專利名稱：磁共振成像裝置的制作方法
技術(shù)領(lǐng)域：
本發(fā)明涉及一種磁共振成像裝置。
背景技術(shù)：
利用本磁共振成像裝置(以下，稱為MRI (Magnetic Resonance Imaging)裝置)進(jìn)行攝像的一種攝像方法中具有例如像EPI (Echo Planar Imaging 回波平面成像)序列等， 含有施加連續(xù)的讀出傾斜磁場脈沖的脈沖序列。MRI裝置具備對提供給傾斜磁場線圈的電流進(jìn)行放大的傾斜磁場放大器(amp)，并在進(jìn)行上述脈沖序列時，會給傾斜磁場放大器帶來高負(fù)荷，因此，傾斜磁場放大器的輸出電壓階段性地降低。當(dāng)傾斜磁場放大器的輸出電壓下降時，則難以維持傾斜磁場的每單位時間的變化量(以下稱為切換率(SR(Slew Rate))), 并且無法維持傾斜磁場脈沖的波形。因此，一直以來都是與傾斜磁場放大器的輸出電壓為最低的狀態(tài)即切換率最低的狀態(tài)相匹配地設(shè)置攝像條件。但是，在現(xiàn)有技術(shù)中，存在攝像條件的自由度低的問題。進(jìn)一步而言，存在無法提高分辨率、且ETS(Echc) Train Spacing)被延長、及回波數(shù)受到限制等問題之虞。因此，要求提高攝像條件的自由度。

發(fā)明內(nèi)容
本發(fā)明要解決的課題在于提供一種能提高攝像條件自由度的磁共振成像裝置。本發(fā)明的磁共振成像裝置具備通過控制傾斜磁場電源來執(zhí)行含有施加連續(xù)的讀出傾斜磁場脈沖的脈沖序列的序列控制部。上述序列控制部進(jìn)行控制，以便與傾斜磁場放大器的輸出電壓的階段性的降低相應(yīng)地使上述傾斜磁場脈沖的上升率階段性地下降。發(fā)明效果根據(jù)本發(fā)明的MRI裝置能提高攝像條件的自由度。


圖1為表示實(shí)施例1中的MRI裝置的構(gòu)成的圖。圖2為用于說明EPI序列的圖。圖3為用于說明降低切換率的圖。圖4A為用于說明所收集MR回波信號與再構(gòu)成的MR圖像的關(guān)系的圖。圖4B為用于說明通過RAMP抽樣來收集MR回波信號的圖。圖4C為用于說明通過RAMP抽樣來收集MR回波信號的圖。圖5為表示實(shí)施例1的脈沖序列執(zhí)行數(shù)據(jù)生成處理的處理程序的流程圖。圖6為用于說明實(shí)施例2的脈沖序列執(zhí)行數(shù)據(jù)變更的概要的圖。圖7為表示實(shí)施例2的脈沖序列執(zhí)行數(shù)據(jù)變更處理的處理程序的流程圖。圖8為用于說明實(shí)施例3的EPI序列的圖。
圖9為用于說明所收集的MR回波信號的圖。
具體實(shí)施例方式以下，作為本實(shí)施方式MRI裝置的一例，針對本發(fā)明的實(shí)施例1及2相關(guān)的MRI裝置100進(jìn)行說明。首先，使用圖1對實(shí)施例1的MRI裝置100的構(gòu)成進(jìn)行說明。圖1為表示實(shí)施例1相關(guān)的MRI裝置100的構(gòu)成的圖。如圖1所例示的那樣，與實(shí)施例1相關(guān)的MRI裝置100具備靜磁場磁鐵1、傾斜磁場線圈2、傾斜磁場電源3、床4、床控制部5、發(fā)送線圈6、發(fā)送部7、接收線圈8、接收部9、序列控制部10、及計(jì)算機(jī)系統(tǒng)20。靜磁場磁鐵1形成為中空的圓筒形狀并在內(nèi)部空間產(chǎn)生均勻的靜磁場。靜磁場磁鐵1例如是永久磁鐵、超導(dǎo)磁鐵等。傾斜磁場線圈2形成為中空的圓筒形狀，且在內(nèi)部空間產(chǎn)生傾斜磁場。具體而言，傾斜磁場線圈2配置于靜磁場磁鐵1的內(nèi)側(cè)，并自傾斜磁場電源 3接收電流的供給，從而產(chǎn)生傾斜磁場。傾斜磁場電源3根據(jù)發(fā)自序列控制部10的脈沖序列執(zhí)行數(shù)據(jù)(也稱為指令信號) 向傾斜磁場線圈2供給電流。而且，如圖1所例示的那樣，傾斜磁場電源3具有傾斜磁場放大器3a。傾斜磁場放大器3a放大向傾斜磁場線圈2供給的電流。床4具有載置著被檢體P的頂板4a，并且將頂板如以載置著被檢體P的狀態(tài)插入到傾斜磁場線圈2的空洞(攝像口)內(nèi)。通常，床4被設(shè)置成長度方向與靜磁場磁鐵1的中心軸平行。床控制部5驅(qū)動床4，并使頂板如向長度方向及上下方向移動。發(fā)送線圈6產(chǎn)生RF(Radic) Frequency)磁場。具體而言，發(fā)送線圈6配置于傾斜磁場線圈2的內(nèi)側(cè)、并自發(fā)送部7接收RF脈沖的供給，產(chǎn)生RF磁場。