CN106940431A - 磁共振成像装置、rf匀场方法以及磁共振成像方法 - Google Patents

磁共振成像装置、rf匀场方法以及磁共振成像方法 Download PDF

Info

Publication number
CN106940431A
CN106940431A CN201611106574.2A CN201611106574A CN106940431A CN 106940431 A CN106940431 A CN 106940431A CN 201611106574 A CN201611106574 A CN 201611106574A CN 106940431 A CN106940431 A CN 106940431A
Authority
CN
China
Prior art keywords
mentioned
pulses
shimming
magnetic field
shimming parameter
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
CN201611106574.2A
Other languages
English (en)
Other versions
CN106940431B (zh
Inventor
伊藤公辅
泷泽将宏
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.)
Fujifilm Healthcare Corp
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 CN106940431A publication Critical patent/CN106940431A/zh
Application granted granted Critical
Publication of CN106940431B publication Critical patent/CN106940431B/zh
Active legal-status Critical Current
Anticipated expiration legal-status Critical

Links

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
    • G01R33/483—NMR imaging systems with selection of signals or spectra from particular regions of the volume, e.g. in vivo spectroscopy
    • G01R33/4838—NMR imaging systems with selection of signals or spectra from particular regions of the volume, e.g. in vivo spectroscopy using spatially selective suppression or saturation of MR signals
    • 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]
    • G01R33/446—Multifrequency selective RF pulses, e.g. multinuclear acquisition mode
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/02—Detecting, measuring or recording pulse, heart rate, blood pressure or blood flow; Combined pulse/heart-rate/blood pressure determination; Evaluating a cardiovascular condition not otherwise provided for, e.g. using combinations of techniques provided for in this group with electrocardiography or electroauscultation; Heart catheters for measuring blood pressure
    • A61B5/026—Measuring blood flow
    • A61B5/0263—Measuring blood flow using NMR
    • 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
    • G01R33/28—Details of apparatus provided for in groups G01R33/44 - G01R33/64
    • G01R33/38—Systems for generation, homogenisation or stabilisation of the main or gradient magnetic field
    • G01R33/387—Compensation of inhomogeneities
    • 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
    • G01R33/483—NMR imaging systems with selection of signals or spectra from particular regions of the volume, e.g. in vivo spectroscopy
    • G01R33/4833—NMR imaging systems with selection of signals or spectra from particular regions of the volume, e.g. in vivo spectroscopy using spatially selective excitation of the volume of interest, e.g. selecting non-orthogonal or inclined slices
    • G01R33/4836—NMR imaging systems with selection of signals or spectra from particular regions of the volume, e.g. in vivo spectroscopy using spatially selective excitation of the volume of interest, e.g. selecting non-orthogonal or inclined slices using an RF pulse being spatially selective in more than one spatial dimension, e.g. a 2D pencil-beam excitation pulse
    • 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
    • G01R33/563—Image enhancement or correction, e.g. subtraction or averaging techniques, e.g. improvement of signal-to-noise ratio and resolution of moving material, e.g. flow contrast angiography
    • G01R33/5635—Angiography, e.g. contrast-enhanced angiography [CE-MRA] or time-of-flight angiography [TOF-MRA]
    • 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
    • G01R33/563—Image enhancement or correction, e.g. subtraction or averaging techniques, e.g. improvement of signal-to-noise ratio and resolution of moving material, e.g. flow contrast angiography
    • G01R33/56366—Perfusion 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
    • G01R33/5659—Correction of image distortions, e.g. due to magnetic field inhomogeneities caused by a distortion of the RF magnetic field, e.g. spatial inhomogeneities of the RF magnetic field

Abstract

为了MRI装置的摄像部使用包含对第一区域进行激励的预备RF脉冲、和对与上述第一区域不同的第二区域进行激励的激励RF脉冲在内的高频脉冲来收集NMR信号，算出对由从多个通道照射的高频脉冲产生的照射磁场分布进行调整的匀场参数的匀场参数算出部对预备RF脉冲和激励RF脉冲分别设定不同的匀场参数，摄像部使用以不同的匀场参数调整后的预备RF脉冲和激励RF脉冲来进行摄像。

