CN102293650B - 磁共振成像装置以及方法 - Google Patents

磁共振成像装置以及方法 Download PDF

Info

Publication number
CN102293650B
CN102293650B CN201110151165.5A CN201110151165A CN102293650B CN 102293650 B CN102293650 B CN 102293650B CN 201110151165 A CN201110151165 A CN 201110151165A CN 102293650 B CN102293650 B CN 102293650B
Authority
CN
China
Prior art keywords
echo
mentioned
pulse train
phase contrast
signal
Prior art date
Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
Active
Application number
CN201110151165.5A
Other languages
English (en)
Other versions
CN102293650A (zh
Inventor
梅田匡朗
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.)
Canon Medical Systems Corp
Original Assignee
Toshiba Corp
Toshiba Medical Systems Corp
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Toshiba Corp, Toshiba Medical Systems Corp filed Critical Toshiba Corp
Publication of CN102293650A publication Critical patent/CN102293650A/zh
Application granted granted Critical
Publication of CN102293650B publication Critical patent/CN102293650B/zh
Active legal-status Critical Current
Anticipated expiration legal-status Critical

Links

Images

Classifications

    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01R—MEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
    • G01R33/00—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables
    • G01R33/20—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
    • G01R33/44—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance using nuclear magnetic resonance [NMR]
    • G01R33/48—NMR imaging systems
    • G01R33/54—Signal processing systems, e.g. using pulse sequences ; Generation or control of pulse sequences; Operator console
    • 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
    • G01R33/56554—Correction of image distortions, e.g. due to magnetic field inhomogeneities caused by acquiring plural, differently encoded echo signals after one RF excitation, e.g. correction for readout gradients of alternating polarity in EPI
    • 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
    • G01R33/561—Image enhancement or correction, e.g. subtraction or averaging techniques, e.g. improvement of signal-to-noise ratio and resolution by reduction of the scanning time, i.e. fast acquiring systems, e.g. using echo-planar pulse sequences
    • G01R33/5615—Echo train techniques involving acquiring plural, differently encoded, echo signals after one RF excitation, e.g. using gradient refocusing in echo planar imaging [EPI], RF refocusing in rapid acquisition with relaxation enhancement [RARE] or using both RF and gradient refocusing in gradient and spin echo imaging [GRASE]
    • G01R33/5617—Echo train techniques involving acquiring plural, differently encoded, echo signals after one RF excitation, e.g. using gradient refocusing in echo planar imaging [EPI], RF refocusing in rapid acquisition with relaxation enhancement [RARE] or using both RF and gradient refocusing in gradient and spin echo imaging [GRASE] using RF refocusing, e.g. RARE

Landscapes

  • Physics & Mathematics (AREA)
  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • General Health & Medical Sciences (AREA)
  • Nuclear Medicine, Radiotherapy & Molecular Imaging (AREA)
  • Radiology & Medical Imaging (AREA)
  • Engineering & Computer Science (AREA)
  • Signal Processing (AREA)
  • High Energy & Nuclear Physics (AREA)
  • Condensed Matter Physics & Semiconductors (AREA)
  • General Physics & Mathematics (AREA)
  • Magnetic Resonance Imaging Apparatus (AREA)

Abstract

本发明提供一种即使当进行在回波信号中产生相位差的偏差的摄像法时，也能够防止由于该偏差而产生画质劣化的磁共振成像装置以及方法。本发明磁共振成像装置具备执行部、计算部与校正部。执行部使用收集多个回波信号的脉冲序列来执行预扫描。计算部计算通过上述预扫描收集到的上述多个回波信号中的、除初始收集到的回波信号以外相位差的变动稳定的至少2个回波信号的相位差。校正部基于由上述计算部计算出的上述相位差校正来正式扫描用的脉冲序列。