發(fā)送部7根據(jù)自序列控制部10所發(fā)送的脈沖序列執(zhí)行數(shù)據(jù)，將與共振頻率(拉莫(Larmor)頻率)對應(yīng)的RF脈沖施加到發(fā)送線圈6上。接收線圈8接收MR回波信號。具體而言，接收線圈8配置于傾斜磁場線圈2的內(nèi)側(cè)，并利用高頻磁場的影響接收自被檢體P放射出的MR回波信號。而且，接收線圈8將所接收的MR回波信號輸出至接收部9。例如，接收線圈8為頭部用的接收線圈、脊椎用的接收線圈、腹部用的接收線圈等。接收部9根據(jù)自序列控制部10所發(fā)送的脈沖序列執(zhí)行數(shù)據(jù)，基于自接收線圈8所輸出的MR回波信號產(chǎn)生MR回波信號數(shù)據(jù)。具體而言，接收部9將自接收線圈8所輸出的 MR回波信號進(jìn)行數(shù)字轉(zhuǎn)換，從而生成MR回波信號數(shù)據(jù)，并將所生成的MR回波信號數(shù)據(jù)經(jīng)由序列控制部10而發(fā)送至計(jì)算機(jī)系統(tǒng)20。此外，接收部9還可以配置于具有靜磁場磁鐵1 或傾斜磁場線圈2等的基座裝置一側(cè)。序列控制部10控制傾斜磁場電源3、發(fā)送部7及接收部9。具體而言，序列控制部 10將發(fā)自計(jì)算機(jī)系統(tǒng)20的脈沖序列執(zhí)行數(shù)據(jù)發(fā)送至傾斜磁場電源3、發(fā)送部7及接收部9， 據(jù)此，控制傾斜磁場電源3、發(fā)送部7及接收部9。計(jì)算機(jī)系統(tǒng)20具備接口部21、輸入部22、顯示部23、存儲部24、圖像再構(gòu)成部25 及控制部26。接口部21與序列控制部10連接，并控制在序列控制部10與計(jì)算機(jī)系統(tǒng)20 之間進(jìn)行發(fā)送接收數(shù)據(jù)的輸入輸出。輸入部22從操作者接受攝像條件的輸入等。例如，輸入部22為鼠標(biāo)或軌跡球等指示設(shè)備、模式轉(zhuǎn)換器(switch)等選擇設(shè)備、或者鍵盤等輸入設(shè)備。顯示部23顯示用于輸入攝像條件的⑶I (Graphical User Interface)或、再構(gòu)成的MR圖像等。例如，顯示部23 為液晶表示器等顯示設(shè)備。存儲部M存儲MR圖像或用于MRI裝置100中的其他數(shù)據(jù)等。例如，存儲部M為 RAM (Random access Memory)、閃存(flash memory)等半導(dǎo)體存儲元件、或者硬盤、光碟等。圖像再構(gòu)成部25對MR圖像進(jìn)行再構(gòu)成。具體而言，圖像再構(gòu)成部25將自接收部 9所發(fā)送的MRI回波信號數(shù)據(jù)配置至k空間，并進(jìn)行傅立葉(Rmrier)轉(zhuǎn)換等，據(jù)此對MR圖像進(jìn)行再構(gòu)成。控制部沈通過控制上述各部來總括地控制MRI裝置100。例如，控制部沈?yàn)?ASIC (Application Specific Integrated Circuit)或 FPGA (Field Programmable Gate Array)等集成電路、或者 CPU (Central Processing Unit)或MPU (Micro Processing Unit) 等電子電路。另外，作為上述構(gòu)成的基礎(chǔ)，即實(shí)施例1中的MRI裝置100進(jìn)行如下控制，S卩，例如當(dāng)執(zhí)行EPI序列等時，與傾斜磁場放大器3a的輸出電壓中的階段性的下降對應(yīng)地，使傾斜磁場脈沖的上升率階段性地下降。以下，對上述控制進(jìn)行說明。圖2為用于說明EPI序列的圖。實(shí)施例1中的序列控制部10執(zhí)行圖2中所例示的EPI序列。圖2中例示的“GX”、“Gy”及“Gz”分別與傾斜磁場電源3所具有的“X軸傾斜磁場電源3x”、“Y軸傾斜磁場電源3y”及“Z軸傾斜磁場電源3z”相對應(yīng)。而且，圖2中例示的輸出電壓a表示傾斜磁場放大器3a輸出電壓。這里，如圖2所例示的那樣，在EPI序列1拍(shot)內(nèi)包含連續(xù)的讀出傾斜磁場脈沖的施加(參照符號b)。此外，上述連續(xù)的讀出傾斜磁場脈沖的施加，伴隨著高速轉(zhuǎn)換 (switching)，并且峰值并不那么低。在這種脈沖序列中，由于對傾斜磁場放大器3a施加高負(fù)荷，因此傾斜磁場放大器3a的輸出電壓a，如圖2所例示的那樣存在階段性的下降。