WO2011059017A1 - 磁気共鳴イメージング装置及び２次元励起調整方法 - Google Patents

磁気共鳴イメージング装置及び２次元励起調整方法 Download PDF

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region
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崇 西原
博幸 板垣
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株式会社 日立メディコ
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    • 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

Definitions

  • the present invention relates to a magnetic resonance imaging (hereinafter referred to as MRI) technique, and more particularly to an imaging technique based on two-dimensional excitation that selectively excites a region restricted in an arbitrary two-dimensional direction.
  • MRI magnetic resonance imaging
  • the MRI device measures NMR signals generated by the spins of the subject, especially the tissues of the human body, and visualizes the form and function of the head, abdomen, limbs, etc. in two or three dimensions Device.
  • the NMR signal is given different phase encoding depending on the gradient magnetic field and is frequency-encoded and measured as time-series data.
  • the measured NMR signal is reconstructed into an image by two-dimensional or three-dimensional Fourier transform.
  • an MRI apparatus uses a high-frequency magnetic field (hereinafter referred to as RF) and a gradient magnetic field to selectively excite an arbitrary planar region having a predetermined thickness by specifying only the one-dimensional direction of the subject.
  • RF high-frequency magnetic field
  • SS two-dimensional spatial selective excitation
  • 2DRF two-dimensional spatial selective excitation
  • the SS method can obtain a signal by exciting only the inside of a selected region constrained in the two-dimensional direction, signals from outside the region can be effectively suppressed.
  • This SS method is used, for example, in a navigator echo sequence (hereinafter referred to as “navigation echo”) for tracking the movement of the diaphragm (see, for example, Non-Patent Document 2).
  • the SS method is used to excite the vicinity of the diaphragm in a cylinder shape in the body axis direction, and from the echo signal generated from this area, the time-dependent change in the diaphragm position in the cylinder axis direction of the area excited in the cylinder shape is detected to perform respiratory motion. Monitor.
  • a specific example of applying 2DRF is heart suppression in chest imaging.
  • the heart to be suppressed and the thymus and breast to be imaged are close to each other in the chest, fat in the imaged thymus and breast is suppressed, and conversely, the fat component of the heart is not suppressed. .
  • an object of the present invention is to provide an MRI apparatus and a two-dimensional excitation adjustment method capable of appropriately two-dimensionally exciting a region where substances having different resonance frequencies are mixed according to imaging conditions.
  • the present invention provides a two-dimensional excitation region of a subject comprising a first substance having a first resonance frequency and a second substance having a second resonance frequency.
  • two-dimensional excitation is performed for each desired region for the first substance and the second substance based on the imaging conditions related to the two-dimensional excitation and the first resonance frequency and the second resonance frequency.
  • the irradiation frequency of the high-frequency magnetic field for two-dimensional excitation is set.
  • the MRI apparatus of the present invention uses a pulse sequence with a high-frequency magnetic field and a gradient magnetic field for two-dimensional excitation of a two-dimensional excitation region of a subject placed in a static magnetic field, and uses a two-dimensional excitation region.
  • a control unit that controls measurement of echo signals generated from the subject, and the subject includes a first substance having a first resonance frequency and a second substance having a second resonance frequency, and is controlled The two-dimensional excitation of the desired region for the first substance and the second substance based on the imaging conditions related to the two-dimensional excitation and the first resonance frequency and the second resonance frequency.
  • an irradiation frequency setting unit for setting an irradiation frequency of a high-frequency magnetic field for two-dimensional excitation.
  • the two-dimensional excitation region of the subject including the first substance having the first resonance frequency and the second substance having the second resonance frequency is divided into two.
  • an imaging condition input step relating to two-dimensional excitation a step of calculating a first resonance frequency and a second resonance frequency, an imaging condition relating to two-dimensional excitation, a first resonance frequency, and Setting the irradiation frequency of the high-frequency magnetic field for two-dimensional excitation based on the second resonance frequency so that a desired region is two-dimensionally excited for each of the first substance and the second substance; It is characterized by having.
  • the MRI apparatus and the two-dimensional excitation adjustment method IV of the present invention it is possible to appropriately two-dimensionally excite a region where substances having different resonance frequencies are mixed according to the imaging conditions.
  • Functional block diagram of an example of an MRI apparatus (a) is a pulse sequence diagram by the conventional excitation method, (b) is a pulse sequence diagram of the SS method of the first embodiment.
  • Functional block diagram of the control unit of the first embodiment Flowchart of irradiation frequency adjustment processing of the first embodiment Explanatory drawing of UI screen of the first embodiment The figure which shows the spectrum distribution of the resonant frequency in 1st Embodiment Graph showing the relationship between ⁇ F and FA in the first embodiment Graph showing the relationship between ⁇ F and ⁇ in the first embodiment
  • Flowchart of irradiation frequency adjustment processing of the third embodiment (a) is a diagram showing a conventional recovery curve of longitudinal magnetization of water and fat, (b) is a diagram showing a recovery curve of longitudinal magnetization of water and fat in the fourth embodiment The figure which shows the relationship between the spectrum distribution of the resonant frequency in 4th Embodiment, and
  • FIG. 1 is a functional block diagram of an MRI apparatus 100 according to the present invention.
  • An MRI apparatus 100 according to the present invention includes a magnet 102, a gradient magnetic field coil 103, a radio frequency magnetic field (RF) irradiation coil 104, an RF reception coil 105, a gradient magnetic field power source 106, an RF transmission unit 107, and a signal detection unit. 108, a signal processing unit 109, a control unit 110, a display unit 111, an operation unit 112, and a bed 113.
  • RF radio frequency magnetic field
  • the magnet 102 generates a static magnetic field in an area around the subject 101 (examination space).
  • the gradient magnetic field coil 103 is composed of coils in three directions of X, Y, and Z, and each generates a gradient magnetic field in the examination space in accordance with a signal from the gradient magnetic field power supply 106.
  • the RF irradiation coil 104 applies (irradiates) RF to the examination space in accordance with a signal from the RF transmission unit 107.
  • the RF receiving coil 105 detects an echo signal generated by the subject 101.
  • the echo signal received by the RF receiving coil 105 is detected by the signal detection unit 108, subjected to signal processing by the signal processing unit 109, and input to the control unit 110.
  • the control unit 110 reconstructs an image from the input echo signal and displays it on the display unit 111. Further, the control unit 110 performs the operations of the gradient magnetic field power source 106, the RF transmission unit 107, and the signal detection unit 108 according to the control time chart held in advance and the imaging parameters input from the operator via the operation unit 112. Control.
  • the control time chart is generally called a pulse sequence.
  • the bed 113 is for carrying in and out of the examination space with the subject 101 lying down.
  • the MRI apparatus 100 may further include a shim coil that corrects the static magnetic field inhomogeneity in the examination space and a shim power source that supplies current to the shim coil.
  • MRI imaging targets are water and fat protons, which are the main constituents of the subject 101.
  • the spatial distribution of proton density and the relaxation phenomenon of excited protons the shape or function of the human head, abdomen, limbs, etc. is imaged two-dimensionally or three-dimensionally.
  • FIG. 2 is a diagram for explaining an example of a pulse sequence by the SS method according to the present invention in comparison with a pulse sequence by a conventional excitation method.
  • FIG. 2 (a) shows a pulse sequence by the conventional excitation method
  • FIG. 2 (b) shows a pulse sequence by the SS method used in this embodiment.
  • the conventional method an example of selectively exciting an arbitrary slice in which only the position in the z-axis direction is specified will be described.
  • the SS method shows an example of selectively exciting an arbitrary columnar region in which only the shape on the xy plane is specified.
  • the shape specified on the xy plane is a circle.
  • RF, Gx, Gy, and Gz are the application of a high-frequency magnetic field (RF) pulse, a gradient magnetic field in the x-axis direction, a gradient magnetic field in the y-axis direction, and a gradient magnetic field in the z direction, respectively. It is a timing chart.
  • a constant slice selective gradient magnetic field (Gz) 202 is applied in the z-axis direction when RF 201 is applied.
  • a predetermined planar region (slice) in which only the position in the z-axis direction is specified is selectively excited.
  • RF (2DRF) 211 is applied together with an oscillating gradient magnetic field (Gx) 212 in the x-axis direction and an oscillating gradient magnetic field (Gy) 213 in the y-axis direction.
  • Gx oscillating gradient magnetic field
  • Gy oscillating gradient magnetic field
  • the echo signal obtained from the excited region is phase-encoded, sampled in time series, and arranged in k-space.
  • the Fourier transform is performed on the echo signal (data) arranged in the k space, and an image is acquired.
  • values such as 128, 256, and 512 are usually selected for one image.
  • values such as 128, 256, 512, and 1024 are selected.
  • the present invention provides a high-frequency magnetic field (2DRF) and a gradient magnetic field for performing desired two-dimensional excitation by arranging a subject having a first substance and a second substance having different resonance frequencies in a static magnetic field.
  • 2DRF high-frequency magnetic field
  • the resonance frequency of the first substance, and the resonance frequency of the second substance are adjusted so that the desired regions of the first material and the second material are two-dimensionally excited, and the adjusted high frequency magnetic field is irradiated to the subject to measure the echo signal.
  • the control unit 110 of the MRI apparatus 100 has the functional blocks shown in FIG. 3, and realizes the adjustment process of the high-frequency magnetic field (2DRF) for two-dimensional excitation. That is, as shown in FIG. 3, the control unit 110 includes an excitation region setting unit 320 that sets imaging parameters so as to excite a two-dimensional selection region set by an operator, according to a predetermined pulse sequence, and a pulse sequence.
  • an excitation region setting unit 320 that sets imaging parameters so as to excite a two-dimensional selection region set by an operator, according to a predetermined pulse sequence, and a pulse sequence.
  • a signal acquisition unit 330 that obtains an echo signal from the two-dimensional selection region, an irradiation frequency setting unit 340 that adjusts and sets the irradiation frequency for 2DRF that excites the two-dimensional selection region, and a two-dimensional selection region UI control unit 350 that controls display on the display unit 111 of the UI screen for setting, and irradiation gain setting that adjusts and sets the irradiation gain of 2DRF (that is, the amplification factor of the RF amplifier) that excites the two-dimensional selection area Unit 360, and a gradient magnetic field setting unit 370 that adjusts and sets a gradient magnetic field applied together with 2DRF that excites the two-dimensional selection region.
  • the control unit 110 includes a CPU, a memory, and a storage device, and the above functions are realized by loading a program stored in the storage device into the memory and executing the program.
  • the RF irradiation frequency applied when collecting echo signals in the high-frequency magnetic field adjustment processing is determined by a conventional method, that is, an irradiation frequency determined based on an echo signal obtained from the entire imaging region.
  • the proton of water hereinafter also simply referred to as water
  • the fat proton hereinafter also simply referred to as fat
  • the MRI apparatus and the two-dimensional according to the present invention as an example
  • the present invention is not limited to water and fat, but can be applied to two or more substances having different resonance frequencies.
  • a two-dimensional cylinder region as shown in FIG. 5 is assumed, and a cylinder diameter ⁇ 501 is designated as a parameter representing the shape.
  • the length of the cylinder region in the major axis direction is arbitrary and is not particularly limited.
  • FA Flip Angle
  • the region where the two-dimensional excitation according to the present invention is performed is not limited to the two-dimensional cylinder region, and may be a region having an arbitrary shape.
  • two-dimensional excitation is performed using a high-frequency magnetic field having an irradiation frequency that is an average value of the resonance frequency of water protons (first substance) and the resonance frequency of fat protons (second substance).
  • the water excitation region and the fat excitation region are both two-dimensional cylinder regions having the same diameter ⁇ at the same position, and the water excitation region flip angle and the fat excitation region flip angle are the same. Both have the same angle FA.
  • the configuration and processing procedure of the MRI apparatus 100 of the present embodiment will be described.
  • the processing flow of the high-frequency magnetic field adjustment processing for 2DRF of this embodiment will be described based on FIG.
  • the entire irradiation frequency F0 is determined from the signal of the entire imaging region by a conventional method.
  • the UI control unit 350 displays the UI screen on the display unit 111, and accepts the setting input of the region and / or the position and shape of the two-dimensional excitation region and the flip angle FA that the operator wants to image.
  • the operator sets and inputs the area and / or shape of the two-dimensional excitation area and the flip angle FA on the UI screen.
  • the UI control unit 350 receives an input of an imaging region and / or a two-dimensional excitation region via the UI screen, the UI control unit 350 notifies the excitation region setting unit 320 of the region.
  • the UI control unit 350 displays a UI screen 500 on the display unit 111 for setting the position and shape of the two-dimensional excitation region as shown in FIG.
  • the UI screen 500 shown in FIG. 5 displays a positioning image 510 acquired in advance.
  • a handle 501 that can set the diameter ⁇ of the cylinder region that is a two-dimensional excitation region
  • a handle 502 that can set the two-dimensional excitation region at an arbitrary angle
  • a two-dimensional excitation A handle 503 that allows the region to be set at an arbitrary position is displayed. The operator operates these handles to set a desired cylinder area.
