JPWO2015076082A1

JPWO2015076082A1 - 磁気共鳴イメージング装置

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Publication number: JPWO2015076082A1
Application number: JP2015549051A
Authority: JP
Inventors: 光花田
Original assignee: Hitachi Ltd
Current assignee: Hitachi Ltd
Priority date: 2013-11-22
Filing date: 2014-10-30
Publication date: 2017-03-16
Also published as: WO2015076082A1; US10168403B2; US20160266221A1

Abstract

計測時間を長引かせることなく、また、ハードウェアコストや、ソフトウェアの処理コストを増加させることなく、SNRが高く、高精度な画像を得るため、本発明は、MRI装置において、受信コイルで受信するNMR信号(受信NMR信号)のダイナミックレンジ(振幅)を狭くする。受信NMR信号の振幅を狭めるため、本実施形態では、撮像領域の位置に応じて、当該位置からのNMR信号のピーク位置をシフトさせる。このシフトは、位置に応じて、時間方向の印加量が異なる周波数エンコード傾斜磁場パルスを印加することにより実現する。これは、独立して駆動可能な複数の傾斜磁場発生系により実現する。

Description

本発明は、被検体中の水素や燐等からの核磁気共鳴信号(以下、NMR信号と呼ぶ)を測定し、核の密度分布や緩和時間分布等を画像化する磁気共鳴イメージング(以下、MRIと呼ぶ)技術に関し、特に、NMR信号の計測技術に関する。

MRI装置は、被検体、特に人体の組織を構成する原子核スピンが発生するNMR信号を計測し、その頭部、腹部、四肢等の形態や機能を2次元的に或いは3次元的に画像化する装置である。撮影においては、被検体を静磁場(分極磁場B₀)内に配置した上で、特定の領域を選択励起するためにスライス選択傾斜磁場パルスと共に高周波磁場パルスを印加し、その後、位相エンコード傾斜磁場パルスや周波数エンコード傾斜磁場パルスを印加することにより、励起範囲内をエンコードし、位置情報を付与する。計測されたNMR信号は、2次元又は3次元フーリエ変換されることにより画像に再構成される。

MRI装置においては、一般に、NMR信号を受信コイルによって受信した直後に増幅することにより、その後の受信系において混入する雑音比を相対的に低くすることができる。このとき、NMR信号を増幅するゲインを受信ゲインと呼ぶ。受信ゲインが大きいほど混入する雑音比が低くなることから、受信ゲインの増加に比例してSNRの高い画像が得られる。また、受信ゲインが大きいほど、NMR信号をデジタル信号へと変換する際の量子化誤差も低減されるため、精度の高い画像が得られる。

しかしながら、現実には、AD変換器にダイナミックレンジの制約があるため、NMR信号に適用する受信ゲインの大きさは制限される。特にスピンエコーシーケンスの場合は、位置毎のNMR信号の位相が揃うタイミングがあり、その際に受信されるNMR信号のダイナミックレンジは大きい。従って、このタイミングのNMR信号に対応するため、AD変換器の受信ゲインを大きくできない。

この問題を解決する1つの方法として、受信ゲインを変更して複数回のNMR信号の計測を行い、各計測信号を合成することで広いダイナミックレンジのNMR信号を得る方法がある。また、コンパンディングを用いる方法もある(例えば非特許文献1)。この方法では、AD変換前のアナログのNMR信号を非線形な増幅器(例えば対数増幅器)に通し、非線形な圧縮処理を施す。そして、AD変換後のNMR信号に対して増幅器の特性に合わせた伸張処理を施す。

J． Bollenbeck Et．Al．、 A High Performance Multi-Channel RF Receiver for Magnet Resonance Imaging Systems、 Proceedings of the 13th annual meeting of ISMRM、 2005 page 860

しかしながら、受信ゲインを変更して複数回のNMR信号の計測を行うと、計測時間が長引く。また、コンパンディングを用いる方法では、アナログ回路に非線形な増幅器を挿入する必要があり、ハードウェアのコストが増加する。加えて、デジタル処理を行うソフトウェアの部分においても、伸張処理を施す必要があり、処理コストが増加する。

本発明は、上記事情に鑑みてなされたもので、計測時間を長引かせることなく、また、ハードウェアコストや、ソフトウェアの処理コストを増加させることなく、SNRが高く、高精度な画像を得ることを目的とする。

本発明は、MRI装置において、受信コイルで受信するNMR信号(受信NMR信号)のダイナミックレンジ(振幅)を狭くする。受信NMR信号の振幅を狭めるため、本実施形態では、撮像領域の位置に応じて、当該位置からのNMR信号のピーク位置をシフトさせる。このシフトは、位置に応じて、波形が異なる周波数エンコード傾斜磁場パルスを印加することにより実現する。これは、独立して駆動可能な複数の傾斜磁場発生系により実現する。

言い換えれば、撮影領域内の傾斜磁場印加軸上の空間位置に応じて互いに異なる波形からなる2つ以上の傾斜磁場パルスを印加する傾斜磁場印加部を備え、前記傾斜磁場印加部は2つ以上の異なる波形の傾斜磁場パルスを印加して、1つの所定の波形から成る傾斜磁場パルスを印加する。

本発明によれば、計測されるNMR信号のダイナミックレンジが狭くなり、当該NMR信号に対する受信ゲインを大きくすることができるため、受信系において重畳する雑音の比率を下げることができ、AD変換時の量子化誤差も低減する。従って、計測時間を長引かせることなく、ハードウェアコストや、ソフトウェアの処理コストを増加させることなく、SNRが高く、高精度な画像を得ることができる。

第一の実施形態のMRI装置のブロック図第一の実施形態の傾斜磁場印加部のブロック図同時に同量の電流で一対の傾斜磁場コイルを駆動した際の磁場分布を説明するための説明図 (a)は、傾斜磁場コイルに供給する駆動電流の波形を、(b)および(c)は、それぞれ、位置＋Aおよび位置−Aにおける傾斜磁場パルス波形を説明するための説明図 (a)は、一対の傾斜磁場コイルに異なるタイミングで供給する駆動電流を、(b)および(c)は、位置＋Aおよび位置−Aにおける傾斜磁場パルス波形を説明するための説明図 (a)は、一対の傾斜磁場コイルに異なるタイミングで供給する駆動電流を、(b)および(c)は、位置＋Aおよび位置−Aにおける傾斜磁場パルス波形を説明するための説明図 (a)および(b)は、第一の実施形態の、位置毎に印加される傾斜磁場パルス波形を説明するための説明図第一の実施形態の、グラディエントエコーシーケンスのパルスシーケンスのシーケンス図第一の実施形態の受信NMR信号の振幅プロファイルを説明するための説明図 (a)、(c)および(e)は、一対の傾斜磁場コイルを、タイミングをずらして駆動させたときに得られるk空間データ、位相画像および絶対値画像を、(b)、(d)および(f)は、一対の傾斜磁場コイルを、同時に駆動させたときに得られるk空間データ、位相画像および絶対値画像を、それぞれ説明するための説明図第二の実施形態のMRI装置のブロック図第二の実施形態の傾斜磁場印加部のブロック図第二の実施形態の、一対の傾斜磁場コイル各々に供給される駆動電流を説明するための説明図

