WO2014129321A1 - 磁気共鳴イメージング装置、及び、磁気共鳴イメージング方法 - Google Patents
磁気共鳴イメージング装置、及び、磁気共鳴イメージング方法 Download PDFInfo
- Publication number
- WO2014129321A1 WO2014129321A1 PCT/JP2014/052909 JP2014052909W WO2014129321A1 WO 2014129321 A1 WO2014129321 A1 WO 2014129321A1 JP 2014052909 W JP2014052909 W JP 2014052909W WO 2014129321 A1 WO2014129321 A1 WO 2014129321A1
- Authority
- WO
- WIPO (PCT)
- Prior art keywords
- pulse
- magnetic resonance
- center frequency
- pulse sequence
- candidate
- Prior art date
Links
- 238000002595 magnetic resonance imaging Methods 0.000 title claims abstract description 69
- 238000000034 method Methods 0.000 title claims description 50
- 238000001208 nuclear magnetic resonance pulse sequence Methods 0.000 claims abstract description 138
- 238000004364 calculation method Methods 0.000 claims abstract description 60
- 238000003384 imaging method Methods 0.000 claims description 113
- 230000008859 change Effects 0.000 claims description 47
- 238000003780 insertion Methods 0.000 claims description 40
- 230000037431 insertion Effects 0.000 claims description 40
- 238000005481 NMR spectroscopy Methods 0.000 claims description 33
- 230000036278 prepulse Effects 0.000 claims description 32
- 230000005540 biological transmission Effects 0.000 claims description 30
- 230000005284 excitation Effects 0.000 claims description 21
- 125000004435 hydrogen atom Chemical group [H]* 0.000 claims description 16
- 230000001629 suppression Effects 0.000 claims description 16
- 238000009529 body temperature measurement Methods 0.000 claims description 11
- 210000000577 adipose tissue Anatomy 0.000 claims description 4
- 238000005259 measurement Methods 0.000 claims 1
- 230000000977 initiatory effect Effects 0.000 abstract 1
- XEEYBQQBJWHFJM-UHFFFAOYSA-N Iron Chemical compound [Fe] XEEYBQQBJWHFJM-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 38
- 230000003068 static effect Effects 0.000 description 21
- 238000001816 cooling Methods 0.000 description 19
- 229910052742 iron Inorganic materials 0.000 description 19
- 238000012545 processing Methods 0.000 description 14
- 238000010586 diagram Methods 0.000 description 11
- 230000000694 effects Effects 0.000 description 10
- 230000020169 heat generation Effects 0.000 description 9
- 230000008569 process Effects 0.000 description 9
- 230000007246 mechanism Effects 0.000 description 4
- 230000035699 permeability Effects 0.000 description 4
- 239000002826 coolant Substances 0.000 description 3
- 239000000110 cooling liquid Substances 0.000 description 3
- 238000009434 installation Methods 0.000 description 3
- 238000002372 labelling Methods 0.000 description 3
- 230000008901 benefit Effects 0.000 description 2
- 239000000470 constituent Substances 0.000 description 2
- 238000013480 data collection Methods 0.000 description 2
- 238000002597 diffusion-weighted imaging Methods 0.000 description 2
- 238000005516 engineering process Methods 0.000 description 2
- 238000012966 insertion method Methods 0.000 description 2
- 238000012886 linear function Methods 0.000 description 2
- 230000005415 magnetization Effects 0.000 description 2
- 230000003287 optical effect Effects 0.000 description 2
- 238000002360 preparation method Methods 0.000 description 2
- 230000005855 radiation Effects 0.000 description 2
- 230000002123 temporal effect Effects 0.000 description 2
- 238000012935 Averaging Methods 0.000 description 1
- 241001669679 Eleotris Species 0.000 description 1
- 210000001015 abdomen Anatomy 0.000 description 1
- 238000010521 absorption reaction Methods 0.000 description 1
- 238000006243 chemical reaction Methods 0.000 description 1
- 238000004891 communication Methods 0.000 description 1
- 238000007796 conventional method Methods 0.000 description 1
- 238000012937 correction Methods 0.000 description 1
- 230000003111 delayed effect Effects 0.000 description 1
- 230000006866 deterioration Effects 0.000 description 1
- 230000008034 disappearance Effects 0.000 description 1
- 239000011159 matrix material Substances 0.000 description 1
- 238000000691 measurement method Methods 0.000 description 1
- 238000012986 modification Methods 0.000 description 1
- 230000004048 modification Effects 0.000 description 1
- 229920001296 polysiloxane Polymers 0.000 description 1
- 238000000079 presaturation Methods 0.000 description 1
- 239000011347 resin Substances 0.000 description 1
- 229920005989 resin Polymers 0.000 description 1
- 238000005070 sampling Methods 0.000 description 1
- 238000001228 spectrum Methods 0.000 description 1
- 210000001519 tissue Anatomy 0.000 description 1
Images
Classifications
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
- A61B5/70—Means for positioning the patient in relation to the detecting, measuring or recording means
- A61B5/704—Tables
-
- 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
- G01R33/56563—Correction of image distortions, e.g. due to magnetic field inhomogeneities caused by a distortion of the main magnetic field B0, e.g. temporal variation of the magnitude or spatial inhomogeneity of B0
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
- A61B5/05—Detecting, measuring or recording for diagnosis by means of electric currents or magnetic fields; Measuring using microwaves or radio waves
- A61B5/055—Detecting, measuring or recording for diagnosis by means of electric currents or magnetic fields; Measuring using microwaves or radio waves involving electronic [EMR] or nuclear [NMR] magnetic resonance, e.g. magnetic resonance imaging
-
- 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
- G01R33/28—Details of apparatus provided for in groups G01R33/44 - G01R33/64
- G01R33/38—Systems for generation, homogenisation or stabilisation of the main or gradient magnetic field
- G01R33/3804—Additional hardware for cooling or heating of the magnet assembly, for housing a cooled or heated part of the magnet assembly or for temperature control of the magnet assembly
Abstract
一実施形態のMRI装置(10)は、ズレ算出部(65)、候補算出部(66)、シーケンス設定部(61)を有する。ズレ算出部は、パルスシーケンス開始後のRFパルスの中心周波数と共鳴中心周波数とのズレを算出する。候補算出部は、共鳴中心周波数を計測するCFスキャンがパルスシーケンスの途中に挿入される場合に、MR信号へのCFキャンの影響が回避されるように候補タイミングを複数算出する。シーケンス設定部は、算出されたズレ及び候補タイミングに応じてCFスキャンが挿入されるようにパルスシーケンスを設定する。CFスキャン実行の都度、RFパルスの中心周波数が更新されつつパルスシーケンスが継続されることで、MR信号が収集される。
Description
本発明の実施形態は、磁気共鳴イメージングに関する。
MRIは、静磁場中に置かれた被検体の原子核スピンをラーモア周波数のRFパルスで磁気的に励起し、この励起に伴って発生するMR信号から画像を再構成する撮像法である。なお、上記MRIは磁気共鳴イメージング(Magnetic Resonance Imaging)の意味であり、RFパルスは高周波パルス(radio frequency pulse)の意味であり、MR信号は核磁気共鳴信号(nuclear magnetic resonance signal)の意味である。