  • the diameter ⁇ of the cylinder region which is a two-dimensional excitation region, and its flip angle FA may be fixed values previously held by the MRI apparatus.
  • the cross-sectional shape of the two-dimensional excitation region in the present embodiment can be arbitrarily set, the cross-sectional shape is not limited to a circle.
  • step 402 the two-dimensional excitation region set in step 401 is pre-scanned, and the spectral distribution of the resonance frequency in the two-dimensional excitation region is measured.
  • the excitation region setting unit 320 sets imaging parameters so as to excite the two-dimensional excitation region set in step 401 by a predetermined pulse sequence.
  • the overall irradiation frequency F0 is used as the RF irradiation frequency.
  • the signal acquisition unit 330 executes (pre-scans) the above pulse sequence with the set imaging parameter, and obtains an echo signal from the two-dimensional excitation region.
  • an echo signal is obtained without adding phase encoding or slice encoding.
  • the irradiation frequency setting unit 340 performs Fourier transform (FT) on the echo signal from the two-dimensional excitation region in the time direction to obtain a resonance frequency (spectrum) distribution in the two-dimensional excitation region.
  • FT Fourier transform
  • step 403 the irradiation frequency setting unit 340 determines the resonance frequencies F0 W and F0 F of water and fat based on the spectrum distribution created in step 402.
  • the protons to be imaged are mainly water and fat protons. Therefore, in the spectrum distribution, the peak 601 present on the high frequency side is changed to the water protons.
  • the resonance frequency is F0 W
  • 602 existing on the low frequency side is the resonance frequency F0 F of fat protons.
  • F0 W and F0 F may be determined from the magnetorotation ratio ⁇ [Hz / T] of the proton of water and the static magnetic field strength B0 [T]. For example, let F0 W be the peak of the spectral distribution closest to the resonance frequency ⁇ B0 [Hz] of water protons.
  • F0 F the peak of the spectral distribution closest to F0 W ⁇ B0 [Hz] is defined as F0 F.
  • the determination of F0 W and F0 F may be automatically determined by the MRI apparatus as described above, but the irradiation frequency setting unit 340 displays the spectrum distribution as shown in FIG. A user's setting input may be accepted. That is, the operator may determine F0 W and F0 F.
  • the irradiation gain setting unit so that the two-dimensional excitation region having the cylinder diameter ⁇ set in step 401 is excited by the flip angle FA. 360 calculates an irradiation gain that achieves the flip angle FA, and the gradient magnetic field setting unit 370 calculates a suitable gradient magnetic field strength.
  • the difference between the resonance frequency F0 W of water protons and the irradiation frequency F0 ′ of 2DRF is ⁇ F.
  • ⁇ F and flip angle FA, and ⁇ F and cylinder diameter ⁇ are in a relationship as shown in FIGS. 7 and 8, respectively.
  • F0 ′ is the average value of F0 W and F0 F , the absolute value of the difference between the irradiation frequency F0 ′ and the resonance frequency F0 W of the proton of water, and the difference between the irradiation frequency F0 ′ and the resonance frequency F0 F of the fat proton
  • the absolute value is
  • FIG. 7 is a function FA ′ ( ⁇ F) of the flip angle FA ′ with respect to ⁇ F
  • FIG. 8 is a function ⁇ ′ ( ⁇ F) of the cylinder diameter ⁇ ′′ with respect to ⁇ F
  • the gradient magnetic field setting unit 370 calculates the gradient magnetic field strength G W ′ based on the above equation (2), and the irradiation gain setting unit 360 calculates the irradiation gain T W ′ based on the above equation (3), respectively.
  • the signal collection unit 330 is notified of the calculation result.
  • step 406 the signal collection unit 330 sets the irradiation frequency of 2DRF calculated in step 404 to F0 ′, and the pulse sequence in which the irradiation gain T W ′ and gradient magnetic field strength G W ′ calculated in step 405 are set.
  • the desired area is imaged using.
  • the MRI apparatus and the two-dimensional excitation adjustment method of the present embodiment using a high-frequency magnetic field whose irradiation frequency is the average value of the resonance frequency of the first substance and the resonance frequency of the second substance. Perform two-dimensional excitation. At this time, the irradiation gain and the gradient magnetic field strength are set so that the excitation region and the flip angle of each substance are substantially the same, corresponding to the difference ( ⁇ F) between the resonance frequency of each substance and the actual irradiation frequency. Set and two-dimensional excitation is performed.
  • the irradiation frequency of the high-frequency magnetic field (2DRF) for two-dimensional excitation is set corresponding to the shape of the spectrum distribution of each substance having a different resonance frequency.
  • the spectral distribution of each substance may be distorted, resulting in an asymmetric and broad distribution with respect to its peak position.
  • the average value of the resonance frequency of each substance is the irradiation frequency of 2DRF
  • the shape of the two-dimensional excitation region of each substance for example, the cylinder diameter ⁇
  • the flip angle (FA) deviates from the desired state.
  • the irradiation frequency of 2DRF is set corresponding to the shape of the spectral distribution of each substance.
  • FIG. 9 shows an example when the spectral distribution of each substance is asymmetric and broad.
  • FIG. 9 shows the spectral distribution of water protons and the spectral distribution of fat protons on the same frequency axis.
  • the spectral distribution of fat protons is an asymmetric and broad distribution.
  • the center-of-gravity frequency and the peak frequency are substantially the same.
  • the centroid frequency and the peak frequency do not match.
  • the center-of-gravity frequency is obtained from the spectrum distribution of each substance, and the average value of the obtained center-of-gravity frequencies is set as the irradiation frequency of 2DRF.
  • the irradiation frequency setting unit 340 calculates the centroid frequency of the spectral distribution of each substance when determining the resonance frequencies F0 W and F0 F of water and fat protons, and this centroid frequency. Are the resonance frequencies F0 W ′ and F0 F ′ of water and fat protons. For example, the irradiation frequency setting unit 340 first performs the peak frequency F0 W in the spectral distribution of water protons and the peak frequency F0 in the spectral distribution of fat protons in the same manner as the processing in step 403 in the first embodiment described above. Find F.
  • the irradiation frequency setting unit 340 obtains the center of gravity of the spectrum in the range of about ⁇ 100 [Hz] around F0 W and F0 F , and sets them as F0 W ′ and F0 F ′, respectively.
  • F0 W ′ and F0 F ′ satisfy the following equations.
  • the spectral distribution of 901 water protons is a substantially symmetric distribution and the spectral distribution of 902 fat protons is asymmetric broad, so F0 W and F0 W ′ are substantially However, F0 F and F0 F ′ have different values.
  • the MRI apparatus and the two-dimensional excitation adjustment method of the present embodiment even when the distribution of the resonance frequency of each substance is an asymmetrical and broad distribution with respect to its peak position, Since the irradiation frequency of 2DRF is set corresponding to the shape of the spectral distribution of the substance, the desired region of the subject in which a plurality of substances having different resonance frequencies are mixed is set in the same manner as the effect of the first embodiment described above. Even if the spectral distribution becomes asymmetrical and broad due to inhomogeneous static magnetic field during dimensional excitation, the desired excitation state and flip angle of each substance are substantially the same regardless of the difference in resonance frequency. Excited at.
  • a parameter for example, cylinder diameter ⁇
  • ⁇ F difference between the resonance frequency of each substance and the irradiation frequency of the high-frequency magnetic field for two-dimensional excitation, and its A limit value for the flip angle of the region
  • high-frequency magnetic field adjustment is performed within the range of the obtained limit value to perform desired two-dimensional excitation.
  • the present embodiment will be described by taking as an example the case of exciting a two-dimensional cylinder region as in the above-described embodiments.
  • the minimum diameter ⁇ min and the maximum flip angle FA MAX of the settable cylinder region can be calculated in advance from the maximum irradiation gain and the maximum gradient magnetic field intensity that can be output from the MRI apparatus.
  • the irradiation gain and the gradient magnetic field are determined. Since the intensity is determined, ⁇ min and FA MAX are determined in advance, and high-frequency magnetic field adjustment is performed within the range of the limit values, so that desired two-dimensional excitation cannot be performed.
  • step 1001 the operator selects a desired pulse sequence via the pulse sequence selection UI displayed on the display unit 111.
  • step 1002 the irradiation frequency setting unit 340 performs the same processing as in steps 401 to 403 in FIG. 4 described above, and determines the resonance frequency F0 W of water protons and the resonance frequency F0 F of fat protons. .
  • the designation by the operator of the diameter ( ⁇ ) of the two-dimensional cylinder region and the FA corresponding to step 401 is a provisional setting for obtaining each resonance frequency.
  • Step 1003 the irradiation frequency setting unit 340 performs the same processing as Steps 404 and 405 in FIG. 4 described above, and determines the difference ( ⁇ F) between the resonance frequency F0 W of the proton of water and the irradiation frequency F0 ′ of 2DRF. To do.
  • step 1004 the excitation region setting unit 320 and the irradiation gain setting unit 360 respectively determine the minimum diameter ⁇ min and the maximum flip angle of the cylinder region that can be excited based on the maximum irradiation gain and the maximum gradient magnetic field intensity that can be output by the MRI apparatus. Find FA MAX .
  • step 1005 the excitation region setting unit 320 and the irradiation gain setting unit 360 determine the minimum diameter ⁇ ′ min and the maximum flip angle FA ′ MAX of the cylinder region when the irradiation frequency of 2DRF is shifted by ⁇ F as follows: Find using. Then, the UI control unit 350 is notified of the obtained result.
  • FA ' MAX FA MAX * FA' ( ⁇ F) / FA '(0) (7)
  • ⁇ ' min ⁇ min * ⁇ ' ( ⁇ F) / ⁇ '(0) (8)
  • FA ′ ( ⁇ F) and ⁇ ′ ( ⁇ F) are functions representing the graphs shown in FIGS. 7 and 8, respectively.
  • the UI control unit 350 allows the operator to input and set the minimum diameter ⁇ ′ min and the maximum flip angle FA ′ MAX of the cylinder region obtained in step 1005 on the UI screen in step 401 described above. It is displayed as a limit value in showing the range. That is, in step 401 of the processing flow shown in FIG. 4 in the first embodiment described above, the setting input of the flip angle FA is FA ′ MAX so that the setting input of the cylinder diameter ⁇ by the operator is equal to or larger than ⁇ ′ min.
  • the UI control unit 350 controls the input settings of the cylinder diameter and the flip angle as follows. In addition, when dB / dt or SAR exceeds the limit value when FA ' MAX or ⁇ ' min is set in the pulse sequence set in step 1001, FA and ⁇ that do not exceed the limit value are shown to the operator. .
  • the operator can set the minimum shape and the maximum flip angle of the two-dimensional excitation region that can be set, the shape range of the two-dimensional excitation region, and Since it is possible to know in advance before setting the flip angle, or it becomes impossible to set the shape range and flip angle of the two-dimensional excitation region beyond the range of these limit values, the operator can appropriately and without waste The shape and flip angle of the two-dimensional excitation region can be set.
  • the irradiation frequency of the high-frequency magnetic field (2DRF) for two-dimensional excitation so that the shape and flip angle of the excitation region are substantially the same between the first substance and the second substance
  • the irradiation gain and gradient magnetic field strength were set.
  • at least one of the shape of the excitation region and the flip angle is different between the first substance and the second substance, so that the irradiation frequency of the 2DRF, the irradiation gain, And the gradient magnetic field strength is set.
  • the irradiation frequency of 2DRF is set to an intermediate value (not an average value) between the resonance frequencies of the first substance and the second substance.
  • the IFIR method which is a type of Arterial Spin Labeling (hereinafter referred to as ASL) method for magnetically labeling blood, is used as an example to explain the case where the flip angle is mainly different between the first substance and the second substance. To do.
  • the first inversion pulse is applied slice-selectively to the arterial blood flow inlet, and then the second inversion pulse is applied non-selectively to the slice. Tissue and venous blood are reversed. An image of only arterial blood is obtained by acquiring the echo signal after Null Time, which is the time from the second inversion pulse until the water echo signal becomes substantially zero. Details are described in Non-Patent Document 3.
  • FIG. 11 shows the temporal change of longitudinal relaxation immediately after each longitudinal magnetization of water and fat is reversed.
  • FIG. 11 (a) shows how the longitudinal magnetization is relaxed when water and fat are excited at the same angle.
  • T1 which is a time constant of longitudinal relaxation is smaller than T1 of water
  • the relaxation of longitudinal magnetization of fat is faster than relaxation of longitudinal magnetization of water. Therefore, Null Time, in which the magnitude of longitudinal magnetization becomes zero due to longitudinal relaxation and the detected echo signal becomes substantially zero, fat is earlier than water.
  • NullNTime of water the longitudinal magnetization of fat greatly recovers and an echo signal from fat is detected.
  • the water flip angle FA W and the fat flip angle FA F are made different so that the water Null Time and the fat Null Time become the same 1103.