Description

磁共振成像装置以及方法
相关申请的交叉引用
本申请基于2010年5月27日提交的在先的日本专利申请No.2010-121911以及2011年4月19日提交的在先的日本专利申请No.2011-093245并要求其优先权，其全部内容通过引用结合在本申请中。
技术领域
本发明涉及磁共振成像装置以及方法。
背景技术
以往，作为与磁共振成像装置有关的摄像法，有快速自旋回波(Fast Spin Echo：FSE)法。该FSE法为通过在对被检体施加激励脉冲(flip pulse)后依次施加多个重聚脉冲(flop pulse)，从而收集被称为回波链(echo train)的多个回波信号的摄像法。在此所提到的激励脉冲是指用于激励被检体内的原子核自旋(spin)的RF(RadioFrequency)脉冲。另外，所谓重聚脉冲是指用于使原子核自旋重聚(refocus)的相位的RF脉冲。
在该FSE法中，由于施加多个RF脉冲，因此会与自旋回波一起生成激励回波(stimulated echo)。并且，有时该激励回波会导致被收集到的回波信号产生相移。这种回波信号的相位差将成为产生灵敏度不均或信号下降、重影(ghost)等画质劣化的原因。
为了防止这种画质劣化，一般情况是，在正式扫描(scan)前执行用于测定回波信号中产生的相移差的预扫描(pre-scan)，基于由预扫描测定出的相位差来校正正式扫描用的脉冲序列(pulse sequence)。此时，例如，在预扫描中，执行消除(cancel)激励回波的脉冲序列，只收集自旋回波。并且，在读出(readout)方向上对由预扫描收集到的自旋回波中的第1个或第2个回波信号进行傅立叶(Fourier)转换，并计算第1个回波信号与第2个回波信号之间的0次以及1次相位差。此后，计算用于根据计算出的0次以及1次相位差来校正读出方向以及切片选择方向的相移的校正量，并基于计算出的校正量来变更正式扫描用的脉冲序列。
然而，在上述以往技术中，根据摄像法种类的不同，被收集到的回波信号有时会产生相位差的偏差，此时无法适当校正正式扫描用的脉冲序列，致使有时会产生画质劣化。
发明内容
本发明涉及的磁共振成像装置具备执行部、计算部与校正部。执行部使用收集多个回波信号的脉冲序列来执行预扫描。计算部计算通过上述预扫描收集到的上述多个回波信号中的、除初始收集到的回波信号以外相位差的变动稳定的至少2个回波信号的相位差。校正部基于由上述计算部计算出的上述相位差来校正正式扫描用的脉冲序列。
在下面的描述中将提出本发明的其它目的和优点，部分内容可以从说明书的描述中变得明显，或者通过实施本发明可以明确上述内容。通过下文中详细指出的手段和组合可以实现和得到本发明的目的和优点。
发明效果
根据本发明磁共振成像装置，即使当进行回波信号中产生相位差的偏差的摄像法时，也能够防止由该偏差产生的画质劣化。
附图说明
结合在这里并构成说明书的一部分的附图描述本发明当前优选的实施方式，并且与上述的概要说明以及下面的对优选实施方式的详细描述一同用来说明本发明的原理。
图1为表示与本实施方式相关的MRI装置的结构的图。
图2为表示通过以往的VFA法收集到的回波信号的相位差的变动的图。
图3为表示通过以往的VFA法摄像而得到的幻影(phantom)图像的一例的图。
图4为表示图1所示的计算机系统(system)的详细结构的功能框(block)图。
图5为与本实施方式相关的正式扫描用的VFA法的脉冲序列的图
图6为表示与本实施方式相关的预扫描用的VFA法的脉冲序列的图。
图7为表示与本实施方式相关的MR I装置的相位差校正的处理步骤的流程图。
图8为表示由与本实施方式相关的MRI装置取得的幻影图像的一例的图。
图9为表示与本实施方式的变形例相关的CFA法的脉冲序列的一例的图。
图10以及图11为用于说明本实施方式的其他变形例的图。
具体实施方式
以下，基于附图，针对本发明涉及的磁共振成像装置以及方法进行详细说明。另外，在以下所示的实施方式中，将磁共振成像装置称为MRI(Magnetic Resonance Imaging)装置。
图1为表示与本实施方式相关的MRI装置的结构的图。如图1所示，该MRI装置100具备静磁场磁铁1、倾斜磁场线圈(coil)2、倾斜磁场电源3、床4、床控制部5、发送RF线圈6、发送部7、接收RF线圈8、接收部9、序列控制部10以及计算机系统20。
静磁场磁铁1为被形成为中空圆筒形状的磁铁，在内部的空间内产生均匀的静磁场。作为该静磁场磁铁1，例如可以使用永久磁铁、超导磁铁等。
倾斜磁场线圈2为被形成为中空圆筒形状的线圈，被配置在静磁场磁铁1的内侧。该倾斜磁场线圈2组合与互相正交的X、Y、Z各轴对应的3个线圈而形成，这3个线圈从后述倾斜磁场电源3独立地接收电流供给，产生磁场强度沿X、Y、Z各轴而发生变化的倾斜磁场。另外，假设Z轴方向与静磁场是相同的方向。倾斜磁场电源3向倾斜磁场线圈2供给电源。
在此，由倾斜磁场线圈2产生的X、Y、Z各轴的倾斜磁场例如分别与切片选择用倾斜磁场Gs、相位编码(encode)用倾斜磁场Ge以及读出用倾斜磁场Gr对应。切片(slice)选择用倾斜磁场G s被用于任意地决定摄像截面。相位编码用倾斜磁场Ge被用于根据空间位置来使磁共振信号的相位发生变化。读出用倾斜磁场Gr被用于根据空间位置来使磁共振信号的频率发生变化。
床4具备载置被检体P的床板4a，在后述床控制部5的控制下，以载置有被检体P的状态将床板4a插入倾斜磁场线圈2的空洞(摄像口)内。通常，该床4被设置为长度方向与静磁场磁铁1的中心轴平行。床控制部5为在控制部26的控制下控制床4的装置，驱动床4，将床板4a向长度方向以及上下方向移动。
发送RF线圈6被配置在倾斜磁场线圈2的内侧，从发送部7接受高频脉冲的供给来产生高频磁场。发送部7将与拉莫尔频率对应的高频脉冲发送至发送RF线圈6。接收RF线圈8被配置在倾斜磁场线圈2的内侧，接收受到上述高频磁场的影响而从被检体P放射出的磁共振信号。该接收RF线圈8当接收磁共振信号时，将该磁共振信号输出至接收部9。
接收部9基于从接收RF线圈8输出的磁共振信号来生成磁共振(Magnetic Resonance：MR)信号数据。该接收部9通过对从接收RF线圈8输出的磁共振信号进行数字(digital)转换来生成MR信号数据。该MR信号数据中，由上述的切片选择用倾斜磁场Gs、相位编码用倾斜磁场Ge以及读出用倾斜磁场Gr将相位编码方向、读出方向、切片编码方向的空间频率的信息对应起来并配置在k空间内。并且，当生成MR信号数据时，接收部9将该MR信号数据(data)发送至序列控制部10。