Description

磁共振成像装置、RF匀场方法以及磁共振成像方法
技术领域
本发明涉及磁共振成像装置(以下称作MRI装置)，尤其涉及使用了对规定的信号进行抑制的抑制脉冲的摄像技术。
背景技术
MRI装置是测量来自存在于生物体内的原子核、主要为来自质子的NMR信号，对构成生物体组织的原子核密度(质子密度)、NMR信号的相位信息进行图像化的装置。在MRI装置中，开发有各种利用了血流质子和静止的组织的质子的行为的差异的血流摄像法，进而广泛使用了利用血流方向的不同，以比其他血流更高的亮度来描绘期望的血流的技术。例如，有对上游侧或者下游侧的血流质子进行预备激励，抑制进入到摄像区域的血流的信号，从而将静脉和动脉分离的技术等。
在这种技术中，为了抑制来自不需要的血流的信号，使用预先使不需要的血流的质子饱和来减弱信号的RF脉冲(称作预饱和脉冲：presaturation pulse)。在该方法中能够分离动脉和静脉，但不能选择性地仅描绘多个动脉或者静脉之中的期望的部分。与此相对，还开发了通过RF脉冲与区域选择倾斜磁场的组合来仅对期望的部位进行激励的方法(2D激励法)。例如专利文献1中提出了以下的技术：在对头颈部的血管的行进状态进行图像化时，采用2D激励法，抑制来自2个颈动脉之中的一个颈动脉的信号，仅描绘另外一个颈动脉。
另一方面，在当前的MRI装置中，使用组合了多个小型线圈的多通道发送线圈来照射RF脉冲。在该情况下，在激励RF脉冲中，对要进行激励的区域，有想要使被照射的磁场(照射磁场)在空间上一致的要求。这是由于，如果在激励磁场中存在分布，则起因于此而在来自组织的NMR信号中产生不均匀，就无法得到正确的质子分布、相位信息。因此，在现有的MRI装置中，预先对利用从各通道照射的RF脉冲产生的磁场分布进行测定，算出用于使磁场分布均匀化的校正量，对产生RF脉冲的RF线圈的驱动电压叠加该校正量(专利文献2)。该校正量被称作RF匀场参数(以下简称为匀场参数)。
现有技术文献
专利文献
专利文献1：国际公开201I/037064号
专利文献2：JP特开2010-29640号公报
发明所要解决的课题
在仅描绘来自多个动脉的血流之中的期望的动脉的情况下，在上述的2D激励法中，将特殊形状(包络线：envelope)的RF脉冲和倾斜磁场脉冲组合起来进行施加，仅激励被限定的区域来进行预饱和，因此RF匀场能够省略。但是，由于通过RF脉冲和倾斜磁场脉冲的组合来进行激励，因此存在预饱和所需的脉冲施加时间长这样的问题。
发明内容
本发明在使用预备RF脉冲和激励RF脉冲的摄像中，通过利用对规定的组织或者部位具有不同效果的不同的匀场参数来调整这些RF脉冲，从而不会导致脉冲施加时间的延长，能相对于两个组织或者部位之内的一个，以高亮度描绘出另一个。例如，针对预备RF脉冲，在由其激励的区域中，对匀场参数进行调整，以使得成为多个部位中的一个部位相比其他部位照射磁场变小的照射磁场分布，针对激励RF脉冲，调整匀场参数以使得被激励的区域整体成为均匀的照射磁场分布。
发明效果
本发明适合应用于血流摄像。
附图说明
图1为表示应用本发明的MRI装置的一实施方式的图。
图2为表示本发明中采用的发送线圈的一实施方式的图。
图3为第一实施方式的MRI装置的运算部的功能框图。
图4为在第一实施方式中采用的脉冲序列的一例的图。
图5为说明第一实施方式的摄像方法中的第一区域和第二区域的关系的图。
图6为表示第一实施方式的运算部的动作的流程图。
图7为表示第一实施方式中的用于ROI指定的输入画面例的图，示出在颈部断层像上指定两个ROI的情形。
图8(a)、(b)表示第一实施方式中的初始照射磁场分布和利用匀场参数进行了调整之后的照射磁场分布。
图9为表示由第一实施方式的MRI装置摄像的图像例的图，(a)为没有进行预饱和的情况下的头部图像，(b)为对来自右颈动脉的信号进行了抑制的头部图像，(c)为对来自左颈动脉的信号进行了抑制的头部图像。
图10为说明第一实施方式的变形例中的ROI设定的图。
图11为表示第二实施方式的运算部的动作的流程图。
图12为表示由第二实施方式的MRI装置执行的摄像与通过该摄像得到的图像之间的关系的图。
图13为说明第三实施方式的摄像方法中的第一区域与第二区域之间的关系的图。
图14为表示在第三实施方式中采用的脉冲序列的一例的图。
符号的说明
1被检测体、2静磁场产生部、3倾斜磁场产生部(摄像部)、4序列发生器(摄像部)、5发送部(摄像部)、57发送线圈、6接收部(摄像部)、7信号处理部、73显示部(显示器)、75输入部、8运算部、81 ROI设定部、82照射磁场算出部、83匀场参数算出部、84摄像控制部、85图像重构部、87显示控制部、89存储器、411抑制RF脉冲(预备RF脉冲)、421激励RF脉冲、400 TOF脉冲序列、510第一区域、520第二区域、800 ASL序列、801标记用RF脉冲(预备RF脉冲)、802激励RF脉冲
具体实施方式
说明本发明的实施方式的概要。
本实施方式的MRI装置具备：具有从多个通道的每个通道照射高频脉冲的多通道发送线圈，使用包含对被检测体的第一区域进行激励的预备RF脉冲和对与上述第一区域不同的第二区域进行激励的激励RF脉冲在内的高频脉冲来收集NMR信号的摄像部；以及算出对通过从上述多个通道照射的高频脉冲产生的照射磁场分布进行调整的匀场参数的匀场参数算出部。
上述匀场参数算出部算出与作为被设定成上述激励RF脉冲用的匀场参数的第二匀场参数不同的第一匀场参数，来作为上述预备RF脉冲用的匀场参数，上述摄像部使用以上述第一匀场参数进行了调整的预备RF脉冲和以上述第二匀场参数进行了调整的激励RF脉冲来进行摄像。
匀场参数算出部算出上述第一匀场参数，以使得例如通过上述预备RF脉冲在上述第一区域中产生的照射磁场分布为第一部位的照射磁场比第二部位的照射磁场小。此外，所谓照射磁场(B1)大/小指的是其强度(|B1|)大/小。
现有的RF匀场是设定匀场参数以使得摄像部位中的照射磁场分布均匀，相对于现有的RF匀场的设定，本实施方式的MRI装置通过设定在期望的部位(第一部位)使基于预备RF脉冲的照射磁场分布变小的匀场参数，从而能够在通过之后的激励RF脉冲来进行选择激励的摄像部位中，选择性地描绘该期望的部位。或者，能够在通过之后的激励脉冲来进行选择激励的摄像部位中，选择性地描绘该期望的部位以外的部位。
接下来，对应用了本实施方式的MRI装置的整体结构进行说明。图1为表示本实施方式的MRI装置的整体结构的框图。如本图所示那样，本实施方式的MRI装置100具备：静磁场产生部2、倾斜磁场产生部3、序列发生器4、发送部5、接收部6、信号处理部7、运算部8以及载置被检测体1的卧台9。
静磁场产生部2是使被检测体1所放置的空间产生均匀的静磁场的装置，其具备永磁铁方式、常导方式或者超导方式的静磁场产生装置。根据静磁场的方向的不同，有垂直磁场方式和水平磁场方式，根据其方式的差异，静磁场产生装置中包含的磁铁的形状、包围该磁铁的台架形状不同。在本发明中，哪种方式的静磁场产生装置都不受限定，都能够应用。
倾斜磁场产生部3在静磁场产生部2所形成的静磁场空间中形成磁场梯度，且具备产生作为MRI装置的坐标系即静止坐标系的X、Y、Z的3轴方向的倾斜磁场的3组倾斜磁场线圈31、和驱动各个倾斜磁场线圈31的倾斜磁场电源33。通过按照来自后述的序列发生器4的命令来驱动各个倾斜磁场电源33，从而在X、Y、Z这3轴方向上施加倾斜磁场Gx、Gy、Gz。由此，能够对响应高频脉冲的照射而从被检测体1产生的NMR信号(回波信号)赋予位置信息。具体来说，通过这3组倾斜磁场线圈的组合，能够设定任意方向的摄像截面(切片面)，并针对与该切片面正交且彼此正交的两个方向对回波信号进行相位编码或者频率编码。
发送部5为了对构成被检测体1的生物体组织的原子的原子核自旋引起核磁共振，而对被检测体1照射高频脉冲，其具备：高频振荡器51、调制器53、高频放大器55以及高频线圈(以下称作发送线圈)57。在一般的MRI装置中成为摄像对象的原子核种是作为被检测体的主要的构成物质的氢原子核(质子)。
在由来自序列4的指令给出的定时，利用调制器53对从高频振荡器51输出的RF脉冲进行振幅调制，在由高频放大器55放大了该被振幅调制后的高频脉冲之后提供给发送线圈57，由此具有规定的振幅以及相位的高频脉冲(以下称作RF脉冲)被照射到被检测体1。RF脉冲的振幅、相位能利用调制器53以及高频放大器55进行调整。
发送线圈57根据静磁场产生部2是垂直磁场方式还是水平磁场方式，或者根据是整体用还是局部用，而使用各种种类的高频线圈。在本实施方式中也不限定发送线圈57的种类，但使用具有多对供电点的多个通道的发送线圈。此外，在本说明书中，“多通道的发送线圈”包括组合了多个小型线圈的多重线圈、鸟笼式线圈或TEM(TransverseElectromagnetic)线圈那样的具有多个供电点的对的发送线圈。
如图2所示，多通道的发送线圈57的各通道分别与发送部5连接，并按每个通道被驱动。此外，在图2中，例示了4通道的发送线圈，但只要通道数为3以上就不会被特别限定。由从这种多通道的发送线圈57照射的高频脉冲产生的磁场(以下称作照射磁场)是将各通道的照射磁场合成后得到的磁场，由其组合来决定照射磁场分布。