  • Water FA W and fat FA F are set to the optimum flip angles, and a second inversion pulse is used to set water and fat to these flip angles. Note that there is no need to change the flip angle of the first inversion pulse.
  • the cylinder diameters ⁇ of water and fat are different, both must be sufficiently large with respect to the field of view (FOV).
  • the plateau part of the excitation profile of 2DRF flat part of the excitation profile
  • the difference between cylinder diameters ⁇ of water and fat can be ignored and not selected Can be treated as an IR pulse.
  • the FA F fat and 180 [deg] because the Null Time fat becomes 160 ⁇ 180 [ms]
  • the water Null Time of water is 160 ⁇ 180 [ms]
  • the FA The optimal FA W.
  • the ratio of the FA W of water to the FA F of the target fat is first determined, and the function FA '( ⁇ F) determined by the high-frequency magnetic field waveform is used to calculate 2DRF
  • the irradiation frequency F0 ′ is obtained.
  • F0 W and F0 F are determined as the resonance frequencies of water and fat protons as in the first or second embodiment. That is, steps 401 to 403 in the processing flow of the first embodiment shown in FIG. 4 are performed to determine the resonance frequencies of water and fat protons as F0 W and F0 F. At that time, an echo signal obtained by pre-scanning the entire FOV without using a cylinder area is used.
  • the irradiation gain setting unit 360 sets the frequency difference as F C according to the following equation.
  • F C F0 W -F0 F (9)
  • the irradiation gain setting unit 360 sets a flip angle between water and fat.
  • the water flip angle is set smaller than the fat flip angle so that both Null Times coincide.
  • the target water and fat flip angle may be input by the operator via the UI screen displayed by the UI control unit 350, or may be held inside the MRI apparatus.
  • the target fat flip angle is FA F
  • the water flip angle is FA W
  • the ratio of the water flip angle to fat is ⁇ according to the following equation (10).
  • ⁇ FA W / FA F (10)
  • the irradiation gain setting unit 360 calculates the irradiation frequency F0 ′ of 2DRF that realizes the expression (10). Specifically, it is as follows. That is, the flip angles FA W and FA F of water and fat can be calculated from the function FA ′ ( ⁇ F) by the following equation.
  • FA W FA '( ⁇ F W )
  • FA F FA '( ⁇ F F ) Substituting the above equation into equation (10) yields equation (10A).
  • the irradiation frequency F0 ′ of 2DRF is calculated from the equation (11-2) with the minimum positive value being ⁇ F F.
  • the irradiation frequency F0 ′ is not an average value of the resonance frequencies F0 W and F0 F of water and fat protons, but an intermediate value. In the example of FIG. 12, the intermediate value is closer to fat. Further, since ⁇ F is minimized, the irradiation gain T W can be minimized as a result.
  • the irradiation frequency setting unit 340 notifies the UI control unit 350 to that effect, and the UI control unit 350 may indicate a suggestion that the flip angle setting value is impossible to the operator, or ⁇ F
  • the ⁇ value or the like from which a solution can be obtained may be set as a limit value that can be set by the operator.
  • the above is the description of the processing flow of the calculation method of the irradiation frequency F0 'of 2DRF performed by the irradiation frequency setting unit 340.
  • the target imaging is performed using the 2DRF irradiation frequency F0 'thus obtained.
  • the MRI apparatus and the two-dimensional excitation adjustment method of the present embodiment depending on the imaging purpose, at least one of the cylinder diameter ⁇ and the flip angle FA, the first substance region and the second substance Since it is set differently depending on the substance region, it is possible to obtain an image suitable for a desired imaging purpose.
  • the resonance frequency of the substance to be imaged is dispersed by about 100 to several tens [Hz] in the imaging surface. Therefore, when the spectrum distribution of the resonance frequency in the first to fourth embodiments is acquired from the entire imaging surface, the spectrum distribution includes the dispersion of the resonance frequency. As a result, there is a possibility that the irradiation frequency of 2DRF determined from the spectrum distribution is different from the resonance frequency of the target two-dimensional excitation region.
  • the region from which the spectrum distribution is acquired is limited to a local region where the static magnetic field can be regarded as substantially constant so as not to be affected by the static magnetic field inhomogeneity.
  • a local region 1402 that is a part of the excited cylinder region 1401 is excited, and the local region 1402 The spectral distribution is acquired using the echo signal.
  • the UI screen 500 displays a positioning image 510 acquired in advance.
  • the operator sets a two-dimensional excitation region 1401 and a local region 1402 on the positioning image 510.
  • the two-dimensional excitation region 1401 is a cylindrical region excited by the SS method
  • the local region 1402 is a region of particular interest in the two-dimensional excitation region.
  • the cylinder shape is coaxial with the two-dimensional excitation region 1401 and has the same cross-sectional radius.
  • the two-dimensional excitation region 1401 and the local region 1402 may be configured to accept any input first.
  • the two-dimensional excitation region 1401 when the two-dimensional excitation region 1401 is received first, the two-dimensional excitation region 1401 can be set at an arbitrary position and angle as indicated by an arrow in the figure, and then the local region 1402 is indicated by an arrow in the figure. In the region along the cylinder set as the two-dimensional excitation region 1401, the cylinder can slide in the cylinder axis direction.
  • the two-dimensional excitation region 1401 is received as a cylinder coaxial with the set local region 1402.
  • both the two-dimensional excitation region 1401 and the local region 1402 are cylinders (cylindrical shapes), and their cross-sectional shapes are circular, but this is not restrictive. These cross-sectional shapes can be arbitrarily set.
  • a first method for collecting echo signals from the local region 1402 uses an orthogonal three-section excitation method.
  • the orthogonal three-section excitation method will be described in detail based on FIG. FIG. 15 (a) shows a local region to be excited, which is a common portion where three orthogonal cross sections intersect, and FIG. 15 (b) shows a pulse sequence used for the orthogonal three cross-section excitation method.
  • a rectangular parallelepiped area (intersection area) 1524 where three orthogonal sections intersect is excited.
  • the intersecting region 1524 is excited so that the cylindrical local region 1402 is inscribed.
  • the resonance frequency measured in advance is set as the irradiation frequency F0, and the first gradient magnetic field 1512 is applied in the x-axis direction (Gx) together with the 90-degree pulse 1511 as shown in FIG.15 (b).
  • This is applied to excite a predetermined cross section (first cross section) 1521 in the x-axis direction.
  • the second gradient magnetic field 1514 is applied in the y axis direction (Gy) together with the first 180 degree pulse 1513 after the echo time (TE) / 4 hours, and the y axis direction specified by this In the region where the cross section (second cross section) 1522 and the first cross section 1521 intersect is excited.
  • the third gradient magnetic field 1516 is applied in the z-axis direction (Gz) together with the second 180-degree pulse 1515, and the z-axis direction specified thereby is applied.
  • the nuclear magnetization of the region 1524 where the cross section (third cross section) 1523, the first cross section 1521 and the second cross section 1522 intersect is excited.
  • the generated echo signals 1517 are collected at a timing of TE / 4 hours after the application of the second 180-degree pulse 1515.
  • the order of application axes to which the gradient magnetic field is applied is not limited.
  • the second method for collecting echo signals from the local region 1402 uses a two-dimensional excitation method.
  • the two-dimensional excitation method will be described in detail based on FIG.
  • FIG. 16 shows an excitation region in the case of combining two-dimensional excitation and excitation of one cross section orthogonal to the axis of the cylindrical region excited by this two-dimensional excitation (2D orthogonal 1D method) and It is a figure for demonstrating a pulse sequence.
  • FIG. 16 (a) is a diagram for explaining a region excited by the 2D orthogonal 1D method
  • FIG. 16 (b) is a pulse sequence diagram of the 2D orthogonal 1D method.
  • the cross section and the cylinder region are shown as transparent for explanation.
  • a 90-degree pulse (2DRF) 1531 and a first oscillating gradient magnetic field 1532 in the x-axis direction (Gx) and a second oscillating gradient magnetic field 1533 in the y-axis direction (Gy) are applied,
  • the cylindrical region 1541 is excited.
  • a gradient magnetic field 1535 is applied along with the 180 degree pulse 1534 in the z-axis direction (Gz), and the nuclear magnetization of the crossing region 1543 between the cross-section 1542 and the cylindrical region 1541 Returns the phase of.
  • the generated echo signal 1536 is collected at a timing of TE / 2 hours after the application of the 180-degree pulse 1534.
  • the processing for the obtained echo signal 1536 and the calculation method of the irradiation frequency F0 'of 2DRF are the same as those in the above-described embodiments.
  • the imaging parameters are set so that the intersection area 1543 matches the local area 1402.
  • the irradiation frequency used for the 90-degree pulse 1531 in the pulse sequence is the entire irradiation frequency F0 determined in advance by a conventional method.
  • a third method for collecting echo signals from the local region 1402 uses a pre-saturation method.
  • the presaturation method will be described in detail with reference to FIG.
  • the pre-saturation method combines two-dimensional excitation and a pre-saturation pulse, and suppresses an echo signal from a region outside the local region 1402 in the cylindrical region excited by the two-dimensional excitation.
  • FIG. 17 (a) is a diagram for explaining a region excited by the 2D pre-saturation method, and is a diagram seen from the x-axis direction.
  • FIG. 17 (b) is a pulse sequence diagram of the 2D pre-saturation method.
  • the first gradient magnetic field 1552 is applied in the z-axis direction (Gz) together with the first pre-saturation pulse 1551, and the magnetization in the first region 1562 is lost.
  • the second gradient magnetic field 1554 is applied in the z-axis direction (Gz) together with the second pre-saturation pulse 1553, and the magnetization in the second region 1563 is lost.
  • the magnetization in either the first region 1562 or the second region 1563 may be lost first.
  • a first oscillating gradient magnetic field 1556 in the x-axis direction (Gx) and a second oscillating gradient magnetic field 1557 in the y-axis direction (Gy) are applied together with the 90-degree pulse (2DRF) 1555, and in the cylindrical region 1561 A region (non-intersecting region) 1567 outside the first region 1562 and the second region 1563 is excited.
  • echo signals generated at the timing after TE time from the application of the 90-degree pulse (2DRF) 1555 are collected.
  • the processing for the obtained echo signal and the calculation method of the irradiation frequency F0 'of 2DRF are the same as those in the above-described embodiments.
  • the imaging parameters are set so that the non-intersecting region 1567 matches the local region 1402.
  • the irradiation frequency used for the 90-degree pulse 1555 in the pulse sequence is the entire irradiation frequency F0 determined in advance by a conventional method.
  • the above is the description of the method of collecting echo signals from the local area.
  • the signal collection unit 330 executes any one of the above methods and collects echo signals without encoding.
  • the collected signal is Fourier transformed in the time direction.
  • a spectral distribution in the local region 1402 is obtained.
  • the same processing as in each of the above-described embodiments is performed, and the irradiation frequency F0 ′, the irradiation gain T W ′, and the gradient magnetic field strength G W ′ for 2DRF are obtained.
  • the spectral distribution from a local region where the static magnetic field can be regarded as substantially constant so as not to be affected by the static magnetic field inhomogeneity. Therefore, even when the resonance frequency shifts due to non-uniformity of the static magnetic field, the irradiation frequency of 2DRF can be set appropriately corresponding to the non-uniformity of the static magnetic field. As a result, it is possible to accurately set the positions and shapes of the excitation regions of the first substance and the second substance and their flip angles.
  • FIG. 18 is a functional block diagram of the control unit 110 of the present embodiment.
  • the present embodiment further includes a magnetic field adjustment unit 380 that adjusts the magnetic field in the local region.
  • the magnetic field adjustment processing by the magnetic field adjustment unit 380 which is different from the above-described fifth embodiment, will be described in the present embodiment.
  • Other configurations and other processes are the same as those in the fifth embodiment described above.
  • the magnetic field adjustment unit 380 of the present embodiment improves the non-uniformity of the static magnetic field in the region because the resonance frequency of nuclear magnetization in the local region 1402 matches the overall resonance frequency F0.
  • the shim current value Is for correcting the static magnetic field inhomogeneity in the local region 1402 is calculated by the conventional method from the volume data or the shim image obtained by the signal collecting unit 330 by the same method as the fifth embodiment. .
  • the shim current is calculated only for the axis whose current value can be switched during measurement (scanning).
  • the magnetic field adjustment unit 380 controls the shim power supply so that the applied current value to the shim coil in the axial direction is the calculated Is only during the application of 2DRF.
  • a shim current value Is is calculated using the static magnetic field strength B1 in the local region 1402 as the static magnetic field strength B0 that realizes the overall frequency F0.
  • the shim coil can correct the static magnetic field strength component to the primary component in each axial direction. That is, a current value that matches the overall irradiation frequency F0 and the resonance frequency F calculated from the zeroth-order component of the static magnetic field strength B1 is calculated.
  • FIG. 19 shows an imaging result of the local region 1402.