序列控制部10通过基于从计算机系统20发送来的序列执行数据，驱动倾斜磁场电源3、发送部7以及接收部9，从而执行被检体P的扫描。在此，序列执行数据为倾斜磁场电源3向倾斜磁场线圈2供给的电源的强度或供给电源的定时(timing)、发送部7向发送RF线圈6发送的RF信号的强度或发送RF信号的定时、接收部9检测磁共振信号的定时等对表示用于执行被检体P的扫描的步骤的脉冲序列进行了定义的信息。另外，序列控制部10在基于序列执行数据来驱动了倾斜磁场电源3、发送部7以及接收部9后，当从接收部9发送MR信号数据时，将该MR信号数据转发至计算机系统20。
计算机系统20进行MRI装置100的整体控制。例如，计算机系统20通过驱动MRI装置100所具有的各部分，从而进行被检体P的扫描或图像重建等。该计算机系统20具有接口(interface)部21、图像重建部22、存储部23、输入部24、显示部25以及控制部26。
接口部21控制在与序列控制部10之间被收发的各种信号的输出输入。例如，该接口部21对序列控制部10发送序列执行数据，并从序列控制部10接收MR信号数据。当接收到MR信号数据时，接口部21针对每个被检体P将各MR信号数据存储至存储部23。
图像重建部22通过对由存储部23存储的MR信号数据实施后处理、即傅立叶转换等重建处理，从而生成被检体P内的所希望的核自旋的频谱数据(spectrum data)或图像数据。
存储部23存储由后述控制部26执行的处理所需要的各种数据或各种程序(program)等。例如，存储部23针对每个被检体P存储由接口部21接收到的MR信号数据或由图像重建部22生成的频谱数据或图像数据等。
输入部24受理来自操作者的各种指示或信息输入。作为该输入部24，可以适当利用鼠标(mouse)或轨迹球(trackball)等定位装置(pointing device)、模式(mode)切换开关(switch)等选择装置、或键盘(keyboa rd)等输入装置。
显示部25在控制部26的控制下，显示频谱数据或图像数据等各种信息。作为该显示部25可以利用液晶显示器等显示装置。
控制部26具有未图示的CPU(Central Processing Unit)或存储器等，进行MRI装置100的整体控制。该控制部26例如通过基于操作者经由输入部24输入的摄像条件来生成各种序列执行数据，并将所生成的序列执行数据发送至序列控制部10来控制扫描。另外，控制部26控制图像重建部以便在从序列控制部10发送来MR信号数据作为扫描结果时，根据该MR信号数据重建图像。
以上，针对与本实施方式相关的MRI装置100的结构进行了说明。在这种构成下，MRI装置100使用收集多个回波信号的脉冲序列来执行预扫描。另外，MRI装置100计算通过预扫描收集到的多个回波信号中的、除初始收集到的回波信号以外相位差的变动稳定的至少2个回波信号的相位差。并且，MRI装置100基于计算出的相位差来校正正式扫描用的脉冲序列。
在此，在基于以往的FSE法的摄像中，众所周知例如在并用可变激励角(Variable Flip Angle：VFA)法时，被收集到的回波信号会产生相位差的偏差。其中，在此所提及的FSE法为通过在对被检体施加激励用的激励脉冲后依次施加多个聚焦用的重聚脉冲从而收集被称为回波链的多个回波信号的摄像法。另外，VFA法为在FSE法的脉冲序列中，一边改变聚焦用的重聚脉冲的激励角一边收集多个回波信号的摄像法。
图2为表示通过以往的VFA法收集到的回波信号的相位差的变动的图。图2示出了在通过以往的VFA法收集到的回波信号中在读出方向产生的1次相位差的变动的一例。另外，图3为表示通过以往的VFA法进行摄像而得到的幻影图像的一例的图。
如图2所示，在以往VFA法中，在初始收集到的回波信号中1次相位差大幅变动。在此，在以往方法中，可以使用由预扫描收集到的回波信号中的第1个以及第2个回波信号。因此，在以往方法中，基于相位差的变动不稳定的回波信号来校正正式扫描用的脉冲序列。其结果，如图3所示，有时会生成灵敏度不均的图像。
与此相对，根据本发明涉及的MRI装置100，使用除初始收集到的回波信号以外相位差的变动稳定的回波信号，来校正正式扫描用的脉冲序列。因此，根据本发明，即使当进行在回波信号中产生相位差的偏差的摄像法时，也能够防止由于该偏差而产生的画质劣化。以下，针对该MRI装置100所具有的功能进行详细说明。另外，在本发明中，针对利用VFA法进行摄像的情况进行说明。
图4为表示图1所示的计算机系统20的详细结构的功能框图。图4中，示出了计算机系统20所具有的功能部中的、接口部21、存储部23以及控制部26。
存储部23具有序列执行数据存储部23a、MR信号数据存储部23b。序列执行数据存储部23a存储由后述的摄像条件设定部26a生成的序列执行数据。MR信号数据存储部23b存储由接口部21接收到的MR信号数据。
控制部26具有摄像条件设定部26a、预扫描执行部26b、相位差计算部26c、序列校正部26d以及正式扫描执行部26e。
摄像条件设定部26a基于由操作者经由输入部24输入的摄像条件，生成对摄像使用的脉冲序列进行了定义的序列执行数据。例如，摄像条件设定部26a在由操作者输入了VFA法的摄像条件时，分别生成对正式扫描用的VFA法的脉冲序列进行了定义的序列执行数据与对预扫描用的VFA法的脉冲序列进行了定义的序列执行数据。例如，摄像条件设定部26a针对以下说明的正式扫描用的脉冲序列以及预扫描用的脉冲序列，分别生成序列执行数据。
图5为表示与本实施方式相关的正式扫描用的VFA法的脉冲序列的图。另外，图6为表示与本实施方式相关的预扫描用的VFA法的脉冲序列的图。在图5以及图6中，“RF”表示施加激励用的激励脉冲fli以及聚焦用的重聚脉冲flo1、flo2…flo63、flo64…的定时。另外，“Gss”表示切片选择用倾斜磁场的施加定时以及强度，“Gro”表示读出用倾斜磁场的施加定时以及强度，“Gpe”表示相位编码用倾斜磁场的施加定时以及强度。另外，“Echo1”表示第1个被收集到的回波信号，“Echo63”表示第63个被收集到的回波信号，“Echo64”表示第64个被收集到的回波信号。另外，图5以及图6中，只示出与1个切片选择有关的脉冲序列，针对切片编码省略了图示。另外，“ETS(Echo Train Spacing)”表示回波间隔。
首先，如图5所示，与本实施方式相关的正式扫描用的脉冲序列为FSE法的脉冲序列，是一边改变聚焦用的重聚脉冲的激励角一边收集多个回波信号的脉冲序列。图5所示的脉冲序列为被设定为将相位编码数设为128，128个回波信号中第64个被收集到的回波信号中相位编码用倾斜磁场变为零(zero)的情况时的例子。