MRI装置は、撮像領域に傾斜磁場を印加することで、MR信号に空間的な位置情報を付加する傾斜磁場コイルを備える。傾斜磁場コイルは、撮像中にパルス電流が繰り返して供給されることで大きく発熱する。
傾斜磁場コイルの温度が上昇すると、その近傍の鉄シムの温度が上昇して、鉄シムの透磁率が変化し、撮像空間の磁場が変化するため、被検体内の水素原子の磁気共鳴の中心周波数が変化する。以下の説明では、「水素原子の磁気共鳴の中心周波数」を「共鳴中心周波数」と略記する。
脂肪抑制プレパルスや90°励起パルスなどのRFパルスの中心周波数は、静磁場強度に応じて決定される水素原子のラーモア周波数に基づいて、例えばプレスキャンなどの撮像準備段階で設定される。
しかし、撮像準備段階で脂肪抑制プレパルスの条件を設定後、撮像中に傾斜磁場コイルの発熱に伴って脂肪組織における共鳴中心周波数がシフトすると、脂肪抑制の効果が十分に得られないことがある。
傾斜磁場コイルの温度が上昇すると、その近傍の鉄シムの温度が上昇して、鉄シムの透磁率が変化し、撮像空間の磁場が変化するため、被検体内の水素原子の磁気共鳴の中心周波数が変化する。以下の説明では、「水素原子の磁気共鳴の中心周波数」を「共鳴中心周波数」と略記する。
脂肪抑制プレパルスや90°励起パルスなどのRFパルスの中心周波数は、静磁場強度に応じて決定される水素原子のラーモア周波数に基づいて、例えばプレスキャンなどの撮像準備段階で設定される。
しかし、撮像準備段階で脂肪抑制プレパルスの条件を設定後、撮像中に傾斜磁場コイルの発熱に伴って脂肪組織における共鳴中心周波数がシフトすると、脂肪抑制の効果が十分に得られないことがある。
特に、撮像時間の長いダイナミック撮像のような連続撮像では、撮像開始からの時間経過に伴って傾斜磁場コイルの発熱量も大きくなり、これに伴って共鳴中心周波数のシフト量が大きくなる場合がある。この場合、データ収集時刻が遅い画像ほど、脂肪抑制プレパルスの効果が劣化して、良好な画像が得られないことがある。
そこで、特許文献1のMRI装置は、傾斜磁場コイルの温度変化量と、共鳴中心周波数のシフト量との関係をシフトデータとして予め記憶し、撮像時には傾斜磁場コイルの温度を複数回計測している。そして、ダイナミック撮像の時相間の空き時間の内、ユーザが選択した空き時間において、計測された温度変化とシフトデータとで決定される共鳴中心周波数に合致するように、RFパルスの中心周波数がその都度補正される。これにより、脂肪抑制プレパルス等のRFパルスの効果の劣化が防止される。
そこで、特許文献1のMRI装置は、傾斜磁場コイルの温度変化量と、共鳴中心周波数のシフト量との関係をシフトデータとして予め記憶し、撮像時には傾斜磁場コイルの温度を複数回計測している。そして、ダイナミック撮像の時相間の空き時間の内、ユーザが選択した空き時間において、計測された温度変化とシフトデータとで決定される共鳴中心周波数に合致するように、RFパルスの中心周波数がその都度補正される。これにより、脂肪抑制プレパルス等のRFパルスの効果の劣化が防止される。
特許文献1の発明は上述のように優れた作用効果を有するものの、RFパルスの中心周波数は、RFパルスの送信時における実際の共鳴中心周波数にできるかぎり近いことが望ましい。
このため、傾斜磁場コイルの発熱に起因した共鳴中心周波数のシフトに拘らず、RFパルスの中心周波数を従来よりもさらに適切に設定する新技術が要望されていた。
本発明の目的は、傾斜磁場コイルの発熱に起因した共鳴中心周波数のシフトに拘らず、RFパルスの中心周波数を従来よりもさらに適切に設定する新技術を提供することである。
本発明の目的は、傾斜磁場コイルの発熱に起因した共鳴中心周波数のシフトに拘らず、RFパルスの中心周波数を従来よりもさらに適切に設定する新技術を提供することである。
以下、本発明の実施形態が取り得る態様を、態様毎に説明する。
(1)一実施形態では、MRI装置は、傾斜磁場の印加及びRFパルスの送信が含まれるパルスシーケンスを実行することで撮像領域からMR信号を収集し、MR信号に基づいて画像データを再構成するものである。
このMRI装置は、ズレ算出部と、候補算出部と、シーケンス設定部と、信号収集部と、画像再構成部とを備える。
ズレ算出部は、パルスシーケンスの開始後における、撮像領域の水素原子の磁気共鳴の中心周波数と、RFパルスの中心周波数とのズレを算出する。
候補算出部は、RFパルスの送信を伴って水素原子の磁気共鳴の中心周波数を計測する中心周波数スキャンがパルスシーケンスの途中に挿入される場合に、画像データの再構成に用いられるMR信号に対する中心周波数スキャンのRFパルスの影響が回避されるように、中心周波数スキャンの挿入の候補タイミングを撮像条件に基づいて複数算出する。
シーケンス設定部は、パルスシーケンスの途中に、ズレ算出部により算出されたズレ及び複数の前記候補タイミングに応じたタイミングで中心周波数スキャンが挿入されるように、パルスシーケンスを設定する。
信号収集部は、中心周波数スキャンの実行の都度、RFパルスの中心周波数が中心周波数スキャンの実行結果に基づく値に再設定されてからパルスシーケンスが継続されるようにパルスシーケンスを実行することで、撮像領域からMR信号を収集する。
画像再構成部は、信号収集部により収集されたMR信号に基づいて画像データを再構成する。
(1)一実施形態では、MRI装置は、傾斜磁場の印加及びRFパルスの送信が含まれるパルスシーケンスを実行することで撮像領域からMR信号を収集し、MR信号に基づいて画像データを再構成するものである。
このMRI装置は、ズレ算出部と、候補算出部と、シーケンス設定部と、信号収集部と、画像再構成部とを備える。
ズレ算出部は、パルスシーケンスの開始後における、撮像領域の水素原子の磁気共鳴の中心周波数と、RFパルスの中心周波数とのズレを算出する。
候補算出部は、RFパルスの送信を伴って水素原子の磁気共鳴の中心周波数を計測する中心周波数スキャンがパルスシーケンスの途中に挿入される場合に、画像データの再構成に用いられるMR信号に対する中心周波数スキャンのRFパルスの影響が回避されるように、中心周波数スキャンの挿入の候補タイミングを撮像条件に基づいて複数算出する。
シーケンス設定部は、パルスシーケンスの途中に、ズレ算出部により算出されたズレ及び複数の前記候補タイミングに応じたタイミングで中心周波数スキャンが挿入されるように、パルスシーケンスを設定する。
信号収集部は、中心周波数スキャンの実行の都度、RFパルスの中心周波数が中心周波数スキャンの実行結果に基づく値に再設定されてからパルスシーケンスが継続されるようにパルスシーケンスを実行することで、撮像領域からMR信号を収集する。
画像再構成部は、信号収集部により収集されたMR信号に基づいて画像データを再構成する。
(2)別の一実施形態では、MRI方法は、傾斜磁場の印加及びRFパルスの送信が含まれるパルスシーケンスを実行することで撮像領域からMR信号を収集し、MR信号に基づいて画像データを再構成するものであり、以下のステップを有する。
1つは、パルスシーケンスの開始後における、撮像領域の水素原子の磁気共鳴の中心周波数と、RFパルスの中心周波数とのズレを算出するステップである。
1つは、RFパルスの送信を伴って水素原子の磁気共鳴の中心周波数を計測する中心周波数スキャンがパルスシーケンスの途中に挿入される場合に、画像データの再構成に用いられるMR信号に対する中心周波数スキャンのRFパルスの影響が回避されるように、中心周波数スキャンの挿入の候補タイミングを撮像条件に基づいて複数算出するステップである。
1つは、パルスシーケンスの途中に、上記ズレ及び複数の候補タイミングに応じたタイミングで中心周波数スキャンが挿入されるように、パルスシーケンスを設定するステップである。
1つは、中心周波数スキャンの実行の都度、RFパルスの中心周波数が中心周波数スキャンの実行結果に基づく値に再設定されてからパルスシーケンスが継続されるようにパルスシーケンスを実行することで、撮像領域からMR信号を収集するステップである。
1つは、パルスシーケンスの実行により撮像領域から収集されたMR信号に基づいて画像データを再構成するステップである。
1つは、パルスシーケンスの開始後における、撮像領域の水素原子の磁気共鳴の中心周波数と、RFパルスの中心周波数とのズレを算出するステップである。
1つは、RFパルスの送信を伴って水素原子の磁気共鳴の中心周波数を計測する中心周波数スキャンがパルスシーケンスの途中に挿入される場合に、画像データの再構成に用いられるMR信号に対する中心周波数スキャンのRFパルスの影響が回避されるように、中心周波数スキャンの挿入の候補タイミングを撮像条件に基づいて複数算出するステップである。
1つは、パルスシーケンスの途中に、上記ズレ及び複数の候補タイミングに応じたタイミングで中心周波数スキャンが挿入されるように、パルスシーケンスを設定するステップである。
1つは、中心周波数スキャンの実行の都度、RFパルスの中心周波数が中心周波数スキャンの実行結果に基づく値に再設定されてからパルスシーケンスが継続されるようにパルスシーケンスを実行することで、撮像領域からMR信号を収集するステップである。
1つは、パルスシーケンスの実行により撮像領域から収集されたMR信号に基づいて画像データを再構成するステップである。
上記(1)のMRI装置によれば、新技術により、傾斜磁場コイルの発熱に起因した共鳴中心周波数のシフトに拘らず、RFパルスの中心周波数を従来よりもさらに適切に設定できる。
上記(2)のMRI方法によれば、新技術により、傾斜磁場コイルの発熱に起因した共鳴中心周波数のシフトに拘らず、RFパルスの中心周波数を従来よりもさらに適切に設定できる。
上記(2)のMRI方法によれば、新技術により、傾斜磁場コイルの発熱に起因した共鳴中心周波数のシフトに拘らず、RFパルスの中心周波数を従来よりもさらに適切に設定できる。
以下、MRI装置及びMRI方法の実施形態について、添付図面に基づいて説明する。なお、各図において同一要素には同一符号を付し、重複する説明を省略する。
(第1の実施形態の構成)
図1は、第1の実施形態におけるMRI装置10の全体構成を示すブロック図である。ここでは一例として、MRI装置10の構成要素を寝台ユニット20、ガントリ30、制御装置40の3つに分けて説明する。
図1は、第1の実施形態におけるMRI装置10の全体構成を示すブロック図である。ここでは一例として、MRI装置10の構成要素を寝台ユニット20、ガントリ30、制御装置40の3つに分けて説明する。
第1に、寝台ユニット20は、寝台21と、天板22と、寝台21内に配置される天板移動機構23とを有する。天板22の上面には、被検体Pが載置される。
また、天板22内には、被検体PからのMR信号を検出する受信RFコイル24が配置される。さらに、天板22の上面には、装着型のRFコイル装置が接続される接続ポート25が複数配置される。
図1では一例として、被検体PにMR信号の受信用のRFコイル装置100が装着されているが、RFコイル装置100は必須ではない。
また、天板22内には、被検体PからのMR信号を検出する受信RFコイル24が配置される。さらに、天板22の上面には、装着型のRFコイル装置が接続される接続ポート25が複数配置される。
図1では一例として、被検体PにMR信号の受信用のRFコイル装置100が装着されているが、RFコイル装置100は必須ではない。
寝台21は、天板22を水平方向(装置座標系のZ軸方向)に移動可能に支持する。
天板移動機構23は、天板22がガントリ30外に位置する場合に、寝台21の高さを調整することで、天板22の鉛直方向の位置を調整する。
また、天板移動機構23は、天板22を水平方向に移動させることで天板22をガントリ30内に入れ、撮像後には天板22をガントリ30外に出す。
天板移動機構23は、天板22がガントリ30外に位置する場合に、寝台21の高さを調整することで、天板22の鉛直方向の位置を調整する。
また、天板移動機構23は、天板22を水平方向に移動させることで天板22をガントリ30内に入れ、撮像後には天板22をガントリ30外に出す。
第2に、ガントリ30は、例えば円筒状に構成され、撮像室に設置される。ガントリ30は、静磁場磁石31と、シムコイルユニット32と、傾斜磁場コイルユニット33と、RFコイルユニット34とを有する。
静磁場磁石31は、例えば超伝導コイルであり、円筒状に構成される。静磁場磁石31は、後述の制御装置40の静磁場電源42から供給される電流により、撮像空間に静磁場を形成する。撮像空間とは例えば、被検体Pが置かれて、静磁場が印加されるガントリ30内の空間を意味する。なお、静磁場電源42を設けずに、静磁場磁石31を永久磁石で構成してもよい。
シムコイルユニット32は、例えば円筒状に構成され、静磁場磁石31の内側において、静磁場磁石31と軸を同じにして配置される。シムコイルユニット32は、後述の制御装置40のシムコイル電源44から供給される電流により、静磁場を均一化するオフセット磁場を形成する。
傾斜磁場コイルユニット33は、例えば円筒状に構成され、シムコイルユニット32の内側に配置される。傾斜磁場コイルユニット33は、X軸傾斜磁場コイル33mxと、Y軸傾斜磁場コイル33myと、Z軸傾斜磁場コイル33mzとを有する。
本明細書では、特に断りのない限り、X軸、Y軸、Z軸は装置座標系であるものとする。ここでは一例として、装置座標系のX軸、Y軸、Z軸を以下のように定義する。まず、鉛直方向をY軸方向とし、天板22は、その上面の法線方向がY軸方向となるように配置される。天板22の水平移動方向をZ軸方向とし、ガントリ30は、その軸方向がZ軸方向となるように配置される。X軸方向は、これらY軸方向、Z軸方向に直交する方向であり、図1の例では天板22の幅方向である。
X軸傾斜磁場コイル33mxは、後述のX軸傾斜磁場電源46xから供給される電流に応じたX軸方向の傾斜磁場Gxを撮像領域に形成する。
同様に、Y軸傾斜磁場コイル33myは、後述のY軸傾斜磁場電源46yから供給される電流に応じたY軸方向の傾斜磁場Gyを撮像領域に形成する。
同様に、Z軸傾斜磁場コイル33mzは、後述のZ軸傾斜磁場電源46zから供給される電流に応じたZ軸方向の傾斜磁場Gzを撮像領域に形成する。
同様に、Y軸傾斜磁場コイル33myは、後述のY軸傾斜磁場電源46yから供給される電流に応じたY軸方向の傾斜磁場Gyを撮像領域に形成する。
同様に、Z軸傾斜磁場コイル33mzは、後述のZ軸傾斜磁場電源46zから供給される電流に応じたZ軸方向の傾斜磁場Gzを撮像領域に形成する。
そして、スライス選択方向傾斜磁場Gss、位相エンコード方向傾斜磁場Gpe、及び、読み出し方向(周波数エンコード方向)傾斜磁場Groは、装置座標系の3軸方向の傾斜磁場Gx、Gy、Gzの合成により、任意の方向に設定可能である。
上記撮像領域は、例えば、1画像又は1セットの画像の生成に用いられるMR信号の収集範囲の少なくとも一部であって、画像となる領域である。撮像領域は例えば、撮像空間の一部として装置座標系で3次元的に規定される。例えば折り返しアーチファクトを防止するために、画像化される領域よりも広範囲でMR信号が収集される場合、撮像領域はMR信号の収集範囲の一部である。一方、MR信号の収集範囲の全てが画像となり、MR信号の収集範囲と撮像領域とが合致する場合もある。また、上記「1セットの画像」は、例えばマルチスライス撮像などのように、1のパルスシーケンスで複数画像のMR信号が一括的に収集される場合の複数画像である。