一般来说，优选照射磁场在空间上是均匀的，调整从各通道照射的RF脉冲的振幅和相位，以使得照射磁场分布在空间上均匀。将对该RF脉冲的振幅和相位进行调整的情况称作RF匀场，将决定照射磁场分布的各RF脉冲的振幅和相位称作RF匀场参数。照射磁场分布也受到被检测体的内在的磁化的影响，因此RF匀场需要对每个被检测体(被检测体的每个摄像部位)进行。在本实施方式的MRI装置中进行的RF匀场的详细情况在后面叙述。
接收部6检测因构成被检测体1的生物体组织的原子的原子核自旋的核磁共振而放出的回波信号，其具备接收侧的高频线圈(以下称作接收线圈)61、信号放大器63、正交相位检波器65和A/D变换器67。由接收线圈61检测到的回波信号在被信号放大器63放大之后，在由来自序列发生器4的指令给出的定时由正交相位检波器65分割成正交的二系统的信号，该正交的二系统的信号各自由A/D变换器67变换成数字量，并发送到信号处理部7。
本实施方式的MRI装置的摄像部由以上说明的静磁场产生部2、倾斜磁场产生部3、序列发生器4、发送部5以及接收部6构成。
信号处理部7进行各种数据处理和处理结果的显示以及保存等，其具备兼作运算部8的CPU81，还能够具备光盘或磁盘等外部存储装置71、显示图像和GUI等的显示部(显示器)73以及输入部75等。输入部75输入MRI装置的各种控制信息、由信号处理部7进行的处理的控制信息，其包括跟踪球、键盘、鼠标等输入装置，且与显示GUI的显示器73一起构成用户界面。即，操作者在观察与输入部75接近配置的显示器73的显示画面的同时经由输入部75交互地控制MRI装置的各种处理。
如果数据(回波信号)从接收部6输入到CPU81，则CPU81执行信号处理、图像重构等处理，使作为其结果的被检测体1的图像显示于显示器73，并且记录于外部存储装置71中。被检测体1的图像例如包括对质子密度的空间分布、激励状态的缓和时间的空间分布进行了图像化的形态图像、功能图像。
运算部8经由序列发生器4对发送部5以及接收部6送出指令，并进行控制以使得按照规定的脉冲序列来进行摄像。脉冲序列规定高频脉冲以及倾斜磁场脉冲的施加强度、定时、以及回波信号收集定时等，根据摄像方法的不同而有各种序列，且作为程序被保存于内部存储装置或者外部存储装置。运算部8通过读出并执行期望的脉冲序列，从而控制遵循该脉冲序列的摄像。
运算部8除了上述的摄像的控制之外，还具有算出对包含在脉冲序列中的高频脉冲的照射磁场进行决定的匀场参数的功能。如已经叙述的那样，本实施方式的发送线圈57是多通道发送线圈，运算部8按发送线圈的每个通道算出匀场参数，对照射磁场进行最优化。此外，最优化不仅仅包含现有的MRI装置那样的均匀化。
本实施方式的匀场参数算出部指的是在该运算部8中实现上述匀场参数算出的功能的部分。运算部8主要由CPU81和随附于其的软件、存储器等构成，但包含匀场参数算出部在内的运算部的功能的一部分或者全部也能通过CPU81以外的硬件例如ASIC(ApplicationSpecific Integrated Circuit)、FPGA(Field Programmable Gate Array)等来实现，且包含在本发明中。
本实施方式的MRI装置的特征在于，在执行包含预备RF脉冲的脉冲序列时，使预备RF脉冲的匀场参数和与预备RF脉冲分开施加的、用于激励摄像部位的激励RF脉冲的匀场参数不同，以便提高该摄像部位的期望的部分的描绘分辨率。例如，在预备RF脉冲是预先使规定的区域的磁化饱和来抑制来自该规定的区域的信号的抑制RF脉冲的情况下，进行使该抑制效果在规定的区域内部分地不同的匀场。另一方面，针对激励RF脉冲，进行将照射磁场分布作为区域整体来进行均匀化的匀场。
以下，按照具体的摄像方法，说明本实施方式的MRI装置的匀场方法的实施方式。
<第一实施方式>
关于本实施方式的MRI装置，摄像部继对第一区域进行激励的预备RF脉冲的施加之后，执行包含激励RF脉冲以及编码倾斜磁场的施加和NMR信号收集在内的脉冲序列，对第二区域进行摄像。作为一例，预备RF脉冲是对来自第一区域的信号进行抑制的抑制RF脉冲，脉冲序列是基于TOF法(飞行时间法：time-of-flight method)的脉冲序列。
此外，关于本实施方式的MRI装置，匀场参数算出部通过作为预备RF脉冲用的匀场参数(第一匀场参数)来反复进行运算，从而算出期望的部位中的照射磁场分布取最小值的匀场参数。此外，算出使第二区域整体的照射磁场分布均匀化的匀场参数，作为激励RF脉冲用的匀场参数(第二匀场参数)。
以下，以进行以颈部动脉作为对象的血管摄像的情况为例，主要说明本实施方式的MRI装置的运算部的功能和动作。
本实施方式的运算部8如图3中所示的功能框图那样具备：ROI设定部81、照射磁场算出部82、匀场参数算出部83、摄像控制部84、图像重构部85、显示控制部87、存储器89。此外，运算部8除了图3中所示的各部分之外，还可以具备用于算出或者设定匀场参数以外的用于摄像的条件的功能。
ROI设定部81受理经由输入部75输入的1个或者多个ROI的信息(坐标)。照射磁场算出部(B1算出部)82基于NMR信号算出被检测体1的规定的摄像截面中的照射磁场分布。在图示的例子中，B1算出部82作为匀场参数算出部83的一个功能来示出，但也可以是独立的。匀场参数算出部83基于由B1算出部82算出的照射磁场分布和由ROI设定部81设定的ROI信息，算出用于生成规定的照射磁场分布的匀场参数。在此，发送线圈57是图2所示那样的4通道发送线圈，且设为算出各个通道的匀场参数。
摄像控制部84在序列发生器4中设定由匀场参数算出部83算出的匀场参数、经由输入部75选择的脉冲序列，并经由序列发生器4来控制摄像部。
图像重构部85使用通过摄像而由接收部6接收到的数据来重构被检测体的图像。在被检测体的图像中除了摄像对象部位的图像之外，还包括在摄像前取得的定位图像等。
显示控制部87使由图像重构部85作成的图像作为显示图像显示于显示器73，并且进行在显示器73中显示的GUI等的控制。
在说明运算部8的动作之前，说明基于本实施方式的MRI装置的血管摄像中使用的脉冲序列。图4示出3D-TOF序列作为血管摄像用的脉冲序列的一例。图4中，RF表示RF脉冲的施加定时，Gs、Gp以及Gr分别表示切片选择倾斜磁场脉冲、相位编码倾斜磁场脉冲、读出倾斜磁场脉冲(频率编码倾斜磁场脉冲)的施加定时，Sig表示回波信号的产生。
该脉冲序列包含：施加抑制RF脉冲411的第1部分410、和从施加激励RF脉冲421起到测量回波信号为止的第2部分420，在第1部分410中，与抑制RF脉冲411同时地施加切片倾斜磁场脉冲412，如图5所示，对颈动脉所流过的被检测体区域(第一区域)510进行激励，预先使颈动脉流中流动的血流自旋饱和。但是，如后述那样，在此不是利用抑制RF脉冲411将第一区域510均匀地激励，而是按照使在第一区域510所包含的预先指定的ROI中抑制效果减弱的方式来激励。
在脉冲序列的第2部分420中，与激励RF脉冲421同时地，施加与第1部分410的倾斜磁场脉冲412不同的对切片面进行选择的切片倾斜磁场脉冲422来激励被检测体头部520(第二区域)，对在头部流动的颈动脉流进行摄像。抑制RF脉冲411和激励RF脉冲421的间隔被设定成考虑了颈部和头部的摄像部位的位置关系以及血流速度的适当的时间。
在激励RF脉冲421以及切片倾斜磁场脉冲422的施加后，在切片方向以及相位编码方向上分别施加倾斜磁场脉冲423、424并施加读出倾斜磁场425而取得回波信号426这一点、以及在信号取得后施加相位重聚用的倾斜磁场脉冲这一点与通常的TOF法的脉冲序列相同。图示的脉冲序列是3D脉冲序列，因此在使切片编码倾斜磁场脉冲423、相位编码倾斜磁场脉冲424以及它们的相位重聚用倾斜磁场脉冲的强度发生变化的同时，反复进行回波信号的测量，得到被检测体头部520的三维数据。
在TOF法的脉冲序列中，通过以较短的反复间隔连续地测量信号，从而利用血流的流入效果来描绘血流自旋。因此，在第1部分410即抑制RF脉冲411没有施加的情况下，描绘从左右的颈部动脉流到头部的血流整体。本实施方式中，通过使基于抑制RF脉冲411的照射磁场分布和基于激励RF脉冲421的照射磁场分布不同，具体来说，通过针对左右颈动脉之内的一个来调整匀场参数以使得抑制RF脉冲411照射时的照射磁场比另一个的照射磁场小，从而造成仅该一个颈动脉没有被抑制的状态。由此，在接下来的TOF法的摄像中，能够仅描绘一个颈动脉。
接下来，以匀场参数算出部83中的匀场参数的算出为中心，说明运算部8的动作。图6示出动作的流程。
首先，在正式摄像之前，摄像控制部84执行用于取得发送线圈的各个通道的空间灵敏度分布的预扫描和定位图像的摄像(S601)。基于由预扫描得到的各空间灵敏度分布，设定发送线圈的各通道的参数(相位和振幅)。该情况下的参数也可以以默认值来设定。
此外，空间灵敏度分布被存储于存储器89中。定位图像例如是以较低的空间分辨率对较广的视野进行摄像后得到的图像，检查者能够基于该定位图像来设定应摄像的截面，或者指定关心区域(ROI)。
