JP6078465B2 - 磁気共鳴イメージング装置および高周波磁場決定方法 - Google Patents

磁気共鳴イメージング装置および高周波磁場決定方法 Download PDF

Info

Publication number
JP6078465B2
JP6078465B2 JP2013522879A JP2013522879A JP6078465B2 JP 6078465 B2 JP6078465 B2 JP 6078465B2 JP 2013522879 A JP2013522879 A JP 2013522879A JP 2013522879 A JP2013522879 A JP 2013522879A JP 6078465 B2 JP6078465 B2 JP 6078465B2
Authority
JP
Japan
Prior art keywords
magnetic field
gradient magnetic
waveform
frequency
excitation
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.)
Active
Application number
JP2013522879A
Other languages
English (en)
Other versions
JPWO2013002231A1 (ja
Inventor
彬▲栄▼ 呉
彬▲栄▼ 呉
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 Ltd
Original Assignee
Hitachi Ltd
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 Ltd filed Critical Hitachi Ltd
Publication of JPWO2013002231A1 publication Critical patent/JPWO2013002231A1/ja
Application granted granted Critical
Publication of JP6078465B2 publication Critical patent/JP6078465B2/ja
Active legal-status Critical Current
Anticipated expiration legal-status Critical

Links

Images

Classifications

    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01R—MEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
    • G01R33/00—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables
    • G01R33/20—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
    • G01R33/44—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance using nuclear magnetic resonance [NMR]
    • G01R33/48—NMR imaging systems
    • G01R33/54—Signal processing systems, e.g. using pulse sequences ; Generation or control of pulse sequences; Operator console
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/05—Detecting, measuring or recording for diagnosis by means of electric currents or magnetic fields; Measuring using microwaves or radio waves 
    • A61B5/055—Detecting, measuring or recording for diagnosis by means of electric currents or magnetic fields; Measuring using microwaves or radio waves  involving electronic [EMR] or nuclear [NMR] magnetic resonance, e.g. magnetic resonance imaging
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01R—MEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
    • G01R33/00—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables
    • G01R33/20—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
    • G01R33/44—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance using nuclear magnetic resonance [NMR]
    • G01R33/48—NMR imaging systems
    • G01R33/54—Signal processing systems, e.g. using pulse sequences ; Generation or control of pulse sequences; Operator console
    • G01R33/56—Image enhancement or correction, e.g. subtraction or averaging techniques, e.g. improvement of signal-to-noise ratio and resolution
    • G01R33/565—Correction of image distortions, e.g. due to magnetic field inhomogeneities
    • G01R33/56518—Correction of image distortions, e.g. due to magnetic field inhomogeneities due to eddy currents, e.g. caused by switching of the gradient magnetic field
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01R—MEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
    • G01R33/00—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables
    • G01R33/20—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
    • G01R33/44—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance using nuclear magnetic resonance [NMR]
    • G01R33/48—NMR imaging systems
    • G01R33/54—Signal processing systems, e.g. using pulse sequences ; Generation or control of pulse sequences; Operator console
    • G01R33/56—Image enhancement or correction, e.g. subtraction or averaging techniques, e.g. improvement of signal-to-noise ratio and resolution
    • G01R33/565—Correction of image distortions, e.g. due to magnetic field inhomogeneities
    • G01R33/56572—Correction of image distortions, e.g. due to magnetic field inhomogeneities caused by a distortion of a gradient magnetic field, e.g. non-linearity of a gradient magnetic field
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01R—MEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
    • G01R33/00—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables
    • G01R33/20—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
    • G01R33/44—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance using nuclear magnetic resonance [NMR]
    • G01R33/48—NMR imaging systems
    • G01R33/58—Calibration of imaging systems, e.g. using test probes, Phantoms; Calibration objects or fiducial markers such as active or passive RF coils surrounding an MR active material
    • G01R33/583—Calibration of signal excitation or detection systems, e.g. for optimal RF excitation power or frequency
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01R—MEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
    • G01R33/00—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables
    • G01R33/20—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
    • G01R33/28—Details of apparatus provided for in groups G01R33/44 - G01R33/64
    • G01R33/288—Provisions within MR facilities for enhancing safety during MR, e.g. reduction of the specific absorption rate [SAR], detection of ferromagnetic objects in the scanner room

Landscapes

  • Physics & Mathematics (AREA)
  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • High Energy & Nuclear Physics (AREA)
  • Nuclear Medicine, Radiotherapy & Molecular Imaging (AREA)
  • Engineering & Computer Science (AREA)
  • General Physics & Mathematics (AREA)
  • Condensed Matter Physics & Semiconductors (AREA)
  • General Health & Medical Sciences (AREA)
  • Radiology & Medical Imaging (AREA)
  • Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
  • Signal Processing (AREA)
  • Pathology (AREA)
  • Heart & Thoracic Surgery (AREA)
  • Medical Informatics (AREA)
  • Molecular Biology (AREA)
  • Surgery (AREA)
  • Animal Behavior & Ethology (AREA)
  • Biomedical Technology (AREA)
  • Public Health (AREA)
  • Veterinary Medicine (AREA)
  • Biophysics (AREA)
  • Nonlinear Science (AREA)
  • Magnetic Resonance Imaging Apparatus (AREA)

