磁共振成像装置的制作方法

专利名称：磁共振成像装置的制作方法
技术领域：
本发明涉及一种磁共振成像装置。
背景技术：
利用本磁共振成像装置(以下，称为MRI (Magnetic Resonance Imaging)装置)进行摄像的一种摄像方法中具有例如像EPI (Echo Planar Imaging 回波平面成像)序列等， 含有施加连续的读出倾斜磁场脉冲的脉冲序列。MRI装置具备对提供给倾斜磁场线圈的电流进行放大的倾斜磁场放大器(amp)，并在进行上述脉冲序列时，会给倾斜磁场放大器带来高负荷，因此，倾斜磁场放大器的输出电压阶段性地降低。当倾斜磁场放大器的输出电压下降时，则难以维持倾斜磁场的每单位时间的变化量(以下称为切换率(SR(Slew Rate))), 并且无法维持倾斜磁场脉冲的波形。因此，一直以来都是与倾斜磁场放大器的输出电压为最低的状态即切换率最低的状态相匹配地设置摄像条件。但是，在现有技术中，存在摄像条件的自由度低的问题。进一步而言，存在无法提高分辨率、且ETS(Echc) Train Spacing)被延长、及回波数受到限制等问题之虞。因此，要求提高摄像条件的自由度。

发明内容
本发明要解决的课题在于提供一种能提高摄像条件自由度的磁共振成像装置。本发明的磁共振成像装置具备通过控制倾斜磁场电源来执行含有施加连续的读出倾斜磁场脉冲的脉冲序列的序列控制部。上述序列控制部进行控制，以便与倾斜磁场放大器的输出电压的阶段性的降低相应地使上述倾斜磁场脉冲的上升率阶段性地下降。发明效果根据本发明的MRI装置能提高摄像条件的自由度。


图1为表示实施例1中的MRI装置的构成的图。图2为用于说明EPI序列的图。图3为用于说明降低切换率的图。图4A为用于说明所收集MR回波信号与再构成的MR图像的关系的图。图4B为用于说明通过RAMP抽样来收集MR回波信号的图。图4C为用于说明通过RAMP抽样来收集MR回波信号的图。图5为表示实施例1的脉冲序列执行数据生成处理的处理程序的流程图。图6为用于说明实施例2的脉冲序列执行数据变更的概要的图。图7为表示实施例2的脉冲序列执行数据变更处理的处理程序的流程图。图8为用于说明实施例3的EPI序列的图。
图9为用于说明所收集的MR回波信号的图。
具体实施例方式以下，作为本实施方式MRI装置的一例，针对本发明的实施例1及2相关的MRI装置100进行说明。首先，使用图1对实施例1的MRI装置100的构成进行说明。图1为表示实施例1相关的MRI装置100的构成的图。如图1所例示的那样，与实施例1相关的MRI装置100具备静磁场磁铁1、倾斜磁场线圈2、倾斜磁场电源3、床4、床控制部5、发送线圈6、发送部7、接收线圈8、接收部9、序列控制部10、及计算机系统20。静磁场磁铁1形成为中空的圆筒形状并在内部空间产生均勻的静磁场。静磁场磁铁1例如是永久磁铁、超导磁铁等。倾斜磁场线圈2形成为中空的圆筒形状，且在内部空间产生倾斜磁场。具体而言，倾斜磁场线圈2配置于静磁场磁铁1的内侧，并自倾斜磁场电源 3接收电流的供给，从而产生倾斜磁场。倾斜磁场电源3根据发自序列控制部10的脉冲序列执行数据(也称为指令信号) 向倾斜磁场线圈2供给电流。而且，如图1所例示的那样，倾斜磁场电源3具有倾斜磁场放大器3a。倾斜磁场放大器3a放大向倾斜磁场线圈2供给的电流。床4具有载置着被检体P的顶板4a，并且将顶板如以载置着被检体P的状态插入到倾斜磁场线圈2的空洞(摄像口)内。通常，床4被设置成长度方向与静磁场磁铁1的中心轴平行。床控制部5驱动床4，并使顶板如向长度方向及上下方向移动。