运算部8(显示控制部87)使基于定位图像来指定的第一区域的截面显示于显示部73，并受理经由输入部75的ROI的指定(S602)。图7示出ROI指定的画面例。在图示的例子中，显示预饱和区域(第一区域)的截面像700，检查者通过用圆形的标记来指定在该图像中描绘出的左右二个颈动脉，从而将颈动脉的位置信息传递到运算部8，并作为ROI而设定于ROI设定部81中。在此，将抑制了信号的颈动脉中设定的ROI定义为“ROI_T”，将没有进行抑制的颈动脉即想要描绘的颈动脉定义为“ROI_F”。
此外，作为ROI设定用的图像，也可以代替根据定位图像作成的截面图，而显示根据发送线圈的各通道的参数(相位和振幅)初始值求得的照射磁场分布B1。
接下来，匀场参数算出部83使用保存在存储器89中的发送线圈57的各通道的空间灵敏度分布B1n(下标n为1～N的整数，N表示通道数。以下相同)和在ROI设定部81中设定的ROI的信息，算出给出了期望的照射磁场分布的匀场参数(S603)。
因此，首先，照射磁场算出部82使用各通道的空间灵敏度分布B1n以及各个通道的相位φn和振幅An，算出预饱和区域整体的照射磁场分布(B1图)B1。一般，照射磁场分布B1由式(1)表示。
【数学式1】
B1＝∑An exp(iφn)B1n (1)
在此，将使用匀场参数(An、φn)的初始值利用式(1)算出的照射磁场分布B1设为以下的计算的初始值B10。
接下来，匀场参数算出部83在使各通道的相位φn和振幅An发生了变化时，将ROI_F中的B1的平均值作为评价函数f(下式(2))，算出使该评价函数最小化的相位和振幅的组合即匀场参数。
【数学式2】
f＝mean(B1(ROI_F)) (2)
使评价函数f成为最小的匀场参数的算出例如能够采用最速下降法等公知的最优化算法。作为反复运算中的B1(ROI_F)的初始值，能够使用照射磁场分布的初始值B10之中、ROI_F中的分布。此外，作为反复运算的约束条件，设定不改变ROI_T中的B1的平均值这样的条件。即，B1(ROI_T)中的B1的平均值如式(3)所示那样，维持为初始值B10的ROI_T中的平均值B1(ROI_T)0。
【数学式3】
mean(B1(ROI_T))＝B1o(ROI_T) (3)
除了上述的约束条件以外，还可以追加比吸收率(SAR)SAR的限制作为约束条件。如果考虑SAR而设定由初始值设定的匀场参数(An、φn)，则将与此时的SAR相同或不超过此时的SAR设为约束条件。如果确定了脉冲序列和决定该脉冲序列的参数则能算出SAR，其算出方法为公知的，因此在此省略说明。
运算部8也可以使根据所算出的匀场参数而得到的照射磁场分布图像显示于显示部73(S604)。通过将该照射磁场分布图像例如与在ROI设定画面中使用的图像并列地显示，从而能够确认是否成为了ROI_T以及ROI_F被适当地进行信号抑制或者没有被信号抑制的照射磁场分布。其中，将结果显示于显示部73这一点在本实施方式中不是必须的。
图8示出通过本实施方式使匀场参数变化的情况下的第一区域(基于抑制RF脉冲的激励区域)的照射磁场分布的变化。图8(a-1)显示在初始的B1图图像中在其画面上设定的ROI_T和ROI_F。图8(b-1)是使用在上述步骤S603中算出的匀场参数算出的照射磁场的B1图图像。在两图(a-1)(b-1)的下侧，示出通过ROI_T和ROI_F且与X轴平行的线上(白线)处的像素值(与磁场强度对应)(图8(a-2)(b-2))。
根据这些比较可知，虽然初始时磁场分布被均匀化且在ROI_T和ROI_F中几乎没有差别，但匀场后ROI_T与ROI_F相比磁场强度较大。即，在以该照射磁场分布照射了RF脉冲的情况下，虽然ROI_T内的血流自旋被激励，将接下来的TOF脉冲序列中的信号抑制，但ROI_F内的血流自旋并未将信号抑制，而是根据流入效果以高对比度被摄像。
匀场参数算出部83将所算出的匀场参数作为图4所示的脉冲序列400的抑制RF脉冲411的匀场参数(第一匀场参数)设定于摄像部(序列发生器4)中。
接下来，匀场参数算出部83算出TOF法的摄像对象部位(第二区域)的匀场参数(第二匀场参数)(S605)。头部的匀场参数被决定成使头部的照射磁场均匀度为最好。均匀度的计算例如使用由式(4)表示的评价函数Usd，算出使该评价函数最小化的匀场参数。
【数学式4】
式中，m(B1)以及σ(B1)分别是B1的平均值、标准偏差。即，Usd是标准偏差除以B1的平均值后得到的值，B1的波动越小则该值越小，B1均匀度越高。此外，在图6的流程中，在第一匀场参数算出步骤S603之后进行步骤S605，但也可以在通过摄像前的预扫描而得到了各空间灵敏度分布B1n之后，直接进行步骤S605。
由步骤S605算出的匀场参数作为图4的脉冲序列400的激励RF脉冲421的匀场参数(第二匀场参数)设定于摄像部(序列发生器4)中。
在这样设定了各RF脉冲411、421的匀场参数之后，摄像控制部84开始摄像(S606)。即，按照图4所示的脉冲序列400进行摄像，取得作为摄像部位的头部的图像数据。此时，抑制RF脉冲411以第一匀场参数进行照射，激励RF脉冲421以第二匀场参数进行照射。在由激励RF脉冲421激励的摄像截面中，由于ROI_T内的血流自旋因抑制RF脉冲411而在饱和的状态下流入，因此来自这里的信号被抑制。另一方面，ROI_F内的血流自旋在没有被抑制RF脉冲411抑制的情况下流入到摄像截面，根据流入效果而成为高信号。即，能够得到仅描绘出被选择为ROI_F的颈动脉的图像。
图9示出应用了本实施方式的图像例。图9(a)表示省略了图4的脉冲序列400的第1部分410，即在不进行预饱和的情况下进行TOF法的摄像而得到的图像。图9(b)、(c)分别表示将ROI_F设定为左颈动脉、右颈动脉，进行包含预饱和在内的图4的脉冲序列的摄像而得到的图像。
此外，在利用3D脉冲序列来得到3D数据的情况下，图像重构部85不仅作成断层像，还可以作成采用了体绘制、MIP处理等公知的方法的3D图像。显示控制部87根据需要将由图像重构部85作成的图像与被检测体、摄像相关的附带信息一起显示于显示部73(S607)。
以上，如所说明的那样，根据本实施方式，在使用激励第一区域的抑制RF脉冲和激励与第一区域不同的第二区域的激励RF脉冲来进行血流摄像时，通过使抑制RF脉冲的匀场参数和激励RF脉冲的匀场参数不同，从而选择性地仅将第一以及第二区域中流动的血流之中期望的血流进行图像化。此时，由于不使用所谓2D激励那样的RF脉冲施加时间长的高频脉冲，因此能够抑制测量时间的长时间化，此外SAR也能抑制到适当的范围。
以上，以将颈动脉作为对象来进行血流摄像的情况为例说明了第一实施方式，但摄像对象并不限于颈动脉，能够将各种血流作为对象。此外，在上述实施方式中例示了3D-TOF法的脉冲序列，但也可以为2D-TOF法，针对编码方向、倾斜磁场施加方法也能采用公知的各种变形例。进一步地，作为继预饱和之后的血流摄像序列，也可以取代TOF法而采用PC(Phase Contrast)法等脉冲序列。
此外，在上述实施方式中，对通过受理检查者的输入来设定ROI的情况进行了说明，但也可以根据部位由ROI设定部81使用截面图像的像素值、规定像素值的面积等信息自动地检测大的动脉部分来设定ROI。在该情况下，图6的ROI设定步骤S602成为基于ROI设定部81的ROI的自动设定步骤。
<第一实施方式的变形例>
在第一实施方式中，设定两个ROI(ROI_T、ROI_F)，以抑制来自一个ROI的信号而不抑制来自另一个ROI的信号的方式设定了匀场参数，但进行设定的ROI不限于两个。以下，作为第一实施方式的变形例，说明设定三个ROI的情况。装置的结构、所采用的脉冲序列等与第一实施方式相同，因此省略与第一实施方式相同的要素、步骤的说明，以与第一实施方式不同的点为中心进行说明。此外，根据需要，引用在第一实施方式中参照的各图。
图10示出显示了第一区域的截面的ROI设定画面例。如图示那样，在头部中流动的动脉中除了第一实施方式中已说明过的2个颈动脉之外，还有椎骨动脉。在本实施方式中，抑制来自2个颈动脉和椎骨动脉中的任两个动脉的信号，仅描绘一个动脉。因此，ROI设定部81在血流描绘(图4的脉冲序列的第2部分420)中设定对信号进行抑制的两个ROI_T1、ROI_T2和不进行信号的抑制的一个ROI_F。
例如，设为以下设定：对来自左右颈动脉中的一个颈动脉和椎骨动脉的信号进行抑制，不对颈动脉中的另一个颈动脉的信号进行抑制。关于ROI的设定，与第一实施方式同样地，能够通过显示如图10所示那样的利用抑制RF脉冲被信号抑制的区域(第一区域)的断层像，并受理检查者所进行的ROI的指定，从而进行ROI的设定。此外，也可以自动地设定。
接下来，匀场参数算出部83使用由ROI设定部81设定的上述3个ROI的位置信息以及由预扫描得到的发送线圈各通道的发送灵敏度分布B1n，通过反复运算算出使由上述的式(2)表示的评价函数最小化的匀场参数。
其中，在该反复运算中，如下式所示那样，在两个ROI_T1、ROI_T2中，将第一区域的照射磁场分布的平均值均不变化设为约束条件。在该情况下，也可以追加SAR等约束条件。