Description

本発明は、被検体中のプロトンからの核磁気共鳴(NMR)信号を測定し、プロトンの密度分布や緩和時間分布等を映像化する核磁気共鳴イメージング(MRI)技術に関する。特に、被検体上で撮像位置、撮像領域を設定する技術に関する。
MRI検査を実行するMRI装置は、静磁場空間にセットされた被検体の任意の位置のスライス(撮像断面)を映像化(撮像)する。撮像対象のスライス位置およびスライス厚は、スライス選択傾斜磁場と、プロトンの磁化を励起する高周波数のラジオ波パルスとにより定まる。従って、スライス選択傾斜磁場の波形(強度)とラジオ波パルスの照射周波数および波形とを調整することにより、所望の位置の所望の厚みのスライス内のプロトンの磁化のみを励起できる。以下、プロトンの磁化を励起するラジオ波パルスを、励起RFパルスと呼ぶ。また、撮像対象のスライスの、スライス厚方向の中心を、スライス位置または撮像位置と呼ぶ。
スライス選択傾斜磁場は、MRI装置に組み込まれる傾斜磁場コイルに電流を流すことにより、生成され、印加される。一般に、スライス選択傾斜磁場には、印加時間に対して線形に変化する線形勾配磁場が用いられる。スライス選択傾斜磁場に線形勾配磁場を用いる場合、励起プロファイルを矩形にするため、Sinc関数状の励起RFパルスを用いる。
昨今の高磁場化で、比吸収率SAR(Specific Absorption Rate)が問題となっている。SARを改善するため、高磁場装置では、Sinc関数状の励起RFパルスより低い励起パワーで済むVERSE(variable rate selective excitation)法が用いられる(例えば、非特許文献1参照)。VERSE法では、スライス選択傾斜磁場の印加強度を変化させながら、励起RFパルスを印加する。このとき、スライス選択傾斜磁場には、印加時間に対して非線形に変化する非線形勾配磁場が用いられる。また、励起RFパルスには、Sinc関数よりも低い振幅のものが用いられる。励起パワーは、励起RFパルスの振幅の2乗に比例するため、VERSE法では、線形勾配磁場を用いる場合に比べて、低い励起パワーで済む。
Steven Conolly、 Dwight Nishimura and Albert Macovski、 "Variable-rate selective excitation" Journal of Magnetic Resonance、 78、 440-458(1988) Peter Latta;"Simple phase method for measurement of magneticfield gradient waveforms、" MAGNETIC RESONAMCE IMAGING 25、1272-1276(2007)
一般に、磁場空間に配置される傾斜磁場コイルに、傾斜磁場を生成するための電流を流すと、電磁誘導作用が働き、渦電流が発生する。また、傾斜磁場の極性を反転するために、反転電流を流すため、傾斜磁場コイルが振動する。このような渦電流や振動により、撮像パラメータから算出される理想的な傾斜磁場(理論傾斜磁場)の波形が歪む。
そして、励起RFパルスの照射周波数は、上記理論傾斜磁場波形に基づいて、決定される。しかしながら、実際に印加されるスライス選択傾斜磁場(印加傾斜磁場)波形は、上述のように歪むため、得られる磁場勾配も歪む。それに伴い、励起される位置に誤差が生じ、画質が劣化する。また、傾斜磁場波形の歪みは、励起される範囲と強度(励起プロファイル)の崩れをもたらし、さらに画質を劣化させる。特に、非線形勾配磁場は、線形勾配磁場に比べ、傾斜磁場波形の歪みが大きく、プロファイルが崩れやすく、画質の向上は難しい。
本発明は、上記事情に鑑みてなされたもので、渦電流や振動によりスライス選択傾斜磁場波形が歪む場合であっても高画質の画像を得る技術を提供することを目的とする。
本発明は、パルスシーケンスに設定された入力傾斜磁場波形に応じて印加される出力傾斜磁場波形に基づいて、高周波磁場情報を算出し、算出した高周波磁場情報をパルスシーケンスに設定する。そして、撮像は、このように高周波磁場情報が設定されたパルスシーケンスを用いて行われる。
本発明によれば、渦電流や振動によりスライス選択傾斜磁場波形が歪む場合であっても、高画質の画像を得ることができる。
本発明の実施形態のMRI装置の構成図 本発明の実施形態の演算部の機能ブロック図 本発明の実施形態の撮像時の処理のフローチャート (A)は、線形勾配磁場を用いる場合の理想波形と実際に印加される波形とを説明するための説明図、(B)は、非線形勾配磁場を用いる場合の理想波形と実際に印加される波形とを説明するための説明図 (A)および(B)は、本発明の実施形態の傾斜磁場波形算出シーケンスを説明するための説明図 本発明の実施形態の励起RFパルス決定処理のフローチャート (A)は、本発明の実施形態の入力傾斜磁場波形と出力傾斜磁場波形とを説明するための説明図、(B)は、本発明の実施形態の入力傾斜磁場波形による位相変化と出力傾斜磁場波形による位相変化とを説明するための説明図 本発明の実施形態のシーケンス作成部により作成されるパルスシーケンスを説明するための説明図 (A)は、線形勾配磁場を用い、撮像パラメータで設定された励起RFパルスを用いる場合のシミュレーション結果を、(B)は、線形勾配磁場を用い、本発明の実施形態の手法で得た励起RFパルスを用いる場合のシミュレーション結果を説明するための説明図 (A)は、非線形勾配磁場を用い、撮像パラメータで設定された励起RFパルスを用いる場合のシミュレーション結果を、(B)は、非線形勾配磁場を用い、本発明の実施形態の手法で得た励起RFパルスを用いる場合のシミュレーション結果を説明するための説明図 (A)は、線形勾配磁場を用いる場合と、非線形勾配磁場を用いる場合との励起RFパルスの比較結果を説明するための説明図、(B)は、線形勾配磁場を用いる場合と非線形勾配磁場を用いる場合との本発明の実施形態の手法で得た励起RFパルスを用いる場合の、得られる画像の比較結果を説明するための説明図
以下、本発明を適用する実施形態について説明する。以下、本発明の実施形態を説明するための全図において、同一機能を有するものは同一符号を付し、その繰り返しの説明は省略する。
まず、本実施形態のMRI装置を、図1を用いて説明する。本実施形態のMRI装置100は、被検体101を載せる寝台112と、静磁場を発生する磁石102と、静磁場空間に傾斜磁場を印加する傾斜磁場コイル103と、被検体101に高周波磁場を印加するRF送信コイル104と、被検体101が発生するNMR信号を検出するRF受信コイル105と、MRI装置100の各部の動作を制御するシーケンサ111と、を備える。
寝台112は、磁石102が形成する静磁場空間に被検体101を挿入し、また、当該静磁場空間から被検体を退避させる。寝台112は、寝台駆動部113によって駆動される。寝台駆動部113は、シーケンサ111から与えられる制御信号に応じて、少なくとも体軸方向の寝台112の動きを制御する。なお、以下、本明細書では、体軸方向をz方向とし、z方向に垂直な2方向のうち、寝台面に垂直な方向をy方向、他方(z方向とy方向とに垂直な方向)をx方向とする。
傾斜磁場コイル103は傾斜磁場電源109とともに静磁場空間に傾斜磁場を印加する傾斜磁場発生系を構成する。傾斜磁場コイル103は、x、y、zの3方向にそれぞれ傾斜磁場を発生するコイルを備え、各コイルにより、互いに直交する傾斜磁場を撮像領域に印加する。傾斜磁場は、シーケンサ111からの信号に応じて、傾斜磁場電源109から傾斜磁場コイル103に供給される電流に応じて印加される。それぞれの傾斜磁場は、オフセット撮像の撮像位置(撮像スライス)を決定するスライス選択傾斜磁場、位相エンコードを付与する位相エンコード傾斜磁場、読出しエンコードを付与する読み出し傾斜磁場として用いられる。各役割は、任意方向に設定することができる。以後、撮像位置を決定するためのスライス選択傾斜磁場を傾斜磁場と呼ぶ。
