JP2004154399A

JP2004154399A - Group delay optimization method and magnetic resonance imaging unit

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Publication number: JP2004154399A
Application number: JP2002323656A
Authority: JP
Inventors: Nozomi Uetake; 望植竹; Susumu Kosugi; 進小杉; Mitsuharu Miyoshi; 光晴三好
Original assignee: GE Medical Systems Global Technology Co LLC
Current assignee: GE Medical Systems Global Technology Co LLC
Priority date: 2002-11-07
Filing date: 2002-11-07
Publication date: 2004-06-03
Anticipated expiration: 2022-11-07
Also published as: JP4067938B2

Abstract

<P>PROBLEM TO BE SOLVED: To realize a method of optimizing the group delay in three systems of gradient magnetic field generators and a magnetic resonance imaging unit with a means for doing so. <P>SOLUTION: The coefficient of the correction signal given by the polynomial of exponent functions is determined for the correction of the effect of the eddy current on the gradient magnetic fields individually generated by the three systems of gradient magnetic field generators (903), the gradient magnetic field signals in the three systems of gradient magnetic field generators are corrected by the correction signal (905) to individually measure the group delays of the gradient magnetic fields generated by the three systems of gradient magnetic field generators after the correction of the gradient magnetic field signals (907). The coefficient of the correction signal is altered so that the difference in the group delay between the three systems is held within the predetermined allowable range if it is not within the allowable range (909, 911 and 915). <P>COPYRIGHT: (C)2004,JPO