ここでは一例として、撮像領域は、厚さの薄い領域であればスライスと称し、ある程度の厚みのある領域であればスラブと称する。
ここでは一例として、撮像領域は、厚さの薄い領域であればスライスと称し、ある程度の厚みのある領域であればスラブと称する。
RFコイルユニット34は、例えば円筒状に構成され、傾斜磁場コイルユニット33の内側に配置される。RFコイルユニット34は、例えば、RFパルスの送信及びMR信号の受信を兼用する全身用コイルや、RFパルスの送信のみを行う送信RFコイルを含む。
第3に、制御装置40は、静磁場電源42と、シムコイル電源44と、傾斜磁場電源46と、RF送信器48と、RF受信器50と、冷却制御装置52と、シーケンスコントローラ58と、演算装置60と、入力装置72と、表示装置74と、記憶装置76とを有する。
冷却制御装置52は、ガントリ30内の冷却管38(後述の図3参照)に冷却媒体を循環させることで、ガントリ30内の傾斜磁場コイルユニット33やRFコイルユニット34を冷却する。
傾斜磁場電源46は、X軸傾斜磁場電源46xと、Y軸傾斜磁場電源46yと、Z軸傾斜磁場電源46zとを有する。X軸傾斜磁場電源46x、Y軸傾斜磁場電源46y、Z軸傾斜磁場電源46zは、傾斜磁場Gx、Gy、Gzを形成するための各電流を、X軸傾斜磁場コイル33mx、Y軸傾斜磁場コイル33my、Z軸傾斜磁場コイル33mzにそれぞれ供給する。
RF送信器48は、シーケンスコントローラ58から入力される制御情報に基づいて、核磁気共鳴を起こすラーモア周波数のRF電流パルスを生成し、これをRFコイルユニット34に送信する。このRF電流パルスに応じたRFパルスが、RFコイルユニット34から被検体Pに送信される。
RFコイルユニット34の全身用コイル、受信RFコイル24は、被検体P内の原子核スピンがRFパルスによって励起されることで発生したMR信号を検出し、検出されたMR信号は、RF受信器50に入力される。
RF受信器50は、受信したMR信号に所定の信号処理を施した後、A/D(analog to digital)変換を施すことで、デジタル化されたMR信号の複素データである生データを生成する。RF受信器50は、MR信号の生データを演算装置60(の画像再構成部62)に入力する。
シーケンスコントローラ58は、演算装置60の指令に従って、傾斜磁場電源46、RF送信器48及びRF受信器50の駆動に必要な制御情報を記憶する。ここでの制御情報とは、例えば、傾斜磁場電源46に印加すべきパルス電流の強度や印加時間、印加タイミング等の動作制御情報を記述したシーケンス情報である。
シーケンスコントローラ58は、記憶した所定のシーケンスに従って傾斜磁場電源46、RF送信器48及びRF受信器50を駆動させることで、傾斜磁場Gx、Gy、Gz及びRFパルスを発生させる。
シーケンスコントローラ58は、記憶した所定のシーケンスに従って傾斜磁場電源46、RF送信器48及びRF受信器50を駆動させることで、傾斜磁場Gx、Gy、Gz及びRFパルスを発生させる。
演算装置60は、システム制御部61と、システムバスSBと、画像再構成部62と、画像データベース63と、画像処理部64と、ズレ算出部65と、候補算出部66とを有する。
システム制御部61は、本スキャンの撮像条件の設定、撮像動作及び撮像後の画像表示において、システムバスSB等の配線を介してMRI装置10全体のシステム制御を行う。
上記撮像条件とは例えば、どの種類のパルスシーケンスにより、どのような条件でRFパルス等を送信し、どのような条件で被検体PからMR信号を収集するかを意味する。撮像条件の例としては、スピンエコー法やパラレルイメージング等のパルスシーケンスの種類、撮像空間内の位置的情報としての撮像領域、フリップ角、繰り返し時間TR(Repetition Time)、スライス数、撮像部位、などが挙げられる。
上記撮像部位とは、例えば、頭部、胸部、腹部などの被検体Pのどの部分を撮像領域として画像化するかを意味する。
上記撮像部位とは、例えば、頭部、胸部、腹部などの被検体Pのどの部分を撮像領域として画像化するかを意味する。
上記「本スキャン」は、T1強調画像などの、目的とする診断画像の撮像のためのスキャンであって、位置決め画像用のMR信号収集のスキャンや、較正スキャンを含まないものとする。
スキャンとは、MR信号の収集動作を指し、画像再構成を含まないものとする。
較正スキャンとは例えば、本スキャンの撮像条件の内の未確定のものや、画像再構成処理や画像再構成後の補正処理に用いられる条件やデータを決定するために、本スキャンとは別に行われるスキャンを指す。
スキャンとは、MR信号の収集動作を指し、画像再構成を含まないものとする。
較正スキャンとは例えば、本スキャンの撮像条件の内の未確定のものや、画像再構成処理や画像再構成後の補正処理に用いられる条件やデータを決定するために、本スキャンとは別に行われるスキャンを指す。
また、システム制御部61は、撮像条件の設定画面情報を表示装置74に表示させ、入力装置72からの指示情報に基づいて撮像条件を設定し、設定した撮像条件をシーケンスコントローラ58に入力する。また、システム制御部61は、撮像後には、生成された表示用画像データが示す画像を表示装置74に表示させる。
ズレ算出部65は、パルスシーケンスの開始後における、撮像領域の共鳴中心周波数と、RFパルスの中心周波数とのズレを算出する。ズレの算出方法については、後述の図10のフローチャートの中で説明する。
ここでのRFパルスとは、例えば、脂肪抑制プレパルスやシリコーン抑制パルス等の抑制パルスや、プレサチュレーションパルス、t-SLIP(Time Spatial Labeling Inversion Pulse)法などのASL(Arterial Spin Labeling)法で用いられるラベリングパルス、データ収集用の励起RFパルスや再収束RFパルスなどである。
候補算出部66は、パルスシーケンスの途中における中心周波数(Center Frequency)スキャン(以下、CFスキャンという)の挿入タイミング候補として、複数の候補タイミングを算出する。
CFスキャンは、RFパルスを送信することで、検出されるMR信号の周波数スペクトラムの極大値等に基づいて共鳴中心周波数を計測するスキャンである(例えば特開2009-34152号公報参照)。候補タイミングの算出方法については、後述する。
CFスキャンは、RFパルスを送信することで、検出されるMR信号の周波数スペクトラムの極大値等に基づいて共鳴中心周波数を計測するスキャンである(例えば特開2009-34152号公報参照)。候補タイミングの算出方法については、後述する。
システム制御部61は、パルスシーケンスの途中に、ズレ算出部65により算出されたズレ及び複数の候補タイミングに応じたタイミングでCFスキャンが挿入されるように、パルスシーケンスを設定する。
入力装置72は、撮像条件や画像処理条件を設定する機能をユーザに提供する。
入力装置72は、撮像条件や画像処理条件を設定する機能をユーザに提供する。
画像再構成部62は、位相エンコードステップ数及び周波数エンコードステップ数に応じて、RF受信器50から入力されるMR信号の生データをk空間データとして配置及び保存する。k空間とは、周波数空間の意味である。
画像再構成部62は、k空間データに2次元フーリエ変換などを含む画像再構成処理を施すことで、被検体Pの画像データを生成する。画像再構成部62は、生成した画像データを画像データベース63に保存する。
画像再構成部62は、k空間データに2次元フーリエ変換などを含む画像再構成処理を施すことで、被検体Pの画像データを生成する。画像再構成部62は、生成した画像データを画像データベース63に保存する。
画像処理部64は、画像データベース63から画像データを取り込み、これに所定の画像処理を施し、画像処理後の画像データを表示用画像データとして記憶装置76に保存する。
記憶装置76は、上記の表示用画像データに対し、その表示用画像データの生成に用いた撮像条件や被検体Pの情報(患者情報)等を付帯情報として付属させて記憶する。
なお、演算装置60、入力装置72、表示装置74、記憶装置76の4つを1つのコンピュータとして構成し、例えば制御室に設置してもよい。
また、上記説明では、MRI装置10の構成要素をガントリ30、寝台ユニット20、制御装置40の3つに分類したが、これは一解釈例にすぎない。例えば、天板移動機構23は、制御装置40の一部として捉えてもよい。
或いは、RF受信器50は、ガントリ30外ではなく、ガントリ30内に配置されてもよい。この場合、例えばRF受信器50に相当する電子回路基盤がガントリ30内に配設される。そして、受信RFコイル24等によって電磁波からアナログの電気信号に変換されたMR信号は、当該電子回路基盤内のプリアンプで増幅され、デジタル信号としてガントリ30外に出力され、画像再構成部62に入力される。ガントリ30外への出力に際しては、例えば光通信ケーブルを用いて光デジタル信号として送信すれば、外部ノイズの影響が軽減されるので望ましい。
図2は、傾斜磁場コイルユニット33内における温度センサ36A、36B、36C、36Dの配置の一例を示す模式的斜視図である。4つの温度センサ36A、36B、36C、36Dは、撮像時に磁場中心となる部分を含む装置座標系のX-Y平面の環状の一断面において、円筒形状に沿って等間隔で配置される。温度センサ36A~36Dは、検出した温度をシーケンスコントローラ58にそれぞれ入力する。
なお、図2に示す温度センサの配置および個数は、一例にすぎず、温度センサの数および配置は、上記の例に限定されるものではない。
なお、図2に示す温度センサの配置および個数は、一例にすぎず、温度センサの数および配置は、上記の例に限定されるものではない。
図3は、図2に示す傾斜磁場コイルユニット33の断面模式図であり、図2において一点鎖線枠33’で囲った領域の断面である。図3に示すように、傾斜磁場コイルユニット33は、例えばアクティブシールドを用いた多層構造である。
即ち、傾斜磁場コイルユニット33は、メインコイル33mの層と、シールドコイル33sの層と、それらの間に挟まれた複数のシムトレイ37の挿入層および複数の冷却管38の埋設層とを有する。図3において、シムトレイ37は斜線の四角い領域で示し、冷却管38は楕円状の白抜きの領域で示す。
メインコイル33mは、前述のX軸傾斜磁場コイル33mx、Y軸傾斜磁場コイル33my、Z軸傾斜磁場コイル33mzから構成される。
シールドコイル33sは、X軸シールドコイル33sx、Y軸シールドコイル33sy、Z軸シールドコイル33szから構成され、これらは傾斜磁場電源46から供給される電流により磁場を発生させる。
即ち、X軸シールドコイル33sx、Y軸シールドコイル33sy、Z軸シールドコイル33szは、X軸傾斜磁場コイル33mx、Y軸傾斜磁場コイル33my、Z軸傾斜磁場コイル33mzにそれぞれ対応した磁場をメインコイル33mの外側に発生させることで、メインコイル33mによって発生する傾斜磁場Gx、Gy、Gzを遮蔽する。
メインコイル33m側における冷却管38の埋設層と、シールドコイル33s側における冷却管38の埋設層との間の層には、複数のシムトレイ37が略等間隔で挿入される。メインコイル33m及びシールドコイル33sによって発生する熱がシムトレイ37に伝わりにくくするために、冷却制御装置52は、冷却管38の中で冷却液を循環させる。
シムトレイ37は、非磁性かつ非電導性の樹脂で形成され、Z軸方向に延在した概略棒状に形成される。シムトレイ37には、所定数の鉄シム(図示せず)が収納される。
鉄シムは、撮像空間における静磁場の磁場強度分布を均一化する作用がある。
鉄シムは、撮像空間における静磁場の磁場強度分布を均一化する作用がある。
なお、図3の構造では、温度センサ36A~36DはY軸傾斜磁場コイル33myの温度を検出するが、これは一例にすぎない。多数の温度センサがX軸傾斜磁場コイル33mx、Y軸傾斜磁場コイル33my、X軸シールドコイル33sx、Y軸シールドコイル33sy、Z軸シールドコイル33szの各温度をそれぞれ検出する構成でもよい。或いは、温度センサ36A~36Dがシムトレイ37の温度を検出する構成でもよい。即ち、傾斜磁場コイルユニット33内の温度を検出する構成であればよい。
従って、冷却管38内の冷却液の温度を検出する構成でもよいが、傾斜磁場コイルユニット33内における、冷却管38とその周囲を除いた領域の温度を検出する構成の方が望ましい。冷却管38内には、傾斜磁場コイルユニット33の温度上昇を抑制するための冷却液が循環するから、傾斜磁場コイルユニット33内において冷却管38近傍の温度が最も低いためである。
即ち、撮像領域の磁場強度に直接的に関わる要素の温度を直接的且つ正確に検出する構成が望ましく、その点では、冷却管38周囲よりも、鉄シムを含むシムトレイ37やメインコイル33mの温度を検出する方が優るからである。
即ち、撮像領域の磁場強度に直接的に関わる要素の温度を直接的且つ正確に検出する構成が望ましく、その点では、冷却管38周囲よりも、鉄シムを含むシムトレイ37やメインコイル33mの温度を検出する方が優るからである。
また、温度センサ36A~36Dとしては、赤外線放射温度計を用いてもよいし、メインコイル33mの温度をほぼ直接的に計測するサーミスタ、熱電対などを用いてもよい。赤外線放射温度計は、計測対象とは非接触で温度を計測できるので、熱伝導によって計測対象と温度センサとが同温になることが望まれる計測方法とは違い、短時間で温度を計測できる利点がある。
次に、候補算出部66によるCFスキャンの挿入の候補タイミングの算出方法について説明する。
図4は、FFE(Fast Field Echo)法に基づくパルスシーケンスの一例において、CFスキャン挿入の候補タイミングを示す局所的なタイミング図である。
図4は、FFE(Fast Field Echo)法に基づくパルスシーケンスの一例において、CFスキャン挿入の候補タイミングを示す局所的なタイミング図である。
図5は、図4のFFE法のパルスシーケンスにおいて、CFスキャン挿入の候補タイミングを示す全体的なタイミング図である。
図4において、各横軸は経過時間tに対応し、上段のRFはRFパルス、その下のGssはスライス選択方向傾斜磁場、その下のGpeは位相エンコード方向傾斜磁場、その下のGroは読み出し方向(周波数エンコード方向)傾斜磁場、最下段のSIGNALは発生するMR信号をそれぞれ示す。
ここでは一例として、位相エンコードステップ数及び周波数エンコードステップ数が共に256の1スライスの画像用のMR信号が64のセグメント(SEGMENT)に分けて収集される場合で考える。
即ち、各セグメントでは、位相エンコードステップ4つ分のMR信号が収集される。位相エンコードステップ1つ分のMR信号の収集を1サイクルとする。