＜＜第一の実施形態＞＞
以下、添付図面に従って本発明の第一の実施形態について詳説する。なお、本明細書の全図において、同一機能を有するものは同一符号を付け、その繰り返しの説明は省略する。

＜装置構成＞
最初に、本発明に係るMRI装置の一例の全体概要を図1に基づいて説明する。図1は、本発明に係るMRI装置の一実施形態の全体構成を示すブロック図である。

本実施形態のMRI装置100は、撮影領域内の傾斜磁場印加軸上の空間位置に応じて互いに異なる波形からなる2つ以上の傾斜磁場パルスを印加する傾斜磁場印加部を備え、
前記傾斜磁場印加部は2つ以上の異なる波形の傾斜磁場パルスを印加して、1つの所定の波形から成る傾斜磁場パルスを印加するものであるが、NMR現象を利用して被検体の断層画像を得るもので、図1に示すように、静磁場発生系120と、傾斜磁場発生系130と、高周波磁場発生系(以下、送信系)150と、高周波磁場検出系(以下、受信系)160と、制御処理系170と、シーケンサ140と、を備える。

静磁場発生系120は、垂直磁場方式であれば、被検体101の周りの空間にその体軸と直交する方向に、水平磁場方式であれば、体軸方向に、均一な静磁場を発生させるもので、被検体101の周りに配置される永久磁石方式、常電導方式あるいは超電導方式の静磁場発生源を備える。

傾斜磁場発生系130は、MRI装置100の座標系(装置座標系)であるX、Y、Zの3軸方向に傾斜磁場を発生する一対の傾斜磁場コイル131aおよび131bと、各傾斜磁場コイル131aおよび131bをそれぞれ駆動する一対の傾斜磁場電源132aおよび132bとを備え、後述のシーケンサ140からの命令に従ってそれぞれの傾斜磁場コイル131aおよび131bの傾斜磁場電源132aおよび132bを駆動することにより、X、Y、Zの3軸方向に傾斜磁場Gx、Gy、Gzを印加する。

なお、以下、本実施形態では、傾斜磁場コイル131aおよび傾斜磁場電源132aを傾斜磁場発生系130a、傾斜磁場コイル131bおよび傾斜磁場電源132bを傾斜磁場発生系130bと呼ぶ。すなわち、本実施形態では、それぞれ、傾斜磁場コイルおよび傾斜磁場電源を備える一対の傾斜磁場発生系130a、130bを備える。

撮影時には、スライス面(撮影断面)に直交する方向にスライス傾斜磁場パルスを印加して被検体101に対するスライス面を設定し、そのスライス面に直交し、且つ、互いに直交する残りの2つの方向に位相エンコード傾斜磁場パルスと周波数エンコード傾斜磁場パルスとを印加して、NMR信号(NMR信号)にそれぞれの方向の位置情報をエンコードする。

送信系150は、被検体101の生体組織を構成する原子の原子核スピンに核磁気共鳴を起こさせるために、被検体101に高周波磁場パルス(以下、「RFパルス」と呼ぶ。)を照射するもので、高周波発振器(シンセサイザ)152と変調器153と高周波増幅器154と送信側の高周波コイル(送信コイル)151とを備える。高周波発振器152はRFパルスを生成し、出力する。変調器153は、出力されたRFパルスをシーケンサ140からの指令によるタイミングで振幅変調し、高周波増幅器154は、この振幅変調されたRFパルスを増幅し、被検体101に近接して配置された送信コイル151に供給する。送信コイル151は供給されたRFパルスを被検体101に照射する。

受信系160は、被検体101の生体組織を構成する原子核スピンの核磁気共鳴により放出されるNMR信号を検出するもので、受信側の高周波コイル(受信コイル)161と信号増幅器162と直交位相検波器163と、A/D変換器164とを備える。受信コイル161は、被検体101に近接して配置され、送信コイル151から照射された電磁波によって誘起された被検体101の応答のNMR信号を検出する。検出されたNMR信号は、信号増幅器162で増幅された後、シーケンサ140からの指令によるタイミングで直交位相検波器163により直交する二系統の信号に分割され、それぞれがA/D変換器164でデジタル量に変換されて、制御処理系170に送られる。本実施形態では、複数チャンネルを有する受信コイル161を用いる場合を例にあげて説明する。

シーケンサ140は、制御処理系170からの指示に従って、RFパルスと傾斜磁場パルスとを印加し、発生したNMR信号を受信するよう各部を制御する。具体的には、制御処理系170からの指示に従って、被検体101の断層画像のデータ収集に必要な種々の命令を送信系150、傾斜磁場発生系130、および受信系160に送信する。

制御処理系170は、MRI装置100全体の制御、各種データ処理等の演算、処理結果の表示及び保存等を行うもので、CPU171と記憶装置172と表示装置173と入力装置174とを備える。記憶装置172は、ハードディスクなどの内部記憶装置と、外付けハードディスク、光ディスク、磁気ディスクなどの外部記憶装置とにより構成される。表示装置173は、CRT、液晶などのディスプレイ装置である。入力装置174は、MRI装置100の各種制御情報や制御処理系170で行う処理の制御情報の入力のインタフェースであり、例えば、トラックボールまたはマウスとキーボードとを備える。入力装置174は、表示装置173に近接して配置される。操作者は、表示装置173を見ながら入力装置174を通してインタラクティブにMRI装置100の各種処理に必要な指示、データを入力する。

CPU171は、操作者が入力した指示に従って、記憶装置172に予め保持されるプログラムを実行することにより、MRI装置100の動作の制御、各種データ処理等の制御処理系170の各処理を実現する。上述のシーケンサ140に対する指示は、予め記憶装置172に保持されるパルスシーケンスに従ってなされる。また、受信系160からのデータが制御処理系170に入力されると、CPU171は、信号処理、画像再構成処理等を実行し、その結果である被検体101の断層像を表示装置173に表示するとともに、記憶装置172に記憶する。

送信コイル151と傾斜磁場コイル131とは、被検体101が挿入される静磁場発生系120の静磁場空間内に、垂直磁場方式であれば被検体101に対向して、水平磁場方式であれば被検体101を取り囲むようにして設置される。また、受信コイル161は、被検体101に対向して、或いは取り囲むように設置される。

現在、MRI装置の撮像対象核種で、臨床で普及しているものは、被検体101の主たる構成物質である水素原子核(プロトン)である。MRI装置100では、プロトン密度の空間分布や、励起状態の緩和時間の空間分布に関する情報を画像化することで、人体頭部、腹部、四肢等の形態または機能を、二次元もしくは三次元的に撮像する。

以下、上記構成を有する本実施形態のMRI装置100の動作、特に、制御処理系170とシーケンサ140と傾斜磁場発生系130とによる傾斜磁場パルス印加時の動作を中心に説明する。

