対称計測用の1次のリフェーズ傾斜磁場波形を、ステップ804で印加不可(No)と判定したので、1次の非対称計測用のリフェーズ傾斜磁場波形を求める。具体的な求め方は前述の通りである。
　ステップ904で、演算処理部は、ステップ903で求めた1次の非対称計測用のリフェーズ傾斜磁場波形が印加可能であるか否かを判定する。判定処理の具体的内容は前述のステップ804と同じなので、説明を省略する。
　印加不可(No)を判定した場合は、ステップ805に移行し、入力された所望の撮像パラメータの設定値の下では、演算した方向には、リフェーズ傾斜磁場パルスを印加できない旨の通知を操作者に対して行う。その際、実施例1と同様に、図13に示すように、変更することでリフェーズ用傾斜磁場が印加可能となる撮像パラメータを提示するウィンドウを表示しても良い。
　印加可能(Yes)と判定した場合には、この求めた1次の非対称計測用のリフェーズ傾斜磁場波形を用いたパルスシーケンスによる非対称計測が計測制御部111により実行される。
　以上までが本実施例の動作フローの説明である。なお、上述の動作フローの説明では、2次の対称計測用のリフェーズ傾斜磁場波形が印加不可であった場合に、2次の非対称計測のリフェーズ傾斜磁場波形を最初に求める例を示したが、2次の対称計測のリフェーズ傾斜磁場波形が印加不可であった場合に、1次の対称計測用のリフェーズ傾斜磁場波形を最初に求め、それでも不可の場合に、2次の非対称計測のリフェーズ傾斜磁場波形を求めて印加可否を判定してもよい。即ち、図9の動作フローにおいて、ステップ901とステップ803とを入れ替えてもよい。
　以上説明したように、本実施例のMRI装置及び傾斜磁場印加方法によれば、前述の実施例1の場合より、さらに決め細やかに、操作者が所望する撮像パラメータの設定値に応じて、MRI装置のハードウェアと被検体に対する制限内で、可能な次数のリフェーズ傾斜磁場波形を求めることができる。
　次に、本発明のMRI装置及び傾斜磁場印加方法の実施例3を説明する。本実施例は、位相エンコード方向に印加するリフェーズ傾斜磁場の次数を位相エンコードに応じて制御する。具体的には、リフェーズ傾斜磁場波形の最大値が、傾斜磁場発生部で印加可能である最大の傾斜磁場強度を超える場合に、リフェーズ傾斜磁場の次数を下げる。或いは、所望の位相エンコードの範囲内でのみリフェーズ傾斜磁場を印加する。
　MRI装置が、リフェーズ傾斜磁場として印加可能である最大の傾斜磁場強度をGmaxとすると、(38)式で求めた、位相エンコード方向の傾斜磁場Gとの間にG≦Gmaxの関係が成り立たなくてはいけない。換言すれば、リフェーズ傾斜磁場を適用することが出来る最大位相エンコード量Amaxとすると、Amaxは
Figure JPOXMLDOC01-appb-I000044
　と表され、このAmax以上の位相エンコード量を持つ位相エンコードにおいては、撮像パラメータの設定値を変更しない限りリフェーズ傾斜磁場を印加することが出来ない。
また、0又は0に近い位相エンコードにおいては、位相エンコード量も小さいため、移動又は運動に基づくスピンの位相変化も少なくなる。従って、特にリフェーズ傾斜磁場を印加する必要も生じない。
　そこで、位相エンコード方向におけるリフェーズ傾斜磁場の適用範囲の上限を表す位相エンコード量Aupと、下限を表す位相エンコード量Alowとすると、以下のように扱うことが出来る。
　(a)撮像条件としてAupのみを設定し、Aup以下の位相エンコード量を持つ位相エンコード範囲においてリフェーズ傾斜磁場を適用する。つまり、位相エンコード方向の高域ではリフェーズ傾斜磁場を印加せず、低域でのみリフェーズ傾斜磁場を印加する。なお逆に、Alowのみを設定し、Alow以上の位相エンコード量を持つ範囲においてリフェーズ傾斜磁場を適用してもよい。つまり、位相エンコード方向の原点近傍において、リフェーズ傾斜磁場を印加しなくてもよい。
　(b)撮像条件としてAup, Alow を設定し、Alow ＜=A＜=Aupとなる位相エンコード量を持つ位相エンコード範囲で、リフェーズ傾斜磁場を適する。つまり、位相エンコード方向の高域と原点近傍の領域では、リフェーズ傾斜磁場を印加しない。
　(c)撮像条件としてAup, Alowを設定せず、Amax以下の位相エンコード量を持つ位相エンコード範囲においてリフェーズ傾斜磁場を適用する。
