JP2007202902A - Magnetic resonance imaging apparatus and method - Google Patents

Magnetic resonance imaging apparatus and method Download PDF

Info

Publication number
JP2007202902A
JP2007202902A JP2006027178A JP2006027178A JP2007202902A JP 2007202902 A JP2007202902 A JP 2007202902A JP 2006027178 A JP2006027178 A JP 2006027178A JP 2006027178 A JP2006027178 A JP 2006027178A JP 2007202902 A JP2007202902 A JP 2007202902A
Authority
JP
Japan
Prior art keywords
magnetic field
magnetic resonance
excitation
resonance imaging
frequency magnetic
Prior art date
Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
Granted
Application number
JP2006027178A
Other languages
Japanese (ja)
Other versions
JP4827545B2 (en
Inventor
Toru Shirai
亨 白猪
Akira Taniguchi
陽 谷口
Tomotsugu Hirata
智嗣 平田
Shinji Kurokawa
眞次 黒川
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
Hitachi Healthcare Manufacturing Ltd
Original Assignee
Hitachi Medical Corp
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Hitachi Medical Corp filed Critical Hitachi Medical Corp
Priority to JP2006027178A priority Critical patent/JP4827545B2/en
Publication of JP2007202902A publication Critical patent/JP2007202902A/en
Application granted granted Critical
Publication of JP4827545B2 publication Critical patent/JP4827545B2/en
Expired - Fee Related legal-status Critical Current
Anticipated expiration legal-status Critical

Links

Images

Landscapes

  • Magnetic Resonance Imaging Apparatus (AREA)

Abstract

<P>PROBLEM TO BE SOLVED: To obtain the same signal as excited with ideal excitation profile, and also obtain images and spectrum with extremely less deterioration. <P>SOLUTION: A means for generating high frequency magnetic field generates high-frequency magnetic field to generate nuclear magnetic resonance to a subject placed in magnetostatic field. As the high-frequency magnetic field, it generates the high-frequency magnetic field to make an excitation profile with uneven excitation surface which does not excite out of the selected area and rises quickly. The signal measured by using of the high-frequency magnetic field like this is compensated by posttreatment to solve the uneven excitation surface. The above high-frequency magnetic field is optimized by deciding the minimum evaluation function which is made by adding a restriction (weighting) to the sum of squares of excitation profile calculated by initial function and the excitation profile with the desired figure. <P>COPYRIGHT: (C)2007,JPO&INPIT

Description

本発明は、磁気共鳴撮影装置および方法に係り、特に、スライス励起方向に位置情報がある画像撮影法に好適な装置に関するものである。   The present invention relates to a magnetic resonance imaging apparatus and method, and more particularly to an apparatus suitable for an image imaging method having position information in a slice excitation direction.

磁気共鳴撮影装置は、静磁場中に置かれた被検体に対し、特定周波数の高周波磁場を照射することにより、核磁気共鳴現象を引き起こし、被検体から発生する核磁気共鳴信号を利用して、被検体の物理的・化学的情報を取得することができる。   A magnetic resonance imaging apparatus causes a nuclear magnetic resonance phenomenon by irradiating a subject placed in a static magnetic field with a high-frequency magnetic field of a specific frequency, and uses a nuclear magnetic resonance signal generated from the subject, The physical and chemical information of the subject can be acquired.

このような磁気共鳴撮影装置による撮影では、高周波磁場パルスと傾斜磁場パルスを用いて、所望する領域の核磁化のみを励起して、位置情報を付加させることで、所望する領域のみの水素原子核および、水素原子核を含むさまざまな分子の化学結合の密度分布を得る。高周波磁場パルスとしては、通常、矩形状の励起周波数特性を有するsinc波形(sin(t)/t)が用いられる。ここで、図１０（a）に示すように、高周波磁場パルスと、励起される核磁化の励起プロファイルは、フーリエ変換の関係で結ばれており、sinc波形を無限の時間印加したときの励起プロファイルは完全な矩形となる。しかしながら、図１０(b)に示すように、実際の高周波磁場パルスの印加時間は有限であるため、得られる励起プロファイルの形状は矩形とはならず、サイドローブが現れたり、励起面に凹凸ができてしまう。   In imaging by such a magnetic resonance imaging apparatus, only nuclear magnetization in a desired region is excited by using a high-frequency magnetic field pulse and a gradient magnetic field pulse, and position information is added, so that hydrogen nuclei only in a desired region and Get the density distribution of chemical bonds of various molecules, including hydrogen nuclei. As the high-frequency magnetic field pulse, a sinc waveform (sin (t) / t) having a rectangular excitation frequency characteristic is usually used. Here, as shown in FIG. 10 (a), the high frequency magnetic field pulse and the excitation profile of the excited nuclear magnetization are connected by the Fourier transform, and the excitation profile when the sinc waveform is applied for an infinite time. Is a complete rectangle. However, as shown in FIG. 10B, since the actual application time of the high-frequency magnetic field pulse is finite, the shape of the obtained excitation profile is not a rectangle, side lobes appear, and the excitation surface has irregularities. I can do it.

サイドローブがあると、本来励起したくない皮下脂肪などの余計な信号を励起してしまうことによって、取得した画像やスペクトルに劣化が生じる。また励起面に凹凸があると、取得される信号は凹凸に起因する不均一を含むこととなり、画像やスペクトルの劣化につながる。   If there is a side lobe, the acquired image or spectrum is deteriorated by exciting an extra signal such as subcutaneous fat that is not originally excited. If the excitation surface is uneven, the acquired signal includes non-uniformity due to the unevenness, leading to image and spectrum degradation.

所望の励起プロファイルを実現するための高周波磁場パルスの設計方法は、特許文献１〜特許文献３等に提案されている。例えば特許文献１には、非対称波形部分を持ったベース関数波形の非対称波形部分に、その時間範囲よりも大きいゲインに設定したウィンドウ関数を掛け合わせて高周波磁場パルスを生成することが記載されている。また特許文献２には、元となるsinc波形に対して、励起プロファイルの中央をフラットにするためのＤＣオフセットと、サイドローブを除くためのcosオフセットとをウィンドウ処理により加え、その波形に基づいて高周波磁場パルスの波形を決定することが記載されている。さらに特許文献３には、ベッセル関数を用いて解析的に高周波磁場パルスを計算し、その周波数プロファイルを計算、表示し、周波数プロファイルが望ましい周波数プロファイルに近づくようにベッセル関数のパラメータの設定変更を繰り返す手法が記載されている。
特開平８−２９９３００号公報 特開平６−２３３７４８号公報 特開平７−７９９２７号公報 A method of designing a high-frequency magnetic field pulse for realizing a desired excitation profile is proposed in Patent Documents 1 to 3, and the like. For example, Patent Document 1 describes that a high-frequency magnetic field pulse is generated by multiplying an asymmetric waveform portion of a base function waveform having an asymmetric waveform portion by a window function set to a gain larger than the time range. . Also, in Patent Document 2, a DC offset for flattening the center of the excitation profile and a cos offset for removing side lobes are added to the original sinc waveform by window processing, and based on the waveform. Determining the waveform of a high frequency magnetic field pulse is described. Further, Patent Document 3 analytically calculates a high-frequency magnetic field pulse using a Bessel function, calculates and displays the frequency profile, and repeatedly changes the parameter setting of the Bessel function so that the frequency profile approaches a desired frequency profile. The method is described.
JP-A-8-299300 JP-A-6-233748 JP-A-7-79927

