JP4809972B2

JP4809972B2 - Gradient magnetic field generation method and apparatus, recording medium, and magnetic resonance imaging apparatus

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Publication number: JP4809972B2
Application number: JP2000347851A
Authority: JP
Inventors: 昭栄宮本; 進小杉
Original assignee: GE Medical Systems Global Technology Co LLC
Current assignee: GE Medical Systems Global Technology Co LLC
Priority date: 2000-11-15
Filing date: 2000-11-15
Publication date: 2011-11-09
Anticipated expiration: 2020-11-15
Also published as: JP2002159464A

Description

【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、勾配磁場発生方法および装置、記録媒体並びに磁気共鳴撮影装置に関し、特に、渦電流補正がなされた電気信号を勾配コイル（ｃｏｉｌ）に供給して勾配磁場を発生する方法および装置、そのような勾配磁場発生機能をコンピュータ（ｃｏｍｐｕｔｅｒ）に実現させるプログラム（ｐｒｏｇｒａｍ）を記録した記録媒体、並びに、そのような勾配磁場発生手段を備えた磁気共鳴撮影装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】
磁気共鳴撮影（ＭＲＩ：ＭａｇｎｅｔｉｃＲｅｓｏｎａｎｃｅＩｍａｇｉｎｇ）装置では、マグネットシステム（ｍａｇｎｅｔｓｙｓｔｅｍ）の内部空間すなわち静磁場を形成した空間に撮影の対象を搬入し、勾配磁場および高周波磁場を印加して対象内のスピン（ｓｐｉｎ）から磁気共鳴信号を発生させ、その受信信号に基づいて断層像を再構成する。
【０００３】
勾配磁場は３軸方向すなわちスライス軸方向、位相軸方向および周波数軸方向にそれぞれ所定のタイミング（ｔｉｍｉｎｇ）で印加される。それら勾配磁場の勾配の大小および印加期間は、撮影に使用するパルスシーケンス（ｐｕｌｓｅｓｅｑｕｅｎｃｅ）ごとに予め定められている。
【０００４】
勾配磁場は勾配コイルに電気信号を供給することによって発生させる。電気信号は例えば図１４の（１）に実線で示すような台形波電流を基本とする。この台形波は勾配磁場の波形ともなり、上底の高さが勾配の大きさに相当し、上底の長さが印加期間に相当する。
【０００５】
このような勾配磁場を発生させるとき、台形波の立ち上がりおよび立ち下がりに伴う磁場変化によって勾配コイルの近辺の導電体に渦電流が発生し、その影響で、スピンに作用する有効な勾配磁場の波形は、同図の破線で示すように、立ち上がり部の肩部および立ち下がりの裾部が鈍化したものとなり、実線で示す正規の台形波勾配磁場に対して誤差を持つ。このような勾配磁場の誤差は再構成画像の品質低下の原因となる。
【０００６】
そこで、同図の（２）に斜線部で示すように、電気信号に渦電流の影響を除くための補正を加えるようにしている。補正された電気信号は、立ち上がり部において、渦電流がないとしたときに正規の勾配磁場を発生するのに要する台形波（破線）の高さを越えるオーバーシュート（ｏｖｅｒｓｈｏｏｔ）を持ち、立ち下がり部において負側へのアンダーシュート（ｕｎｄｅｒｓｈｏｏｔ）を持つ。また、立ち上がりおよび立ち下がりのスルーレート（ｓｌｅｗｒａｔｅ）は、渦電流がないとしたときに正規の勾配磁場を発生するに要する台形波のスルーレートよりも大きい。
【０００７】
この波形は、主として、（１）に示した波形における実線と破線の差分を実線に加算したものに相当し、差分加算に伴う渦電流の増加があるのでその補正分も加味されている。
【０００８】
このような電気信号を供給するための信号源としては、渦電流がないとしたときに正規の勾配磁場を発生するのに要する電気信号を供給するものよりも大出力かつ高スルーレートの信号源が用いられる。
【０００９】
そのような信号源は、例えば（２）において一点鎖線で示すように、オーバーシュートのピーク（ｐｅａｋ）値以上の高さおよびそのスルーレート以上のスルーレートを持つ台形波信号を出力する最大出力能力を有する。
【００１０】
【発明が解決しようとする課題】
必要とする渦電流補正の程度はパルスシーケンスによって異なり、高速のイメージングを行うエコープラナー（ＥＰＩ：ＥｃｈｏＰｌａｎａｒＩｍａｇｉｎｇ）法等では高精度の渦電流補正が不可欠であるが、例えばスピンエコー（ＳＥ：ＳｐｉｎＥｃｈｏ）法等、特に高速を要しないイメージングではさほど精度の良い渦電流補正を必要とせず、現実的にはほとんど渦電流補正をしなくても大きな問題は生じない。
【００１１】
従来はＥＰＩ法等に合わせて一律に精密な渦電流補正を行っているので、信号源の能力上は、渦電流補正の精度を緩和すればより勾配が大きいあるいはよりスルーレートが高い勾配磁場の発生が可能であるのに、そのような信号源の能力の活用は行われていなかった。
【００１２】
そこで、本発明の課題は、渦電流補正の程度を多様化し、それに応じて勾配の大きさおよびスルーレートを多様化する勾配磁場発生方法および装置、そのような勾配磁場発生機能をコンピュータに実現させるプログラムを記録した記録媒体、並びに、そのような勾配磁場発生手段を備えた磁気共鳴撮影装置を実現することである。
【００１３】
【課題を解決するための手段】
（１）上記の課題を解決するための１つの観点での発明は、渦電流補正がなされた電気信号を勾配コイルに供給して勾配磁場を発生するにあたり、前記渦電流補正の程度を設定し、前記電気信号を前記渦電流補正の程度が減少するほど勾配磁場の最大勾配およびスルーレートのうちの少なくとも一方を増大させる電気信号とする、ことを特徴とする勾配磁場発生方法である。
【００１４】
（２）上記の課題を解決するための１つの観点での発明は、渦電流補正がなされた電気信号を勾配コイルに供給して勾配磁場を発生するにあたり、前記渦電流補正の程度を設定し、前記電気信号を前記渦電流補正の程度が減少するほど勾配磁場の最大勾配およびスルーレートを増大させる電気信号とする、ことを特徴とする勾配磁場発生方法である。
【００１５】
（３）上記の課題を解決するための他の観点での発明は、勾配コイルと、前記勾配コイルに渦電流補正がなされた電気信号を供給する電気信号供給手段と、前記渦電流補正の程度を設定する補正程度設定手段と、前記電気信号を前記渦電流補正の程度が減少するほど勾配磁場の最大勾配およびスルーレートのうちの少なくとも一方を増大させる電気信号とする電気信号調節手段と、を具備することを特徴とする勾配磁場発生装置である。
【００１６】
（４）上記の課題を解決するための他の観点での発明は、勾配コイルと、前記勾配コイルに渦電流補正がなされた電気信号を供給する電気信号供給手段と、前記渦電流補正の程度を設定する補正程度設定手段と、前記電気信号を前記渦電流補正の程度が減少するほど勾配磁場の最大勾配およびスルーレートを増大させる電気信号とする電気信号調節手段と、を具備することを特徴とする勾配磁場発生装置である。
【００１７】
（５）上記の課題を解決するための他の観点での発明は、渦電流補正がなされた電気信号を勾配コイルに供給して勾配磁場を発生するにあたり、前記渦電流補正の程度を設定し、前記電気信号を前記渦電流補正の程度が減少するほど勾配磁場の最大勾配およびスルーレートのうちの少なくとも一方を増大させる電気信号とする、機能をコンピュータに実現させるプログラムをコンピュータで読み取り可能なように記録したことを特徴とする記録媒体である。
【００１８】
（６）上記の課題を解決するための他の観点での発明は、渦電流補正がなされた電気信号を勾配コイルに供給して勾配磁場を発生するにあたり、前記渦電流補正の程度を設定し、前記電気信号を前記渦電流補正の程度が減少するほど勾配磁場の最大勾配およびスルーレートを増大させる電気信号とする、機能をコンピュータに実現させるプログラムをコンピュータで読み取り可能なように記録したことを特徴とする記録媒体である。
【００１９】
（７）上記の課題を解決するための他の観点での発明は、静磁場、勾配磁場および高周波磁場を用いて対象から磁気共鳴信号を獲得し前記獲得した磁気共鳴信号に基づいて画像を再構成する磁気共鳴撮影装置であって、前記勾配磁場を発生する手段は、勾配コイルと、前記勾配コイルに渦電流補正がなされた電気信号を供給する電気信号供給手段と、前記渦電流補正の程度を設定する補正程度設定手段と、前記電気信号を前記渦電流補正の程度が減少するほど勾配磁場の最大勾配およびスルーレートのうちの少なくとも一方を増大させる電気信号とする電気信号調節手段と、を具備することを特徴とする磁気共鳴撮影装置である。
【００２０】
（８）上記の課題を解決するための他の観点での発明は、静磁場、勾配磁場および高周波磁場を用いて対象から磁気共鳴信号を獲得し前記獲得した磁気共鳴信号に基づいて画像を再構成する磁気共鳴撮影装置であって、前記勾配磁場を発生する手段は、勾配コイルと、前記勾配コイルに渦電流補正がなされた電気信号を供給する電気信号供給手段と、前記渦電流補正の程度を設定する補正程度設定手段と、前記電気信号を前記渦電流補正の程度が減少するほど勾配磁場の最大勾配およびスルーレートを増大させる電気信号とする電気信号調節手段と、を具備することを特徴とする磁気共鳴撮影装置である。
【００２１】
上記各観点での発明では、勾配コイルに供給する電気信号を、渦電流補正の程度が減少するほど勾配磁場の最大勾配およびスルーレートのうちの少なくとも一方または双方を増大させる電気信号とするので、電気信号源の能力を有効活用し勾配磁場の最大勾配およびスルーレートを多様化することができる。
【００２２】
上記各観点での発明において、渦電流補正の程度を磁気共鳴撮影用のパルスシーケンスごとに設定することにより、パルスシーケンスごとに最適な勾配磁場を得ることができる。
【００２３】
また、上記各観点での発明において、渦電流補正の程度を磁気共鳴撮影用のパルスシーケンスにおける個々の勾配パルスごとに設定することにより、個々の勾配パルスごとに最適な勾配磁場を得ることができる。
【００２４】
【発明の実施の形態】
以下、図面を参照して本発明の実施の形態を詳細に説明する。なお、本発明は実施の形態に限定されるものではない。図１に磁気共鳴撮影装置のブロック（ｂｌｏｃｋ）図を示す。本装置は本発明の実施の形態の一例である。本装置の構成によって、本発明の装置に関する実施の形態の一例が示される。本装置の動作によって、本発明の方法に関する実施の形態の一例が示される。
【００２５】
図１に示すように、本装置はマグネットシステム１００を有する。マグネットシステム１００は主磁場コイル（ｃｏｉｌ）部１０２、勾配コイル部１０６およびＲＦ（ｒａｄｉｏｆｒｅｑｕｅｎｃｙ）コイル部１０８を有する。これら各コイル部は概ね円筒状の形状を有し、互いに同軸的に配置されている。マグネットシステム１００の概ね円柱状の内部空間（ボア：ｂｏｒｅ）に、撮影の対象３００がクレードル（ｃｒａｄｌｅ）５００に搭載されて図示しない搬送手段により搬入および搬出される。
【００２６】
主磁場コイル部１０２はマグネットシステム１００の内部空間に静磁場を形成する。静磁場の方向は概ね対象３００の体軸の方向に平行である。すなわちいわゆる水平磁場を形成する。主磁場コイル部１０２は例えば超伝導コイルを用いて構成される。なお、超伝導コイルに限らず常伝導コイル等を用いて構成しても良いのはもちろんである。
【００２７】
勾配コイル部１０６は、互いに垂直な３軸すなわちスライス軸、位相軸および周波数軸の方向において、それぞれ静磁場強度に勾配を持たせるための３つの勾配磁場を生じる。
【００２８】
静磁場空間における互いに垂直な座標軸をｘ，ｙ，ｚとしたとき、いずれの軸もスライス軸とすることができる。その場合、残り２軸のうちの一方を位相軸とし、他方を周波数軸とする。また、スライス軸、位相軸および周波数軸は、相互間の垂直性を保ったままｘ，ｙ，ｚ軸に関して任意の傾きを持たせることも可能である。
【００２９】
スライス軸方向の勾配磁場をスライス勾配磁場という。位相軸方向の勾配磁場を位相エンコード勾配磁場という。周波数軸方向の勾配磁場をリードアウト勾配磁場という。このような勾配磁場の発生を可能にするために、勾配コイル部１０６は図示しない３系統の勾配コイルを有する。以下、勾配磁場を単に勾配ともいう。
【００３０】
ＲＦコイル部１０８は静磁場空間に対象３００の体内のスピンを励起するための高周波磁場を形成する。以下、高周波磁場を形成することをＲＦ励起信号の送信ともいう。ＲＦコイル部１０８は、また、励起されたスピンが生じる電磁波すなわち磁気共鳴信号を受信する。
【００３１】
ＲＦコイル部１０８は図示しない送信用のコイルおよび受信用のコイルを有する。送信用のコイルおよび受信用のコイルは、同じコイルを兼用するかあるいはそれぞれ専用のコイルを用いる。
【００３２】
勾配コイル部１０６には勾配駆動部１３０が接続されている。勾配駆動部１３０は勾配コイル部１０６に電気的な駆動信号を与えて勾配磁場を発生させる。駆動信号はパルス的な電流である。そのような電流はパルス的な電圧を印加するによって供給される。本書では、駆動信号は電流および電圧を総称して電気信号ともいう。勾配駆動部１３０は、勾配コイル部１０６における３系統の勾配コイルに対応して、図示しない３系統の駆動回路を有する。
【００３３】
ＲＦコイル部１０８にはＲＦ駆動部１４０が接続されている。ＲＦ駆動部１４０はＲＦコイル部１０８に駆動信号を与えてＲＦ励起信号を送信し、対象３００の体内のスピンを励起する。
【００３４】
ＲＦコイル部１０８にはデータ収集部１５０が接続されている。データ収集部１５０は、ＲＦコイル部１０８が受信した受信信号をサンプリング（ｓａｍｐｌｉｎｇ）によって取り込み、それをディジタルデータ（ｄｉｇｉｔａｌｄａｔａ）として収集する。
【００３５】
勾配駆動部１３０、ＲＦ駆動部１４０およびデータ収集部１５０には制御部１６０が接続されている。制御部１６０は、勾配駆動部１３０ないしデータ収集部１５０をそれぞれ制御して撮影を遂行する。
【００３６】
制御部１６０は、例えばコンピュータ等を用いて構成される。制御部１６０は図示しないメモリ（ｍｅｍｏｒｙ）を有する。メモリは制御部１６０用のプログラムおよび各種のデータを記憶している。制御部１６０の機能は、コンピュータがメモリに記憶されたプログラムを実行することにより実現される。
【００３７】
データ収集部１５０の出力側はデータ処理部１７０に接続されている。データ収集部１５０が収集したデータがデータ処理部１７０に入力される。データ処理部１７０は、例えばコンピュータ等を用いて構成される。データ処理部１７０は図示しないメモリを有する。メモリはデータ処理部１７０用のプログラムおよび各種のデータを記憶している。
【００３８】
データ処理部１７０には制御部１６０が接続されている。データ処理部１７０は制御部１６０の上位にあってそれを統括する。本装置の機能は、データ処理部１７０がメモリに記憶されたプログラムを実行することによりを実現される。
【００３９】
データ処理部１７０は、データ収集部１５０が収集したデータをメモリに記憶する。メモリ内にはデータ空間が形成される。このデータ空間は、２次元フーリエ（Ｆｏｕｒｉｅｒ）空間を構成する。以下、フーリエ空間をｋスペース（ｋ−ｓｐａｃｅ）ともいう。データ処理部１７０は、ｋスペースのデータを２次元逆フ−リエ変換することにより対象３００の画像を再構成する。
【００４０】
データ処理部１７０には表示部１８０および操作部１９０が接続されている。表示部１８０は、グラフィックディスプレー（ｇｒａｐｈｉｃｄｉｓｐｌａｙ）等で構成される。操作部１９０はポインティングデバイス（ｐｏｉｎｔｉｎｇｄｅｖｉｃｅ）を備えたキーボード（ｋｅｙｂｏａｒｄ）等で構成される。
【００４１】
表示部１８０は、データ処理部１７０から出力される再構成画像および各種の情報を表示する。操作部１９０は、使用者によって操作され、各種の指令や情報等をデータ処理部１７０に入力する。使用者は表示部１８０および操作部１９０を通じてインタラクティブ（ｉｎｔｅｒａｃｔｉｖｅ）に本装置を操作する。
【００４２】
勾配コイル部１０６、勾配駆動部１３０、制御部１６０、データ処理部１７０、表示部１８０および操作部１９０からなる部分は、本発明の勾配磁場発生装置の実施の形態の一例である。本装置の構成によって、本発明の装置に関する実施の形態の一例が示される。本装置の動作によって、本発明の方法に関する実施の形態の一例が示される。
【００４３】
勾配コイル部１０６は、本発明における勾配コイルの実施の形態の一例である。勾配駆動部１３０は、本発明における電気信号供給手段の実施の形態の一例である。データ処理部１７０、表示部１８０および操作部１９０からなる部分は、本発明における補正程度設定手段の実施の形態の一例である。制御部１６０およびデータ処理部１７０からなる部分は、本発明における電気信号調節手段の実施の形態の一例である。
【００４４】
図２に、他の方式の磁気共鳴撮影装置のブロック図を示す。本装置は本発明の実施の形態の一例である。本装置の構成によって、本発明の装置に関する実施の形態の一例が示される。本装置の動作によって、本発明の方法に関する実施の形態の一例が示される。
【００４５】
図２に示す装置は、図１に示した装置とは方式を異にするマグネットシステム１００’を有する。マグネットシステム１００’以外は図１に示した装置と同様な構成になっており、同様な部分に同一の符号を付して説明を省略する。
【００４６】
マグネットシステム１００’は主磁場マグネット部１０２’、勾配コイル部１０６’およびＲＦコイル部１０８’を有する。これら主磁場マグネット部１０２’および各コイル部は、いずれも空間を挟んで互いに対向する１対のものからなる。また、いずれも概ね円盤状の形状を有し中心軸を共有して配置されている。マグネットシステム１００’の内部空間（ボア）に、対象３００がクレードル５００に搭載されて図示しない搬送手段により搬入および搬出される。
【００４７】
主磁場マグネット部１０２’はマグネットシステム１００’の内部空間に静磁場を形成する。静磁場の方向は概ね対象３００の体軸方向と直交する。すなわちいわゆる垂直磁場を形成する。主磁場マグネット部１０２’は例えば永久磁石等を用いて構成される。なお、永久磁石に限らず超伝導電磁石あるいは常伝導電磁石等を用いて構成しても良いのはもちろんである。
【００４８】
勾配コイル部１０６’は静磁場強度に勾配を持たせるための勾配磁場を生じる。発生する勾配磁場は、スライス勾配磁場、リードアウト勾配磁場および位相エンコード勾配磁場の３種であり、これら３種類の勾配磁場に対応して勾配コイル部１０６’は図示しない３系統の勾配コイルを有する。
【００４９】
ＲＦコイル部１０８’は静磁場空間に対象３００の体内のスピンを励起するためのＲＦ励起信号を送信する。ＲＦコイル部１０８’は、また、励起されたスピンが生じる磁気共鳴信号を受信する。
【００５０】
ＲＦコイル部１０８’は図示しない送信用のコイルおよび受信用のコイルを有する。送信用のコイルおよび受信用のコイルは、同じコイルを兼用するかあるいはそれぞれ専用のコイルを用いる。
【００５１】
勾配コイル部１０６’、勾配駆動部１３０、制御部１６０およびデータ処理部１７０、表示部１８０および操作部１９０からなる部分は、本発明の勾配磁場発生装置の実施の形態の一例である。本装置の構成によって、本発明の装置に関する実施の形態の一例が示される。本装置の動作によって、本発明の方法に関する実施の形態の一例が示される。
【００５２】
勾配コイル部１０６’は、本発明における勾配コイルの実施の形態の一例である。勾配駆動部１３０は、本発明における電気信号供給手段の実施の形態の一例である。データ処理部１７０、表示部１８０および操作部１９０からなる部分は、本発明における補正程度設定手段の実施の形態の一例である。制御部１６０およびデータ処理部１７０からなる部分は、本発明における電気信号調節手段の実施の形態の一例である。
【００５３】
図３に、図１または図２に示した装置が磁気共鳴撮影用のスキャン（ｓｃａｎ）を行うときに使用するパルスシーケンスの一例を示す。このパルスシーケンスはグラディエントエコー（ＧＲＥ：ｇｒａｄｉｅｎｔｅｃｈｏ）法のパルスシーケンスである。
【００５４】
同図の（１）はＲＦ励起用のα°パルスのシーケンスであり、（２）、（３）および（４）は、それぞれ、スライス勾配Ｇｓ、位相エンコード勾配Ｇｐおよびリードアウト勾配Ｇｒのシーケンスであり、（５）グラディエントエコーＧＥのシーケンスである。なお、ＲＦ励起パルスは中心信号で代表する。パルスシーケンスは時間軸ｔに沿って左から右に進行する。以下に示す他のパルスシーケンスも同様である。
【００５５】
同図に示すように、α°パルスによりスピンのα°励起を行う。αは９０以下である。このときスライス勾配Ｇｓを印加して所定のスライスについての選択励起を行う。
【００５６】
α°励起後、位相エンコード勾配Ｇｐによりスピンの位相エンコードを行う。次に、リードアウト勾配Ｇｒ１によりまずスピンをディフェーズ（ｄｅｐｈａｓｅ）し、次いでリードアウト勾配Ｇｒ２スピンをリフェーズ（ｒｅｐｈａｓｅ）して、グラディエントエコーＧＥを発生させる。
【００５７】