RF送信コイル104は、RF送信部110とともに被検体101に高周波磁場(励起RFパルス)を印加するRF印加系を構成する。励起RFパルスは、シーケンサ111からの指示に従ってRF送信部110からRF送信コイル104に送られる信号に応じて印加される。印加される励起RFパルスの照射周波数、位相、振幅波形は、予め定められ、パルスシーケンスに設定される。スライス選択傾斜磁場に応じて、所望のスライス位置の所望のスライス厚を励起可能な照射周波数およびバンド幅の励起RFパルスが選択され、印加される。これにより、被検体101の所望のスライス位置の所望のスライス厚内のプロトンの核磁化は励起され、FＩD(自由誘導減衰)信号、或はエコー信号を発生する。
RF受信コイル105は、信号検出部106とともに、被検体101から発生するエコー信号を検出する信号検出系を構成する。エコー信号は、RF受信コイル105で受信され、信号検出部106で検出される。
検出された信号は、演算部107でFFT(高速フーリエ変換)などの処理が施され、画像信号に変換される。得られた画像は表示部108に表示される。
シーケンサ111は、入力部114および演算部107からの命令や信号に応じて、傾斜磁場電源109、RF送信部110、信号検出部106、寝台駆動部113および表示部108の制御を担う。制御のタイムチャートは一般にパルスシーケンスと呼ばれる。
演算部107は、入力部114を介して撮像パラメータの設定または変更を受け付ける。受け付けた撮像パラメータと記憶部115に記憶される傾斜磁場強度などの情報とを用い、演算部107は、撮像時に実際に印加される傾斜磁場に応じた励起RFパルスを決定する。
演算部107は、さらに、決定した傾斜磁場および励起RFパルスを用いてパルスシーケンスを作成し、作成したパルスシーケンスに従って、シーケンサ111に命令を送る。
これを実現するため、本実施形態の演算部107は、図2に示すように、撮影時に実際に印加される傾斜磁場波形(出力傾斜磁場波形)に応じた励起RFパルスを算出する励起RFパルス決定部210と、算出した励起RFパルスをパルスシーケンスに反映するシーケンス作成部240と、パルスシーケンスに従って撮像を実行する撮像部250とを備える。
また、本実施形態の励起RFパルス決定部210は、出力傾斜磁場波形を、撮像パラメータに応じて定まる傾斜磁場波形(入力傾斜磁場波形)を用い、実測により決定する。このため、本実施形態の励起RFパルス決定部210は、撮像パラメータから入力傾斜磁場波形を決定する入力傾斜磁場決定部220と、入力傾斜磁場波形から、撮像時に実際に印加される傾斜磁場波形(出力傾斜磁場波形)を決定する出力傾斜磁場決定部230とを備える。
まず、演算部107による、撮像時の処理の流れの概要を図3のフローチャートを用いて説明する。
まず、操作者が入力部114を介して撮像パラメータを設定する。これを受け、演算部107は、撮像パラメータを受け付ける(ステップS1101)。次に、入力傾斜磁場決定部220が、撮像パラメータに基づき、入力傾斜磁場波形Gs_in(t)を決定する(入力傾斜磁場決定処理；ステップS1102)。そして、出力傾斜磁場決定部230が、撮像パラメータ、算出された入力傾斜磁場波形に基づき、撮像時に実際に印加される出力傾斜磁場波形Gs_out(t)を決定する(出力傾斜磁場決定処理；ステップS1103)。次に、励起RFパルス決定部210が、撮像パラメータと出力傾斜磁場波形とに基づき、励起RFパルスを決定する(励起RFパルス決定処理；ステップS1104)。
そして、シーケンス作成部240は、入力された撮像パラメータおよび決定した励起RFパルスを反映したパルスシーケンスを作成する(ステップS1105)。撮像部250は、作成したパルスシーケンスに従って、各部を動作させ、撮像を実行する(ステップS1106)。すなわち、撮像時、撮像部250は、RF送信コイル104から決定した励起RFパルスを照射する。
以下、ステップS1102からステップS1104の各ステップの処理の詳細を説明する。
まず、ステップS1102の、入力傾斜磁場決定部220による入力傾斜磁場決定処理について説明する。
入力傾斜磁場決定部220は、予め設定される傾斜磁場の理論的な傾斜磁場波形を算出する。傾斜磁場には、線形勾配磁場または非線形勾配磁場のいずれかが用いられる。ここでは、一例として線形勾配磁場と定められている場合を例にあげて説明する。
一般的な線形勾配磁場の傾斜磁場は、傾斜磁場の印加時間に関係なく傾斜磁場強度が一定あるため、その理想波形は、図4(A)の504で示す波形となる。図4(A)は、傾斜磁場強度(Gradient strength)の時間(time)変化を示すグラフである。このとき、フラット部分504fの傾斜磁場強度Gs_flat(t)は、以下の式(1)で求められる。
Gs_flat(t)＝TBW/(γ・zw・D) (1)
ここで、TBW(time-bandwidth)は、励起RFパルス波形において、励起RFパルスの強度が0となる回数である。これは、励起RFパルスに使用するRFパルス波形毎に決まった値であり、既知である。γは磁気回転比である。zwはスライス厚であり、撮像パラメータとして与えられる。Dは、印加時間であり、励起RFパルスの励起時間と等しい。なお、立ち上がり部504uと立ち下がり部504dとは、励起RFパルスには関係しないため、説明を簡単にするため、フラット部分504fの傾斜磁場強度Gs_flat(t)を、入力傾斜磁場波形Gs_in(t)とする。
なお、非線形勾配磁場を傾斜磁場に用いる場合、傾斜磁場の印加時間に対応して傾斜磁場強度が変わる。非線形勾配磁場の理想波形は、図4(B)の604に示すとおりである。その理想波形604の詳細な計算方法は非特許文献1に開示されているとおりである。
すなわち、非線形勾配磁場の場合の傾斜磁場波形Gs_in(t)は、以下の式(2)で表される。
Gs_in(t)＝Gs_linear(t)×vRF(t)/oRF(t) (2)
ここで、Gs_linear(t)は線形勾配磁場の傾斜磁場波形であり、vRF(t)は非線形勾配磁場に対応する励起RFパルス波形であり、oRF(t)は線形勾配磁場に対応する励起RFパルス波形である。また、vRF(t)はoRF(t)の面積と照射時間を変えないよう、最大振幅がoRF(t)の最大振幅のα倍になるように、両サイドの振幅を上げて作成する。但し、αは1以下であり、αの決定はスライス選択傾斜磁場のスリューレートを超えないようする。なお、図4(B)において、605は、出力傾斜磁場波形である。
次に、ステップS1103の出力傾斜磁場決定部230による、出力傾斜磁場決定処理について説明する。
出力傾斜磁場波形Gs_out(t)は、上述のように、渦電流や振動により歪み、図4(A)の505に示す波形となる。本実施形態は、非特許文献2に開示されている技術を用いて出力傾斜磁場波形を算出する。非特許文献2には、信号取得期間中に、傾斜磁場を印加するものとしないものとを実行し、それぞれの信号強度の位相差分の単位時間当たりの変化量から、時間ごとの傾斜磁場印加量を得る。これを、理論傾斜磁場の印加量と比較することにより、歪み量を把握する。そこで本実施形態の出力傾斜磁場決定部230は、傾斜磁場波形算出シーケンスを実行することにより、出力傾斜磁場波形505Gs_out(t)を算出し、決定する。この傾斜磁場波形算出シーケンスは、本撮像に先立ち、実行される。
傾斜磁場波形算出シーケンス300を図5(A)および図5(B)に示す。これらの図において、RFは、RFパルス印加の、ADは、データ取得の、Gsは、スライス傾斜磁場印加の、それぞれタイミングを示す。