ところで磁気共鳴撮影装置を用いた撮影方法には、被検体中（主に水分子に含まれる）の水素原子核の密度分布を反映した画像を取得する磁気共鳴イメージング(以下、MRIと略す)のほか、水素原子核を含む様々な分子の化学結合の違いによる磁気共鳴周波数の差異（以下、ケミカルシフトと呼ぶ）を利用して、分子ごとの信号を分離する方法（プロトン磁気共鳴スペクトロスコピー、以下、1H-MRSと略す）や、多数の画素のスペクトルを同時に取得し、分子ごとに画像化を行い、代謝物質ごとの濃度分布を視覚的に捉えること方法（プロトン磁気共鳴スペクトロスコピックイメ−ジング、以下、1H-MRSIと略す）がある。このようなMRS/MRSIで取得する代謝物質の信号は、通常のMRI撮影で取得する信号に比べ非常に弱く、励起領域外に皮下脂肪などの大きな信号がある場合、励起領域外の核磁化は確実に励起しないことが重要になる。 By the way, in addition to magnetic resonance imaging (hereinafter abbreviated as MRI) that captures the density distribution of the hydrogen nuclei in the specimen (mainly contained in water molecules), there are other imaging methods using a magnetic resonance imaging system. , A method of separating signals for each molecule using a difference in magnetic resonance frequency (hereinafter referred to as chemical shift) due to a difference in chemical bonds of various molecules including hydrogen nuclei (proton magnetic resonance spectroscopy, hereinafter 1 (Abbreviated as H-MRS), and a method of acquiring spectra of many pixels simultaneously, imaging each molecule, and visually capturing the concentration distribution of each metabolite (proton magnetic resonance spectroscopy imaging, (Hereinafter abbreviated as 1 H-MRSI). The metabolite signal acquired by MRS / MRSI is much weaker than the signal acquired by normal MRI, and when there is a large signal such as subcutaneous fat outside the excitation region, the nuclear magnetization outside the excitation region is It is important not to excite it reliably.

しかしながら、上述した従来の高周波磁場パルスの設計では、全体として矩形に近づくような励起プロファイルを用いており、励起領域以外を励起しないという要求に十分に対応することは困難である。
そこで本発明は、励起領域外の核磁化を励起せず、励起面の不均一による影響を実質的に排除し、矩形に近い励起プロファイルで励起したのと同等の信号を得ることが可能な磁気共鳴撮影装置を提供することを目的とする。 However, in the design of the conventional high-frequency magnetic field pulse described above, an excitation profile that approaches a rectangle as a whole is used, and it is difficult to sufficiently meet the requirement not to excite other than the excitation region.
Therefore, the present invention does not excite nuclear magnetization outside the excitation region, substantially eliminates the influence of inhomogeneity of the excitation surface, and can obtain a signal equivalent to that excited with an excitation profile close to a rectangle. An object is to provide a resonance imaging apparatus.

本発明の磁気共鳴撮影装置は、励起領域内の均一度を犠牲にし、励起領域外の核磁化を励起せず、立ち上がりを急峻にすることを優先した高周波磁場パルスの設計を行う。その上で、励起面の不均一に関しては、後処理で補正を加えることで、矩形に近い励起プロファイルを取得する。   The magnetic resonance imaging apparatus of the present invention designs a high-frequency magnetic field pulse giving priority to steep rise without exciting nuclear magnetization outside the excitation region at the expense of uniformity in the excitation region. In addition, regarding the non-uniformity of the excitation surface, a correction profile close to a rectangle is obtained by performing correction in post-processing.

すなわち、本発明の磁気共鳴撮影装置は、静磁場を発生する静磁場発生手段と、前記静磁場中に置かれた被検体の所望の領域を選択的に励起する高周波磁場を印加する送信手段と、前記被検体から発生する核磁気共鳴信号を検出する検出手段と、前記核磁気共鳴信号を用いて被検体情報を算出する演算手段と、前記演算手段で算出された被検体情報を表示する表示手段とを備えた磁気共鳴撮影装置において、前記送信手段は、選択領域外は励起せず、立ち上がりが急峻で、励起面に凹凸がある励起プロファイルを作る高周波磁場を発生する高周波磁場発生手段を備え、前記演算手段は、前記高周波磁場によって励起された領域からの核磁気共鳴信号を補正し、前記励起面を実質的に平坦にする補正手段を備えたことを特徴とする。   That is, the magnetic resonance imaging apparatus of the present invention includes a static magnetic field generating unit that generates a static magnetic field, and a transmission unit that applies a high-frequency magnetic field that selectively excites a desired region of the subject placed in the static magnetic field. Detection means for detecting a nuclear magnetic resonance signal generated from the subject, calculation means for calculating subject information using the nuclear magnetic resonance signal, and display for displaying the subject information calculated by the calculation means In the magnetic resonance imaging apparatus, the transmitting means includes high-frequency magnetic field generating means for generating a high-frequency magnetic field that does not excite outside the selected region, creates a sharp excitation profile, and has an uneven excitation surface. The calculation means includes correction means for correcting a nuclear magnetic resonance signal from a region excited by the high-frequency magnetic field and substantially flattening the excitation surface.

本発明の磁気共鳴撮影装置は、例えば、高周波磁場パルスの初期関数から、選択領域外は励起せず、立ち上がりが急峻で、励起面に凹凸がある励起プロファイルを作る高周波磁場パルスを設計する設計手段を備える。設計手段は、例えば、前記初期関数から算出される励起プロファイルと所望の形状の励起プロファイルとの二乗和に、励起プロファイルの選択領域外および立ち上がり部分を最大重みとする重み付け関数を乗じて評価関数とし、前記評価関数を最小とするように前記高周波磁場を決定する。   The magnetic resonance imaging apparatus of the present invention is a design means for designing, for example, a high-frequency magnetic field pulse that creates an excitation profile that does not excite outside the selected region, has a sharp rise, and has an uneven surface on the excitation surface, from the initial function of the high-frequency magnetic field pulse. Is provided. The design means, for example, multiplies the sum of squares of the excitation profile calculated from the initial function and the excitation profile of a desired shape by a weighting function having the maximum weight outside the selected region of the excitation profile and the rising portion as an evaluation function. The high frequency magnetic field is determined so as to minimize the evaluation function.

また本発明の磁気共鳴撮影装置において、補正手段は、例えば、高周波磁場発生手段が発生する高周波磁場の励起プロファイルを参照データとして用いて補正用データを作成し、計測データのうち励起面を含む部分について前記補正用データを用いた補正を行う。補正手段は、例えば、参照データを、被検体またはファントムから取得された核磁気共鳴信号から作成する。或いは送信手段が印加する高周波磁場パルスから計算によって求める。
また本発明の磁気共鳴撮影装置は、参照データをあらかじめ保持しておくための記憶手段を備える。 In the magnetic resonance imaging apparatus of the present invention, the correction unit creates correction data using, for example, the excitation profile of the high-frequency magnetic field generated by the high-frequency magnetic field generation unit as reference data, and includes the excitation surface in the measurement data Is corrected using the correction data. For example, the correcting means creates reference data from a nuclear magnetic resonance signal acquired from the subject or phantom. Or it calculates | requires by calculation from the high frequency magnetic field pulse which a transmission means applies.
In addition, the magnetic resonance imaging apparatus of the present invention includes storage means for holding reference data in advance.

本発明の核磁気共鳴撮影方法は、静磁場中に置かれた検査対象に１ないし複数の励起用高周波磁場パルスおよび１ないし複数の反転用高周波磁場パルスを印加し、前記検査対象の選択された領域を励起し、当該選択領域から得られる核磁気共鳴信号を検出し、前記核磁気共鳴信号を用いて前記選択領域に含まれる化学種のスペクトルまたは化学種毎の画像を作成する核磁気共鳴撮影方法であって、前記励起用高周波磁場パルスおよび反転用高周波磁場パルスの少なくとも一つに、選択領域外は励起せず、立ち上がりが急峻で、励起面に凹凸がある励起プロファイルを作る高周波磁場を用い、前記検出した核磁気共鳴信号について、前記励起プロファイルの励起面の凹凸を補正した後、前記化学種のスペクトルまたは画像を作成することを特徴とする。   In the nuclear magnetic resonance imaging method of the present invention, one or more excitation high-frequency magnetic field pulses and one or more inversion high-frequency magnetic field pulses are applied to an inspection object placed in a static magnetic field, and the inspection object is selected. Nuclear magnetic resonance imaging that excites a region, detects a nuclear magnetic resonance signal obtained from the selected region, and creates a spectrum of a chemical species included in the selected region or an image for each chemical species using the nuclear magnetic resonance signal The method uses at least one of the excitation high-frequency magnetic field pulse and the inversion high-frequency magnetic field pulse a high-frequency magnetic field that does not excite outside the selected region, forms an excitation profile with a sharp rise and an uneven surface. In the detected nuclear magnetic resonance signal, after correcting irregularities on the excitation surface of the excitation profile, a spectrum or an image of the chemical species is created. To.