  • a plurality of measurement points 1901 are set on the circumferences of the upper surface and the lower surface of the local region 1402 having a cylinder shape with a diameter of ⁇ and a thickness of D. It should be noted that a plurality of measurement points 1901 are desirably arranged on the cylinder axis. Preferably, the measurement points 1901 are isotropically arranged in the axial direction.
  • the resonance frequency F calculated from the static magnetic field strength B1 at each measurement point 1901 is projected (Fx, Fy, Fz) in the x-axis, y-axis, and z-axis directions, respectively, and the plotted results are shown in FIG. 20A shows the result of projection in the x-axis direction, FIG. 20B shows the result of projection in the y-axis direction, and FIG. 20C shows the result of projection in the z-axis direction.
  • the horizontal axis represents the position in each axial direction, and the vertical axis represents the resonance frequency F calculated from the static magnetic field strength B1.
  • Each axial projection result is approximated by a linear expression.
  • the shim current value is determined so that these all pass through F0 and have a slope of 0.
  • the shim current value Is calculated by the magnetic field adjustment unit 380 is applied only during the application of 2DRF by the above-described method, and imaging is performed. Other than that, imaging is performed by applying a shim current value Is of 0 or a shim current value that improves static magnetic field inhomogeneity in the entire imaging region.
  • a desired excitation profile can be obtained for 2DRF even when the static magnetic field is not uniform in the local region 1402.
  • the correction order of the static magnetic field inhomogeneity by the shim coil is not limited to the above.
  • the projection results of the static magnetic field strength B1 at each measurement point 1901 in each axial direction can be approximated within a range of orders in which the shim coil in the axial direction can correct the static magnetic field strength.
  • the method of calculating the shim current value that achieves the static magnetic field uniformity is not limited to the above method. Various general techniques can be used.
  • the static magnetic field inhomogeneity may be corrected using the gradient magnetic field by the gradient magnetic field coil 103. That is, control is performed so that the same amount of current as the shim current value Is calculated by the above method is supplied to each gradient coil 103 as an offset only while 2DRF is applied from the gradient magnetic field power supply 106.
  • the static magnetic field inhomogeneity in the local region 1402 can be corrected during 2DRF application even when the MRI apparatus 100 does not include a shim coil.
  • the static frequency of the local region is adjusted so that the resonance frequency of the nuclear magnetization of the local selection region matches the previously determined overall irradiation frequency F0. Since the magnetic field inhomogeneity is corrected, the position and shape of the excitation regions of the first substance and the second substance and the flip angle thereof are accurately set without the spectral distribution acquired from the locally selected region becoming broad. It becomes possible.
  • MRI device 101 subject, 102 magnet, 103 gradient coil, 104 RF coil, 105 RF probe, 106 gradient magnetic field power supply, 107 RF transmitter, 108 signal detector, 109 signal processor, 110 controller, 111 display Unit, 112 operation unit, 113 bed, 201 RF, 202 gradient magnetic field, 211 RF, 212 vibration gradient magnetic field, 213 vibration gradient magnetic field, 320 excitation region setting unit, 330 signal collection unit, 340 irradiation frequency setting unit, 350 UI control unit , 360 Irradiation gain setting unit, 370 Gradient magnetic field setting unit, 380 Magnetic field adjustment unit

Abstract

　共振周波数の異なる物質が混在する領域を、撮像条件に応じて適切に2次元励起することが可能なMRI装置及び2次元励起調整方法を提供する。そのために、第1の共振周波数を有する第1の物質と第2の共振周波数を有する第2の物質とを有して成る被検体の2次元励起領域を2次元励起する際に、2次元励起に係る撮像条件と、第1の共振周波数及び第2の共振周波数と、に基づいて、第1の物質と第2の物質についてそれぞれ所望の領域が2次元励起されるように、2次元励起するための高周波磁場の照射周波数を設定する。

Description

磁気共鳴イメージング装置及び２次元励起調整方法
　本発明は、磁気共鳴イメージング(Magnetic Resonance Imaging；以下、MRI)技術に関し、特に、任意の2次元方向で制約される領域を選択的に励起する2次元励起によるイメージング技術に関する。
　MRI装置は、被検体、特に人体の組織を構成する原子核スピンが発生するNMR信号を計測し、その頭部、腹部、四肢等の形態や機能を2次元的に或いは3次元的に画像化する装置である。撮像においては、NMR信号には、傾斜磁場によって異なる位相エンコードが付与されるとともに周波数エンコードされて、時系列データとして計測される。計測されたNMR信号は、2次元又は3次元フーリエ変換されることにより画像に再構成される。
　通常、MRI装置では高周波磁場(以下、RFという)と傾斜磁場とを用いて、被検体の1次元方向のみ特定し所定の厚みを持った任意の平面状領域を選択的に励起する。これに対して、平面状領域全体ではなく、2方向を特定し、これにより限定される領域内のみを選択的に励起する2次元空間選択励起(spectral-spatial；以下、SS)法がある(例えば、非特許文献1参照。)。SS法では、このような2次元空間選択励起(以下、単純に2次元励起という)を実現するため、励起領域のプロファイルに基づいてRFと傾斜磁場の波形を算出して、求めた2次元励起用のRF(以下、2DRFという)を振動傾斜磁場とともに印加する。
　SS法は、2次元方向に制約して選択した領域の内部だけを励起して信号を得ることができるため、当該領域外からの信号を効果的に抑制できる。このSS法は、例えば、横隔膜の動きを追跡するためのナビゲータエコーシーケンス(以下、ナビエコー)に用いられる(例えば、非特許文献2参照。)。ナビエコーでは、SS法により横隔膜付近を体軸方向にシリンダ型に励起し、この領域から発生するエコー信号からシリンダ型に励起した領域のシリンダ軸方向における横隔膜位置の経時変化を検出して呼吸動をモニタする。
A K-Space Analysis of Small-Tip-Angle Excitation， J． Pauly， D． Nishimura， J． Magn． Reson．， 81， 43－56 (1989) Navigator-Echo-based Real-Time Respiratory Gating and Triggering for Reduction of Respiration Effects in Three-dimensional Coronary MR Angiography， Yi Wang， et al， Radiology， 198， 55－60 (1996) Flow Prep法，IFIR法，IR-IFIS 法の技術と臨床応用, 杉村正義, INNERVISION, Vol.23(9), 43-45 (2008)
　MRIで撮像対象となるのは主に水と脂肪の2種類である。水のプロトンと脂肪のプロトンでは共振周波数が異なる。静磁場強度が1.5[T]のMRI装置では、水と脂肪の共振周波数には224[Hz]の差がある。そのため、RFの照射周波数を水か脂肪の一方の共振周波数に設定した場合、他方の共振周波数とRFの照射周波数は224[Hz]ずれる。以下、核磁化の共振周波数とRFの照射周波数のずれをΔFとする。224[Hz]程度のΔFが励起プロファイルに及ぼす影響は、2DRFの場合では特に大きくなる。例えば、Duration=8[ms]で、k空間の回転数=10、フリップアングル(以下、FA)=90[deg]、直径(以下、φ)=30[mm]のシリンダ型の領域を励起する場合、φが約130[mm]程度の同心円形状に変化し、FAが約45[deg](50%)に変化する。2DRFのφとFAの変化が画像へ及ぼす影響は大きい。
　2DRFを適用する具体例として、胸部撮像における心臓の抑制が挙げられる。例えば、2DRFの照射周波数を水の共振周波数に設定し、心臓だけ抑制することを目的とした場合、心臓の水成分はφ=30[mm]に抑制されるが、脂肪はφ=130[mm]の同心円形状に抑制される。その結果、胸部においては、抑制対象の心臓と撮像対象の胸腺や乳房は位置が近いので、撮像対象の胸腺や乳房の脂肪が抑制され、逆に心臓の脂肪成分が抑制されないことになってしまう。
　そこで本発明の目的は、共振周波数の異なる物質が混在する領域を、撮像条件に応じて適切に2次元励起することが可能なMRI装置及び2次元励起調整方法を提供することである。
　上記目的を達成するために、本発明は、第1の共振周波数を有する第1の物質と第2の共振周波数を有する第2の物質とを有して成る被検体の2次元励起領域を2次元励起する際に、2次元励起に係る撮像条件と、第1の共振周波数及び第2の共振周波数と、に基づいて、第1の物質と第2の物質についてそれぞれ所望の領域が2次元励起されるように、2次元励起するための高周波磁場の照射周波数を設定する。