　リフェーズ傾斜磁場の適用範囲として、このようなAup, Alow及び上記(a)～(c)のいずれにするかを撮像条件として設定できるようにすることで、操作者は、位相エンコード方向において、位相エンコードに応じたリフェーズ傾斜磁場の印加制御を行うことが可能になる。或いは、演算処理部が、撮像条件に基づいて自動で設定することも可能である。なお、上記(a)～(c)のいずれの場合も、リフェーズ傾斜磁場の適用範囲外の位相エンコードでは、リフェーズ傾斜磁場の無い通常の位相エンコード傾斜磁場を印加することになる。
　次に、上記本実施例の動作フローを図10に基づいて説明する。なお、事前に操作者により、上記Aup, Alowが設定されているものとする。
　ステップ1001で、演算処理部は、設定された撮像パラメータの値、すなわち、撮像条件に基づいて、位相エンコード方向の所定次数(ここでは1次)のリフェーズ傾斜磁場波形を求める。具体的な求め方は前述の通りであるので、詳細な説明は省略する。
　ステップ1002で、演算処理部は、ステップ1001で求めた位相エンコード方向のリフェーズ傾斜磁場波形が印加可能であるか否かを判定する。このステップでの判定は、撮像条件の下で(38)式に基づいて求めた位相エンコード方向のリフェーズ傾斜磁場の印加強度や、オブリークによる他軸の傾斜磁場と重畳された印加強度又はdB/dtが、傾斜磁場発生部の上限或いは所定の制限を越えるか否かの判定である。上限或いは制限を越えて印加不可(No)と判定された場合には、ステップ1003に移行し、印加可能(Yes)と判定されれば、求めたリフェーズ傾斜磁場波形を位相エンコード方向に印加した撮像が計測制御部111により行われる。
　ステップ1003で、演算処理部は、リフェーズ傾斜磁場を印加する位相エンコードの範囲を設定する。具体的には、上述の如く、Amax と事前に入力設定されたAup, Alowとを比較して、位相エンコード毎のリフェーズ傾斜磁場の印加を制御する。印加不可(No)となる場合は、(a)の場合にはAmaxがAupを上回っている場合、(b)の場合にはAmaxがAupを上回っている場合又はAmaxがAlowを下回っている場合、(c)の場合にはAmaxを超える位相エンコード量の範囲となる。印加不可(No)と判定された場合には、ステップ1004に移行する。印加可能(Yes)と判定される場合は、(a)の場合にはAup以下の位相エンコードの範囲で、(b)の場合にはAlow ＜=A＜=Aupとなる位相エンコードの範囲で、(c)の場合にはAmax以下の位相エンコードの範囲であり、それぞれリフェーズ傾斜磁場を印加した撮像が計測制御部111により行われる。
　ステップ1004で、演算処理部は、入力された所望の撮像パラメータの設定値の下では、位相エンコード方向には、リフェーズ傾斜磁場波形を印加できない旨の通知(例えば、表示・操作部113のディスプレイにメッセージの表示)を操作者に対して行う。その際、実施例1と同様に、図13に示すように、変更することでリフェーズ用傾斜磁場が印加可能となる撮像パラメータを提示するウィンドウを表示しても良い。
　なお、上記動作フローの説明は、位相エンコード方向のリフェーズ傾斜磁場波形についての説明であるが、スライスエンコード方向のリフェーズ傾斜磁場波形も同様に求めることが可能である。
　以上説明したように、本実施例のMRI装置及び傾斜磁場印加方法によれば、位相エンコード方向やスライスエンコード方向においても、操作者が所望する撮像パラメータの設定値に応じて、MRI装置のハードウェアと被検体に対する制限内で、位相エンコード且つ/又はスライスエンコードに対応して、可能な次数のリフェーズ傾斜磁場波形を求めることができる。
　次に、本発明のMRI装置及び傾斜磁場印加方法の実施例4を説明する。本実施例は、操作者が設定した優先度に基づいて、リフェーズ傾斜磁場の次数及び計測方法を制御する。具体的には、操作者がリフェーズ効果を優先する場合は、可能な限り高次のリフェーズ傾斜磁場を印加するようにリフェーズ傾斜磁場波形を求める。他方、操作者が画質(例えばSN)を優先する場合は、エコー信号を計測するためのバンド幅をなるべく狭くして画質が向上するように、計測方法を制御する。このため、本実施例は特に周波数エンコード方向におけるリフェーズ傾斜磁場波形の演算に好適である。