因此，實(shí)施例1中的序列控制部10控制傾斜磁場電源3，以與傾斜磁場放大器3a 的輸出電壓的階段性的下降相對應(yīng)地，使傾斜磁場脈沖的切換率(傾斜磁場的單位時間的變化量)階段性地下降。如圖2所例示的那樣，在通過序列控制部10而執(zhí)行的EPI序列中， 在連續(xù)周期內(nèi)所施加的傾斜磁場脈沖(符號b)的波形的切換率階段性地下降。此外，為了便于說明，在圖2中強(qiáng)調(diào)了波形的變化。圖3為用于說明切換率下降的圖。圖3中的㈧及⑶表示傾斜磁場脈沖的切換率下降的狀態(tài)。即，當(dāng)將圖3(A)所例示的傾斜磁場脈沖的波形與圖3(B)所例示的傾斜磁場脈沖的波形比較時，圖3(B)所例示的傾斜磁場脈沖的波形的上升坡度較緩。此外，實(shí)施例1中的序列控制部10，如圖2所例示的那樣，當(dāng)每次讀出(read-out) 時控制傾斜磁場電源3以使上升坡度變緩。另外，在實(shí)施例1中，雖對每次讀出時使上升坡度減緩的方法進(jìn)行了說明，但本發(fā)明公開的技術(shù)并不局限于此，例如，也可以是以多次讀出為單位使上升坡度減緩的方法。例如，也可將連續(xù)的讀出傾斜磁場脈沖例如分類為3組 (group)，對每組分配緩緩下降的切換率。此外，從圖3所例示的“抽樣開始”及“抽樣結(jié)束”中也可了解到，實(shí)施例1中的序列控制部10假定收集利用RAMP抽樣而產(chǎn)生的MR回波信號。雖然也存在傾斜磁場脈沖上升之后而開始抽樣的方法，但RAMP抽樣是在沒等傾斜磁場脈沖上升時就開始抽樣的方法。在上升中所收集的MR回波信號與上升之后所收集的MR回波信號之比，為變動性的(Variable Ramp Sampling Rate)0 此外，一般認(rèn)為，在圖2所例示的EPI序列中，由于傾斜磁場脈沖的上升坡度較緩， 因此在假定未采用RAMP抽樣的情況下，抽樣時間為可變動的。對于此，在采用RAMP抽樣的情況下，抽樣時間為一定的。另外，本發(fā)明所揭示的技術(shù)并未限定于RAMP抽樣，也可以為自傾斜磁場脈沖上升之后開始抽樣的方法。其次，對以如上方式所收集的MR回波信號與再構(gòu)成的MR圖像的關(guān)系進(jìn)行說明。圖 4A為用于說明所收集的MR回波信號與再構(gòu)成的MR圖像的關(guān)系的圖。如圖4A的㈧所例示的那樣，通過接收部9生成的MR回波信號數(shù)據(jù)利用計(jì)算機(jī)系統(tǒng)20的圖像再構(gòu)成部25而配置到k空間。而且，如圖4A的(B)所例示的那樣，圖像再構(gòu)成部25對配置到k空間的MR 回波信號數(shù)據(jù)進(jìn)行重新網(wǎng)格化(regridding)處理。這里，如圖3(A)與⑶比較的那樣，在雙方的傾斜磁場脈沖中，抽樣的點(diǎn)(point) 數(shù)相同。但是，由于傾斜磁場脈沖的上升坡度不同，因此傾斜磁場的面積不同。所謂面積不同，是指重新網(wǎng)格化的有效數(shù)據(jù)不同。返回至圖4A中，可以了解到當(dāng)參照重新網(wǎng)格化的 (B)時，從上往下看，有效數(shù)據(jù)的區(qū)域a緩緩減少，而無效數(shù)據(jù)的區(qū)域b緩緩增加。此外，通過EPI序列所收集的MR回波信號數(shù)據(jù)的時間軸方向?yàn)閳D4A的(B)中從上往下的方向。如上所述，在實(shí)施例1的EPI序列中，傾斜磁場脈沖的上升坡度變緩的結(jié)果如圖4A 的(B)所例示的那樣，有效數(shù)據(jù)緩緩減少，但當(dāng)與切換率最低的狀態(tài)匹配地設(shè)計(jì)了攝像條件時的脈沖序列相比，則有效數(shù)據(jù)是增加的，并且有助于提高M(jìn)R圖像的質(zhì)量。此外，圖4A 的(C)為例示了再構(gòu)成后的MR圖像的圖。這里使用圖4B及圖4C對利用RAMP抽樣來收集MR回波信號的情況進(jìn)行更詳細(xì)的說明。圖4B及圖4C為用于說明利用RAMP抽樣進(jìn)行收集MR回波信號的圖。如上所述，RAMP抽樣為不等傾斜磁場脈沖上升就開始抽樣的方法，但對于RAMP抽樣也具有2種方式。如圖4B所示，具有將利用ADC(Analog Digital Converter)而進(jìn)行抽樣的間距(Pitch)寬度固定的方式(以下稱為間距寬度固定方式)、及如圖4C所示的那樣抽樣的間距寬度可變的方式(以下稱為間距寬度可變方式)。首先，為間距寬度為固定方式時，如圖4B所示，間距寬度在抽樣時間中為一定。當(dāng)如圖4B所示，上述間距寬度例如為“4”。