本発明の磁気共鳴撮影方法において、例えば、反転用高周波磁場パルスは、励起用高周波磁場パルスの印加軸と直交する印加軸を有する２つの高周波磁場パルスを含み、それぞれが、選択領域外は励起せず、立ち上がりが急峻で、励起面に凹凸がある励起プロファイルを作る高周波磁場である。   In the magnetic resonance imaging method of the present invention, for example, the inversion high-frequency magnetic field pulse includes two high-frequency magnetic field pulses having application axes orthogonal to the application axis of the excitation high-frequency magnetic field pulse, each excited outside the selected region. It is a high-frequency magnetic field that creates an excitation profile with a steep rise and an uneven surface.

本発明によれば、選択領域外の核磁化を励起せず、立ち上がりを急峻にするという２つの条件のみで励起プロファイルを設計することにより、短時間で両条件を満たす高周波磁場パルスを発生することができる。これらの条件を満たす高周波磁場パルスは、励起面について制限が与えられていないので、励起面に凹凸がある励起プロファイルを生成するが、励起面の凹凸は、他の条件と異なり後処理で容易に補正を行なうことができる。すなわち得られた信号に補正を加えることで、矩形に近い励起プロファイルを取得することができる。その結果、励起領域外にある皮下脂肪などの余計な信号の混入を確実に防ぎ、しかも励起面の凹凸の影響を排除した情報が得られる。このように画像やスペクトル精度が改善されることによって診断能が向上する。   According to the present invention, a high-frequency magnetic field pulse that satisfies both conditions can be generated in a short time by designing an excitation profile only under the two conditions of exciting the nuclear magnetization outside the selected region and making the rising edge steep. Can do. A high-frequency magnetic field pulse that satisfies these conditions generates no excitation profile because the excitation surface is not limited, but the excitation surface unevenness is easily post-processed unlike other conditions. Correction can be performed. That is, an excitation profile close to a rectangle can be acquired by correcting the obtained signal. As a result, it is possible to reliably prevent extraneous signals such as subcutaneous fat outside the excitation region from being mixed and to eliminate the influence of the unevenness of the excitation surface. Thus, the diagnostic ability is improved by improving the image and spectral accuracy.

以下、本発明の磁気共鳴撮影装置の実施の形態を、図面を参照して説明する。
図１(a)〜(c)に、本発明が適用される磁気共鳴撮影装置の全体構成と外観図を示す。図１(a)はソレノイドコイルで静磁場を発生するトンネル型磁石を用いた水平磁場方式の磁気共鳴撮影装置であり、図１(b)は開放感を高めるために磁石を上下に分離したハンバーガー型(オープン型)の垂直磁場方式の磁気共鳴撮影装置である。また、図１(c)は、図１(a)と同じトンネル型の磁気共鳴撮影装置であるが、磁石の奥行を短くし且つ斜めに傾けることによって、開放感を高めている。本発明は、これら磁気共鳴撮影装置を含む公知の構造の磁気共鳴撮影装置に適用することができる。 Embodiments of the magnetic resonance imaging apparatus of the present invention will be described below with reference to the drawings.
1A to 1C show an overall configuration and an external view of a magnetic resonance imaging apparatus to which the present invention is applied. Fig. 1 (a) shows a horizontal magnetic field type magnetic resonance imaging apparatus using a tunnel magnet that generates a static magnetic field with a solenoid coil. Fig. 1 (b) shows a hamburger in which the magnets are separated into upper and lower parts to enhance the feeling of opening. This is a type (open type) vertical magnetic field type magnetic resonance imaging apparatus. FIG. 1 (c) shows the same tunnel-type magnetic resonance imaging apparatus as FIG. 1 (a), but the feeling of opening is enhanced by shortening the depth of the magnet and tilting it obliquely. The present invention can be applied to a magnetic resonance imaging apparatus having a known structure including these magnetic resonance imaging apparatuses.

図２は、本発明が適用される磁気共鳴撮影装置の一例を示すブロック図である。この磁気共鳴撮影装置は、被検体１が置かれる空間に、静磁場を発生する静磁場コイル２と、静磁場に直交する三方向の傾斜磁場を与えるための傾斜磁場コイル３と、被検体１の計測領域に対し高周波磁場を照射する計測用高周波コイル５（以下、単に送信コイルという）と、検体１から発生する磁気共鳴信号を受信する受信用高周波コイル（以下、単に受信コイルという）６とを備えている。また静磁場均一度を調整できるシムコイル４を備えている場合もある。   FIG. 2 is a block diagram showing an example of a magnetic resonance imaging apparatus to which the present invention is applied. This magnetic resonance imaging apparatus includes a static magnetic field coil 2 for generating a static magnetic field, a gradient magnetic field coil 3 for applying a gradient magnetic field in three directions orthogonal to the static magnetic field, and a subject 1 in a space in which the subject 1 is placed. A measurement high-frequency coil 5 (hereinafter simply referred to as a transmission coil) for irradiating a high-frequency magnetic field to the measurement region, and a reception high-frequency coil (hereinafter simply referred to as a reception coil) 6 for receiving a magnetic resonance signal generated from the specimen 1; It has. Moreover, the shim coil 4 which can adjust a static magnetic field uniformity may be provided.

静磁場コイル２は、図１に示した装置の構造に応じて、種々の形態のものが採用される。傾斜磁場コイル３及びシムコイル４は、それぞれ傾斜磁場用電源部12及びシム用電源部13により駆動される。図２では、送信コイルと受信コイルとを別個に示しているが、送信用と受信用を兼用する一つの高周波コイルのみを用いる構成もある。送信コイル５が照射する高周波磁場は、送信機７により生成される。受信コイルが検出した磁気共鳴信号は、受信機８を通して計算機９に送られる。   Various types of static magnetic field coils 2 are employed depending on the structure of the apparatus shown in FIG. The gradient magnetic field coil 3 and the shim coil 4 are driven by a gradient magnetic field power supply unit 12 and a shim power supply unit 13, respectively. In FIG. 2, the transmission coil and the reception coil are shown separately, but there is a configuration in which only one high-frequency coil is used for both transmission and reception. The high frequency magnetic field irradiated by the transmission coil 5 is generated by the transmitter 7. The magnetic resonance signal detected by the receiving coil is sent to the computer 9 through the receiver 8.

計算機９は、磁気共鳴信号に対して様々な演算処理を行いスペクトル情報や画像情報を生成する。上記演算処理には、磁気共鳴信号の補正処理が含まれる。また計算機９は送信機７が生成する高周波磁場パルスの波形を決定するための最適化演算を行う。高周波磁場パルスの波形演算と磁気共鳴信号の補正処理については後に詳述する。なお本実施の形態では、波形演算は計算機９が行うものとするが、磁気共鳴撮影装置の外部装置である計算機で行うことも可能である。   The calculator 9 performs various arithmetic processes on the magnetic resonance signal to generate spectrum information and image information. The arithmetic processing includes magnetic resonance signal correction processing. The computer 9 performs an optimization operation for determining the waveform of the high-frequency magnetic field pulse generated by the transmitter 7. The waveform calculation of the high frequency magnetic field pulse and the correction process of the magnetic resonance signal will be described in detail later. In the present embodiment, the waveform calculation is performed by the computer 9, but can also be performed by a computer that is an external device of the magnetic resonance imaging apparatus.