傾斜磁場波形算出シーケンス300は、図5(A)に示す第一のパルスシーケンス310と図5(B)に示す第二のパルスシーケンス320とを備える。第一のパルスシーケンス310および第二のパルスシーケンス320は、RFパルス301と、RFパルス301と同時に印加されるスライス選択傾斜磁場303とを備える。
RFパルス301とスライス選択傾斜磁場303の印加後、第一のパルスシーケンス310は、スライス傾斜磁場を印加せずに、データ取得302を行う。一方、第二のパルスシーケンスでは、第二のスライス選択傾斜磁場304を印加しながら、データ取得302を行う。第二のスライス選択傾斜磁場304は、本撮像に用いるスライス選択傾斜磁場(入力傾斜磁場)と同じ傾斜磁場波形504Gs_in(t)とする。すなわち、本撮像に用いるスライス選択傾斜磁場と同じ撮像パラメータで特定される傾斜磁場とする。
本実施形態の出力傾斜磁場決定部230は、第一のパルスシーケンス310と第二のパルスシーケンス320とを実行する。そして、第一のパルスシーケンス310で得た第一のエコー信号と、第二のパルスシーケンス320で得た第二のエコー信号とを用い、第二のスライス選択傾斜磁場304の有無による、エコー信号の位相変化を得る。
第二のスライス選択傾斜磁場304の有無によるエコー信号の位相の、単位時間Δtにおける変化は、当該傾斜磁場の単位時間の印加量と等価になることが知られている。これを利用して、出力傾斜磁場決定部230は、第二のスライス選択傾斜磁場304の印加量の時間変化、すなわち、本撮像に用いるスライス選択傾斜磁場の出力傾斜磁場波形505Gs_out(t)を得る。
次に、上記ステップS1104の、励起RFパルス決定部210による励起RFパルス決定処理について説明する。
励起RFパルスは、以下の式(3)で表される。
RF＝RFa(t)・exp(j2π・RFf・t＋RFp(t)) (3)
ここで、RFa(t)は、励起RFパルスのパルス波形(振幅波形)、RFp(t)は、励起RFパルスの位相、RFfは、励起RFパルスの照射周波数、jは虚数単位、・は乗算記号である。
本実施形態では、励起RFパルス決定部210は、励起RFパルスの照射周波数RFfと、位相RFp(t)と、振幅波形RFa(t)とを算出し、励起RFパルスを決定する。励起RFパルス決定部210は、図6に示すように、まず、出力傾斜磁場波形Gs_out(t)を用い、照射周波数RFfを算出する(照射周波数RFf算出処理；ステップS1201)。そして、印加される傾斜磁場が入力傾斜磁場波形から出力傾斜磁場波形に変化したことによる位相の変化量を位相RFp(t)として算出する(位相RFp算出処理；ステップS1202)。最後に、出力傾斜磁場波形Gs_out(t)と入力傾斜磁場波形Gs_in(t)とを用い、励起RFパルスの振幅波形RFa(t)を算出する(振幅波形RFa算出処理；ステップS1203)。
まず、上記ステップS1201の照射周波数RFf算出処理の詳細を説明する。励起RFパルスの照射周波数RFfは、一般に、スライス選択傾斜磁場の強度Gsと撮像位置Zとにより、以下の式(4)により算出される。
RFf＝γ・(Gs・Z)＋γ・B0 (4)
ここで、γは磁気回転比である。B0は、静磁場強度である。
本実施形態の励起RFパルス決定部210は、上記式(4)の、スライス選択傾斜磁場強度Gsに、Gs_out(t)の時間方向の平均値Ave(Gs_out(t))を用い、以下の式(5)で、励起RFパルスの照射周波数RFfを算出する。
RFf＝γ・Ave(Gs_out(t))・OD (5)
ここで、ODは、磁場中心からの距離(オフセット距離OD)で表される撮像位置である。オフセット距離ODは、ユーザが入力する。なお、撮像位置が磁場中心でない撮像、すなわち、オフセット距離が0でない撮像を、オフセット撮像と呼ぶ。
次に、上記ステップS1202の位相RFp算出処理の詳細を説明する。ここでは、励起RFパルス決定部210は、上述のように、傾斜磁場の歪みによる位相変化を励起RFパルスの位相RFp(t)として算出する。なお、ここでは、傾斜磁場の歪みがない場合、励起RFパルスの位相RFpは0とする。
傾斜磁場波形が、図7(A)に示す入力傾斜磁場波形Gs_in(t)のような理想的な形状の場合、1サイクルで位相は、図7(B)のgl(t)のように、0から2πに線形変化する。一方、傾斜磁場波形が、図7(A)に示す出力傾斜磁場波形Gs_out(t)のように歪むと、1サイクルの位相は、図7(B)のgk(t)のように変化する。
なお、ここでは、gk(t)は、位相の累積和の最大値が2πとなるよう規格化してある。また、図7(A)は、傾斜磁場強度(Gradient strength)の時間変化を、図7(B)は、位相変化(RF Phase diff)の時間変化を示すグラフである。
従って、位相RFp(t)は、以下の式(6)で表される。
RFp(t)＝(gk(t)-gl(t))・RFf・D (6)
ここで、Dは、傾斜磁場および励起RFパルスの印加時間である。
なお、ここでは、上述のように、傾斜磁場の歪みがない場合、励起RFパルスの位相RFpは0としているが、励起RFパルスが傾斜磁場による位相変化の他に位相を持つ場合は、必要に応じてRFpにその位相値を加える。
次に、上記ステップS1203の振幅波形RFa算出処理の詳細を説明する。励起RFパルスのパルス波形RFa(t)は、励起される範囲(スライス厚(撮像領域の厚み)の断面；以下励起プロファイルと呼ぶ。)が矩形になるよう設計される。励起プロファイルは、励起RFパルスのパルス波形をフーリエ変換したものである。矩形の励起プロファイルを得るため、励起RFパルスのパルス波形RFa(t)には、例えば、sinc関数波形が用いられる。
印加される傾斜磁場波形が入力傾斜磁場波形Gs_in(t)であるとして設計された励起RFパルス波形を、RFa_in(t)とすると、用いる励起RFパルスの振幅波形RFa(t)は、以下の式(7)で表される。
RFa(t)＝RFa_in(t)・Gs_out(t)/Gs_in(t) (7)
なお、励起RFパルス波形RFa_in(t)は、撮像パラメータとして与えられたスライス厚とバンド幅とにより算出される。
以上のように、励起RFパルス決定部210は、励起RFパルスの照射周波数RFfと位相RFp(t)と振幅波形RFaとを算出し、励起RFパルスを決定する。
次に、ステップS1105のシーケンス作成部240によるパルスシーケンス作成処理を説明する。シーケンス作成部240は、撮像時に、上記算出した照射周波数RFfと位相RFp(t)と振幅波形RFa(t)を有する励起RFパルスが印加されるよう、パルスシーケンスを作成する。具体的には、図8に示すように、RFchに上記照射周波数RFfを変調周波数として位相変調した励起RFパルス401をセットし、RFpchに、算出した位相RFp(t)403をセットする。励起RFパルス401の波形は、RFa(t)とする。なお、傾斜磁場GSchには、撮像パラメータから算出した入力傾斜磁場波形Gs_in(t)402をセットする。
撮像部250は、得られたパルスシーケンスに従って撮像を実行する。
ここで、本実施形態の効果を示すシミュレーション結果を図9および図10に示す。本シミュレーションでは、撮像位置の磁場中心からのオフセット量を60mmとした。
図9は、スライス選択傾斜磁場に線形勾配磁場を用いた例である。図9(A)は、撮像パラメータで設定された励起RFパルスをそのまま用いた場合の例である。図9(B)は、上記実施形態により決定した励起RFパルスを用いた場合の例である。