Description

【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、群遅延最適化方法および磁気共鳴撮影装置に関し、とくに、磁気共鳴撮影装置の３系統の勾配磁場発生装置が発生する勾配磁場の群遅延を最適化する方法、および、群遅延最適化手段を備えた磁気共鳴撮影装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】
従来、磁気共鳴撮影装置の勾配磁場発生装置が発生する勾配磁場への渦電流の影響を補正するために、勾配磁場信号に補正信号が付加される。補正信号は指数関数の多項式で表される（例えば、特許文献１参照）。
【０００３】
【特許文献１】特開平４−２２３３８号公報（第３，４頁、第２，３図）
【０００４】
【発明が解決しようとする課題】
３系統の勾配磁場発生装置の間で渦電流補正に不揃いがあると、それぞれの勾配磁場の群遅延が相違し、撮影した画像の画質を低下させる原因となる。なお、群遅延とは、勾配磁場をスピン（ｓｐｉｎ）励起用のＲＦ（ｒａｄｉｏｆｒｅｑｕｅｎｃｙ）磁場と一緒に印加したときの、ＲＦ磁場に対する勾配磁場の遅延のことである。群遅延はグループディレイ（ｇｒｏｕｐｄｅｌａｙ）とも呼ばれる。
【０００５】
そこで、本発明の課題は、３系統の勾配磁場発生装置の群遅延を最適化する方法、および、そのような手段を備えた磁気共鳴撮影装置を実現することである。
【０００６】
【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ひとつの観点での発明は、３系統の勾配磁場発生装置が発生する勾配磁場の群遅延をそれぞれ測定し、最も大きい群遅延をシステムの群遅延として採用し、最も群遅延が大きい１系統に対する他の２系統の群遅延の差をそれぞれ求め、前記２系統の勾配磁場発生装置の勾配磁場に前記それぞれの差に相当する遅延を付与する、ことを特徴とする群遅延最適化方法である。
【０００７】
この観点での発明では、３系統の勾配磁場発生装置が発生する勾配磁場の群遅延をそれぞれ測定し、最も大きい群遅延をシステムの群遅延として採用し、最も群遅延が大きい１系統に対する他の２系統の群遅延の差をそれぞれ求め、前記２系統の勾配磁場発生装置の勾配磁場に前記それぞれの差に相当する遅延を付与するので、３系統の勾配磁場の群遅延を同一化することができる。
【０００８】
（２）上記の課題を解決するための他の観点での発明は、３系統の勾配磁場発生装置がそれぞれ発生する勾配磁場における渦電流の影響を補正するための、指数関数の多項式で表される補正信号の係数を決定し、前記補正信号によって３系統の勾配磁場発生装置における勾配磁場信号をそれぞれ補正し、勾配磁場信号補正後の３系統の勾配磁場発生装置が発生する勾配磁場の群遅延をそれぞれ測定し、３系統間の群遅延の相違が予め定められた許容範囲に入らないときはそれが許容範囲内となるように前記補正信号の係数を変更する、ことを特徴とする群遅延最適化方法である。
【０００９】
（３）上記の課題を解決するための他の観点での発明は、静磁場発生手段、３系統の勾配磁場発生手段およびＲＦ磁場発生手段がそれぞれ発生する静磁場、勾配磁場およびＲＦ磁場を撮影の対象に印加して獲得した磁気共鳴信号に基づいて画像生成手段により画像を生成する磁気共鳴撮影装置であって、前記３系統の勾配磁場発生手段がそれぞれ発生する勾配磁場における渦電流の影響を補正するための、指数関数の多項式で表される補正信号の係数を決定する係数決定手段と、前記補正信号によって前記３系統の勾配磁場発生手段における勾配磁場信号をそれぞれ補正する補正手段と、勾配磁場信号補正後の前記３系統の勾配磁場発生手段が発生する勾配磁場の群遅延をそれぞれ測定する測定手段と、３系統間の群遅延の相違が予め定められた許容範囲に入らないときはそれが許容範囲内となるように前記補正信号の係数を変更する変更手段と、を具備することを特徴とする磁気共鳴撮影装置である。
【００１０】
（２）および（３）記載の各観点での発明では、３系統の勾配磁場発生装置がそれぞれ発生する勾配磁場における渦電流の影響を補正するための、指数関数の多項式で表される補正信号の係数を決定し、前記補正信号によって３系統の勾配磁場発生装置における勾配磁場信号をそれぞれ補正し、勾配磁場信号補正後の３系統の勾配磁場発生装置が発生する勾配磁場の群遅延をそれぞれ測定し、３系統間の群遅延の相違が予め定められた許容範囲に入らないときはそれが許容範囲内となるように前記補正信号の係数を変更するので、３系統の勾配磁場の群遅延の相違を許容範囲内とすることができる。
【００１１】
前記多項式は予め定められた項数を有することが、係数決定を容易にする点で好ましい。前記項数は３であることが、係数決定の容易さと補正精度をバランスさせる点で好ましい。前記群遅延の相違は予め定められた値に対する相違であることが、群遅延を予め定められた値に揃える点で好ましい。前記予め定められた値は３系統の群遅延の平均値であることが、群遅延を平均値に揃える点で好ましい。前記予め定められた値は１つの系統の群遅延であることが、群遅延を１つの系統の群遅延に揃える点で好ましい。前記係数は振幅係数もしくは時定数または振幅係数および時定数であってよい。
【００１２】
なお、上記の課題を解決するための他の観点での発明は、静磁場発生手段、３系統の勾配磁場発生手段およびＲＦ磁場発生手段がそれぞれ発生する静磁場、勾配磁場およびＲＦ磁場を撮影の対象に印加して獲得した磁気共鳴信号に基づいて画像生成手段により画像を生成する磁気共鳴撮影装置であって、３系統の勾配磁場発生装置が発生する勾配磁場の群遅延をそれぞれ測定する測定手段と、最も大きい群遅延をシステムの群遅延として採用する採用手段と、最も群遅延が大きい１系統に対する他の２系統の群遅延の差をそれぞれ求める計算手段と、前記２系統の勾配磁場発生装置の勾配磁場に前記それぞれの差に相当する遅延を付与する遅延付与手段と、を具備することを特徴とする磁気共鳴撮影装置であってよい。
【００１３】
【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。
【００１４】
同図に示すように、本装置はマグネットシステム（ｍａｇｎｅｔｓｙｓｔｅｍ）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１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。
【００１５】
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１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よい。
【００１６】
勾配コイル部１０６は、互いに垂直な３軸すなわちスライス（ｓｌｉｃｅ）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。
【００１７】
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。これはオブリーク（ｏｂｌｉｑｕｅ）とも呼ばれる。なお、本装置では対象１の体軸の方向をｚ軸方向とする。
【００１８】
スライス軸方向の勾配磁場をスライス勾配磁場ともいう。位相軸方向の勾配磁場を位相エンコード（ｅｎｃｏｄｅ）勾配磁場またはフェーズエンコード（ｐｈａｓｅｅｎｃｏｄｅ）勾配磁場ともいう。周波数軸方向の勾配磁場をリードアウト（ｒｅａｄｏｕｔ）勾配磁場ともいう。リードアウト勾配磁場は周波数エンコード勾配磁場と同義である。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。
【００１９】
ＲＦコイル部１０８は静磁場空間に対象１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。また、ＲＦ励起信号をＲＦパルス（ｐｕｌｓｅ）ともいう。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は、ＲＦコイル部１０８によって受信される。
【００２０】
磁気共鳴信号は、周波数ドメイン（ｄｏｍａｉｎ）すなわちフーリエ（Ｆｏｕｒｉｅｒ）空間の信号となる。位相軸方向および周波数軸方向の勾配により、磁気共鳴信号のエンコードを２軸で行うので、磁気共鳴信号は２次元フーリエ空間における信号として得られる。フェーズエンコード勾配およびリードアウト勾配は、２次元フーリエ空間における信号のサンプリング位置を決定する。以下、２次元フーリエ空間をｋスペース（ｋ−ｓｐａｃｅ）ともいう。
【００２１】
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に駆動信号を与えて勾配磁場を発生させる。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。３系統の勾配コイルと駆動回路が発生する３軸の勾配磁場については、群遅延の最適化が行われている。群遅延の最適化については、後にあらためて説明する。
【００２２】
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パルスを送信し、対象１の体内のスピンを励起する。
【００２３】
主磁場コイル部１０２は、本発明における静磁場発生手段の実施の形態の一例である。勾配コイル部１０６および勾配駆動部１３０からなる部分は、本発明における勾配磁場発生手段の実施の形態の一例である。ＲＦコイル部１０８およびＲＦ駆動部１４０からなる部分は、本発明におけるＲＦ磁場発生手段の実施の形態の一例である。
【００２４】
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ディジタルデータ（ｄｉｇｉｔａｌｄａｔａ）として収集する。
【００２５】
勾配駆動部１３０、ＲＦ駆動部１４０およびデータ収集部１５０にはシーケンス（ｓｅｑｕｅｎｃｅ）制御部１６０が接続されている。シーケンス制御部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磁気共鳴信号の収集を遂行する。
【００２６】
シーケンス制御部１６０は、例えばコンピュータ（ｃｏｍｐｕｔｅｒ）等を用いて構成される。シーケンス制御部１６０は図示しないメモリ（ｍｅｍｏｒｙ）を有する。メモリはシーケンス制御部１６０用のプログラムおよび各種のデータを記憶している。シーケンス制御部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。
【００２７】
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。
【００２８】
データ処理部１７０はシーケンス制御部１６０に接続されている。データ処理部１７０はシーケンス制御部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。
【００２９】
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ｋスペースに対応する。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画像を再構成する。データ処理部１７０は、本発明における画像生成手段の実施の形態の一例である。
【００３０】
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（ｐｏｉｎｔｉｎｇ
ｄｅｖｉｃｅ）を備えたキーボード（ｋｅｙｂｏａｒｄ）等で構成される。
【００３１】
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。
【００３２】
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。同図に示す磁気共鳴撮影装置は、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。
【００３３】
本装置は、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、同様な部分は同一の符号を付して説明を省略する。
【００３４】
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１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。
【００３５】
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１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よい。
【００３６】
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。
【００３７】
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、すなわちオブリークが可能である。本装置でも対象１の体軸の方向をｚ軸方向とする。３軸方向の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。
【００３８】
ＲＦコイル部１０８’は静磁場空間に対象１の体内のスピンを励起するためのＲＦパルスを送信する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は、ＲＦコイル部１０８’によって受信される。ＲＦコイル部１０８’の受信信号がデータ収集部１５０に入力される。
【００３９】
主磁場マグネット部１０２’は、本発明における静磁場発生手段の実施の形態の一例である。勾配コイル部１０６’および勾配駆動部１３０からなる部分は、本発明における勾配磁場発生手段の実施の形態の一例である。ＲＦコイル部１０８’およびＲＦ駆動部１４０からなる部分は、本発明におけるＲＦ磁場発生手段の実施の形態の一例である。
【００４０】
図３に、磁気共鳴撮影に用いるパルスシーケンス（ｐｕｌｓｅｓｅｑｕｅｎｃｅ）の一例を示す。このパルスシーケンスは、スピンエコー（ＳＥ：Ｓｐｉｎ
Ｅｃｈｏ）法のパルスシーケンスである。
【００４１】
すなわち、（１）はＳＥ法におけるＲＦ励起用の９０°パルスおよび１８０°パルスのシーケンスであり、（２）、（３）、（４）および（５）は、同じくそれぞれ、スライス勾配Ｇｓ、リードアウト勾配Ｇｒ、フェーズエンコード勾配ＧｐおよびスピンエコーＭＲのシーケンスである。なお、９０°パルスおよび１８０°パルスはそれぞれ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。
【００４２】
同図に示すように、９０°パルスによりスピンの９０°励起が行われる。このときスライス勾配Ｇｓが印加され所定のスライスについての選択励起が行われる。９０°励起から所定の時間後に、１８０°パルスによる１８０°励起すなわちスピン反転が行われる。このときもスライス勾配Ｇｓが印加され、同じスライスについての選択的反転が行われる。
【００４３】
９０°励起とスピン反転の間の期間に、リードアウト勾配Ｇｒおよびフェーズエンコード勾配Ｇｐが印加される。リードアウト勾配Ｇｒによりスピンのディフェーズ（ｄｅｐｈａｓｅ）が行われる。フェーズエンコード勾配Ｇｐによりスピンのフェーズエンコードが行われる。
【００４４】
スピン反転後、リードアウト勾配Ｇｒでスピンをリフェーズ（ｒｅｐｈａｓｅ）してスピンエコーＭＲを発生させる。スピンエコーＭＲはデータ収集部１５０によりビューデータ（ｖｉｅｗｄａｔａ）として収集される。このようなパルスシーケンスが周期ＴＲ（ｒｅｐｅｔｉｔｉｏｎｔｉｍｅ）で６４〜５１２回繰り返される。繰り返しのたびにフェーズエンコード勾配Ｇｐを変更し、毎回異なるフェーズエンコードを行う。これによって、６４〜５１２ビューのビューデータが得られる。
【００４５】
磁気共鳴撮影用パルスシーケンスの他の例を図４に示す。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。
【００４６】
すなわち、（１）はＧＲＥ法におけるＲＦ励起用のα°パルスのシーケンスであり、（２）、（３）、（４）および（５）は、同じくそれぞれ、スライス勾配Ｇｓ、リードアウト勾配Ｇｒ、フェーズエンコード勾配ＧｐおよびスピンエコーＭＲのシーケンスである。なお、α°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。
【００４７】
同図に示すように、α°パルスによりスピンのα°励起が行われる。αは９０以下である。このときスライス勾配Ｇｓが印加され所定のスライスについての選択励起が行われる。
【００４８】
α°励起後、フェーズエンコード勾配Ｇｐによりスピンのフェーズエンコードが行われる。次に、リードアウト勾配Ｇｒによりまずスピンをディフェーズし、次いでスピンをリフェーズして、グラディエントエコーＭＲを発生させる。グラディエントエコーＭＲ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。このようなパルスシーケンスが周期ＴＲで６４〜５１２回繰り返される。繰り返しのたびにフェーズエンコード勾配Ｇｐを変更し、毎回異なるフェーズエンコードを行う。これによって、６４〜５１２ビューのビューデータが得られる。
【００４９】
図３または図４のパルスシーケンスによって得られたビューデータが、データ処理部１７０のメモリに収集される。なお、パルスシーケンスはＳＥ法またはＧＲＥ法に限るものではなく、例えばファーストスピンエコー（ＦＳＥ：ＦａｓｔＳｐｉｎＥｃｈｏ）法やエコープラナーイメージング（ＥＰＩ：ＥｃｈｏＰｌａｎａｒＩｍａｇｉｎｇ）等、他の適宜の技法のものであってよいのはいうまでもない。データ処理部１７０は、メモリに収集したビューデータに基づいて画像を再構成する。
【００５０】
図５に、群遅延を最適化するときの、本装置の動作のフロー（ｆｌｏｗ）図を示す。群遅延の最適化は、スキャン前の準備の一環として行われる。同図に示すように、ステップ（ｓｔｅｐ）５０１で、３系統の勾配磁場の群遅延を測定することが行われる。
【００５１】
群遅延の測定は、例えば、スピンエコー法のパルスシーケンスを利用して行われる。スピンエコー信号の位相は勾配磁場の群遅延の影響を受けるので、その位相から群遅延を求めることができる。そこで、ｘ，ｙ，ｚ軸を順次リードアウト軸としてそれぞれスピンエコー法を実行し、それぞれのスピンエコーから３系統の勾配磁場の群遅延が求められる。以下、ｘ，ｙ，ｚ軸の群遅延をそれぞれｄｘ，ｄｙ，ｄｚで表す。群遅延ｄｘ，ｄｙ，ｄｚは例えば図６に示すようになる。
【００５２】
次に、ステップ５０３で、群遅延の最大値をシステムの群遅延として採用することが行われる。例えば群遅延ｄｚが最大であったとすると、ｄｚがシステムの群遅延とされる。
【００５３】
次に、ステップ５０５で、最も群遅延が大きい１系統に対する他の２系統の群遅延の差を計算することが行われる。これによって、例えば、ｄｚ−ｄｘおよびｄｚ−ｄｙが求められる。
【００５４】
次に、ステップ５０７で、それぞれの差を２系統の勾配磁場の遅延時間として設定することが行われる。これによって、例えば、ｄｚ−ｄｘがｘ軸の勾配磁場の遅延時間として設定され、ｄｚ−ｄｙがｙ軸の勾配磁場の遅延時間として設定される。
【００５５】
これら遅延時間は、スキャン実行時に、ｘ軸およびｙ軸にそれぞれ勾配磁場を印加するときの、タイミング（ｔｉｍｉｎｇ）ずらし量として利用される。すなわち、図７に示すように、ｘ，ｙ，ｚ軸にスライス勾配を印加してオブリークスキャン等を行う場合、ｘ軸にはｚ軸よりもｄｚ−ｄｘだけ遅らせて勾配磁場を印加し、ｙ軸にはｚ軸よりもｄｚ−ｄｙだけ遅らせて勾配磁場を印加する。また、ＲＦ励起はシステムの群遅延ｄｚに合わせて行われる。これによって、ＲＦパルスから見た各軸の群遅延が全て同一となり、各軸の群遅延の相違による画質劣化等の不都合は生じない。
【００５６】
図８に、上記のような群遅延最適化を行う本装置の機能ブロック図を示す。同図に示すように、本装置は、群遅延測定部８０２、システム群遅延採用部８０４、差計算部８０６および遅延付与部８０８を有する。群遅延測定部８０２、システム群遅延採用部８０４、差計算部８０６および遅延付与部８０８は、それぞれ、図５のフロー図におけるステップ５０１、５０３、５０５および５０７の機能に相当する。
【００５７】
図９に、群遅延を最適化するときの、本装置の他の動作のフロー図を示す。群遅延の最適化は、スキャン前の準備の一環として行われる。同図に示すように、ステップ９０１で、補正信号の項数を設定することが行われる。補正信号とは、勾配磁場における渦電流の影響を補正するために、勾配磁場信号に付加する信号である。補正信号は、下記のように、指数関数の多項式で表される。
【００５８】
【数１】