【数学式5】
mean(B1(ROI_T1))＝B1o(ROI_T1) (5-1)
mean(B1(ROI_T2))＝B1o(ROI_T2) (5-2)
在摄像部中设定这样算出的匀场参数，执行图4中所示的脉冲序列来进行第二区域的摄像与第一实施方式相同。
根据本变形例，在头部的动脉摄像中，由于来自椎骨动脉的信号也一并被抑制，因此能够提高分别对左右颈动脉进行摄像时的描绘分辨率。此外，在设定了椎骨动脉作为不抑制信号的部位(ROI_F)的情况下，能够仅对椎骨动脉进行摄像。此外，本变形例也不限于颈动脉的摄像，针对多个大的动脉所流过的腹部其他部位，能够应用于对其中一个动脉进行摄像的情况。
<第二实施方式>
本实施方式的特征在于，算出多个抑制RF脉冲用的匀场参数，进行多次使匀场参数不同的摄像，通过由这些摄像得到的图像间的计算来得到成为目标的部位的图像。
即，本实施方式的MRI装置，匀场参数算出部除了第一匀场参数之外，算出与第一匀场参数不同的第三匀场参数作为预备RF脉冲用的匀场参数，摄像部进行使用以上述第一匀场参数进行了调整的预备RF脉冲和上述激励RF脉冲的第一摄像、使用以上述第三匀场参数进行了调整的预备RF脉冲和上述激励RF脉冲的第二摄像、以及不使用上述预备RF脉冲而使用上述激励RF脉冲的第三摄像，并使用在上述第一摄像、第二摄像以及第三摄像中得到的NMR信号来形成上述被检测体的图像。
在本实施方式中，运算部的结构与图3所示的第一实施方式的结构相同，因此适当引用图3，以与第一实施方式不同的运算部以及摄像部的功能为中心进行说明。
在图11中表示本实施方式的MRI装置的摄像部以及运算部的动作过程。在图11中，对于与图6相同的步骤以相同符号示出并省略说明。
接着前面的测量(S601)，在ROI设定步骤S602中，与第一实施方式同样地，对3个ROI例如对两个颈动脉和椎骨动脉设定ROI。将这些ROI设为ROI_A(左颈动脉)、ROI_B(右颈动脉)、ROI_C(椎骨动脉)。接下来，匀场参数算出部83算出两个匀场参数(第一以及第三匀场参数)作为抑制RF脉冲的匀场参数(S6031、S6032)。第一匀场参数例如被决定成使照射磁场分布在ROI_A中成为最小。
在其他两个ROI_B、ROI_C中，以照射磁场分布的平均值不发生变化作为约束条件。第三匀场参数例如被决定成使照射磁场分布在ROI_B中成为最小。在其他两个ROI_A、ROI_C中，以照射磁场分布的平均值不发生变化作为约束条件。此外，针对作为摄像部位的第二区域也设定匀场参数(第二匀场参数)(S605)。这可以是在预扫描时设定的初始值，且是被决定成使第二区域的照射磁场分布均匀化的匀场参数。
此外，在图11中进行了省略，但与第一实施方式的步骤S604同样地，也可以在使用了这些匀场参数的情况下算出并显示因RF脉冲的照射而产生的磁场分布(B1图)。
接下来，摄像部依次执行3个摄像(S6061)。这些摄像的顺序是任意的。在第一摄像中，在图4所示的脉冲序列400中，照射以第一匀场参数进行了调整的抑制RF脉冲。因此，在接着该动作的脉冲序列中，ROI_A(左颈动脉)以外的信号被抑制，得到以高亮度描绘了左颈动脉的图像。在第二摄像中，照射以第三匀场参数进行了调整的抑制RF脉冲，得到ROI_B(右颈动脉)以外的信号被抑制的图像。在第三摄像中，不进行预饱和。即，在不进行图4所示的脉冲序列400的抑制RF脉冲施加部分410的情况下执行TOF法脉冲序列。由此，来自哪一个动脉的信号都被抑制，得到根据流入效果以高亮度描绘出的图像。
图12表示第一～第三摄像中的信号抑制与所得到的图像之间的关系。
如图示那样，通过这3个摄像，得到左颈动脉的图像、右颈动脉的图像、三个动脉的图像。图像重构部85通过在上述3个摄像中得到的图像的运算而得到期望的图像。例如，通过从在第三摄像中得到的图像数据对在第一以及第二摄像中得到的图像数据进行差分，从而能够得到椎骨动脉的图像。此外，能够得到描绘出任意2个动脉的图像，能够以容易掌握的形式将各动脉的关系等显示于显示部中。
此外，在想要分别得到3个动脉的图像的情况下，如第一实施方式的变形例中所说明的那样，在抑制RF脉冲的照射时，也能够算出各个动脉没有被抑制的照射磁场分布，来进行3个摄像，但根据本实施方式，也可以是仅2个摄像算出照射磁场分布，能够减少照射磁场分布算出处理。
<第三实施方式>
本实施方式将基于ASL(动脉自旋标记灌注成像)法的脉冲序列设为对象。预备RF脉冲是对第一区域中流动的血流自旋进行标记的预备RF脉冲，对由预备RF脉冲标记的血流自旋所流入的第二区域进行摄像。
ASL法是以下方法：即，执行对血流自旋进行标记并进行信号测量的脉冲序列、和作为控制在不对血流自旋进行标记的情况下进行信号测量的脉冲序列，对由两个脉冲序列得到的图像进行差分，从而描绘灌注。在标记处理中，对相对于想要摄像的部位位于血流的上游部分的部位照射预备RF脉冲，使该部位的血流自旋反转。在控制处理中，在与标记处理相同的部位，施加不使血流自旋反转的、即该部位的磁化成为0度那样的预备RF脉冲(控制RF脉冲)。
例如，如图13所示那样在摄像部位为头部530的情况下，对颈部540的血流自旋进行标记处理/控制处理。在从标记处理/控制处理起分别经过了规定时间之后，选择目标的摄像部位530，执行血流摄像脉冲序列，得到图像数据。
作为在标记处理以及控制处理中使用的预备RF脉冲，例如已知以下脉冲列：90度脉冲：180度脉冲：90度脉冲这样的脉冲列作为标记用、90度脉冲：180度脉冲：-90度脉冲这样的脉冲列作为控制用、等，在本实施方式中，也没有被特别地限定，使用公知的预备RF脉冲。
作为血流摄像脉冲序列，能够采用在激励RF脉冲施加后使用了流编码脉冲(VENC)的基于PC法的脉冲序列，在回波信号收集中采用GrE-EPI(梯度回波平面法)、FSE(高速自旋回波法)等。图14示出ASL法的脉冲序列800的一例。
在此，为了使说明简单，仅示出RF脉冲801、802以及VENC803的施加定时和信号收取804，省略用于切片选择的倾斜磁场、编码倾斜磁场。此外，将标记用的脉冲序列和控制脉冲序列集中示出。在该脉冲序列中，如图示那样，在选择相对于摄像部位的血流位于上游的部位(例如颈部540)并施加了标记用或者控制用的预备RF脉冲801之后，隔开规定的时间施加对摄像部位530进行激励的激励RF脉冲802。在激励RF脉冲802施加后，施加VENC脉冲803，在给出了规定的编码倾斜磁场的状态下，取得回波信号。
在此，预备RF脉冲801和激励RF802各自的匀场参数独立地被设定。首先，针对预备RF脉冲801，设定匀场参数，以使得在流过第一区域540的血流之中、想要描绘的血管以外的血管部分，照射磁场分布变小。即，针对由预备RF脉冲801激励的区域，基于预先设定的2个ROI_T、ROI_F，算出匀场参数，以使得一个(ROI_T)的照射磁场分布的平均值没有变化，而在另一个(ROI_F)中成为最小。
标记用的RF脉冲和控制用的RF脉冲设为相同的匀场参数。针对激励RF脉冲802，算出作为摄像部位整体使照射磁场的均匀度最优化(均匀度最高)的匀场参数。这些匀场参数的算出方法与第一实施方式中说明的方法相同。在匀场参数的算出时，在第一区域中设定多个ROI这一点、以及在摄像部中设定所算出的匀场参数并执行脉冲序列这一点也与第一实施方式相同。
在如上那样设定了匀场参数的情况下，在照射磁场分布小的血管(ROI_F)中，由于流过那里的血流自旋因标记用预备RF脉冲而保持未被标记(反转)的状态下流入到摄像部位，因此标记处理后得到的图像和控制处理后得到的图像的差异几乎不存在，所以得到与ASL中未被描绘的、即信号的抑制效果相同的效果。另一方面，由于维持了较大的照射磁场的部位(血管)(ROI_T)的血流自旋在标记处理中被标记，在控制处理中成为磁化零，因此通过差分处理被图像化。即，通过在规定的部位减小标记用预备RF脉冲的照射磁场分布，能够选择性地描绘照射磁场大(维持了照射磁场分布的平均值的)的部位。
此外，针对本实施方式，也与第一实施方式的变形例同样地，也可以设定3个以上的ROI，也可以如第二实施方式那样，改变预备RF脉冲的匀场参数来取得多个使要抑制的部位不同的图像，通过图像间的运算得到期望的部位的图像。
例如，在第1次摄像中，以使标记/控制用预备RF脉冲的照射磁场分布、和血流摄像序列的激励RF脉冲的照射磁场分布任一个均匀度均最优化的匀场参数来执行，在第2次摄像中，作为标记/控制用预备RF脉冲的照射磁场分布，以对规定的血管进行抑制的匀场参数来执行。而且，通过从第1次摄像中得到的图像对第2次摄像中得到的图像进行差分，从而能够得到选择性地描绘出规定的血管的图像。
根据本实施方式，在基于ASL法的灌注摄像中，能够将目标集中于期望的血流来描绘灌注的状态。
以上，对本发明的MRI装置的各实施方式进行了说明，但各实施方式中例示的脉冲序列、摄像部位为一例，不限于这些情况，只要是包含分别对不同的区域进行激励的2个RF脉冲在内的摄像法就能应用。
产业上的利用可能性
根据本发明，提供一种采用与选择激励不同的方法选择性地描绘期望的部位的方法。