另一方面，如图6所示，与本实施方式相关的预扫描用的脉冲序列被设为在图5所示的正式扫描用的脉冲序列中不施加相位编码用倾斜磁场。另外，与本实施方式相关的预扫描用的脉冲序列被设定为消除激励回波而只收集自旋回波。例如，可以使用美国专利5818229所述的方法。在该方法中，通过相加一边将聚焦用的重聚脉冲的相位改变为π、π、π、π…一边加以收集的第1激发的回波信号与一边将聚焦用的重聚脉冲的相位改变为π、-π、π、-π…一边加以收集的第2激发回波信号，从而能够只取出自旋回波分量。
返回至图4的说明中，预扫描执行部26使用收集多个回波信号的脉冲序列来执行预扫描。例如，预扫描执行部26b使用不施加相位编码用倾斜磁场而收集多个回波信号的脉冲序列来执行预扫描。另外，在此，针对作为预扫描用的脉冲序列使用不施加相位编码用倾斜磁场而收集多个回波信号的脉冲序列的情况进行了说明，但是也可以使用施加相位编码用倾斜磁场的脉冲序列。
具体情况是，当由摄像条件设定部26a生成预扫描用的序列执行数据时，预扫描执行部26b从序列执行数据存储部23a中读出该序列执行数据。并且，预扫描执行部26b通过经由接口部21将所读出的序列执行数据发送至序列控制部10，从而执行预扫描。例如，预扫描执行部26b通过将对图6所示的脉冲序列进行了定义的序列执行数据发送至序列控制部10，从而执行预扫描。
相位差计算部26c计算通过预扫描收集到的多个回波信号中的、除初始收集到的回波信号以外相位差的变动稳定的至少2个回波信号的相位差。具体情况是，相位差计算部26c在由预扫描执行部26b执行了预扫描后，从MR信号数据存储部23b中读出通过预扫描收集到的回波信号中的、除初始收集到的回波信号以外相位差的变动稳定的至少2个回波信号有关的MR信号数据。并且，相位差计算部26c在对所读出的MR信号数据在读出方向进行了傅立叶转换后，计算0次相位差以及1次相位差。
在FSE法中，对最先产生的回波信号施加的相位编码用倾斜磁场所作成的失相(dephase)分量除了在之后产生的回波信号之外还在之后观测到的回波信号中产生相位差。该相位差由于成为位置的1次函数，因此被称为1次相位差。另外，由于线圈配置的不匹配等，倾斜磁场包含0次项(B0分量)。该倾斜磁场的0次项为无位置依赖性的均匀分量，但在结果上具有像涡电流那样的以指数函数下降的时间特性，成为相位差产生的原因。该相位差被称为0次相位差。另外，1次相位差表示读出方向的相移，0次相位差表示切片选择方向的相移(由于线圈配置等的不匹配产生的0次项)。
例如，相位差计算部26c使用正式扫描中在与相位编码用倾斜磁场变为零的期间相同期间或该期间附近收集到的回波信号作为除初始收集到的回波信号以外相位差的变动稳定的回波信号。
作为具体例子，例如假设在正式扫描中使用图5所示的脉冲序列，在预扫描中使用图6所示的脉冲序列。如图5所示的脉冲序列那样，在被设定为相位编码数为128，在第64个被收集到的回波信号中相位编码用倾斜磁场变为零时，一般在回波信号的相位差的变动稳定之前需要48个左右的回波信号(参照图2)。另外，作为相位差的校正使用的回波信号，优选使用对画质最有利的被配置在k空间中心的回波信号。因此，此时，例如，相位差计算部26c计算在预扫描中第64个被收集到的回波信号与第63个被收集到的回波信号之间的相位差。或者，相位差计算部26c也可以计算在预扫描中第64个被收集到的回波信号与第65个被收集到的回波信号之间的相位差。
序列校正部26d基于由相位差计算部26c计算出的相位差，来校正正式扫描用的脉冲序列。具体情况是，当由相位差计算部26c计算出相位差时，序列校正部26d基于该相位差，来变更序列执行数据存储部23a中存储的正式扫描用的序列执行数据。
此时，序列校正部26d变更正式扫描用的脉冲序列中的读出用倾斜磁场的强度，以便使由相位差计算部26c计算出的1次相位差变为零。另外，序列校正部26d变更正式扫描用的脉冲序列中的聚焦用的重聚脉冲的相位，以便使由相位差计算部26c计算出的0次相位差变为零。另外，序列校正部26d也可以变更正式扫描用的脉冲序列中的切片选择用倾斜磁场的强度，以便使由相位差计算部26c计算出的0次相位差变为零。
正式扫描执行部26e使用由序列校正部26d校正了的正式扫描用的脉冲序列，来执行正式扫描。具体情况是，当由序列校正部26d校正了正式扫描用的序列执行数据时，预扫描执行部26b从序列执行数据存储部23a中读出校正后的序列执行数据。并且，正式扫描执行部26e通过经由接口部21将读出的序列执行数据发送至序列控制部10，从而执行正式扫描。
在此，正式扫描执行部26e使用校正后的脉冲序列来执行正式扫描，因此即使当进行在回波信号中产生相位差的偏差的摄像法时，也能够防止画质劣化。图8为表示由与本实施方式相关的MRI装置100取得的幻影图像的一例的图。如图8所示，根据与本实施方式相关的MRI装置100，与基于图3所示的以往的VFA法得到的图像相比，能够取得灵敏度不均较少的图像。
其次，针对与本实施方式相关的MRI装置100的相位差校正的处理步骤进行说明。图7为表示与本实施方式相关的MRI装置100的相位差校正的处理步骤的流程图(flowchart)。
如图7所示，在与本实施方式相关的MRI装置100中，在由操作者指示开始摄像时(步骤(step)S 101为肯定)，摄像条件设定部26a经由输入部24从操作者处受理摄像条件的输入(步骤S102)。
接着，摄像条件设定部26a基于由操作者输入的摄像条件，生成预扫描用的序列执行数据以及正式扫描用的序列执行数据(步骤S103)。此时，摄像条件设定部26a针对预扫描用的序列执行数据，以不施加相位编码用倾斜磁场而收集多个回波信号的方式生成序列执行数据。
接着，预扫描执行部26b基于由摄像条件设定部26a生成的预扫描用的序列执行数据，执行不施加相位编码用倾斜磁场的预扫描(步骤S104)。此后，相位差计算部26c计算通过预扫描收集到的多个回波信号中的、相位差的变动稳定的回波信号的相位差(步骤S 105)。
接着，序列校正部26d基于由相位差计算部26c计算出的回波信号的相位差，来校正正式扫描用的序列执行数据(步骤S106)。此后，正式扫描执行部26e基于由序列校正部26d校正了的正式扫描用的序列执行数据，来执行正式扫描(步骤S107)。并且，图像重建部22根据由正式扫描收集到的MR信号数据来重建图像(步骤S108)。
如上所述，在本实施方式中，预扫描执行部26b使用不施加相位编码用倾斜磁场而收集多个回波信号的脉冲序列来执行预扫描。另外，相位差计算部26c计算通过预扫描收集到的多个回波信号中的、除初始收集到的回波信号以外相位差的变动稳定的至少2个回波信号的相位差。并且，序列校正部26d基于由相位差计算部26c计算出的回波信号的相位差来校正正式扫描用的脉冲序列。因此，根据本实施方式，即使当进行在回波信号中产生相位差的偏差的摄像法时，也能够防止由于该偏差而产生的画质劣化。