【００５９】
ステップ９０１における項数設定により、（１）式におけるＮの値が特定される。Ｎの値としては例えば３が設定される。なお、Ｎの値は３に限らず適宜でよい。項数を少なくするほど係数決定が容易になる。項数を多くするほど補正の精度が向上する。Ｎ＝３は、係数決定の容易さと補正精度をバランス（ｂａｌａｎｃｅ）させる点で好ましい。項数設定は、本装置の使用者によって行われる。
【００６０】
次に、ステップ９０３で、補正信号の係数を決定することが行われる。係数の決定は、ステップ９０１で設定した各項について行われる。これによって、係数Ａｉおよびτｉが決定される。
【００６１】
係数の決定は、例えば、ｘ，ｙ，ｚ軸について勾配磁場による渦電流をそれぞれ測定し、それら渦電流の特性に基づいて行われる。このような係数決定方法は、この技術分野において知られている。
【００６２】
次に、ステップ９０５で、勾配磁場信号を補正することが行われる。勾配磁場信号の補正は、補正信号を勾配磁場信号に付加することによって行われる。勾配磁場信号の補正は、ｘ，ｙ，ｚ軸それぞれについて行われる。
【００６３】
次に、ステップ９０７で、３軸の群遅延を測定することが行われる。３軸の群遅延の測定は、前述と同様にして行われる。このとき勾配磁場は、補正済の信号を用いて発生される。
【００６４】
次に、ステップ９０９で、平均値を求めることが行われる。これによって、３軸の群遅延ｄｘ，ｄｙ，ｄｚの平均値
【００６５】
【数２】