即ち、各セグメントでは、位相エンコードステップ4つ分のMR信号が収集される。位相エンコードステップ1つ分のMR信号の収集を1サイクルとする。
例えば、各セグメントの始めには脂肪抑制プレパルスなどのプレパルスが送信される。但し、プレパルスは必須ではない。
次に、フリップ角が90°の励起RFパルスの送信と共に、スライス選択方向傾斜磁場が印加される。
次に、位相エンコード方向傾斜磁場が印加され、読み出し方向傾斜磁場の印加の下でMR信号が検出される。
次に、フリップ角が90°の励起RFパルスの送信と共に、スライス選択方向傾斜磁場が印加される。
次に、位相エンコード方向傾斜磁場が印加され、読み出し方向傾斜磁場の印加の下でMR信号が検出される。
そして、各サイクルの終わりには、各サイクルで先に印加された位相エンコード方向傾斜磁場パルスとは極性が反転された補償傾斜磁場が位相エンコード方向に印加される。これにより、位相エンコード方向傾斜磁場の影響が、次のサイクルの前に消去される。
ここまでが位相エンコードステップ1つ分のMR信号の収集である。
ここまでが位相エンコードステップ1つ分のMR信号の収集である。
この後、プレパルスが印加されない点を除いて、同様の動作が3回繰り返され、さらに位相エンコードステップ3つ分のMR信号が収集される。
ここまでが1のセグメントであり、第1セグメントの後、第2セグメントとして、同様に位相エンコードステップ4つ分のMR信号が収集される。
プレパルスは、各セグメントの始めのみ印加される。
ここまでが1のセグメントであり、第1セグメントの後、第2セグメントとして、同様に位相エンコードステップ4つ分のMR信号が収集される。
プレパルスは、各セグメントの始めのみ印加される。
このようなパルスシーケンスにおいて、CFスキャンを挿入しても、アーチファクトの影響が少ない候補タイミングを考える。ここでの「アーチファクトの影響が少ない」とは、例えば、「画像データの再構成に用いられるMR信号に対する、CFスキャンのRFパルスの影響が回避される」という意味である。
より詳細には、位相エンコードがゼロなら、位相エンコード傾斜磁場はゼロでよく、受信されるMR信号の強度は最大になる。また、各MR信号において、搬送周波数の余弦関数や正弦関数が差し引かれることで、k空間において、ゼロに信号の中心である最大値が配置される。このため、k空間のデータでは、中心に近いほど(位相エンコードがゼロに近く、サンプリング時間の真ん中に近いほど)、信号値(データ値)が大きくなる。
即ち、位相エンコードステップが中央(0)に近いほど、画像情報が大きいので、アーチファクトの影響を受け易くなる。一方、位相エンコードステップが端(256×256マトリクスの例では、-127や、+128)では、元々画像情報が少ないので、アーチファクトを受けにくい。
従って、上記の「CFスキャンのRFパルスの影響が回避される」とは、「RFパルスの影響が完全に回避される」という意味ではなく、前後のタイミングと比較すれば、CFスキャンのRFパルスの影響が相対的に少ない、という意味である。
従って、上記の「CFスキャンのRFパルスの影響が回避される」とは、「RFパルスの影響が完全に回避される」という意味ではなく、前後のタイミングと比較すれば、CFスキャンのRFパルスの影響が相対的に少ない、という意味である。
このため、CFスキャンの候補タイミング(CFスキャンのRFパルスの影響が回避されるタイミング)は、パルスシーケンスの種類及びCFスキャンにおけるRFパルスの送信領域によって異なるので、必ずしも一律的には定義できない。
例えば、CFスキャンにおけるRFパルスの送信領域(MR信号の収集領域)が、撮像断面から離れているほど、CFスキャンのRFパルスの影響が相対的に少なくなる。
例えば、CFスキャンにおけるRFパルスの送信領域(MR信号の収集領域)が、撮像断面から離れているほど、CFスキャンのRFパルスの影響が相対的に少なくなる。
ここでは一例として、候補算出部66は、候補タイミングを以下の規則で算出する。
即ち、候補算出部66は、パルスシーケンスの開始後に送信される全RFパルス(CFスキャンのRFパルスを除く)に対応するMR信号の収集が完了後のタイミングとなるように、最先の候補タイミングを算出する。
さらに、候補算出部66は、直前の候補タイミングの後に送信される全てのRFパルス(CFスキャンのRFパルスを除く)に対応するMR信号の収集が完了後のタイミングとなるように、残りの候補タイミングをそれぞれ算出する。
即ち、候補算出部66は、パルスシーケンスの開始後に送信される全RFパルス(CFスキャンのRFパルスを除く)に対応するMR信号の収集が完了後のタイミングとなるように、最先の候補タイミングを算出する。
さらに、候補算出部66は、直前の候補タイミングの後に送信される全てのRFパルス(CFスキャンのRFパルスを除く)に対応するMR信号の収集が完了後のタイミングとなるように、残りの候補タイミングをそれぞれ算出する。
換言すれば、送信済の全RFパルスに関して、どのRFパルスに対応するMR信号の収集も終了した直後のタイミングが、候補タイミングの一例である。
図4の例では、第1セグメントの始めに送信されるプレパルスは、その後の4サイクル分のMR信号に対応する。セグメントの始めに送信されるプレパルスは、位相エンコードステップ4つの繰り返し時間を通して持続するため、セグメントの始めのみ印加されるからである。
一方、各サイクルの始めの90°励起RFパルスは、それぞれ、位相エンコードステップ1つ分のMR信号に対応する。90°励起RFパルスの効果は、位相エンコードステップ1つ分の繰り返し時間だけ持続するからである。
図4において、位相エンコードステップ1つ分のMR信号の収集が終了後のタイミングでは、送信済の90°励起RFパルスに対応するMR信号の収集は完了しているが、送信済のプレパルスに対応するMR信号の収集は完了していない。
第1セグメントのMR信号の収集が終了したタイミングにおいて、送信済のプレパルスに対応するMR信号の収集は完了し、送信済の4つの90°励起RFパルスに対応するMR信号の収集も完了する。
第1セグメントのMR信号の収集が終了したタイミングにおいて、送信済のプレパルスに対応するMR信号の収集は完了し、送信済の4つの90°励起RFパルスに対応するMR信号の収集も完了する。
従って、図5に示すように、候補算出部66は、第1セグメントと第2セグメントの間のタイミングを最先の候補タイミング(CANDIDATE TIMING)として算出し、第2セグメントと第3セグメントの間のタイミングを次の候補タイミングとして算出する。即ち、FFE法のパルスシーケンスでは、各セグメント間が候補タイミングとなる。
なお、CFスキャンが挿入される場合、CFスキャン挿入の直後に、空打ちのRFパルスを送信してもよい。空打ちのRFパルスとは、例えば、各位相エンコードステップ間で縦磁化を揃え、スピンの状態を安定させるために送信されるRFパルスである。
空打ちのRFパルスは、CFスキャンの挿入の有無に拘らず、各セグメント間や、各繰り返し時間(Repetition Time)TR間で挿入される場合もある。
空打ちのRFパルスは、各セグメント間に挿入される場合には、その後に収集される1セグメント分のMR信号に対応するものとする。
また、空打ちのRFパルスは、各繰り返し時間TR間に挿入される場合には、その後に収集される1位相エンコードステップ分のMR信号に対応するものとする。
空打ちのRFパルスは、各セグメント間に挿入される場合には、その後に収集される1セグメント分のMR信号に対応するものとする。
また、空打ちのRFパルスは、各繰り返し時間TR間に挿入される場合には、その後に収集される1位相エンコードステップ分のMR信号に対応するものとする。
図6は、CFスキャンが挿入される場合のパルスシーケンスのシフトの一例を示す説明図である。図6において、各横軸は経過時間であり、上段はCFスキャン挿入前のパルスシーケンスに対応し、中段及び下段は、それぞれ、パルスシーケンスの途中へのCFスキャンの第1及び第2の挿入方法を示す。パルスシーケンスの途中へのCFスキャンの挿入方法については、例えば以下の2通りが考えられる。
第1に、挿入タイミングがパルスシーケンスにおいて元々空き時間となっている部分に該当し、且つ、その空き時間の長さが「CFスキャンの実行期間」以上である場合である。これは、図6のCASE1に該当する。
ここでの「CFスキャンの実行期間」とは、例えば、CFスキャンのRFパルスの送信後、MR信号の収集が終了し、さらに、CFスキャンのRFパルスにより原子核スピンに与えた影響が実質的に消失するまでの期間である。
このような場合、パルスシーケンスにおけるCFスキャン挿入以後の部分を遅らせなくとも、CFスキャンの影響は、画像用に収集されるMR信号に対して殆ど影響しないからである。
また、上記のように「CFスキャンの実行期間」を定義すれば、CFスキャンが空間的に局所的な領域に実行されても、撮像領域を包含するように実行されても、前述のCFスキャンのRFパルスの影響を回避できる。
このような場合、パルスシーケンスにおけるCFスキャン挿入以後の部分を遅らせなくとも、CFスキャンの影響は、画像用に収集されるMR信号に対して殆ど影響しないからである。
また、上記のように「CFスキャンの実行期間」を定義すれば、CFスキャンが空間的に局所的な領域に実行されても、撮像領域を包含するように実行されても、前述のCFスキャンのRFパルスの影響を回避できる。
第2に、CFスキャンを挿入後、パルスシーケンスにおけるCFスキャン挿入以後の部分を、CFスキャンの実行期間の分だけ遅らせる場合である。これは、図6のCASE2に該当する。
この場合、(1回のCFスキャン実行期間)×(CFスキャンの挿入回数)だけ、パルスシーケンスは全体として長くなる。
挿入タイミングがパルスシーケンスにおいて元々空き時間の部分に該当し、且つ、その空き時間の長さがCFスキャンの実行期間以上である、という2条件を満たさない場合、CASE2にすることが望ましい。
挿入タイミングがパルスシーケンスにおいて元々空き時間の部分に該当し、且つ、その空き時間の長さがCFスキャンの実行期間以上である、という2条件を満たさない場合、CASE2にすることが望ましい。
図7は、FSE(Fast Spin Echo)法に基づくパルスシーケンスの一例において、CFスキャン挿入の候補タイミングを図4と同様の表記で示す局所的なタイミング図である。
ここでは一例として、位相エンコードステップ数及び周波数エンコードステップ数が共に256の1スライスの画像のMR信号が第1セット~第64セットの64セットに分けて収集される場合で考える。
この場合、例えば、各セットの始めには脂肪抑制プレパルスなどのプレパルスが送信される。但し、プレパルスは必須ではない。
次に、フリップ角が90°の励起用RFパルスの送信と共に、スライス選択方向傾斜磁場が印加される。
次に、MR信号の検出時に印加される読み出し方向傾斜磁場の半分の時間で、読み出し方向傾斜磁場が印加される。
次に、フリップ角が90°の励起用RFパルスの送信と共に、スライス選択方向傾斜磁場が印加される。
次に、MR信号の検出時に印加される読み出し方向傾斜磁場の半分の時間で、読み出し方向傾斜磁場が印加される。
次に、フリップ角が180°の再収束RFパルスの送信と共に、スライス選択方向傾斜磁場が印加される。
次に、位相エンコード方向傾斜磁場が印加される。
次に、読み出し方向傾斜磁場を印加しつつ、MR信号が検出される。
そして、各サイクルの終わりには、各サイクルで先に印加された位相エンコード方向傾斜磁場パルスとは極性が反転された補償傾斜磁場が位相エンコード方向に印加される。
これにより、位相エンコード方向傾斜磁場の影響が、次のサイクルの前に消去される。
ここまでが位相エンコードステップ1つ分のMR信号の収集である。
次に、位相エンコード方向傾斜磁場が印加される。
次に、読み出し方向傾斜磁場を印加しつつ、MR信号が検出される。
そして、各サイクルの終わりには、各サイクルで先に印加された位相エンコード方向傾斜磁場パルスとは極性が反転された補償傾斜磁場が位相エンコード方向に印加される。
これにより、位相エンコード方向傾斜磁場の影響が、次のサイクルの前に消去される。
ここまでが位相エンコードステップ1つ分のMR信号の収集である。
この後、プレパルス及び90°励起パルスが印加されない点を除いて、同様の動作が3回繰り返され、さらに位相エンコードステップ3つ分のMR信号が収集される。
ここまでが第1セットであり、第1セットの後、第2セットとして、同様に位相エンコードステップ4つ分のMR信号が収集される。
プレパルス及び90°励起パルスは、各セットの始めのみ印加される。
ここまでが第1セットであり、第1セットの後、第2セットとして、同様に位相エンコードステップ4つ分のMR信号が収集される。
プレパルス及び90°励起パルスは、各セットの始めのみ印加される。
このようなFSE法のパルスシーケンスにおいて、「画像データの再構成に用いられるMR信号に対する、CFスキャンのRFパルスの影響が回避されるタイミング」は、FFE法と同様に、各セット間のタイミングである。即ち、候補算出部66は、各セット間のタイミングを、候補タイミングとしてそれぞれ算出する。
なお、通常のスピンエコー法の場合、即ち、位相エンコードステップ1つ分のMR信号の収集毎に90°励起パルス(及びプレパルス)が印加される場合、位相エンコードステップ1つ分のMR信号の収集が終了する各タイミングが、候補タイミングとなる。
同様に、通常のフィールドエコー法の場合、位相エンコードステップ1つ分のMR信号の収集が終了する各タイミングが、候補タイミングとなる。
同様に、通常のフィールドエコー法の場合、位相エンコードステップ1つ分のMR信号の収集が終了する各タイミングが、候補タイミングとなる。
図8は、シングルショットのEPI(Echo Planar Imaging: エコープラナーイメージング)法に基づくパルスシーケンスの一例において、CFスキャン挿入の候補タイミングを図4と同様の表記で示す局所的なタイミング図である。
図8ではスピンエコー系のEPIであるため、脂肪抑制プレパルスなどのプレパルスの送信後、90°励起パルスの送信と共にスライス選択方向傾斜磁場が印加される。
次に、180°再収束パルスの送信と共にスライス選択方向傾斜磁場が印加される。
次に、位相エンコード方向傾斜磁場のプレパルスが印加され、読み出し方向傾斜磁場の印加が開始される。
その後、読み出し方向傾斜磁場の極性の反転の都度、プレパルスとは極性が逆で、短時間の位相エンコード方向傾斜磁場パルスが印加される。
次に、180°再収束パルスの送信と共にスライス選択方向傾斜磁場が印加される。
次に、位相エンコード方向傾斜磁場のプレパルスが印加され、読み出し方向傾斜磁場の印加が開始される。
その後、読み出し方向傾斜磁場の極性の反転の都度、プレパルスとは極性が逆で、短時間の位相エンコード方向傾斜磁場パルスが印加される。
このようなシングルショットのEPI法の場合、1画像分のMR信号の収集が終わった後のタイミングが候補タイミング(Candidate Timing)となる。スピンエコー系に限らず、グラジエントエコー系などの他のシングルショットのEPI法の場合も、候補タイミングは同様である。