　具体的には、本発明のMRI装置は、静磁場中に配置された被検体の2次元励起領域を2次元励起するための高周波磁場および傾斜磁場を伴うパルスシーケンスを用いて、2次元励起領域から発生するエコー信号の計測を制御する制御部を備え、被検体は、第1の共振周波数を有する第1の物質と第2の共振周波数を有する第2の物質とを有して成り、制御部は、2次元励起に係る撮像条件と、第1の共振周波数及び第2の共振周波数と、に基づいて、第1の物質と第2の物質についてそれぞれ所望の領域が2次元励起されるように、2次元励起するための高周波磁場の照射周波数を設定する照射周波数設定部を備えていることを特徴とする。
　また、本発明の2次元励起調整方法は、第1の共振周波数を有する第1の物質と第2の共振周波数を有する第2の物質とを有して成る被検体の2次元励起領域を2次元励起する際に、2次元励起に係る撮像条件の入力ステップと、第1の共振周波数及び第2の共振周波数を算出するステップと、2次元励起に係る撮像条件と、第1の共振周波数及び第2の共振周波数と、に基づいて、第1の物質と第2の物質についてそれぞれ所望の領域が2次元励起されるように、2次元励起するための高周波磁場の照射周波数を設定するステップと、を有することを特徴とする。
　本発明のMRI装置及び2次元励起調整方法 によれば、共振周波数の異なる物質が混在する領域を、撮像条件に応じて適切に2次元励起することが可能になる。
本発明に係るMRI装置の一例の機能ブロック図 (a)は従来の励起法によるパルスシーケンス図、(b)は第一の実施形態のSS法のパルスシーケンス図 第1の実施形態の制御部の機能ブロック図 第1の実施形態の照射周波数調整処理のフローチャート 第1の実施形態のUI画面の説明図 第1の実施形態における共鳴周波数のスペクトル分布を示す図 第1の実施形態のΔFとFAとの関係を示すグラフ 第1の実施形態のΔFとφとの関係を示すグラフ 第2の実施形態における共鳴周波数のスペクトル分布を示す図 第3の実施形態の照射周波数調整処理のフローチャート (a)は、従来の水と脂肪の縦磁化の回復曲線を示す図であり、(b)は、第4の実施形態における水と脂肪の縦磁化の回復曲線を示す図 第4の実施形態における共鳴周波数のスペクトル分布と2DRFの照射周波数との関係を示す図 第4の実施形態の照射周波数調整処理のフローチャート 第5の実施形態のUI画面の説明図 (a)は、第5の実施形態の直交3断面励起法で励起される領域の説明図であり、(b)は、同直交断面励起法のパルスシーケンス図 (a)は、第5の実施形態の2D直交1D法で励起される領域の説明図であり、(b)は、同2D直交1D法のパルスシーケンス図 (a)は、第5の実施形態の2Dプリサチュレーション法で励起される領域の説明図であり、(b)は、同2Dプリサチュレーション法のパルスシーケンス図 第6の実施形態の制御部の機能ブロック図 第6の実施形態の局所選択領域の撮像結果の説明図 (a)～(c)は、第6の実施形態の共振周波数の各軸方向への投影結果の説明図
　以下、添付図面に従って本発明のMRI装置及び2次元励起調整方法の好ましい実施形態について詳説する。なお、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け、その繰り返しの説明は省略する。
　最初に、本発明に係るMRI装置の一例の全体概要を図1に基づいて説明する。図1は、本発明に係るMRI装置100の機能ブロック図である。本発明に係るMRI装置100は、磁石102と、傾斜磁場コイル103と、高周波磁場(RF)照射コイル104と、RF受信コイル105と、傾斜磁場電源106と、RF送信部107と、信号検出部108と、信号処理部109と、制御部110と、表示部111と、操作部112と、ベッド113とを備える。
　磁石102は、被検体101の周囲の領域(検査空間)に静磁場を発生する。傾斜磁場コイル103は、X、Y、Zの3方向のコイルで構成され、傾斜磁場電源106からの信号に応じて、それぞれ、検査空間に傾斜磁場を発生する。RF照射コイル104は、RF送信部107からの信号に応じて検査空間にRFを印加(照射)する。RF受信コイル105は、被検体101が発生するエコー信号を検出する。RF受信コイル105で受信したエコー信号は、信号検出部108で検出され、信号処理部109で信号処理され、制御部110に入力される。制御部110は、入力されたエコー信号から画像を再構成し、表示部111に表示する。また、制御部110は、傾斜磁場電源106、RF送信部107、信号検出部108の動作を、予め保持される制御のタイムチャートおよび操作部112を介して操作者から入力された撮像パラメータに従って、制御する。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。ベッド113は被検体101が横たわった状態で検査空間に搬入・搬出を行なうためのものである。
　なお、MRI装置100は、検査空間の静磁場不均一を補正するシムコイルと、シムコイルに電流を供給するシム電源とをさらに備えてもよい。
　現在MRIの撮像対象は、被検体101の主たる構成物質である水や脂肪のプロトンである。プロトン密度の空間分布や、励起されたプロトンの緩和現象の空間分布を画像化することで、人体頭部、腹部、四肢等の形態または、機能を2次元もしくは3次元的に撮像する。
　本発明では、所定の空間領域を選択的に励起するSS(Spectral-Spatial)法を撮像に用いる。ここで、SS法のパルスシーケンスを、従来の励起法のパルスシーケンスと比較して説明する。図2は、本発明に係るSS法によるパルスシーケンスの一例を従来の励起法によるパルスシーケンスと比較して説明するための図である。図2(a)は、従来の励起法によるパルスシーケンスを示し、図2(b)は、本実施形態に用いるSS法によるパルスシーケンスを示す。
　従来法として、z軸方向の位置のみが特定された任意のスライスを選択的に励起する例を示す。また、SS法では、xy平面上の形状のみが特定された任意の柱状領域を選択的に励起する例を示す。ここでは、xy平面上で特定される形状を円とする。また、本明細書のパルスシーケンス図において、RF、Gx，Gy、Gzは、それぞれ、高周波磁場(RF)パルス、x軸方向の傾斜磁場、y軸方向の傾斜磁場、z方向の傾斜磁場の印加のタイミングチャートである。
　図2(a)に示すように、従来法では、RF201の印加時に、z軸方向に一定のスライス選択傾斜磁場(Gz)202を与える。これにより、z軸方向の位置のみ特定された所定の平面状領域(スライス)が選択的に励起される。一方、図2(b)に示すように、SS法では、RF(2DRF)211をx軸方向の振動傾斜磁場(Gx)212およびy軸方向の振動傾斜磁場(Gy)213とともに印加する。これにより、z軸に平行な軸を有するシリンダ形状の領域が選択的に励起される。いずれの手法においても、励起された領域から得られるエコー信号は、位相エンコードが付与され、時系列にサンプリングされ、k空間に配置される。k空間に配置されたエコー信号(データ)にフーリエ変換が施され、画像が取得される。ここで、位相エンコードの数は、通常1枚の画像あたり、128、256、512等の値が択ばれる。また、サンプリング数は、128、256、512、1024といった値が選ばれる。
　次に、本発明に係るMRI装置及び2次元励起調整方法の概要を説明する。本発明は、共振周波数の異なる第1の物質と第2の物質とを有して成る被検体を静磁場中に配置し、所望の2次元励起を行うための高周波磁場(2DRF)および傾斜磁場を伴うパルスシーケンスを用いて、被検体から発生するエコー信号の計測を行う際に、2次元励起に係る撮像条件と、第1の物質の共振周波数と第2の物質の共振周波数と、に基づいて、第1の物質と第2の物質についてそれぞれ所望の領域が2次元励起されるように、高周波磁場を調整し、調整された高周波磁場を被検体に照射して、エコー信号の計測を行う。
　そこで、本発明に係るMRI装置100の制御部110は図3に示す機能ブロックを有して、上記2次元励起用の高周波磁場(2DRF)の調整処理を実現する。つまり、制御部110は、図3に示すように、予め定められたパルスシーケンスにより、操作者により設定された2次元選択領域を励起するよう撮像パラメータを設定する励起領域設定部320と、パルスシーケンスを実行して2次元選択領域からのエコー信号を得る信号収集部330と、2次元選択領域を励起する2DRF用の照射周波数を調整して設定する照射周波数設定部340と、2次元選択領域を設定するためのUI画面の表示部111への表示を制御するUI制御部350と、2次元選択領域を励起する2DRFの照射ゲイン(つまりRFアンプの増幅率)を調整して設定する照射ゲイン設定部360と、2次元選択領域を励起する2DRFと共に印加する傾斜磁場を調整して設定する傾斜磁場設定部370と、を備える。そして、本発明の制御部110は、CPUとメモリと記憶装置とを備え、記憶装置に格納されたプログラムをメモリにロードしてCPUが実行することにより、上記各機能は実現される。
　高周波磁場の調整に際しては、被検体の2次元励起する領域から実際にエコー信号を収集し、その結果を用いて当該領域の2次元励起に好適な2DRFを決定して、その決定した2DRFを被検体に照射する。以後、本処理を高周波磁場調整処理と呼ぶ。なお、高周波磁場調整処理におけるエコー信号の収集時に印加するRFの照射周波数は、従来の手法で決定したもの、すなわち、撮像領域全体から得たエコー信号を元に決定した照射周波数を用いる。
　以下、第1の物質として水のプロトン(以下、単に水ともいう)を、第2の物質として脂肪のプロトン(以下、単に脂肪ともいう)を、例にして本発明に係るMRI装置及び2次元励起調整方法の各実施形態を説明するが、本発明は、水と脂肪に限らず、共振周波数の異なる2以上の物質の場合にも適用できる。
　また、2次元励起する所望の領域としては、図5に示すような2次元シリンダ領域を想定し、その形状を表すパラメータとしてシリンダの直径φ501を指定する。なお、シリンダ領域の長軸方向の長さは任意であり、特に限定しない。また、2次元励起領域のフリップアングルを表すパラメータとしてFA(Flip Angle)を指定する。ただし、本発明に係る2次元励起を行う領域は、2次元シリンダ領域に限定されなく、任意形状の領域が可能である。
　＜＜第1の実施形態＞＞
　次に、本発明に係るMRI装置及び2次元励起調整方法の第1の実施形態を説明する。本実施形態は、水のプロトン(第1の物質)の共振周波数と脂肪のプロトン(第2の物質)の共振周波数の平均値を照射周波数とする高周波磁場を用いて2次元励起を行う。なお、本実施形態では、水の励起領域と脂肪の励起領域は共に同じ位置であって同じ直径φを有する2次元シリンダ領域であり、水の励起領域のフリップアングルと脂肪の励起領域のフリップアングルは共に同じ角度FAとする。以下、本実施形態のMRI装置100の構成と処理手順を説明する。
　最初に、本実施形態の2DRF用の高周波磁場調整処理の処理フローを図4に基づいて説明する。なお、この照射周波数調整処理に先立ち、従来の手法で、撮像領域全体の信号から全体照射周波数F0を決定しておく。
　ステップ401で、UI制御部350は、UI画面を表示部111に表示し、操作者が撮像したい領域、及び/又は、2次元励起領域の位置及び形状とフリップアングルFAの設定入力を受け付ける。操作者は、このUI画面上で、撮像したい領域、及び/又は、2次元励起領域の位置及び形状とフリップアングルFAを設定入力する。UI制御部350は、UI画面を介して撮像領域、及び/又は、2次元励起領域の入力を受け付けると、励起領域設定部320に当該領域を通知する。
　具体的には、UI制御部350は、図5に示すような、2次元励起領域の位置及び形状を設定するためのUI画面500を表示部111に表示する。図5に示すUI画面500には、予め取得した位置決め画像510が表示される。そして、この位置決め画像510上には、2次元励起領域であるシリンダ領域の直径φを設定可能とするハンドル501と、2次元励起領域を任意の角度に設定可能とするハンドル502と、2次元励起領域を任意の位置に設定可能とするハンドル503と、が表示される。操作者はこれらのハンドルを操作して所望のシリンダ領域を設定する。なお、2次元励起領域であるシリンダ領域の直径φとそのフリップアングルFAは、MRI装置が予め保持しておいた固定値としても良い。ただし、本実施形態における2次元励起領域の断面形状は任意に設定可能なので、断面形状は円形に限定されない。
　ステップ402で、ステップ401で設定された2次元励起領域のプリスキャンが行なわれ、その2次元励起領域における共鳴周波数のスペクトル分布が計測される。
　具体的には、励起領域設定部320は、予め定められたパルスシーケンスにより、ステップ401で設定された2次元励起領域を励起するよう撮像パラメータを設定する。このとき、RFの照射周波数には全体照射周波数F0を用いる。次に、信号収集部330は、設定された撮像パラメータで上記パルスシーケンスを実行(プリスキャン)し、2次元励起領域からのエコー信号を得る。その際、位相エンコードやスライスエンコードを付加せずにエコー信号を得る。そして、照射周波数設定部340は、2次元励起領域からのエコー信号を時間方向にフーリエ変換(FT)して、その2次元励起領域における共振周波数(スペクトル)分布を得る。このスペクトル分布の一例を図6に示す。プリキャンによる励起を2次元励起領域に限定して行うことにより、静磁場不均一の影響を排除することもできる。
　ステップ403で、照射周波数設定部340は、ステップ402で作成されたスペクトル分布に基づいて、水と脂肪の共振周波数F0W、F0Fを決定する。
　具体的には、被検体を構成するプロトンの内、撮像で対象となるプロトンは、主に水と脂肪のプロトンであることから、スペクトル分布において、高周波側に存在するピーク601を水のプロトンの共振周波数F0Wとし、低周波側に存在する602を脂肪のプロトンの共振周波数F0Fとする。或いは、水のプロトンの磁気回転比γ[Hz/T]と静磁場強度B0[T]からF0W、F0Fを決定しても良い。例えば、水のプロトンの共振周波数γB0[Hz]に最も近いスペクトル分布のピークをF0Wとする。更に、水のプロトンと脂肪のプロトンとのケミカルシフトαは3.5[ppm]なので、F0W-αγB0[Hz]に最も近いスペクトル分布のピークをF0Fとする。なお、F0W、F0Fの決定は、上記のようにMRI装置が自動で決定しても良いが、照射周波数設定部340が図6のようなスペクトル分布を表示部111に表示して、操作者の設定入力を受け付けても良い。つまり、操作者が、F0W、F0Fを決定しても良い。
　ステップ404で、照射周波数設定部340は、ステップ401で設定された2次元励起領域の励起を行う高周波磁場(2DRF)の照射周波数を算出する。具体的には、照射周波数設定部340は、ステップ403で決定されたF0WとF0Fの平均値F0’を次式で算出し、2DRFの照射周波数に設定する。