【００６６】
が求まる。
【００６７】
次に、ステップ９１１で、平均値に対する各軸の群遅延の相違が許容範囲内か否かが判定される。許容範囲は予め使用者によって設定されている。あるいは撮影条件に応じて自ずから定まる。
【００６８】
許容範囲であるときは、ステップ９１３で、平均値ｄｍをシステムの群遅延として採用するが、許容範囲外のときは、ステップ９１５で、補正信号の係数を変更することが行われる。変更する係数は、例えば振幅係数Ａｉである。なお、Ａｉの代わりに時定数τｉを変更してもよく、あるいは両方を変更してもよい。
【００６９】
係数を変更したときは、ステップ９０５に戻る。そして、ステップ９０５で勾配磁場信号を補正する。補正信号の係数を変更したことにより補正後の勾配磁場信号が変わる。
【００７０】
次に、ステップ９０７で３軸の群遅延を測定する。勾配磁場信号が変わったことにより、３軸の群遅延が変化する。そこで、ステップ９０９でそれらの平均値を求め、ステップ９１１で新たな平均値に対する各軸の群遅延の相違が許容範囲内か否かを判定する。
【００７１】
このような処理が、平均値に対する各軸の群遅延の相違が許容範囲に入るまで繰り返され、許容範囲内となったとき、ステップ９１３で最後の平均値がシステムの群遅延として採用される。このようにして、３軸の群遅延は、それらの相違が所定の範囲内となるように調節される。すなわち、群遅延の最適化が行われる。なお、平均値の代わりに３軸のうちのいずれか１軸の群遅延を採用しても、上記と同様にして群遅延を最適化することができる。
【００７２】
図１０に、上記のような群遅延最適化を行う本装置の機能ブロック図を示す。同図に示すように、本装置は、係数決定部９０２、勾配磁場信号補正部９０４、群遅延測定部９０６、平均値計算部９０８、判定部９１０、システム群遅延採用部９１２および係数変更部９１４を有する。これらは、それぞれ、図９のフロー図におけるステップ９０３、９０５、９０７、９０９、９１１、９１３および９１５の機能に相当する。
【００７３】
係数決定部９０２は、本発明における係数決定手段の実施の形態の一例である。勾配磁場信号補正部９０４は、本発明における補正手段の実施の形態の一例である。群遅延測定部９０６は、本発明における測定手段の実施の形態の一例である。平均値計算部９０８、判定部９１０、システム群遅延採用部９１２および係数変更部９１４からなる部分は、本発明における変更手段の実施の形態の一例である。
【００７４】
以上、好ましい実施の形態の例に基づいて本発明を説明したが、本発明が属する技術の分野における通常の知識を有する者は、上記の実施の形態の例について、本発明の技術的範囲を逸脱することなく種々の変更や置換等をなし得る。したがって、本発明の技術的範囲には、上記の実施の形態の例ばかりでなく、特許請求の範囲に属する全ての実施の形態が含まれる。
【００７５】
【発明の効果】
以上詳細に説明したように、本発明によれば、３系統の勾配磁場発生装置の群遅延を最適化する方法、および、そのような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】本発明の実施の形態の一例の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】本発明の実施の形態の一例の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】本発明の実施の形態の一例の装置の動作のフロー図である。
【図６】３軸の勾配磁場の群遅延を示す図である。
【図７】群遅延の最適化を示す図である。
【図８】本発明の実施の形態の一例の装置の機能ブロック図である。
【図９】本発明の実施の形態の一例の装置の動作のフロー図である。
【図１０】本発明の実施の形態の一例の装置の機能ブロック図である。
【符号の説明】
１対象
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シーケンス制御部
１７０データ処理部
１８０表示部
１９０操作部
５００クレードル
８０２，９０６群遅延測定部
８０４，９１２システム群遅延採用部
８０６差計算部
８０８遅延付与部
９０２係数決定部
９０４勾配磁場信号補正部
９０８平均値計算部
９１０判定部
９１４係数変更部[0001]
TECHNICAL FIELD OF THE INVENTION
The present invention relates to a group delay optimizing method and a magnetic resonance imaging apparatus, and more particularly, to a method of optimizing a group delay of a gradient magnetic field generated by three gradient magnetic field generating apparatuses of a magnetic resonance imaging apparatus, and a group delay optimizing method. The present invention relates to a magnetic resonance imaging apparatus having means.
[0002]
[Prior art]
Conventionally, a correction signal is added to a gradient magnetic field signal in order to correct the influence of an eddy current on a gradient magnetic field generated by a gradient magnetic field generator of a magnetic resonance imaging apparatus. The correction signal is represented by an exponential function polynomial (for example, see Patent Document 1).
[0003]
[Patent Document 1] JP-A-4-22338 (