図9(A)および図9(B)の各グラフは、それぞれ、位置(position)に応じた信号強度(Signal magnitude)の変化の様子、傾斜磁場強度(Gradient strength)の時間(time)変化、励起RFパルスの振幅波形(RF amplitude)の時間変化、励起RFパルスの位相(RF phase diff)の時間変化を示す。
撮像パラメータから算出された入力傾斜磁場波形Gs_in(t)を504、実際に印加される出力傾斜磁場波形Gs_out(t)を505とする。設定された励起RFパルスの波形RFa_in(t)を503、位相を506とする。スライス選択傾斜磁場が、入力傾斜磁場波形Gs_in(t)504である場合の、励起プロファイル(スライスプロファイル)を501とする。励起RFパルス503は、その中心が撮像位置510になるよう設計される。
ところが、実際に印加されるスライス選択傾斜磁場は、出力傾斜磁場波形Gs_out(t)505を有する。このため、設計された励起RFパルス(振幅波形は503、位相は506)をそのまま用いると、得られるスライスプロファイルは、502となり、撮像位置は、511にずれた。
一方、図9(B)に示すように、本実施形態の手法で決定した励起RFパルス(振幅波形RFa(t)は508、位相RFp(t)は509)を用いると、得られるスライスプロファイルは、507のようになり、ほぼ、励起プロファイル501と重なった。従って、撮像位置も510とほぼ同じとなる。これにより、本実施形態の手法で励起RFパルスを決定すると、励起プロファイル自体のずれ、撮像位置のずれもなく、精度よく所望の撮像スライスが励起されることが示された。
スライス選択傾斜磁場として、非線形勾配傾斜磁場を用いた例を図10に示す。図10(A)は、撮像パラメータで設定された励起RFパルスをそのまま用いた場合の例である。図10(B)は、上記実施形態により決定した励起RFパルスを用いた場合の例である。
図10(A)および図10(B)の各グラフは、それぞれ、位置(position)に応じた信号強度(Signal magnitude)の変化の様子、傾斜磁場強度(Gradient strength)の時間(time)変化、励起RFパルスの振幅波形(RF amplitude)の時間変化、励起RFパルスの位相(RF phase diff)の時間変化を示す。
撮像パラメータから算出される入力傾斜磁場波形Gs_in(t)を604、実際に印加される出力傾斜磁場波形Gs_out(t)を605とする。設定される励起RFパルスRFa_in(t)の波形を603、位相を606とする。スライス選択傾斜磁場が、入力傾斜磁場波形Gs_in(t)604である場合の、励起プロファイル(スライスプロファイル)を601とする。励起RFパルス603は、その中心610が撮像位置になるよう設計される。
ところが、実際に印加されるスライス選択傾斜磁場は、出力傾斜磁場波形Gs_out(t)605を有する。このため、設計された励起RFパルス(振幅波形が603で位相が606)をそのまま用いると、得られるスライスプロファイルは、602となり、撮像位置は、611にずれた。
一方、図10(B)に示すように、出力傾斜磁場波形Gs_out(t)605を用い、本実施形態の手法で決定した励起RFパルス(振幅波形RFa(t)は608、位相RFp(t)は609)を用いると、得られるスライスプロファイルは、607のようになり、ほぼ、励起プロファイル601と重なった。従って、撮像位置も610とほぼ同じとなる。
これにより、本実施形態の手法で励起RFパルスを決定すると、プロファイル自体のずれ、撮像位置のずれもなく、精度よく所望の撮像スライスが励起されることが示された。
以上説明したように、本実施形態によれば、撮像時に実際に印加される出力傾斜磁場波形に応じて励起RFパルスを決定する。すなわち、照射周波数RFfおよび位相RFp(t)を、実際に印加される傾斜磁場波形Gs_out(t)に基づいて決定する。このため、傾斜磁場が、入力傾斜磁場波形Gs_in(t)から出力傾斜磁場波形Gs_out(t)に変化した場合であっても、所望のスライス位置を励起することができる。また、振幅波形RFa(t)についても同様である。このため、入力傾斜磁場波形Gs_in(t)から出力傾斜磁場波形Gs_out(t)に変化した場合であっても、所望の形状の励起プロファイルが得られ、結果として、所望のスライス厚を励起することができる。
従って、本実施形態によれば、渦電流や振動などにより、実際に印加されるスライス選択傾斜磁場波形に歪みが発生したとしても、実際に印加されるスライス選択傾斜磁場に応じた周波数、位相、振幅波形を有する励起RFパルスが照射される。従って、所望のスライスを精度よく励起することができる。これにより、画質が向上する。
ここで、本実施形態の手法で励起RFパルスを決定する場合、スライス選択傾斜磁場に、線形勾配磁場を用いる例と、非線形勾配磁場を用いる例との比較結果を図11(A)および図11(B)に示す。他の撮像条件は同じとする。図11(A)のグラフは、それぞれ、位置(position)に応じた信号強度(Signal magnitude)の変化の様子、傾斜磁場強度(Gradient strength)の時間(time)変化、励起RFパルスの振幅波形(RF amplitude)の時間変化、励起RFパルスの位相(RF phase diff)の時間変化を示す。
スライス選択傾斜磁場に、線形勾配磁場705を用いた場合の、本実施形態の手法により決定した励起RFパルスの振幅波形RFa(t)を703、位相変化RFp(t)を707、その励起プロファイル(スライスプロファイル)を701とする。また、得られた画像を図11(B)の示す709とする。
また、スライス選択傾斜磁場に、非線形勾配磁場706を用いた場合の、本実施形態の手法により決定した励起RFパルスの振幅波形RFa(t)を704、位相変化RFp(t)を708、その励起プロファイル(スライスプロファイル)を702とする。また、得られた画像を図11(B)の710とする。
図11(A)に示すように、スライスプロファイル701とスライスプロファイル702とは、波形および撮像位置とも、ほぼ合致する。また、図11(B)に示すように、画像709と画像710とも、画質はほぼ同等である。しかし、励起RFパルスの振幅波形703と704とを比べると、振幅波形703に比べ、振幅波形704の方がその値が小さく、必要とするRF励起パワーが低い。従って、同じ撮像条件であれば、スライス選択傾斜磁場に非線形勾配磁場を用いることにより、低い励起パワーで同等の画像を得ることができることが示された。
このように、本実施形態によれば、スライス選択傾斜磁場に非線形勾配磁場を用いても、実際に印加される傾斜磁場波形に基づいて決定された周波数、位相、振幅波形を有する励起RFパルスが照射される。従って、スライス選択傾斜磁場に線形勾配磁場を用いる場合と同様に、所望のスライスを励起することができる。
従来は、非線形勾配磁場を用いる場合、磁場の歪みが大きく、励起プロファイルが崩れやすいため、同じ撮像条件で線形勾配磁場を用いる場合に比べて画質が劣っていた。しかし、本実施形態によれば、スライス選択傾斜磁場に、線形勾配磁場を用いても、非線形勾配磁場を用いても、同等の画質の画像を得ることができる。従って、同じ画質の画像を得るために、より少ない励起パワーで済む。
なお、上記実施形態では、出力傾斜磁場決定部230は、本撮像毎に、本撮像に用いるスライス選択傾斜磁場波形(入力傾斜磁場波形；Gs_in(t))を用い、傾斜磁場波形算出シーケンスを実行することにより、出力傾斜磁場波形Gs_out(t)を決定している。しかし、出力傾斜磁場波形Gs_out(t)の決定手法はこれに限られない。