　最初に、リフェーズ効果優先におけるリフェーズ傾斜磁場について説明する。リフェーズ傾斜磁場をスライス選択傾斜磁場と読み出し傾斜磁場との間の時間に挿入するためには、リフェーズ傾斜磁場波形の最大強度が所定の上限又は制限以下となるように、その時間幅が十分に長い必要がある。しかし、操作者の設定、例えば、TR/TE、或いはエコー信号計測の際のバンド幅により、この時間幅が狭くなり、リフェーズ傾斜磁場を挿入することが出来ない場合が生じる。そのような場合には、なるべく、リフェーズ傾斜磁場を挿入できるように、エコー信号の読み出し期間を短くして、リフェーズ傾斜磁場を挿入できる時間幅を広く確保する。この場合は、バンド幅が広くなるため、画像のSNが低下することになる。例えば、流速の早い血管を撮像する場合は、フローアーチファクトが出やすくなるので、リフェーズ優先とするのがよい。
　次に、画質優先におけるリフェーズ傾斜磁場について説明する。画質(特にSN)を向上させるためには、エコー信号計測の際のバンド幅を狭くする。そのためには、エコー信号を計測するサンプリング期間を長くして読み出し傾斜磁場の印加強度を低くする。しかし、エコー信号の対称計測においてサンプリング期間を長くすると、リフェーズ傾斜磁場を挿入できる時間幅が狭くなって、リフェーズ傾斜磁場を挿入できなくなる可能性が大きくなる。そこで、エコー信号を非対称計測することで、エコー信号の前半部をサンプリングする期間をなるべく少なくし、リフェーズ傾斜磁場を挿入できる時間幅を広く確保する。その上、非対称計測とすることでバンド幅を狭くできると共に読み出し傾斜磁場の印加強度を低くできる。つまり、非対象計測とすることで、リフェーズ傾斜磁場の挿入と画質向上を両立できることになる。例えば、流速の遅い血管を撮像する場合は、フローアーチファクトが出にくいので、画質優先とするのがよい。
　図11は、操作者が上記リフェーズ優先又は画質優先を設定するための、ユーザーインターフェースの一例を示す。1101部は、被検体情報を表示する領域であり、1102部は撮像された画像を表示する領域であり、1103は各種撮像条件を入力設定するための領域であり、1104は、1103等で設定された撮像条件に基づいて行われる撮像時間と取得される画像の空間分解能を示す。撮像条件設定部1103には、例えば、スライス方向(GMN(Slice))、位相エンコード方向(GMN(Phase))、及び、周波数エンコード方向(GMN(Freq))における、リフェーズ傾斜磁場(GMNパルス)の付加条件を設定するメニュー、優先度(Priority)を設定するメニュー、及び、非対称計測(Half Echo)のサンプリング率を設定するメニューが用意されている。
　ここで、各方向のリフェーズ傾斜磁場の付加条件設定メニューでは、[Acceleration](2次までのリフェーズ)、[Velocity](1次までのリフェーズ)、[Auto](リフェーズ次数の自動設定)、Off(リフェーズ傾斜磁場を印加しない)のいずれかを各方向で独立して選択できる。[Acceleration]及び[Velocity]の設定では、その設定された次数のリフェーズ傾斜磁場波形を求めて、印加不可となればその旨の通知が行われる。[Auto]は、前述の各実施例における、操作者が所望する撮像パラメータの設定値に応じて、MRI装置のハードウェアと被検体に対する制限内で、可能な次数のリフェーズ傾斜磁場波形を求めることが行われる。
　また、優先度(Priority)を設定するメニューは、本実施例に係り、[Repahse](リフェーズ効果優先)、[Acq.Time](画質優先)、及び、[Auto](被検者情報から自動的に[Rephase]か[Acq Time]を判断)のいずれかを選択できる。特に[Auto]については、予め優先度(Priority)が、撮像対象や被検者の年齢・性別等の属性情報と対応付けて、磁気ディスク等の記憶部に記憶されて用意されており、この予め用意された対応情報に基づいて、優先度(Priority)が決定される。例えば、頭部MRAの撮像を行う場合、被検者が高齢であるほど内頚動脈の流速は低下するため、60歳未満であれば優先度(Priority)に[Rephase]が、60歳以上であれば[Acq Time]が設定されているものとして、年齢に応じて優先度(Priority)を定めて、以降のリフェーズ傾斜磁場作成処理を行う。リフェーズ傾斜磁場波形の作成処理の詳細は後述する。
　また、サンプリング率とは、エコー信号全体の1／2に対する余分にサンプリングする割合(β)で、β＝0％の場合は1／2エコーのみ(つまり、エコー信号の後半のみ)のサンプリングを意味し、β＝100％で全エコー信号をサンプリングする対称計測を意味する。