pages

3, 4 and 2, 3)
[0004]
[Problems to be solved by the invention]
If the eddy current correction is uneven among the three gradient magnetic field generators, the group delays of the respective gradient magnetic fields are different, which causes deterioration in the quality of a captured image. The group delay is a delay of the gradient magnetic field with respect to the RF magnetic field when the gradient magnetic field is applied together with the RF (radio frequency) magnetic field for spin excitation. The group delay is also called a group delay.
[0005]
Therefore, an object of the present invention is to realize a method of optimizing the group delay of a three-system gradient magnetic field generator, and a magnetic resonance imaging apparatus including such means.
[0006]
[Means for Solving the Problems]
(1) In one aspect of the invention for solving the above-described problem, a group delay of a gradient magnetic field generated by three gradient magnetic field generators is measured, and the largest group delay is adopted as a system group delay. And calculating a difference between group delays of the other two systems with respect to one system having the largest group delay, and adding a delay corresponding to the difference to the gradient magnetic field of the two systems of gradient magnetic field generators. Is a group delay optimization method.
[0007]
In the invention in this respect, the group delays of the gradient magnetic fields generated by the three gradient magnetic field generators are measured, and the largest group delay is adopted as the system group delay. The difference between the group delays of the two systems is obtained, and a delay corresponding to the difference is given to the gradient magnetic field of the two gradient magnetic field generators. it can.
[0008]
(2) According to another aspect of the present invention for solving the above-described problems, an exponential function polynomial for correcting the effect of eddy current on the gradient magnetic field generated by each of the three gradient magnetic field generators is provided. The coefficient of the correction signal to be corrected is determined, and the correction signals are used to correct the gradient magnetic field signals in the three gradient magnetic field generators, respectively. The group delay of the gradient magnetic field generated by the three gradient magnetic field generators after the correction of the gradient magnetic field signal And when the difference in group delay among the three systems does not fall within a predetermined allowable range, the coefficient of the correction signal is changed so that the difference falls within the allowable range. This is an optimization method.
[0009]
(3) According to another aspect of the invention for solving the above-described problem, the static magnetic field generating means, the gradient magnetic field generating means of three systems, and the RF magnetic field generating means respectively capture the static magnetic field, the gradient magnetic field, and the RF magnetic field. A magnetic resonance imaging apparatus for generating an image by an image generating means based on a magnetic resonance signal obtained by applying to an object according to (1), wherein an influence of an eddy current in a gradient magnetic field generated by each of the three gradient magnetic field generating means is controlled. Coefficient determining means for determining a coefficient of a correction signal represented by an exponential function polynomial for correction, correction means for correcting the gradient magnetic field signals in the three gradient magnetic field generating means by the correction signals, A measuring unit for measuring the group delay of the gradient magnetic field generated by the three gradient magnetic field generating units after the magnetic field signal correction, and a difference of the group delay between the three systems is predetermined. And when entering the allowable range is a magnetic resonance imaging apparatus characterized by comprising changing means for changing the coefficients of the correction signal so that it falls within the allowable range, the.
[0010]
In the invention according to each of the aspects described in (2) and (3), a correction signal represented by an exponential function polynomial for correcting the influence of eddy current on the gradient magnetic field generated by each of the three gradient magnetic field generators. Are determined, the gradient magnetic field signals in the three gradient magnetic field generators are respectively corrected by the correction signal, and the group delays of the gradient magnetic fields generated by the three gradient magnetic field generators after the gradient magnetic field signal correction are measured. If the difference in group delay between the three systems does not fall within the predetermined allowable range, the coefficient of the correction signal is changed so that the difference falls within the allowable range. The differences can be within an acceptable range.
[0011]
It is preferable that the polynomial has a predetermined number of terms in order to facilitate coefficient determination. It is preferable that the number of terms is 3 in terms of balancing ease of coefficient determination and correction accuracy. It is preferable that the difference in the group delay is a difference from a predetermined value in order to make the group delay equal to a predetermined value. It is preferable that the predetermined value is an average value of the group delays of the three systems in order to make the group delays equal to the average value. It is preferable that the predetermined value is a group delay of one system in order to make the group delay equal to the group delay of one system. The coefficient may be an amplitude coefficient or a time constant or an amplitude coefficient and a time constant.
[0012]
According to another aspect of the present invention for solving the above-described problem, the static magnetic field generating means, the three-gradient magnetic field generating means, and the RF magnetic field generating means generate a static magnetic field, a gradient magnetic field, and an RF magnetic field. A magnetic resonance imaging apparatus for generating an image by an image generating means based on a magnetic resonance signal obtained by applying to a target, and measuring means for measuring group delays of gradient magnetic fields generated by three gradient magnetic field generating apparatuses, respectively. Means for adopting the largest group delay as the group delay of the system; calculating means for respectively calculating the difference between the group delay of one system with the largest group delay and the group delay of the other two systems; And a delay imparting means for imparting a delay corresponding to the respective differences to the gradient magnetic field of the magnetic resonance imaging apparatus.
[0013]
BEST MODE FOR CARRYING OUT THE INVENTION
Hereinafter, embodiments of the present invention will be described in detail with reference to the drawings. Note that the present invention is not limited to the embodiment. FIG. 1 shows a block diagram of the magnetic resonance imaging apparatus. The configuration of the present apparatus shows an example of an embodiment relating to the apparatus of the present invention. An example of an embodiment of the method of the present invention is shown by the operation of the present apparatus.
[0014]
As shown in the figure, the present apparatus has a magnet system (magnet system) 100. The magnet system 100 has a main magnetic field coil unit 102, a gradient coil unit 106, and an RF coil unit 108. Each of these coil portions has a substantially cylindrical shape and is arranged coaxially with each other. A subject 1 to be photographed is mounted on a cradle 500 and carried into and out of a generally cylindrical internal space (bore) of the magnet system 100 by a transport means (not shown).
[0015]
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 substantially parallel to the direction of the body axis of the subject 1. 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. In addition, you may comprise using not only a superconducting coil but a normal conduction coil.
[0016]
The gradient coil unit 106 generates three gradient magnetic fields for giving a gradient to the static magnetic field strength in three directions perpendicular to each other, that is, in a slice axis, a phase axis, and a frequency axis.
[0017]
When 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. Further, the slice axis, the phase axis, and the frequency axis can have an arbitrary inclination with respect to the x, y, and z axes while maintaining the perpendicularity among them. This is also called oblique. In this apparatus, the direction of the body axis of the object 1 is defined as the z-axis direction.
[0018]
The gradient magnetic field in the slice axis direction is also called a slice gradient magnetic field. The gradient magnetic field in the phase axis direction is also referred to as a phase encode gradient magnetic field or a phase encode gradient magnetic field. The gradient magnetic field in the frequency axis direction is also referred to as a read out gradient magnetic field. The readout gradient magnetic field is synonymous with the frequency encoding gradient magnetic field. In order to enable generation of such a gradient magnetic field, the gradient coil section 106 has three gradient coils (not shown). Hereinafter, the gradient magnetic field is also simply referred to as a gradient.
[0019]
The RF coil unit 108 forms a high-frequency magnetic field for exciting spins in the body of the subject 1 in a static magnetic field space. Hereinafter, forming a high-frequency magnetic field is also referred to as transmitting an RF excitation signal. The RF excitation signal is also called an RF pulse. An electromagnetic wave generated by the excited spin, that is, a magnetic resonance signal is received by the RF coil unit 108.
[0020]
The magnetic resonance signal is a signal in a frequency domain, that is, a Fourier space. Since the magnetic resonance signal is encoded in two axes by the gradient in the phase axis direction and the frequency axis direction, the magnetic resonance signal is obtained as a signal in a two-dimensional Fourier space. The phase encode gradient and the readout gradient determine the sampling position of the signal in two-dimensional Fourier space. Hereinafter, the two-dimensional Fourier space is also referred to as a k-space.
[0021]
The gradient driving unit 130 is connected to the gradient coil unit 106. The gradient driving unit 130 supplies a driving signal to the gradient coil unit 106 to generate a gradient magnetic field. The gradient drive unit 130 has three drive circuits (not shown) corresponding to the three gradient coils in the gradient coil unit 106. The group delay is optimized for the three gradient coils and the three-axis gradient magnetic field generated by the drive circuit. The optimization of the group delay will be described later.
[0022]
The RF driving section 140 is connected to the RF coil section 108. The RF driving unit 140 supplies a driving signal to the RF coil unit 108 to transmit an RF pulse to excite spins in the body of the subject 1.
[0023]
The main magnetic field coil unit 102 is an example of an embodiment of the static magnetic field generation unit in the present invention. The portion including the gradient coil section 106 and the gradient driving section 130 is an example of the embodiment of the gradient magnetic field generation means in the present invention. The portion including the RF coil section 108 and the RF drive section 140 is an example of the embodiment of the RF magnetic field generating means in the present invention.