在圖3的說明中，對在圖3(A)與(B)中抽樣的點(diǎn)數(shù)相同而進(jìn)行了說明，但這是間距寬度固定方式的情況。即，為間距寬度固定方式時，在傾斜磁場脈沖上升過程中，傾斜磁場脈沖的面積例如針對每一個抽樣均不同，因此必須進(jìn)行上述的重新網(wǎng)格化處理。此時，進(jìn)行圖像的再構(gòu)成處理的圖像再構(gòu)成部25，與傾斜磁場脈沖的切換率的階段性的下降相對應(yīng)地，必須使用于重新網(wǎng)格化的系數(shù)產(chǎn)生變化。因此，(如下所述，雖然脈沖序列執(zhí)行數(shù)據(jù)可通過計(jì)算機(jī)系統(tǒng)20的控制部沈而在事前生成)例如，控制部沈根據(jù)事前所生成的脈沖序列執(zhí)行數(shù)據(jù)對用于重新網(wǎng)格化的系數(shù)進(jìn)行計(jì)算，并將所計(jì)算的系數(shù)事前就通知圖像再構(gòu)成部25。如上所述，圖像再構(gòu)成部25使用自控制部沈發(fā)送來的系數(shù)，對配置到k空間的MR回波信號數(shù)據(jù)進(jìn)行重新網(wǎng)格化處理。另一方面，當(dāng)為間距寬度可變方式時，如圖4C所示，間距寬度在傾斜磁場脈沖上升之后為一定，但在傾斜磁場脈沖上升過程中可變動。在如圖4C所示的例子的情況下，上述間距寬度例如可變動為“10”、“8”、“6”等。此時，與傾斜磁場脈沖的切換率階段性的下降相對應(yīng)地，抽樣的點(diǎn)數(shù)階段性地下降。即，當(dāng)是間距寬度可變方式時，由于通過調(diào)整間距寬度使傾斜磁場脈沖的面積為一定，相反地點(diǎn)數(shù)減少。因此，當(dāng)上間距寬度可變方式時，所收集的數(shù)據(jù)的數(shù)量減少了，但如圖4A的(B)所示的有效數(shù)據(jù)的區(qū)域并未減少，所以無需由圖像再構(gòu)成部25進(jìn)行的重新網(wǎng)格化處理。而且，在如上所述的情況下，接收MR回波信號的接收部9必須與傾斜磁場脈沖的切換率的階段性下降相對應(yīng)地使ADC的間距寬度變化。因此，例如，控制部沈根據(jù)事前所生成的脈沖序列執(zhí)行數(shù)據(jù)計(jì)算出適當(dāng)?shù)拈g距寬度，并將所計(jì)算出的間距寬度經(jīng)由序列控制部10在事前就通知接收部9。因此，接收部9使用被通知的間距寬度，對MR回波信號進(jìn)行
數(shù)字轉(zhuǎn)換。此外，用于重新網(wǎng)格化系數(shù)的計(jì)算或間距寬度的計(jì)算并不局限于控制部沈進(jìn)行的構(gòu)成。例如，也可采用由圖像再構(gòu)成部25或接收部9進(jìn)行計(jì)算的構(gòu)成，并且根據(jù)所應(yīng)用的方式而進(jìn)行任意變更。另外，截至到目前，對通過實(shí)施例1的序列控制部10執(zhí)行的EPI序列進(jìn)行了說明， 但在實(shí)施例1中，執(zhí)行如上所述的EPI序列的脈沖序列執(zhí)行數(shù)據(jù)為利用計(jì)算機(jī)系統(tǒng)20的控制部沈事前所生成的。圖5為表示實(shí)施例1中的脈沖序列執(zhí)行數(shù)據(jù)生成處理的處理程序的流程圖。如圖5所例示的那樣，控制部沈判斷是否接受MRI裝置100的操作者進(jìn)行的攝像條件的輸入 (步驟S101)。當(dāng)判斷接收攝像條件的輸入時(步驟SlOl肯定)，控制部沈基于所接收的攝像條件，來預(yù)測傾斜磁場放大器3a的輸出電壓階段性的下降(步驟S102)。例如，計(jì)算機(jī)系統(tǒng)20，預(yù)先進(jìn)行實(shí)驗(yàn)及實(shí)際測量等，取得表示攝像條件與輸出電壓的下降傾向(輸出電壓的舉動)之間相關(guān)關(guān)系的信息，并預(yù)先存儲到存儲部對中。因此， 控制部26使用所接收的攝像條件并參照存儲到存儲部M中的上述信息，來獲得與攝像條件對應(yīng)地存儲的輸出電壓的下降傾向。而且，控制部沈?qū)@得的下降傾向作為預(yù)測結(jié)果。其次，控制部沈確定與輸出電壓相對應(yīng)的傾斜磁場脈沖的波形(步驟S10;3)。例如，控制部沈使用規(guī)定的公式計(jì)算與在步驟S102中所預(yù)測的下降傾向相應(yīng)的上升坡度， 并使輸出電壓與所計(jì)算出的上升坡度對應(yīng)，由此確定與輸出電壓對應(yīng)的傾斜磁場脈沖的波形。由于輸出電壓階段性地下降，因此傾斜磁場脈沖的波形也與階段性的下降相匹配地被確定多個。