发送线圈6产生RF(Radic) Frequency)磁场。具体而言，发送线圈6配置于倾斜磁场线圈2的内侧、并自发送部7接收RF脉冲的供给，产生RF磁场。发送部7根据自序列控制部10所发送的脉冲序列执行数据，将与共振频率(拉莫(Larmor)频率)对应的RF脉冲施加到发送线圈6上。接收线圈8接收MR回波信号。具体而言，接收线圈8配置于倾斜磁场线圈2的内侧，并利用高频磁场的影响接收自被检体P放射出的MR回波信号。而且，接收线圈8将所接收的MR回波信号输出至接收部9。例如，接收线圈8为头部用的接收线圈、脊椎用的接收线圈、腹部用的接收线圈等。接收部9根据自序列控制部10所发送的脉冲序列执行数据，基于自接收线圈8所输出的MR回波信号产生MR回波信号数据。具体而言，接收部9将自接收线圈8所输出的 MR回波信号进行数字转换，从而生成MR回波信号数据，并将所生成的MR回波信号数据经由序列控制部10而发送至计算机系统20。此外，接收部9还可以配置于具有静磁场磁铁1 或倾斜磁场线圈2等的基座装置一侧。序列控制部10控制倾斜磁场电源3、发送部7及接收部9。具体而言，序列控制部 10将发自计算机系统20的脉冲序列执行数据发送至倾斜磁场电源3、发送部7及接收部9， 据此，控制倾斜磁场电源3、发送部7及接收部9。计算机系统20具备接口部21、输入部22、显示部23、存储部24、图像再构成部25 及控制部26。接口部21与序列控制部10连接，并控制在序列控制部10与计算机系统20 之间进行发送接收数据的输入输出。输入部22从操作者接受摄像条件的输入等。例如，输入部22为鼠标或轨迹球等指示设备、模式转换器(switch)等选择设备、或者键盘等输入设备。显示部23显示用于输入摄像条件的⑶I (Graphical User Interface)或、再构成的MR图像等。例如，显示部23 为液晶表示器等显示设备。存储部M存储MR图像或用于MRI装置100中的其他数据等。例如，存储部M为 RAM (Random access Memory)、闪存(flash memory)等半导体存储元件、或者硬盘、光碟等。图像再构成部25对MR图像进行再构成。具体而言，图像再构成部25将自接收部 9所发送的MRI回波信号数据配置至k空间，并进行傅立叶(Rmrier)转换等，据此对MR图像进行再构成。控制部沈通过控制上述各部来总括地控制MRI装置100。例如，控制部沈为 ASIC (Application Specific Integrated Circuit)或 FPGA (Field Programmable Gate Array)等集成电路、或者 CPU (Central Processing Unit)或MPU (Micro Processing Unit) 等电子电路。另外，作为上述构成的基础，即实施例1中的MRI装置100进行如下控制，S卩，例如当执行EPI序列等时，与倾斜磁场放大器3a的输出电压中的阶段性的下降对应地，使倾斜磁场脉冲的上升率阶段性地下降。以下，对上述控制进行说明。图2为用于说明EPI序列的图。实施例1中的序列控制部10执行图2中所例示的EPI序列。图2中例示的“GX”、“Gy”及“Gz”分别与倾斜磁场电源3所具有的“X轴倾斜磁场电源3x”、“Y轴倾斜磁场电源3y”及“Z轴倾斜磁场电源3z”相对应。而且，图2中例示的输出电压a表示倾斜磁场放大器3a输出电压。这里，如图2所例示的那样，在EPI序列1拍(shot)内包含连续的读出倾斜磁场脉冲的施加(参照符号b)。此外，上述连续的读出倾斜磁场脉冲的施加，伴随着高速转换 (switching)，并且峰值并不那么低。在这种脉冲序列中，由于对倾斜磁场放大器3a施加高负荷，因此倾斜磁场放大器3a的输出电压a，如图2所例示的那样存在阶段性的下降。因此，实施例1中的序列控制部10控制倾斜磁场电源3，以与倾斜磁场放大器3a 的输出电压的阶段性的下降相对应地，使倾斜磁场脉冲的切换率(倾斜磁场的单位时间的变化量)阶段性地下降。如图2所例示的那样，在通过序列控制部10而执行的EPI序列中， 在连续周期内所施加的倾斜磁场脉冲(符号b)的波形的切换率阶段性地下降。此外，为了便于说明，在图2中强调了波形的变化。图3为用于说明切换率下降的图。图3中的㈧及⑶表示倾斜磁场脉冲的切换率下降的状态。即，当将图3(A)所例示的倾斜磁场脉冲的波形与图3(B)所例示的倾斜磁场脉冲的波形比较时，图3(B)所例示的倾斜磁场脉冲的波形的上升坡度较缓。此外，实施例1中的序列控制部10，如图2所例示的那样，当每次读出(read-out) 时控制倾斜磁场电源3以使上升坡度变缓。另外，在实施例1中，虽对每次读出时使上升坡度减缓的方法进行了说明，但本发明公开的技术并不局限于此，例如，也可以是以多次读出为单位使上升坡度减缓的方法。例如，也可将连续的读出倾斜磁场脉冲例如分类为3组 (group)，对每组分配缓缓下降的切换率。此外，从图3所例示的“抽样开始”及“抽样结束”中也可了解到，实施例1中的序列控制部10假定收集利用RAMP抽样而产生的MR回波信号。虽然也存在倾斜磁场脉冲上升之后而开始抽样的方法，但RAMP抽样是在没等倾斜磁场脉冲上升时就开始抽样的方法。在上升中所收集的MR回波信号与上升之后所收集的MR回波信号之比，为变动性的(Variable Ramp Sampling Rate)0 此外，一般认为，在图2所例示的EPI序列中，由于倾斜磁场脉冲的上升坡度较缓， 因此在假定未采用RAMP抽样的情况下，抽样时间为可变动的。对于此，在采用RAMP抽样的情况下，抽样时间为一定的。另外，本发明所揭示的技术并未限定于RAMP抽样，也可以为自倾斜磁场脉冲上升之后开始抽样的方法。其次，对以如上方式所收集的MR回波信号与再构成的MR图像的关系进行说明。图 4A为用于说明所收集的MR回波信号与再构成的MR图像的关系的图。如图4A的㈧所例示的那样，通过接收部9生成的MR回波信号数据利用计算机系统20的图像再构成部25而配置到k空间。而且，如图4A的(B)所例示的那样，图像再构成部25对配置到k空间的MR 回波信号数据进行重新网格化(regridding)处理。这里，如图3(A)与⑶比较的那样，在双方的倾斜磁场脉冲中，抽样的点(point) 数相同。但是，由于倾斜磁场脉冲的上升坡度不同，因此倾斜磁场的面积不同。所谓面积不同，是指重新网格化的有效数据不同。返回至图4A中，可以了解到当参照重新网格化的 (B)时，从上往下看，有效数据的区域a缓缓减少，而无效数据的区域b缓缓增加。此外，通过EPI序列所收集的MR回波信号数据的时间轴方向为图4A的(B)中从上往下的方向。如上所述，在实施例1的EPI序列中，倾斜磁场脉冲的上升坡度变缓的结果如图4A 的(B)所例示的那样，有效数据缓缓减少，但当与切换率最低的状态匹配地设计了摄像条件时的脉冲序列相比，则有效数据是增加的，并且有助于提高MR图像的质量。此外，图4A 的(C)为例示了再构成后的MR图像的图。这里使用图4B及图4C对利用RAMP抽样来收集MR回波信号的情况进行更详细的说明。图4B及图4C为用于说明利用RAMP抽样进行收集MR回波信号的图。如上所述，RAMP抽样为不等倾斜磁场脉冲上升就开始抽样的方法，但对于RAMP抽样也具有2种方式。如图4B所示，具有将利用ADC(Analog Digital Converter)而进行抽样的间距(Pitch)宽度固定的方式(以下称为间距宽度固定方式)、及如图4C所示的那样抽样的间距宽度可变的方式(以下称为间距宽度可变方式)。首先，为间距宽度为固定方式时，如图4B所示，间距宽度在抽样时间中为一定。当如图4B所示，上述间距宽度例如为“4”。在图3的说明中，对在图3(A)与(B)中抽样的点数相同而进行了说明，但这是间距宽度固定方式的情况。即，为间距宽度固定方式时，在倾斜磁场脉冲上升过程中，倾斜磁场脉冲的面积例如针对每一个抽样均不同，因此必须进行上述的重新网格化处理。此时，进行图像的再构成处理的图像再构成部25，与倾斜磁场脉冲的切换率的阶段性的下降相对应地，必须使用于重新网格化的系数产生变化。因此，(如下所述，虽然脉冲序列执行数据可通过计算机系统20的控制部沈而在事前生成)例如，控制部沈根据事前所生成的脉冲序列执行数据对用于重新网格化的系数进行计算，并将所计算的系数事前就通知图像再构成部25。如上所述，图像再构成部25使用自控制部沈发送来的系数，对配置到k空间的MR回波信号数据进行重新网格化处理。另一方面，当为间距宽度可变方式时，如图4C所示，间距宽度在倾斜磁场脉冲上升之后为一定，但在倾斜磁场脉冲上升过程中可变动。在如图4C所示的例子的情况下，上述间距宽度例如可变动为“10”、“8”、“6”等。此时，与倾斜磁场脉冲的切换率阶段性的下降相对应地，抽样的点数阶段性地下降。即，当是间距宽度可变方式时，由于通过调整间距宽度使倾斜磁场脉冲的面积为一定，相反地点数减少。因此，当上间距宽度可变方式时，所收集的数据的数量减少了，但如图4A的(B)所示的有效数据的区域并未减少，所以无需由图像再构成部25进行的重新网格化处理。而且，在如上所述的情况下，接收MR回波信号的接收部9必须与倾斜磁场脉冲的切换率的阶段性下降相对应地使ADC的间距宽度变化。因此，例如，控制部沈根据事前所生成的脉冲序列执行数据计算出适当的间距宽度，并将所计算出的间距宽度经由序列控制部10在事前就通知接收部9。因此，接收部9使用被通知的间距宽度，对MR回波信号进行
数字转换。此外，用于重新网格化系数的计算或间距宽度的计算并不局限于控制部沈进行的构成。例如，也可采用由图像再构成部25或接收部9进行计算的构成，并且根据所应用的方式而进行任意变更。另外，截至到目前，对通过实施例1的序列控制部10执行的EPI序列进行了说明， 但在实施例1中，执行如上所述的EPI序列的脉冲序列执行数据为利用计算机系统20的控制部沈事前所生成的。图5为表示实施例1中的脉冲序列执行数据生成处理的处理程序的流程图。如图5所例示的那样，控制部沈判断是否接受MRI装置100的操作者进行的摄像条件的输入 (步骤S101)。当判断接收摄像条件的输入时(步骤SlOl肯定)，控制部沈基于所接收的摄像条件，来预测倾斜磁场放大器3a的输出电压阶段性的下降(步骤S102)。例如，计算机系统20，预先进行实验及实际测量等，取得表示摄像条件与输出电压的下降倾向(输出电压的举动)之间相关关系的信息，并预先存储到存储部对中。因此， 控制部26使用所接收的摄像条件并参照存储到存储部M中的上述信息，来获得与摄像条件对应地存储的输出电压的下降倾向。而且，控制部沈将获得的下降倾向作为预测结果。其次，控制部沈确定与输出电压相对应的倾斜磁场脉冲的波形(步骤S10;3)。例如，控制部沈使用规定的公式计算与在步骤S102中所预测的下降倾向相应的上升坡度， 并使输出电压与所计算出的上升坡度对应，由此确定与输出电压对应的倾斜磁场脉冲的波形。由于输出电压阶段性地下降，因此倾斜磁场脉冲的波形也与阶段性的下降相匹配地被确定多个。而且，控制部沈，如在步骤S103中确定的倾斜磁场脉冲的波形所反映的那样生成脉冲序列执行数据(步骤S104)。随后，序列控制部10执行以如上方式所生成的脉冲序列执行数据，据此执行图2所例示的EPI序列。如上所述，实施例1中的MRI装置100具备序列控制部10，该序列控制部10通过使用脉冲序列执行数据来控制倾斜磁场电源3，执行含有施加连续的读出倾斜磁场脉冲的脉冲序列。序列控制部10进行控制，以与倾斜磁场放大器3a的输出电压的阶段性的下降相对应地使倾斜磁场脉冲的上升率阶段性地下降。具体而言，在实施例1的MRI装置100中，当接收摄像条件的输入时，控制部沈基于所接收的摄像条件来预测输出电压的阶段性的下降，并确定与预测出的阶段性的下降相对应的倾斜磁场脉冲的波形，并根据上述确定结果生成脉冲序列执行数据。序列控制部10使用所生成的脉冲序列执行数据来控制倾斜磁场电源3。如上所述，根据实施例1，可提高摄像条件的自由度。进而，也可达到如下效果，即提高分辨率、减少因防止ETS的延长而导致的变形(磁敏感伪影)、及防止回波数受限等。其次，对实施例2进行说明。在实施例1中，执行EPI序列的脉冲序列执行数据是通过计算机系统20的控制部沈在事前生成的，并将此事前生成的脉冲序列执行数据直接用于倾斜磁场电源3的控制中。对此，在实施例2中，执行EPI序列的脉冲序列执行数据可在摄像过程中动态地变更。图6为用于说明实施例2的脉冲序列执行数据变更的概要的图。如图6所示，实施例2中的倾斜磁场放大器3a通过监测来测量输出电压，并将电压测量数据反馈至序列控制部10。序列控制部10将自计算机系统20发送来的脉冲序列执行数据发送至倾斜磁场电源3，由此来控制倾斜磁场电源3。而且，当实施例2中的序列控制部10接受电压测量数据的反馈(feedback)时，计算出与电压测量数据示出的输出电压对应的上升坡度，并根据该计算结果来变更脉冲序列执行数据的对应部分。并且，序列控制部10将变更后的脉冲序列执行数据发送至倾斜磁场电源3。图7为表示实施例2中的脉冲序列执行数据变更处理的处理程序的流程图。如图7所示，序列控制部10判定是否接收到自倾斜磁场放大器3a输入电压测量数据(步骤 S201)。当判定为接收到了电压测量数据的输入时(步骤S201肯定)，序列控制部10基于所接收的电压测量数据确定与输出电压对应的倾斜磁场脉冲的波形(步骤S202)。而且，序列控制部10对自计算机系统20发送来的脉冲序列执行数据中的对应部分进行变更(步骤S20;3)，并将变更后的脉冲序列执行数据发送至倾斜磁场电源3(步骤 S204)。这里，在实施例2中，由于采用的是基于通过反馈而接收的电压测量数据来确定与输出电压对应的倾斜磁场脉冲的波形的方法，因此，脉冲序列执行数据的一部分、即，仅仅相当于目前即将进行的时序(timing)的部分作为变更的对象。换言之，虽然序列控制部 10自计算机系统20接收了一连串的全部脉冲序列执行数据，但随后自序列控制部10向倾斜磁场电源3发送的变更后的脉冲序列执行数据，为仅仅相当于目前即将执行的时序部分的脉冲序列执行数据。实施例2中的序列控制部10反复进行步骤S201 204的处理。这里，如实施例1中所述的那样，当通过RAMP抽样来收集MR回波信号时，与倾斜磁场脉冲的切换率的阶段性的下降对应地，若为间距宽度固定方式则改变重新网格化系数，若为间距宽度可变方式则改变间距宽度。因此，如实施例2所示，当序列控制部10基于电压测量数据的反馈而变更脉冲序列执行数据的对应部分时，例如，序列控制部10将上述变更后的脉冲序列执行数据的信息通知控制部沈，而控制部沈基于所通知的信息来计算用于重新网格化的系数，并将所计算出的系数通知图像再构成部25。此外，例如序列控制部10也可计算出间距宽度，将所计算出的间距宽度通知接收部9。另外，用于重新网格化系数的计算或间距宽度的计算不限于由控制部沈或序列控制部10进行的构成。例如，也可由图像再构成部25或接收部9进行计算的构成，并且可根据应用的方式进行任意的变更。 如上所述的那样，实施例2中的MRI装置100具备序列控制部10，该序列控制部 10使用脉冲序列执行数据来控制倾斜磁场电源3，从而执行含有施加连续的读出倾斜磁场脉冲的脉冲序列。序列控制部10进行控制，以与倾斜磁场放大器3a的输出电压的阶段性的下降相应地使倾斜磁场脉冲的上升率阶段性地下降。 具体而言，在实施例2中的MRI装置100中，倾斜磁场电源3通过监测来测量倾斜磁场放大器3a的输出电压，并将测量结果反馈至序列控制部10。而且，当序列控制部10接收到所测量的输出电压时，确定与输出电压对应的倾斜磁场脉冲的波形，根据确定结果变更脉冲序列执行数据，使用变更后的脉冲执行数据来控制与输出电压对应的倾斜磁场电源 3。如上所述，根据实施例2，与实施例1相同，能够提高摄像条件的自由度。进而，与实施例1相同，也能达到提供分辨率、减少因防止ETS的延长而导致的变形(磁敏感伪影)、 及防止回波数受限等的效果。此外，根据实施例2，能变为与具有各种输出电压特性的倾斜磁场放大器3a的组合。即，在与切换率为最低时的状态匹配地设计了摄像条件的现有方法中，通过利用输出电压特性良好、高成本的倾斜磁场放大器3a，存在必须要改善摄像条件的状况。相对于此，根据实施例2，也能利用的倾斜磁场放大器3a的宽度扩大，从而也可利用低成本的倾斜磁场放大器3a。此外，根据实施例2，也可使与倾斜磁场放大器3a的各个特性对应的最优化成为可能。即，实施例2的方法是通过实时反馈接收当前所利用的倾斜磁场放大器3a的输出电压特性，并与其对应地确定最优的倾斜磁场脉冲的波形的方法，因此对于倾斜磁场放大器 3a而言，即便存在因个体变化、经年变化等导致的输出电压特性的不均勻性，也能够以最优的倾斜磁场脉冲的波形执行脉冲序列。进而，也能将MR图像的品质稳定化。另外，除上述实施例以外，本发明也可以通过各种不同的方式来实施。在上述实施例1及2中，虽假定为单拍的EPI序列，但本发明揭示技术不限于此， 也可以是为收集整个k空间的MR回波信号而需要多拍的多拍EPI序列。此时，例如当1拍的EPI序列结束后，MRI装置100待倾斜磁场放大器3a的输出电压恢复后执行下一拍的EPI 序列。而且，不限定于EPI序列，也可是含有施加连续的读出顿斜磁场脉冲的脉冲序列，并且若是将倾斜磁场放大器的输出电压下降作为研究课题而获得的脉冲序列，则可有效地应用本发明公开的技术。此外，如图8所例示的那样，本发明的技术可应用到使用了 SS(Single Shot)、 SE(Spin Echo)EPI 的 DWI (Diffusion Weighted Image)序列中。图 8 为用于说明实施例 3 的EPI序列的图，图9为用于说明所收集的MR回波信号的图。在图8所示的单拍的SE EPI序列中，将配置在k空间的中心的MR回波信号作为 “0相位编码”(参照图9)，并将到此为止的时间作为“TE(Time OfEcho) ”。在上述EPI序列中，优选增加TE附近的抽样数据。因此，当MRI装置100执行上述EPI序列时，也可以在“0相位编码”之前进行控制，以抑制倾斜磁场脉冲的上升率(也可进行控制以使切换率下降)。上述结果是，可防止倾斜磁场放大器3a的输出电压下降。而且，MRI装置100进行控制以在TE附近提高倾斜磁场脉冲的上升率，并增加有效数据。随后，与实施例1或实施例2相同地，控制倾斜磁场电源3而渐渐地使上升坡度变缓。这里，关于MR回波信号数据的收集方法具有如下2种，即在k空间中，针对一部分的相位编码线不收集MR回波信号数据，而在未收集MR回波信号数据的k空间嵌入“0” 的收集方法(以下，称为0填充法)；收集比一半k空间(下半部或者上半部)稍多的MR回波信号数据，使用称为埃尔米特共轭的数学性质来推测剩余的MR回波信号数据的收集方法(以下，称为半傅立叶法)。图8及图9所示的例子为0填充法。MRI装置100从靠近低频的线路开始收集MR 回波信号数据，并在k空间的中间位置嵌入“0”(图9为“0填充“)。当为半傅立叶法时，MRI装置100从更靠近低频的线路开始收集MR回波信号数据。本发明所揭示的技术，不仅可应用于通过上述0填充法来收集MR回波信号数据的情况，也可应用于通过半傅立叶法来收集MR回波信号数据的情况。在以上任一收集方法的情况下，例如，也可以首先进行控制以抑制倾斜磁场脉冲的上升率(降低切换率而进行的控制)，随后进行控制以在TE附近提高倾斜磁场脉冲的上升率，增加有效数据。进一步，随后，控制倾斜磁场电源3，渐渐地使倾斜磁场脉冲的上升坡度变缓。另外，此时，MRI装置100生成如上所述地使倾斜磁场脉冲的上升率变化的脉冲序列执行数据，并且如实施例1或实施例2中所述的那样，计算必需的重新网格化系数或间距宽度，并基于所计算的重新网格化系数或间接宽度来收集M R回波信号数据。如上所述，本发明所揭示的技术并非仅限定于控制倾斜磁场电源3来使倾斜磁场脉冲的上升坡度渐渐地变缓，也可通过控制倾斜磁场电源3而在过脉冲序列的执行过程中使倾斜磁场脉冲的上升率产生变化。作为通过控制倾斜磁场电源3而使倾斜磁场脉冲的上升率变化的例子，可列举上述的多拍的EPI序列。在多拍的EPI序列时，也不一定必须从高频处按次序地(sequential)收集k空间的MR回波信号数据，也可按照随机的顺序收集高频与低频成分。在如上所述的情况下，MRI装置100例如在收集高频成分(或者低频成分)的MR 回波信号数据时，使倾斜磁场脉冲的上升率变缓，当收集低频成分(或者高频成分)的MR 回波信号数据时，也可使倾斜磁场脉冲的上升率提高等，并使倾斜磁场脉冲的上升率进行适度的变化。当使倾斜磁场脉冲的上升率变缓时，由于可防止倾斜磁场放大器3a的输出电压降低，因此如上所述可使倾斜磁场脉冲的上升率产生适度的变化，从而可有效的应用倾斜磁场放大器3a的输出电压。此外，此时MRI装置100也可生成使倾斜磁场脉冲的上升率产生变化的脉冲序列执行数据，并且如实施例ι或实施例2所述的那样，计算出所需要的重新网格化系数或间距宽度，并基于所计算出重新网格化系数或间距宽度来收集MR回波信号数据。对本发明的若干实施方式进行了说明，但上述实施方式是作为例子而说明的，并非意味着对本发明的范围进行限定。上述实施方式可在其他各种实施例中实施，并且在不脱离本发明的要旨的范围内，可进行各种省略、变换、变更。上述实施方式及其的变形例包含于本发明的范围及要旨内，并且也包含于本申请项的范围中所揭示的发明和其均等的范围内。相关申请的交叉引用本申请基于2010年6月7日提交的日本专利申请NO. 2010-130271和2011年4 月27日提交的日本专利申请2011-99935并要求其为优先权，其全部内容通过引用结合在本申请中。