另外，在本实施方式中，相位差计算部26c使用正式扫描中在与相位编码用倾斜磁场变为零的期间相同期间或该期间附近收集到的回波信号作为相位差的变动稳定的回波信号。因此，根据本实施方式，由于基于对画质最有利的被配置在k空间中心的回波信号来校正正式扫描用的脉冲序列，因此能够更提高画质。
另外，在本实施方式中，预扫描以及正式扫描中所使用的脉冲序列为FSE法的脉冲序列，是一边改变聚焦用的RF脉冲的激励角一边收集多个回波信号的脉冲序列。因此，根据本实施方式，在基于VFA法的摄像中，即使在由预扫描收集到的多个回波信号中的初始收集到的回波信号的相位差发生偏差时，也能够防止画质劣化。
另外，在本实施方式中，针对使用正式扫描中在与相位编码用倾斜磁场变为零的期间相同期间或该期间附近收集到的回波信号作为相位差的变动稳定的回波信号的情况进行了说明。然而，与本实施方式相关的技术并不限定于此。例如，相位差计算部26c也可以使用相位差的变动的大小在规定的阈值以下的回波信号作为相位差的变动稳定的回波信号。此时，例如操作者变更阈值的大小，由此能够变更正式扫描用的脉冲序列校正使用的回波信号的相位差的程度。由此，能够调整相位差校正的精度。
另外，在本实施方式中，针对使用正式扫描中在与相位编码用倾斜磁场变为零的期间相同期间或该期间附近收集到的回波信号作为相位差的变动稳定的回波信号的情况进行了说明。然而，与本实施方式相关的技术并不限定于此。在使用MRI装置的摄像法中，例如，存在像质子密度(Proton Density)加权图像或T1加权图像等那样，在相位编码用倾斜磁场的强度变为零之前收集到的回波信号数较少的情况。在那种摄像法中，也存在在相位编码用倾斜磁场的强度变为零的期间，回波信号的相位差仍未稳定的情况。
因此，例如，相位差计算部26c也可以计算相位差的变动稳定的多个回波信号的相位差的平均值。此时，序列校正部26d基于由相位差计算部26c计算出的相位差的平均值，来校正正式扫描用的脉冲序列。例如，在第n个回波信号中相位编码用倾斜磁场的强度变为零时，相位差计算部26c将第n个回波信号与第n+1个回波信号之间的相位差计算为difn，将第n+2个回波信号与第n+1个回波信号之间的相位差计算为difn1，将第n+2个回波信号与第n+3个回波信号之间的相位差计算为difn2...，将相位差的平均值计算为(difn+difn1+difn2+…)/N。在此，N为相位差计算使用的回波信号的个数。由此，例如，即使在进行在相位编码用倾斜磁场的强度为零之前收集到的回波信号的数少的摄像法时，也能够高精度地校正正式扫描用的脉冲序列。
另外，在本实施方式中，针对预扫描以及正式扫描中使用的脉冲序列均为VFA法的脉冲序列的情况进行了说明。然而，与本实施方式相关的技术并不限定于此。例如，也可以是在正式扫描中使用VFA法的脉冲序列，而在预扫描中使用CFA(Cons tant Flop Angle：恒激励角)的脉冲序列。此时，预扫描执行部26b使用CFA法的脉冲序列来执行预扫描。另外，正式扫描执行部26e使用VFA法的脉冲序列来执行正式扫描。
在此所提及的CFA法为在FSE法的脉冲序列中，使聚焦用的重聚脉冲的激励角固定来收集多个回波信号的摄像法。图9为表示与本实施方式的变形例相关的CFA法的脉冲序列的一例的图。图9示出了通过CFA法收集到的回波信号的1次相位差的变动的一例。如图9所示，在CFA法中，在回波信号中1次相位差整体上大致稳定。
此时，例如，预扫描用的脉冲序列中的重聚脉冲的激励角设定为与在正式扫描用的脉冲序列中最初施加的重聚脉冲的激励角相同。另外，相位差计算部26c使用通过预扫描收集到的回波信号中的初始收集到的回波信号作为相位差的变动稳定的回波信号。通过使用初始的回波信号，例如，即使在随着回波信号数的增加而回波信号中包含的噪音分量增多时，也可以高精度地校正正式扫描用的脉冲序列。另外，一般在基于CSF法的摄像中会担心SAR(Specific AbsorptionRate：比吸收率)变大，但预扫描与正式扫描相比执行时间短，因此由于使用CFA法的脉冲序列而产生的影响较少。
另外，在本实施方式中，针对相位差计算部26c使用正式扫描中在与相位编码用倾斜磁场变为零的期间相同期间以及该期间附近收集到的回波信号作为除初始收集到的回波以外相位差的变动稳定的回波信号的情况进行了说明。但是，本实施方式并不限定于此，除初始收集的回波信号以外只要是相位差的变动稳定的回波信号即可，也可以使用其他时期收集到的回波信号。
图10以及11为用于说明本实施方式的其他变形例的图。图10示出了预扫描用的脉冲序列中的每个回波信号的激励角度的变化的一例的图。另外，图11示出了通过预扫描收集的每个回波信号的信号强度的变化的一例。
例如，相位差计算部26c也可以使用通过预扫描收集到的多个回波信号中的、在预扫描用的脉冲序列中的聚焦用的RF脉冲的激励角的变化量由减少变化为增加后收集到的回波信号。此时，例如，相位差计算部26c如图10所示，使用在从聚焦用的RF脉冲的激励角的变化量由减少变化为增加以后收集到的回波信号A到在正式扫描中相位编码用倾斜磁场变为零的回波信号(被配置在k空间中心的回波信号)B之间多个回波信号中的至少2个回波信号。
另外，例如，相位差计算部26c也可以使用通过预扫描收集到的多个回波信号中的、在每个回波的信号强度的变化量在规定的信号阈值以下以后收集到的回波信号。此时，例如，相位差计算部26c如图11所示，使用在从每个回波的信号强度的变化量在规定的信号阈值以下以后收集到的回波信号C到在正式扫描中相位编码用倾斜磁场变为零的回波信号(被配置在k空间中心的回波信号)D之间多个回波信号中的至少2个回波信号。另外，作为在此所使用的信号阈值，例如设为被配置在k空间中心的回波信号与其前一个或后一个回波信号之间的变化量乘以规定系数的值。
针对本发明的几个实施方式进行了说明，但这些实施方式是作为例子而示出的，并不意图限定发明的范围。这些实施方式可以以其他各种形态来实施，在不脱离发明的要旨范围内，可以进行各种省略、置换、变更。这些实施方式或其变形与被包含在发明的范围或要旨内一样，被包含在专利要求范围内所述的发明与其均等范围内。
还有，根据上述实施方式中公开的适宜多个的构成要素的组合，可以形成各种的发明。例如：既可以削除从实施方式中显示的全部构成要素的几个构成要素，又可以适当地组合不同实施方式内的构成要素。
本领域技术人员容易想到其它优点和变更方式。因此，本发明就其更宽的方面而言不限于这里示出和说明的具体细节和代表性的实施方式。因此，在不背离由所附的权利要求书以及其等同物限定的一般发明概念的精神和范围的情况下，可以进行各种修改。