　次に、図12に示す本実施例の動作フローを表すフローチャートである。以下、各ステップを詳細に説明する。
　ステップ1201で、演算処理部は、周波数エンコード方向に印加する2次のリフェーズ傾斜磁場波形を求める。この処理ステップは、前述のステップ801と同様なので詳細な説明は省略する。
　ステップ1202で、演算処理部は、ステップ1201で算出された2次のリフェーズ傾斜磁場波形が印加可能か否か判定する。この処理ステップは、前述のステップ802と同様なので詳細な説明は省略する。印加不可(No)と判定された場合は、ステップ1203に移行する。印加可能(Yes)と判定された場合は、この求めた2次のリフェーズ傾斜磁場波形が周波数エンコード方向に印加されて撮像が行われる。
　ステップ1203で、図11の優先度(Priority)を設定するメニューで[Auto]が選択されている場合に、演算処理部は、予め記憶部に記憶された、撮像対象や被検体属性情報と優先度(Priority)との対応に基づいて、撮像対象や被検体属性情報から優先度(Priority)を決定する。[Rephase][Acq Time]いずれかが選択されている場合は、選択されているものを優先とし、ステップ1204に移行する。
　ステップ1204で、演算処理部は、ステップ1203の決定結果が、リフェーズ優先(Rephase＞Acq Time)か、画質優先(Rephase＜Acq Time)かを判断する。リフェーズ優先(Rephase)の場合は、ステップ1205に移行し、画質優先(Acq Time)の場合は、ステップ1206に移行する。
　ステップ1205で、リフェーズ優先の場合は、演算処理部は、リフェーズの次数を2次から1次へ変更して、1次のリフェーズ傾斜磁場波形を求める。これにより、リフェーズ傾斜磁場波形の最大印加強度を低減して所定の上限又は制限に適合するようにする。且つ、リフェーズ傾斜磁場パルス数を減らして合計の印加時間の短縮を図り、リフェーズ傾斜磁場波形が設定された撮像条件により定まる挿入可能時間(スライス選択傾斜磁場から読み出し傾斜磁場の間の空き時間)内に収まるようにする。
　ステップ1206で、画質優先の場合は、演算処理部は、非対称計測における2次のリフェーズ傾斜磁場を求める。そのためには、前述したとおり、図2中のTmを短くしてリフェーズ傾斜磁場を印加可能とする時間幅を延長した状態で、2次のリフェーズ傾斜磁場波形を求める。非対称計測における2次のリフェーズ傾斜磁場波形の求め方の詳細は前述したとおりであり、詳細の説明は省略する。
　ステップ1207で、演算処理部は、ステップ1205で求めた1次のリフェーズ傾斜磁場波形又はステップ1206で求めた非対称計測における2次のリフェーズ傾斜磁場波形が印加可能か否か判定する。この処理ステップは、前述のステップ902又はステップ804と同様なので詳細な説明は省略する。印加不可(No)と判定された場合は、ステップ1208に移行する。印加可能(Yes)と判定された場合は、求めたリフェーズ傾斜磁場波形を周波数エンコード方向に印加して撮像が行われる。
　ステップ1208で、演算処理部は、1次の非対称計測用のリフェーズ傾斜磁場波形を求める。この処理ステップは、前述の処理ステップ903と同様なので、詳細な説明は省略する。
　ステップ1209で、演算処理部は、ステップ1208で求めた1次の非対称計測用のリフェーズ傾斜磁場波形を印加可能であるか否かを判定する。判定処理の具体的内容は前述のステップ904と同じなので、説明を省略する。印加不可(No)を判定した場合は、ステップ1210に移行し、入力された所望の撮像パラメータの設定値の下では、周波数エンコード方向には、リフェーズ傾斜磁場パルスを印加できない旨の通知を操作者に対して行う。印加可能(Yes)と判定した場合には、この求めた1次の非対称計測用のリフェーズ傾斜磁場波形を周波数エンコード方向に印加して非対称計測が実行される。
　以上が本実施例の動作フローの説明である。
　以上説明したように、本実施例のMRI装置及び傾斜磁場印加方法によれば、操作者の所望の優先に応じて、或いは、撮像部位又は被検体の属性情報に応じて、好適なリフェーズ効果或いは画質を有する画像を取得することが可能になる。