グラディエントエコーＧＥは、エコー中心に関して対称的な波形を持つＲＦ信号となる。中心エコーはα°励起からＴＥ（ｅｃｈｏｔｉｍｅ）後に生じる。グラディエントエコーＧＥは、データ収集部１５０によりビューデータとして収集される。
【００５８】
このようなパスルシーケンスが周期ＴＲ（ｒｅｐｅｔｉｔｉｏｎｔｉｍｅ）で６４〜５１２回繰り返される。繰り返しのたびに位相エンコード勾配Ｇｐを変更し、毎回異なる位相エンコードを行う。これによって、ｋスペースに６４〜５１２ビューのビューデータが得られる。データ処理部１７０は、ビューデータを２次元逆フーリエ変換して対象３００の断層像を再構成する。
【００５９】
図４に、パルスシーケンスの他の例を示す。これはスピンエコー（ＳＥ：ＳｐｉｎＥｃｈｏ）法のパルスシーケンスである。同図の（１）は９０°励起および１８０°励起のシーケンスであり、（２）、（３）および（４）はそれぞれスライス勾配Ｇｓ、位相エンコード勾配Ｇｐおよびリードアウト勾配Ｇｒのシーケンスであり、（５）はスピンエコーＳＥのシーケンスである。
【００６０】
同図に示すように、スライス勾配Ｇｓ１を印加した状態で９０°励起を行う。次に、所定時間後にスライス勾配Ｇｓ２を印加した状態で１８０°励起を行う。９０°励起から１８０°励起までの期間に位相エンコード勾配Ｇｐ１を印加して位相エンコードを行い、リードアウト勾配Ｇｒ１を印加してディフェーズを行う。
【００６１】
次に、１８０°励起後にリードアウト勾配Ｇｒ２を印加してリフェーズを行ってスピンエコーＳＥを発生させる。スピンエコーを発生させたリードアウト勾配Ｇｒ２は後半部分でスピンをディフェーズする。スピンエコーＳＥのピークは、９０°励起から時間ＴＥ後に生じる。ピークの発生をスピンエコーの結像ともいう。スピンエコーＳＥはデータ収集部１５０によりビューデータとして収集される。
【００６２】
このようなパルスシーケンスを周期ＴＲで６４〜５１２回繰り返すことにより、ｋスペースに６４〜５１２ビューのスピンエコーデータが得られる。これらスピンエコーデータを２次元逆フーリエ変換することにより画像が再構成される。
【００６３】
図５に、パルスシーケンスの他の例を示す。これはファースト・スピンエコー（ＦＳＥ：ＦａｓｔＳｐｉｎＥｃｈｏ）法のパルスシーケンスである。同図の（１）は９０°励起および１８０°励起のシーケンスであり、（２）、（３）および（４）はそれぞれスライス勾配Ｇｓ、位相エンコード勾配Ｇｐおよびリードアウト勾配Ｇｒのシーケンスであり、（５）はスピンエコーＳＥのシーケンスである。
【００６４】
同図に示すように、スライス勾配Ｇｓ１を印加した状態で９０°励起を行う。次に、時間Ｕ１後にスライス勾配Ｇｓ２を印加した状態で１回目の１８０°励起を行う。次に、時間Ｕ２後にスライス勾配Ｇｓ３を印加した状態で２回目の１８０°励起を行う。以下同様に、時間Ｕ２ごとに、スライス勾配Ｇｓ４，Ｇｓ５，・・・をそれぞれ印加した状態で３回目、４回目、・・・の１８０°励起をそれぞれ行う。
【００６５】
９０°励起から１回目の１８０°励起までの期間にリードアウト勾配Ｇｒ１を印加してディフェーズを行う。次に、１回目の１８０°励起から２回目の１８０°励起までの期間にリードアウト勾配Ｇｒ２を印加してリフェーズを行って１回目のスピンエコーＳＥ１を発生させる。スピンエコーを発生させたリードアウト勾配Ｇｒ２は後半部分でスピンをディフェーズする。
【００６６】
リードアウト勾配Ｇｒ２の印加に先立って位相エンコード勾配Ｇｐ１を印加して位相エンコードを行い、リードアウト勾配Ｇｒ２の印加が終わった後に位相エンコード勾配Ｇｐ１’を逆方向に印加して位相エンコードをうち消す。
【００６７】
以下同様に、各１８０°励起の間の期間でリードアウト勾配Ｇｒ３，Ｇｒ４，・・・をそれぞれ印加してスピンエコーＳＥ２，ＳＥ３，・・・をそれぞれ発生させる。また、位相エンコード勾配Ｇｐ２，Ｇｐ３，・・・により、それぞれ位相エンコードを行い、位相エンコード勾配Ｇｐ２’，Ｇｐ３’，・・・によりそれぞれ位相エンコードをうち消す。位相エンコードは毎回異ならせる。
【００６８】
１回目のスピンエコーＳＥ１は、９０°励起から時間ＴＥ後に結像する。２回目のスピンエコーＳＥ２は、１回目のスピンエコーＳＥ１のピークから時間ＴＥ後に結像する。以下同様に、時間ＴＥ間隔でスピンエコーＳＥ３，ＳＥ４，・・・が結像する。スピンエコーＳＥ１，ＳＥ２，ＳＥ３，・・・は、データ収集部１５０によりビューデータとしてそれぞれ収集される。
【００６９】
このパルスシーケンスによって、１回の９０°励起あたり例えば１６ビューのスピンエコーデータが収集される。これを周期ＴＲで例えば３２回繰り返すことにより、ｋスペースに５１２ビューのスピンエコーデータが得られる。これらスピンエコーデータを２次元逆フーリエ変換することにより画像が再構成される。
【００７０】
図６に、パルスシーケンスの他の例を示す。これはエコープラナー（ＥＰＩ：ＥｃｈｏＰｌａｎａｒＩｍａｇｉｎｇ）法のパルスシーケンスである。同図の（１）はα°励起のシーケンスであり、（２）、（３）および（４）はそれぞれスライス勾配Ｇｓ、位相エンコード勾配Ｇｐおよびリードアウト勾配Ｇｒのシーケンスであり、（５）はエコーＥＣのシーケンスである。
【００７１】
同図に示すように、スライス勾配Ｇｓ１を印加した状態でα°励起を行う。α°励起後、位相エンコード勾配Ｇｐ１によりスピンの位相エンコードを行う。また、リードアウト勾配Ｇｒ０によりまずスピンをディフェーズし、次いでリードアウト勾配Ｇｒ１でスピンをリフェーズして、エコーＥＣ１を結像させる。エコーＥＣ１を結像させたリードアウト勾配Ｇｒ１は後半部分でスピンをディフェーズする。エコーＥＣ１は、データ収集部１５０によりビューデータとして収集される。
【００７２】
次に、極性を反転させたリードアウト勾配Ｇｒ２を印加する。極性反転に合わせて位相エンコード勾配Ｇｐ２により位相エンコード量を所定量変化させる。そしてリードアウト勾配Ｇｒ２でスピンをリフェーズして、エコーＥＣ２を結像させる。エコーＥＣ２を結像させたリードアウト勾配Ｇｒ２は後半部分でスピンをディフェーズする。エコーＥＣ２は、データ収集部１５０によりビューデータとして収集される。
【００７３】
以下同様に、極性が交互に反転するリードアウト勾配Ｇｒ３，Ｇｒ４，Ｇｒ５，Ｇｒ６，Ｇｒ７を印加して、エコーＥＣ３，ＥＣ４，ＥＣ５，ＥＣ６，ＥＣ７をそれぞれ結像させる。エコーＥＣ３，ＥＣ４，ＥＣ５，ＥＣ６，ＥＣ７は、データ収集部１５０によりビューデータとしてそれぞれ収集される。
【００７４】
このようなパスルシーケンスにより１回のα°励起で例えば２５６ビューのビューデータがｋスペースに得られる。データ処理部１７０は、ビューデータを２次元逆フーリエ変換して対象３００の断層像を再構成する。
【００７５】
これらパルスシーケンスのうち、ＥＰＩ法のパルスシーケンスは渦電流の影響に対して最も敏感なので、勾配駆動部１３０は、ＥＰＩ法において必要とされる渦電流補正がなされた駆動信号を出力する能力を有する。
【００７６】
図７に、勾配駆動部１３０の能力を概念的に示す。同図に一点鎖線で示す台形波は勾配駆動部１３０の最大の電流出力能力を示す波形である。台形波の高さが出力の最大値を表す。台形波の立ち上がりおよび立ち下がりの傾斜が、スルーレートの最大値を表す。なお、最大の電圧出力能力は、上記最大電流と勾配コイルのインピーダンス（ｉｍｐｅｄａｎｃｅ）との積で与えられる。
【００７７】
この能力の範囲内で、実線で示すような波形を持つ駆動信号を出力する。駆動出力の波形は制御部１６０によって決められる。駆動出力の波形は、立ち上がりおよび立ち下がりにそれぞれオーバーシュートおよびアンダーシュートを持つ台形波である。オーバーシュートの頂点の高さは、勾配駆動部１３０の最大出力値に達する。オーバーシュートが収束した後の台形波の高さは、勾配駆動部１３０の最大出力能力よりもオーバーシュート分だけ低い。スルーレートは、勾配駆動部１３０のスルーレートの最大能力よりも小さい。
【００７８】
このような駆動出力を勾配コイル部１０６（１０６’）に供給することにより、スピンに作用する有効な勾配を、破線で示すように、精度の良い台形波とすることができ、それによって渦電流誤差のない勾配磁場をスピンに作用させることができる。このようにして、例えば１５％ある渦電流誤差を補正することができる。このような補正を１５％の渦電流補正ともいう。
【００７９】
勾配駆動部１３０は、制御部１６０による制御の下で、図８に実線で示すような波形を持つ駆動信号を出力することが可能になっている。駆動出力の波形は、オーバーシュートおよびアンダーシュートを持つ台形波である。
【００８０】
オーバーシュートおよびアンダーシュートは図７に示したものより小さく、スルーレートは図７に示したものより大きい。オーバーシュートの頂点の高さは、勾配駆動部１３０の最大出力値に達する。このため、オーバーシュートが収束した後の台形波の高さは、図７に示したものより高くなる。
【００８１】
このような駆動出力で勾配コイル部１０６（１０６’）を駆動すると、スピンに作用する有効な勾配は、破線で示すように、波形の立ち上がり部の肩および立ち下がり部の裾が鈍化した台形波となる。これによって、例えば１５％ある渦電流誤差を１０％分だけ補正することができる。このような補正を１０％の渦電流補正ともいう。
【００８２】
このような有効勾配は波形が鈍化した分だけ渦電流誤差を有するが、ＥＰＩ法ほど厳密な渦電流補正を必要としない例えばＦＳＥ法等においては十分使用に耐える。しかも、台形波の高さが増すことにより勾配の最大値すなわちいわゆる最大勾配Ｇｍａｘを大きくすることができ、また、スルーレートが高いことにより動作速度が高まる。
【００８３】
勾配駆動部１３０は、また、制御部１６０による制御の下で、図９に実線で示すような波形を持つ駆動信号を出力することが可能になっている。駆動出力の波形は、オーバーシュートおよびアンダーシュートを持つ台形波である。
【００８４】
オーバーシュートおよびアンダーシュートは図８に示したものより小さく、スルーレートは図８に示したものより大きい。オーバーシュートの頂点の高さは、勾配駆動部１３０の最大出力値に達する。このため、オーバーシュートが収束した後の台形波の高さは、図８に示したものより高くなる。
【００８５】
このような駆動出力で勾配コイル部１０６（１０６’）を駆動すると、スピンに作用する有効な勾配は、破線で示すように、波形の立ち上がり部の肩および立ち下がり部の裾がさらに鈍化した台形波となる。これによって、例えば１５％ある渦電流誤差を５％分だけ補正することができる。このような補正を５％の渦電流補正ともいう。
【００８６】
このような有効勾配は波形の鈍化が増した分だけ渦電流誤差が増すが、渦電流補正が少なくて良い例えばＧＲＥ法やＳＥ法等においては十分使用に耐える。しかも、台形波の高さがさらに増すことにより最大勾配Ｇｍａｘをさらに大きくすることができ、また、スルーレートがより高いことにより動作速度がより高まる。
【００８７】
勾配駆動部１３０は、さらに、制御部１６０による制御の下で、図１０に実線で示すような波形を持つ駆動信号を出力することが可能になっている。駆動出力の波形は、駆動部１３０の最大能力によって定まる台形波である。台形波の高さは出力の最大値となる。
【００８８】
このような駆動出力で勾配コイル部１０６（１０６’）を駆動すると、スピンに作用する有効な勾配は、破線で示すように、波形の立ち上がり部の肩および立ち下がり部の裾の鈍化が最大の台形波となる。これは渦電流補正を行わないものである。すなわち０％補正である。
【００８９】
このような有効勾配は渦電流誤差が最大となるが、例えばスピンの位相を分散させる勾配すなわちクラッシャ（ｃｒｕｓｈｅｒ）等は渦電流誤差を問題にしないので、そのための勾配として使用することができる。
【００９０】
その場合、台形波の高さ最大になることにより最大勾配Ｇｍａｘを勾配駆動部１３０の最大能力値に一致させることができ、また、スルーレートが最高であることにより動作速度が最高になる。
【００９１】
このように、渦電流補正の程度を可変にすることにより、勾配駆動部１３０の本来の能力を有効に活用することができる。また、撮影条件を設定するにあたり、渦電流影響が小さい撮影方法については渦電流補正の程度を小さく設定し、その代わり最大勾配Ｇｍａｘおよびスルーレートを大きく設定することができる。なお、最大勾配Ｇｍａｘおよびスルーレートはいずれか一方を大きく設定するようにしても良い。そして、それによって、以下に述べるように、撮影条件の自由度を増すことができる。
【００９２】
図１１に、図１または図２に示した装置による磁気共鳴撮影のフロー（ｆｌｏｗ）図を示す。同図に示すように、ステップ（ｓｔｅｐ）１１２で撮影条件設定が行われる。撮影条件設定は使用者により操作部１９０を通じて行われる。設定された撮影条件の中にはパルスシーケンスも含まれる。
【００９３】
次に、ステップ１１４で、設定された撮影条件に基づいてスキャンが行われる。スキャンは例えば図３ないし図６示したパルスシーケンスのいずれかによって行われる。次に、ステップ１１６で画像再構成が行われ、ステップ１１８で画像の表示および保存が行われる。
【００９４】
図１２に、ステップ１１２における撮影条件設定の一例の詳細なフロー図を示す。同図示すように、ステップ２０２でパルスシーケンス選択が行われる。パルスシーケンス選択は使用者により操作部１９０を通じて行われる。
【００９５】
次に、ステップ２０４で渦電流補正量設定が行われる。渦電流補正量設定は使用者により操作部１９０を通じて行われる。以下、渦電流補正量を単に補正量ともいう。
【００９６】
ＥＰＩ法のパルスシーケンスについては例えば１５％の補正量が設定される。ＦＳＥ法のパルスシーケンスについては例えば１０％の補正量が設定される。ＳＥ法またはＧＲＥ法のパルスシーケンスについては例えば５％の補正量が設定される。なお、補正量がパルスシーケンスごとに予め定まっているときは、ステップ２０４での補正量設定は省略可能である。
【００９７】
次に、ステップ２０６で補正量ａについての判定が行われる。判定はデータ処理部１７０によって行われる。判定の基準値は例えば１０％および１５％となっている。なお、これに限るものではなく任意で良い、また基準値の個数も２つに限らずそれ以上あるいは以下であって良い。
【００９８】
これら基準値に基づいて、ａ＜１０％、１０％≦ａ＜１５％および１５％≦ａのいずれであるかが判定される。なお、補正量がパルスシーケンスごとに予め定まっているときは、パルスシーケンスの種類に応じて判定される。
【００９９】
１５％≦ａであるときは、ステップ２０８で、データ処理部１７０により、最大勾配Ｇｍａｘを例えば１．３Ｇ／ｃｍとし、スルーレートＳＬＲを例えば２０ｍＴ／ｍ／ｍｓｅｃとする設定が行われる。
【０１００】
これによって、有効勾配磁場として例えば図７に破線で示したような波形を持つものが設定される。また、そのような有効勾配磁場を発生させるために、同図に実線で示したような波形を持つ駆動信号が設定される。
【０１０１】
１０％≦ａ＜１５％であるときは、ステップ２１０で、データ処理部１７０により、最大勾配Ｇｍａｘを例えば１．５Ｇ／ｃｍとし、スルーレートＳＬＲを例えば２５ｍＴ／ｍ／ｍｓｅｃとする設定が行われる。
【０１０２】
これによって、有効勾配磁場として例えば図８に破線で示したような波形を持つものが設定される。また、そのような有効勾配磁場を発生させるために、同図に実線で示したような波形を持つ駆動信号が設定される。
【０１０３】
ａ＜１０％であるときは、ステップ２１２で、データ処理部１７０により、最大勾配Ｇｍａｘを例えば１．７Ｇ／ｃｍとし、スルーレートＳＬＲを例えば３０ｍＴ／ｍ／ｍｓｅｃとする設定が行われる。
【０１０４】
これによって、有効勾配磁場として例えば図９に破線で示したような波形を持つものが設定される。また、そのような有効勾配磁場を発生させるために、同図に実線で示したような波形を持つ駆動信号が設定される。
【０１０５】
このような補正量の判定とそれに基づくＧｍａｘおよびＳＬＲの設定は、補正量ａまたはパルスシーケンスとＧｍａｘおよびＳＬＲとの対応表を予めメモリ内に記憶し、それを参照して行うようにしても良い。
【０１０６】
次に、ステップ２１４で、Ｇｍａｘ、ＳＬＲ以外のスキャンパラメータ、例えば、ＴＲ、ＴＥ、ＦＯＶ（ＦｉｅｌｄｏｆＶｉｅｗ）、画像マトリクスサイズ（ｍａｒｉｘｓｉｚｅ）等の設定が行われる。それらの設定は操作部１９０を通じて使用者により行われる。
【０１０７】
補正量ａが小さくなるほどＧｍａｘおよびＳＬＲが大きくなるので、使用者によるパラメータ設定の自由度が高まる。すなわち、例えば、ＴＲやＴＥに関する設定可能な最小値がより小さくなる。したがって、スライス数を増加させることができる。また、ＴＲやＴＥの調整範囲が広がることにより、画像のコントラスト（ｃｏｎｔｒａｓｔ）調節範囲が広がる。
【０１０８】
図１３に、ステップ１１２における撮影条件設定の他の例のフロー図を示す。同図示すように、ステップ３０２でパルスシーケンス選択が行われる。パルスシーケンス選択は使用者により操作部１９０を通じて行われる。ここでは、一例として、図４に示したＳＥ法のパルスシーケンスが選択されたものとする。
【０１０９】
次に、ステップ３０４で勾配パルス選択が行われる。勾配パルス選択は使用者により操作部１９０を通じて行われる。一例として、リードアウト勾配パルスＧｒ１が選択されたものとする。
【０１１０】
次に、ステップ３０６で渦電流補正量設定が行われる。これは、使用者により操作部１９０を通じて行われる。リードアウト勾配パルスＧｒ１については高精度の渦電流補正が必要であるとすると、補正量として例えばａ＝１５％が設定される。
【０１１１】
次に、ステップ３０８で補正量が判定され、１５％≦ａであることにより、ステップ３１０でＧｍａｘ＝１．３Ｇ／ｃｍ、ＳＬＲ＝２０ｍＴ／ｍ／ｍｓｅｃが設定される。これらの設定値がリードアウト勾配パルスＧｒ１の設定値としてメモリに記憶される。
【０１１２】
次に、ステップ３１６で、全ての勾配パルスについて設定済であるか否かが判定される。この判定はデータ処理部１７０によって行われる。あるいは使用者が行うようにしても良い。
【０１１３】
否の場合はステップ３０４に戻る。そして、ステップ３０４で別な勾配パルス例えばスライス勾配パルスＧｓ１を選択する。スライス勾配パルスＧｓ１につい、ステップ３０６で補正量ａ＝１０％を設定したとすると、ステップ３０８での判定により、ステップ３１２でＧｍａｘ＝１．５Ｇ／ｃｍ、ＳＬＲ＝２５ｍＴ／ｍ／ｍｓｅｃが設定される。これらの設定値がスライス勾配パルスＧｓ１の設定値としてメモリに記憶される。
【０１１４】
またステップ３０４に戻ってさらに別な勾配パルス例えば位相エンコード勾配パルスＧｐを選択する。位相エンコード勾配パルスＧｐについて、ステップ３０６で補正量ａ＝５％を設定したとすると、ステップ３０８での判定により、ステップ３１４でＧｍａｘ＝１．７Ｇ／ｃｍ、ＳＬＲ＝３０ｍＴ／ｍ／ｍｓｅｃが設定される。これらの設定値が位相エンコード勾配パルスＧｐの設定値としてメモリに記憶される。
【０１１５】
以下同様にして、各勾配パルスのＧｍａｘおよびＳＬＲが設定され、それらの設定値がメモリに記憶される。このようにして、ＧｍａｘおよびＳＬＲを個々の勾配パルスごとに設定することができ、さらにきめ細かな勾配パルス設定を行うことができる。全ての勾配パルスの設定が完了したらステップ３１８で他のスキャンパラメータを設定する。
【０１１６】
このようにして設定された撮影条件に基づいて、ステップ１１４のスキャンが行われる。勾配パルスが上記により適正化されているので、勾配駆動部１３０の能力を有効に使用し効率の良いスキャンを行うことができる。
【０１１７】
以上のような勾配磁場発生機能をコンピュータに実現させるプログラムが、記録媒体に、コンピュータで読み取り可能なように記録される。記録媒体としては、例えば、磁気記録媒体、光記録媒体、光磁気記録媒体およびその他の方式の適宜の記録媒体が用いられる。記録媒体は半導体記憶媒体であっても良い。本書では記憶媒体は記録媒体と同義である。
【０１１８】
【発明の効果】
以上詳細に説明したように、本発明によれば、渦電流補正の程度を多様化し、それに応じて勾配の大きさおよびスルーレートを多様化する勾配磁場発生方法および装置、そのような勾配磁場発生機能をコンピュータに実現させるプログラムを記録した記録媒体、並びに、そのような勾配磁場発生手段を備えた磁気共鳴撮影装置を実現することができる。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明の実施の形態の一例の装置のブロック図である。
【図２】本発明の実施の形態の一例の装置のブロック図である。
【図３】図１または図２に示した装置が実行するパルスシーケンスの一例を示す図である。
【図４】図１または図２に示した装置が実行するパルスシーケンスの一例を示す図である。
【図５】図１または図２に示した装置が実行するパルスシーケンスの一例を示す図である。
【図６】図１または図２に示した装置が実行するパルスシーケンスの一例を示す図である。
【図７】勾配駆動部の能力、駆動出力および有効勾配の関係を示す波形図である。
【図８】勾配駆動部の能力、駆動出力および有効勾配の関係を示す波形図である。
【図９】勾配駆動部の能力、駆動出力および有効勾配の関係を示す波形図である。
【図１０】勾配駆動部の能力、駆動出力および有効勾配の関係を示す波形図である。
【図１１】図１または図２に示した装置の動作のフロー図である。
【図１２】図１１に示した処理の詳細を示すフロー図である。
【図１３】図１１に示した処理の詳細を示すフロー図である。
【図１４】勾配駆動出力および有効勾配の関係を示す波形図である。
【符号の説明】