本実施形態では、受信したNMR信号にできる限り大きな受信ゲインを与えるため、受信コイル161で受信するNMR信号(受信NMR信号)の情報量を変えずにピークを低減する。すなわち、受信NMR信号の振幅を狭くする。

受信NMR信号は、撮像領域の各空間位置(各画素)からのNMR信号が合成されたものである。従って、この受信NMR信号の振幅を狭くするため、本実施形態では、撮像領域の各画素からのNMR信号のピーク位置(ピークタイミング)を、画素に応じてシフトさせる。これにより、各画素からのNMR信号の合成である受信NMR信号のピークを低減させ、振幅を狭くする。

本実施形態では、このNMR信号のピーク位置のシフトを、撮像領域(視野)内の空間位置(画素)に応じて傾斜磁場パルス波形を変えて印加することにより実現する。なお、傾斜磁場パルスの波形は、傾斜磁場パルスの強度の時間方向の変化態様で特定される形状である。本実施形態では、この印加パルスの形状の変化を、一対の傾斜磁場発生系130aおよび130bに、同じ波形信号を、異なるタイミングで与えることにより実現する。

各傾斜磁場発生系130aおよび130bは、波形信号を得たタイミングに応じて傾斜磁場パルスを印加する。

＜傾斜磁場印加部＞
本実施形態では、上述のように、制御処理系170、シーケンサ140および傾斜磁場発生系130により、撮影領域内の傾斜磁場印加軸上の空間位置に応じて、異なる波形になるよう、傾斜磁場パルスを印加する傾斜磁場印加部200を実現する。波形は、上述のように、単位距離当たりの磁場強度の時間方向の変化量で特定される形状である。

図2は、本実施形態の傾斜磁場印加部200の構成を説明するための図である。ここでは、一例として、X軸方向のみを示す。本実施形態の傾斜磁場印加部200は、一対の傾斜磁場コイルと、一対の傾斜磁場コイル131a、131bそれぞれに、任意の時間までの時間積分値が異なる駆動電流を供給する駆動部210とを備える。

駆動部210は、本図に示すように、信号生成供給部211と、一対の傾斜磁場電源132aおよび132bと、を備え、信号生成供給部211は、予め定めたパルスシーケンスに従って、傾斜磁場パルスの印加を指示する波形信号を生成し、任意の時間までの積分値が異なるよう当該波形信号を各傾斜磁場電源132aおよび132bに供給し、一対の傾斜磁場電源132aおよび132bは、一対の傾斜磁場コイル131aおよび131bそれぞれに接続され、供給された波形信号に応じた駆動電流を当該傾斜磁場コイル131aおよび131bに供給する。

本実施形態では、信号生成供給部211は、生成した1つの波形信号を、異なるタイミングで一対の傾斜磁場電源132a、132bにそれぞれ供給する。これにより、本実施形態では、一対の傾斜磁場コイル131aおよび131bのうち、一方のみ駆動される期間があるよう、一対の傾斜磁場電源132a、132bから駆動電流が供給される。

なお、本実施形態では、NRM信号のピーク位置をシフトさせることを目的としているため、本実施形態の信号生成供給部211が、波形信号を一対の傾斜磁場電源132a、132bに異なるタイミングで供給するのは、周波数エンコード傾斜磁場パルス印加時のみとする。

信号生成供給部211は、制御処理系170およびシーケンサ140により実現される。具体的には、記憶装置172等に予め格納されたプログラムを、CPU171がメモリにロードして実行し、シーケンサ140に指示を出すことにより実現する。生成された波形信号は、シーケンサ140により、傾斜磁場電源132aおよび132bに供給される。

なお、信号生成供給部211は、傾斜磁場パルス印加専用でなくてもよい。RFパルスも含む、パルスシーケンス全てのパルスの印加を指示する波形信号を生成し、それぞれの印加部に供給するものであってもよい。

ここで、同じ波形信号を、一対の傾斜磁場コイル131a、131bに、異なるタイミングで与えると、傾斜磁場印加軸上の各空間位置に、時間方向に異なる形状の傾斜磁場パルスが印加されること、時間方向に異なる形状の傾斜磁場パルスが傾斜磁場印加軸上の各空間位置に印加されると、受信NMR信号の振幅が狭くなることを、図面を用いて説明する。ここでは、一例としてX軸方向を例にあげて説明する。

まず、傾斜磁場電源132aおよび132bに、同時に同じ波形信号を与えた場合に、各傾斜磁場コイル131aおよび131bが印加する磁場を、図3に示す。本図において、横軸は、X軸方向の位置x［m］、縦軸は、磁場強度(Magnetic Strength［T］)である。

シーケンサ140を介して信号生成供給部211から同時に同じ波形信号を受け取ると、傾斜磁場電源132aおよび132bは、傾斜磁場コイル131aおよび131bに、同時に同量の電流を流す。その結果、傾斜磁場コイル131aにより、磁場分布301aが得られ、傾斜磁場コイル131bにより、磁場分布301bが得られる。従って、両者が合成され、磁場分布302が得られる。

信号生成供給部211から供給される波形信号が台形波の場合の、各傾斜磁場電源132aおよび132bから各傾斜磁場コイル131aおよび131bに供給される駆動電流400と、X軸上の任意の位置に印加される傾斜磁場パルス波形とを図4(a)〜図4(c)に示す。図4(a)において、横軸は、時間Time［s］で縦軸は電流(Current［A］)、図4(b)および図4(c)において、横軸は、時間Time［s］、縦軸は、距離で正規化した傾斜磁場パルスの強度(Gradient Strength［T/m］)である。任意の位置として、ここでは、位置＋Aに印加される傾斜磁場パルス波形410、および、位置−Aに印加される傾斜磁場パルス波形420を示す。また、図4(c)は、符号を反転させたものを示す。

傾斜磁場電源132aおよび132bに同じ波形信号を同時に供給すると、図4(a)に示す駆動電流400が、傾斜磁場コイル131aおよび131bに供給される。これに応じて、各傾斜磁場コイル131aおよび131bから、同時に同形状の傾斜磁場パルスが発生する。従って、図4(b)および図4(c)に示すように、位置＋Aおよび位置−Aには、それぞれ、これらの傾斜磁場パルスが合成された傾斜磁場パルス410、420が印加される。本図に示すように、これらの傾斜磁場パルスは略同じ形状となる。

ここで、信号生成供給部211から同じ形状の台形波の波形信号を、異なるタイミングで受け取った場合に、傾斜磁場電源132aおよび132bが、各傾斜磁場コイル131aおよび131bに供給する電流と、位置＋Aおよび位置−Aにそれぞれ印加される傾斜磁場パルス波形を、図5(a)〜図6(c)に示す。なお、位置−Aに印加される傾斜磁場パルス波形は、縦軸の符号を反転させて示す。