Claims (14)

1.一种磁共振成像装置，其特征在于，具备：
摄像部，具有从多个通道的每个通道照射高频脉冲的多通道发送线圈，使用包含对被检测体的第一区域进行激励的预备RF脉冲、和对与上述第一区域不同的第二区域进行激励的激励RF脉冲在内的高频脉冲来收集NMR信号；以及
匀场参数算出部，算出对通过从上述多个通道照射的高频脉冲产生的照射磁场分布进行调整的匀场参数，
上述匀场参数算出部算出与作为被设定成上述激励RF脉冲用的匀场参数的第二匀场参数不同的第一匀场参数，来作为上述预备RF脉冲用的匀场参数，
上述摄像部使用以上述第一匀场参数进行了调整的预备RF脉冲、和以上述第二匀场参数进行了调整的激励RF脉冲来进行摄像。
2.根据权利要求1所述的磁共振成像装置，其特征在于，
上述匀场参数算出部算出上述第一匀场参数，以使得通过上述预备RF脉冲在上述第一区域中产生的照射磁场分布为在第一部位中照射磁场比第二部位小。
3.根据权利要求2所述的磁共振成像装置，其特征在于，
上述匀场参数算出部将不使上述第二部位中的照射磁场分布的平均值发生变化作为约束条件，进行反复运算，算出上述第一匀场参数。
4.根据权利要求2或3所述的磁共振成像装置，其特征在于，
上述匀场参数算出部将以上述第一匀场参数照射了上述预备RF脉冲时的比吸收率不超过使在上述第一区域中产生的照射磁场分布的均匀度最优化了的情况下的比吸收率作为约束条件，进行反复运算，算出上述第一匀场参数。
5.根据权利要求2所述的磁共振成像装置，其特征在于，
该磁共振成像装置还具备输入部，该输入部受理上述第一区域中的部位的指定，
上述匀场参数算出部针对经由上述输入部指定的部位，算出上述第一匀场参数。
6.根据权利要求5所述的磁共振成像装置，其特征在于，
上述输入部包含显示部，该显示部显示包含上述第一区域在内的被检测体图像、和用于在上述被检测体图像上指定上述部位的GUI。
7.根据权利要求6所述的磁共振成像装置，其特征在于，
上述被检测体图像是对作为摄像对象的上述被检测体进行摄像而得到的形态图像或者照射磁场分布图像。
8.根据权利要求1所述的磁共振成像装置，其特征在于，
上述匀场参数算出部算出对上述第二区域整体的照射磁场分布进行均匀化的匀场参数，来作为第二匀场参数。
9.根据权利要求1所述的磁共振成像装置，其特征在于，
上述匀场参数算出部算出与上述第一匀场参数不同的第三匀场参数，来作为上述预备RF脉冲用的匀场参数，
上述摄像部进行使用以上述第一匀场参数进行了调整的预备RF脉冲和上述激励RF脉冲的第一摄像、使用以上述第三匀场参数进行了调整的预备RF脉冲和上述激励RF脉冲的第二摄像、以及不使用上述预备RF脉冲而使用上述激励RF脉冲的第三摄像，并使用在上述第一摄像、第二摄像以及第三摄像中得到的NMR信号来形成上述被检测体的图像。
10.根据权利要求9所述的磁共振成像装置，其特征在于，
上述匀场参数算出部算出的上述第一匀场参数是通过上述预备RF脉冲在上述第一区域中产生的照射磁场分布在上述第一区域中的第一部位变小的匀场参数，上述第三匀场参数是通过上述预备RF脉冲在上述第一区域中产生的照射磁场分布在与上述第一部位不同的第二部位变小的匀场参数。
11.根据权利要求1所述的磁共振成像装置，其特征在于，
上述摄像部接着上述预备RF脉冲的施加，执行包含上述激励RF脉冲以及编码倾斜磁场的施加和NMR信号收集在内的脉冲序列，对上述第二区域进行摄像。
12.根据权利要求11所述的磁共振成像装置，其特征在于，
上述预备脉冲是对来自上述第一区域的信号进行抑制的抑制RF脉冲，上述脉冲序列是基于TOF法的脉冲序列，其中，TOF法是飞行时间法。
13.根据权利要求11所述的磁共振成像装置，其特征在于，
上述预备脉冲是对在上述第一区域中流动的流体自旋进行标记的预备RF脉冲，上述脉冲序列是基于ASL法的脉冲序列，其中，ASL法是动脉自旋标记灌注成像法。
14.一种磁共振成像方法，使用多个通道的高频线圈，连续地照射对被检测体的第一区域进行预备激励的第一RF脉冲、和对与上述第一区域不同的第二区域进行激励的第二RF脉冲来对上述第二区域进行摄像，该磁共振成像方法的特征在于，
使上述第二RF脉冲的照射磁场分布与上述第一RF脉冲的照射磁场分布不同。
CN201611106574.2A 2016-01-04 2016-12-05 磁共振成像装置、rf匀场方法以及磁共振成像方法 Active CN106940431B (zh)