Claims (20)

1.一种磁共振成像装置，其特征在于，包括：
执行部，其使用收集多个回波信号的脉冲序列来执行预扫描；
计算部，其计算通过上述预扫描收集到的上述多个回波信号中的、除初始收集到的回波信号以外相位差的变动稳定的至少2个回波信号的相位差；以及
校正部，其基于由上述计算部计算出的上述相位差来校正正式扫描用的脉冲序列。
2.根据权利要求1所述的磁共振成像装置，其特征在于：
上述计算部使用上述多个回波信号中的、在上述预扫描用的脉冲序列中聚焦用RF脉冲的激励角的变化量从减少变为增加以后收集到的回波信号。
3.根据权利要求1所述的磁共振成像装置，其特征在于：
上述计算部使用上述多个回波信号中的、在每个回波的信号强度的变化量在规定的信号阈值以下以后收集到的回波信号。
4.根据权利要求1所述的磁共振成像装置，其特征在于：
上述计算部使用上述正式扫描中在与相位编码用倾斜磁场为零的期间相同期间或该期间附近收集到的回波信号作为上述相位差的变动稳定的回波信号。
5.根据权利要求1所述的磁共振成像装置，其特征在于：
上述计算部使用上述相位差的变动的大小在规定阈值以下的回波信号作为上述相位差的变动稳定的回波信号。
6.根据权利要求1所述的磁共振成像装置，其特征在于：
上述计算部计算上述相位差的变动稳定的多个回波信号的相位差的平均值；
上述校正部基于由上述计算部计算出的上述相位差的平均值来校正上述正式扫描用的脉冲序列。
7.根据权利要求2所述的磁共振成像装置，其特征在于：
上述计算部计算上述相位差的变动稳定的多个回波信号的相位差的平均值；
上述校正部基于由上述计算部计算出的上述相位差的平均值来校正上述正式扫描用的脉冲序列。
8.根据权利要求3所述的磁共振成像装置，其特征在于：
上述计算部计算上述相位差的变动稳定的多个回波信号的相位差的平均值；
上述校正部基于由上述计算部计算出的上述相位差的平均值来校正上述正式扫描用的脉冲序列。
9.根据权利要求4所述的磁共振成像装置，其特征在于：
上述计算部计算上述相位差的变动稳定的多个回波信号的相位差的平均值；
上述校正部基于由上述计算部计算出的上述相位差的平均值来校正上述正式扫描用的脉冲序列。
10.根据权利要求1所述的磁共振成像装置，其特征在于：
上述预扫描以及上述正式扫描中使用的脉冲序列为快速自旋回波法的脉冲序列，是一边改变聚焦用RF脉冲的激励角一边收集多个回波信号的脉冲序列。
11.根据权利要求2所述的磁共振成像装置，其特征在于：
上述预扫描以及上述正式扫描中使用的脉冲序列为快速自旋回波法的脉冲序列，是一边改变聚焦用RF脉冲的激励角一边收集多个回波信号的脉冲序列。
12.根据权利要求3所述的磁共振成像装置，其特征在于：
上述预扫描以及上述正式扫描中使用的脉冲序列为快速自旋回波法的脉冲序列，是一边改变聚焦用RF脉冲的激励角一边收集多个回波信号的脉冲序列。
13.根据权利要求4所述的磁共振成像装置，其特征在于：
上述预扫描以及上述正式扫描中使用的脉冲序列为快速自旋回波法的脉冲序列，是一边改变聚焦用RF脉冲的激励角一边收集多个回波信号的脉冲序列。
14.根据权利要求1所述的磁共振成像装置，其特征在于：
上述校正部变更正式扫描用的脉冲序列中的读出用倾斜磁场的强度。
15.根据权利要求2所述的磁共振成像装置，其特征在于：
上述校正部变更正式扫描用的脉冲序列中的读出用倾斜磁场的强度。
16.根据权利要求3所述的磁共振成像装置，其特征在于：
上述校正部变更正式扫描用的脉冲序列中的读出用倾斜磁场的强度。
17.根据权利要求4所述的磁共振成像装置，其特征在于：
上述校正部变更正式扫描用的脉冲序列中的读出用倾斜磁场的强度。
18.根据权利要求1所述的磁共振成像装置，其特征在于：
上述校正部变更正式扫描用的脉冲序列中的聚焦用RF脉冲的相位。
19.一种磁共振成像装置，其特征在于：
执行部，其使用收集多个回波信号的脉冲序列来执行预扫描；
计算部，其使用通过上述预扫描收集到的上述多个回波信号中的、除初始收集到的回波信号以外相位差的变动稳定的至少2个回波信号的相位差；以及
校正部，其基于由上述计算部计算出的上述相位差来校正正式扫描用的脉冲序列；
上述正式扫描使用的脉冲序列为快速自旋回波法的脉冲序列，是一边改变聚焦用RF脉冲的激励角一边收集多个回波信号的脉冲序列。
20.一种磁共振成像方法，其特征在于：
使用收集多个回波信号的脉冲序列来执行预扫描，
计算通过上述预扫描收集到的上述多个回波信号中的、除初始收集到的回波信号以外相位差的变动稳定的至少2个回波信号的相位差，
基于计算出的上述相位差来校正正式扫描用的脉冲序列。
CN201110151165.5A 2010-05-27 2011-05-26 磁共振成像装置以及方法 Active CN102293650B (zh)