計算機９には、ディスプレイ10、記憶装置11、シーケンス制御装置14、入力装置15などが接続されており、上述した生成したスペクトル情報や画像情報をディスプレイ10に表示したり記憶装置11に記録したりする。入力装置15は、測定条件や演算処理に必要な条件などを入力するためのもので、これら測定条件等も必要に応じて記憶装置11に記録される。シーケンス制御装置14は、傾斜磁場発生コイル３の駆動用電源部12、シムコイル４の駆動用電源部13、送信機７及び受信機８を制御する。制御のタイムチャート（パルスシーケンス）は撮影方法によって予め設定されており、記憶装置11に格納されている。   A display 10, a storage device 11, a sequence control device 14, an input device 15, etc. are connected to the computer 9, and the generated spectrum information and image information described above are displayed on the display 10 and recorded in the storage device 11. To do. The input device 15 is used to input measurement conditions, conditions necessary for arithmetic processing, and the like, and these measurement conditions and the like are recorded in the storage device 11 as necessary. The sequence controller 14 controls the drive power supply unit 12 for the gradient magnetic field generating coil 3, the drive power supply unit 13 for the shim coil 4, the transmitter 7 and the receiver 8. The control time chart (pulse sequence) is set in advance by the imaging method and is stored in the storage device 11.

本発明の磁気共鳴撮影装置で実行されるパルスシーケンスの一例を図３にそれぞれ示す。図３において、ＲＦ、Ｇｘ、Ｇｙ、Ｇｚ、Ａ/Ｄは、それぞれ高周波磁場パルスの印加タイミング、ｘ、ｙ、ｚ方向の傾斜磁場パルスの印加タイミング、信号の計測期間を示している。図５に示すパルスシーケンスは、高周波磁場パルスＲＦの形状が異なることを除き、公知のMRSIのパルスシーケンスと同じであり、１つの励起パルスRF1と２つの反転パルスRF2、RF3を用いて選択された関心領域からＦＩＤ信号（自由誘導減衰）FID1を得る。このパルスシーケンスによって励起される領域を示す図４を参照しながら簡単に説明する。   An example of a pulse sequence executed by the magnetic resonance imaging apparatus of the present invention is shown in FIG. In FIG. 3, RF, Gx, Gy, Gz, and A / D respectively indicate the application timing of the high-frequency magnetic field pulse, the application timing of the gradient magnetic field pulse in the x, y, and z directions, and the signal measurement period. The pulse sequence shown in FIG. 5 is the same as the known MRSI pulse sequence except that the shape of the high-frequency magnetic field pulse RF is different, and was selected using one excitation pulse RF1 and two inversion pulses RF2 and RF3. An FID signal (free induction decay) FID1 is obtained from the region of interest. This will be briefly described with reference to FIG. 4 showing the region excited by this pulse sequence.

まず高周波磁場RF1と傾斜磁場パルスGs1、Gs1'を印加して、Z方向の断面401を励起する。その後、TE/4(ここで、TEはエコー時間)時間で、高周波磁場RF2と傾斜磁場Gs2を印加することによって、Z方向の断面401とY方向の断面402が交差した領域における核磁化の位相のみを戻す。続いて、高周波磁場RF2印加後からTE/2後に高周波磁場RF3と傾斜磁場Gs3を印加することによって、Z方向の断面401、Y方向の断面402、X方向の断面403が交差した関心領域404における核磁化の位相のみを戻し、自由誘導減衰信号FID1を測定する。なおGd4〜Gd7およびGd4’〜Gd7’は高周波磁場RF1で励起された核磁化の位相は乱さず、RF2、RF3で励起された核磁化の位相をディフェイズするための傾斜磁場である。また高周波磁場RF1と高周波磁場RF2との間には、位相エンコード傾斜磁場Gp1、Gp2が印加される。これら位相エンコード傾斜磁場の強度を、1回の励起ごとに変化させることで、関心領域404から発生する磁気共鳴信号に位置情報を付与することができる。この計測した磁気共鳴信号(FID1)に対してフーリエ変換を施すことにより、図４に示す関心領域404に含まれる各代謝物質の分布画像を得ることが可能となる。   First, a high frequency magnetic field RF1 and gradient magnetic field pulses Gs1 and Gs1 ′ are applied to excite the cross section 401 in the Z direction. After that, by applying a high-frequency magnetic field RF2 and a gradient magnetic field Gs2 in TE / 4 (where TE is an echo time) time, the phase of nuclear magnetization in the region where the cross section 401 in the Z direction intersects the cross section 402 in the Y direction Only return. Subsequently, by applying the high-frequency magnetic field RF3 and the gradient magnetic field Gs3 after TE / 2 after applying the high-frequency magnetic field RF2, in the region of interest 404 where the cross-section 401 in the Z direction, the cross-section 402 in the Y direction, and the cross-section 403 in the X direction intersect. Only the phase of nuclear magnetization is returned and the free induction decay signal FID1 is measured. Gd4 to Gd7 and Gd4 'to Gd7' are gradient magnetic fields for dephasing the phase of nuclear magnetization excited by RF2 and RF3 without disturbing the phase of nuclear magnetization excited by the high-frequency magnetic field RF1. Phase encoding gradient magnetic fields Gp1 and Gp2 are applied between the high-frequency magnetic field RF1 and the high-frequency magnetic field RF2. By changing the intensity of the phase encoding gradient magnetic field for each excitation, position information can be given to the magnetic resonance signal generated from the region of interest 404. By applying a Fourier transform to the measured magnetic resonance signal (FID1), it is possible to obtain a distribution image of each metabolite included in the region of interest 404 shown in FIG.

次に本発明の磁気共鳴撮影装置の動作を説明する。図５にその手順を示す。図示する磁気共鳴撮影方法は、基本的な手順として、高周波磁場の最適化ステップ（511、512）、本計測513、計測後の補正ステップ（514、515）を含んでいる。高周波磁場の最適化ステップでは、所定の評価関数Fを導入し（ステップ511）、評価関数Fが最小になるように、高周波磁場波形H1(t)を数値的に計算する（ステップ512）。本計測513では、最適化ステップで計算された高周波磁場波形H1(t)を用いて、図３に示すようなパルスシーケンスでMRSI画像を計測する。補正ステップでは、励起プロファイル補正を実施するためのリファレンスデータを取得し（ステップ514）、励起プロファイル補正を行う（ステップ515）。以下、各ステップを詳述する。   Next, the operation of the magnetic resonance imaging apparatus of the present invention will be described. FIG. 5 shows the procedure. The magnetic resonance imaging method shown in the figure includes, as basic procedures, a high-frequency magnetic field optimization step (511, 512), a main measurement 513, and a correction step after measurement (514, 515). In the high frequency magnetic field optimization step, a predetermined evaluation function F is introduced (step 511), and the high frequency magnetic field waveform H1 (t) is numerically calculated so that the evaluation function F is minimized (step 512). In this measurement 513, an MRSI image is measured with a pulse sequence as shown in FIG. 3 using the high-frequency magnetic field waveform H1 (t) calculated in the optimization step. In the correction step, reference data for performing excitation profile correction is acquired (step 514), and excitation profile correction is performed (step 515). Hereinafter, each step will be described in detail.

最初に高周波磁場パルスの最適化について説明する。高周波磁場パルスの設計は、本計測とは独立して行うことができ、実験的に行っても良いし、シミュレーションを用いても良い。実験的に設計する場合、シミュレーションによる設計手順を、実験的に行う。または、単純に試行錯誤によりプロファイルを設計することも可能である。ここでは、シミュレーションによる設計法について説明する。   First, optimization of the high-frequency magnetic field pulse will be described. The design of the high-frequency magnetic field pulse can be performed independently of the main measurement, and may be performed experimentally or using a simulation. When designing experimentally, the design procedure by simulation is performed experimentally. Alternatively, a profile can be designed simply by trial and error. Here, a design method by simulation will be described.

本発明の設計思想は、サイドローブがなく、立ち上がりが急峻なスライスプロファイルを得るというものであり、励起面の凹凸は問わない。このため、まず選択領域外と立ち上がり領域に制限を加え、励起面には制限を加えない場合の評価関数Fを導入し、この評価関数Fが最小になるように、高周波磁場波形H1(t)を数値的に計算する。以下に、具体的なアルゴリズムを説明する。   The design philosophy of the present invention is to obtain a slice profile having no side lobe and a steep rise, regardless of the unevenness of the excitation surface. For this reason, firstly, an evaluation function F in the case where the outside of the selection region and the rising region are restricted and the excitation surface is not restricted is introduced, and the high-frequency magnetic field waveform H1 (t) is set so that the evaluation function F is minimized. Is calculated numerically. A specific algorithm will be described below.