そのタイミングであれば、送信済の全RFパルスに関して、どのRFパルスに対応するMR信号の収集も終了しているため、画像データの再構成に用いられるMR信号に対するCFスキャンのRFパルスの影響が回避されるからである。
なお、マルチショットのEPI法の場合、1回の励起RFパルスに対応するMR信号の収集が終了直後の各タイミングが候補タイミングとなる。
また、TrueFISP(fast imaging with steady precession)などの、定常状態自由歳差運動(SSFP: Steady State Free Precession)を利用した高速撮像シーケンスの場合、例えば、1画像の収集内の各セグメント間のタイミング、及び、1画像分のMR信号の収集終了後のタイミングが候補タイミングとなる。
また、S/N比(Signal To Noise Ratio)を向上するために、同じ撮像領域で複数の画像を撮像し、これら複数画像を平均して1画像にする場合、これら複数画像のMR信号の収集が1ループとされる。
このようにアベレージング(Averaging)が実行される場合、上述した「CFスキャンのRFパルスの影響が回避される」という条件を満たす限り、各ループ間を候補タイミングとすればよい。
このようにアベレージング(Averaging)が実行される場合、上述した「CFスキャンのRFパルスの影響が回避される」という条件を満たす限り、各ループ間を候補タイミングとすればよい。
図9は、傾斜磁場コイルの温度変化から算出されるRFパルスの中心周波数と共鳴中心周波数とのズレに基づく、CFスキャンの挿入タイミングの決定方法の一例を示す模式的タイミング図である。
図9において、各横軸はパルスシーケンスの開始からの経過時間を示し、上段は傾斜磁場コイルユニット33の温度変化を示す。図9の中段は、RFパルスの中心周波数と、その時点の実際の共鳴中心周波数とのズレの時間変化を示し、傾斜磁場コイルユニット33の温度変化から算出されるものである。図9の下段は、複数の候補タイミング(CANDIDATE TIMING)の中から選択されるCFスキャンの挿入タイミング(INSERT TIMING)を示す。
ここでは説明の簡単化のため、傾斜磁場コイルユニット33の温度が鉄シムの温度であると近似する。そうすると、図9の例では、上段に示すように、パルスシーケンスの開始からの時間経過に伴って、傾斜磁場コイルユニット33の温度及び鉄シムの温度が上昇する。
鉄シムの温度上昇に伴い、図9の中段に示すように、ガントリ30内の被検体P内の水素原子の共鳴中心周波数がシフトするため、RFパルスの中心周波数と、その時点の共鳴中心周波数とのズレが次第に大きくなる。
鉄シムの温度上昇に伴い、図9の中段に示すように、ガントリ30内の被検体P内の水素原子の共鳴中心周波数がシフトするため、RFパルスの中心周波数と、その時点の共鳴中心周波数とのズレが次第に大きくなる。
そこで、図9の下段に示すように、RFパルスの中心周波数と、その時点の共鳴中心周波数との差が破線で示す閾値(THRESHOLD LEVEL)又は所定レベルに達する都度、その達した時点の次の候補タイミングがCFスキャンの挿入タイミングとしてそれぞれ選択(決定)される。
CFスキャンの実行の都度、RFパルスの中心周波数は、CFスキャンの実行結果に基づいて補正されるので、RFパルスの中心周波数と、その時点の実際の共鳴中心周波数とのズレがほぼゼロになる。
CFスキャンの実行の都度、RFパルスの中心周波数は、CFスキャンの実行結果に基づいて補正されるので、RFパルスの中心周波数と、その時点の実際の共鳴中心周波数とのズレがほぼゼロになる。
(本実施形態の動作説明)
図10は、本実施形態におけるMRI装置10の動作の流れの一例を示すフローチャートである。以下、前述した各図を適宜参照しながら、図10に示すステップ番号に従って、MRI装置10の動作を説明する。
図10は、本実施形態におけるMRI装置10の動作の流れの一例を示すフローチャートである。以下、前述した各図を適宜参照しながら、図10に示すステップ番号に従って、MRI装置10の動作を説明する。
[ステップS1]システム制御部61(図1参照)は、入力装置72を介してMRI装置10に対して入力された撮像条件に基づいて、MRI装置10の初期設定を行い、パルスシーケンスの種類などの撮像条件の一部を設定する。この後、ステップS2に進む。
[ステップS2]MRI装置20は、プレスキャンを行うことで、どのような条件で撮像をするかを計算する。例えば、原子核スピンの縦磁化成分を90°倒すRFパルスとして必要なパワー(90°条件)などの条件が計算される。
また、プレスキャンとしてのCFスキャンが実行され、CFスキャンの実行結果に基づいて、脂肪抑制プレパルスや励起パルスなどのRFパルスの中心周波数がシステム制御部61により算出される。
また、温度センサ36A~36D(図2及び図3参照)はそれぞれ、CFスキャンの実行タイミングにおける傾斜磁場コイルユニット33内の温度を検出し、これをシーケンスコントローラ58経由でズレ算出部65及びシステム制御部61に入力する。ズレ算出部65及びシステム制御部61は、上記の検出温度を初期温度として、このステップS2のCFスキャンで得られた中心周波数とセットで記憶する。
なお、初期温度については、例えば、温度センサ36A~36Dの検出温度の平均値を用いることができる。
なお、初期温度については、例えば、温度センサ36A~36Dの検出温度の平均値を用いることができる。
このようにして、システム制御部61は、本スキャンの撮像条件の残り(CFスキャンの挿入タイミングを除く)を設定する。この後、ステップS3に進む。
[ステップS3]候補算出部66は、図4~図8で説明したように、ステップS2で設定された本スキャンのパルスシーケンスの条件に基づいて複数の候補タイミングを算出し、算出結果をシステム制御部61に入力する。
[ステップS4]システム制御部61は、MRI装置10の各部を制御し、ステップS2で設定された撮像条件に従って、本スキャンのパルスシーケンスによりMR信号の収集をMRI装置10に実行させる。
ここでは一例として、本スキャンのパルスシーケンス開始時において、使用されるRFパルスの中心周波数は、ステップS2で算出された値である。
ここでは一例として、本スキャンのパルスシーケンス開始時において、使用されるRFパルスの中心周波数は、ステップS2で算出された値である。
具体的には、天板22に被検体Pが載置され、静磁場電源42により励磁された静磁場磁石31によって撮像空間に静磁場が形成される。また、シムコイル電源44からシムコイルユニット32に電流が供給されて、撮像空間に形成された静磁場が均一化される。
そして、以下の第1~第3の処理がリアルタイムで並行して実行されながら、MR信号が収集される。
第1に、温度センサ36A~36Dはそれぞれ、傾斜磁場コイルユニット33内の温度を一定の時間間隔で検出し、これをシーケンスコントローラ58経由でズレ算出部65及びシステム制御部61に入力する。
ズレ算出部65は、温度センサ36A~36Dの検出温度の平均値が撮像領域周囲の鉄シムの温度であると近似し、この平均値に基づいて、実際の共鳴中心周波数を算出する。なお、実際には冷却液が循環するため(図3参照)、傾斜磁場コイルユニット33の温度と、鉄シムの温度とは若干異なる。
ズレ算出部65は、温度センサ36A~36Dの検出温度の平均値が撮像領域周囲の鉄シムの温度であると近似し、この平均値に基づいて、実際の共鳴中心周波数を算出する。なお、実際には冷却液が循環するため(図3参照)、傾斜磁場コイルユニット33の温度と、鉄シムの温度とは若干異なる。
共鳴中心周波数の算出方法は、例えば、特許文献1に記載の手法を用いることができる。即ち、温度変化量に応じた共鳴中心周波数のシフト量のテーブルデータを、MRI装置10の据付調整時等からズレ算出部65に予め記憶させる。ズレ算出部65は、その時点の温度センサ36A~36Dの検出温度の平均値と、初期温度との差に基づいてテーブルデータとの照合により、共鳴中心周波数のシフト量を算出できる。
ズレ算出部65は、ステップS2のCFスキャンで算出された初期温度での共鳴中心周波数から、上記シフト量だけずらすことで、その時点の実際の共鳴中心周波数を算出できる。
また、ズレ算出部65は、現在設定されているRFパルスの中心周波数と、上記のように算出した実際の共鳴中心周波数とのズレを算出し、算出結果をシステム制御部61に入力する。
また、ズレ算出部65は、現在設定されているRFパルスの中心周波数と、上記のように算出した実際の共鳴中心周波数とのズレを算出し、算出結果をシステム制御部61に入力する。
温度センサ36A~36Dによる温度計測は一定の時間間隔で継続されるので、ズレ算出部65による現在設定されているRFパルスの中心周波数と、実際の共鳴中心周波数とのズレの算出も、一定の時間間隔で実行される。即ち、現在設定されているRFパルスの中心周波数と、実際の共鳴中心周波数とのズレが、リアルタイムでシステム制御部61に順次入力される。
第2に、システム制御部61は、現在設定されているRFパルスの中心周波数と、実際の共鳴中心周波数とのズレが閾値(又は所定レベル)を超える都度、その次の候補タイミングにCFスキャンが挿入されるように、パルスシーケンスを設定し直す。この手法については、図6及び図8で説明した通りである。
上記のズレの所定値については、以下のトレードオフを考慮しつつ、画質が許容範囲内となる程度に設定されることが望ましい。即ち、ズレの所定値が小さいほど、CFスキャンの頻度が多くなって画質が向上する反面、撮像時間が長くなる、SARが増加する、といったおそれがある。
上記のズレの所定値については、以下のトレードオフを考慮しつつ、画質が許容範囲内となる程度に設定されることが望ましい。即ち、ズレの所定値が小さいほど、CFスキャンの頻度が多くなって画質が向上する反面、撮像時間が長くなる、SARが増加する、といったおそれがある。
なお、上記SARは、比吸収率(Specific Absorption Ratio)であり、生体組織1kgに吸収されるRFパルスのエネルギーを意味する。安全面から例えば任意の10秒間、6分間のSARがそれぞれ第1又は第2の上限値を超えないように定められており、全身、頭部等の部位によっても上限値は異なる。
挿入方法については、挿入タイミングがパルスシーケンスにおいて元々空き時間となっている部分に該当し、且つ、その空き時間の長さが「CFスキャンの実行期間」以上であるか否かに応じて、CASE1又はCASE2(図6参照)でパルスシーケンスの途中にリアルタイムで挿入される。
挿入方法については、挿入タイミングがパルスシーケンスにおいて元々空き時間となっている部分に該当し、且つ、その空き時間の長さが「CFスキャンの実行期間」以上であるか否かに応じて、CASE1又はCASE2(図6参照)でパルスシーケンスの途中にリアルタイムで挿入される。
第3に、CFスキャンの実行の都度、システム制御部61は、CFスキャンの実行結果に基づいて共鳴中心周波数を算出し、RFパルスの中心周波数を、算出した共鳴中心周波数に更新する。即ち、CFスキャンの実行直後にRFパルスの中心周波数が更新されて、パルスシーケンスが継続される。
なお、パルスシーケンスのハードウェア的な動作は、以下のようになる。
入力装置72からシステム制御部61に撮像開始指示が入力されると、システム制御部61は、パルスシーケンスを含む撮像条件をシーケンスコントローラ58に入力する。シーケンスコントローラ58は、入力されたパルスシーケンスに従って傾斜磁場電源46、RF送信器48及びRF受信器50を駆動させることで、被検体Pの撮像部位が含まれる撮像領域に傾斜磁場を形成させると共に、RFコイルユニット34からRFパルスを発生させる。
入力装置72からシステム制御部61に撮像開始指示が入力されると、システム制御部61は、パルスシーケンスを含む撮像条件をシーケンスコントローラ58に入力する。シーケンスコントローラ58は、入力されたパルスシーケンスに従って傾斜磁場電源46、RF送信器48及びRF受信器50を駆動させることで、被検体Pの撮像部位が含まれる撮像領域に傾斜磁場を形成させると共に、RFコイルユニット34からRFパルスを発生させる。
このため、被検体P内の核磁気共鳴により生じたMR信号がRFコイルユニット34及び受信RFコイル24により検出されて、RF受信器50に入力される。
RF受信器50は、MR信号に前述の処理を施すことでMR信号の生データを生成し、これら生データを画像再構成部62に入力する。
画像再構成部62は、MR信号の生データをk空間データとして配置及び保存する。
RF受信器50は、MR信号に前述の処理を施すことでMR信号の生データを生成し、これら生データを画像再構成部62に入力する。
画像再構成部62は、MR信号の生データをk空間データとして配置及び保存する。
上記第1~第3の処理が並行して実行されることで、RFパルスの中心周波数と、その時点の共鳴中心周波数との差が閾値に達する都度、その達した時点の次の候補タイミングにCFスキャンが挿入される(図9の下段参照)。
CFスキャンの実行の直後では、RFパルスの中心周波数と、その時点の実際の共鳴中心周波数との差がほぼゼロになる。
CFスキャンの実行の直後では、RFパルスの中心周波数と、その時点の実際の共鳴中心周波数との差がほぼゼロになる。
しかし、パルスシーケンスの継続に伴って傾斜磁場コイルユニット33に電流が供給されるので、傾斜磁場コイルユニット33の発熱は、原則的にはパルスシーケンスの終了まで続く。このため、冷却制御装置52により冷却管38内に冷却媒体を循環させても、傾斜磁場コイルユニット33及び鉄シムの温度は上昇し、RFパルスの中心周波数と、共鳴中心周波数との差(ズレ)が再び大きくなる。
ズレが閾値を超えると、CFスキャンが挿入されて、RFパルスの中心周波数と、その時点の実際の共鳴中心周波数とのズレがほぼゼロになる。
このようなリアルタイムでのCFスキャンの挿入により、RFパルスの中心周波数と、共鳴中心周波数との差が閾値を大幅に超えないように制御されつつ、パルスシーケンスが継続され、MR信号が収集される。
パルスシーケンスの終了後、ステップS5に進む。
このようなリアルタイムでのCFスキャンの挿入により、RFパルスの中心周波数と、共鳴中心周波数との差が閾値を大幅に超えないように制御されつつ、パルスシーケンスが継続され、MR信号が収集される。
パルスシーケンスの終了後、ステップS5に進む。
[ステップS5]画像再構成部62は、k空間データにフーリエ変換を含む画像再構成処理を施すことで画像データを再構成し、得られた画像データを画像データベース63に保存する。
画像処理部64は、画像データベース63から画像データを取り込み、これに所定の画像処理を施すことで2次元の表示用画像データを生成し、この表示用画像データを記憶装置76に保存する。この後、システム制御部61は、表示用画像データが示す画像を表示装置74に表示させる。