１００，１００’ マグネットシステム
１０２主磁場コイル部
１０２’ 主磁場マグネット部
１０６，１０６’ 勾配コイル部
１０８，１０８’ ＲＦコイル部
１３０勾配駆動部
１４０ＲＦ駆動部
１５０データ収集部
１６０制御部
１７０データ処理部
１８０表示部
１９０操作部
３００対象
５００クレードル[0001]
BACKGROUND OF THE INVENTION
The present invention relates to a method and apparatus for generating a gradient magnetic field, a recording medium, and a magnetic resonance imaging apparatus, and in particular, a method and apparatus for generating a gradient magnetic field by supplying an electric signal subjected to eddy current correction to a coil. The present invention relates to a recording medium on which a program for realizing a gradient magnetic field generation function on a computer is recorded, and a magnetic resonance imaging apparatus equipped with such a gradient magnetic field generation means.
[0002]
[Prior art]
In a magnetic resonance imaging (MRI) apparatus, an object to be imaged is carried into an internal space of a magnet system, that is, a space where a static magnetic field is formed, and a gradient magnetic field and a high-frequency magnetic field are applied to apply spin in the object. A magnetic resonance signal is generated from (spin), and a tomographic image is reconstructed based on the received signal.
[0003]
The gradient magnetic field is applied at predetermined timings in each of the three axis directions, that is, the slice axis direction, the phase axis direction, and the frequency axis direction. The magnitude of the gradient of the gradient magnetic field and the application period are determined in advance for each pulse sequence used for imaging.
[0004]
The gradient magnetic field is generated by supplying an electrical signal to the gradient coil. For example, the electrical signal is based on a trapezoidal wave current as indicated by a solid line in FIG. This trapezoidal wave also becomes a waveform of a gradient magnetic field, where the height of the upper base corresponds to the magnitude of the gradient, and the length of the upper base corresponds to the application period.
[0005]
When such a gradient magnetic field is generated, an eddy current is generated in a conductor in the vicinity of the gradient coil due to the magnetic field change accompanying the rise and fall of the trapezoidal wave, and as a result, an effective waveform of the gradient magnetic field acting on the spin is generated. As shown by the broken line in the figure, the rising shoulder and the falling tail are blunted, and have an error with respect to the regular trapezoidal gradient magnetic field indicated by the solid line. Such an error in the gradient magnetic field causes a reduction in the quality of the reconstructed image.
[0006]
Therefore, as indicated by the hatched portion in (2) of the figure, correction is made to remove the influence of eddy currents on the electric signal. The corrected electrical signal has an overshoot that exceeds the height of the trapezoidal wave (dashed line) required to generate a normal gradient magnetic field when there is no eddy current at the rising edge, and falls There is an undershoot to the negative side in the part. Also, the rising and falling slew rates are larger than the trapezoidal slew rate required to generate a normal gradient magnetic field when there is no eddy current.
[0007]
This waveform mainly corresponds to the difference between the solid line and the broken line in the waveform shown in (1) added to the solid line, and since there is an increase in eddy current accompanying the difference addition, the correction is also taken into account.
[0008]
As a signal source for supplying such an electric signal, a signal source having a higher output and a higher slew rate than that supplying an electric signal required to generate a normal gradient magnetic field when there is no eddy current. Is used.
[0009]
Such a signal source has a maximum output capability for outputting a trapezoidal wave signal having a height equal to or higher than the peak value of the overshoot and a slew rate equal to or higher than the slew rate, as indicated by a one-dot chain line in (2), for example. Have
[0010]
[Problems to be solved by the invention]
The degree of eddy current correction required differs depending on the pulse sequence. In an Echo Planar Imaging (EPI) method that performs high-speed imaging, high-precision eddy current correction is indispensable. For example, spin echo (SE: Spin) Echo) and other imaging methods that do not particularly require high speed do not require highly accurate eddy current correction, and practically no significant problem arises even if eddy current correction is hardly performed.
[0011]
Conventionally, since eddy current correction is performed precisely in accordance with the EPI method, the gradient of the magnetic field with a larger gradient or a higher slew rate can be achieved if the accuracy of the eddy current correction is relaxed. Although it was possible to generate it, the ability of such a signal source was not exploited.
[0012]
SUMMARY OF THE INVENTION An object of the present invention is to provide a gradient magnetic field generation method and apparatus for diversifying the degree of eddy current correction and diversifying the gradient magnitude and slew rate accordingly, and to realize such a gradient magnetic field generation function in a computer. It is to realize a recording medium on which a program is recorded and a magnetic resonance imaging apparatus provided with such a gradient magnetic field generating means.
[0013]
[Means for Solving the Problems]
(1) According to one aspect of the invention for solving the above-described problem, when an electric signal subjected to eddy current correction is supplied to a gradient coil to generate a gradient magnetic field, the degree of the eddy current correction is set. The gradient magnetic field generation method is characterized in that the electrical signal is an electrical signal that increases at least one of the maximum gradient and the slew rate of the gradient magnetic field as the degree of eddy current correction decreases.
[0014]
(2) According to one aspect of the invention for solving the above-described problem, when an electric signal subjected to eddy current correction is supplied to a gradient coil to generate a gradient magnetic field, the degree of the eddy current correction is set. The gradient magnetic field generation method is characterized in that the electrical signal is an electrical signal that increases the maximum gradient and slew rate of the gradient magnetic field as the degree of eddy current correction decreases.
[0015]
(3) In another aspect of the invention for solving the above-mentioned problem, a gradient coil, an electric signal supply means for supplying an electric signal with eddy current correction applied to the gradient coil, and the degree of the eddy current correction Correction degree setting means for setting the electric signal, and electric signal adjusting means for making the electric signal an electric signal that increases at least one of the maximum gradient and the slew rate of the gradient magnetic field as the degree of eddy current correction decreases. A gradient magnetic field generator characterized by comprising:
[0016]
(4) In another aspect of the invention for solving the above problems, a gradient coil, an electric signal supply means for supplying an electric signal with eddy current correction applied to the gradient coil, and the degree of the eddy current correction Correction degree setting means for setting the electric signal, and electric signal adjustment means for making the electric signal an electric signal that increases the maximum gradient and slew rate of the gradient magnetic field as the degree of eddy current correction decreases. Is a gradient magnetic field generator.
[0017]
(5) According to another aspect of the invention for solving the above-described problem, when the electric signal subjected to eddy current correction is supplied to the gradient coil to generate the gradient magnetic field, the degree of the eddy current correction is set. The computer can read the program for realizing the function of making the electrical signal an electrical signal that increases at least one of the maximum gradient of the gradient magnetic field and the slew rate as the degree of eddy current correction decreases. The recording medium is characterized in that it is recorded on.
[0018]
(6) According to another aspect of the invention for solving the above-described problem, when an electric signal subjected to eddy current correction is supplied to a gradient coil to generate a gradient magnetic field, the degree of eddy current correction is set. The program for causing the computer to realize the function of making the electrical signal an electrical signal that increases the maximum gradient of the gradient magnetic field and the slew rate as the degree of eddy current correction decreases is recorded so as to be readable by the computer. This is a characteristic recording medium.
[0019]