傾斜磁場強度とスライス厚とは反比例する。従って、例えば、上記手法で出力傾斜磁場波形Gs_out(t)を求めた撮像とスライス厚のみ異なる本撮像の出力傾斜磁場波形Gs_out(t)は、傾斜磁場波形算出シーケンス300の実行無しに、以下の式(8)で求めることができる。
Gs_out(t)＝c・Tb・Gsb(t)/Tg (8)
ここで、Gsb(t)は、上記傾斜磁場波形算出シーケンス300を実行して算出したベースとなる傾斜磁場波形、Tbは、その時のスライス厚、一方、Tgは、出力傾斜磁場波形Gs_out(t)算出対象の本撮像のスライス厚である。また、cは、相関係数である。相関係数cは、予め、2以上の異なるスライス厚で、上記傾斜磁場波形算出シーケンス300を実行して出力傾斜磁場波形をそれぞれ算出し、求めておく。
また、出力傾斜磁場波形Gs_out(t)は、MRI装置100固有のシステム伝達関数ts(t)を用いて算出し、決定するよう構成してもよい。すなわち、出力傾斜磁場波形Gs_out(t)は、入力傾斜磁場波形Gs_in(t)とシステム伝達関数ts(t)とを用い、以下の式(9)で算出できる。
Figure 0006078465
ここで、tは、スライス選択傾斜磁場の印加時間であり、τは、0≦τ≦tを満たす変数である。また、システム伝達関数ts(t)は、渦電流などの特性から、複数の時定数とゲインとを持つ、時間的に減衰する応答関数である。システム伝達関数ts(t)として用いることができる応答関数には、例えば、以下の式(10)で表される指数関数を用いることができる。
Figure 0006078465
ここで、g1、g2、g3はゲイン、τ1、τ2、τ3は時定数である。これらのゲインおよび時定数は装置に依存する値であるため、各MRI装置について、たとえば、据付時などに、1回測定すればよい。
なお、システム伝達関数ts(t)のゲインと時定数とは、測定により求めるものに限られない。例えば、ゲインと時定数とを変更しながら、最適な値を決定してもよい。この場合、変更する毎に、上記式(9)および式(10)を用いて出力傾斜磁場波形Gs_app(t)の候補Gs_app(t)を算出し、上記傾斜磁場波形算出シーケンス300を実行して算出したベースとなる傾斜磁場波形Gsb(t)と比較し、類似度が最も高い場合のゲインと時定数とを採用する。出力傾斜磁場波形候補Gs_app(t)とベースとなる傾斜磁場波形Gsb(t)との類似度は、以下の式(11)に示す最小二乗和を用いて評価する。
Figure 0006078465
さらに、式(10)のゲインと時定数とは、式(9)に対して、ラプラス変換やz変換を行った後に算出してもよい。
さらに、上記実施形態では、出力傾斜磁場決定部230は、入力傾斜磁場波形Gs_in(t)に対する出力傾斜磁場波形Gs_out(t)を、本撮像毎、または、撮像パラメータが変わる毎に算出するように構成しているが、これに限られない。何らかの手法で、撮像パラメータで決定する入力傾斜磁場波形Gs_in(t)に対する出力傾斜磁場波形Gs_out(t)が得られればよい。
例えば、代表的な撮像パラメータ毎に、入力傾斜磁場波形Gs_in(t)に対する出力傾斜磁場波形Gs_out(t)を、データベースとして記憶部115に保持しておく。そして、出力傾斜磁場決定部230は、撮像毎に、算出する代わりに、撮像パラメータに応じた入力傾斜磁場波形Gs_in(t)に対応づけてデータベースに保持される出力傾斜磁場波形Gs_out(t)を抽出するよう構成してもよい。
なお、上記実施形態では、撮像断面が、xy面、yz面、zx面のいずれかに平行な直交断面撮像を例にあげて説明しているが、撮像はこれに限られない。例えば、任意角度の断面撮像であるオブリーク撮像であってもよい。オブリーク撮像の場合の出力傾斜磁場波形Gs_out(t)は、以下の式(12)で表される。
Figure 0006078465
ここで、G_x(t)、G_y(t)、G_z(t)は、それぞれ、x軸、y軸、z軸方向の出力傾斜磁場波形であり、wx、wy、wzは、オブリークの角度に応じた重みである。重みは、回転座標とユーザが設定するオブリークの角度により計算される。事前に記憶部115に保持されていることが好ましい。
x軸、y軸、z軸方向の出力傾斜磁場波形G_x(t)、G_y(t)、G_z(t)は、上述のいずれかの手法で算出する。
また、上記実施形態では、励起RFパルス決定部210は、励起RFパルスの照射周波数RFfと位相変化量RFp(t)とを、得られた出力傾斜磁場波形Gs_out(t)から算出しているが、これに限られない。予めシーケンス毎に定められた励起RFパルスの照射周波数RFf_inと位相RFp_in(t)とを、補正することにより、算出してもよい。照射周波数RFf_inと位相RFp_in(t)とは、理想的な傾斜磁場、すなわち、入力傾斜磁場波形Gs_in(t)から算出される。
この場合の、照射周波数RFfの補正量ΔRFfおよび位相RFp(t)の補正量ΔRFp(t)は、それぞれ、以下の式(13)、式(14)で表される。
ΔRFf＝γ・(Ave(Gs_in(t))-Ave(Gs_out(t)))・OD (13)
ここで、Ave(Gs_in(t))は、入力傾斜磁場波形Gs_in(t)の時間方向の平均値、Ave(Gs_out(t))は、出力傾斜磁場波形Gs_out(t)の時間方向の平均値である。
ΔRFp(t)＝(gcal(t)-gk(t))・RFf・D (14)
ここで、gcal(t)は、入力傾斜磁場波形Gs_in(t)による、1サイクルの位相の変化量であり、最大位置が2πになるよう規格化したものである。
そして、照射周波数RFfおよび位相RFp(t)は、それぞれ以下の式(15)、式(16)で求められる。
RFf＝RFf_in＋ΔRFf (15)
RFp(t)＝RFp_in(t)＋ΔRFp(t) (16)
また、本実施形態では、入力傾斜磁場Gs_in(t)に応じて励起RFパルスを決定する処理を、MRI装置100が備える演算部107内で行っているが、これに限られない。例えば、MRI装置100とデータの送受信が可能な、MRI装置100とは独立した情報処理装置内で、入力傾斜磁場Gs_in(t)に応じて励起RFパルスを決定するよう構成してもよい。
100 MRI装置、101 被検体、102 磁石、103 傾斜磁場コイル、104 RF送信コイル、105 RF受信コイル、106 信号検出部、107 演算部、108 表示部、109 傾斜磁場電源、110 RF送信部、111 シーケンサ、112 寝台、113 寝台駆動部、114 入力部、115 記憶部、210 励起RFパルス決定部、220 入力傾斜磁場決定部、230 出力傾斜磁場決定部、240 シーケンス作成部、250 撮像部、300 傾斜磁場波形算出シーケンス、301 RFパルス、302 データ取得、303 スライス選択傾斜磁場、304 スライス選択傾斜磁場、310 パルスシーケンス、320 パルスシーケンス、401 励起RFパルス、402 入力傾斜磁場波形、403 位相、501 励起プロファイル、502 励起プロファイル、503 振幅波形、504 入力傾斜磁場波形、504d 立ち下がり部、504f フラット部分、504u 立ち上がり部、505 出力傾斜磁場波形、506 位相、507 励起プロファイル、508 振幅波形、509 位相、510 撮像位置、511 撮像位置、601 励起プロファイル、602 励起プロファイル、603 振幅波形、604 入力傾斜磁場波形、605 出力傾斜磁場波形、606 位相、607 励起プロファイル、608 振幅波形、609 位相、610 撮像位置、611 撮像位置、701 スライスプロファイル、702 スライスプロファイル、703 振幅波形、704 振幅波形、705 線形勾配磁場、706 非線形勾配磁場、707 位相、708 位相、709 画像、710 画像