以上が第1の実施形態のMRI装置10の動作説明である。以下、従来技術との違いについて説明する。
例えばダイナミック撮像の場合、1時相(1ループ)の間に複数画像のMR信号の収集が所定の時間間隔で繰り返される。そして、第1時相(第1ループ)、第2時相(第2ループ)、第3時相(第3ループ)…と続くが、それぞれのループは、同じパルスシーケンスであり、撮像時刻(どの時点で被検体が撮像されるか)だけが異なる。
また、例えばDWI(Diffusion weighted Imaging:拡散強調イメージング)の場合、b値が変わる毎に次のループとなり、第1ループ、第2ループ、同様の収集動作が繰り返される。
また、例えばDWI(Diffusion weighted Imaging:拡散強調イメージング)の場合、b値が変わる毎に次のループとなり、第1ループ、第2ループ、同様の収集動作が繰り返される。
従来技術では、例えばダイナミック撮像の時相間の空き時間の内、ユーザが選択した空き時間において、計測された温度変化に基づいてRFパルスの中心周波数が補正される。即ち、従来技術では、1ループの途中にCFスキャンが挿入されることはなかった。これに対し第1の実施形態では、図4や図7等で説明したように、1つ画像のMR信号の収集途中も含めて、1ループの途中にCFスキャンが挿入される。この点は、従来技術との大きな違いである。
即ち、RFパルスの中心周波数の更新タイミングは、ループ間のタイミングに限定されることはなく、1画像のMR信号の収集途中も含めてループの途中の各候補タイミングにおいてもCFスキャンによりRFパルスの中心周波数を更新できる。従って、第1の実施形態によれば、RFパルスの中心周波数を従来よりも適切なタイミングで更新(補正)できる。
第1の実施形態では、ループの途中であるか否かに拘らず、現在使用中のRFパルスの中心周波数と、温度計測結果から算出される実際の共鳴中心周波数との差が閾値を超える都度、その次の候補タイミングにCFスキャンが挿入され、RFパルスの中心周波数が更新される。
このようなリアルタイムでのCFスキャンの挿入により、RFパルスの中心周波数と、共鳴中心周波数との差が閾値を大幅に超えないように制御されつつ、パルスシーケンスが継続される。
このようなリアルタイムでのCFスキャンの挿入により、RFパルスの中心周波数と、共鳴中心周波数との差が閾値を大幅に超えないように制御されつつ、パルスシーケンスが継続される。
従って、第1に、RFパルスの中心周波数と、共鳴中心周波数との差が閾値を大幅に超えることはない。
また、第2に、各々の候補タイミングは、前述のようにアーチファクトを与えにくいタイミングとしてパルスシーケンスの開始前に算出される。
以上の2点を考慮すれば、パルスシーケンスの継続によってガントリ30の温度が上昇しても、脂肪抑制プレパルスなどのプレパルスの効果が共鳴中心周波数のシフトによって劣化することはない。即ち、傾斜磁場コイルの発熱に起因した共鳴中心周波数のシフトに拘らず、RFパルスの中心周波数を常に共鳴中心周波数にほぼ合致させるため、良好な画像が得られる。
また、第2に、各々の候補タイミングは、前述のようにアーチファクトを与えにくいタイミングとしてパルスシーケンスの開始前に算出される。
以上の2点を考慮すれば、パルスシーケンスの継続によってガントリ30の温度が上昇しても、脂肪抑制プレパルスなどのプレパルスの効果が共鳴中心周波数のシフトによって劣化することはない。即ち、傾斜磁場コイルの発熱に起因した共鳴中心周波数のシフトに拘らず、RFパルスの中心周波数を常に共鳴中心周波数にほぼ合致させるため、良好な画像が得られる。
ダイナミック撮像のように撮像時間が長いほど傾斜磁場コイルユニット33の温度が上昇し、共鳴中心周波数がシフトするが、そのような場合において、第1の実施形態の効果が特に顕著に表れる。
従って、第1の実施形態よれば共鳴中心周波数の変化に追従できるため、傾斜磁場コイルユニット33の冷却機能を最小限に留めることもできるので、冷却コストを削減できる。また、共鳴中心周波数の変化に追従できるため、熱伝導性の高い(熱容量の少ない)傾斜磁場コイルユニット33を使用することもできる。
以上説明した実施形態によれば、傾斜磁場コイルの発熱に起因した共鳴中心周波数のシフトに拘らず、RFパルスの中心周波数を従来よりもさらに適切に設定することができる。
(第2の実施形態)
第1の実施形態では、温度計測結果に基づいてCFスキャンの挿入タイミングがリアルタイムで決定される例を述べた。
これに対し第2の実施形態では、CFスキャンの挿入タイミング決定のための温度計測が行われず、撮像条件に基づいてCFスキャンの挿入タイミングがパルスシーケンス開始前に算出される例を述べる。
第1の実施形態では、温度計測結果に基づいてCFスキャンの挿入タイミングがリアルタイムで決定される例を述べた。
これに対し第2の実施形態では、CFスキャンの挿入タイミング決定のための温度計測が行われず、撮像条件に基づいてCFスキャンの挿入タイミングがパルスシーケンス開始前に算出される例を述べる。
なお、実際のMRI装置では、ガントリ30の温度が例えば90℃などの所定温度に達すると安全面からシステムが停止するように設計されており、そのための温度計測及び制御が実行される。
従って、第2の実施形態のMRI装置は、ハードウェア的には、図1~図3で説明した第1の実施形態のMRI装置10と同じである。
従って、第2の実施形態のMRI装置は、ハードウェア的には、図1~図3で説明した第1の実施形態のMRI装置10と同じである。
図11は、傾斜磁場コイルの推定温度変化と、CFスキャンの挿入タイミングとの関係の一例を示す模式的タイミング図である。
図11の上段は、パルスシーケンスの開始時刻t0からの傾斜磁場コイルの推定温度変化を示す。図11の上段において、縦軸は傾斜磁場コイルの温度を示し、横軸はパルスシーケンス開始からの経過時間tを示す。
図11の上段は、パルスシーケンスの開始時刻t0からの傾斜磁場コイルの推定温度変化を示す。図11の上段において、縦軸は傾斜磁場コイルの温度を示し、横軸はパルスシーケンス開始からの経過時間tを示す。
図1~図3のハードウェア構成の例では、上記「傾斜磁場コイル」は、X軸傾斜磁場コイル33mx、Y軸傾斜磁場コイル33my、Z軸傾斜磁場コイル33mz、X軸シールドコイル33sx、Y軸シールドコイル33sy、Z軸シールドコイル33szの6つを指す。従って、「傾斜磁場コイルの温度」は、例えば、これら6つのコイルの平均値として捉えてもよく、以下では一例として「傾斜磁場コイルユニット33の温度」と表現する。
図11の下段は、CFスキャンの候補タイミング(CANDIDATE TIMING)及び挿入タイミング(INSERT TIMING)を示し、横軸は、上段と同じパルスシーケンス開始からの経過時間tを示す。
図11の下段は、CFスキャンの候補タイミング(CANDIDATE TIMING)及び挿入タイミング(INSERT TIMING)を示し、横軸は、上段と同じパルスシーケンス開始からの経過時間tを示す。
以下、図11を参照しながら、CFスキャンの挿入タイミングの算出方法の一例について説明する。
まず、候補算出部66は、パルスシーケンスの条件に基づいて、第1の実施形態と同様に候補タイミングを算出する(図11下段)。
また、パルスシーケンスの開始直前にCFスキャンが実行されて、その実行結果に基づいて、パルスシーケンス開始時のRFパルスの中心周波数が設定される。
従って、パルスシーケンス開始時刻t0において、共鳴中心周波数と、RFパルスの中心周波数とのズレはないものとする。
まず、候補算出部66は、パルスシーケンスの条件に基づいて、第1の実施形態と同様に候補タイミングを算出する(図11下段)。
また、パルスシーケンスの開始直前にCFスキャンが実行されて、その実行結果に基づいて、パルスシーケンス開始時のRFパルスの中心周波数が設定される。
従って、パルスシーケンス開始時刻t0において、共鳴中心周波数と、RFパルスの中心周波数とのズレはないものとする。
一方、ズレ算出部65は、共鳴中心周波数のシフトによって生じるRFパルスの中心周波数と、共鳴中心周波数とのズレが閾値(所定レベル)を超える時間を撮像条件に基づいて算出(推定)する。
上記「閾値を超える時間」は、例えば、パルスシーケンス開始時刻t0を基準に、パルスシーケンス開始からの経過時間で換算できる。
上記「閾値を超える時間」は、例えば、パルスシーケンス開始時刻t0を基準に、パルスシーケンス開始からの経過時間で換算できる。
上記共鳴中心周波数のシフトは、鉄シムの温度上昇に伴う透磁率の変化に起因するが、鉄シムの温度上昇の要因は以下である。
第1に、傾斜磁場コイルユニット33の発熱が伝達されて鉄シムを暖める要素である。
第2に、傾斜磁場の変化により生じる渦電流磁場によって鉄シムが発熱する要素である。
第1に、傾斜磁場コイルユニット33の発熱が伝達されて鉄シムを暖める要素である。
第2に、傾斜磁場の変化により生じる渦電流磁場によって鉄シムが発熱する要素である。
ここで、通常のMRI装置の使用の温度範囲(例えば20℃~90℃)では、温度に対する透磁率がほぼ1次関数的に変化することを本実施形態では利用する。
具体的には、鉄シムの透磁率が温度上昇に対して1次関数的に変化すれば、撮像領域の磁場強度(テスラ)も1次関数的に変化するため、撮像領域の共鳴中心周波数も1次関数的に変化する。ラーモア周波数は磁場強度に比例するからである。
具体的には、鉄シムの透磁率が温度上昇に対して1次関数的に変化すれば、撮像領域の磁場強度(テスラ)も1次関数的に変化するため、撮像領域の共鳴中心周波数も1次関数的に変化する。ラーモア周波数は磁場強度に比例するからである。
さらに、鉄シムの温度変化が傾斜磁場コイルユニット33の温度変化に等しいと近似すれば、共鳴中心周波数のシフト量の時間変化は、傾斜磁場コイルユニット33の温度変化に近似できる。従って、ここでは一例として、ズレ算出部65は、撮像条件に基づいて傾斜磁場コイルユニット33の推定温度変化を算出し、この推定温度変化を共鳴中心周波数のシフト量の推定時間変化として取り扱う。
傾斜磁場コイルユニット33の発熱は、傾斜磁場コイルへの電流供給によって生じる。なお、傾斜磁場コイルに与えられる熱エネルギーは、電流の2乗と、抵抗値との積に比例するので、ここでは電圧については考慮しない。
従って、傾斜磁場コイルユニット33の推定温度変化は、撮像条件における傾斜磁場コイルへの供給電流の時間変化(デューティ比などを含む)に基づいて、傾斜磁場コイルユニット33に与えられる熱量から算出可能である。
具体的には例えば、ズレ算出部65は、傾斜磁場コイルへの供給電流の絶対値の時間積分値を、パルスシーケンス開始時刻t0からパルスシーケンスの終了時刻まで一定の時間間隔でそれぞれ算出する。ズレ算出部65は、この時間積分値の時間変化を傾斜磁場コイルユニット33の推定温度変化として近似し、傾斜磁場コイルユニット33の推定温度変化を鉄シムの推定温度変化、さらには共鳴中心周波数のシフト量の推定時間変化として近似する。
この場合、システム制御部61は、例えば、傾斜磁場コイルユニット33の推定温度が所定温度増分TPだけ上昇するタイミング毎に(即ち、共鳴中心周波数が一定値だけシフトする毎に)、その直後の候補タイミングにCFスキャンを挿入する。
なお、所定温度増分TPについては、RFパルスの中心周波数と、共鳴中心周波数とのズレを鑑みて、第1の実施形態で述べたトレードオフを考慮しつつ、画質が許容範囲内となる程度に設定することが望ましい。
なお、所定温度増分TPについては、RFパルスの中心周波数と、共鳴中心周波数とのズレを鑑みて、第1の実施形態で述べたトレードオフを考慮しつつ、画質が許容範囲内となる程度に設定することが望ましい。
図11の上段において、温度TE0は、パルスシーケンス開始時刻t0での傾斜磁場コイルユニット33の推定温度であり、例えば、冷却制御装置52により制御される撮像開始前のガントリ30の基準温度とすることができる。
なお、既に実行済みのパルスシーケンスにより傾斜磁場コイルユニット33が発熱している場合、温度TE0の具体値は算出しなくてもよい。パルスシーケンスの開始前にはCFスキャンが実行され、RFパルスの中心周波数と、共鳴中心周波数とのズレが一時的に殆どゼロとなるので、どれだけ温度が上昇したかが分かれば十分だからである。
図11の上段において、温度TE0から、所定温度増分TPずつ上昇した温度がそれぞれ温度TE1、TE2、TE3、TE4である。傾斜磁場コイルユニット33の推定温度が温度TE1、TE2、TE3、TE4となる時刻をそれぞれt1、t2、t3、t4とする。この場合、システム制御部61は、図11の下段に示すように、複数の候補タイミングの中から、時刻t1、t2、t3、t4の直後の候補タイミングをCFスキャンの挿入タイミングとしてそれぞれ選択する。
パルスシーケンスの途中におけるCFスキャンの実行の都度、RFパルスの中心周波数が更新され、RFパルスの中心周波数と共鳴中心周波数とのズレが一時的に殆どゼロに戻る。
このため、傾斜磁場コイルユニット33の推定温度が所定温度増分TPだけ上昇する都度、その直後の候補タイミングでCFスキャンを実行すれば、RFパルスの中心周波数と共鳴中心周波数とのズレが所定レベルを超える都度、CFスキャンを実行することと等価になる。
このため、傾斜磁場コイルユニット33の推定温度が所定温度増分TPだけ上昇する都度、その直後の候補タイミングでCFスキャンを実行すれば、RFパルスの中心周波数と共鳴中心周波数とのズレが所定レベルを超える都度、CFスキャンを実行することと等価になる。
従って、EPIのように傾斜磁場コイルの発熱量が多いパルスシーケンスでは、傾斜磁場コイルユニット33の温度上昇が早いので、単位時間当たりのCFスキャンの挿入頻度も多くなる。
なお、傾斜磁場コイルユニット33の推定温度変化の算出方法については、上記のように供給電流の時間積分値で簡単化して算出してもよいが、他の手段でもよい。
例えば、MRI装置10の据え付け調整時において、温度センサ36A~36Dにより傾斜磁場コイルユニット33の温度変化を計測しながらパルスシーケンスを実行することで、多くの種類のパルスシーケンス毎に温度変化のパターンを実験値としてデータ化できる。そして、据え付け調整時に、パルスシーケンス毎の温度変化データをズレ算出部65に記憶させればよい。
この場合、ズレ算出部65は、記憶された温度変化データの中から、これから実行されるパルスシーケンスに最も近いパルスシーケンスのデータを選択することで、傾斜磁場コイルユニット33の推定温度変化を算出できる。具体的には、選択されたパルスシーケンスと、これから実行されるパルスシーケンスとの傾斜磁場コイルへの供給電流の差分の時間積分値の時間変化に基づいて、選択されたパルスシーケンスの温度変化データを修正すればよい。
図12は、第2の実施形態におけるMRI装置10の動作の流れの一例を示すフローチャートである。以下、図12に示すステップ番号に従って、MRI装置10の動作を説明する。
[ステップS11~S13]第1の実施形態のステップS1~S3とそれぞれ同様であるため、重複する説明を省略する。この後、ステップS14に進む。