Applications Claiming Priority (4)

Application Number Priority Date Filing Date Title
JP2010-121911 2010-05-27
JP2010121911 2010-05-27
JP2011093245A JP5686660B2 (ja) 2010-05-27 2011-04-19 磁気共鳴イメージング装置及び方法
JP2011-093245 2011-04-19

Publications (2)

Publication Number Publication Date
CN102293650A CN102293650A (zh) 2011-12-28
CN102293650B true CN102293650B (zh) 2014-03-19

Family

ID=45021554

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
CN201110151165.5A Active CN102293650B (zh) 2010-05-27 2011-05-26 磁共振成像装置以及方法

Country Status (3)

Country Link
US (1) US8624595B2 (zh)
JP (1) JP5686660B2 (zh)
CN (1) CN102293650B (zh)

Families Citing this family (16)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP5611882B2 (ja) * 2010-05-31 2014-10-22 株式会社東芝 磁気共鳴イメージング装置
JP5925529B2 (ja) * 2011-03-31 2016-05-25 株式会社東芝 磁気共鳴イメージング装置
WO2012169350A1 (ja) * 2011-06-09 2012-12-13 株式会社 日立メディコ 磁気共鳴イメージング装置及びフリップ角決定方法
JP6139119B2 (ja) * 2012-01-13 2017-05-31 東芝メディカルシステムズ株式会社 磁気共鳴イメージング装置
KR101442619B1 (ko) 2012-11-26 2014-09-22 삼성전자주식회사 Ｍｒｉ 시스템 및 ｍｒｉ 시스템 진단 방법
JP5908878B2 (ja) 2013-09-18 2016-04-26 ジーイー・メディカル・システムズ・グローバル・テクノロジー・カンパニー・エルエルシー 磁気共鳴装置およびプログラム
CN104569882B (zh) * 2014-12-29 2017-08-22 苏州朗润医疗系统有限公司 磁共振成像系统快速自旋回波的相位校正方法及其应用
JP6495057B2 (ja) * 2015-03-16 2019-04-03 キヤノンメディカルシステムズ株式会社 Ｍｒｉ装置及び撮像時間短縮方法
JP6591208B2 (ja) * 2015-06-09 2019-10-16 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
CN106355624B (zh) * 2016-08-26 2018-12-25 中国科学院武汉物理与数学研究所 一种基于变采样率的肺部超极化气体动态成像方法
US11255942B2 (en) 2016-08-30 2022-02-22 Canon Medical Systems Corporation Magnetic resonance imaging apparatus
US10732246B2 (en) * 2016-08-30 2020-08-04 Canon Medical Systems Corporation Magnetic resonance imaging apparatus
CN106353706B (zh) * 2016-10-08 2019-07-23 上海东软医疗科技有限公司 磁共振成像序列相位校正方法及磁共振设备
EP3591418A1 (en) * 2018-07-03 2020-01-08 Koninklijke Philips N.V. Mri method for b0-mapping
CN112716476A (zh) * 2019-10-28 2021-04-30 通用电气精准医疗有限责任公司 磁共振成像方法及系统、计算机可读存储介质
CN115561689A (zh) * 2021-07-02 2023-01-03 西门子医疗有限公司 具有第一材料和第二材料的对象的磁共振成像