まず与えられた高周波磁場波形H1(t)（初期関数）から励起プロファイルを計算する。初期関数としてはsinc関数を用いてもよいし、sinc関数にウィンドウ関数等を適用することによって修正した関数でもよい。選択励起パルスによるスライスプロファイルは、高周波磁場波形H1(t)とスライス中心距離nΔXに対応して定まる。このときの核磁化の運動は、次のBlochの方程式に従うことが知られている。ここで、Mは核磁化ベクトル、γは磁気回転比、Gは傾斜磁場強度である。   First, an excitation profile is calculated from the given high-frequency magnetic field waveform H1 (t) (initial function). A sinc function may be used as the initial function, or a function modified by applying a window function or the like to the sinc function. The slice profile by the selective excitation pulse is determined corresponding to the high frequency magnetic field waveform H1 (t) and the slice center distance nΔX. It is known that the movement of nuclear magnetization follows the Bloch equation below. Here, M is a nuclear magnetization vector, γ is a magnetic rotation ratio, and G is a gradient magnetic field strength.

Figure 2007202902
ここでは、時間tを微小区間Δtに分割し、各微小区間においてH1(t)が一定とみなせるものとして近似計算を行う。微小区間kΔtにおいて、核磁化は回転ベクトルωkのまわりに回転する。
Figure 2007202902
 Here, the time t is divided into minute intervals Δt, and approximate calculation is performed assuming that H1 (t) can be considered constant in each minute interval. In the minute interval kΔt, the nuclear magnetization rotates around the rotation vector ω k .

Figure 2007202902
したがって、回転ベクトルωkに対応する回転行列をRxとすると、
M(kΔt) = Rx・M((k-1)Δt)
ただし、M(kΔt)は時刻t = kΔt における磁化ベクトルである。
Figure 2007202902
 Therefore, if the rotation matrix corresponding to the rotation vector ω k is R x ,
M (kΔt) = R x・ M ((k-1) Δt)
However, M (kΔt) is a magnetization vector at time t = kΔt.

したがって、初期磁化ベクトルM(0)に対応するパルス後(T時間後)の磁化ベクトルM(T)は、回転行列をRとすると、

Figure 2007202902
となる。このようにして初期磁化ベクトルM(0)に回転行列Rを作用させることによって、励起プロファイルM(T)を計算することができる。ここで、Rkは回転ベクトルωkに対応する回転行列であるから、回転座標変換によって求められる。具体的な表式は以下のようになる。 Therefore, the magnetization vector M (T) after the pulse corresponding to the initial magnetization vector M (0) (after T time) is represented by R as the rotation matrix.
Figure 2007202902
 It becomes. In this way, the excitation profile M (T) can be calculated by applying the rotation matrix R to the initial magnetization vector M (0). Here, since R k is a rotation matrix corresponding to the rotation vector ω k , it is obtained by rotation coordinate transformation. The specific expression is as follows.

Figure 2007202902
Figure 2007202902

次に、このようにして算出された励起プロファイルに対し、評価関数Fとして、所望するプロファイルとのずれの重み付き二乗和を採用する。評価関数Fは、所望するプロファイルをP(x)、計算されたプロファイルをM(x)、重みをW(x)、スライス方向の微小区間をnΔXとすると、以下のようにして表せられる。   Next, a weighted sum of squares of deviation from a desired profile is adopted as the evaluation function F for the excitation profile thus calculated. The evaluation function F is expressed as follows, where P (x) is a desired profile, M (x) is a calculated profile, W (x) is a weight, and nΔX is a minute section in the slice direction.

Figure 2007202902
図６に所望するプロファイルP(x)と、計算されたプロファイルM(x)の一例を示す。重みW(x)は、計算されたプロファイルM(x)に適用する条件を決定するものである。ここでは所望するプロファイルP(x)の励起領域外（プロファイルM(x)のサイドローブが生じている領域）および立ち上がり部分のみに制限を加えた評価関数となるように重みを設定する。例えばプロファイルP(x)の境界（立ち上がりの始点）を含む領域を１、それ以外を０とするW(x)を採用する。すなわち、スライス中心からプロファイルP(x)の境界までの距離がN1であるとすると、
Figure 2007202902
Figure 2007202902
 FIG. 6 shows an example of a desired profile P (x) and a calculated profile M (x). The weight W (x) determines a condition to be applied to the calculated profile M (x). Here, the weight is set so as to be an evaluation function in which only the rising portion is restricted outside the excitation region of the desired profile P (x) (the region where the side lobe of the profile M (x) is generated). For example, W (x) is adopted in which the region including the boundary of the profile P (x) (starting start point) is 1 and the other region is 0. That is, if the distance from the slice center to the boundary of the profile P (x) is N1,
Figure 2007202902

この評価関数Fが最小になるようにして、最急降下法などを用いて最適化を行う。以上のアルゴリズムによって設計した180度パルスの波形と励起プロファイルの計算機シミュレーション結果を図７に示す。図７（ａ）は、ＲＦ波形、（ｂ）は励起プロファイルを示す図で、それぞれ実線は本アルゴリズムで設計した高周波磁場波形H1(t)と、それにより励起された核磁化のプロファイルである。また破線は、sinc(t)波形と、それにより励起した核磁化のプロファイルである。点線は後述する補正後の励起プロファイルである。
図示するように、本アルゴリズムでは、選択領域外と立ち上がり領域に制限を加え、励起面には制限を加えない場合の評価関数Fを採用しているので、励起面には凹凸が生じている。この励起面の凹凸による画像の劣化は、後述する補正ステップで補正される。 Optimization is performed using the steepest descent method so that the evaluation function F is minimized. FIG. 7 shows a computer simulation result of the 180-degree pulse waveform and excitation profile designed by the above algorithm. FIG. 7A shows an RF waveform, and FIG. 7B shows an excitation profile. A solid line shows a high-frequency magnetic field waveform H1 (t) designed by the present algorithm and a profile of nuclear magnetization excited thereby. A broken line is a sinc (t) waveform and a profile of nuclear magnetization excited thereby. A dotted line is an excitation profile after correction described later.
As shown in the figure, in this algorithm, since the evaluation function F is used when the outside of the selected region and the rising region are limited and the excitation surface is not limited, the excitation surface is uneven. The deterioration of the image due to the unevenness of the excitation surface is corrected by a correction step described later.

本計測513は、以上のアルゴリズムで得られた高周波磁場パルスH1(t)を用いて、例えば図３に示すパルスシーケンスに従いMRSI画像を計測する。ここで高周波磁場パルスH1(t)は図３の高周波磁場パルスRF1、RF2、RF3の全てに用いてもよいが、選択する領域の部位や広さを考慮して少なくとも一つの高周波磁場パルスに用いればよい。図４のような関心領域を選択する場合には、高周波磁場パルスRF2、RF3として最適化で計算された高周波磁場パルスH1(t)を用いることが好ましい。   In this measurement 513, an MRSI image is measured according to the pulse sequence shown in FIG. 3, for example, using the high-frequency magnetic field pulse H1 (t) obtained by the above algorithm. Here, the high-frequency magnetic field pulse H1 (t) may be used for all of the high-frequency magnetic field pulses RF1, RF2, and RF3 in FIG. That's fine. When the region of interest as shown in FIG. 4 is selected, it is preferable to use the high frequency magnetic field pulse H1 (t) calculated by optimization as the high frequency magnetic field pulses RF2 and RF3.

次に本計測後の補正ステップについて説明する。補正ステップでは、まず励起プロファイル補正を実施するためのリファレンスデータを取得する（図５、ステップ514）。リファレンスデータを取得する方法としては、例えば以下の(1)〜(4)の方法があり、いずれを採用してもよい。   Next, the correction step after the main measurement will be described. In the correction step, first, reference data for performing excitation profile correction is acquired (step 514 in FIG. 5). As a method for acquiring the reference data, for example, there are the following methods (1) to (4), any of which may be adopted.