[0024]
The data collection unit 150 is connected to the RF coil unit 108. The data collection unit 150 collects a reception signal received by the RF coil unit 108 as digital data.
[0025]
A sequence control unit 160 is connected to the gradient driving unit 130, the RF driving unit 140, and the data collection unit 150. The sequence controller 160 controls the gradient driver 130 to the data collector 150 to collect magnetic resonance signals.
[0026]
The sequence control unit 160 is configured using, for example, a computer. The sequence control unit 160 has a memory (not shown). The memory stores a program for the sequence control unit 160 and various data. The function of the sequence control unit 160 is realized by the computer executing a program stored in the memory.
[0027]
The output side of the data collection unit 150 is connected to the data processing unit 170. The 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 or the like. The data processing unit 170 has a memory (not shown). The memory stores a program for the data processing unit 170 and various data.
[0028]
The data processing unit 170 is connected to the sequence control unit 160. The data processing unit 170 is above the sequence control unit 160 and controls it. The function of the present apparatus is realized by the data processing unit 170 executing a program stored in the memory.
[0029]
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 corresponds to k-space. The data processing unit 170 reconstructs an image by performing two-dimensional inverse Fourier transform on k-space data. The data processing unit 170 is an example of an embodiment of an image generating unit according to the present invention.
[0030]
The display section 180 and the operation section 190 are connected to the data processing section 170. The display unit 180 is configured by a graphic display or the like. The operation unit 190 is a pointing device (pointing device).
device).
[0031]
The display unit 180 displays the reconstructed image output from the data processing unit 170 and various information. The operation unit 190 is operated by a user, and inputs various commands and information to the data processing unit 170. The user operates the present apparatus interactively through the display unit 180 and the operation unit 190.
[0032]
FIG. 2 shows a block diagram of another type of magnetic resonance imaging apparatus. The magnetic resonance imaging apparatus shown in the figure is an example of an embodiment of the present invention. The configuration of the present apparatus shows an example of an embodiment relating to the apparatus of the present invention. An example of an embodiment of the method of the present invention is shown by the operation of the present apparatus.
[0033]
This apparatus has a magnet system 100 'that differs 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. 1, and the same parts are denoted by the same reference numerals and description thereof will be omitted.
[0034]
The magnet system 100 'has 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 coils opposing each other across a space. Each of them has a substantially disk shape and is arranged so as to share a central axis. The target 1 is mounted on the cradle 500 and carried into and out of the internal space (bore) of the magnet system 100 ′ by a conveying means (not shown).
[0035]
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 substantially orthogonal to the direction of the body axis of the subject 1. That is, a so-called vertical magnetic field is formed. The main magnetic field magnet unit 102 'is configured using, for example, a permanent magnet. In addition, you may comprise using not only a permanent magnet but a superconducting electromagnet or a normal conducting electromagnet.
[0036]
The gradient coil unit 106 'generates three gradient magnetic fields for giving gradients to the static magnetic field strength in directions of three axes perpendicular to each other, namely, the slice axis, the phase axis, and the frequency axis.
[0037]
When 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. Further, the slice axis, the phase axis, and the frequency axis can have an arbitrary inclination with respect to the x, y, and z axes while maintaining perpendicularity between them, that is, oblique. Also in this apparatus, the direction of the body axis of the object 1 is defined as the z-axis direction. In order to enable the generation of a gradient magnetic field in three axial directions, the gradient coil unit 106 'has three gradient coils (not shown).
[0038]
The RF coil unit 108 'transmits an RF pulse for exciting spins in the body of the subject 1 to the static magnetic field space. An electromagnetic wave generated by the excited spin, that is, a magnetic resonance signal is received by the RF coil unit 108'. The reception signal of the RF coil unit 108 'is input to the data collection unit 150.
[0039]
The main magnetic field magnet unit 102 'is an example of an embodiment of the static magnetic field generation means in the present invention. The portion composed of the gradient coil section 106 'and the gradient driving section 130 is an example of the embodiment of the gradient magnetic field generating means in the present invention. The portion including the RF coil section 108 'and the RF drive section 140 is an example of the embodiment of the RF magnetic field generating means in the present invention.
[0040]
FIG. 3 shows an example of a pulse sequence used for magnetic resonance imaging. This pulse sequence has a spin echo (SE: Spin).
It is a pulse sequence of the Echo) method.
[0041]
That is, (1) is a sequence of 90 ° and 180 ° pulses for RF excitation in the SE method, and (2), (3), (4), and (5) are the slice gradient Gs and the read, respectively. This is a sequence of an out gradient Gr, a phase encoding gradient Gp, and a spin echo MR. Each of the 90 ° pulse and the 180 ° pulse is represented by a center signal. The pulse sequence proceeds from left to right along the time axis t.
[0042]
As shown in the figure, 90 ° excitation of spin is performed by a 90 ° pulse. At this time, a slice gradient Gs is applied, and selective excitation for a predetermined slice is performed. After a predetermined time from the 90 ° excitation, 180 ° excitation by a 180 ° pulse, that is, spin inversion is performed. Also at this time, the slice gradient Gs is applied, and selective inversion is performed for the same slice.
[0043]
During a period between the 90 ° excitation and the spin inversion, the readout gradient Gr and the phase encode gradient Gp are applied. Spin dephase is performed by the readout gradient Gr. The phase encoding of the spin is performed by the phase encoding gradient Gp.
[0044]
After the spin inversion, the spin is rephased by the readout gradient Gr to generate a spin echo MR. The spin echo MR is collected by the data collection unit 150 as view data. Such a pulse sequence is repeated 64 to 512 times in a cycle TR (repetition time). The phase encoding gradient Gp is changed for each repetition, and different phase encoding is performed each time. Thus, view data of 64 to 512 views is obtained.
[0045]
FIG. 4 shows another example of the pulse sequence for magnetic resonance imaging. This pulse sequence is a pulse sequence of a gradient echo (GRE) method.
[0046]
That is, (1) is a sequence of α ° pulses for RF excitation in the GRE method, and (2), (3), (4), and (5) are the slice gradient Gs, readout gradient Gr, It is a sequence of a phase encode gradient Gp and a spin echo MR. The α ° pulse is represented by the center signal. The pulse sequence proceeds from left to right along the time axis t.
[0047]
As shown in the figure, α ° excitation of spin is performed by an α ° pulse. α is 90 or less. At this time, a slice gradient Gs is applied, and selective excitation for a predetermined slice is performed.
[0048]
After α ° excitation, spin phase encoding is performed by the phase encoding gradient Gp. Next, the spin is first dephased by the readout gradient Gr, and then the spin is rephased to generate a gradient echo MR. The gradient echo MR is collected by the data collection unit 150 as view data. Such a pulse sequence is repeated 64 to 512 times in the period TR. The phase encoding gradient Gp is changed for each repetition, and different phase encoding is performed each time. Thus, view data of 64 to 512 views is obtained.
[0049]
View data obtained by the pulse sequence of FIG. 3 or 4 is collected in the memory of the data processing unit 170. Note that the pulse sequence is not limited to the SE method or the GRE method, but may be any other appropriate technique such as a fast spin echo (FSE) method or an echo planar imaging (EPI) method. Needless to say, it is good. The data processing unit 170 reconstructs an image based on the view data collected in the memory.
[0050]
FIG. 5 shows a flow chart of the operation of the present apparatus when optimizing the group delay. Optimization of group delay is performed as part of preparation before scanning. As shown in the figure, in step 501, the group delay of three gradient magnetic fields is measured.
[0051]
The measurement of the group delay is performed using, for example, a pulse sequence of the spin echo method. Since the phase of the spin echo signal is affected by the group delay of the gradient magnetic field, the group delay can be obtained from the phase. Therefore, the spin echo method is executed by sequentially setting the x, y, and z axes as readout axes, and group delays of three gradient magnetic fields are obtained from the respective spin echoes. Hereinafter, the group delays of the x, y, and z axes are represented by dx, dy, and dz, respectively. The group delays dx, dy, dz are, for example, as shown in FIG.
[0052]
Next, in step 503, the maximum value of the group delay is adopted as the group delay of the system. For example, if the group delay dz is the maximum, then dz is the system group delay.
[0053]
Next, in step 505, the difference between the group delay of one system having the largest group delay and the group delay of the other two systems is calculated. Thereby, for example, dz-dx and dz-dy are obtained.
[0054]
Next, in step 507, each difference is set as a delay time of two gradient magnetic fields. Thus, for example, dz-dx is set as the delay time of the x-axis gradient magnetic field, and dz-dy is set as the delay time of the y-axis gradient magnetic field.
[0055]
These delay times are used as timing shift amounts when a gradient magnetic field is applied to each of the x-axis and the y-axis during scanning. That is, as shown in FIG. 7, when oblique scanning or the like is performed by applying a slice gradient to the x, y, and z axes, a gradient magnetic field is applied to the x axis with a delay of dz-dx from the z axis, and y is applied. A gradient magnetic field is applied to the axis with a delay of dz-dy from the z-axis. Also, the RF excitation is performed according to the group delay dz of the system. As a result, all the group delays of each axis viewed from the RF pulse become the same, and there is no inconvenience such as deterioration of image quality due to a difference in group delay of each axis.
[0056]
FIG. 8 shows a functional block diagram of the present apparatus for performing the above-described group delay optimization. As shown in the figure, the present apparatus includes a group delay measuring unit 802, a system group delay adopting unit 804, a difference calculating unit 806, and a delay providing unit 808. The group delay measurement unit 802, the system group delay adoption unit 804, the difference calculation unit 806, and the delay addition unit 808 respectively correspond to the functions of