而且，控制部沈，如在步驟S103中確定的傾斜磁場脈沖的波形所反映的那樣生成脈沖序列執(zhí)行數(shù)據(jù)(步驟S104)。隨后，序列控制部10執(zhí)行以如上方式所生成的脈沖序列執(zhí)行數(shù)據(jù)，據(jù)此執(zhí)行圖2所例示的EPI序列。如上所述，實(shí)施例1中的MRI裝置100具備序列控制部10，該序列控制部10通過使用脈沖序列執(zhí)行數(shù)據(jù)來控制傾斜磁場電源3，執(zhí)行含有施加連續(xù)的讀出傾斜磁場脈沖的脈沖序列。序列控制部10進(jìn)行控制，以與傾斜磁場放大器3a的輸出電壓的階段性的下降相對應(yīng)地使傾斜磁場脈沖的上升率階段性地下降。具體而言，在實(shí)施例1的MRI裝置100中，當(dāng)接收攝像條件的輸入時，控制部沈基于所接收的攝像條件來預(yù)測輸出電壓的階段性的下降，并確定與預(yù)測出的階段性的下降相對應(yīng)的傾斜磁場脈沖的波形，并根據(jù)上述確定結(jié)果生成脈沖序列執(zhí)行數(shù)據(jù)。序列控制部10使用所生成的脈沖序列執(zhí)行數(shù)據(jù)來控制傾斜磁場電源3。如上所述，根據(jù)實(shí)施例1，可提高攝像條件的自由度。進(jìn)而，也可達(dá)到如下效果，即提高分辨率、減少因防止ETS的延長而導(dǎo)致的變形(磁敏感偽影)、及防止回波數(shù)受限等。其次，對實(shí)施例2進(jìn)行說明。在實(shí)施例1中，執(zhí)行EPI序列的脈沖序列執(zhí)行數(shù)據(jù)是通過計(jì)算機(jī)系統(tǒng)20的控制部沈在事前生成的，并將此事前生成的脈沖序列執(zhí)行數(shù)據(jù)直接用于傾斜磁場電源3的控制中。對此，在實(shí)施例2中，執(zhí)行EPI序列的脈沖序列執(zhí)行數(shù)據(jù)可在攝像過程中動態(tài)地變更。圖6為用于說明實(shí)施例2的脈沖序列執(zhí)行數(shù)據(jù)變更的概要的圖。如圖6所示，實(shí)施例2中的傾斜磁場放大器3a通過監(jiān)測來測量輸出電壓，并將電壓測量數(shù)據(jù)反饋至序列控制部10。序列控制部10將自計(jì)算機(jī)系統(tǒng)20發(fā)送來的脈沖序列執(zhí)行數(shù)據(jù)發(fā)送至傾斜磁場電源3，由此來控制傾斜磁場電源3。而且，當(dāng)實(shí)施例2中的序列控制部10接受電壓測量數(shù)據(jù)的反饋(feedback)時，計(jì)算出與電壓測量數(shù)據(jù)示出的輸出電壓對應(yīng)的上升坡度，并根據(jù)該計(jì)算結(jié)果來變更脈沖序列執(zhí)行數(shù)據(jù)的對應(yīng)部分。并且，序列控制部10將變更后的脈沖序列執(zhí)行數(shù)據(jù)發(fā)送至傾斜磁場電源3。圖7為表示實(shí)施例2中的脈沖序列執(zhí)行數(shù)據(jù)變更處理的處理程序的流程圖。如圖7所示，序列控制部10判定是否接收到自傾斜磁場放大器3a輸入電壓測量數(shù)據(jù)(步驟 S201)。當(dāng)判定為接收到了電壓測量數(shù)據(jù)的輸入時(步驟S201肯定)，序列控制部10基于所接收的電壓測量數(shù)據(jù)確定與輸出電壓對應(yīng)的傾斜磁場脈沖的波形(步驟S202)。而且，序列控制部10對自計(jì)算機(jī)系統(tǒng)20發(fā)送來的脈沖序列執(zhí)行數(shù)據(jù)中的對應(yīng)部分進(jìn)行變更(步驟S20;3)，并將變更后的脈沖序列執(zhí)行數(shù)據(jù)發(fā)送至傾斜磁場電源3(步驟 S204)。這里，在實(shí)施例2中，由于采用的是基于通過反饋而接收的電壓測量數(shù)據(jù)來確定與輸出電壓對應(yīng)的傾斜磁場脈沖的波形的方法，因此，脈沖序列執(zhí)行數(shù)據(jù)的一部分、即，僅僅相當(dāng)于目前即將進(jìn)行的時序(timing)的部分作為變更的對象。換言之，雖然序列控制部 10自計(jì)算機(jī)系統(tǒng)20接收了一連串的全部脈沖序列執(zhí)行數(shù)據(jù)，但隨后自序列控制部10向傾斜磁場電源3發(fā)送的變更后的脈沖序列執(zhí)行數(shù)據(jù)，為僅僅相當(dāng)于目前即將執(zhí)行的時序部分的脈沖序列執(zhí)行數(shù)據(jù)。實(shí)施例2中的序列控制部10反復(fù)進(jìn)行步驟S201 204的處理。