Citations (4)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US6369568B1 (en) * 1999-06-03 2002-04-09 Ge Medical Systems Global Technology Company, Llc Fast spin echo phase correction for MRI system
CN1732847A (zh) * 2004-03-24 2006-02-15 株式会社东芝 磁共振成像装置和磁共振成像数据处理方法
CN101162262A (zh) * 2007-11-27 2008-04-16 华东师范大学 一种快速自旋回波脉冲序列的校正方法及其应用
CN101441255A (zh) * 2007-11-22 2009-05-27 株式会社东芝 磁共振成像装置以及磁共振成像方法

Family Cites Families (8)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US5378985A (en) 1993-07-15 1995-01-03 General Electric Company Fast spin echo prescan for MRI system
JP4225648B2 (ja) * 1999-09-08 2009-02-18 株式会社東芝 Ｍｒｉ装置
JP4143576B2 (ja) * 2004-07-12 2008-09-03 株式会社東芝 Ｍｒｉ装置
US7403008B2 (en) * 2004-08-02 2008-07-22 Cornell Research Foundation, Inc. Electron spin resonance microscope for imaging with micron resolution
US7227356B1 (en) * 2004-09-03 2007-06-05 General Electric Company Method and apparatus of multi-echo MR data acquisition with non-discrete flip angle train
JP4751210B2 (ja) * 2005-02-10 2011-08-17 株式会社東芝 磁気共鳴イメージング装置
JP5105848B2 (ja) * 2006-02-06 2012-12-26 株式会社東芝 磁気共鳴イメージング装置および磁気共鳴イメージング装置における撮影条件設定方法
JP5032156B2 (ja) * 2007-03-05 2012-09-26 ジーイー・メディカル・システムズ・グローバル・テクノロジー・カンパニー・エルエルシー 磁気共鳴イメージング装置および磁気共鳴イメージング方法

Patent Citations (4)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US6369568B1 (en) * 1999-06-03 2002-04-09 Ge Medical Systems Global Technology Company, Llc Fast spin echo phase correction for MRI system
CN1732847A (zh) * 2004-03-24 2006-02-15 株式会社东芝 磁共振成像装置和磁共振成像数据处理方法
CN101441255A (zh) * 2007-11-22 2009-05-27 株式会社东芝 磁共振成像装置以及磁共振成像方法
CN101162262A (zh) * 2007-11-27 2008-04-16 华东师范大学 一种快速自旋回波脉冲序列的校正方法及其应用

Non-Patent Citations (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Title
JP特开2008-212402A 2008.09.18

Also Published As

Publication number Publication date
US8624595B2 (en) 2014-01-07
JP5686660B2 (ja) 2015-03-18
US20110291651A1 (en) 2011-12-01
CN102293650A (zh) 2011-12-28
JP2012005823A (ja) 2012-01-12

Similar Documents

Publication Publication Date Title
CN102293650B (zh) 磁共振成像装置以及方法
CN103238082B (zh) 使用多点Dixon技术和低分辨率校准的MR成像
CN103229069B (zh) 使用多点狄克逊技术的mr 成像
CN102778662B (zh) 用于对扩散加权回波平面成像中高阶涡流引起的失真进行预期校正的系统和方法
US9046590B2 (en) Magnetic resonance imaging apparatus phase correction using one or more prescans with identical readout and slice gradients
US9041394B2 (en) Magnetic resonance imaging apparatus executing phase-corrected imaging pulse sequence based on data obtained from multiple pulse sub-sequences executed without readout direction gradients but instead using phase or slice encoding direction gradients during readout
US10401456B2 (en) Parallel MR imaging with Nyquist ghost correction for EPI
CN101750596B (zh) 磁共振测量中用于确定预定信号振幅的方法
US10073159B2 (en) Magnetic resonance imaging apparatus and flip angle determination method
CN105247382B (zh) 具有重影伪影降低的磁共振成像系统和其操作的方法
CN103260510B (zh) 磁共振成像装置以及对比度增强图像取得方法
CN105556326A (zh) 具有dixon类型的水/脂肪分离的mr成像
CN105103001A (zh) 使用高snr同相图像和较低snr至少部分地异相图像的dixon型水/脂肪分离mri
JPH10155769A (ja) 磁気共鳴イメージング装置及び方法
CN105445684B (zh) 重建mr图像的方法、磁共振设备和数据载体
US20150204960A1 (en) Magnetic resonance imaging apparatus and method
US10067209B2 (en) Magnetic resonance imaging apparatus
US9714994B2 (en) Magnetic resonance imaging apparatus, and method for correcting measurement-space coordinates
JPWO2012026380A1 (ja) 磁気共鳴イメージング装置及びマルチエコーマルチコントラスト撮像法
US11965945B2 (en) Magnetic resonance system and shimming method and imaging method thereof
US20220206097A1 (en) Magnetic resonance image processing method and device, and computer readable storage medium
US10838031B2 (en) Image quality in Dixon Turbo Spin Echo sequences
CN117849684A (zh) 用于磁共振成像的无声校准

Legal Events

Date Code Title Description
C06 Publication
PB01 Publication
C10 Entry into substantive examination
SE01 Entry into force of request for substantive examination
GR01 Patent grant
GR01 Patent grant
C41 Transfer of patent application or patent right or utility model
TR01 Transfer of patent right

Effective date of registration: 20160727

Address after: Japan Tochigi

Patentee after: Toshiba Medical System Co., Ltd.

Address before: Tokyo, Japan, Japan

Patentee before: Toshiba Corp

Patentee before: Toshiba Medical System Co., Ltd.