F0’=(F0W+F0F)/2　　　　(1)
　ステップ405で、ステップ404で算出された2DRFの照射周波数F0’に基づいて、ステップ401で設定されたシリンダ直径φを有する2次元励起領域がフリップアングルFAで励起されるように、照射ゲイン設定部360は、そのフリップアングルFAとなるような照射ゲインを計算し、傾斜磁場設定部370は、好適な傾斜磁場強度を算出する。
　具体的には、水のプロトンの共振周波数F0Wと2DRFの照射周波数F0’の差をΔFとする。ΔFとフリップアングルFA及びΔFとシリンダ直径φは、それぞれ図7、図8に示すような関係にある。図7、図8の関係は、2DRFの照射時間(Duration)、FA、φ、及びk空間トラジェクトリに依存して決まる。図7、図8に示すように、φとFAの変化は、ΔF=0に対して対称である。F0’はF0WとF0Fの平均値なので、照射周波数F0’と水のプロトンの共振周波数F0Wの差の絶対値、及び、照射周波数F0’と脂肪のプロトンの共振周波数F0Fの差の絶対値は、共に同じ値である|ΔF|となる。
　そこで、図7をΔFに対するフリップアングルFA’の関数FA’(ΔF)、図8をΔFに対するシリンダ直径φ’’の関数φ’(ΔF)とした場合、ΔFが決定されれば、ΔFだけ共振周波数が変化した場合のシリンダ直径φ’とフリップアングルFA’を決定できる。
　2DRFの照射周波数としてF0Wを設定した場合に、2次元励起領域であるシリンダ直径をφとする為に必要な傾斜磁場強度をGW、フリップアングルをFAとする為に必要な照射ゲインをTWとする。そして、2DRFの照射周波数としてF0’を設定した場合に、シリンダ直径をφとするのに必要な傾斜磁場強度GW’及び、フリップアングルをFAとするのに必要な照射ゲインTW’は、次式で計算できる。
GW’= GW＊φ’/φ　　　　(2)
TW’= TW＊ FA/FA’　　　(3)
　そこで、傾斜磁場設定部370は上記(2)式に基づいて傾斜磁場強度GW’を算出し、照射ゲイン設定部360は上記(3)式に基づいて照射ゲインTW’を算出し、それぞれ信号収集部330に算出結果を通知する。
　ステップ406で、信号収集部330は、ステップ404で算出された2DRFの照射周波数をF0’に設定し、ステップ405で算出された照射ゲインTW’及び傾斜磁場強度GW’を設定したパルスシーケンスを用いて所望の領域の撮像を行う。
　特に、ステップ401で設定された2次元励起領域がプリパルスとして励起される場合であれば、プリパルス用の高周波磁場の照射周波数をF0’とした2DRFと、傾斜磁場強度GW’と照射ゲインTW’で、その2次元励起領域に対してプリパルスシーケンスを実行する。これにより、水領域と脂肪領域が共に、実質的に同じ位置と形状で、且つ、実質的に同じフリップアングルで、それぞれ励起されることになる。なお、プリパルスシーケンスに続く本パルスシーケンスにおける高周波磁場の照射周波数には、撮像領域全体の信号から決定した共振周波数F0を設定する。　
　以上までが、本実施形態の処理フローの説明である。
　以上説明したように、本実施形態のMRI装置及び2次元励起調整方法によれば、第1の物質の共振周波数と第2の物質の共振周波数の平均値を照射周波数とする高周波磁場を用いて2次元励起を行う。その際、各物質の共振周波数と実際の照射周波数との差(ΔF)に対応して、各物質の励起領域とフリップアングルとが実質的に同一となるように、照射ゲインと傾斜磁場強度が設定されて、2次元励起が行われる。その結果、共振周波数の異なる複数の物質が混在する被検体の所望の領域を2次元励起する際に、共振周波数の差異に依らずに、各物質の励起領域の位置及び形状とフリップアングルとが実質的に同じ所望の状態で励起されるとこになる。
　＜＜第2の実施形態＞＞
　次に、本発明に係るMRI装置及び2次元励起調整方法の第2の実施形態を説明する。本実施形態は、共振周波数の異なる各物質のスペクトル分布の形状に対応して、2次元励起用の高周波磁場(2DRF)の照射周波数を設定する。
　例えば静磁場不均一の影響により、各物質のスペクトル分布は歪み、そのピーク位置に関して非対称でブロードな分布となる場合がある。このような場合に前述の第1の実施形態のように、各物質の共振周波数の平均値を2DRFの照射周波数とすると、各物質の2次元励起領域の形状(例えばシリンダ直径φ)とフリップアングル(FA)が所望の状態からずれてしまう。このようなずれを軽減するためには、各物質のスペクトル分布の形状に対応して、2DRFの照射周波数を設定する必要がある。そこで、本実施形態は、各物質のスペクトル分布の形状に対応して2DRFの照射周波数を設定する。以下、本実施形態を詳細に説明する。
　各物質のスペクトル分布が非対称でブロードな分布となった場合の一例を図9に示す。図9は、水のプロトンのスペクトル分布と、脂肪のプロトンのスペクトル分布をそれぞれ同じ周波数軸上で示したもので、特に脂肪のプロトンのスペクトル分布が非対称でブロードな分布となっている例である。この場合は、水のプロトンのスペクトル分布はそのピーク位置に関して略対称であるため、重心周波数とピーク周波数は略一致することになる。一方、脂肪のプロトンのスペクトル分布はそのピーク位置に関して非対称であるため、重心周波数とピーク周波数は一致しない。
　そこで、本実施形態は、各物質のスペクトル分布から、その重心周波数を求め、求めた各物質の重心周波数の平均値を2DRFの照射周波数とする。以下、前述の図4に示した第1の実施形態の処理フローに基づいて、本実施形態の処理フローにおける変更箇所のみを説明する。
　本実施形態におけるステップ403では、照射周波数設定部340は、水と脂肪のプロトンの共振周波数F0W、F0Fの決定の際に、各物質のスペクトル分布の重心周波数を算出して、この重心周波数を水と脂肪のプロトンの共振周波数F0W’、F0F’とする。例えば、照射周波数設定部340は、最初に前述の第1の実施形態におけるステップ403の処理と同様にして、水のプロトンのスペクトル分布におけるピーク周波数F0Wと脂肪のプロトンのスペクトル分布におけるピーク周波数F0Fを求める。次に、照射周波数設定部340は、F0WとF0Fを中心とした±100[Hz]程度の範囲におけるスペクトルの重心を求め、それぞれF0W’、F0F’とする。具体的には、周波数fにおけるスペクトルの強度をSI(f)とした場合、以下の等式が成り立つF0W’、F0F’である。
Figure JPOXMLDOC01-appb-I000001
　
Figure JPOXMLDOC01-appb-I000002
　図9の例では、901の水のプロトンのスペクトル分布が実質的に対称な分布であり、902の脂肪のプロトンのスペクトル分布が非対称なブロードであるので、F0WとF0W’とは実質的に同一となるが、F0FとF0F’ は異なる値となる。
　本実施形態におけるステップ404では、照射周波数設定部340は、F0W’とF0F’の平均値(F0’’)を、ステップ401で設定された2次元励起領域の励起に好適な高周波磁場(2DRF)の照射周波数とする。即ち、
F0’’＝(F0W’＋F0F’)/2　　　(6)
となる。
　以降の各ステップでは、図9に示す様に、F0’’とF0F’又はF0Wとの差をΔFとすることにより、同様の処理となるので、詳細な説明は省略する。
　以上説明したように、本実施形態のMRI装置及び2次元励起調整方法によれば、各物質の共振周波数の分布がそのピーク位置に関して非対称でブロードな分布となるような場合であっても、各物質のスペクトル分布の形状に対応して2DRFの照射周波数を設定するので、前述の第1の実施形態の効果と同様に、共振周波数の異なる複数の物質が混在する被検体の所望の領域を2次元励起する際に、静磁場不均一によりスペクトル分布が非対称でブロードな分布になっても、共振周波数の差異に依らずに、各物質の励起領域とフリップアングルとが実質的に同じ所望の状態で励起されるとこになる。
　＜＜第3の実施形態＞＞
　次に、本発明に係るMRI装置及び2次元励起調整方法の第3の実施形態を説明する。本実施形態は、各物質の共振周波数と2次元励起用の高周波磁場の照射周波数との差(ΔF)に応じて定まる、2次元励起領域の形状を規定するパラメータ(例えばシリンダ直径φ)やその領域のフリップアングルについての制限値を求めて、求めた制限値の範囲内で高周波磁場調整を行い、所望の2次元励起を行なう。以下、前述の各実施形態と同様に、2次元シリンダ領域を励起する場合を例にして本実施形態を説明する。
　通常、設定可能なシリンダ領域の最小直径φminと最大フリップアングルFAMAXは、MRI装置が出力できる最大照射ゲインと最大傾斜磁場強度から、予め計算することが可能である。しかし、前述の第1の実施形態と第2の実施形態では、各物質の共振周波数と2次元励起用の高周波磁場(2DRF)の照射周波数との差(ΔF)の決定後に照射ゲインと傾斜磁場強度が決定されるので、予めφminとFAMAXを決定し、この制限値の範囲内で高周波磁場調整を行い、所望の2次元励起を行なうことができない。
　そこで、本実施形態では、ΔFを決定した後に、φminとFAMAXの値を計算により求め、実際に励起するシリンダ領域の直径φとフリップアングルFAとが、これらの求めた制限値の範囲内となるようにする。以下、図10に示す本実施形態の処理フローに基づいて、本実施形態を詳細に説明する。
　ステップ1001で、操作者は表示部111に表示されたパルスシーケンス選択UIを介して、所望のパルスシーケンスを選択する。
　ステップ1002で、照射周波数設定部340は、前述の図4におけるステップ401～403を同様の処理を行い、水のプロトンの共振周波数F0Wと、脂肪のプロトンの共振周波数F0Fと、を決定する。なお、ステップ401に相当する、2次元シリンダ領域の直径(φ)とFAの操作者による指定は、各共鳴周波数を求めるための暫定的な設定となる。
　ステップ1003で、照射周波数設定部340は、前述の図4におけるステップ404、405を同様の処理を行い、水のプロトンの共振周波数F0Wと2DRFの照射周波数F0’との差(ΔF)を決定する。
　ステップ1004で、励起領域設定部320と、照射ゲイン設定部360は、それぞれMRI装置が出力できる最大照射ゲインと最大傾斜磁場強度に基づいて、励起可能なシリンダ領域の最小直径φminと最大フリップアングルFAMAXを求める。
　ステップ1005で、励起領域設定部320と、照射ゲイン設定部360は、2DRFの照射周波数をΔFシフトさせた場合のシリンダ領域の最小直径φ’minと最大フリップアングルFA’MAXとを以下の関係式を用いて求める。そして、求めた結果を、UI制御部350に通知する。
FA’MAX = FAMAX ＊ FA’(ΔF) / FA’(0)　　　(7)
φ’min =φmin ＊ φ’(ΔF) /φ’(0)　　　　(8)
　ここで、FA’(ΔF)とφ’(ΔF)は、それぞれ図7、図8に示すグラフを表す関数である。　
　ステップ1006で、UI制御部350は、ステップ1005で求められたシリンダ領域の最小直径φ’minと最大フリップアングルFA’MAXとを、前述のステップ401におけるUI画面に、操作者が入力設定可能な範囲を示す上での制限値として表示する。つまり、前述の第1の実施形態における図4に示す処理フローのステップ401において、操作者によるシリンダ直径φの設定入力がφ’min以上となるように、フリップアングルFAの設定入力がFA’MAX以下となるように、UI制御部350はシリンダ直径とフリップアングルの入力設定を制御する。また、ステップ1001で設定されたパルスシーケンスにおいて、FA’MAXやφ’minを設定した場合にdB/dtやSARが限界値を超える場合は、限界値を超えないFAとφを操作者に示す。
　以降は、前述の第1の実施形態における図4に示す処理フローのステップ402以降と同様の処理を行うことになるので、詳細な説明は省略する。　
　以上までが、本実施形態の処理フローの説明である。
　以上説明したように、本実施形態のMRI装置及び2次元励起調整方法によれば、操作者は、設定可能な2次元励起領域の最小形状及び最大フリップアングルを、2次元励起領域の形状範囲及びフリップアングルの設定前に事前に知ることができるので、或いは、これら制限値の範囲を超えて2次元励起領域の形状範囲及びフリップアングルを設定することができなくなるので、操作者は無駄なく適切に、2次元励起領域の形状及びフリップアングルを設定することができるようになる。
　＜＜第4の実施形態＞＞
　次に、本発明に係るMRI装置及び2次元励起調整方法の第4の実施形態を説明する。前述の各実施形態では、励起領域の形状とフリップアングルが第1の物質と第2の物質とで、実質的に同一となるように、2次元励起用の高周波磁場(2DRF)の照射周波数、照射ゲイン、及び傾斜磁場強度を設定した。これに対して、本実施形態は、撮像目的に応じて、励起領域の形状とフリップアングルの少なくとも一方が、第1の物質と第2の物質とで、異なるよう2DRFの照射周波数、照射ゲイン、及び傾斜磁場強度を設定する。例えば、2DRFの照射周波数を第1の物質と第2の物質の共振周波数の中間値(平均値でない)とする。以下、血液を磁気的にラベル化するArterial Spin Labeling(以下、ASL)法の一種であるIFIR法を例にして、1の物質と第2の物質とで主にフリップアングルを異ならせる場合を説明する。
　IFIR法では、動脈血流入部に対してスライス選択的に第1の反転パルスを印加し、続いてスライス非選択で第2の反転パルスを印加することで動脈の流入血は強制縦緩和され、背景組織や静脈血は反転される。第2の反転パルスから水のエコー信号が実質的にゼロになるまでの時間であるNull Time後にエコー信号を取得することで動脈血のみの画像が得られる。詳細は非特許文献3に記載されている。
　図11に、水と脂肪の各縦磁化が反転された直後から縦緩和していく時間変化の様子を示す。図11(a)は、水と脂肪を同じ角度に励起した場合のそれぞれの縦磁化の緩和の様子を示す。図11(b)は、本実施形態の水と脂肪を異なる角度に励起した場合のそれぞれの縦磁化の緩和の様子を示す。縦緩和の時定数であるT1は、脂肪のT1が水のT1より小さいため、脂肪の縦磁化の緩和が水の縦磁化の緩和よりも早い。そのため、縦緩和により縦磁化の大きさがゼロとなって、検出されるエコー信号が実質的にゼロとなるNull Timeは、脂肪の方が水よりも早くなる。そして、水のNull Time時には、脂肪の縦磁化が大きく回復して脂肪からのエコー信号が検出されることになる。IFIR法では、図11(a)に示す様に、水信号のNull Time1101でエコー信号を計測するため、脂肪信号が抑制されず(図11(a))、第2の反転パルスに先んじて脂肪抑制パルスを印加する必要がある。