　101　被検体、102　静磁場発生磁石、103　傾斜磁場コイル、104　送信RFコイル、105　受信RFコイル、106　信号検出部、107　信号処理部、108　全体制御部、109　傾斜磁場電源、110　RF送信部、111　計測制御部、112　ベッド、113　表示・操作部

Claims (19)

  1. 　傾斜磁場を発生する傾斜磁場発生部と、
    　GMN法に基づくリフェーズ傾斜磁場を求める演算処理部と、
    　前記リフェーズ傾斜磁場を被検体に印加して、該被検体からのエコー信号の計測を制御する計測制御部と、
    　撮像パラメータの値を表示すると共にその入力設定を受け付ける入出力部と、
    を備えた磁気共鳴イメージング装置であって、
    　前記演算処理部は、前記入力設定された撮像パラメータの値に応じて、所定次数のリフェーズ傾斜磁場より少ない印加量となるリフェーズ傾斜磁場を求め、
    　前記計測制御部は、少なくとも一部のエコー信号を、前記所定次数のリフェーズ傾斜磁場より少ない印加量となるリフェーズ傾斜磁場を用いて計測することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  2. 　請求項1記載の磁気共鳴イメージング装置において、
    　前記演算処理部は、スライス方向、周波数エンコード方向、及び、位相エンコード方向の、少なくとも1方向について、前記所定次数のリフェーズ傾斜磁場より少ない印加量となるリフェーズ傾斜磁場を求めることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  3. 　請求項2記載の磁気共鳴イメージング装置において、
    　前記演算処理部は、前記入力設定された撮像パラメータの値では前記所定次数のリフェーズ傾斜磁場の印加が困難である場合に、前記所定次数より少ない次数のリフェーズ傾斜磁場を求めることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  4. 　請求項3記載の磁気共鳴イメージング装置において、
    　前記演算処理部は、前記リフェーズ傾斜磁場について、その最大強度が、前記傾斜磁場発生部が発生できる最大傾斜磁場強度を超える場合、或いは、その時間変化(dB/dt)が、前記被検体が許容できる上限を超える場合に、前記所定次数より少ない次数のリフェーズ傾斜磁場を求めることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  5. 　請求項3記載の磁気共鳴イメージング装置において、
    　前記演算処理部は、前記所定次数のリフェーズ傾斜磁場の印加が困難である場合に、印加可能となる撮像パラメータの推奨値を前記入出力部に表示することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  6. 　請求項1記載の磁気共鳴イメージング装置において、
    　前記演算処理部は、前記入力設定された撮像パラメータの値では前記所定次数のリフェーズ傾斜磁場の印加が困難である場合に、非対称計測用のリフェーズ傾斜磁場を求め、
    　前記計測制御部は、前記非対称計測用のリフェーズ傾斜磁場を用いて前記エコー信号の計測を制御することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  7. 　請求項6記載の磁気共鳴イメージング装置において、
    　前記演算処理部は、前記入力設定された撮像パラメータの値では前記所定次数の非対称計測用のリフェーズ傾斜磁場が印加困難である場合に、前記所定次数より少ない次数の非対称計測用のリフェーズ傾斜磁場を求めることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  8. 　請求項1記載の磁気共鳴イメージング装置において、
    　前記演算処理部は、位相エンコード方向に印加するリフェーズ傾斜磁場の次数を、位相エンコードに応じて制御することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  9. 　請求項8記載の磁気共鳴イメージング装置において、
    　前記演算処理部は、前記リフェーズ傾斜磁場を印加する位相エンコードの範囲を設定し、