Applications Claiming Priority (2)

Application Number Priority Date Filing Date Title
JP2016-000048 2016-01-04
JP2016000048A JP5943159B2 (ja) 2016-01-04 2016-01-04 磁気共鳴イメージング装置

Publications (2)

Publication Number Publication Date
CN106940431A true CN106940431A (zh) 2017-07-11
CN106940431B CN106940431B (zh) 2019-09-03

Family

ID=55591501

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
CN201611106574.2A Active CN106940431B (zh) 2016-01-04 2016-12-05 磁共振成像装置、rf匀场方法以及磁共振成像方法

Country Status (3)

Country Link
US (1) US9606205B1 (zh)
JP (1) JP5943159B2 (zh)
CN (1) CN106940431B (zh)

Cited By (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN110068781A (zh) * 2018-01-24 2019-07-30 株式会社日立制作所 磁共振成像装置、磁共振成像系统及参数推定方法
CN111090069A (zh) * 2019-11-21 2020-05-01 深圳先进技术研究院 定量磁共振成像参数确定方法、装置、设备及存储介质
CN113219389A (zh) * 2021-05-07 2021-08-06 上海联影医疗科技股份有限公司 磁共振射频模式确定方法、设备及可读存储介质

Families Citing this family (6)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
DE102014211586B3 (de) * 2014-06-17 2015-10-22 Siemens Aktiengesellschaft Verwendung von Abhängigkeitsdatensätzen bei der Bereitstellung und/oder Überprüfung von MR-Messsequenzen
DE102015204953B3 (de) * 2015-03-19 2016-08-11 Siemens Healthcare Gmbh Verfahren zur Magnetresonanz-Bildgebung
JP7059197B6 (ja) * 2016-04-21 2022-06-03 コーニンクレッカ フィリップス エヌ ヴェ 動脈構造の磁気共鳴撮像
JP6953121B2 (ja) * 2016-09-23 2021-10-27 キヤノン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
JP6867857B2 (ja) * 2017-04-24 2021-05-12 株式会社日立製作所 磁気共鳴撮像装置
US20230194639A1 (en) * 2021-12-16 2023-06-22 Siemens Healthcare Gmbh Method for acquiring a magnetic resonance image dataset of a subject and magnetic resonance imaging system