[ステップS14]ズレ算出部65は、撮像条件における傾斜磁場コイルへの供給電流の時間変化に基づいて、傾斜磁場コイルユニット33の推定温度変化を算出し、これを鉄シムの推定温度変化、さらには共鳴中心周波数のシフト量の推定時間変化として近似する。この算出方法については前述の通りである。
システム制御部61は、傾斜磁場コイルユニット33の推定温度が所定温度増分TPだけ上昇する都度、次の候補タイミングにCFスキャンが挿入されるように、複数の候補タイミングからCFスキャンの挿入タイミング選択することで、パルスシーケンスを設定する。これは、RFパルスの中心周波数と共鳴中心周波数とのズレが所定レベルに達する毎に、CFスキャンが実行されることと等価になる。
この後、ステップS15に進む。
この後、ステップS15に進む。
[ステップS15]システム制御部61は、MRI装置10の各部を制御することで、ステップS14で設定した本スキャンのパルスシーケンスを実行させる。
即ち、ステップS14で選択されたタイミングでCFスキャンが実行され、CFスキャンの実行の都度、RFパルスの中心周波数がCFスキャンの実行結果に基づく値に更新されてパルスシーケンスが継続される。
このようにしてパルスシーケンスが実行され、撮像領域からMR信号が収集される。この後、ステップS16に進む。
即ち、ステップS14で選択されたタイミングでCFスキャンが実行され、CFスキャンの実行の都度、RFパルスの中心周波数がCFスキャンの実行結果に基づく値に更新されてパルスシーケンスが継続される。
このようにしてパルスシーケンスが実行され、撮像領域からMR信号が収集される。この後、ステップS16に進む。
[ステップS16]第1の実施形態のステップS5と同様であるため、重複する説明を省略する。
以上が第2の実施形態のMRI装置10の動作説明である。
以上が第2の実施形態のMRI装置10の動作説明である。
このように第2の実施形態では、傾斜磁場コイルユニット33の推定温度変化に基づいて、どの程度の頻度で、どのタイミングでCFスキャンが挿入されるかがパルスシーケンスの実行前に調整される。従って、第2の実施形態においても、第1の実施形態と同様の効果を得ることができる。
さらに、第2の実施形態では、パルスシーケンスの実行中に、CFスキャンの挿入タイミングを決定するための温度計測が不要というメリットがある。
(実施形態の補足事項)
[1]第1及び第2の実施形態において、演算装置60内の各構成要素による「共鳴中心周波数や候補タイミング等の算出」や、「CFスキャンが挿入されるようにパルスシーケンスを設定し直す計算」などの処理は、自動的に実行される。
但し、CFスキャンの挿入タイミングについて、上記の各実施形態は、演算装置60により完全に自動的に実行する形態に限定されるものではない。
[1]第1及び第2の実施形態において、演算装置60内の各構成要素による「共鳴中心周波数や候補タイミング等の算出」や、「CFスキャンが挿入されるようにパルスシーケンスを設定し直す計算」などの処理は、自動的に実行される。
但し、CFスキャンの挿入タイミングについて、上記の各実施形態は、演算装置60により完全に自動的に実行する形態に限定されるものではない。
例えば、第1の実施形態におけるRFパルスの中心周波数と、共鳴中心周波数とのズレの閾値については、ユーザが入力装置72を介して入力するようにしてもよい。
或いは、ステップS3で自動算出された候補タイミングを表示装置74に表示し、入力装置72を介して、CFスキャンが挿入されるタイミングの一部をユーザが選択する構成としてもよい。例えば、候補タイミングに該当する限り、少なくとも所定数の画像のMR信号の収集が終わる都度、CFスキャンが挿入されるように、ユーザが入力設定できるように入力装置72等の各部を構成してもよい。
或いは、ステップS3で自動算出された候補タイミングを表示装置74に表示し、入力装置72を介して、CFスキャンが挿入されるタイミングの一部をユーザが選択する構成としてもよい。例えば、候補タイミングに該当する限り、少なくとも所定数の画像のMR信号の収集が終わる都度、CFスキャンが挿入されるように、ユーザが入力設定できるように入力装置72等の各部を構成してもよい。
[2]第1の実施形態では、現在使用中のRFパルスの中心周波数と、温度計測結果から算出される実際の共鳴中心周波数との差が閾値を超える都度、次の候補タイミングにCFスキャンが挿入される例を述べた。本発明の実施形態は、かかる態様に限定されるものではない。
例えば、温度計測により、傾斜磁場コイルユニット33の温度が所定温度増分だけ上昇する毎に、次の候補タイミングにCFスキャンを挿入し、RFパルスの中心周波数を更新するように制御してもよい。
[3]傾斜磁場コイルユニット33の大きさを考慮すると、本スキャン実行によって発熱が生じれば、傾斜磁場コイルユニット33内で温度が均一にはならない。例えば、X、Y、Zの各軸方向に離間して、傾斜磁場コイルユニット33内に多数の温度センサが配置される場合を考える。
この場合、第1の実施形態において、例えば、撮像断面に近い温度センサほど、大きい重み係数が乗じられるように、各温度センサが検出した温度差に、重み係数をそれぞれ乗じる。そして、重み係数が乗じられた各温度差を合算する。合算した温度差を、温度センサの数で割ることで、重み付け平均された温度差を算出する。このように重み付け平均された温度差に基づいて、中心周波数のシフト量を求めてもよい。
この場合、第1の実施形態において、例えば、撮像断面に近い温度センサほど、大きい重み係数が乗じられるように、各温度センサが検出した温度差に、重み係数をそれぞれ乗じる。そして、重み係数が乗じられた各温度差を合算する。合算した温度差を、温度センサの数で割ることで、重み付け平均された温度差を算出する。このように重み付け平均された温度差に基づいて、中心周波数のシフト量を求めてもよい。
[4]請求項の用語と実施形態との対応関係を説明する。なお、以下に示す対応関係は、参考のために示した一解釈であり、本発明を限定するものではない。
ガントリ30内の各構成要素、及び、静磁場電源42、シムコイル電源44、傾斜磁場電源46、RF送信器48、RF受信器50、シーケンスコントローラ58の全体(図1参照)が、傾斜磁場及びRFパルスの印加を伴ったパルスシーケンスにより被検体PからMR信号を収集する機能は、請求項記載の信号収集部の一例である。
ズレ算出部65により算出されたズレ及び複数の候補タイミングに応じたタイミングでCFスキャンが挿入されるように、パルスシーケンスを設定するシステム制御部61は、請求項記載のシーケンス設定部の一例である。
温度センサは、請求項記載の温度計測部の一例である。
温度センサは、請求項記載の温度計測部の一例である。
[5]本発明のいくつかの実施形態を説明したが、これらの実施形態は、例として提示したものであり、発明の範囲を限定することは意図していない。これら実施形態は、その他の様々な形態で実施されることが可能であり、発明の要旨を逸脱しない範囲で、種々の省略、置き換え、変更を行うことができる。これら実施形態やその変形は、発明の範囲や要旨に含まれると同様に、特許請求の範囲に記載された発明とその均等の範囲に含まれるものである。
10:MRI装置,
20:寝台ユニット,22:天板,
31:静磁場磁石,32:シムコイルユニット,33:傾斜磁場コイルユニット,
34:RFコイルユニット,40:制御装置,60:演算装置
20:寝台ユニット,22:天板,
31:静磁場磁石,32:シムコイルユニット,33:傾斜磁場コイルユニット,
34:RFコイルユニット,40:制御装置,60:演算装置
Claims (19)
- 傾斜磁場の印加及びRFパルスの送信が含まれるパルスシーケンスを実行することで撮像領域から核磁気共鳴信号を収集し、前記核磁気共鳴信号に基づいて画像データを再構成する磁気共鳴イメージング装置であって、
前記パルスシーケンスの開始後における、前記撮像領域の水素原子の磁気共鳴の中心周波数と、前記RFパルスの中心周波数とのズレを算出するズレ算出部と、
前記RFパルスの送信を伴って前記水素原子の磁気共鳴の中心周波数を計測する中心周波数スキャンが前記パルスシーケンスの途中に挿入される場合に、前記画像データの再構成に用いられる前記核磁気共鳴信号に対する前記中心周波数スキャンのRFパルスの影響が回避されるように、前記中心周波数スキャンの挿入の候補タイミングを撮像条件に基づいて複数算出する候補算出部と、
前記パルスシーケンスの途中に、前記ズレ算出部により算出されたズレ及び複数の前記候補タイミングに応じたタイミングで前記中心周波数スキャンが挿入されるように、前記パルスシーケンスを設定するシーケンス設定部と、
前記中心周波数スキャンの実行の都度、前記RFパルスの中心周波数が前記中心周波数スキャンの実行結果に基づく値に再設定されてから前記パルスシーケンスが継続されるように前記パルスシーケンスを実行することで、前記撮像領域から前記核磁気共鳴信号を収集する信号収集部と、
前記信号収集部により収集された前記核磁気共鳴信号に基づいて前記画像データを再構成する画像再構成部と
を備えることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。 - 請求項1記載の磁気共鳴イメージング装置において、
前記候補算出部は、前記パルスシーケンスの開始後に送信される全ての前記RFパルスに対応する前記核磁気共鳴信号の収集が完了後のタイミングとなるように、最先の前記候補タイミングを算出し、直前の前記候補タイミングの後に送信される全ての前記RFパルスに対応する前記核磁気共鳴信号の収集が完了後のタイミングとなるように、残りの前記候補タイミングをそれぞれ算出する
ことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。 - 請求項2記載の磁気共鳴イメージング装置において、
供給電流に応じた前記傾斜磁場を前記撮像領域に印加する傾斜磁場コイルユニットと、
前記パルスシーケンスの実行中に前記傾斜磁場コイルユニットの温度を計測する温度計測部と
をさらに備え、
前記ズレ算出部は、前記温度計測部の計測結果に基づいて、前記撮像領域の水素原子の磁気共鳴の中心周波数と、前記RFパルスの中心周波数とのズレの時間変化を前記パルスシーケンスの実行中に算出し、
前記シーケンス設定部は、前記ズレの時間変化及び複数の前記候補タイミングに基づいて、次の前記中心周波数スキャンの挿入タイミングを前記パルスシーケンスの実行中に算出し、
前記信号収集部は、前記パルスシーケンスの実行中に、前記挿入タイミングで前記中心周波数スキャンを挿入しつつ、前記パルスシーケンスを継続する
ことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。 - 請求項3記載の磁気共鳴イメージング装置において、
前記シーケンス設定部は、前記撮像領域の水素原子の磁気共鳴の中心周波数と、前記RFパルスの中心周波数とのズレが所定レベルを超える都度、前記中心周波数スキャンが挿入されるように、前記挿入タイミングを算出する
ことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。 - 請求項4記載の磁気共鳴イメージング装置において、
再収束RFパルスの送信及び1位相エンコードステップの前記核磁気共鳴信号の収集を、励起RFパルスの送信後に複数回順次実行する動作を1のセットとして繰り返すことで、1画像の全位相エンコードステップの前記核磁気共鳴信号を収集するFSE(Fast Spin Echo)法の前記パルスシーケンスの場合、前記候補算出部は、各々の前記セット間のタイミングを複数の前記候補タイミングとして算出する
ことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。 - 請求項4項記載の磁気共鳴イメージング装置において、
励起RFパルスの送信及び1位相エンコードステップの前記核磁気共鳴信号の収集を、プレパルスの送信後に複数回順次実行する動作を1のセグメントとして繰り返すことで、1画像の全位相エンコードステップの前記核磁気共鳴信号を収集するFFE(Fast Field Echo)法の前記パルスシーケンスの場合、前記候補算出部は、各々の前記セグメント間のタイミングを複数の前記候補タイミングとして算出する
ことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。 - 請求項4記載の磁気共鳴イメージング装置において、
前記パルスシーケンスがシングルショットのエコープラナーイメージングの場合、前記候補算出部は、1画像に再構成される前記核磁気共鳴信号の収集後、次の画像に再構成される前記核磁気共鳴信号に対応するRFパルスの送信前となるように、複数の前記候補タイミングを算出する
ことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。 - 請求項4記載の磁気共鳴イメージング装置において、
前記シーケンス設定部は、脂肪組織からの前記核磁気共鳴信号を抑制する脂肪抑制プレパルスが前記RFパルスに含まれるように、前記パルスシーケンスを設定する
ことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。 - 請求項2記載の磁気共鳴イメージング装置において、
前記ズレ算出部は、前記水素原子の磁気共鳴の中心周波数と、前記RFパルスの中心周波数とのズレが所定レベルを超える時間を前記撮像条件に基づいて算出し、
前記シーケンス設定部は、前記ズレが所定レベルを超える時間に基づいて、前記中心周波数スキャンが挿入されるタイミングを複数の前記候補タイミングから選択することで、前記パルスシーケンスを設定する
ことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。 - 請求項9記載の磁気共鳴イメージング装置において、
供給電流に応じた前記傾斜磁場を前記撮像領域に印加する傾斜磁場コイルユニットをさらに備え、
前記ズレ算出部は、前記撮像条件における前記傾斜磁場コイルユニットへの供給電流の時間変化、又は、前記供給電流の時間積分値に基づいて、前記水素原子の磁気共鳴の中心周波数のシフト量の時間変化を算出することで、前記ズレが所定レベルを超える時間を算出する
ことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。 - 請求項10記載の磁気共鳴イメージング装置において、
再収束RFパルスの送信及び1位相エンコードステップの前記核磁気共鳴信号の収集を、励起RFパルスの送信後に複数回順次実行する動作を1のセットとして繰り返すことで、1画像の全位相エンコードステップの前記核磁気共鳴信号を収集するFSE(Fast Spin Echo)法の前記パルスシーケンスの場合、前記候補算出部は、各々の前記セット間のタイミングを複数の前記候補タイミングとして算出する
ことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。 - 請求項10項記載の磁気共鳴イメージング装置において、
励起RFパルスの送信及び1位相エンコードステップの前記核磁気共鳴信号の収集を、プレパルスの送信後に複数回順次実行する動作を1のセグメントとして繰り返すことで、1画像の全位相エンコードステップの前記核磁気共鳴信号を収集するFFE(Fast Field Echo)法の前記パルスシーケンスの場合、前記候補算出部は、各々の前記セグメント間のタイミングを複数の前記候補タイミングとして算出する
ことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。 - 請求項10記載の磁気共鳴イメージング装置において、
前記パルスシーケンスがシングルショットのエコープラナーイメージングの場合、前記候補算出部は、1画像に再構成される前記核磁気共鳴信号の収集後、次の画像に再構成される前記核磁気共鳴信号に対応するRFパルスの送信前となるように、複数の前記候補タイミングを算出する
ことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。 - 請求項10記載の磁気共鳴イメージング装置において、
前記シーケンス設定部は、脂肪組織からの前記核磁気共鳴信号を抑制する脂肪抑制プレパルスが前記RFパルスに含まれるように、前記パルスシーケンスを設定する
ことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。 - 請求項1記載の磁気共鳴イメージング装置において、
再収束RFパルスの送信及び1位相エンコードステップの前記核磁気共鳴信号の収集を、励起RFパルスの送信後に複数回順次実行する動作を1のセットとして繰り返すことで、1画像の全位相エンコードステップの前記核磁気共鳴信号を収集するFSE(Fast Spin Echo)法の前記パルスシーケンスの場合、前記候補算出部は、各々の前記セット間のタイミングを複数の前記候補タイミングとして算出する
ことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。 - 請求項1記載の磁気共鳴イメージング装置において、
励起RFパルスの送信及び1位相エンコードステップの前記核磁気共鳴信号の収集を、プレパルスの送信後に複数回順次実行する動作を1のセグメントとして繰り返すことで、1画像の全位相エンコードステップの前記核磁気共鳴信号を収集するFFE(Fast Field Echo)法の前記パルスシーケンスの場合、前記候補算出部は、各々の前記セグメント間のタイミングを複数の前記候補タイミングとして算出する
ことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。 - 請求項1記載の磁気共鳴イメージング装置において、
前記パルスシーケンスがシングルショットのエコープラナーイメージングの場合、前記候補算出部は、1画像に再構成される前記核磁気共鳴信号の収集後、次の画像に再構成される前記核磁気共鳴信号に対応するRFパルスの送信前となるように、複数の前記候補タイミングを算出する
ことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。 - 請求項1記載の磁気共鳴イメージング装置において、
前記シーケンス設定部は、脂肪組織からの前記核磁気共鳴信号を抑制する脂肪抑制プレパルスが前記RFパルスに含まれるように、前記パルスシーケンスを設定する
ことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。 - 傾斜磁場の印加及びRFパルスの送信が含まれるパルスシーケンスを実行することで撮像領域から核磁気共鳴信号を収集し、前記核磁気共鳴信号に基づいて画像データを再構成する磁気共鳴イメージング方法であって、
前記パルスシーケンスの開始後における、前記撮像領域の水素原子の磁気共鳴の中心周波数と、前記RFパルスの中心周波数とのズレを算出するステップと、
前記RFパルスの送信を伴って前記水素原子の磁気共鳴の中心周波数を計測する中心周波数スキャンが前記パルスシーケンスの途中に挿入される場合に、前記画像データの再構成に用いられる前記核磁気共鳴信号に対する前記中心周波数スキャンのRFパルスの影響が回避されるように、前記中心周波数スキャンの挿入の候補タイミングを撮像条件に基づいて複数算出するステップと、
前記パルスシーケンスの途中に、前記ズレ及び複数の前記候補タイミングに応じたタイミングで前記中心周波数スキャンが挿入されるように、前記パルスシーケンスを設定するステップと、
前記中心周波数スキャンの実行の都度、前記RFパルスの中心周波数が前記中心周波数スキャンの実行結果に基づく値に再設定されてから前記パルスシーケンスが継続されるように前記パルスシーケンスを実行することで、前記撮像領域から前記核磁気共鳴信号を収集するステップと、
前記パルスシーケンスの実行により前記撮像領域から収集された前記核磁気共鳴信号に基づいて、前記画像データを再構成するステップと
を有することを特徴とする磁気共鳴イメージング方法。
Priority Applications (1)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
US14/258,399 US9638780B2 (en) | 2013-02-25 | 2014-04-22 | Magnetic resonance imaging apparatus and magnetic resonance imaging method |
Applications Claiming Priority (2)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
JP2013034816A JP6104631B2 (ja) | 2013-02-25 | 2013-02-25 | 磁気共鳴イメージング装置 |
JP2013-034816 | 2013-02-25 |
Related Child Applications (1)
Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
---|---|---|---|
US14/258,399 Continuation US9638780B2 (en) | 2013-02-25 | 2014-04-22 | Magnetic resonance imaging apparatus and magnetic resonance imaging method |
Publications (1)
Publication Number | Publication Date |
---|---|
WO2014129321A1 true WO2014129321A1 (ja) | 2014-08-28 |
Family
ID=51391117
Family Applications (1)
Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
---|---|---|---|
PCT/JP2014/052909 WO2014129321A1 (ja) | 2013-02-25 | 2014-02-07 | 磁気共鳴イメージング装置、及び、磁気共鳴イメージング方法 |
Country Status (2)
Country | Link |
---|---|
JP (1) | JP6104631B2 (ja) |
WO (1) | WO2014129321A1 (ja) |
Families Citing this family (1)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
US10234530B2 (en) | 2015-02-23 | 2019-03-19 | Toshiba Medical Systems Corporation | Magnetic resonance imaging apparatus |
Citations (2)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
JP2009240767A (ja) * | 2008-03-10 | 2009-10-22 | Toshiba Corp | 磁気共鳴イメージング装置 |
JP2012030051A (ja) * | 2010-07-02 | 2012-02-16 | Toshiba Corp | 磁気共鳴イメージング装置、および、磁気共鳴イメージング方法 |
Family Cites Families (1)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
JP2009034152A (ja) * | 2007-07-31 | 2009-02-19 | Toshiba Corp | Mri装置 |
-
2013
- 2013-02-25 JP JP2013034816A patent/JP6104631B2/ja active Active
-
2014
- 2014-02-07 WO PCT/JP2014/052909 patent/WO2014129321A1/ja active Application Filing
Patent Citations (2)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
JP2009240767A (ja) * | 2008-03-10 | 2009-10-22 | Toshiba Corp | 磁気共鳴イメージング装置 |
JP2012030051A (ja) * | 2010-07-02 | 2012-02-16 | Toshiba Corp | 磁気共鳴イメージング装置、および、磁気共鳴イメージング方法 |
Also Published As
Publication number | Publication date |
---|---|
JP6104631B2 (ja) | 2017-03-29 |
JP2014161499A (ja) | 2014-09-08 |
Similar Documents
Publication | Publication Date | Title |
---|---|---|
JP6184050B2 (ja) | 磁気共鳴イメージング装置 | |
JP5886024B2 (ja) | 磁気共鳴イメージング装置 | |
US9977106B2 (en) | MR imaging with B1 mapping | |
JP6058477B2 (ja) | 磁気共鳴イメージング装置 | |
US9638780B2 (en) | Magnetic resonance imaging apparatus and magnetic resonance imaging method | |
US10274566B2 (en) | Dixon-type water/fat separation MRI using high-SNR in-phase image and lower-SNR at least partially out-of-phase image | |
US9846210B2 (en) | Gradient coils for correcting higher order B0 field inhomogeneities in MR imaging | |
US8362773B2 (en) | System and method for modeling gradient coil operation induced magnetic field drift | |
US9846215B2 (en) | MRI embodiments for controlling an arrangement order of multiple echoes in a k-space | |
US11327133B2 (en) | Dixon-type water/fat separation MR imaging | |
US20200132794A1 (en) | Dual-echo dixon-type water/fat separation mr imaging | |
EP2635914B1 (en) | Method of characterizing an rf transmit chain | |
Finsterbusch | B0 inhomogeneity and shimming | |
US10126395B2 (en) | Magnetic resonance imaging apparatus and magnetic resonance imaging method | |
JP6104631B2 (ja) | 磁気共鳴イメージング装置 | |
US20220057467A1 (en) | Epi mr imaging with distortion correction | |
JP6377378B2 (ja) | 磁気共鳴イメージング装置 | |
JP6181737B2 (ja) | 磁気共鳴イメージング装置 | |
US11226385B2 (en) | Dixon type water/fat separation MR imaging with improved fat shift correction | |
EP3480617A1 (en) | Diffusion weighted turbo spin echo mr imaging with motion compensation | |
JP2016171848A (ja) | 磁気共鳴イメージング装置 | |
Nehrke et al. | MR imaging with B 1 mapping |
Legal Events
Date | Code | Title | Description |
---|---|---|---|
121 | Ep: the epo has been informed by wipo that ep was designated in this application |
Ref document number: 14753548 Country of ref document: EP Kind code of ref document: A1 |
|
NENP | Non-entry into the national phase |
Ref country code: DE |
|
122 | Ep: pct application non-entry in european phase |
Ref document number: 14753548 Country of ref document: EP Kind code of ref document: A1 |