（１）における渦電流補正用の水データを用いる。一般にMRSIでは、渦電流の影響を排除するために本計測に先立って渦電流補正用の水データ（被検体の水信号のデータ）を取得する。このような水データが予め取得されている場合には、これをリファレンスデータとして用いる。
（２）本計測時と同一の高周波磁場パルスを用いたMRI画像を取得する。本計測がMRSIの場合には、本計測の前或いは後にMRI画像の計測を行い、MRI画像をリファレンスデータとする。リファレンスデータは低空間分解能画像でよいので、短時間で計測を行うことができる。
（３）ファントムを用いてMRI画像・MRSI画像をあらかじめ取得しておく。
（４）シミュレーション結果から算出される励起プロファイルを用いる。 Water data for eddy current correction in (1) is used. In general, MRSI obtains eddy current correction water data (water signal data of the subject) prior to the main measurement in order to eliminate the influence of eddy current. When such water data is acquired in advance, this is used as reference data.
(2) An MRI image using the same high-frequency magnetic field pulse as that at the time of the main measurement is acquired. When the main measurement is MRSI, the MRI image is measured before or after the main measurement, and the MRI image is used as reference data. Since the reference data may be a low spatial resolution image, measurement can be performed in a short time.
(3) An MRI image / MRSI image is acquired in advance using a phantom.
(4) An excitation profile calculated from the simulation result is used.

（３）および（４）の方法の場合には、本計測とは関係なく、最適化71によって高周波磁場パルスH1(t)が決定されたならば適当なときに行い、レファレンスデータとして記憶させておくことができる。   In the case of the methods (3) and (4), regardless of this measurement, if the high frequency magnetic field pulse H1 (t) is determined by the optimization 71, it is performed at an appropriate time and stored as reference data. I can leave.

次に上記方法によって取得したリファレンスデータを用いて励起プロファイル補正を行う方法を、図８を用いて説明する。図８(a)は補正手順を示すフローチャート、(b)はリファレンスデータと補正後のデータを示す図である。まずリファレンスデータf(x)から最大値Maxを算出し（ステップ81）、この最大値Maxとリファレンスデータf(x)各点の値との比を、補正値C(x)とする（ステップ82）。その後に、本計測データg(x)各点の値を、予め設定した基準値Aと比較し（ステップ83）、本計測データg(x)の値が基準値Aを超えた場合のみに補正値C(x)を掛けて補正後の計測データG(x)を得る（ステップ84）。本計測データg(x)の値が基準値A以下の場合には、本計測データg(x)の値をそのまま用いる（ステップ85）。基準値Aは励起プロファイルの凹凸の幅を考慮して適宜決めることができ、例えば最大値Maxの80％の値を用いることができる。或いは評価関数Ｆの重みW(x)を０とした境界値（-N1+a、N1-a）またはその近傍における信号値を基準値Aとしてもよい。   Next, a method for correcting the excitation profile using the reference data acquired by the above method will be described with reference to FIG. FIG. 8A is a flowchart showing a correction procedure, and FIG. 8B is a diagram showing reference data and corrected data. First, the maximum value Max is calculated from the reference data f (x) (step 81), and the ratio between the maximum value Max and the value of each point of the reference data f (x) is set as a correction value C (x) (step 82). ). After that, the value of each point of the actual measurement data g (x) is compared with the preset reference value A (step 83), and correction is made only when the value of the actual measurement data g (x) exceeds the reference value A. The corrected measurement data G (x) is obtained by multiplying the value C (x) (step 84). When the value of the main measurement data g (x) is equal to or less than the reference value A, the value of the main measurement data g (x) is used as it is (step 85). The reference value A can be appropriately determined in consideration of the unevenness width of the excitation profile. For example, a value of 80% of the maximum value Max can be used. Alternatively, the reference value A may be a boundary value (−N1 + a, N1-a) where the weight W (x) of the evaluation function F is 0 or a signal value in the vicinity thereof.

図７(b)の点線は、励起プロファイルf(x)の最大値の80%を基準値Aとして、補正することによって得られた励起プロファイルG(x)を示している。図示するように、この補正後の励起プロファイルは、所望するプロファイル（図６）とほぼ同じ形状で、サイドローブがなく、立ち上がりが急峻で、且つ励起面が平坦化されている。   The dotted line in FIG. 7B shows the excitation profile G (x) obtained by correcting 80% of the maximum value of the excitation profile f (x) as the reference value A. As shown in the figure, the corrected excitation profile has substantially the same shape as the desired profile (FIG. 6), has no side lobes, has a steep rise, and has a flat excitation surface.

また、図３に示すパルスシーケンスを用いて、一様なファントムで得られる励起プロファイルを計算機シミュレーションで取得した結果を図９に示す。図９(a)は、sinc(t)波形の高周波磁場パルスRF1、RF2、RF3を用いた場合の核磁化のプロファイル、図９(b)は２つの反転高周波磁場パルスRF2、RF3に本アルゴリズムで設計した高周波磁場波形H1(t)を用いた場合の核磁化のプロファイルである。また図９(c)は図９(b)のプロファイルの最大値に対して80%の値を補正基準値Aとして補正した結果である。
なお以上の実施の形態では、本計測としてMRSI画像を計測する場合を説明したが、本発明はMRSIに限らず、MRS或いはMRIに適用できるのは言うまでもない。 Further, FIG. 9 shows the result of obtaining the excitation profile obtained with a uniform phantom by computer simulation using the pulse sequence shown in FIG. Fig. 9 (a) shows the nuclear magnetization profile when sinc (t) waveform high frequency magnetic field pulses RF1, RF2, and RF3 are used. Fig. 9 (b) shows two inverted high frequency magnetic field pulses RF2 and RF3 with this algorithm. It is a nuclear magnetization profile when the designed high-frequency magnetic field waveform H1 (t) is used. FIG. 9C shows the result of correcting the correction reference value A to a value of 80% with respect to the maximum value of the profile of FIG.
In the above embodiment, the case where an MRSI image is measured as the main measurement has been described. However, it goes without saying that the present invention is not limited to MRSI but can be applied to MRS or MRI.

以上、説明したように、本発明によれば、選択領域外の核磁化を励起せず、立ち上がりが急峻なプロファイルを実現し、励起面をリファレンスデータによって補正することによって矩形に近い励起プロファイルが得られる。その結果、励起領域外にある皮下脂肪などの余計な信号の混入を防ぎ、画像やスペクトル精度が改善されることによって診断能が向上する。   As described above, according to the present invention, a profile with a steep rise is realized without exciting nuclear magnetization outside the selected region, and an excitation profile close to a rectangle is obtained by correcting the excitation surface with reference data. It is done. As a result, extraneous signals such as subcutaneous fat outside the excitation region are prevented from being mixed, and the diagnostic performance is improved by improving the image and spectral accuracy.

また本発明によれば、高周波磁場波形の最適化において、完全な矩形を目指すのではなく、条件を限定することにより、短時間で且つ条件との適合性の高い最適化波形を得ることができる。特に最適化における波形の初期関数として、修正されたsinc波形を用いることによりさらに最適化に要する演算回数を低減することができる。
さらに本発明によれば補正は、信号値の高い領域で行うので補正精度が高い。 Further, according to the present invention, in optimizing the high-frequency magnetic field waveform, it is possible to obtain an optimized waveform that is highly compatible with the conditions in a short time by limiting the conditions instead of aiming for a perfect rectangle. . In particular, the number of computations required for optimization can be further reduced by using the modified sinc waveform as an initial waveform function in optimization.
Furthermore, according to the present invention, since the correction is performed in the region where the signal value is high, the correction accuracy is high.

本発明によれば、条件の制限された最適化と本計測された信号の補正とを組み合わせることにより、理想的な励起プロファイルで励起した場合と同様の信号を得ることができ、劣化の極めて少ない画像やスペクトルを得ることができる。また本発明によれば選択領域以外の領域を励起せず、立ち上がりが急峻であるという条件が高い充足性で満たされるので、信号強度が微弱であり選択領域以外からの信号の影響を受けやすいMRSIやMRSにおいて診断価値の高い情報を得ることができる。   According to the present invention, by combining optimization with limited conditions and correction of the measured signal, it is possible to obtain the same signal as when excited with an ideal excitation profile, and extremely little deterioration. Images and spectra can be obtained. Further, according to the present invention, since the condition that the region other than the selected region is not excited and the rising edge is steep is satisfied with high sufficiency, MRSI is weak in signal strength and is easily affected by signals from other than the selected region. And information with high diagnostic value can be obtained in MRS.