這里，如實(shí)施例1中所述的那樣，當(dāng)通過RAMP抽樣來收集MR回波信號時，與傾斜磁場脈沖的切換率的階段性的下降對應(yīng)地，若為間距寬度固定方式則改變重新網(wǎng)格化系數(shù)，若為間距寬度可變方式則改變間距寬度。因此，如實(shí)施例2所示，當(dāng)序列控制部10基于電壓測量數(shù)據(jù)的反饋而變更脈沖序列執(zhí)行數(shù)據(jù)的對應(yīng)部分時，例如，序列控制部10將上述變更后的脈沖序列執(zhí)行數(shù)據(jù)的信息通知控制部沈，而控制部沈基于所通知的信息來計(jì)算用于重新網(wǎng)格化的系數(shù)，并將所計(jì)算出的系數(shù)通知圖像再構(gòu)成部25。此外，例如序列控制部10也可計(jì)算出間距寬度，將所計(jì)算出的間距寬度通知接收部9。另外，用于重新網(wǎng)格化系數(shù)的計(jì)算或間距寬度的計(jì)算不限于由控制部沈或序列控制部10進(jìn)行的構(gòu)成。例如，也可由圖像再構(gòu)成部25或接收部9進(jìn)行計(jì)算的構(gòu)成，并且可根據(jù)應(yīng)用的方式進(jìn)行任意的變更。 如上所述的那樣，實(shí)施例2中的MRI裝置100具備序列控制部10，該序列控制部 10使用脈沖序列執(zhí)行數(shù)據(jù)來控制傾斜磁場電源3，從而執(zhí)行含有施加連續(xù)的讀出傾斜磁場脈沖的脈沖序列。序列控制部10進(jìn)行控制，以與傾斜磁場放大器3a的輸出電壓的階段性的下降相應(yīng)地使傾斜磁場脈沖的上升率階段性地下降。 具體而言，在實(shí)施例2中的MRI裝置100中，傾斜磁場電源3通過監(jiān)測來測量傾斜磁場放大器3a的輸出電壓，并將測量結(jié)果反饋至序列控制部10。而且，當(dāng)序列控制部10接收到所測量的輸出電壓時，確定與輸出電壓對應(yīng)的傾斜磁場脈沖的波形，根據(jù)確定結(jié)果變更脈沖序列執(zhí)行數(shù)據(jù)，使用變更后的脈沖執(zhí)行數(shù)據(jù)來控制與輸出電壓對應(yīng)的傾斜磁場電源 3。如上所述，根據(jù)實(shí)施例2，與實(shí)施例1相同，能夠提高攝像條件的自由度。進(jìn)而，與實(shí)施例1相同，也能達(dá)到提供分辨率、減少因防止ETS的延長而導(dǎo)致的變形(磁敏感偽影)、 及防止回波數(shù)受限等的效果。此外，根據(jù)實(shí)施例2，能變?yōu)榕c具有各種輸出電壓特性的傾斜磁場放大器3a的組合。即，在與切換率為最低時的狀態(tài)匹配地設(shè)計(jì)了攝像條件的現(xiàn)有方法中，通過利用輸出電壓特性良好、高成本的傾斜磁場放大器3a，存在必須要改善攝像條件的狀況。相對于此，根據(jù)實(shí)施例2，也能利用的傾斜磁場放大器3a的寬度擴(kuò)大，從而也可利用低成本的傾斜磁場放大器3a。此外，根據(jù)實(shí)施例2，也可使與傾斜磁場放大器3a的各個特性對應(yīng)的最優(yōu)化成為可能。即，實(shí)施例2的方法是通過實(shí)時反饋接收當(dāng)前所利用的傾斜磁場放大器3a的輸出電壓特性，并與其對應(yīng)地確定最優(yōu)的傾斜磁場脈沖的波形的方法，因此對于傾斜磁場放大器 3a而言，即便存在因個體變化、經(jīng)年變化等導(dǎo)致的輸出電壓特性的不均勻性，也能夠以最優(yōu)的傾斜磁場脈沖的波形執(zhí)行脈沖序列。進(jìn)而，也能將MR圖像的品質(zhì)穩(wěn)定化。另外，除上述實(shí)施例以外，本發(fā)明也可以通過各種不同的方式來實(shí)施。在上述實(shí)施例1及2中，雖假定為單拍的EPI序列，但本發(fā)明揭示技術(shù)不限于此， 也可以是為收集整個k空間的MR回波信號而需要多拍的多拍EPI序列。此時，例如當(dāng)1拍的EPI序列結(jié)束后，MRI裝置100待傾斜磁場放大器3a的輸出電壓恢復(fù)后執(zhí)行下一拍的EPI 序列。而且，不限定于EPI序列，也可是含有施加連續(xù)的讀出頓斜磁場脈沖的脈沖序列，并且若是將傾斜磁場放大器的輸出電壓下降作為研究課題而獲得的脈沖序列，則可有效地應(yīng)用本發(fā)明公開的技術(shù)。此外，如圖8所例示的那樣，本發(fā)明的技術(shù)可應(yīng)用到使用了 SS(Single Shot)、 SE(Spin Echo)EPI 的 DWI (Diffusion Weighted Image)序列中。圖 8 為用于說明實(shí)施例 3 的EPI序列的圖，圖9為用于說明所收集的MR回波信號的圖。在圖8所示的單拍的SE EPI序列中，將配置在k空間的中心的MR回波信號作為 “0相位編碼”(參照圖9)，并將到此為止的時間作為“TE(Time OfEcho) ”。在上述EPI序列中，優(yōu)選增加TE附近的抽樣數(shù)據(jù)。因此，當(dāng)MRI裝置100執(zhí)行上述EPI序列時，也可以在“0相位編碼”之前進(jìn)行控制，以抑制傾斜磁場脈沖的上升率(也可進(jìn)行控制以使切換率下降)。上述結(jié)果是，可防止傾斜磁場放大器3a的輸出電壓下降。而且，MRI裝置100進(jìn)行控制以在TE附近提高傾斜磁場脈沖的上升率，并增加有效數(shù)據(jù)。隨后，與實(shí)施例1或?qū)嵤├?相同地，控制傾斜磁場電源3而漸漸地使上升坡度變緩。這里，關(guān)于MR回波信號數(shù)據(jù)的收集方法具有如下2種，即在k空間中，針對一部分的相位編碼線不收集MR回波信號數(shù)據(jù)，而在未收集MR回波信號數(shù)據(jù)的k空間嵌入“0” 的收集方法(以下，稱為0填充法)；收集比一半k空間(下半部或者上半部)稍多的MR回波信號數(shù)據(jù)，使用稱為埃爾米特共軛的數(shù)學(xué)性質(zhì)來推測剩余的MR回波信號數(shù)據(jù)的收集方法(以下，稱為半傅立葉法)。圖8及圖9所示的例子為0填充法。MRI裝置100從靠近低頻的線路開始收集MR 回波信號數(shù)據(jù)，并在k空間的中間位置嵌入“0”(圖9為“0填充“)。當(dāng)為半傅立葉法時，MRI裝置100從更靠近低頻的線路開始收集MR回波信號數(shù)據(jù)。本發(fā)明所揭示的技術(shù)，不僅可應(yīng)用于通過上述0填充法來收集MR回波信號數(shù)據(jù)的情況，也可應(yīng)用于通過半傅立葉法來收集MR回波信號數(shù)據(jù)的情況。在以上任一收集方法的情況下，例如，也可以首先進(jìn)行控制以抑制傾斜磁場脈沖的上升率(降低切換率而進(jìn)行的控制)，隨后進(jìn)行控制以在TE附近提高傾斜磁場脈沖的上升率，增加有效數(shù)據(jù)。進(jìn)一步，隨后，控制傾斜磁場電源3，漸漸地使傾斜磁場脈沖的上升坡度變緩。另外，此時，MRI裝置100生成如上所述地使傾斜磁場脈沖的上升率變化的脈沖序列執(zhí)行數(shù)據(jù)，并且如實(shí)施例1或?qū)嵤├?中所述的那樣，計(jì)算必需的重新網(wǎng)格化系數(shù)或間距寬度，并基于所計(jì)算的重新網(wǎng)格化系數(shù)或間接寬度來收集M R回波信號數(shù)據(jù)。如上所述，本發(fā)明所揭示的技術(shù)并非僅限定于控制傾斜磁場電源3來使傾斜磁場脈沖的上升坡度漸漸地變緩，也可通過控制傾斜磁場電源3而在過脈沖序列的執(zhí)行過程中使傾斜磁場脈沖的上升率產(chǎn)生變化。作為通過控制傾斜磁場電源3而使傾斜磁場脈沖的上升率變化的例子，可列舉上述的多拍的EPI序列。在多拍的EPI序列時，也不一定必須從高頻處按次序地(sequential)收集k空間的MR回波信號數(shù)據(jù)，也可按照隨機(jī)的順序收集高頻與低頻成分。在如上所述的情況下，MRI裝置100例如在收集高頻成分(或者低頻成分)的MR 回波信號數(shù)據(jù)時，使傾斜磁場脈沖的上升率變緩，當(dāng)收集低頻成分(或者高頻成分)的MR 回波信號數(shù)據(jù)時，也可使傾斜磁場脈沖的上升率提高等，并使傾斜磁場脈沖的上升率進(jìn)行適度的變化。當(dāng)使傾斜磁場脈沖的上升率變緩時，由于可防止傾斜磁場放大器3a的輸出電壓降低，因此如上所述可使傾斜磁場脈沖的上升率產(chǎn)生適度的變化，從而可有效的應(yīng)用傾斜磁場放大器3a的輸出電壓。此外，此時MRI裝置100也可生成使傾斜磁場脈沖的上升率產(chǎn)生變化的脈沖序列執(zhí)行數(shù)據(jù)，并且如實(shí)施例ι或?qū)嵤├?所述的那樣，計(jì)算出所需要的重新網(wǎng)格化系數(shù)或間距寬度，并基于所計(jì)算出重新網(wǎng)格化系數(shù)或間距寬度來收集MR回波信號數(shù)據(jù)。對本發(fā)明的若干實(shí)施方式進(jìn)行了說明，但上述實(shí)施方式是作為例子而說明的，并非意味著對本發(fā)明的范圍進(jìn)行限定。上述實(shí)施方式可在其他各種實(shí)施例中實(shí)施，并且在不脫離本發(fā)明的要旨的范圍內(nèi)，可進(jìn)行各種省略、變換、變更。上述實(shí)施方式及其的變形例包含于本發(fā)明的范圍及要旨內(nèi)，并且也包含于本申請項(xiàng)的范圍中所揭示的發(fā)明和其均等的范圍內(nèi)。相關(guān)申請的交叉引用本申請基于2010年6月7日提交的日本專利申請NO. 2010-130271和2011年4 月27日提交的日本專利申請2011-99935并要求其為優(yōu)先權(quán)，其全部內(nèi)容通過引用結(jié)合在本申請中。