    　前記計測制御部は、前記設定された位相エンコードの範囲でのみリフェーズ傾斜磁場を印加することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  10. 　請求項9記載の磁気共鳴イメージング装置において、
    　前記入出力部は、前記リフェーズ傾斜磁場を印加する位相エンコードの範囲の上限値と下限値の少なくとも一方の入出力部を備え、
    　前記演算処理部は、入力設定された前記上限値と前記下限値に基づいて、前記リフェーズ傾斜磁場を印加する位相エンコードの範囲を設定することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  11. 　請求項1記載の磁気共鳴イメージング装置において、
    　前記入出力部は、リフェーズ優先か画質優先かの選択を受け付ける入出力部を備え、
    　前記演算処理部は、前記選択に応じて、前記リフェーズ傾斜磁場の次数又は前記エコー信号の計測方法を制御することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  12. 　請求項11記載の磁気共鳴イメージング装置において、
    　前記演算処理部は、前記入出力部で前記リフェーズ優先が入力設定された場合に、前記所定次数より少ない次数のリフェーズ傾斜磁場を求めることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  13. 　請求項11記載の磁気共鳴イメージング装置において、
    　前記演算処理部は、前記入出力部で前記画質優先が入力設定された場合に、前記所定次数以下の次数の非対称計測用リフェーズ傾斜磁場を求めることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  14. 　磁気共鳴イメージング装置におけるGMN法に基づくリフェーズ傾斜磁場を印加する方法であって、
    　撮像パラメータの値の設定入力を受け付ける撮像条件設定ステップと、
    　入力設定された撮像パラメータの値に応じて、所定次数のリフェーズ傾斜磁場より少ない印加量となるリフェーズ傾斜磁場を求めるリフェーズ傾斜磁場算出ステップと、
    　少なくとも一部のエコー信号を、前記所定次数のリフェーズ傾斜磁場より少ない印加量となるリフェーズ傾斜磁場を用いて計測する計測ステップと、
    　を含むことを特徴とする傾斜磁場印加方法。
  15. 　請求項14記載の傾斜磁場印加方法において、
    　前記リフェーズ傾斜磁場算出ステップは、前記入力設定された撮像パラメータの値では前記所定次数のリフェーズ傾斜磁場の印加が困難である場合に、前記所定次数より少ない次数のリフェーズ傾斜磁場を求めることを特徴とする傾斜磁場印加方法。
  16. 　請求項14記載の傾斜磁場印加方法において、
    前記リフェーズ傾斜磁場算出ステップは、前記入力設定された撮像パラメータの値では前記所定次数のリフェーズ傾斜磁場の印加が困難である場合に、非対称計測用のリフェーズ傾斜磁場を求め、
    　前記計測ステップは、前記非対称計測用のリフェーズ傾斜磁場を用いて前記エコー信号の計測を行うことを特徴とする傾斜磁場印加方法。
  17. 　請求項14記載の傾斜磁場印加方法において、
    　前記リフェーズ傾斜磁場算出ステップは、前記リフェーズ傾斜磁場を印加する位相エンコードの範囲を設定し、
    　前記計測ステップは、前記設定された位相エンコードの範囲でのみリフェーズ傾斜磁場を印加することを特徴とする傾斜磁場印加方法。
  18. 　請求項14記載の傾斜磁場印加方法において、
    　前記撮影条件設定ステップは、リフェーズ優先か画質優先かの選択を受け付け、
    前記リフェーズ傾斜磁場算出ステップは、前記入出力部で前記リフェーズ優先が入力設定された場合に、前記所定次数より少ない次数のリフェーズ傾斜磁場を求めることを特徴とする傾斜磁場印加方法。
  19. 　請求項14記載の傾斜磁場印加方法において、
    　前記撮影条件設定ステップは、リフェーズ優先か画質優先かの選択を受け付け、
    　前記リフェーズ傾斜磁場算出ステップは、前記画質優先が入力設定された場合に、前記所定次数以下の次数の非対称計測用リフェーズ傾斜磁場を求めることを特徴とする傾斜磁場印加方法。
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