Claims (13)

  1. 静磁場を発生する磁石と、静磁場空間に傾斜磁場を印加する傾斜磁場発生部と、被検体に高周波磁場を印加する高周波磁場印加部と、被検体から発生する核磁気共鳴信号を検出する信号検出部と、傾斜磁場発生部、高周波磁場印加部および信号検出部の動作を制御する計測制御部と、予め定められたパルスシーケンスに従って前記計測制御部に制御の指示を行うとともに、前記信号検出部が検出した核磁気共鳴信号からの画像の再構成を含む演算を行う演算部と、を備え、
    前記演算部は、前記パルスシーケンスに従って入力される入力傾斜磁場波形に応じて前記傾斜磁場発生部が印加する出力傾斜磁場波形に基づいて、前記高周波磁場印加部から印加する高周波磁場の照射周波数と位相変化量を含む高周波磁場情報を決定し、該決定した高周波磁場情報を前記パルスシーケンスに設定する磁気共鳴イメージング装置であって、
    前記演算部は、前記出力傾斜磁場波形を用いて前記照射周波数を算出し、前記入力傾斜磁場波形から前記出力傾斜磁場波形への傾斜磁場の変化に基づいて前記位相変化量を算出すること
    を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  2. 請求項1記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    前記演算部は、前記算出した照射周波数を変調周波数として前記パルスシーケンスの高周波磁場情報に設定すること
    を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  3. 請求項1又は2記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    前記演算部は、前記入力傾斜磁場波形と前記出力傾斜磁場波形とを用いて前記高周波磁場の振幅波形を算出し、該算出した振幅波形を前記高周波磁場情報に設定すること
    を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  4. 請求項1乃至3のいずれか一項に記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    前記演算部は、撮像パラメータから前記入力傾斜磁場波形を決定し、該決定した入力傾斜磁場波形から前記出力傾斜磁場波形を決定すること
    を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  5. 請求項1乃至4のいずれか一項に記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    前記演算部は、前記出力傾斜磁場波形の強度の平均値を用いて前記高周波磁場の周波数を算出し、前記出力傾斜磁場波形による1サイクルの位相変化量を用いて前記高周波磁場の位相変化量を算出すること
    を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  6. 請求項1乃至5のいずれか一項に記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    前記演算部は、前記高周波磁場の周波数の補正量と、前記高周波磁場の位相の補正量とを算出して、予め定められた高周波磁場の周波数と位相とを補正すること
    を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  7. 請求項1乃至6のいずれか一項に記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    前記入力傾斜磁場波形および撮像パラメータ毎に、予め算出した出力傾斜磁場波形を、
    前記入力傾斜磁場波形に対応づけて記憶する傾斜磁場波形データベースをさらに備え、
    前記演算部は、前記入力傾斜磁場波形に対応する出力傾斜磁場波形を、前記傾斜磁場波形データベースから抽出し、前記出力傾斜磁場波形を決定すること
    を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  8. 請求項1乃至6のいずれか一項に記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    前記演算部は、所定のパルスシーケンスを、本撮像で用いる傾斜磁場を印加して実行することにより得た第一の結果と、当該傾斜磁場を印加せずに実行することにより得た第二の結果とを比較することにより、前記出力傾斜磁場波形を決定すること
    を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  9. 請求項1乃至6のいずれか一項に記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    前記演算部は、複数の出力傾斜磁場波形から相関係数を算出し、撮像パラメータと前記相関係数とを用いて、前記出力傾斜磁場波形を決定すること
    を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  10. 請求項1乃至6のいずれか一項に記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    前記演算部は、前記入力傾斜磁場波形と予め定めたシステム伝達関数とを用い、畳み込み積分により前記出力傾斜磁場波形を決定すること
    を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  11. 請求項1乃至6のいずれか一項に記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    前記演算部は、ユーザが入力するオブリークの角度を用い、前記出力傾斜磁場波形を決定すること
    を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  12. 磁気共鳴イメージング装置において撮像に用いるパルスシーケンスに設定する高周波磁場情報を決定する高周波磁場決定方法であって、
    前記パルスシーケンスに設定された入力傾斜磁場波形に応じて印加される出力傾斜磁場波形に基づいて、高周波磁場の照射周波数と位相変化量を含む高周波磁場情報を決定し、
    該決定した高周波磁場情報を前記パルスシーケンスに設定する高周波磁場算出ステップを備え、
    前記高周波磁場算出ステップは、前記出力傾斜磁場波形を用いて前記照射周波数を算出し、前記入力傾斜磁場波形から前記出力傾斜磁場波形への傾斜磁場の変化に基づいて前記位相変化量を算出すること
    を特徴とする高周波磁場決定方法。
  13. 請求項12記載の高周波磁場決定方法であって、
    前記高周波磁場算出ステップは、
    前記出力傾斜磁場波形の平均値を用いて高周波磁場の周波数を算出する周波数算出ステップと、
    前記入力傾斜磁場波形から前記出力傾斜磁場波形に変化したことによる、印加される高周波磁場の位相変化量を算出する位相算出ステップと、を備えること、
    を特徴とする高周波磁場決定方法。
JP2013522879A 2011-06-30 2012-06-27 磁気共鳴イメージング装置および高周波磁場決定方法 Active JP6078465B2 (ja)

Applications Claiming Priority (3)

Application Number Priority Date Filing Date Title
JP2011146651 2011-06-30
JP2011146651 2011-06-30
PCT/JP2012/066314 WO2013002231A1 (ja) 2011-06-30 2012-06-27 磁気共鳴イメージング装置および高周波磁場決定方法

Publications (2)

Publication Number Publication Date
JPWO2013002231A1 JPWO2013002231A1 (ja) 2015-02-23
JP6078465B2 true JP6078465B2 (ja) 2017-02-08

Family

ID=47424122

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
JP2013522879A Active JP6078465B2 (ja) 2011-06-30 2012-06-27 磁気共鳴イメージング装置および高周波磁場決定方法

Country Status (4)

Country Link
US (1) US9588206B2 (ja)
JP (1) JP6078465B2 (ja)
CN (1) CN103635135B (ja)
WO (1) WO2013002231A1 (ja)

Families Citing this family (6)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN102905617A (zh) * 2010-05-28 2013-01-30 株式会社日立医疗器械 磁共振成像装置及高频磁场脉冲的调制方法
JP6109508B2 (ja) * 2012-08-29 2017-04-05 東芝メディカルシステムズ株式会社 磁気共鳴イメージング装置
WO2014199794A1 (ja) * 2013-06-13 2014-12-18 株式会社 日立メディコ 磁気共鳴イメージング装置、磁気共鳴イメージング方法およびｖｅｒｓｅパルス圧縮率決定方法
JPWO2015076082A1 (ja) * 2013-11-22 2017-03-16 株式会社日立製作所 磁気共鳴イメージング装置
US9971008B2 (en) * 2014-09-30 2018-05-15 Toshiba Medical Systems Corporation MRI gradient trajectory mapping
DE102017200446A1 (de) * 2017-01-12 2018-07-12 Siemens Healthcare Gmbh Korrektur eines MR-Sendesignals

Family Cites Families (6)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPH07171125A (ja) * 1993-12-17 1995-07-11 Toshiba Corp 磁気共鳴イメージング装置
JPH08191822A (ja) * 1995-01-19 1996-07-30 Toshiba Corp 磁気共鳴イメージング装置
US20110245655A1 (en) * 2008-12-26 2011-10-06 Takayuki Abe Magnetic resonance imaging apparatus and pulse sequence adjusting method
WO2010074059A1 (ja) * 2008-12-26 2010-07-01 株式会社 日立メディコ 磁気共鳴イメージング装置及び読み出し傾斜磁場誤差補正方法
CN102905617A (zh) 2010-05-28 2013-01-30 株式会社日立医疗器械 磁共振成像装置及高频磁场脉冲的调制方法
US9664765B2 (en) * 2011-06-30 2017-05-30 Hitachi, Ltd. Magnetic resonance imaging apparatus and gradient magnetic field waveform estimation method

Also Published As

Publication number Publication date
WO2013002231A1 (ja) 2013-01-03
CN103635135B (zh) 2016-01-13
US20140111204A1 (en) 2014-04-24
JPWO2013002231A1 (ja) 2015-02-23
CN103635135A (zh) 2014-03-12
US9588206B2 (en) 2017-03-07

Similar Documents

Publication Publication Date Title
JP6078465B2 (ja) 磁気共鳴イメージング装置および高周波磁場決定方法
CN106999092B (zh) 用于低场磁共振的脉冲序列
JP5523564B2 (ja) 磁気共鳴イメージング装置および送信感度分布算出方法
JP6166232B2 (ja) 磁気共鳴制御シーケンスの決定
JP5184049B2 (ja) 磁気共鳴検査装置及び高周波パルス波形算出方法
US9720066B2 (en) Magnetic resonance imaging apparatus and control method thereof
JP5607235B2 (ja) 磁気共鳴イメージング装置
JP2012205897A5 (ja)
JP6038654B2 (ja) 磁気共鳴イメージング装置及び振動誤差磁場低減方法
JPWO2009057353A1 (ja) 磁気共鳴撮影装置
JPWO2007145193A1 (ja) 磁気共鳴イメージング装置
WO2011148783A1 (ja) 磁気共鳴イメージング装置及び高周波磁場パルスの変調方法
JP4343726B2 (ja) 磁気共鳴イメージング装置及び不整磁場補正方法
JP2014151207A5 (ja)
JP3930439B2 (ja) 渦電流補正方法および磁気共鳴撮影装置
JP6385678B2 (ja) Ｍｒデータの取得方法およびｂ１磁場の決定方法ならびに相応に構成された磁気共鳴装置
JP4781120B2 (ja) 磁気共鳴撮影装置および磁気共鳴スペクトル計測方法
JP2009018079A (ja) 磁気共鳴イメージング装置
JP5004967B2 (ja) 核磁気共鳴撮影装置，高周波磁場パルスの強度調整方法及び核磁気共鳴撮影方法
JP2006061235A (ja) 磁気共鳴イメージング装置
JP4827545B2 (ja) 磁気共鳴撮影装置および方法
JP6140600B2 (ja) 任意に形成されたボリュームを励起する高周波励起パルスを生成する方法、血管内のスピンを的確に励起する方法、ｍｒアンギオグラフィ画像を作成する方法、および磁気共鳴装置
JP4969933B2 (ja) 磁気共鳴イメージング装置
JP6546837B2 (ja) 磁気共鳴イメージング装置、及び方法
JP2014113492A5 (ja)

Legal Events

Date Code Title Description
A521 Request for written amendment filed

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A523

Effective date: 20150609

A621 Written request for application examination

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A621

Effective date: 20150609

RD02 Notification of acceptance of power of attorney

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A7422

Effective date: 20160330

A711 Notification of change in applicant

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A712

Effective date: 20160427

A131 Notification of reasons for refusal

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A131

Effective date: 20160621

A521 Request for written amendment filed

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A523

Effective date: 20160801

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: 20161222

A61 First payment of annual fees (during grant procedure)

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A61

Effective date: 20170116

R150 Certificate of patent or registration of utility model

Ref document number: 6078465

Country of ref document: JP

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R150

S111 Request for change of ownership or part of ownership

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R313111

R350 Written notification of registration of transfer

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R350

R250 Receipt of annual fees

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250

R250 Receipt of annual fees

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250

R250 Receipt of annual fees

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250