權(quán)利要求
1.一種磁共振成像裝置，其特征在于，具備序列控制部，該序列控制部通過控制傾斜磁場電源，執(zhí)行含有施加連續(xù)的讀出傾斜磁場脈沖的脈沖序列，上述序列控制部控制述傾斜磁場電源，以便與傾斜磁場放大器的輸出電壓的階段性的下降相應(yīng)地使上述傾斜磁場脈沖的上升率階段性地下降。
2.根據(jù)權(quán)利要求1所述的磁共振成像裝置，其特征在于，還具備指令信號生成部，該指令信號生成部在接收到攝像條件的輸入后，基于所接受的攝像條件來預(yù)測上述輸出電壓的階段性的下降，確定與預(yù)測出的階段性的下降對應(yīng)的上述傾斜磁場脈沖的波形，根據(jù)確定結(jié)果來生成指令信號，上述序列控制部使用所生成的指令信號來控制上述傾斜磁場電源。
3.根據(jù)權(quán)利要求1所述的磁共振成像裝置，其特征在于， 還具備用于測量上述傾斜磁場放大器的輸出電壓的測量部，上述序列控制部，在接收到所測量的輸出電壓后，確定與該輸出電壓對應(yīng)的上述傾斜磁場脈沖的波形，并根據(jù)確定結(jié)果，變更用于控制上述傾斜磁場電源的指令信號，使用變更后的指令信號來控制上述傾斜磁場電源。
4.根據(jù)權(quán)利要求1所述的磁共振成像裝置，其特征在于，上述序列控制部以1周期或者多周期為單位進(jìn)行控制，以使上述傾斜磁場脈沖的上升率階段性地下降。
5.根據(jù)權(quán)利要求2所述的磁共振成像裝置，其特征在于，上述序列控制部以1周期或者多周期為單位進(jìn)行控制，以使上述傾斜磁場脈沖的上升率階段性地下降。
6.根據(jù)權(quán)利要求3所述的磁共振成像裝置，其特征在于，上述序列控制部以1周期或者多周期為單位進(jìn)行控制，以使上述傾斜磁場脈沖的上升率階段性地下降。
7.根據(jù)權(quán)利要求1所述的磁共振成像裝置，其特征在于， 上述序列控制部通過RAMP抽樣來收集磁共振回波信號。
8.根據(jù)權(quán)利要求2所述的磁共振成像裝置，其特征在于， 上述序列控制部通過RAMP抽樣來收集磁共振回波信號。
9.根據(jù)權(quán)利要求3所述的磁共振成像裝置，其特征在于， 上述序列控制部通過RAMP抽樣來收集磁共振回波信號。
10.根據(jù)權(quán)利要求4所述的磁共振成像裝置，其特征在于， 上述序列控制部通過RAMP抽樣來收集磁共振回波信號。
11.根據(jù)權(quán)利要求5所述的磁共振成像裝置，其特征在于， 上述序列控制部通過RAMP抽樣來收集磁共振回波信號。
12.根據(jù)權(quán)利要求6所述的磁共振成像裝置，其特征在于， 上述序列控制部通過RAMP抽樣來收集磁共振回波信號。
13.—種磁共振成像裝置，其特征在于，具備序列控制部，該序列控制部通過控制傾斜磁場電源來執(zhí)行含有施加連續(xù)的讀出傾斜磁場脈沖的脈沖序列，上述序列控制部控制上述傾斜磁場電源，以便在上述脈沖序列的執(zhí)行過程中使上述傾斜磁場脈沖的上升率變化。
14.根據(jù)權(quán)利要求13所述的磁共振成像裝置，其特征在于，上述序列控制部以1周期或者多周期為單位進(jìn)行控制，以使上述傾斜磁場脈沖的上升率變化。
15.根據(jù)權(quán)利要求13所述的磁共振成像裝置，其特征在于， 上述序列控制部通過RAMP抽樣來收集磁共振回波信號。
全文摘要
本發(fā)明涉及一種磁共振成像裝置。目的在于提供一種可提高攝像條件的自由度的磁共振成像裝置。本發(fā)明的磁共振成像裝置具備序列控制部，通過控制傾斜磁場電源，執(zhí)行含有施加了連續(xù)讀出的傾斜磁場脈沖的脈沖序列。上述序列控制部控制上述傾斜磁場電源，以便與傾斜磁場放大器的輸出電壓的階段性的下降相應(yīng)地使上述傾斜磁場脈沖的上升率階段性地下降。
文檔編號A61B5/055GK102266224SQ20111015643
公開日2011年12月7日 申請日期2011年6月3日 優(yōu)先權(quán)日2010年6月7日
發(fā)明者大川真史 申請人:東芝醫(yī)療系統(tǒng)株式會社, 株式會社東芝