　そこで、本実施形態では、図11(b)に示す様に、水のフリップアングルFAWと脂肪のフリップアングルFAFを異ならせて、水のNull Timeと脂肪のNull Timeが同一の1103になる水のFAWと脂肪のFAFを最適なフリップアングルとし、水と脂肪をこれらのフリップアングルにする第2の反転パルスを用いる。なお、第1の反転パルスのフリップアングルの変更の必要はない。この場合、水と脂肪のシリンダ直径φも異なるがどちらも撮像視野(FOV)に対して十分大きくする必要がある。φがFOVに対して十分に大きい場合、FOVには2DRFの励起プロファイルのプラトー部分(励起プロファイルの平らな部分)が印加されるので、水と脂肪のシリンダ直径φの差が無視でき、非選択のIRパルスとして扱うことができる。好適には、脂肪のFAFを180[deg]とした場合に、脂肪のNull Timeは160～180[ms]となるので、水のNull Timeが160～180[ms]になる水のFAを最適FAWとする。これにより、水と脂肪のエコー信号が同時に抑制されるので脂肪抑制パルスを別途印加する必要が無くなり、撮像時間の短縮が可能になる。
　撮像目的に応じて、水と脂肪を異なるフリップアングルにする場合、まず目的とする脂肪のFAFに対する水のFAWの割合を求め、高周波磁場波形により決定する関数FA’(ΔF)から、2DRFの照射周波数F0’を求める。本実施形態における照射周波数設定部340が行う、2DRFの照射周波数F0’の計算方法について、図12に示す共振周波数のスペクトル分布と2DRFの照射周波数F0’との関係と、図13に示す処理フローとを用いて以下に説明する。
　ステップ1301で、前述の第1の実施形態又は第2の実施形態と同様に、水と脂肪のプロトンの共振周波数をF0W、F0Fが決定される。即ち、図4に示す第1の実施形態の処理フローにおけるステップ401～403を実施して水と脂肪のプロトンの共振周波数をF0W、F0Fを決定する。その際、シリンダ領域を指定することなく、FOV全体をプリスキャンして取得したエコー信号を用いる。照射ゲイン設定部360は、それらの周波数差を下式によりFCとする。
FC = F0W - F0F　　　(9)
　ステップ1302で、照射ゲイン設定部360は、水と脂肪のフリップアングルを設定する。例えば、前述のIFIR法の場合の様に、双方のNull Timeが一致するように、水のフリップアングルを脂肪のフリップアングルより少なく設定する。なお、目的とする水と脂肪のフリップアングルは、UI制御部350が表示するUI画面を介して操作者が入力してもよいし、MRI装置が内部で保持してもよい。
　目的とする脂肪のフリップアングルをFAF、水のフリップアングルをFAWとし、脂肪に対する水のフリップアングルの割合を下式(10)によりβとする。
β= FAW / FAF　　　(10)
　ステップ1303で、照射ゲイン設定部360は、(10)式を実現する2DRFの照射周波数F0’を計算する。具体的には、次の通りである。即ち、水と脂肪のフリップアングルFAW、FAFは、関数FA’(ΔF)から、下式で算出できる。
FAW= FA’(ΔFW )
FAF = FA’(ΔFF )
　上式を式(10)に代入すると、式(10A)が得られる。
β= FA’(ΔFW ) / FA’(ΔFF )　　　(10A)
　ここで、2DRFの照射周波数F0’と水及び脂肪のプロトンの共振周波数の差をそれぞれΔFW、ΔFFとする。具体的には式(11)で定義する。
ΔFW= F0W - F0’　　　(11-1)
ΔFF= F0’ - F0F　　　(11-2)
　従って、ΔFWとΔFFは、以下の関係にある。
ΔFW + ΔFF = FC 　　　　　　　　(12)
　式(12)を(10A)に代入すると、ΔFFの式として(10B)が得られる。
β= FA’(FC-ΔFF ) / FA’(ΔFF )　　(10B)
　関数(10B)の解が複数ある場合、正の値の最小値をΔFFとして式(11-2)から2DRFの照射周波数F0’を計算する。この場合、照射周波数F0’は、水と脂肪のプロトンの共振周波数F0W、F0Fの平均値でなく中間値となる。図12の例では脂肪寄りの中間値となる。また、ΔFが最小になるので、結果として照射ゲインTWを最小にすることができる。
　なお、βや関数FA’(ΔF)により、(10B)の解が無い可能性もある。何故なら、関数FA’(ΔF) は高周波磁場波形により決定するが、高周波磁場波形に関らずFA’(ΔF)の最小値はFA’(0)/2である。つまり、βの最小値は1/2となるのでβの値域が制限されているためである。解がない場合は、照射周波数設定部340はその旨をUI制御部350に通知し、UI制御部350は、フリップアングルの設定値が不可であるサジェスチョンを操作者に示してもよいし、ΔFWとΔFF が決定した段階で、解が得られるβ値等を操作者が設定可能な値の制限値としても良い。
　ステップ1304で、照射ゲイン設定部360は、照射ゲインTWを、前述の第1の実施形態のステップ405において、FA’= FA’(ΔFF)として同様に求めることにより、目的とするフリップアングルFA’を実現できる。
　以上までが、照射周波数設定部340が行う、2DRFの照射周波数F0’の計算方法の処理フローの説明である。このようにして求められた2DRFの照射周波数F0’を用いて目的とする撮像を行なう。
　以上説明したように、本実施形態のMRI装置及び2次元励起調整方法によれば、撮像目的に応じて、シリンダ直径φとフリップアングルFAの少なくとも一方を、第1の物質の領域と第2の物質の領域とで、異なるように設定するので、所望の撮像目的に適合する画像を取得することが可能になる。
　＜＜第5の実施形態＞＞
　次に、本発明に係るMRI装置及び2次元励起調整方法の第5の実施形態を説明する。本実施形態では、静磁場不均一がある静磁場空間内に配置された被検体が含む第1の物質と第2の物質の共振周波数が、その静磁場不均一によってシフトする場合において、静磁場不均一に対応して2次元励起用高周波磁場(2DRF)の照射周波数を設定する。
　撮像面内には、空間的な静磁場不均一が存在する。この静磁場不均一により撮像面内には撮像対象物質の共振周波数が100～数10[Hz]程度分散することになる。その為、前述の第1の実施形態～第4の実施形態における共振周波数のスペクトル分布を撮像面全体から取得した場合、共振周波数の分散を含んだスペクトル分布となる。その結果、スペクトル分布から決定した2DRFの照射周波数が、目的とする2次元励起領域の共振周波数と異なる可能性がある。
　そこで、本実施形態では、静磁場不均一の影響を受けないように、スペクトル分布を取得する領域を、静磁場が実質的に一定とみなせるような局所領域に限定する。例えば、2次元励起領域として図5に示すシリンダ領域を励起する場合に、図14に示す様に、励起するシリンダ領域1401内の一部である局所領域1402を励起して、その局所領域1402からのエコー信号を用いてスペクトル分布を取得する。
　最初に、局所領域1402の設定について図14に基づいて説明する。UI画面500には、予め取得した位置決め画像510が表示される。操作者は、この位置決め画像510上で、2次元励起領域1401と局所領域1402とを設定する。ここで、2次元励起領域1401は、SS法で励起するシリンダ型の領域であり、局所領域1402は、2次元励起領域の中の、特に着目する領域である。ここでは、一例として、2次元励起領域1401と同軸で断面の半径が同じシリンダ形状とする。
　なお、2次元励起領域1401と局所領域1402とはいずれの入力を先に受け付けるよう構成してもよい。例えば、2次元励起領域1401を先に受け付ける場合、2次元励起領域1401は図中矢印で示すように任意の位置と角度とで設定可能とし、その後、局所領域1402は、図中矢印で示すように2次元励起領域1401として設定されたシリンダに沿った領域内で、シリンダの円筒軸方向にスライド可能とする。局所領域1402を先に受け付ける場合、2次元励起領域1401は、設定された局所領域1402と同軸の円筒として受け付ける。
　また、図14では、2次元励起領域1401および局所領域1402をともにシリンダ(円柱形状)とし、それらの断面形状を円形としているが、これに限られない。これらの断面形状は、任意に設定可能である。
　次に、局所領域1402からのエコー信号を収集する方法について説明する。
　局所領域1402からのエコー信号を収集する第1の方法は、直交3断面励起法を用いる。図15に基づいて直交3断面励起法を詳細に説明する。図15(a)は、直交3断面が交差する共通部分であって励起される局所領域を示し、図15(b)は、直交3断面励起法に用いるパルスシーケンスを示す。直交3断面励起法では、直交する3断面の交差する直方体の領域(交差領域)1524が励起される。ここでは、シリンダ状の局所領域1402が内接するよう交差領域1524を励起する。このような領域を励起するため、事前に計測した共振周波数を照射周波数F0として、図15(b)に示すように、90度パルス1511とともにx軸方向(Gx)に第一の傾斜磁場1512を印加し、x軸方向の所定の断面(第一の断面)1521を励起する。90度パルス1511の印加からエコータイム(TE)/4時間後に、第一の180度パルス1513とともにy軸方向(Gy)に第二の傾斜磁場1514を印加し、これにより特定されるy軸方向の断面(第二の断面)1522と第一の断面1521とが交差する領域の核磁化を励起する。第一の180度パルス1513の印加からTE/2時間後に、第二の180度パルス1515とともにz軸方向(Gz)に第三の傾斜磁場1516を印加し、これにより特定されるz軸方向の断面(第三の断面)1523と第一の断面1521と第二の断面1522とが交差する領域1524の核磁化を励起する。そして、第二の180度パルス1515の印加からTE/4時間後のタイミングで、発生するエコー信号1517を収集する。なお、上記パルスシーケンスにおいて、傾斜磁場を印加する印加軸の順は問わない。
　局所領域1402からのエコー信号を収集する第2の方法は、2次元励起法を用いる。図16に基づいて2次元励起法を詳細に説明する。2次元励起法は、図16は、2次元励起と、この2次元励起により励起されるシリンダ状領域の軸に直交する1断面の励起と、を組み合わせる場合(2D直交1D法)の励起領域およびパルスシーケンスを説明するための図である。図16(a)は、2D直交1D法により励起される領域を説明するための図であり、図16(b)は、2D直交1D法のパルスシーケンス図である。なお、図16(a)では、説明のため、断面およびシリンダ領域を透明なものとして示す。
　2D直交1D法では、まず、90度パルス(2DRF)1531とともにx軸方向(Gx)に第一の振動傾斜磁場1532とy軸方向(Gy)に第二の振動傾斜磁場1533とを印加し、シリンダ状領域1541を励起する。90度パルス(2DRF)1531の印加からTE/2時間後に、180度パルス1534とともにz軸方向(Gz)に傾斜磁場1535を印加し、断面1542とシリンダ状領域1541との交差領域1543の核磁化の位相を戻す。そして、180度パルス1534の印加からTE/2時間後のタイミングで、発生するエコー信号1536を収集する。得られたエコー信号1536への処理、2DRFの照射周波数F0’の算出手法は、前述の各実施形態と同様である。
　ここでは、交差領域1543が、局所領域1402に合致するよう、撮像パラメータを設定する。また、上記パルスシーケンスの90度パルス1531に用いる照射周波数は、予め従来の手法で決定した全体照射周波数F0である。
　局所領域1402からのエコー信号を収集する第3の方法は、プリサチュレーション法を用いる。図17を用いてプリサチュレーション法を詳細に説明する。プリサチュレーション法は、2次元励起とプリサチュレーションパルスとを組み合わせて、この2次元励起により励起されるシリンダ状領域における局所領域1402外の領域からのエコー信号を抑制する。図17(a)は、2Dプリサチュレーション法により励起される領域を説明するための図であり、x軸方向から見た図である。図17(b)は、2Dプリサチュレーション法のパルスシーケンス図である。
　2Dプリサチュレーション法では、まず、第一のプリサチュレーションパルス1551とともにz軸方向(Gz)に第一の傾斜磁場1552を印加し、第一の領域1562内の磁化を消失させる。また、第二のプリサチュレーションパルス1553とともにz軸方向(Gz)に第二の傾斜磁場1554を印加し、第二の領域1563内の磁化を消失させる。第一の領域1562、第二の領域1563のいずれの領域内の磁化を先に消失させてもよい。その後、90度パルス(2DRF)1555とともにx軸方向(Gx)に第一の振動傾斜磁場1556とy軸方向(Gy)に第二の振動傾斜磁場1557とを印加し、シリンダ状領域1561内の第一の領域1562および第二領域1563外の領域(非交差領域)1567を励起する。そして、90度パルス(2DRF)1555の印加からTE時間後のタイミングで発生するエコー信号を収集する。得られたエコー信号への処理、2DRFの照射周波数F0’の算出手法は、前述の各実施形態と同様である。
　ここでは、非交差領域1567が、局所領域1402に合致するよう、撮像パラメータを設定する。また、上記パルスシーケンスの90度パルス1555に用いる照射周波数は、予め従来の手法で決定した全体照射周波数F0である。
　以上までが局所領域からのエコー信号を収集する方法の説明である。信号収集部330は、上記いずれかの方法を実行し、エンコード無しでエコー信号を収集する。そして、収集した信号を時間方向にフーリエ変換する。フーリエ変換した結果として、局所領域1402におけるスペクトル分布を得る。以降は、前述の各実施形態と同様の処理を行い、2DRF用の照射周波数F0’及び照射ゲインTW’と傾斜磁場強度GW’を求める。
　以上説明したように、本実施形態のMRI装置及び2次元励起調整方法によれば、静磁場不均一の影響を受けないように、静磁場が実質的に一定とみなせるような局所領域からスペクトル分布を取得するので、静磁場不均一によって共振周波数がシフトする場合においても、静磁場不均一に対応して2DRFの照射周波数を適切に設定することができるようになる。その結果、第1の物質と第2の物質の励起領域の位置及び形状とそのフリップアングルとを正確に設定することが可能になる。
　＜＜第6の実施形態＞＞