図5(a)は、傾斜磁場コイル131aおよび131bにそれぞれ供給される駆動電流401、402を示す。図5(b)および図5(c)に示す傾斜磁場パルス411および421は、それぞれ、傾斜磁場コイル131aに駆動電流401を供給するタイミングを、傾斜磁場コイル131bに駆動電流402を供給するタイミングよりも、時間差Delayだけ早めた場合の、位置＋Aおよび位置−Aに印加される傾斜磁場パルス波形である。なお、301a、301bは、それぞれ、図3同様、傾斜磁場コイル131aにより得られる磁場分布、および、傾斜磁場コイル131bにより得られる磁場分布301bである。

傾斜磁場電源132aおよび132bに同じ波形信号を、時間差Delayだけずらして供給すると、図5(a)に示す駆動電流401および402が、それぞれ、傾斜磁場コイル131aおよび131bに供給される。

図5(b)に示すように、傾斜磁場コイル131aに電流401が供給された後、時間差Delayまでの間は、逆向きの磁場を発生させる傾斜磁場コイル131bには電流402が供給されていない。従って、傾斜磁場パルスの立ち上がり部の開始部分において、時間差Delayの間だけ、急激な磁場強度の変化が起こる。

時間差Delayの後、傾斜磁場コイル131bにも電流402が供給されると、両者の傾斜磁場コイルにより発生された磁場の合成である傾斜磁場は、410と同じ傾斜で変化する。この期間は、両者の磁場の変化率が、Delayがない場合と同じであるためである。

その後、傾斜磁場コイル131aが発生させる磁場が、傾斜磁場パルス131bが発生させる磁場よりも先にプラトー部に入る。従って、傾斜磁場パルスの立ち上がり部の終了部分において、傾斜磁場パルスの立ち上がり部の開始部分とは逆向きに急激な磁場強度の変化が起こる。

傾斜磁場パルスの立ち下がり部においても同様である。

傾斜磁場パルスの立ち上がり部もしくは立ち下がり部の開始部分と終了部分で生じる磁場強度の急激な変化は、位置＋Aと位置‐Aで同極性に生じる。しかしながら、傾斜磁場パルスにより発生する磁場変化の極性は位置＋Aと位置‐Aで逆向きである。そのため、位置＋Aと位置‐Aでそれぞれ発生する傾斜磁場の波形は図5(a)と図5(b)に示すように異なる形状となる。

また、図6(a)は、傾斜磁場コイル131aおよび131bにそれぞれ供給される駆動電流401、402を示す。図6(b)および図6(c)は、それぞれ、傾斜磁場コイル131aに駆動電流401を供給するタイミングを、傾斜磁場コイル131bに供給するタイミングよりも、時間差Delayだけ遅くした場合の、位置＋Aおよび位置−Aに印加される傾斜磁場パルス波形である。また、301a、301bは、それぞれ、図3同様、傾斜磁場コイル131aにより得られる磁場分布、および、傾斜磁場コイル131bにより得られる磁場分布301bである。

傾斜磁場電源132aおよび132bに同じ波形信号を、時間差Delayだけずらして供給すると、図6(a)に示す駆動電流401および402が、それぞれ、傾斜磁場コイル131aおよび131bに供給される。これに応じて、各傾斜磁場コイル131aおよび131bから、供給された時間に応じて磁場が発生する。従って、図6(b)および図6(c)に示すように、位置＋Aおよび位置−Aには、それぞれ、これらの傾斜磁場パルスを、印加された時間のずれも加味して合成した傾斜磁場パルス412、422が印加される。このように、時間差Delayを与えることにより、位置に応じて、異なる形状の傾斜磁場パルスが印加される。

図7(a)に、図5(a)のように傾斜磁場コイル131aおよび131bに駆動電流401および402を供給した際に、X軸正方向の異なる4か所(＋A1，＋A2，＋A3，＋A4，ここで＋A1＞＋A2＞＋A3＞＋A4)に印加される傾斜磁場パルス波形を示す。本図において、横軸は、時間Time［s］、縦軸は、傾斜磁場パルスの強度(Gradient Strength［T］)である。また、502が、位置＋A1、503が、位置＋A2、504が、位置＋A3、505が、位置＋A4に、それぞれ、印加される傾斜磁場パルス波形である。

本図において、gap521は、急激に磁場が変化する期間があるために発生する。これは、上述のように、一方の傾斜磁場コイル131aが先に駆動し始め、他方の傾斜磁場コイル131bが未駆動の期間(時間差Delay)があるためである。このgap521は、どの位置でも同じ大きさとなる。

図7(a)に示す各位置の傾斜磁場パルス強度を距離で割った、すなわち、距離で正規化した際の傾斜磁場パルス波形を、図7(b)に示す。本図において、横軸は、時間Time［s］、縦軸は、距離で正規化した傾斜磁場パルスの強度(Gradient Strength［T/m］)である。なお、501は、同じタイミングで電流を供給した場合の傾斜磁場パルス波形である。上述のように、gap521がどの位置でも同じ大きさであるため、距離で割ると、磁場中心から離れた位置ほど、gap521部が小さくなる。このため、傾斜磁場パルス波形が、位置により異なることとなる。

このように、同じ波形信号であっても、時間差Delayを与え、異なるタイミングで傾斜磁場電源132aおよび132bに供給されることにより、傾斜磁場コイル131aおよび131bから印加される傾斜磁場パルス波形が、位置によって、変化する。形状の変化は、台形波の、立ち上がり部および立下り部に表れる。すなわち、一対の傾斜磁場コイル131aおよび131bを、異なるタイミングで駆動させると、位置に応じて波形の異なる傾斜磁場パルスが印加される。印加される傾斜磁場パルスは、台形波の、立ち上がり部および立下り部の形状が異なる。

NMR信号のピーク位置は、周波数エンコード傾斜磁場パルスの印加量の時間方向の積分値により定まる。例えば、正極性の周波数エンコード傾斜磁場パルスの積分値と負極性の周波数エンコード傾斜磁場パルスの積分値とが一致するところがNMR信号のピーク位置となる。従って、印加される周波数エンコード傾斜磁場パルスの波形が異なり、印加量の時間的な変化が異なれば、ピーク位置も異なる。

従って、例えば、スピンエコーシーケンスの周波数エンコード傾斜磁場パルスの印加時に、波形信号を一対の傾斜磁場コイル131aおよび131bの各々に、異なるタイミングで供給すると、位置に応じて異なる波形の周波数エンコード傾斜磁場パルスが印加される。それに伴い、位置に応じて、計測されるNMR信号の位相の揃うタイミングが変化し、全てのNMR信号が一斉に同じ位相になることがなくなる。結果として、計測される合成NMR信号は単一のピークを持たなくなる。

このように、本実施形態の信号生成供給部211は、一対の傾斜磁場電源132aおよび132bに対し、一方に、生成した信号を時間差Delay無で供給し、他方には、予め定めた時間差Delayを付与後、供給する。次に、このときの時間差Delayについて説明する。