本発明が適用される磁気共鳴撮影装置の外観図。1 is an external view of a magnetic resonance imaging apparatus to which the present invention is applied. 本発明が適用される磁気共鳴撮影装置の構成例を示す図。1 is a diagram illustrating a configuration example of a magnetic resonance imaging apparatus to which the present invention is applied. 本発明の磁気共鳴撮影装置で使用するMRSIパルスシーケンスの一例を示す図。The figure which shows an example of the MRSI pulse sequence used with the magnetic resonance imaging apparatus of this invention. 図３のパルスシーケンスにより励起される領域の一例を示す図。The figure which shows an example of the area | region excited by the pulse sequence of FIG. 最適な励起プロファイルを得るためのフローチャートの一実施形態を示す図。FIG. 4 shows an embodiment of a flowchart for obtaining an optimal excitation profile. 本発明で設定する評価関数Fの境界条件を説明する図。The figure explaining the boundary conditions of the evaluation function F set by the present invention. 励起プロファイルの一例を示す図。The figure which shows an example of an excitation profile. 励起プロファイル補正の手順を示す図。The figure which shows the procedure of excitation profile correction | amendment. 励起プロファイル（２次元）の一例を示す図。The figure which shows an example of an excitation profile (two dimensions). (a)は、無限のsinc波形とその励起プロファイルとの関係を示す図、(b)は、有限のsinc波形とその励起プロファイルとの関係を示す図。(a) is a figure which shows the relationship between an infinite sinc waveform and its excitation profile, (b) is a figure which shows the relationship between a finite sinc waveform and its excitation profile.

符号の説明Explanation of symbols

２・・・静磁場コイル、３・・・傾斜磁場コイル、５・・・送信コイル、６・・・受信コイル、７・・・送信機、８・・・受信機、９・・・計算機、１１・・・記憶装置、１４・・・シーケンス制御装置 2 ... Static magnetic field coil, 3 ... Gradient magnetic field coil, 5 ... Transmitting coil, 6 ... Receiving coil, 7 ... Transmitter, 8 ... Receiver, 9 ... Computer, 11 ... Storage device, 14 ... Sequence control device

Claims (9)

静磁場を発生する静磁場発生手段と、前記静磁場中に置かれた被検体の所望の領域を選択的に励起する高周波磁場を印加する送信手段と、前記被検体から発生する核磁気共鳴信号を検出する検出手段と、前記核磁気共鳴信号を用いて被検体情報を算出する演算手段と、前記演算手段で算出された被検体情報を表示する表示手段とを備えた磁気共鳴撮影装置において、
前記送信手段は、選択領域外は励起せず、立ち上がりが急峻で、励起面に凹凸がある励起プロファイルを作る高周波磁場を発生する高周波磁場発生手段を備え、
前記演算手段は、前記高周波磁場によって励起された領域からの核磁気共鳴信号を補正し、前記励起面を実質的に平坦にする補正手段を備えたことを特徴とする磁気共鳴撮影装置。 A static magnetic field generating means for generating a static magnetic field; a transmitting means for applying a high-frequency magnetic field for selectively exciting a desired region of the subject placed in the static magnetic field; and a nuclear magnetic resonance signal generated from the subject In a magnetic resonance imaging apparatus, comprising: a detection means for detecting the object information; a calculation means for calculating subject information using the nuclear magnetic resonance signal; and a display means for displaying the subject information calculated by the calculation means.
The transmission means includes high-frequency magnetic field generation means for generating a high-frequency magnetic field that does not excite outside the selected region, has a sharp rise, and creates an excitation profile with irregularities on the excitation surface,
The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 1, wherein the calculation means includes correction means for correcting a nuclear magnetic resonance signal from a region excited by the high-frequency magnetic field and substantially flattening the excitation surface. 請求項１に記載の磁気共鳴撮影装置であって、
高周波磁場パルスの初期関数から、選択領域外は励起せず、立ち上がりが急峻で、励起面に凹凸がある励起プロファイルを作る高周波磁場パルスを設計する設計手段を備えたことを特徴とする磁気共鳴撮影装置。 The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 1,
Magnetic resonance imaging characterized by having a design means to design a high-frequency magnetic field pulse that does not excite outside the selected region from the initial function of the high-frequency magnetic field pulse, creates an excitation profile with a steep rise and an uneven surface. apparatus. 請求項２に記載の磁気共鳴撮影装置において、
前記設計手段は、前記初期関数から算出される励起プロファイルと所望の形状の励起プロファイルとの二乗和に、励起プロファイルの選択領域外および立ち上がり部分を最大重みとする重み付け関数を乗じて評価関数とし、前記評価関数を最小とするように前記高周波磁場を決定する最適化演算手段を有する磁気共鳴撮影装置。 The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 2.
The design means multiplies the sum of squares of the excitation profile calculated from the initial function and the excitation profile of a desired shape by a weighting function having a maximum weight outside the selected region of the excitation profile and a rising portion, A magnetic resonance imaging apparatus comprising optimization calculation means for determining the high-frequency magnetic field so as to minimize the evaluation function. 請求項１に記載の磁気共鳴撮影装置において、
前記補正手段は、高周波磁場発生手段が発生する高周波磁場の励起プロファイルを参照データとして用いて補正用データを作成し、計測データのうち励起面を含む部分について前記補正用データを用いた補正を行うことを特徴とする磁気共鳴撮影装置。 The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 1.
The correction means creates correction data using the excitation profile of the high-frequency magnetic field generated by the high-frequency magnetic field generation means as reference data, and performs correction using the correction data for a portion of the measurement data including the excitation surface. A magnetic resonance imaging apparatus. 請求項４に記載の磁気共鳴撮影装置において、
前記補正手段は、被検体またはファントムから取得された核磁気共鳴信号から前記参照データを作成する手段を備えたことを特徴とする磁気共鳴撮影装置。 The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 4.
The magnetic resonance imaging apparatus, wherein the correction means includes means for creating the reference data from a nuclear magnetic resonance signal acquired from a subject or a phantom. 請求項４に記載の磁気共鳴撮影装置において、
前記補正手段は、前記参照データを、前記送信手段が印加する高周波磁場パルスから計算によって求める手段を備えたことを特徴とする磁気共鳴撮影装置。 The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 4.
The magnetic resonance imaging apparatus, wherein the correction means includes means for calculating the reference data from a high-frequency magnetic field pulse applied by the transmission means. 請求項４ないし６いずれか１項に記載の磁気共鳴撮影装置において、
前記参照データをあらかじめ保持しておくための記憶手段を備えたことを特徴とする磁気共鳴撮影装置。 The magnetic resonance imaging apparatus according to any one of claims 4 to 6,
A magnetic resonance imaging apparatus comprising storage means for holding the reference data in advance. 静磁場中に置かれた検査対象に１ないし複数の励起用高周波磁場パルスおよび１ないし複数の反転用高周波磁場パルスを印加し、前記検査対象の選択された領域を励起し、当該選択領域から得られる核磁気共鳴信号を検出し、前記核磁気共鳴信号を用いて前記選択領域に含まれる化学種のスペクトルまたは化学種毎の画像を作成する核磁気共鳴撮影方法であって、
前記励起用高周波磁場パルスおよび反転用高周波磁場パルスの少なくとも一つに、選択領域外は励起せず、立ち上がりが急峻で、励起面に凹凸がある励起プロファイルを作る高周波磁場を用い、
前記検出した核磁気共鳴信号について、前記励起プロファイルの励起面の凹凸を補正した後、前記化学種のスペクトルまたは画像を作成することを特徴とする核磁気共鳴撮影方法。 One or more excitation high-frequency magnetic field pulses and one or more inversion high-frequency magnetic field pulses are applied to an inspection object placed in a static magnetic field to excite a selected area of the inspection object and obtain the selected area. A nuclear magnetic resonance imaging method for detecting a nuclear magnetic resonance signal to be generated and creating an image of a chemical species spectrum or chemical species included in the selected region using the nuclear magnetic resonance signal,
At least one of the excitation high-frequency magnetic field pulse and the inversion high-frequency magnetic field pulse uses a high-frequency magnetic field that does not excite outside the selected region, creates an excitation profile with a sharp rise and an uneven surface.
A nuclear magnetic resonance imaging method comprising: generating a spectrum or an image of the chemical species after correcting irregularities of an excitation surface of the excitation profile for the detected nuclear magnetic resonance signal. 請求項８記載の磁気共鳴撮影方法であって、
前記反転用高周波磁場パルスは、前記励起用高周波磁場パルスの印加軸と直交する印加軸を有する２つの高周波磁場パルスを含み、それぞれが選択領域外は励起せず、立ち上がりが急峻で、励起面に凹凸がある励起プロファイルを作る高周波磁場であることを特徴とする核磁気共鳴撮影方法。
The magnetic resonance imaging method according to claim 8, comprising:
The inversion high-frequency magnetic field pulse includes two high-frequency magnetic field pulses having an application axis perpendicular to the application axis of the excitation high-frequency magnetic field pulse. A nuclear magnetic resonance imaging method characterized by being a high-frequency magnetic field that creates an excitation profile with irregularities.
JP2006027178A 2006-02-03 2006-02-03 Magnetic resonance imaging apparatus and method Expired - Fee Related JP4827545B2 (en)