steps

501, 503, 505, and 507 in the flowchart of FIG.
[0057]
FIG. 9 shows a flowchart of another operation of the present apparatus when optimizing the group delay. Optimization of group delay is performed as part of preparation before scanning. As shown in the figure, in step 901, the number of terms of the correction signal is set. The correction signal is a signal added to the gradient magnetic field signal in order to correct the influence of the eddy current on the gradient magnetic field. The correction signal is represented by an exponential function polynomial as described below.
[0058]
(Equation 1)

[0059]
By setting the number of terms in step 901, the value of N in equation (1) is specified. For example, 3 is set as the value of N. Note that the value of N is not limited to 3, but may be any value. The coefficient determination becomes easier as the number of terms is reduced. The correction accuracy improves as the number of terms increases. N = 3 is preferable in terms of balancing ease of coefficient determination and correction accuracy. The setting of the number of terms is performed by the user of the present apparatus.
[0060]
Next, in step 903, the coefficient of the correction signal is determined. The determination of the coefficient is performed for each term set in step 901. Thereby, the coefficients Ai and τi are determined.
[0061]
The coefficient is determined, for example, by measuring eddy currents due to gradient magnetic fields on the x, y, and z axes, and based on the characteristics of the eddy currents. Such a coefficient determination method is known in the art.
[0062]
Next, in step 905, the gradient magnetic field signal is corrected. The correction of the gradient magnetic field signal is performed by adding the correction signal to the gradient magnetic field signal. The correction of the gradient magnetic field signal is performed for each of the x, y, and z axes.
[0063]
Next, in step 907, measuring the group delay of the three axes is performed. The measurement of the group delay of the three axes is performed in the same manner as described above. At this time, the gradient magnetic field is generated using the corrected signal.
[0064]
Next, in step 909, an average value is obtained. As a result, the average value of the group delays dx, dy, and dz of the three axes is obtained.
(Equation 2)

[0066]
Is found.
[0067]
Next, in step 911, it is determined whether or not the difference of the group delay of each axis from the average value is within an allowable range. The allowable range is set in advance by the user. Alternatively, it is automatically determined according to the shooting conditions.
[0068]
If it is within the allowable range, the average value dm is adopted as the group delay of the system in step 913. If it is outside the allowable range, the coefficient of the correction signal is changed in step 915. The coefficient to be changed is, for example, the amplitude coefficient Ai. Note that the time constant τi may be changed instead of Ai, or both may be changed.
[0069]
When the coefficient has been changed, the process returns to step 905. Then, in step 905, the gradient magnetic field signal is corrected. Changing the coefficient of the correction signal changes the corrected gradient magnetic field signal.
[0070]
Next, in step 907, the group delay of three axes is measured. The change in the gradient magnetic field signal changes the three-axis group delay. Therefore, in step 909, the average value is obtained, and in step 911, it is determined whether or not the difference in the group delay of each axis from the new average value is within an allowable range.
[0071]
Such processing is repeated until the difference of the group delay of each axis from the average falls within the allowable range. When the difference falls within the allowable range, the last average is adopted as the system group delay in step 913. In this way, the group delays of the three axes are adjusted so that their difference is within a predetermined range. That is, the group delay is optimized. Even if the group delay of any one of the three axes is adopted instead of the average value, the group delay can be optimized in the same manner as described above.
[0072]
FIG. 10 shows a functional block diagram of the present apparatus for performing the above-described group delay optimization. As shown in the drawing, the present apparatus includes a coefficient determination unit 902, a gradient magnetic field signal correction unit 904, a group delay measurement unit 906, an average value calculation unit 908, a determination unit 910, a system group delay adoption unit 912, and a coefficient change unit 914. Having. These correspond to the functions of