図7に示すように、2つの傾斜磁場コイル131aおよび131bから傾斜磁場パルスを同時に印加する場合のプラトー部511に比べて、印加タイミングが異なる場合のプラトー部512の時間は短くなる。短くなる間隔は、時間差Delayに応じた印加タイミング差(ずれ時間)に応じて定まる。

なお、傾斜磁場パルス波形が変化している領域(立ち上がり部、立下り部、プラトー部以外)で取得したNMR信号は、位置毎に信号を分解してk空間に配置する必要があり、処理コストが増大する。この処理コストの増大を防ぐために、ずれ時間だけ短くなったプラトー部512でのみNMR信号を取得することが望ましい。

＜時間差＞
受信NMR信号のダイナミックレンジは、2つの傾斜磁場コイル131aおよび131bが周波数エンコード傾斜磁場パルスを印加するタイミングのずれ時間に依存して変化する。撮像対象やパルスシーケンスに依存するが、傾向としては、受信NMR信号のダイナミックレンジは、ずれ時間(時間差Delay)が長いほど狭くなる。

しかしながら、印加タイミングの時間差Delayは、図7に示す周波数エンコード傾斜磁場パルスのプラトー部512の時間に影響する。また、時間差Delayを長くするほど、位置に応じて周波数エンコード傾斜磁場パルスの印加量の差が大きくなる。このため、傾斜磁場中心から離れた位置で発生するNMR信号ほど、信号取得の時間の範囲外にNMR信号が移動し、画像の空間分解能の低下を招く。従って、不必要に長い時間差Delayを設けることは好ましくない。

NMR信号の形状は、計測条件や撮像対象物などによって変化する。しかしながら、一般には、k空間の中心付近のみが極端に信号値が高い。従って、周波数エンコード傾斜磁場パルスの印加タイミングのずれ時間、すなわち、波形信号を供給する時間差Delayは、信号値の高いk空間中心付近の信号を分散させるよう決定する。

ただし、この時間差Delayは、撮像に用いるパルスシーケンスパターンにおいて、周波数エンコード傾斜磁場パルスの印加時間の延長が可能な範囲で決定される。

以下、この時間差Delayについて、具体的なパルスシーケンス例を用いて説明する。ここでは、スライス数1枚のグラディエントエコーシーケンスを用いる場合を例にあげて説明する。

図8は、スライス数1枚のグラディエントエコーシーケンスのパルスシーケンス600の例である。なお、説明を簡単にするため、省略したパルスもある。

このパルスシーケンス600では、RFパルス601と、スライス選択傾斜磁場パルス602と、位相エンコード傾斜磁場パルス603と、周波数エンコード傾斜磁場パルス604と、が印加される。Tm605は、繰り返し時間TR間の隙間時間、すなわち、パルスシーケンスの全パルスを印加する時間(実行時間)と繰り返し時間TRとの差である。
また、Ta606は、NMR信号(エコー信号)の取得時間である。このTa606が、周波数エンコード傾斜磁場パルス604の、プラトー部の時間を示す。

このパルスシーケンス600に、本実施形態を適用する場合、隙間時間Tm605に収まる範囲内で、2つの傾斜磁場コイル131aおよび131bからの周波数エンコード傾斜磁場パルス604の印加タイミングをずらす。この条件を満たすため、ずれ時間(時間差Delay)は、以下の式(1)に従って、算出する。

Delay ≦ Tm/2 ・・・(1)
また、このとき、NMR信号の取得時間Ta606を変化させない。すなわち、以下の式(2)を満たすよう、周波数エンコード傾斜磁場パルス604のプラトー部の時間Ta’を設定する。

Ta’＝Ta＋Delay ・・・(2)
以上のように、時間差Delayを設定して、信号生成供給部211から傾斜磁場電源132aおよび132bにそれぞれ同一の波形信号を供給することにより、ダイナミックレンジを低減させることができる。特に、Delay時間をTm/2に設定すると、ダイナミックレンジを最も低くすることができる。

なお、具体的なダイナミックレンジの低下率は、撮像対象や撮像条件に依存し、また、本実施形態による空間分解能の低下の程度も撮像対象や撮像条件に依存する。経験から適切なDelayは、Taの5％程度である。

＜実施例＞
ここで、実際に2つの傾斜磁場コイル131aおよび131bを異なるタイミングで駆動させた場合に得られる受信NMR信号の振幅プロファイルを示す。図9に、スピンエコーシーケンスにおいて、周波数エンコード傾斜磁場パルスを印加する際、傾斜磁場コイル131aおよび131bに駆動電流を供給するタイミング、すなわち、傾斜磁場コイル131aおよび131bから周波数エンコード傾斜磁場パルスを印加するタイミングを、両者間で30μsずらして得た受信NMR信号の振幅プロファイル701と、タイミングをずらさずに周波数エンコード傾斜磁場パルスを印加した場合に得られた受信NMR信号の振幅プロファイル702とを示す。なお、両信号は同じ受信ゲインで増幅した。

また、図10(a)に、印加タイミングをずらした場合に計測されるk空間の中心の拡大表示801を、図10(b)に、印加タイミングをずらさない場合に計測されるk空間の中心の拡大表示802を示す。また、図10(c)および図10(d)には、それぞれ、図10(a)に示すk空間を、逆フーリエ変換して得た位相画像803、および、図10(b)に示すk空間を、逆フーリエ変換して得た位相画像804を示す。さらに、図10(e)および図10(f)には、それぞれ、図10(a)に示すk空間を逆フーリエ変換して得た絶対値画像805および図10(b)に示すk空間を逆フーリエ変換して得た絶対値画像806を示す。

図9、図10(a)および図10(b)に示すように、2つの傾斜磁場コイル131aおよび131bを、異なる印加タイミングで駆動すると、同じタイミングで駆動した場合に比べ、受信NMR信号のピークが低くなり、ダイナミックレンジが狭くなる。また、図10(c)および図10(d)に示されるように、それらの受信NMR信号を並べたk空間を逆フーリエ変換して得られる位相画像803及び804は、異なるものとなる。すなわち、両者の位相分布は異なる。一方、図10(e)および図10(f)に示すように、絶対値画像805及び806は、ほぼ同一となる。

従って、本実施形態の手法によれば、受信NMR信号のダイナミックレンジが変化しても、位相画像は変化するが、絶対値画像は変化しないことが示された。

以上説明したように、本実施形態のMRI装置100は、撮影領域内の傾斜磁場印加軸上の空間位置に応じて、異なる波形の傾斜磁場パルスを印加する傾斜磁場印加部200を備え、前記波形は、単位距離当たりの傾斜磁場強度の時間方向の変化量で特定される。

前記傾斜磁場印加部は、一対の傾斜磁場コイル131aおよび131bと、前記一対の傾斜磁場コイル131aおよび131bそれぞれに、任意の時間までの積分値の異なる駆動電流を供給する駆動部210と、を備える。

前記駆動部210は、信号生成供給部211と、一対の傾斜磁場電源132aおよび132bと、を備え、前記信号生成供給部211は、予め定めたパルスシーケンスに従って、傾斜磁場パルスの印加を指示する波形信号を生成し、任意の時間までの積分値が異なるよう当該波形信号を各前記傾斜磁場電源132aおよび132bに供給し、前記一対の傾斜磁場電源132aおよび132bは、前記一対の傾斜磁場コイル131aおよび131bそれぞれに接続され、前記波形信号に応じた駆動電流を当該傾斜磁場コイル131aおよび131bに供給する。

前記信号生成供給部211は、前記生成した波形信号を、異なるタイミングで各前記傾斜磁場電源132aおよび132bに供給する。

本実施形態は、撮影領域内の傾斜磁場印加軸上の空間位置に応じて互いに異なる波形からなる2つ以上の傾斜磁場パルスを印加する傾斜磁場印加部を備え、前記傾斜磁場印加部は2つ以上の異なる波形の傾斜磁場パルスを印加して、1つの所定の波形から成る傾斜磁場パルスを印加するMRI装置を提供する。

本実施形態は、MRI装置100において、受信コイルで受信するNMR信号(受信NMR信号)のダイナミックレンジ(振幅)を狭くする。受信NMR信号の振幅を狭めるため、本実施形態では、撮像領域の位置に応じて、当該位置からのNMR信号のピーク位置をシフトさせる。このシフトは、位置に応じて、波形が異なる周波数エンコード傾斜磁場パルスを印加することにより実現する。これは、独立して駆動可能な一対の傾斜磁場コイルに、同じ波形信号に従った駆動電流を、異なるタイミングで供給することにより実現する。

本実施形態によれば、計測されるNMR信号のダイナミックレンジが狭くなり、当該NMR信号に対する受信ゲインを大きくすることができる。このため、受信系において重畳する雑音の比率を下げることができ、加えてAD変換時の量子化誤差も低減することができる。また、本実施形態の処理は、位相値にしか影響を与えない。従って、絶対値画像には影響がない。従って、SNRの高い、高品質な画像を得ることができる。

以上、説明した本実施形態の、従来技術に対する利点は、次のとおりである。

まず、広いダイナミックレンジをもつNMR信号に対応するために、受信ゲインを変更して複数回のNMR信号の計測を行う、従来手法では、計測時間が長引く。一方、本実施形態では、受信するNMR信号自体のダイナミックレンジを狭くするため、受信ゲインを変更しながら複数回計測を行う必要がなく、計測時間の延長がない。

また、非特許文献1に記載のコンパンディングを用いる方法では、非線形な増幅器を挿入する必要があるためハードウェアのコストが増加する。一方、本実施形態では傾斜磁場発生系130を2つに分割するだけでよく、ハードウェアのコスト増を招かない。

なお、傾斜磁場発生系130を2つに分割する際には傾斜磁場電源が2つ必要となる。
しかしながら、高出力の電源を1つ用意する代わりに、半分の出力性能を持つ電源を2つ用意すればよいため、コスト増にはならない。またソフトウェアの処理コストに関しても、本実施形態は特別な処理の追加は一切必要としないため、処理コストの増加は無い。

従って本実施形態によれば、計測時間を長引かせることなく、ハードウェアのコスト増やソフトウェアの処理コスト増もなく、NMR信号のダイナミックレンジを狭くすることができ、画像のSNR及び精度を上げることができる。

なお、本実施形態では、信号生成供給部211により傾斜磁場電源132aおよび132bに信号波形を供給するタイミングを制御することにより、任意の時間までの時間積分値が異なる駆動電流を傾斜磁場コイル131aおよび131bに供給し、それぞれ駆動しているが、これに限定されない。例えば、信号生成供給部211が、生成した波形信号の形状を変えて、異なる形状の波形信号を生成し、それらを、一対の傾斜磁場電源132aおよび132bにそれぞれ供給するよう構成してもよい。信号生成供給部211は、例えば、立ち上がり、立ち下がり時間の形状を変化させ、異なる形状の波形信号を生成する。

＜＜第二の実施形態＞＞
次に、本発明の第二の実施形態を説明する。第一の実施形態は、2つの傾斜磁場電源により、2つの傾斜磁場発生系130を実現する。一方、本実施形態では、単一の傾斜磁場電源と遅延回路とにより、2つの傾斜磁場発生系130を実現する。

以下、本実施形態について、第一の実施形態と異なる構成に主眼をおいて説明する。

＜装置構成＞
図11は、本実施形態のMRI装置100aの、ブロック図である。本図に示すように、本実施形態のMRI装置100aの傾斜磁場発生系130は、1つの傾斜磁場電源132と、第一の傾斜磁場コイル131aと、第二の傾斜磁場コイル131bと、遅延回路133とを備える。その他の構成は、第一の実施形態と同様である。

＜傾斜磁場印加部＞
本実施形態も第一の実施形態同様、制御処理系170、シーケンサ140および傾斜磁場発生系130により、撮影領域内の傾斜磁場印加軸上の空間位置に応じて、異なる形状の傾斜磁場パルスを印加する傾斜磁場印加部200aを実現する。そして、第一の実施形態同様、本実施形態の傾斜磁場印加部200aは、図12に示すように、一対の傾斜磁場コイル131aおよび131bと、一対の傾斜磁場コイル131a、131bそれぞれに、任意の時間までの積分値の異なる駆動電流を供給する駆動部210aとを備える。なお、ここでは、一例として、X軸方向のみを示す。

本図に示すように、本実施形態の駆動部210aは、信号生成供給部211aと、傾斜磁場電源132と、遅延回路133と、を備え、信号生成供給部211aは、予め定めたパルスシーケンスに従って、傾斜磁場パルスの印加を指示する波形信号を生成し、傾斜磁場電源132に供給し、傾斜磁場電源132は、波形信号に応じた駆動電流を一対の傾斜磁場コイル132aおよび132bの一方に供給し、遅延回路133は、傾斜磁場電源132が一方の傾斜磁場コイルに供給した駆動電流を遅延させて他方の前記傾斜磁場コイルに供給する。本図に示すように、本実施形態では、傾斜磁場電源132と、傾斜磁場コイル131aと、遅延回路133と、傾斜磁場コイル131bとは、この順に直列に接続される。

遅延回路133には、例えば、アナログのローパスフィルタとして機能する、抵抗とコンデンサとで構成されるCR回路を用いる。

ローパスフィルタを遅延回路133として用いる場合に得られる駆動電流の波形を図13に示す。本図において、駆動電流901は、傾斜磁場コイル131aに供給される駆動電流の波形であり、電駆動流902は、ローパスフィルタの遅延回路133を経て傾斜磁場コイル131bに供給される駆動電流の波形である。また、903は駆動電流901のプラトー部、904は駆動電流902のプラトー部である。

本図に示すように、本実施形態では、傾斜磁場コイル131aおよび傾斜磁場コイル131bに流れる駆動電流の波形が異なる。すなわち、任意の時間までの積分値が異なる駆動電流が、傾斜磁場コイル131aおよび131bに供給される。

これにより、傾斜磁場コイル131a、131bそれぞれから発生する傾斜磁場パルス波形も異なるものとなる。特に、傾斜磁場パルスの立ち上がりと立ち下がりの部分において、強度の変化態様が異なる傾斜磁場パルスが、それぞれの傾斜磁場コイル131aおよび131bから印加される。本実施形態では、これにより、撮影領域内の傾斜磁場印加軸上の空間位置に応じて、異なる波形の傾斜磁場パルスを印加する。

以上説明したように、本実施形態のMRI装置100aは、第一の実施形態同様駆動部210aを備える。そして、前記駆動部210aは、信号生成供給部211aと、傾斜磁場電源132と、遅延回路133と、を備え、前記信号生成供給部211aは、予め定めたパルスシーケンスに従って、傾斜磁場パルスの印加を指示する波形信号を生成し、前記傾斜磁場電源132に供給し、傾斜磁場電源132は、前記波形信号に応じた駆動電流を前記一対の傾斜磁場コイル131aおよび131bの一方に供給し、前記遅延回路133は、前記傾斜磁場電源132が前記一方の傾斜磁場コイルに供給した前記駆動電流を遅延させて他方の前記傾斜磁場コイルに供給する。

第一の実施形態では、2つの傾斜磁場コイル131aおよび131bに、同じ波形の駆動電流を異なるタイミングで与える。しかしながら、本実施形態では、2つの傾斜磁場コイル131aおよび131bに、異なる波形の駆動電流を与える。

第一実施形態の印加タイミングのずれも、本実施形態の入力波形の違いも、いずれも、印加される傾斜磁場パルスの波形が位置に応じて異なるという現象をもたらす点では同じである。従って、本実施形態の手法であっても、第一の実施形態と同様に、受信NMR信号のダイナミックレンジを低減できる。

従って、第一の実施形態同様、受信NMR信号に対する受信ゲインを大きくでき、SNRを抑えた高品質の画像を得ることができる。

さらに、本実施形態によれば、遅延回路133を2つの傾斜磁場コイル131aおよび131bの間に挿入することにより、単一の傾斜磁場電源132で受信NMR信号のダイナミックレンジを低減できる。従って、既存のMRI装置に対して、少ない改造で上記効果を得ることができる。

なお、第一実施形態では周波数エンコード傾斜磁場パルスのみ、2つの傾斜磁場コイル131aおよび131bからの印加タイミングを変えているが、本実施形態では全ての傾斜磁場パルスの印加時に、2つの傾斜磁場コイル131aおよび131bに異なる波形の駆動電流が入力される。

また、第一の実施形態では、印加タイミングのずれ時間だけ周波数エンコード傾斜磁場パルスのプラトー部の時間が短くなるが、本実施形態では図13に示すように、プラトー部904は、遅延回路の応答に応じて変化する(短くなる)。

なお、本発明は上述した実施形態に限定されない。例えば、傾斜磁場コイルを2つに分けなくても位置に応じて異なる傾斜磁場パルスを印加可能な傾斜磁場コイルを用いてもよい。

また、上記各実施形態では、各軸方向に、それぞれ、一対の傾斜磁場コイルを備える場合を例にあげて説明したが、傾斜磁場コイルの数はこれに限定されない。それぞれ独立に制御可能な2以上の傾斜磁場コイルであればよい。

また、上記各実施形態では、周波数エンコード傾斜磁場パルスが台形波のものであれば適用でき、特定のパルスシーケンスに使用が制限されない。

100 MRI装置、100a MRI装置、101 被検体、120 静磁場発生系、130 傾斜磁場発生系、130a 傾斜磁場発生系、130b 傾斜磁場発生系、131 傾斜磁場コイル、131a 傾斜磁場コイル、131b 傾斜磁場コイル、132 傾斜磁場電源、132a 傾斜磁場電源、132b 傾斜磁場電源、133 遅延回路、140 シーケンサ、150 送信系、151 送信コイル、152 高周波発振器(シンセサイザ)、153 変調器、154 高周波増幅器、160 受信系、161 受信コイル、162 信号増幅器、163 直交位相検波器、164 A/D変換器、170 制御処理系、171 CPU、172 記憶装置、173 表示装置、174 入力装置、200 傾斜磁場印加部、200a 傾斜磁場印加部、210 駆動部、210a 駆動部、211 信号生成供給部、211a 信号生成供給部、301a 傾斜磁場コイル131aによる磁場分布、301b 傾斜磁場コイル131bによる磁場分布、302 合成された磁場分布、400 駆動電流、401 駆動電流、402 駆動電流、410 傾斜磁場パルス、411 傾斜磁場パルス、412 傾斜磁場パルス、420 傾斜磁場パルス、421 傾斜磁場パルス、422 傾斜磁場パルス、501 傾斜磁場パルス、502 傾斜磁場パルス、503 傾斜磁場パルス、504 傾斜磁場パルス、505 傾斜磁場パルス、511 プラトー部、512 プラトー部、600 パルスシーケンス、601 RFパルス、602 スライス選択傾斜磁場パルス、603 位相エンコード傾斜磁場パルス、604 周波数エンコード傾斜磁場パルス、605 繰り返し時間間の隙間時間、606 プラトー部時間、701 振幅プロファイル、702 振幅プロファイル、801 k空間中心の拡大表示、802 k空間中心の拡大表示、803 位相画像、804 位相画像、805 絶対値画像、806 絶対値画像、901 駆動電流、902 電駆動流、903 プラトー部、904 プラトー部

撮影時には、スライス面(撮影断面)に直交する方向にスライス傾斜磁場パルスを印加して被検体101に対するスライス面を設定し、そのスライス面に直交し、且つ、互いに直交する残りの2つの方向に位相エンコード傾斜磁場パルスと周波数エンコード傾斜磁場パルスとを印加して、NMR信号にそれぞれの方向の位置情報をエンコードする。

送信コイル151と傾斜磁場コイル131(131a、131b)とは、被検体101が挿入される静磁場発生系120の静磁場空間内に、垂直磁場方式であれば被検体101に対向して、水平磁場方式であれば被検体101を取り囲むようにして設置される。また、受信コイル161は、被検体101に対向して、或いは取り囲むように設置される。

ここで、同じ波形信号を、一対の傾斜磁場コイル131a、131bに、異なるタイミングで与えると、傾斜磁場印加軸上の各空間位置に、時間方向に異なる形状の傾斜磁場パルスが印加され、時間方向に異なる形状の傾斜磁場パルスが傾斜磁場印加軸上の各空間位置に印加されると、受信NMR信号の振幅が狭くなることを、図面を用いて説明する。ここでは、一例としてX軸方向を例にあげて説明する。

図5(a)は、傾斜磁場コイル131aおよび131bにそれぞれ供給される駆動電流401、402を示す。図5(b)および図5(c)に示す傾斜磁場パルス411および421は、それぞれ、傾斜磁場コイル131aに駆動電流401を供給するタイミングを、傾斜磁場コイル131bに駆動電流402を供給するタイミングよりも、時間差Delayだけ早めた場合の、位置＋Aおよび位置−Aに印加される傾斜磁場パルス波形である。なお、磁場分布301a、301bは、それぞれ、図3同様、傾斜磁場コイル131aにより得られる磁場分布301a、および、傾斜磁場コイル131bにより得られる磁場分布301bである。

図5(b)に示すように、傾斜磁場コイル131aに駆動電流401が供給された後、時間差Delayまでの間は、逆向きの磁場を発生させる傾斜磁場コイル131bには駆動電流402が供給されていない。従って、傾斜磁場パルスの立ち上がり部の開始部分において、時間差Delayの間だけ、急激な磁場強度の変化が起こる。

時間差Delayの後、傾斜磁場コイル131bにも駆動電流402が供給されると、両者の傾斜磁場コイルにより発生された磁場の合成である傾斜磁場は、傾斜磁場パルス410と同じ傾斜で変化する。この期間は、両者の磁場の変化率が、Delayがない場合と同じであるためである。

その後、傾斜磁場コイル131aが発生させる磁場が、傾斜磁場コイル131bが発生させる磁場よりも先にプラトー部に入る。従って、傾斜磁場パルスの立ち上がり部の終了部分において、傾斜磁場パルスの立ち上がり部の開始部分とは逆向きに急激な磁場強度の変化が起こる。

また、図6(a)は、傾斜磁場コイル131aおよび131bにそれぞれ供給される駆動電流401、402を示す。図6(b)および図6(c)は、それぞれ、傾斜磁場コイル131aに駆動電流401を供給するタイミングを、傾斜磁場コイル131bに供給するタイミングよりも、時間差Delayだけ遅くした場合の、位置＋Aおよび位置−Aに印加される傾斜磁場パルス波形である。また、磁場分布301a、301bは、それぞれ、図3同様、傾斜磁場コイル131aにより得られる磁場分布301a、および、傾斜磁場コイル131bにより得られる磁場分布301bである。

前記傾斜磁場印加部200は、一対の傾斜磁場コイル131aおよび131bと、前記一対の傾斜磁場コイル131aおよび131bそれぞれに、任意の時間までの積分値の異なる駆動電流を供給する駆動部210と、を備える。

ローパスフィルタを遅延回路133として用いる場合に得られる駆動電流の波形を図13に示す。本図において、駆動電流901は、傾斜磁場コイル131aに供給される駆動電流の波形であり、駆動電流902は、ローパスフィルタの遅延回路133を経て傾斜磁場コイル131bに供給される駆動電流の波形である。また、903は駆動電流901のプラトー部、904は駆動電流902のプラトー部である。

100 MRI装置、100a MRI装置、101 被検体、120 静磁場発生系、130 傾斜磁場発生系、130a 傾斜磁場発生系、130b 傾斜磁場発生系、131、131a、131b 傾斜磁場コイル、132、132a、132b 傾斜磁場電源、133 遅延回路、140 シーケンサ、150 送信系、151 送信コイル、152 高周波発振器(シンセサイザ)、153 変調器、154 高周波増幅器、160 受信系、161 受信コイル、162 信号増幅器、163 直交位相検波器、164 A/D変換器、170 制御処理系、171 CPU、172 記憶装置、173 表示装置、174 入力装置、200、200a 傾斜磁場印加部、210、210a 駆動部、211、211a 信号生成供給部、301a、301b 磁場分布、302 合成された磁場分布、400、401、402 駆動電流、410、411、412、420、421、422、501、502、503、504、505 傾斜磁場パルス、511、512、903、904 プラトー部、600 パルスシーケンス、601 RFパルス、602 スライス選択傾斜磁場パルス、603 位相エンコード傾斜磁場パルス、604 周波数エンコード傾斜磁場パルス、605 繰り返し時間間の隙間時間、606 プラトー部時間、701、702 振幅プロファイル、801、802 k空間中心の拡大表示、803、804 位相画像、805、806 絶対値画像、901、902 駆動電流

Claims

撮影領域内の傾斜磁場印加軸上の空間位置に応じて互いに異なる波形からなる2つ以上の傾斜磁場パルスを印加する傾斜磁場印加部を備え、
前記傾斜磁場印加部は2つ以上の異なる波形の傾斜磁場パルスを印加して、1つの所定の波形から成る傾斜磁場パルスを印加することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
請求項1記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
前記傾斜磁場印加部は、撮影領域内の傾斜磁場印加軸上の空間位置に応じて異なる波形になるよう傾斜磁場パルスを印加するものであり、
前記波形は、単位距離当たりの磁場強度の時間方向の変化量で特定されること
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であって、
前記傾斜磁場パルスは、台形波であって、
前記傾斜磁場印加部は、立ち上がり部および立下り部の形状が異なる傾斜磁場パルスを、前記傾斜磁場印加軸上の空間位置に応じて印加すること
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であって、
前記傾斜磁場印加部は、
一対の傾斜磁場コイルと、
前記一対の傾斜磁場コイルそれぞれに、任意の時間までの積分値の異なる駆動電流を供給する駆動部と、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4記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
前記駆動部は、前記一対の傾斜磁場コイルのうち、一方のみ駆動される期間があるよう前記駆動電流を供給すること
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であって、
前記駆動部は、
信号生成供給部と、
一対の傾斜磁場電源と、を備え、
前記信号生成供給部は、予め定めたパルスシーケンスに従って、傾斜磁場パルスの印加を指示する波形信号を生成し、任意の時間までの積分値が異なるよう当該波形信号を各前記傾斜磁場電源に供給し、
前記一対の傾斜磁場電源は、前記一対の傾斜磁場コイルそれぞれに接続され、前記波形信号に応じた駆動電流を当該傾斜磁場コイルに供給すること
を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
請求項6記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
前記信号生成供給部は、前記生成した波形信号を、異なるタイミングで各前記傾斜磁場電源に供給すること
を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
請求項6記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
前記信号生成供給部は、前記生成した波形信号の形状を変えて、各前記傾斜磁場電源に供給すること
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であって、
前記駆動部は、
信号生成供給部と、
傾斜磁場電源と、
遅延回路と、を備え、
前記信号生成供給部は、予め定めたパルスシーケンスに従って、傾斜磁場パルスの印加を指示する波形信号を生成し、前記傾斜磁場電源に供給し、
傾斜磁場電源は、前記波形信号に応じた駆動電流を前記一対の傾斜磁場コイルの一方に供給し、
前記遅延回路は、前記傾斜磁場電源が前記一方の傾斜磁場コイルに供給した前記駆動電流を遅延させて他方の前記傾斜磁場コイルに供給すること
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であって、
前記傾斜磁場コイルは、各軸方向にそれぞれ一対備えられ、
前記駆動部は、周波数エンコード傾斜磁場パルス印加時に、当該周波数エンコード傾斜磁場パルス印加軸方向の前記一対の傾斜磁場コイルに、前記駆動電流を供給すること
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であって、
前記遅延回路には、ローパスフィルタとして機能する、抵抗とコンデンサとで構成されるCR回路を用いること、
を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。