Priority Applications (1)

Application Number Priority Date Filing Date Title
JP2006027178A JP4827545B2 (en) 2006-02-03 2006-02-03 Magnetic resonance imaging apparatus and method

Applications Claiming Priority (1)

Application Number Priority Date Filing Date Title
JP2006027178A JP4827545B2 (en) 2006-02-03 2006-02-03 Magnetic resonance imaging apparatus and method

Publications (2)

Publication Number Publication Date
JP2007202902A true JP2007202902A (en) 2007-08-16
JP4827545B2 JP4827545B2 (en) 2011-11-30

Family

ID=38482899

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
JP2006027178A Expired - Fee Related JP4827545B2 (en) 2006-02-03 2006-02-03 Magnetic resonance imaging apparatus and method

Country Status (1)

Country Link
JP (1) JP4827545B2 (en)

Cited By (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2009207607A (en) * 2008-03-03 2009-09-17 Hitachi Medical Corp Medical imaging apparatus

Citations (7)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPS6361943A (en) * 1986-09-02 1988-03-18 Asahi Chem Ind Co Ltd Device for obtaining nuclear magnetic resonance signal
JPS63203146A (en) * 1987-02-20 1988-08-23 株式会社日立製作所 Selective exciting method in examination apparatus using nuclear magnetic resonance
JPH05200012A (en) * 1991-11-29 1993-08-10 Toshiba Corp Magnetic resonance diagnosing apparatus
JPH07313485A (en) * 1994-05-24 1995-12-05 Hitachi Medical Corp Method for diagnosing with magnetic resonance image and device therefor
JPH0856916A (en) * 1994-08-18 1996-03-05 Ge Yokogawa Medical Syst Ltd Rf pulse generating method and mri system
JPH08299296A (en) * 1995-04-28 1996-11-19 Ge Yokogawa Medical Syst Ltd Image processing method and device for magnetic resonance imaging system and magnetic resonance imaging system
JPH09206287A (en) * 1996-01-31 1997-08-12 Shimadzu Corp Nuclear magnetic resonance imaging device

Patent Citations (7)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPS6361943A (en) * 1986-09-02 1988-03-18 Asahi Chem Ind Co Ltd Device for obtaining nuclear magnetic resonance signal
JPS63203146A (en) * 1987-02-20 1988-08-23 株式会社日立製作所 Selective exciting method in examination apparatus using nuclear magnetic resonance
JPH05200012A (en) * 1991-11-29 1993-08-10 Toshiba Corp Magnetic resonance diagnosing apparatus
JPH07313485A (en) * 1994-05-24 1995-12-05 Hitachi Medical Corp Method for diagnosing with magnetic resonance image and device therefor
JPH0856916A (en) * 1994-08-18 1996-03-05 Ge Yokogawa Medical Syst Ltd Rf pulse generating method and mri system
JPH08299296A (en) * 1995-04-28 1996-11-19 Ge Yokogawa Medical Syst Ltd Image processing method and device for magnetic resonance imaging system and magnetic resonance imaging system
JPH09206287A (en) * 1996-01-31 1997-08-12 Shimadzu Corp Nuclear magnetic resonance imaging device

Cited By (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2009207607A (en) * 2008-03-03 2009-09-17 Hitachi Medical Corp Medical imaging apparatus

Also Published As

Publication number Publication date
JP4827545B2 (en) 2011-11-30

Similar Documents

Publication Publication Date Title
US8698495B2 (en) Flip angle imaging with improved B1 mapping for multi-RF transmit systems
JP5118052B2 (en) Magnetic resonance imaging system
US8754645B2 (en) Method for spatially resolved determination of an MR parameter
JP4889791B2 (en) Magnetic resonance imaging device
US11122988B2 (en) Magnetic resonance imaging apparatus
US20090021254A1 (en) Methods for Arbitrary Shape Selective Excitation Summed Spectroscopy and Applications of Same
US20160192859A1 (en) Magnetic resonance imaging apparatus and temperature information measurement method
US9720061B2 (en) Systems, methods and GUI for chemical exchange saturation transfer (CEST) analysis
JP4564015B2 (en) Magnetic resonance imaging apparatus and magnetic resonance imaging method
JP4579830B2 (en) Magnetic resonance imaging device
US7403002B2 (en) Method and apparatus for reduction of nyquist ghosts in medical magnetic resonance imaging
WO2013002231A1 (en) Magnetic resonance imaging device and method for determining high-frequency magnetic field
EP1517154A1 (en) Magnetic resonance imaging apparatus and magnetic resonance image producing method
JP4781120B2 (en) Magnetic resonance imaging apparatus and magnetic resonance spectrum measuring method
US8547101B2 (en) Magnetic resonance imaging device
US6489770B1 (en) Nuclear magnetic resonance imaging apparatus
JP2006346055A (en) Testing apparatus using magnetic resonance
US10151816B2 (en) Method of designing and generating pulses for magnetic resonance imaging
JP4827545B2 (en) Magnetic resonance imaging apparatus and method
WO2010137516A1 (en) Magnetic resonance imaging device
JP4808254B2 (en) Magnetic resonance imaging device
JP5004967B2 (en) Nuclear magnetic resonance imaging apparatus, high-frequency magnetic field pulse intensity adjusting method, and nuclear magnetic resonance imaging method
JP5564213B2 (en) Magnetic resonance imaging system
JP5127291B2 (en) Nuclear magnetic resonance imaging system
JP2006061235A (en) Magnetic resonance imaging device

Legal Events

Date Code Title Description
A621 Written request for application examination

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A621

Effective date: 20081001

A977 Report on retrieval

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A971007

Effective date: 20110614

A131 Notification of reasons for refusal

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A131

Effective date: 20110621

A521 Written amendment

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A523

Effective date: 20110818

TRDD Decision of grant or rejection written
A01 Written decision to grant a patent or to grant a registration (utility model)

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A01

Effective date: 20110913

A01 Written decision to grant a patent or to grant a registration (utility model)

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A01

A61 First payment of annual fees (during grant procedure)

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A61

Effective date: 20110913

FPAY Renewal fee payment (event date is renewal date of database)

Free format text: PAYMENT UNTIL: 20140922

Year of fee payment: 3

R150 Certificate of patent or registration of utility model

Ref document number: 4827545

Country of ref document: JP

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R150

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R150

S111 Request for change of ownership or part of ownership

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R313111

S533 Written request for registration of change of name

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R313533

R350 Written notification of registration of transfer

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R350

LAPS Cancellation because of no payment of annual fees