(7) In another aspect of the invention for solving the above problem, a magnetic resonance signal is acquired from a target using a static magnetic field, a gradient magnetic field, and a high-frequency magnetic field, and an image is reproduced based on the acquired magnetic resonance signal. In the magnetic resonance imaging apparatus, the means for generating the gradient magnetic field includes a gradient coil, an electric signal supply means for supplying an electric signal with eddy current correction applied to the gradient coil, and a degree of the eddy current correction. Correction degree setting means for setting the electric signal, and electric signal adjusting means for making the electric signal an electric signal that increases at least one of the maximum gradient and the slew rate of the gradient magnetic field as the degree of eddy current correction decreases. A magnetic resonance imaging apparatus is provided.
[0020]
(8) According to another aspect of the invention for solving the above-described problem, a magnetic resonance signal is acquired from an object using a static magnetic field, a gradient magnetic field, and a high-frequency magnetic field, and an image is reproduced based on the acquired magnetic resonance signal. In the magnetic resonance imaging apparatus, the means for generating the gradient magnetic field includes a gradient coil, an electric signal supply means for supplying an electric signal with eddy current correction applied to the gradient coil, and a degree of the eddy current correction. Correction degree setting means for setting the electric signal, and electric signal adjustment means for making the electric signal an electric signal that increases the maximum gradient and slew rate of the gradient magnetic field as the degree of eddy current correction decreases. This is a magnetic resonance imaging apparatus.
[0021]
In the invention in each aspect described above, the electric signal supplied to the gradient coil is an electric signal that increases at least one or both of the maximum gradient and the slew rate of the gradient magnetic field as the degree of eddy current correction decreases. The maximum gradient and slew rate of the gradient magnetic field can be diversified by effectively utilizing the capability of the electric signal source.
[0022]
In the invention according to each aspect described above, an optimum gradient magnetic field can be obtained for each pulse sequence by setting the degree of eddy current correction for each pulse sequence for magnetic resonance imaging.
[0023]
In the inventions according to the above aspects, the optimum gradient magnetic field can be obtained for each gradient pulse by setting the degree of eddy current correction for each gradient pulse in the pulse sequence for magnetic resonance imaging. .
[0024]
DETAILED DESCRIPTION OF THE INVENTION
Hereinafter, embodiments of the present invention will be described in detail with reference to the drawings. The present invention is not limited to the embodiment. FIG. 1 shows a block diagram of the magnetic resonance imaging apparatus. This apparatus is an example of an embodiment of the present invention. An example of an embodiment relating to the apparatus of the present invention is shown by the configuration of the apparatus. An example of an embodiment related to the method of the present invention is shown by the operation of the apparatus.
[0025]
As shown in FIG. 1, the apparatus has a magnet system 100. The magnet system 100 includes a main magnetic field coil unit 102, a gradient coil unit 106, and an RF (radio frequency) coil unit 108. Each of these coil portions has a substantially cylindrical shape and is arranged coaxially with each other. An imaging object 300 is mounted on a cradle 500 in a generally cylindrical internal space (bore) of the magnet system 100 and is carried in and out by a conveying means (not shown).
[0026]
The main magnetic field coil unit 102 forms a static magnetic field in the internal space of the magnet system 100. The direction of the static magnetic field is generally parallel to the direction of the body axis of the object 300. That is, a so-called horizontal magnetic field is formed. The main magnetic field coil unit 102 is configured using, for example, a superconducting coil. Needless to say, the present invention may be configured using not only a superconducting coil but also a normal conducting coil.
[0027]
The gradient coil section 106 generates three gradient magnetic fields for giving gradients to the static magnetic field strength in the directions of three axes perpendicular to each other, that is, the slice axis, the phase axis, and the frequency axis.
[0028]
When the coordinate axes perpendicular to each other in the static magnetic field space are x, y, and z, any of the axes can be a slice axis. In that case, one of the remaining two axes is a phase axis, and the other is a frequency axis. In addition, the slice axis, the phase axis, and the frequency axis can have arbitrary inclinations with respect to the x, y, and z axes while maintaining the perpendicularity therebetween.
[0029]
The gradient magnetic field in the slice axis direction is called a slice gradient magnetic field. The gradient magnetic field in the phase axis direction is called a phase encode gradient magnetic field. The gradient magnetic field in the frequency axis direction is called a readout gradient magnetic field. In order to make it possible to generate such a gradient magnetic field, the gradient coil unit 106 has three gradient coils (not shown). Hereinafter, the gradient magnetic field is also simply referred to as a gradient.
[0030]
The RF coil unit 108 forms a high-frequency magnetic field for exciting spins in the body of the target 300 in the static magnetic field space. Hereinafter, the formation of a high-frequency magnetic field is also referred to as transmission of an RF excitation signal. The RF coil unit 108 also receives an electromagnetic wave generated by excited spin, that is, a magnetic resonance signal.
[0031]
The RF coil unit 108 includes a transmission coil and a reception coil (not shown). As the transmission coil and the reception coil, the same coil is used or a dedicated coil is used.
[0032]
A gradient driving unit 130 is connected to the gradient coil unit 106. The gradient driving unit 130 gives an electric drive signal to the gradient coil unit 106 to generate a gradient magnetic field. The drive signal is a pulsed current. Such a current is supplied by applying a pulsed voltage. In this document, the drive signal is a generic term for current and voltage and is also called an electric signal. The gradient drive unit 130 has three systems of drive circuits (not shown) corresponding to the three systems of gradient coils in the gradient coil unit 106.
[0033]
An RF drive unit 140 is connected to the RF coil unit 108. The RF drive unit 140 provides a drive signal to the RF coil unit 108 and transmits an RF excitation signal to excite spins in the body of the target 300.
[0034]
A data collection unit 150 is connected to the RF coil unit 108. The data collecting unit 150 takes in the received signal received by the RF coil unit 108 by sampling and collects it as digital data.
[0035]
A control unit 160 is connected to the gradient driving unit 130, the RF driving unit 140, and the data collection unit 150. The control unit 160 controls the gradient driving unit 130 or the data collection unit 150 to perform shooting.
[0036]
The control unit 160 is configured using, for example, a computer. The controller 160 has a memory (not shown). The memory stores a program for the control unit 160 and various data. The function of the control unit 160 is realized by the computer executing a program stored in the memory.
[0037]
The output side of the data collection unit 150 is connected to the data processing unit 170. Data collected by the data collection unit 150 is input to the data processing unit 170. The data processing unit 170 is configured using, for example, a computer. The data processing unit 170 has a memory (not shown). The memory stores a program for the data processing unit 170 and various data.
[0038]
A control unit 160 is connected to the data processing unit 170. The data processing unit 170 is above the control unit 160 and controls it. The function of this apparatus is realized by the data processing unit 170 executing a program stored in the memory.
[0039]
The data processing unit 170 stores the data collected by the data collection unit 150 in a memory. A data space is formed in the memory. This data space constitutes a two-dimensional Fourier space. Hereinafter, the Fourier space is also referred to as k-space. The data processing unit 170 reconstructs the image of the target 300 by performing two-dimensional inverse Fourier transform on k-space data.
[0040]
A display unit 180 and an operation unit 190 are connected to the data processing unit 170. The display unit 180 is configured by a graphic display or the like. The operation unit 190 includes a keyboard having a pointing device.
[0041]
The display unit 180 displays the reconstructed image and various information output from the data processing unit 170. The operation unit 190 is operated by the user and inputs various commands and information to the data processing unit 170. The user operates the apparatus interactively through the display unit 180 and the operation unit 190.
[0042]
A portion including the gradient coil unit 106, the gradient drive unit 130, the control unit 160, the data processing unit 170, the display unit 180, and the operation unit 190 is an example of an embodiment of the gradient magnetic field generator of the present invention. An example of an embodiment relating to the apparatus of the present invention is shown by the configuration of the apparatus. An example of an embodiment related to the method of the present invention is shown by the operation of the apparatus.
[0043]
The gradient coil unit 106 is an example of an embodiment of a gradient coil in the present invention. The gradient driving unit 130 is an example of an embodiment of the electric signal supply means in the present invention. A portion including the data processing unit 170, the display unit 180, and the operation unit 190 is an example of an embodiment of the correction degree setting unit in the present invention. The part composed of the control unit 160 and the data processing unit 170 is an example of an embodiment of the electric signal adjusting means in the present invention.
[0044]
FIG. 2 shows a block diagram of another type of magnetic resonance imaging apparatus. This apparatus is an example of an embodiment of the present invention. An example of an embodiment relating to the apparatus of the present invention is shown by the configuration of the apparatus. An example of an embodiment related to the method of the present invention is shown by the operation of the apparatus.
[0045]
The apparatus shown in FIG. 2 has a magnet system 100 ′ having a different method from the apparatus shown in FIG. Except for the magnet system 100 ′, the configuration is the same as that of the apparatus shown in FIG.
[0046]
The magnet system 100 ′ includes a main magnetic field magnet unit 102 ′, a gradient coil unit 106 ′, and an RF coil unit 108 ′. Each of the main magnetic field magnet section 102 ′ and each coil section is composed of a pair of facing each other across a space. Moreover, all have a substantially disk shape and are arranged sharing the central axis. The object 300 is mounted on the cradle 500 in the internal space (bore) of the magnet system 100 ′ and is carried in and out by a conveying means (not shown).
[0047]
The main magnetic field magnet unit 102 ′ forms a static magnetic field in the internal space of the magnet system 100 ′. The direction of the static magnetic field is generally orthogonal to the body axis direction of the object 300. That is, a so-called vertical magnetic field is formed. The main magnetic field magnet section 102 ′ is configured using, for example, a permanent magnet. Of course, not only permanent magnets but also superconducting electromagnets or normal conducting electromagnets may be used.
[0048]
The gradient coil section 106 ′ generates a gradient magnetic field for giving a gradient to the static magnetic field strength. There are three types of gradient magnetic fields to be generated: a slice gradient magnetic field, a readout gradient magnetic field, and a phase encoding gradient magnetic field, and the gradient coil unit 106 ′ has three types of gradient coils (not shown) corresponding to these three types of gradient magnetic fields. .
[0049]
The RF coil unit 108 ′ transmits an RF excitation signal for exciting spins in the body of the target 300 to the static magnetic field space. The RF coil unit 108 ′ also receives a magnetic resonance signal in which excited spin occurs.
[0050]
The RF coil section 108 'has a transmission coil and a reception coil (not shown). As the transmission coil and the reception coil, the same coil is used or a dedicated coil is used.
[0051]
A portion including the gradient coil unit 106 ′, the gradient drive unit 130, the control unit 160, the data processing unit 170, the display unit 180, and the operation unit 190 is an example of an embodiment of the gradient magnetic field generator of the present invention. An example of an embodiment relating to the apparatus of the present invention is shown by the configuration of the apparatus. An example of an embodiment related to the method of the present invention is shown by the operation of the apparatus.
[0052]
Gradient coil section 106 'is an example of an embodiment of a gradient coil in the present invention. The gradient driving unit 130 is an example of an embodiment of the electric signal supply means in the present invention. A portion including the data processing unit 170, the display unit 180, and the operation unit 190 is an example of an embodiment of the correction degree setting unit in the present invention. The part composed of the control unit 160 and the data processing unit 170 is an example of an embodiment of the electric signal adjusting means in the present invention.
[0053]
FIG. 3 shows an example of a pulse sequence used when the apparatus shown in FIG. 1 or 2 performs a scan for magnetic resonance imaging. This pulse sequence is a gradient echo (GRE: gradient echo) method pulse sequence.
[0054]
(1) in the figure is a sequence of α pulses for RF excitation, and (2), (3) and (4) are sequences of slice gradient Gs, phase encode gradient Gp and readout gradient Gr, respectively. Yes, (5) Gradient echo GE sequence. The RF excitation pulse is represented by a center signal. The pulse sequence proceeds from left to right along the time axis t. The same applies to other pulse sequences shown below.
[0055]
As shown in the figure, α ° excitation of the spin is performed by an α ° pulse. α is 90 or less. At this time, the slice gradient Gs is applied to perform selective excitation for a predetermined slice.
[0056]
After α ° excitation, spin phase encoding is performed with a phase encoding gradient Gp. Next, the gradient is first dephased by the readout gradient Gr1, and then the readout gradient Gr2 spin is rephased to generate a gradient echo GE.
[0057]
The gradient echo GE is an RF signal having a symmetrical waveform with respect to the echo center. The central echo occurs after TE (echo time) from α ° excitation. The gradient echo GE is collected as view data by the data collection unit 150.
[0058]
Such a pulse sequence is repeated 64 to 512 times in a cycle TR (repetition time). The phase encoding gradient Gp is changed every time it is repeated, and a different phase encoding is performed each time. Thereby, view data of 64 to 512 views is obtained in the k space. The data processing unit 170 reconstructs a tomographic image of the target 300 by performing two-dimensional inverse Fourier transform on the view data.
[0059]
FIG. 4 shows another example of the pulse sequence. This is a pulse sequence of the spin echo (SE) method. (1) in the figure is a sequence of 90 ° excitation and 180 ° excitation, and (2), (3) and (4) are sequences of a slice gradient Gs, a phase encoding gradient Gp and a readout gradient Gr, respectively. (5) is a sequence of spin echo SE.
[0060]
As shown in the figure, 90 ° excitation is performed with the slice gradient Gs1 applied. Next, 180 ° excitation is performed with the slice gradient Gs2 applied after a predetermined time. During the period from 90 ° excitation to 180 ° excitation, phase encoding gradient Gp1 is applied to perform phase encoding, and readout gradient Gr1 is applied to perform dephase.
[0061]
Next, after the 180 ° excitation, a read-out gradient Gr2 is applied and rephasing is performed to generate a spin echo SE. The readout gradient Gr2 that generated the spin echo dephases the spin in the latter half. The peak of the spin echo SE occurs after time TE from 90 ° excitation. The generation of a peak is also called spin echo imaging. The spin echo SE is collected as view data by the data collection unit 150.
[0062]
By repeating such a pulse sequence 64 to 512 times with a period TR, spin echo data of 64 to 512 views can be obtained in the k space. An image is reconstructed by two-dimensional inverse Fourier transform of these spin echo data.
[0063]
FIG. 5 shows another example of the pulse sequence. This is a pulse sequence of the Fast Spin Echo (FSE) method. (1) in the figure is a sequence of 90 ° excitation and 180 ° excitation, and (2), (3) and (4) are sequences of a slice gradient Gs, a phase encoding gradient Gp and a readout gradient Gr, respectively. (5) is a sequence of spin echo SE.
[0064]
As shown in the figure, 90 ° excitation is performed with the slice gradient Gs1 applied. Next, the first 180 ° excitation is performed with the slice gradient Gs2 applied after the time U1. Next, the second 180 ° excitation is performed with the slice gradient Gs3 applied after time U2. Similarly, for each time U2, 180 ° excitation of the third, fourth,... Is performed with the slice gradients Gs4, Gs5,.
[0065]
During the period from 90 ° excitation to the first 180 ° excitation, the readout gradient Gr1 is applied to perform dephase. Next, during the period from the first 180 ° excitation to the second 180 ° excitation, the readout gradient Gr2 is applied and rephased to generate the first spin echo SE1. The readout gradient Gr2 that generated the spin echo dephases the spin in the latter half.
[0066]
Prior to the application of the readout gradient Gr2, the phase encoding gradient Gp1 is applied to perform phase encoding. After the application of the readout gradient Gr2, the phase encoding gradient Gp1 ′ is applied in the reverse direction to cancel the phase encoding.
[0067]
Similarly, the readout gradients Gr3, Gr4,... Are applied in the period between each 180 ° excitation to generate spin echoes SE2, SE3,. Further, phase encoding is performed using phase encoding gradients Gp2, Gp3,..., And phase encoding is erased using phase encoding gradients Gp2 ′, Gp3 ′,. The phase encoding is different each time.
[0068]
The first spin echo SE1 forms an image after time TE from 90 ° excitation. The second spin echo SE2 forms an image after time TE from the peak of the first spin echo SE1. Similarly, spin echoes SE3, SE4,... Are imaged at time TE intervals. Spin echoes SE1, SE2, SE3,... Are collected as view data by the data collection unit 150, respectively.
[0069]
With this pulse sequence, for example, 16 views of spin echo data are collected per 90 ° excitation. By repeating this, for example, 32 times with a period TR, 512 views of spin echo data are obtained in the k space. An image is reconstructed by two-dimensional inverse Fourier transform of these spin echo data.
[0070]
FIG. 6 shows another example of the pulse sequence. This is a pulse sequence of the Echo Planar Imaging (EPI) method. (1) in the figure is an α ° excitation sequence, (2), (3) and (4) are slice gradient Gs, phase encode gradient Gp and readout gradient Gr, respectively, and (5) is This is an echo EC sequence.
[0071]
As shown in the figure, α ° excitation is performed with a slice gradient Gs1 applied. After α ° excitation, spin phase encoding is performed with a phase encoding gradient Gp1. Further, the spin is first dephased by the readout gradient Gr0, and then the spin is rephased by the readout gradient Gr1, and the echo EC1 is imaged. The readout gradient Gr1 on which the echo EC1 is imaged dephases the spin in the latter half. The echo EC1 is collected as view data by the data collection unit 150.
[0072]
Next, the readout gradient Gr2 with the polarity reversed is applied. The phase encode amount is changed by a predetermined amount by the phase encode gradient Gp2 in accordance with the polarity inversion. Then, the spin is rephased at the readout gradient Gr2, and the echo EC2 is imaged. The readout gradient Gr2 on which the echo EC2 is imaged dephases the spin in the latter half. The echo EC2 is collected as view data by the data collection unit 150.
[0073]
Similarly, readout gradients Gr3, Gr4, Gr5, Gr6, and Gr7 whose polarities are alternately reversed are applied to image the echoes EC3, EC4, EC5, EC6, and EC7, respectively. The echoes EC3, EC4, EC5, EC6, and EC7 are collected as view data by the data collection unit 150, respectively.
[0074]
With such a pulse sequence, view data of, for example, 256 views can be obtained in k space by one α ° excitation. The data processing unit 170 reconstructs a tomographic image of the target 300 by performing two-dimensional inverse Fourier transform on the view data.
[0075]
Among these pulse sequences, the pulse sequence of the EPI method is the most sensitive to the influence of eddy current, so that the gradient driving unit 130 has the ability to output a drive signal that has been subjected to eddy current correction required in the EPI method. .
[0076]
FIG. 7 conceptually shows the capability of the gradient driving unit 130. A trapezoidal wave indicated by a one-dot chain line in the figure is a waveform indicating the maximum current output capability of the gradient driving unit 130. The height of the trapezoidal wave represents the maximum output value. The rising and falling slopes of the trapezoidal wave represent the maximum slew rate. The maximum voltage output capability is given by the product of the maximum current and the impedance of the gradient coil.
[0077]
A drive signal having a waveform as indicated by a solid line is output within the range of this capability. The waveform of the drive output is determined by the control unit 160. The waveform of the drive output is a trapezoidal wave having overshoot and undershoot on the rising and falling edges, respectively. The height of the top of the overshoot reaches the maximum output value of the gradient driving unit 130. The height of the trapezoidal wave after the overshoot converges is lower than the maximum output capability of the gradient driving unit 130 by the amount of overshoot. The slew rate is smaller than the maximum capacity of the slew rate of the gradient driving unit 130.
[0078]
By supplying such a drive output to the gradient coil section 106 (106 ′), the effective gradient acting on the spin can be made into a trapezoidal wave with high accuracy, as indicated by a broken line, thereby eddy current. An error-free gradient magnetic field can be applied to the spin. In this way, for example, an eddy current error of 15% can be corrected. Such correction is also referred to as 15% eddy current correction.
[0079]
The gradient drive unit 130 can output a drive signal having a waveform as shown by a solid line in FIG. 8 under the control of the control unit 160. The waveform of the drive output is a trapezoidal wave having overshoot and undershoot.
[0080]
The overshoot and undershoot are smaller than those shown in FIG. 7, and the slew rate is larger than that shown in FIG. The height of the top of the overshoot reaches the maximum output value of the gradient driving unit 130. For this reason, the height of the trapezoidal wave after the overshoot converges is higher than that shown in FIG.
[0081]
When the gradient coil unit 106 (106 ′) is driven with such a drive output, the effective gradient acting on the spin is a trapezoidal wave in which the shoulder of the rising portion and the bottom of the falling portion are blunted as shown by the broken line. It becomes. Thereby, for example, an eddy current error of 15% can be corrected by 10%. Such correction is also referred to as 10% eddy current correction.
[0082]
Such an effective gradient has an eddy current error as much as the waveform becomes dull, but it can sufficiently be used in, for example, the FSE method which does not require strict eddy current correction as in the EPI method. In addition, the maximum value of the gradient, that is, the so-called maximum gradient Gmax can be increased by increasing the height of the trapezoidal wave, and the operation speed is increased by the high slew rate.
[0083]
The gradient driving unit 130 can output a driving signal having a waveform as shown by a solid line in FIG. 9 under the control of the control unit 160. The waveform of the drive output is a trapezoidal wave having overshoot and undershoot.
[0084]
The overshoot and undershoot are smaller than those shown in FIG. 8, and the slew rate is larger than that shown in FIG. The height of the top of the overshoot reaches the maximum output value of the gradient driving unit 130. For this reason, the height of the trapezoidal wave after the overshoot converges is higher than that shown in FIG.
[0085]
When the gradient coil section 106 (106 ′) is driven with such a drive output, the effective gradient acting on the spin is a trapezoid in which the shoulder of the rising portion and the bottom of the falling portion of the waveform are further blunted as shown by the broken line. Become a wave. Thus, for example, an eddy current error of 15% can be corrected by 5%. Such correction is also referred to as 5% eddy current correction.
[0086]
Such an effective gradient increases the eddy current error by an increase in the waveform dullness, but the eddy current correction may be small, and for example, the GRE method or the SE method can sufficiently be used. Moreover, the maximum gradient Gmax can be further increased by further increasing the height of the trapezoidal wave, and the operating speed is further increased by the higher slew rate.
[0087]
Further, the gradient driving unit 130 can output a driving signal having a waveform as shown by a solid line in FIG. 10 under the control of the control unit 160. The waveform of the drive output is a trapezoidal wave determined by the maximum capability of the drive unit 130. The height of the trapezoidal wave is the maximum output value.
[0088]
When the gradient coil unit 106 (106 ′) is driven with such a drive output, the effective gradient acting on the spin has the largest blunting of the shoulder of the rising part and the bottom of the falling part as shown by the broken line. It becomes a trapezoidal wave. This does not perform eddy current correction. That is, 0% correction.
[0089]
Such an effective gradient maximizes the eddy current error. However, for example, a gradient that disperses the spin phase, that is, a crusher, does not matter the eddy current error, and can be used as a gradient for that purpose.
[0090]
In that case, the maximum gradient Gmax can be matched with the maximum capacity value of the gradient driving unit 130 by maximizing the height of the trapezoidal wave, and the operation speed is maximized by the maximum slew rate.
[0091]
Thus, by making the degree of eddy current correction variable, the original ability of the gradient driving unit 130 can be effectively utilized. In setting the shooting conditions, for the shooting method having a small influence on the eddy current, the degree of eddy current correction can be set small, and the maximum gradient Gmax and slew rate can be set large instead. Note that either the maximum gradient Gmax or the slew rate may be set larger. Then, as described below, the degree of freedom of shooting conditions can be increased.
[0092]
FIG. 11 shows a flow diagram of magnetic resonance imaging by the apparatus shown in FIG. As shown in the figure, the shooting condition is set in step 112. The photographing condition setting is performed by the user through the operation unit 190. The set imaging conditions include a pulse sequence.
[0093]
Next, in step 114, scanning is performed based on the set shooting conditions. The scan is performed by one of the pulse sequences shown in FIGS. 3 to 6, for example. Next, image reconstruction is performed in step 116, and image display and storage are performed in step 118.
[0094]
FIG. 12 shows a detailed flowchart of an example of the shooting condition setting in step 112. As shown in the figure, pulse sequence selection is performed at step 202. The pulse sequence is selected through the operation unit 190 by the user.
[0095]
Next, in step 204, an eddy current correction amount is set. The eddy current correction amount is set by the user through the operation unit 190. Hereinafter, the eddy current correction amount is also simply referred to as a correction amount.
[0096]
For the EPI pulse sequence, for example, a correction amount of 15% is set. For the pulse sequence of the FSE method, for example, a correction amount of 10% is set. For the SE method or GRE method pulse sequence, for example, a correction amount of 5% is set. If the correction amount is predetermined for each pulse sequence, the correction amount setting in step 204 can be omitted.
[0097]
Next, at step 206, a determination is made regarding the correction amount a. The determination is performed by the data processing unit 170. The reference value for determination is, for example, 10% and 15%. The number of reference values is not limited to two, and may be any or more.
[0098]
Based on these reference values, it is determined whether a <10%, 10% ≦ a <15%, or 15% ≦ a. When the correction amount is predetermined for each pulse sequence, it is determined according to the type of pulse sequence.
[0099]
When 15% ≦ a, in step 208, the data processing unit 170 sets the maximum gradient Gmax to 1.3 G / cm, for example, and the slew rate SLR to 20 mT / m / msec, for example.
[0100]
As a result, an effective gradient magnetic field having a waveform as shown by a broken line in FIG. 7 is set. In addition, in order to generate such an effective gradient magnetic field, a drive signal having a waveform as shown by a solid line in FIG.
[0101]
When 10% ≦ a <15%, in step 210, the data processing unit 170 sets the maximum gradient Gmax to be, for example, 1.5 G / cm and the slew rate SLR to be, for example, 25 mT / m / msec. .
[0102]
As a result, an effective gradient magnetic field having a waveform as indicated by a broken line in FIG. 8 is set. In addition, in order to generate such an effective gradient magnetic field, a drive signal having a waveform as shown by a solid line in FIG.
[0103]
When a <10%, in step 212, the data processing unit 170 sets the maximum gradient Gmax to 1.7 G / cm, for example, and the slew rate SLR to 30 mT / m / msec, for example.
[0104]
As a result, an effective gradient magnetic field having a waveform as indicated by a broken line in FIG. 9 is set. In addition, in order to generate such an effective gradient magnetic field, a drive signal having a waveform as shown by a solid line in FIG.
[0105]
Such determination of the correction amount and the setting of Gmax and SLR based on the determination may be performed by previously storing the correction amount a or the correspondence table of the pulse sequence and Gmax and SLR in the memory and referring to it. .
[0106]
Next, in step 214, scan parameters other than Gmax and SLR, such as TR, TE, FOV (Field of View), image matrix size (marix size), and the like are set. These settings are made by the user through the operation unit 190.
[0107]
Since Gmax and SLR increase as the correction amount a decreases, the degree of freedom of parameter setting by the user increases. That is, for example, the minimum value that can be set for TR and TE becomes smaller. Therefore, the number of slices can be increased. In addition, since the adjustment range of TR and TE is expanded, the contrast adjustment range of the image is expanded.
[0108]
FIG. 13 shows a flowchart of another example of the shooting condition setting in step 112. As shown in the figure, a pulse sequence is selected at step 302. The pulse sequence is selected through the operation unit 190 by the user. Here, as an example, the pulse sequence of the SE method shown in FIG. 4 is selected.
[0109]
Next, in step 304, gradient pulse selection is performed. The gradient pulse is selected by the user through the operation unit 190. As an example, assume that the readout gradient pulse Gr1 is selected.
[0110]
Next, in step 306, an eddy current correction amount is set. This is performed by the user through the operation unit 190. Assuming that high-precision eddy current correction is necessary for the lead-out gradient pulse Gr1, for example, a = 15% is set as the correction amount.
[0111]
Next, the correction amount is determined in step 308, and if 15% ≦ a, Gmax = 1.3 G / cm and SLR = 20 mT / m / msec are set in step 310. These set values are stored in the memory as set values for the readout gradient pulse Gr1.
[0112]
Next, in step 316, it is determined whether or not all gradient pulses have been set. This determination is performed by the data processing unit 170. Or you may make it perform by a user.
[0113]
If NO, return to step 304. In step 304, another gradient pulse, for example, a slice gradient pulse Gs1 is selected. If the correction amount a = 10% is set in step 306 for the slice gradient pulse Gs1, Gmax = 1.5 G / cm and SLR = 25 mT / m / msec are set in step 312 based on the determination in step 308. . These set values are stored in the memory as set values for the slice gradient pulse Gs1.
[0114]
Returning to step 304, another gradient pulse, for example, a phase encoding gradient pulse Gp is selected. Assuming that the correction amount a = 5% is set in step 306 for the phase encode gradient pulse Gp, Gmax = 1.7 G / cm and SLR = 30 mT / m / msec are set in step 314 based on the determination in step 308. The These set values are stored in the memory as set values for the phase encode gradient pulse Gp.
[0115]
Similarly, Gmax and SLR of each gradient pulse are set, and those set values are stored in the memory. In this way, Gmax and SLR can be set for each individual gradient pulse, and finer gradient pulse setting can be performed. When all gradient pulses have been set, other scan parameters are set in step 318.
[0116]
Based on the imaging conditions set in this way, scanning in step 114 is performed. Since the gradient pulse is optimized as described above, it is possible to effectively use the capability of the gradient driving unit 130 and perform efficient scanning.
[0117]
A program for causing a computer to realize the gradient magnetic field generation function as described above is recorded on a recording medium so as to be readable by the computer. As the recording medium, for example, a magnetic recording medium, an optical recording medium, a magneto-optical recording medium, and other appropriate recording media are used. The recording medium may be a semiconductor storage medium. In this document, a storage medium is synonymous with a recording medium.
[0118]
【The invention's effect】
As described above in detail, according to the present invention, the gradient magnetic field generation method and apparatus for diversifying the degree of eddy current correction and diversifying the gradient magnitude and slew rate accordingly, and the generation of such gradient magnetic field It is possible to realize a recording medium that records a program that causes a computer to realize the function, and a magnetic resonance imaging apparatus including such a gradient magnetic field generation unit.
[Brief description of the drawings]
FIG. 1 is a block diagram of an exemplary apparatus according to an embodiment of the present invention.
FIG. 2 is a block diagram of an exemplary apparatus according to an embodiment of the present invention.
FIG. 3 is a diagram showing an example of a pulse sequence executed by the apparatus shown in FIG. 1 or FIG.
4 is a diagram showing an example of a pulse sequence executed by the apparatus shown in FIG. 1 or FIG.
FIG. 5 is a diagram showing an example of a pulse sequence executed by the apparatus shown in FIG. 1 or FIG.
FIG. 6 is a diagram showing an example of a pulse sequence executed by the apparatus shown in FIG. 1 or FIG.
FIG. 7 is a waveform diagram showing the relationship between the capability of the gradient drive unit, the drive output, and the effective gradient.
FIG. 8 is a waveform diagram showing the relationship between the capability of the gradient drive unit, the drive output, and the effective gradient.
FIG. 9 is a waveform diagram showing the relationship among the capability of the gradient drive unit, the drive output, and the effective gradient.
FIG. 10 is a waveform diagram showing the relationship between the capability of the gradient drive unit, the drive output, and the effective gradient.
11 is a flowchart of the operation of the apparatus shown in FIG. 1 or FIG.
12 is a flowchart showing details of the processing shown in FIG.
FIG. 13 is a flowchart showing details of the process shown in FIG. 11;
FIG. 14 is a waveform diagram showing the relationship between gradient drive output and effective gradient.
[Explanation of symbols]
100,100 'magnet system
102 Main magnetic field coil section
102 'main magnetic field magnet
106,106 'gradient coil section
108, 108 'RF coil section
130 Gradient drive
140 RF drive unit
150 Data collection unit
160 Control unit
170 Data processing unit
180 display unit
190 Operation unit
300 subjects
500 cradle

Claims

In generating a gradient magnetic field by supplying an electric signal with eddy current correction to the gradient coil,
Set the degree of eddy current correction,
The electrical signal is an electrical signal that increases at least one of the maximum gradient of the gradient magnetic field and the slew rate as the degree of eddy current correction decreases.
A method of generating a gradient magnetic field.

In generating a gradient magnetic field by supplying an electric signal with eddy current correction to the gradient coil,
Set the degree of eddy current correction,
The electrical signal is an electrical signal that increases the maximum gradient and slew rate of the gradient magnetic field as the degree of eddy current correction decreases.
A method of generating a gradient magnetic field.

The degree of eddy current correction is set for each pulse sequence for magnetic resonance imaging.
The gradient magnetic field generation method according to claim 1 or 2, wherein

Setting the degree of eddy current correction for each gradient pulse in the pulse sequence for magnetic resonance imaging,
The gradient magnetic field generation method according to claim 1 or 2, wherein

A gradient coil;
An electric signal supply means for supplying an electric signal subjected to eddy current correction to the gradient coil;
Correction degree setting means for setting the degree of eddy current correction;
Electrical signal adjusting means for making the electrical signal an electrical signal that increases at least one of the maximum gradient and slew rate of the gradient magnetic field as the degree of eddy current correction decreases;
A gradient magnetic field generator.

A gradient coil;
An electric signal supply means for supplying an electric signal subjected to eddy current correction to the gradient coil;
Correction degree setting means for setting the degree of eddy current correction;
Electrical signal adjusting means for making the electrical signal an electrical signal that increases the maximum gradient and slew rate of the gradient magnetic field as the degree of eddy current correction decreases;
A gradient magnetic field generator.

The correction degree setting means sets the degree of eddy current correction for each pulse sequence for magnetic resonance imaging.
The gradient magnetic field generator according to claim 5 or 6, characterized by the above.

The correction degree setting means sets the degree of eddy current correction for each gradient pulse in the pulse sequence for magnetic resonance imaging.
The gradient magnetic field generator according to claim 5 or 6, characterized by the above.

In generating a gradient magnetic field by supplying an electric signal with eddy current correction to the gradient coil,
Set the degree of eddy current correction,
The electrical signal is an electrical signal that increases at least one of the maximum gradient of the gradient magnetic field and the slew rate as the degree of eddy current correction decreases.
A recording medium on which a program for causing a computer to realize functions is recorded so that the computer can read the program.

In generating a gradient magnetic field by supplying an electric signal with eddy current correction to the gradient coil,
Set the degree of eddy current correction,
The electrical signal is an electrical signal that increases the maximum gradient and slew rate of the gradient magnetic field as the degree of eddy current correction decreases.
A recording medium on which a program for causing a computer to realize functions is recorded so that the computer can read the program.

The degree of eddy current correction is set for each pulse sequence for magnetic resonance imaging.
The recording medium according to claim 9 or 10, wherein:

Setting the degree of eddy current correction for each gradient pulse in the pulse sequence for magnetic resonance imaging,
The recording medium according to claim 9 or 10, wherein:

A magnetic resonance imaging apparatus that acquires a magnetic resonance signal from a target using a static magnetic field, a gradient magnetic field, and a high-frequency magnetic field, and reconstructs an image based on the acquired magnetic resonance signal,
The means for generating the gradient magnetic field comprises:
A gradient coil;
An electric signal supply means for supplying an electric signal subjected to eddy current correction to the gradient coil;
Correction degree setting means for setting the degree of eddy current correction;
Electrical signal adjusting means for making the electrical signal an electrical signal that increases at least one of the maximum gradient and slew rate of the gradient magnetic field as the degree of eddy current correction decreases;
A magnetic resonance imaging apparatus comprising:

A magnetic resonance imaging apparatus that acquires a magnetic resonance signal from a target using a static magnetic field, a gradient magnetic field, and a high-frequency magnetic field, and reconstructs an image based on the acquired magnetic resonance signal,
The means for generating the gradient magnetic field comprises:
A gradient coil;
An electric signal supply means for supplying an electric signal subjected to eddy current correction to the gradient coil;
Correction degree setting means for setting the degree of eddy current correction;
Electrical signal adjusting means for making the electrical signal an electrical signal that increases the maximum gradient and slew rate of the gradient magnetic field as the degree of eddy current correction decreases;
A magnetic resonance imaging apparatus comprising:

The correction degree setting means sets the degree of eddy current correction for each pulse sequence for magnetic resonance imaging.
15. The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 13, wherein the magnetic resonance imaging apparatus is characterized.

The correction degree setting means sets the degree of eddy current correction for each gradient pulse in the pulse sequence for magnetic resonance imaging.
15. The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 13, wherein the magnetic resonance imaging apparatus is characterized.