权利要求
1.一种磁共振成像装置，其特征在于，具备序列控制部，该序列控制部通过控制倾斜磁场电源，执行含有施加连续的读出倾斜磁场脉冲的脉冲序列，上述序列控制部控制述倾斜磁场电源，以便与倾斜磁场放大器的输出电压的阶段性的下降相应地使上述倾斜磁场脉冲的上升率阶段性地下降。
2.根据权利要求1所述的磁共振成像装置，其特征在于，还具备指令信号生成部，该指令信号生成部在接收到摄像条件的输入后，基于所接受的摄像条件来预测上述输出电压的阶段性的下降，确定与预测出的阶段性的下降对应的上述倾斜磁场脉冲的波形，根据确定结果来生成指令信号，上述序列控制部使用所生成的指令信号来控制上述倾斜磁场电源。
3.根据权利要求1所述的磁共振成像装置，其特征在于， 还具备用于测量上述倾斜磁场放大器的输出电压的测量部，上述序列控制部，在接收到所测量的输出电压后，确定与该输出电压对应的上述倾斜磁场脉冲的波形，并根据确定结果，变更用于控制上述倾斜磁场电源的指令信号，使用变更后的指令信号来控制上述倾斜磁场电源。
4.根据权利要求1所述的磁共振成像装置，其特征在于，上述序列控制部以1周期或者多周期为单位进行控制，以使上述倾斜磁场脉冲的上升率阶段性地下降。
5.根据权利要求2所述的磁共振成像装置，其特征在于，上述序列控制部以1周期或者多周期为单位进行控制，以使上述倾斜磁场脉冲的上升率阶段性地下降。
6.根据权利要求3所述的磁共振成像装置，其特征在于，上述序列控制部以1周期或者多周期为单位进行控制，以使上述倾斜磁场脉冲的上升率阶段性地下降。
7.根据权利要求1所述的磁共振成像装置，其特征在于， 上述序列控制部通过RAMP抽样来收集磁共振回波信号。
8.根据权利要求2所述的磁共振成像装置，其特征在于， 上述序列控制部通过RAMP抽样来收集磁共振回波信号。
9.根据权利要求3所述的磁共振成像装置，其特征在于， 上述序列控制部通过RAMP抽样来收集磁共振回波信号。
10.根据权利要求4所述的磁共振成像装置，其特征在于， 上述序列控制部通过RAMP抽样来收集磁共振回波信号。
11.根据权利要求5所述的磁共振成像装置，其特征在于， 上述序列控制部通过RAMP抽样来收集磁共振回波信号。
12.根据权利要求6所述的磁共振成像装置，其特征在于， 上述序列控制部通过RAMP抽样来收集磁共振回波信号。
13.—种磁共振成像装置，其特征在于，具备序列控制部，该序列控制部通过控制倾斜磁场电源来执行含有施加连续的读出倾斜磁场脉冲的脉冲序列，上述序列控制部控制上述倾斜磁场电源，以便在上述脉冲序列的执行过程中使上述倾斜磁场脉冲的上升率变化。
14.根据权利要求13所述的磁共振成像装置，其特征在于，上述序列控制部以1周期或者多周期为单位进行控制，以使上述倾斜磁场脉冲的上升率变化。
15.根据权利要求13所述的磁共振成像装置，其特征在于， 上述序列控制部通过RAMP抽样来收集磁共振回波信号。
全文摘要
本发明涉及一种磁共振成像装置。目的在于提供一种可提高摄像条件的自由度的磁共振成像装置。本发明的磁共振成像装置具备序列控制部，通过控制倾斜磁场电源，执行含有施加了连续读出的倾斜磁场脉冲的脉冲序列。上述序列控制部控制上述倾斜磁场电源，以便与倾斜磁场放大器的输出电压的阶段性的下降相应地使上述倾斜磁场脉冲的上升率阶段性地下降。
文档编号A61B5/055GK102266224SQ20111015643
公开日2011年12月7日 申请日期2011年6月3日 优先权日2010年6月7日
发明者大川真史 申请人:东芝医疗系统株式会社, 株式会社东芝