　次に、本発明に係るMRI装置及び2次元励起調整方法の第6の実施形態を説明する。前述の第5の実施形態では、静磁場不均一によるスペクトル分布の分散を排除するため、局所領域のスペクトル分布を取得し、その局所領域の静磁場強度に対応して2次元励起用の高周波磁場(2DRF)の照射周波数を求めた。これに対して、本実施形態は、その局所領域の静磁場不均一を補正して、当該領域の核磁化の共振周波数が予め求めた全体照射周波数F0に合致するよう静磁場を調整する。以下、本実施形態における局所領域の静磁場不均一分布の補正方法について詳細に説明する。
　図18は、本実施形態の制御部110の機能ブロック図である。本実施形態の機能を実現するため、本実施形態は、局所領域の磁場を調整する磁場調整部380を更に備える。以下、本実施形態について、前述の第5の実施形態と異なる、磁場調整部380による磁場調整処理について説明する。他の構成、他の処理は、前述の第5の実施形態と同様である。
　本実施形態の磁場調整部380は、局所領域1402における核磁化の共振周波数を全体共振周波数F0に合致させるため、当該領域の静磁場不均一を改善する。具体的には、第5の実施形態同様の手法で信号収集部330が得たボリュームデータまたはシム画像から、局所領域1402の静磁場不均一を是正するシム電流値Isを従来の手法で算出する。なお、シム電流は、計測(スキャン)中に電流値を切り替え可能な軸のみ計算する。そして、磁場調整部380は、2DRF印加中のみ、当該軸方向のシムコイルへの印加電流値を、算出したIsとするようシム電源を制御する。
　図19および図20を用い、磁場調整部380による磁場調整処理を説明する。本実施形態の磁場調整処理では、局所領域1402内の静磁場強度B1を、全体周波数F0を実現する静磁場強度B0とするシム電流値Isを算出する。ここでは、局所領域1402が、シリンダ形状で、その軸方向が、検査空間のz軸方向に一致する場合を例にあげて説明する。また、シムコイルは、各軸方向に静磁場強度成分をそれぞれ1次成分まで補正可能とする。すなわち、全体照射周波数F0と静磁場強度B1の0次成分から算出される共振周波数Fとを一致させる電流値を算出する。
　図19は、局所領域1402の撮像結果である。直径がφで厚みがDのシリンダ形状を有する局所領域1402の、上面および下面の円周上に複数の計測点1901を設定する。なお、複数の計測点1901は、このシリンダの軸に対象に配置することが望ましい。好適には、計測点1901は軸断方向へ等方的に配置する。
　各計測点1901の静磁場強度B1から算出される共振周波数Fを、それぞれ、x軸、y軸、z軸方向に投影(Fx、Fy、Fz)し、プロットした結果を図20に示す。なお、図20(a)は、x軸方向、図20(b)は、y軸方向、図20(c)は、z軸方向に投影した結果である。それぞれ、横軸が各軸方向の位置、縦軸が静磁場強度B1から算出される共振周波数Fである。
　各軸方向の投影結果を、それぞれ1次式で近似する。ここでは、x軸方向の投影結果の近似式2001を、Fx＝αxx＋βx、y軸方向の投影結果の近似式2002を、Fy＝αyx＋βy、z軸方向の投影結果の近似式2003を、Fz＝αzx＋βxとする。これらが、全て、F0を通り、傾き0となるよう、シム電流値を決定する。すなわち、シム電流値Isは、算出される共振周波数F’のx軸成分、y軸成分、z軸成分それぞれの近似式がF’x＝－αxx－βx＋F0、Fy＝－αyx－βy＋F0、Fz＝－αzx－βx＋F0となる傾斜磁場強度を実現する値である。
　本実施形態では、上述の手法で、磁場調整部380が算出したシム電流値Isを、2DRF印加中のみ印加し、撮像を行う。それ以外は、シム電流値Isを0または撮像領域全体の静磁場不均一を改善するシム電流値を適用し、撮像を行う。これにより、本実施形態によれば、局所領域1402内に静磁場の不均一がある場合であっても、2DRFに関し、所望の励起プロファイルを得ることができる。
　なお、シムコイルによる静磁場不均一の補正次数は、上記に限らない。各計測点1901の静磁場強度B1の各軸方向への投影結果を、当該軸方向のシムコイルが静磁場強度を補正可能な次数の範囲で近似可能である。また、静磁場均一度を達成するシム電流値の算出手法は上記手法に限られない。一般的な各種の手法を用いることができる。
　また、静磁場不均一の補正対象次数が1次である場合は、傾斜磁場コイル103による傾斜磁場を用いて静磁場不均一を補正してもよい。すなわち、上記手法で算出したシム電流値Isと同量の電流を、傾斜磁場電源106から2DRF印加中のみ、オフセットとして各傾斜磁場コイル103に供給するよう制御する。静磁場不均一の補正を傾斜磁場コイル103を用いて行うことにより、MRI装置100がシムコイルを備えていない場合でも、2DRF印加中に、局所領域1402の静磁場不均一を補正できる。
　局所領域1402の静磁場不均一を補正しして所定の静磁場強度に調整した状態で、局所領域1402からエコー信号を計測し、計測したエコー信号からスペクトル分布を求め、求めたスペクトル分布に基づいて2DRF用の照射周波数F0’及び照射ゲインTW’と傾斜磁場強度GW’を決定する処理は、前述の第5の実施形態と同様なので詳細な説明は省略する。
　以上説明したように、本実施形態のMRI装置及び2次元励起調整方法によれば、局所選択領域の核磁化の共振周波数が予め求めた全体照射周波数F0に合致するように、当該局所領域の静磁場不均一を補正するので、局所選択領域から取得されるスペクトル分布がブロードにならずに、第1の物質と第2の物質の励起領域の位置及び形状とそのフリップアングルとを正確に設定することが可能になる。
　100　MRI装置、101　被検体、102　磁石、103　傾斜磁場コイル、104　RFコイル、105　RFプローブ、106　傾斜磁場電源、107　RF送信部、108　信号検出部、109　信号処理部、110　制御部、111　表示部、112　操作部、113　ベッド、201　RF、202　傾斜磁場、211　RF、212　振動傾斜磁場、213　振動傾斜磁場、320　励起領域設定部、330　信号収集部、340　照射周波数設定部、350　UI制御部、360　照射ゲイン設定部、370　傾斜磁場設定部部、380　磁場調整部

Claims (19)

  1. 　静磁場中に配置された被検体の2次元励起領域を2次元励起するための高周波磁場および傾斜磁場を伴うパルスシーケンスを用いて、前記2次元励起領域から発生するエコー信号の計測を制御する制御部を備えた磁気共鳴イメージング装置であって、
    　前記被検体は、第1の共振周波数を有する第1の物質と第2の共振周波数を有する第2の物質とを有して成り、
    　前記制御部は、前記2次元励起に係る撮像条件と、前記第1の共振周波数及び前記第2の共振周波数と、に基づいて、前記第1の物質と前記第2の物質についてそれぞれ所望の領域が2次元励起されるように、前記高周波磁場の照射周波数を設定する照射周波数設定部を備えてい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の磁気共鳴イメージング装置であって、
    　前記制御部は、前記2次元励起領域の励起角度と、前記照射周波数と前記第1の共振周波数との周波数差と、に基づいて、前記高周波磁場の照射ゲインを設定する照射ゲイン設定部を備えてい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2の磁気共鳴イメージング装置であって、
    　前記照射ゲイン設定部は、前記照射周波数と第1の共振周波数との周波数差と、励起角度との関係を表す、関数又はデータに基づいて、前記高周波磁場の照射ゲインを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の磁気共鳴イメージング装置であって、
    前記制御部は、前記2次元励起領域の形状を表すパラメータの値と、前記照射周波数と前記第1の共振周波数との周波数差と、に基づいて、前記傾斜磁場の強度を設定する傾斜磁場設定部を備えてい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4の磁気共鳴イメージング装置であって、
    　前記傾斜磁場設定部は、前記照射周波数と第1の共振周波数との周波数差と、前記2次元励起領域の形状を表すパラメータの値との関係を表す、関数又はデータに基づいて、前記傾斜磁場の強度を設定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4の磁気共鳴イメージング装置であって、
    　前記制御部は、前記2次元励起領域の設定するための入力に応じて、該2次元励起領域の形状を表すパラメータの値を設定する励起領域設定部を備えてい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の磁気共鳴イメージング装置であって、
    　前記制御部は、予め決定された初期照射周波数の高周波磁場を用いて前記2次元励起領域からエコー信号を取得する信号収集部と、を備え、
    　前記照射周波数設定部は、前記初期照射周波数の高周波磁場を用いて2次元励起領域から取得したエコー信号に基づいて、前記第1の共振周波数と前記第2の共振周波数と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7の磁気共鳴イメージング装置であって、
    　前記照射周波数設定部は、前記初期照射周波数の高周波磁場を用いて2次元励起領域から取得したエコー信号をフーリエ変換して得た、各物質の共振周波数のスペクトル分布に基づいて、前記第1の共振周波数と前記第2の共振周波数と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の磁気共鳴イメージング装置であって、
    　前記照射周波数設定部は、前記第1の共振周波数と前記第2の共振周波数の平均値を前記照射周波数として設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8の磁気共鳴イメージング装置であって、
    　前記照射周波数設定部は、前記各物質の共振周波数のスペクトル分布の形状に応じて、前記第1の共振周波数と前記第2の共振周波数と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6の磁気共鳴イメージング装置であって、
    　前記励起領域設定部は、前記2次元励起領域の形状を表すパラメータの値についての所定の最小値と、前記照射周波数と第1の共振周波数との周波数差と、に基づいて、前記2次元励起領域の形状を表すパラメータの値の設定可能な最小値を求め、
    　前記最小値を表示する表示部を備えていることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  12. 　請求項3の磁気共鳴イメージング装置であって、
    　前記照射ゲイン設定部は、前記2次元励起領域の励起角度についての所定の最大値と、前記照射周波数と第1の共振周波数との周波数差と、に基づいて、前記2次元励起領域の励起角度についての設定可能な最大値を求め、
    　前記最大値を表示する表示部を備えていることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  13. 　請求項1の磁気共鳴イメージング装置であって、
    　前記照射周波数設定部は、前記第1の物質の励起角度と前記第2の物質の励起角度とが異なるように、前記第1の共振周波数と前記第2の共振周波数の中間値を前記照射周波数として設定することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  14. 　請求項7の磁気共鳴イメージング装置であって、
    　前記照射周波数設定部は、前記2次元励起領域内の局所領域から取得したエコー信号に基づいて、記第1の共振周波数と前記第2の共振周波数と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。
  15. 　請求項14の磁気共鳴イメージング装置であって、
    　前記制御部は、前記局所領域の静磁場強度を所定の値に調整する磁場調整部を備え、
    　前記照射周波数設定部は、前記局所領域の静磁場強度が所定の値に調整された状態で取得されたエコー信号に基づいて、前記照射周波数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。
  16. 　静磁場中に配置された被検体の2次元励起領域を2次元励起するための高周波磁場および傾斜磁場を伴うパルスシーケンスを用いて、前記2次元励起領域から発生するエコー信号の計測を制御する磁気共鳴イメージング装置における2次元励起調整方法であって、
    　前記被検体が、第1の共振周波数を有する第1の物質と第2の共振周波数を有する第2の物質とを有して成り、
    　前記2次元励起に係る撮像条件の入力ステップと、
    　前記第1の共振周波数及び前記第2の共振周波数を算出するステップと、
    　前記2次元励起に係る撮像条件と、前記第1の共振周波数及び前記第2の共振周波数と、に基づいて、前記第1の物質と前記第2の物質についてそれぞれ所望の領域が2次元励起されるように、前記高周波磁場の照射周波数を設定するステップと、
    　を有することを特徴とする2次元励起調整方法。
  17. 　請求項16記載の2次元励起調整方法において、
    　前記2次元励起領域の励起角度と、前記照射周波数と前記第1の共振周波数との周波数差と、に基づいて、前記高周波磁場の照射ゲインを設定するステップをさらに有することを特徴とする2次元励起調整方法。
  18. 　請求項16記載の2次元励起調整方法において、
    　前記2次元励起領域の形状を表すパラメータの値と、前記照射周波数と前記第1の共振周波数との周波数差と、に基づいて、前記傾斜磁場の強度を設定するステップをさらに有することを特徴とする2次元励起調整方法。
  19. 　請求項16記載の2次元励起調整方法において、
    　前記第1の共振周波数及び第2の共振周波数を算出するステップは、
    　予め決定された初期照射周波数の高周波磁場を用いて前記2次元励起領域からエコー信号を取得するステップと、
    　前記エコー信号を用いて、前記第1の共振周波数と前記第2の共振周波数についてのスペクトル分布を求めるステップと、
    　前記スペクトル分布に基づいて、前記第1の共振周波数と前記第2の共振周波数とを決定するステップと、
    　を有することを特徴とする2次元励起調整方法。
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