Citations (8)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN101051074A (zh) * 2006-04-04 2007-10-10 株式会社东芝 磁共振成像装置和磁共振成像方法
JP2008142479A (ja) * 2006-12-13 2008-06-26 Ge Medical Systems Global Technology Co Llc Ｍｒｉ装置、ｒｆコイル、および磁気共鳴信号抑制方法
CN101512371A (zh) * 2006-08-30 2009-08-19 皇家飞利浦电子股份有限公司 多通道磁共振成像和波谱分析
WO2012043198A1 (ja) * 2010-09-27 2012-04-05 株式会社 日立メディコ 磁気共鳴イメージング装置および流体撮像方法
CN102576061A (zh) * 2009-10-02 2012-07-11 皇家飞利浦电子股份有限公司 使用多通道rf激励进行mr成像
CN103874458A (zh) * 2011-11-08 2014-06-18 株式会社日立医疗器械 磁共振成像装置和照射磁场分布测量方法
US20140232392A1 (en) * 2013-02-19 2014-08-21 Samsung Electronics Co., Ltd. Apparatus, method, and magnetic resonance imaging system for shimming b1 magnetic field using rf transceiver coil and rf receiver coil
CN104486992A (zh) * 2012-08-03 2015-04-01 株式会社日立医疗器械 磁共振摄像装置及高频磁场条件决定方法

Family Cites Families (10)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US4859949A (en) * 1988-01-26 1989-08-22 Siemens Aktiengesellschaft Magnetic resonance spectroscopy apparatus
US4987371A (en) * 1989-11-27 1991-01-22 General Electric Company Method for in-vivo shimming
US6064208A (en) * 1998-04-02 2000-05-16 Picker International, Inc. Two-peak alignment method of field shimming
WO2003002199A2 (de) * 2001-06-26 2003-01-09 Siemens Aktiengesellschaft Magnetresonanzanlage und verfahren zum betrieb
US7034530B2 (en) * 2002-06-28 2006-04-25 General Electric Company Technique for simultaneous acquisition of multiple independent MR imaging volumes with optimization of magnetic field homogeneity for spin preparation
EP1991887B1 (en) * 2006-02-17 2018-10-17 Regents of the University of Minnesota High field magnetic resonance
US7439742B2 (en) * 2006-11-28 2008-10-21 Siemens Aktiengesellschaft Magnetic resonance RF transmission array
JP6071905B2 (ja) * 2012-01-11 2017-02-01 株式会社日立製作所 磁気共鳴イメージング装置及び領域撮像方法
US10156625B2 (en) * 2013-08-12 2018-12-18 Koninklijke Philips N.V. MR imaging with B1 mapping
DE102014210417B4 (de) * 2014-06-03 2018-03-22 Siemens Healthcare Gmbh Verbesserte Systemjustierung bei einer MR-Anlage

Patent Citations (8)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN101051074A (zh) * 2006-04-04 2007-10-10 株式会社东芝 磁共振成像装置和磁共振成像方法
CN101512371A (zh) * 2006-08-30 2009-08-19 皇家飞利浦电子股份有限公司 多通道磁共振成像和波谱分析
JP2008142479A (ja) * 2006-12-13 2008-06-26 Ge Medical Systems Global Technology Co Llc Ｍｒｉ装置、ｒｆコイル、および磁気共鳴信号抑制方法
CN102576061A (zh) * 2009-10-02 2012-07-11 皇家飞利浦电子股份有限公司 使用多通道rf激励进行mr成像
WO2012043198A1 (ja) * 2010-09-27 2012-04-05 株式会社 日立メディコ 磁気共鳴イメージング装置および流体撮像方法
CN103874458A (zh) * 2011-11-08 2014-06-18 株式会社日立医疗器械 磁共振成像装置和照射磁场分布测量方法
CN104486992A (zh) * 2012-08-03 2015-04-01 株式会社日立医疗器械 磁共振摄像装置及高频磁场条件决定方法
US20140232392A1 (en) * 2013-02-19 2014-08-21 Samsung Electronics Co., Ltd. Apparatus, method, and magnetic resonance imaging system for shimming b1 magnetic field using rf transceiver coil and rf receiver coil

Cited By (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN110068781A (zh) * 2018-01-24 2019-07-30 株式会社日立制作所 磁共振成像装置、磁共振成像系统及参数推定方法
CN110068781B (zh) * 2018-01-24 2021-07-06 株式会社日立制作所 磁共振成像装置、磁共振成像系统及参数推定方法
CN111090069A (zh) * 2019-11-21 2020-05-01 深圳先进技术研究院 定量磁共振成像参数确定方法、装置、设备及存储介质
CN113219389A (zh) * 2021-05-07 2021-08-06 上海联影医疗科技股份有限公司 磁共振射频模式确定方法、设备及可读存储介质
CN113219389B (zh) * 2021-05-07 2023-04-14 上海联影医疗科技股份有限公司 磁共振射频模式确定方法、设备及可读存储介质

Also Published As

Publication number Publication date
US9606205B1 (en) 2017-03-28
JP5943159B2 (ja) 2016-06-29
JP2016041383A (ja) 2016-03-31
CN106940431B (zh) 2019-09-03

Similar Documents

Publication Publication Date Title
CN106940431A (zh) 磁共振成像装置、rf匀场方法以及磁共振成像方法
Stockmann et al. In vivo B0 field shimming methods for MRI at 7 T
US8483466B2 (en) Magnetic resonance imaging apparatus and blood vessel image acquiring method
JP5127841B2 (ja) 磁気共鳴イメージング装置及び磁化率強調画像撮影方法
Chappell et al. Introduction to perfusion quantification using arterial spin labelling
US20080116891A1 (en) System and method for multi-echo bandwidth match imaging
CN107072592A (zh) 磁共振成像装置以及定量性磁化率匹配方法
US20080119720A1 (en) Mri method for quantification of cerebral perfusion
US8203340B2 (en) Magnetic resonance method and apparatus for generating a perfusion image
US7145334B2 (en) Method and magnetic resonance tomography apparatus for producing phase-coded flow images
US8395387B2 (en) Method for imaging in magnetic resonance tomography with spectral fat saturation or spectral water excitation
CN108459289A (zh) 一种基于数据一致性的多次激发弥散加权磁共振成像方法
JP2016520395A (ja) 強調磁化率コントラストによるｍｒイメージング
Zotev et al. SQUID-based microtesla MRI for in vivo relaxometry of the human brain
JP2014502910A (ja) インターリーブスピンロッキングイメージング
JP5278914B2 (ja) 磁気共鳴イメージング装置及び磁化率強調画像撮影方法
US9599689B2 (en) Magnetic resonance imaging method and apparatus
Andria et al. Acquisition times in magnetic resonance imaging: optimization in clinical use
US9316712B2 (en) Magnetic resonance method and apparatus using dual echoes for data acquisition
JP7115889B2 (ja) 医用画像診断支援装置、および、磁気共鳴イメージング装置
JP5352109B2 (ja) 磁気共鳴イメージング装置
JP6280591B2 (ja) 磁気共鳴イメージング装置
JP6192371B2 (ja) 磁気共鳴イメージング装置及び非撮像領域の励起法
Anaya et al. Automatic Generation of MR-based Attenuation Map using Conditional Generative Adversarial Network for Attenuation Correction in PET/MR
US11927655B2 (en) Magnetic resonance imaging apparatus

Legal Events

Date Code Title Description
PB01 Publication
PB01 Publication
SE01 Entry into force of request for substantive examination
SE01 Entry into force of request for substantive examination
GR01 Patent grant
GR01 Patent grant
TR01 Transfer of patent right
TR01 Transfer of patent right

Effective date of registration: 20211116

Address after: Chiba County, Japan

Patentee after: Fujifilm medical health Co., Ltd

Address before: Tokyo, Japan

Patentee before: Hitachi Manufacturing Co., Ltd