steps

903, 905, 907, 909, 911, 913 and 915 in the flowchart of FIG. 9, respectively.
[0073]
The coefficient determining unit 902 is an example of an embodiment of a coefficient determining unit according to the present invention. The gradient magnetic field signal correction unit 904 is an example of an embodiment of a correction unit in the present invention. The group delay measuring unit 906 is an example of an embodiment of a measuring unit according to the present invention. A portion including the average value calculation unit 908, the determination unit 910, the system group delay adoption unit 912, and the coefficient change unit 914 is an example of an embodiment of a change unit according to the present invention.
[0074]
As described above, the present invention has been described based on the examples of the preferred embodiments. Various changes and substitutions can be made without departing from the invention. Therefore, the technical scope of the present invention includes not only the above-described embodiments but also all the embodiments belonging to the claims.
[0075]
【The invention's effect】
As described above in detail, according to the present invention, it is possible to realize a method of optimizing the group delay of the three-system gradient magnetic field generator, and a magnetic resonance imaging apparatus including such means.
[Brief description of the drawings]
FIG. 1 is a block diagram of an apparatus according to an embodiment of the present invention.
FIG. 2 is a block diagram of an apparatus according to an embodiment of the present invention.
FIG. 3 is a diagram illustrating an example of a pulse sequence executed by the device according to the example of the embodiment of the present invention;
FIG. 4 is a diagram illustrating an example of a pulse sequence executed by the device according to the example of the embodiment of the present invention;
FIG. 5 is a flowchart showing an operation of the apparatus according to the embodiment of the present invention;
FIG. 6 is a diagram showing group delay of a gradient magnetic field of three axes.
FIG. 7 is a diagram illustrating optimization of group delay.
FIG. 8 is a functional block diagram of an apparatus according to an embodiment of the present invention.
FIG. 9 is a flowchart showing an operation of the apparatus according to the embodiment of the present invention;
FIG. 10 is a functional block diagram of an apparatus according to an embodiment of the present invention;
[Explanation of symbols]
1 Target 100, 100 'Magnet system 102 Main magnetic field coil unit 102' Main magnetic field magnet unit 106, 106 'Gradient coil unit 108, 108' RF coil unit 130 Gradient drive unit 140 RF drive unit 150 Data collection unit 160 Sequence control unit 170 Data processing unit 180 Display unit 190 Operation unit 500

Cradles

802, 906 Group

delay measurement units

804, 912 System group delay adoption unit 806 Difference calculation unit 808 Delay addition unit 902 Coefficient determination unit 904 Gradient magnetic field signal correction unit 908 Average value calculation unit 910 Judging unit 914 Coefficient changing unit

Claims

The group delay of the gradient magnetic field generated by the three gradient magnetic field generators is measured, respectively.
The largest group delay is adopted as the system group delay,
Calculating a difference between group delays of the other two systems with respect to one system having the largest group delay, and adding delays corresponding to the respective differences to the gradient magnetic fields of the gradient magnetic field generators of the two systems;
A method for optimizing group delay, comprising:

A coefficient of a correction signal represented by an exponential function polynomial for correcting the influence of the eddy current in the gradient magnetic field generated by each of the three gradient magnetic field generators is determined,
The gradient signal in each of the three gradient magnetic field generators is corrected by the correction signal,
The group delay of the gradient magnetic field generated by the three gradient magnetic field generators after the gradient magnetic field signal correction is measured,
When the difference in group delay between the three systems does not fall within the predetermined allowable range, the coefficient of the correction signal is changed so that the difference falls within the allowable range.
A method for optimizing group delay, comprising:

The polynomial has a predetermined number of terms,
The group delay optimizing method according to claim 2, wherein:

The number of terms is three;
4. The group delay optimizing method according to claim 3, wherein:

5. The group delay optimizing method according to claim 2, wherein the difference between the group delays is a difference from a predetermined value.

The predetermined value is an average value of group delays of three systems,
The method of claim 5, wherein the group delay is optimized.

The predetermined value is a group delay of one system;
The method of claim 5, wherein the group delay is optimized.

The coefficient is an amplitude coefficient;
The group delay optimizing method according to any one of claims 2 to 7, wherein:

The coefficient is a time constant;
The group delay optimizing method according to any one of claims 2 to 7, wherein:

The coefficients are an amplitude coefficient and a time constant;
The group delay optimizing method according to any one of claims 2 to 7, wherein:

The static magnetic field generating means, the gradient magnetic field generating means and the RF magnetic field generating means respectively apply the static magnetic field, the gradient magnetic field and the RF magnetic field to the object to be imaged, and the image is generated by the image generating means based on the magnetic resonance signal obtained. A magnetic resonance imaging apparatus for generating
Coefficient determining means for determining a coefficient of a correction signal represented by an exponential function polynomial for correcting the effect of eddy current on the gradient magnetic field generated by each of the three gradient magnetic field generating means;
Correction means for correcting the gradient magnetic field signals in the three systems of gradient magnetic field generation means with the correction signal,
Measuring means for measuring the group delay of the gradient magnetic field generated by the three gradient magnetic field generating means after the gradient magnetic field signal correction;
Changing means for changing the coefficient of the correction signal so that when the difference in group delay among the three systems does not fall within a predetermined allowable range, the difference falls within the allowable range;
A magnetic resonance imaging apparatus comprising:

The polynomial has a predetermined number of terms,
The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 11, wherein:

The number of terms is three;
The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 12, wherein:

The difference in the group delay is a difference from a predetermined value,
The magnetic resonance imaging apparatus according to any one of claims 11 to 13, wherein:

The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 14, wherein the predetermined value is an average value of group delays of three systems.

The predetermined value is a group delay of one system;
The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 14, wherein:

The coefficient is an amplitude coefficient;
The magnetic resonance imaging apparatus according to any one of claims 11 to 16, wherein:

The coefficient is a time constant;
The magnetic resonance imaging apparatus according to any one of claims 11 to 16, wherein:

The coefficients are an amplitude coefficient and a time constant;
The magnetic resonance imaging apparatus according to any one of claims 11 to 16, wherein: