CN104977550B - 磁共振成像装置及磁共振成像装置中的脉冲序列计算方法 - Google Patents

磁共振成像装置及磁共振成像装置中的脉冲序列计算方法 Download PDF

Info

Publication number
CN104977550B
CN104977550B CN201510053821.6A CN201510053821A CN104977550B CN 104977550 B CN104977550 B CN 104977550B CN 201510053821 A CN201510053821 A CN 201510053821A CN 104977550 B CN104977550 B CN 104977550B
Authority
CN
China
Prior art keywords
magnetic field
pulse
leaning magnetic
waveform
imaging apparatus
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
CN201510053821.6A
Other languages
English (en)
Other versions
CN104977550A (zh
Inventor
谷口阳
白猪亨
横泽俊
越智久晃
黑川真次
竹内博幸
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
Fujifilm Healthcare Corp
Original Assignee
Hitachi Ltd
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Hitachi Ltd filed Critical Hitachi Ltd
Publication of CN104977550A publication Critical patent/CN104977550A/zh
Application granted granted Critical
Publication of CN104977550B publication Critical patent/CN104977550B/zh
Active legal-status Critical Current
Anticipated expiration legal-status Critical

Links

Classifications

    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01R—MEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
    • G01R33/00—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables
    • G01R33/20—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
    • G01R33/44—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance using nuclear magnetic resonance [NMR]
    • G01R33/48—NMR imaging systems
    • G01R33/54—Signal processing systems, e.g. using pulse sequences ; Generation or control of pulse sequences; Operator console
    • G01R33/543—Control of the operation of the MR system, e.g. setting of acquisition parameters prior to or during MR data acquisition, dynamic shimming, use of one or more scout images for scan plane prescription
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01R—MEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
    • G01R33/00—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables
    • G01R33/20—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
    • G01R33/28—Details of apparatus provided for in groups G01R33/44 - G01R33/64
    • G01R33/38—Systems for generation, homogenisation or stabilisation of the main or gradient magnetic field
    • G01R33/385—Systems for generation, homogenisation or stabilisation of the main or gradient magnetic field using gradient magnetic field coils
    • G01R33/3854—Systems for generation, homogenisation or stabilisation of the main or gradient magnetic field using gradient magnetic field coils means for active and/or passive vibration damping or acoustical noise suppression in gradient magnet coil systems

Landscapes

  • Physics & Mathematics (AREA)
  • Condensed Matter Physics & Semiconductors (AREA)
  • General Physics & Mathematics (AREA)
  • Engineering & Computer Science (AREA)
  • Signal Processing (AREA)
  • High Energy & Nuclear Physics (AREA)
  • Magnetic Resonance Imaging Apparatus (AREA)

Abstract

本发明提供一种磁共振成像装置及磁共振成像装置中的脉冲序列计算方法。本发明的目的是执行MRI装置的脉冲序列来进行拍摄时，不对施加时间进行延长而充分确保粉碎的施加量后，实现静音化。关于MRI装置搭载的脉冲序列，脉冲序列所包含的至少一个倾斜磁场是具有将在时间轴方向偏离的两个以上的基本波合成而得的形状即合成波形的脉冲，基本波具有上凸的平滑变化的波形。通过MRI装置的计算机的波长变换部或外部的计算机，从一个或多个基本的梯形或三角形脉冲中生成合成波形的脉冲。

Description

磁共振成像装置及磁共振成像装置中的脉冲序列计算方法
技术领域
本发明涉及一种磁共振成像装置，尤其涉及一种对通过倾斜磁场产生的声音进行抑制的技术。
背景技术
磁共振成像(MRI)装置是使横切被检体的任意的剖面内的氢原子核产生核磁共振，根据产生的核磁共振信号对该剖面内的断层像进行拍摄的医用图像诊断装置。一般，施加用于确定拍摄面的切片(slice)倾斜磁场的同时，给予用于激发该面内的磁化的激发脉冲，由此得到在激发的磁化收敛的阶段所产生的核磁共振信号(回波)。为了向磁化给予位置信息，在从激发至得到回波为止的期间，在断层面内施加相互垂直的方向的相位编码倾斜磁场和读取(readout)倾斜磁场。
根据预先设定的脉冲序列，来施加用于产生回波的脉冲和各倾斜磁场。已知该脉冲序列有与目的对应的各种脉冲序列。
在这样的脉冲序列中，一般高速地接通/断开梯形波形的倾斜磁场，因此在孔腔(bore)内产生80dB至100dB以上的非常大的声音。即使放置在孔腔内的被检查对象戴上了耳机或耳塞等，该声音的大小也会使他们产生不快。此外，这样的声音与高磁场一起变大，因此在3T(特斯拉)以上的高磁场机中，需要采取对策。
作为静音技术，提出了使倾斜磁场波形的形状发生变化的技术(非专利文献1、非专利文献2等)。已知的有：一般，由倾斜磁场产生的声音通过装置固有的频率响应函数(FRF：frequency response function)与倾斜磁场波形的频率分布的乘积来表示，在FRF值较小的频率中声音变小(非专利文献3)。非专利文献1公开了从FRF 200Hz以下的成分非常变小的情况，使用低通滤波器来抑制倾斜磁场波形的其以上的频率成分时，能够使声音变小。具体而言，为了静音，提出了梯形波的倾斜磁场脉冲通过低通滤波器后上升沿和下降沿的强度平缓地变化的方法。
此外，在非专利文献2中提出了将读取和相位编码的倾斜磁场脉冲变换成正弦波形的方法。
在MRI中，根据倾斜磁场的时间积分值或部分区间的强度来决定空间分辨率或视野等的拍摄条件，从而即使静音后也不能使该积分值或强度发生变化。因此，基于非专利文献1所记载的方法的静音后的倾斜磁场波形存在施加时间变长，无法应用于在施加倾斜磁场脉冲的间隔没有充裕的时间的高速脉冲序列中的问题。
对此，在非专利文献2所记载的技术中，将读取和相位编码变成正弦波，即使在高速序列中也实现了静音。但是，希望在高速方法中应用的非专利文献2的方法中，在切片倾斜磁场脉冲中没有使用正弦波。或者限定于无需使用切片倾斜磁场的3D拍摄。这是因为将切片倾斜磁场脉冲变成正弦波时，切片曲线发生变化，以及无法充分保证切片倾斜磁场后的粉碎(crusher)的施加量(强度的时间积分值)。
此外，对于读取倾斜磁场脉冲，通过变成正弦波形，强度的最大值变大。因此，与梯形波的情况相比，存在采样带宽变大SN比下降的问题。
除了这些问题外，还存在作为拍摄条件之一的回波时间TE依存于重复时间TR因此无法任意地进行设定、读取方向的粉碎的施加量依存于读取脉冲因此无法任意地进行设定这样的针对脉冲序列设计的自由度的制约。
现有技术文献
非专利文献
非专利文献1：Hedeen RA.Edelstein WA.Characterization and Prediction ofGradient Acoustic Noise in MR Imagers.Magn Reson Med 1997；37:7-10.
非专利文献2：Hennel F.Girard F.Loenneker T.“Silent”MRI With SoftGradient Pulses.Magn Reson Med 1999；42:6-10.
非专利文献3：Hennel F.Fast Spin Echo and Fast Gradient Echo MRI WithLow Acoustic Noise.Magn Reson Med 2001；13:960-966.
发明内容
鉴于上述现有的问题点，本发明的目的是提供一种确保脉冲序列设计的自由度的静音技术。
为了解决上述课题，本发明的MRI装置使用合成多个基本波而得的合成波的形状的倾斜磁场脉冲作为倾斜磁场脉冲。
即，本发明的MRI装置具备：静磁场磁铁，其产生静磁场；倾斜磁场线圈，其在所述静磁场磁铁产生的静磁场内产生倾斜磁场；高频线圈，其产生高频磁场，并且检测出核磁共振信号；以及控制部，其根据预定的脉冲序列来驱动所述倾斜磁场线圈以及高频线圈，所述脉冲序列中包含的至少一个倾斜磁场是具有将在时间轴方向偏离的两个以上的基本波合成而得的形状即合成波形的脉冲，所述基本波具有上凸的平滑变化的波形。
此外，本发明的MRI装置具备：静磁场磁铁，其产生静磁场；倾斜磁场线圈，其在所述静磁场磁铁产生的静磁场内产生倾斜磁场；高频线圈，其产生高频磁场，并且检测出核磁共振信号；控制部，其根据预定的脉冲序列来驱动所述倾斜磁场线圈以及高频线圈；以及计算机，其对所述脉冲序列中包含的倾斜磁场脉冲的波形进行计算，所述计算机基于以纵轴为强度，横轴为时间的预定的脉冲形状，使用多个具有上凸的平滑变化的波形的基本波，使该多个基本波在时间轴方向偏离后进行合成，来算出具有一个合成波形的脉冲。
并且，本发明提供一种搭载在磁共振成像装置中的脉冲序列的计算方法、用于使计算机执行该方法的程序以及对该程序进行了记录的介质。该脉冲序列计算方法具备如下的步骤：对所述脉冲序列中包含的切片选择倾斜磁场脉冲，基于以纵轴为强度，横轴为时间的预定的脉冲形状，算出具有上凸的平滑变化的波形的第一倾斜磁场脉冲的步骤；算出与所述第一倾斜磁场脉冲同时施加的高频磁场脉冲的步骤；判定算出的所述高频磁场脉冲的比吸收率(SAR)在阈值以内还是超过了阈值的步骤；以及当所述比吸收率在阈值以内时，设定所述倾斜磁场脉冲为所述脉冲序列的切片倾斜磁场，当所述比吸收率超过阈值时，对所述切片选择倾斜磁场，基于以纵轴为强度，横轴为时间的预定的脉冲形状，使用多个具有上凸的平滑变化的波形的基本波，使该多个基本波在时间轴方向偏离后进行合成，来算出具有一个合成波形的第二倾斜磁场脉冲，并设定为所述脉冲序列的切片倾斜磁场的步骤。
本发明的MRI装置所采用的倾斜磁场脉冲是将具有上凸的平滑地变化的波形的基本波合成而得的脉冲，因此具有与正弦波等同样的静音效果。此外，由于是合成波，因此与三角形或梯形的倾斜磁场时间积分值以及施加时间相等，并且能够使最大值几乎相等。由此，能够不会对施加时间或其他粉碎倾斜磁场脉冲产生影响地设计脉冲序列。
附图说明
图1是表示应用本发明的MRI装置的整体概要的框图。
图2是说明计算机功能的图。
图3是表示第一实施方式的脉冲序列的一例的图。
图4是表示第一实施方式的波形变换处理流程的图。
图5是表示基本波的图，(a)是表示正弦波形的图，(b)是表示通过高斯函数表示的波形。
图6是说明从梯形向正弦波形变换的图，(a)是表示梯形与从这些生成的正弦波形的关系的图，(b)～(d)分别是表示梯形波与正弦波的频率分布的差异的图。
图7是表示合成多个正弦波而得的倾斜磁场波形的一例的图。
图8是表示合成多个正弦波而得的倾斜磁场波形的其他例的图。
图9是说明使用了图7的正弦波的切片选择倾斜磁场时的、RF脉冲波形的变更的图，(a)是表示RF脉冲波形的变更的图，(b)是表示变更后的曲线的图，(c)是表示变更前的曲线的图。
图10是说明使用了单一的正弦波形的切片选择倾斜磁场时的、RF脉冲波形的变更的图，(a)是表示RF脉冲波形的变更的图，(b)是表示变更后的曲线的图。
图11是表示倾斜磁场脉冲的波形变换处理的流程的一例的图。
图12是说明从相邻的两个倾斜磁场向一个正弦波形的倾斜磁场变换的图。
图13是说明从相邻的三个倾斜磁场向一个倾斜磁场波形变换的图，(a)表示一个正弦波形向倾斜磁场变换，(b)表示合成波形向倾斜磁场变换。
图14是表示从相邻的三个倾斜磁场向合成波形变换的其他例子的图。
图15是说明用于确认基于第一实施方式的效果的测定的图。
图16是表示图3的脉冲序列的变更例的图。
图17是表示第二实施方式的脉冲序列的一例的图。
图18是表示第二实施方式的脉冲序列的其他例子的图。
符号说明
101 静磁场磁铁
102 倾斜磁场线圈
104 序列发生器
106 RF发生部
109 计算机
1093 波形变换部
111 存储介质
具体实施方式
本实施方式的MRI装置具备：产生静磁场的静磁场磁铁(101)、在静磁场磁铁产生的静磁场内产生倾斜磁场的倾斜磁场线圈(102)、产生高频磁场并且检测出核磁共振信号的高频线圈(以下，称为RF线圈)(107)以及根据预定的脉冲序列来驱动倾斜磁场线圈以及RF线圈的控制部(104、109)。在预定的脉冲序列中包含的至少一个倾斜磁场是具有将在时间轴方向偏离的两个以上的基本波合成而得的形状(合成波形)的脉冲，基本波具有上凸的平滑变化的波形。
基本波例如是强度被补偿(offset)后极性为单一的一个周期的正弦函数状的波形，或高斯函数状的波形。此外，合成波形的倾斜磁场脉冲与三角形或梯形的倾斜磁场脉冲的施加开始点和施加结束点相同，面积(时间积分值)相同，并且时间方向的中心的强度在所述三角形或梯形的倾斜磁场脉冲的强度以下。
控制部具有对合成波形的倾斜磁场脉冲的符号、强度(最大强度)、施加开始时间、施加结束时间、施加时间等参数进行变更的功能(波形变换部的功能)。
合成波形的倾斜磁场脉冲是切片选择倾斜磁场、切片编码倾斜磁场、相位编码倾斜磁场(以下，根据需要将切片编码倾斜磁场以及相位编码倾斜磁场统称为编码倾斜磁场)以及读取倾斜磁场中的一种以上。当合成波形的倾斜磁场脉冲为切片选择倾斜磁场时，与切片选择脉冲的形状对应地，对高频线圈产生的高频磁场脉冲进行变更(高频脉冲生成部的功能)。
以下，参照附图，对本实施方式的MRI装置和其动作进行说明。
首先，对本实施方式的MRI装置进行说明。图1是表示本实施方式的MRI装置100的概要结构的框图。MRI装置100具备：产生静磁场的磁铁101、产生倾斜磁场的倾斜磁场线圈102、序列发生器104、倾斜磁场电源105、RF发生部106、照射高频磁场并且检测NMR信号的收发线圈107、接收器108、计算机109、用户接口110以及存储介质111。在图中，收发线圈107是单一的线圈，但也可以分别具备发送线圈和接收线圈。
将被检体(例如，生物体)103放置在磁铁101产生的静磁场空间内的床(平台)上。此外，序列发生器104向倾斜磁场电源105和RF发生部106发送命令，使其分别产生倾斜磁场以及高频磁场。高频磁场通过收发线圈107后施加给被检体103。通过收发线圈107接收从被检体103产生的NMR信号，并通过接收器108进行检波。通过序列发生器104设置作为检波基准的核磁共振频率(检波基准频率f0)。将被检波的信号发送给计算机109，在此进行图像重构等信号处理。将其结果显示在用户接口110上。根据需要，也可以将被检波的信号或测定条件存储在存储介质111中。
序列发生器104作为控制部发挥功能，以便控制成各装置以预先编程的定时、强度进行动作。将程序中的、尤其表示高频磁场、倾斜磁场、信号接收定时或强度的程序称为脉冲序列(拍摄序列)。在本实施方式的MRI装置100中，可以使用任意的脉冲序列。根据拍摄来选择并执行预订的脉冲序列，由此进行拍摄。
计算机109向序列发生器104指示根据预定的脉冲序列来测量NMR信号(回波)，因此如图2所示具备：将测量出的回波配置在k空间中的回波测量部1091、根据配置在k空间中的回波来重构图像的图像重构部1092以及对倾斜磁场脉冲的波形进行变换的波形变换部(脉冲序列计算部)1093。
回波测量部1091以及图像重构部1092的功能在没有特别提及时，与现有的MRI装置相同，因此省略说明。波形变换部1093是构成本实施方式的特征的功能，将默认设置在序列发生器104上的脉冲序列的倾斜磁场脉冲变换成使用了强度变化平缓的一个极性的基本波的合成波形的倾斜磁场脉冲。成为基本的倾斜磁场脉冲的形状通常是三角形或梯形(矩形)，从存储介质111(或序列发生器104)读出其符号(极性)、强度(最大强度)、施加开始时间、施加结束时间、施加时间等参数后使用。
计算机109的CPU将存储在存储介质111中的程序下载到存储器上后执行，来实现计算机109各部的功能。也可以通过计算机109以外的计算机来执行波形变换部1093的程序，并将包括得到的变换波形的脉冲序列存储在存储介质111中。
以下，以波形变换部1093的处理为中心，对实施方式进行说明。
＜第一实施方式＞
本实施方式是将本发明应用于2D-SE(Spin Echo，自旋回波)序列中的实施方式，在该脉冲序列所包括的多个倾斜磁场中使用合成波形的倾斜磁场脉冲。
图3表示2D-SE序列。在图中，以虚线为界限，左侧表示基本的2D-SE序列200，右侧表示变换倾斜磁场脉冲后的2D-SE序列300。此外，在本图中，RF、Gs、Gp、Gf分别表示高频磁场、切片倾斜磁场、相位编码倾斜磁场、读取倾斜磁场。A/D表示回波信号的采样时间。横轴为时间(以下，在脉冲序列图中也相同)。基本2D-SE序列的各倾斜磁场脉冲是梯形波或三角波。
在该基本脉冲序列200中，首先，施加切片选择倾斜磁场脉冲As1，并且照射高频磁场(RF)脉冲Ar1，来激发对象物体内的切片的磁化。接着，施加切片重相(slice rephase)倾斜磁场脉冲Bs1和向磁化的相位附加相位编码方向的位置信息的相位编码倾斜磁场脉冲Ap1、去相用读取倾斜磁场Af1。然后，向各轴施加用于压制不需要的信号的粉碎脉冲Cs1、Bp1、Bf1，之后一起照射切片选择倾斜磁场脉冲Ds1和重聚焦(refocus)脉冲Br1，再次施加粉碎脉冲Es1、Cp1、Cf1。之后，施加用于附加读取方向的位置信息的读取倾斜磁场脉冲Df1的同时，在采样时间对磁共振信号(回波)进行测量，最后向三轴施加粉碎脉冲Fs1、Dp1、Ef1。将从高频磁场脉冲Ar1的照射开始至回波峰值为止的时间称为回波时间TE。
使相位编码倾斜磁场脉冲Ap1的强度(相位编码量)的变化的同时，在重复时间TR重复以上的顺序，测量所选择的切片的图像重构所需要的回波。并且，通过使切片位置变化来进行同样的测量，能够得到多个切片的图像数据。切片位置根据高频磁场脉冲的频率来变化。
对于该基本脉冲序列200，在右侧的脉冲序列300中，各脉冲的施加定时相同，但增加了下面的变更。首先，将切片选择倾斜磁场脉冲As1、Ds1分别变换为合成波的倾斜磁场脉冲As3、Ds2。此外，读取倾斜磁场Df1和与其相邻的两个粉碎脉冲Cf1一起，被变换为一个合成波的倾斜磁场脉冲Cf3。其他的倾斜磁场脉冲作为单独或与相邻的倾斜磁场脉冲一体变换为一极性增加以及减少平滑的波形。此外，在图中没有明确示出差异，但随着切片选择倾斜磁场脉冲As1、Ds1的变更，RF脉冲Ar1、Br1的波形变化为Ar2和Br2。
图4表示这些波形的变换处理的顺序的概要。
首先，读出成为处理对象的脉冲序列，并读出各倾斜磁场脉冲的参数(符号、施加量、施加时间、施加开始时间、施加结束时间)(步骤S1)。接着，例如按照倾斜磁场脉冲的施加顺序，来进行向合成波形的变换。在图示的例子中，首先进行切片倾斜磁场的波形变换(S2、S3)，之后，进行倒卷(rewind)倾斜磁场/编码倾斜磁场的波形变换(S5、S6)，进行读出倾斜磁场的波形变换(S7、S8)，但对顺序不进行特别的限定。
对切片倾斜磁场进行波形变换处理时，与这些同时照射的RF脉冲的波形也发生变更(S4)。
此外，对切片倾斜磁场以外的倾斜磁场脉冲判断是否存在相邻而同轴的倾斜磁场脉冲，当存在同轴的倾斜磁场时，对将互相相邻的倾斜磁场脉冲的脉冲合成而得的脉冲，生成一个合成波形(S6、S8)。另外，相邻的倾斜磁场脉冲是大致连续施加的倾斜磁场脉冲，之间没有RF脉冲的施加。
对成为对象的脉冲序列所包含的所有倾斜磁场进行上述的处理(S9)，完成波形变换处理。以下，对每个处理的细节进行说明。
《切片选择倾斜磁场脉冲的变换》
波形变换部使具有上部凸的平滑变化的波形的基本波在时间轴方向偏离后进行合成，来生成切片选择倾斜磁场脉冲。此时，生成的切片选择倾斜磁场脉冲与成为基本的切片选择倾斜磁场脉冲的符号、施加量(时间积分值)、施加开始时间以及施加结束时间大致相同，与RF脉冲的强度为最大值的时刻(峰值位置的时刻)的强度相同或在其以下。将成为基本的切片选择倾斜磁场脉冲的参数(符号、施加量(时间积分值)、施加开始时间以及施加结束时间)从序列发生器104或存储介质111中预先设定的脉冲序列中读出
图5表示在合成中所使用的基本波的例子。图5(a)是强度被补偿而极性为单一的一个周期的正弦函数状的波形，通过下式(1-1)来表示。通过式(1-2)来表示该基本波的面积(SO)。将图表的横轴设成时间，将纵轴设成倾斜磁场强度(相对值)时，面积SO相当于该波形的倾斜磁场脉冲的施加量。将倾斜磁场强度的最大值设成1时，SO＝0.5。
【式1】
图5(b)是高斯函数状的波形，通过下式(2-1)来表示。
【式2】
式(2-1)是高斯函数的一种即正规分布函数，在式中，m、s分别是平均和标准偏差。图5(b)是在式(2-1)中设成m＝0.5、s＝0.15时的波形，最大值为2.66。该基本波的面积(SO1)通过式(2-2)来表示，SO1＝1。
另外，在以下的说明中，以基本波为正弦波时为例进行说明。
在此，判断是否可以仅使用单一的基本波。图6(a)表示基于梯形的倾斜磁场脉冲As1生成了正弦波的倾斜磁场脉冲As2的情况。该倾斜磁场脉冲(正弦波形脉冲)As2由式(3-1)记述，与倾斜磁场脉冲As1的施加开始时刻和施加结束时刻大致相等，并且面积相等。将倾斜磁场脉冲As2的最大强度(峰值强度)g2通过式(3-2)来表示。在式(3-2)中，S1是梯形波形的面积。
【式3】
fA(t)＝g2f((t-t0)/(t2-t1)) (3-1)
g2＝S1/((t2-t1)S0) (3-2)
例如，切片选择倾斜磁场脉冲As1的强度为4.5mT/m，施加开始时刻和施加结束时刻分别为0.1ms和3.5ms，施加时间为3.4ms。此外，与该切片选择倾斜磁场脉冲As1同时照射的RF脉冲Ar1的施加开始时刻和施加结束时刻分别为0.2ms和3.4ms，与倾斜磁场脉冲As1的施加时间大致相等。此时，正弦波形脉冲的峰值强度g2为8.7mT/m。
这样，通过将倾斜磁场脉冲从梯形波变换成相同施加时间、相同时间积分值的正弦波形，倾斜磁场脉冲的频率分布整体降低。图6(b)表示两个波形的频谱。梯形脉冲As1的频谱在300Hz以下较大，在其以上可以广泛分布至2000Hz。对此，正弦波形脉冲As2的频谱仅为500Hz以下的成分。如上所述，通过将梯形波变换成正弦波，消除较高的频率成分，仅成为较低的频率成分。由此，能够使由倾斜磁场产生的声音变小。其程度依存于装置固有的FRF的形状。
另外，RF脉冲的施加时间为0.2ms至3.4ms，因此将梯形波与正弦波的强度决定成该施加时间内的面积分别相等更准确，能够使基于波形变更导致的切片曲线的变化变得更小。此时，时刻0.2ms至3.4ms为止的梯形波的面积为4.5×(3.4-0.2)＝14.4mT/m·s，为了使该施加时间内的正弦波的面积相等，可以将正弦波的强度g2设成8.5。此时的g2相对于图6(a)的g2＝8.7是与98％大致相同的值，但成为更准确的波形变更。
如图6(a)所示，图6(b)是梯形波的施加时间为3ms左右长度的情况，可知在该情况下，因为通过将波形变换成正弦波将频率成分抑制在500Hz程度以下，因此具有降低声压级的效果。
但是，当施加时间更短时，即使将波形变换成正弦波，频率成分也分布至数kHz，从而降低声压级的效果变小。其程度依存于FRF的形状。例如如图6(c)所示，当梯形波的施加时间为2ms时(501)，即使变换成正弦波，其频率成分如502所示分布至1000Hz为止，从而无法得到施加时间为3ms时那样程度的效果。此外，如图6(d)所示，施加时间比这更短，例如为1ms时，正弦波(504)相比于梯形波(503)1kHz以上的成分相当大，因此通过将梯形波变换成正弦波反而声压级变大的可能性较高。因此，虽然依存于FRF的形状，但例如不将2ms程度以下的施加时间的波形变换成正弦波能够使声压级变小的可能性较高。因此，通过成为基本的梯形波形的施加时间没有降低声压级的效果时，即依存于MRI装置的FRF的形状，但例如在2ms程度以下时，也可以不进行向施加时间正弦波的变换。
当比较倾斜磁场脉冲As1与正弦波形As2的峰值强度时，在上述的例子中，正弦波形As2的峰值强度g2是倾斜磁场脉冲As1的峰值强度的1.9倍(8.7mT/m)。这样，当倾斜磁场脉冲强度的最大值相比于梯形波增大时，随之高频磁场脉冲的峰值的强度也变大，SAR变大。因此，当SAR超过预定的阈值(容许范围以内的值)时，通过成为组合了多个基本波形的合成正弦波形，使倾斜磁场脉冲强度的最大值变小，从而防止高频磁场脉冲的峰值强度的增加。当SAR在阈值以下时，也可以对如上所述地通过正弦波能够得到降低声压级效果的施加时间的倾斜磁场使用单一的正弦波。
图7以及下式(4-1)表示合成正弦波的例子。在图示的例子中，合成三个基本波A31、A32、A33而生成了倾斜磁场脉冲波形As3。波形As3是相加了用式(4-3)表示的周期为施加时间的一倍的一个正弦波形(A32)与用式(4-2)以及式(4-4)表示的1/2倍的两个正弦波形(A31和A33)合计三个波形而得的合成正弦波形。A32和A31的初始相位为0，A33的初始相位为施加时间的1/2。此外，如式(4-5)所示，各波形A31、A32、A33的强度g31、g32、g33相等，其值为0.5以便使合成波形As3的面积与原来的倾斜磁场波形As1的面积相等。
【式4】
fAs3(t)＝fA31(t)+fA32(t)+fA33(t) (4-1)
fA31(t)＝g31fA(2t) (4-2)
fA32(t)＝g32fA(t) (4-3)
fA33(t)＝g33fA(2(t-(t2-tl)/2)) (4-4)
g31＝g32＝g33＝0.5 (4-5)
这样，合成波形As3作为频率成分仅包括A31、A32的成分和A33的成分，因此与使用单一的正弦波的情况同样地，消除了较高的频率成分，仅成为较低的频率成分，因此能够得到静音效果。此外，RF波形的峰值位置的时刻t＝1.8ms的倾斜磁场强度与波形A32的峰值强度g32相同，小于原来的梯形波形的强度。因此，没有因波形变换导致SAR的增加。
图8以及式(5-1)表示合成正弦波的其他例子。在图示的例子中，使通过式(5-2)以及式(5-3)表示的两个相同形状的基本波A34、A35在时间轴方向偏离以便使部分相互重叠后进行合成而生成了倾斜磁场脉冲波形A3’。在式(5-2)以及式(5-3)中，g34和g35是波形A34和波形A35的强度，a1是对波形A34和波形A35的周期以及初始相位进行调整的变量。在图8所示的例子中，将g34和g35设成0.8(式(5-4))，将a1设成1.6(式(5-5))。
【式5】
fA3′(t)＝fA34(t)+fA35(t) (5-1)
fA34(t)＝g34f(a1t) (5-2)
fA3s(t)＝g3sf(a1(t-(1-1/a1))) (5-3)
g34＝g35＝0.8 (5-4)
a1＝1.6 (5-5)
该合成正弦波形A3’在时间轴方向的中央位置倾斜磁场强度大致与原来的梯形波相等。即，将合成正弦波形A3’设成切片选择倾斜磁场As3(图3)时，在RF脉冲Ar1的峰值位置的时刻，强度与原来的梯形波相同或在其以下，因此与合成正弦波形As3同样地，能够得到SAR没有增加的脉冲序列。
以上，对将与图3的激发RF脉冲Ar1同时施加的切片选择倾斜磁场As1变换成合成波形的倾斜磁场脉冲的情况进行了说明，但对与重聚焦脉冲Br1一起施加的切片选择倾斜磁场Ds1也进行同样的变换，变换成合成波形的倾斜磁场脉冲Ds2。
《RF波形的变换》
伴随将上述的切片倾斜磁场脉冲As1、Ds1变换成合成波形的倾斜磁场脉冲As2、Ds2，对与这些一起照射的RF脉冲Ar1、Br1的波形进行变更。例如，可以使用小角度近似(Small tip angle Approximation)法来算出合成为倾斜磁场波形的RF波形的变更。
图9(a)、(b)表示与图7的切片倾斜磁场脉冲As3(合成波形)对应地变更的RF脉冲603的波形和其切片曲线。在此，原来的RF脉冲601表示sinc函数的情况。能够根据式6求出该变更后的RF脉冲b As3。
【式6】
bAs3(t)＝bAs1(τ(t))fAs3(t)/fAs1(t) (6-1)
在此，b As1是原来的RF脉冲，g As1和该As2是各自下标的脉冲的倾斜磁场强度，τ被称为时间扩展函数。此外，作为参考，图9(c)表示原来的RF脉冲601的切片曲线。如图所示，可知变形后的RF脉冲波形603与原来的RF脉冲波形601相比峰值强度大致相同，其他部分也成为同等的强度。因此，SAR与原来的波形大致相等。此外，当对图9(b)的切片曲线与图9(c)进行比较时，能够确认大致没有变化。这样，通过使用RF波形的峰值时刻的倾斜磁场强度比原来的倾斜磁场强度小的合成正弦波形，能够维持与原来的RF脉冲波形同等的峰值强度，能够不增加SAR地将RF照射中的倾斜磁场脉冲变换成正弦波形的脉冲。一般，如果倾斜磁场的强度相等，则RF波形的峰值强度几乎不发生变化。因此，可知只要使RF波形的峰值时刻的合成正弦波形的强度大致等于或小于原来的倾斜磁场波形即可。
图10(a)、(b)表示作为切片选择倾斜磁场脉冲，不使用合成波形而使用图6(a)所示的单一的正弦波As2的倾斜磁场脉冲时的RF脉冲601的变形和切片曲线。在此，原来的RF脉冲601表示sinc函数。当使用了单一的正弦波时，如图10(b)所示，切片曲线几乎没有发生变化，但变形后的RF波形602的峰值强度与原来的RF脉冲601相比变大。此时，SAR成为原来波形的1.9倍，有可能超过向人体的容许度。
图11表示以上的切片倾斜磁场的波形变换处理流程的一例。首先，通过切片倾斜磁场的施加时间来判断是否进行波形变换(S11)。当不进行波形变换时，使用原来的梯形的倾斜磁场脉冲(S12)。当判断为通过进行波形变换能够得到静音效果时，首先生成与切片倾斜磁场脉冲施加时间、施加量(时间积分值)相同的正弦波(S13)，对SAR进行评价。当SAR在容许值(或预先设定的阈值)以下时(S14)使用正弦波作为倾斜磁场脉冲(S15)。当在S14中判断为超过了容许值(阈值)时，算出合成波形(S16)，设定合成波形作为倾斜磁场脉冲(S17)。对与设定的倾斜磁场脉冲同时照射RF波形进行变更(S18)。对所有的切片选择倾斜磁场脉冲重复(S11～S18)(S19)。
《其他倾斜磁场波形的变换》
对于切片选择倾斜磁场以外的倾斜磁场脉冲，也与切片选择倾斜磁场的情况同样地，首先，选择基本波(图5(a)、(b))，使用这些基本波来生成与基本波相同波形的倾斜磁场脉冲或合成基本波而得的合成波形的倾斜磁场脉冲。
但是，在切片选择倾斜磁场以外的倾斜磁场脉冲中，当存在相邻的倾斜磁场脉冲时，将这些作为一体来生成其施加时间以及施加量相等的倾斜磁场脉冲。由此，能够得到高的静音效果。例如，图3的脉冲序列的去相用读取倾斜磁场Af1与粉碎倾斜磁场Bf1相邻，在施加这些的期间没有施加RF脉冲。能够将这些倾斜磁场脉冲Af1和Bf1作为一体来施加。图12表示与倾斜磁场脉冲Af1和Bf1施加时间以及施加量相等的正弦波形状的倾斜磁场脉冲Af2。当为去相倾斜磁场或粉碎倾斜磁场时，不存在SAR问题或读取时的SN劣化的问题，因此可以使用正弦波，而不是使用基本波的合成波形。
《读取倾斜磁场的变换》
对于读取倾斜磁场，从静音化的观点出发，将相邻的倾斜磁场脉冲作为一体，变换成一个倾斜磁场脉冲。例如，将图3所示的脉冲序列的粉碎脉冲Cf1、读取倾斜磁场Df1以及粉碎脉冲Ef1作为一体，来生成与它们施加时间、施加量相等的一个正弦波或合成波形。
图13(a)表示将读取方向的上述三个倾斜磁场脉冲置换成正弦波Cf2的情况，(b)表示变换成合成波形Cf3的情况。合成波形Cf3是合成了三个基本波Cf31、Cf32、Cf33的波形。三个基本波是周期为施加时间的一倍的正弦波形Cf32、周期为施加时间的1/2倍的正弦波形Cf31、Cf33，合成波形Cf3是使正弦波形Cf31、Cf33不重叠地在时间轴方向偏离后与正弦波形Cf32合成而得的波形。将各基本波的强度g31、g32、g33决定成合成波形Cf3的面积与粉碎脉冲Cf1、读取倾斜磁场Df1以及粉碎脉冲Ef1的合计相同，在图示的例子中，设成g31＝g33＝0.8，g32＝0.4。但是，g31、g32、g33的大小是任意的，g31和g33不是必须相等。
图13(a)所示的正弦波形Cf2被看作在A/D中施加的读取倾斜磁场脉冲时，其最大强度与原来的读取倾斜磁场Df1的最大强度相比相当大，成为Df1的2.2倍。采样带宽与读取倾斜磁场脉冲的强度成比例地变大，因此此时大致成为2倍。S/N比与带宽的平方根成比例地下降，因此使用了正弦波形Cf2的脉冲时的S/N比下降为约1/1.4。
对此，当使用了图13(b)所示的合成正弦波形Cf3时，A/D期间中的平均的强度比原来的读取倾斜磁场脉冲Df1稍大，因此能够抑制S/N比的下降。
生成合成正弦波形所需要的正弦波形的数量并不局限于三个。图14表示与图8所示的合成波(式(5-1))同样地，组合两个正弦波形Cf41、Cf42而生成的合成正弦波形Cf4。此时，也决定成合成正弦波形Cf4的面积与粉碎脉冲Cf1、读取倾斜磁场Df1以及粉碎脉冲Ef1的合计相同。此外，将各基本波的强度g34和g35设成g34＝g35＝1.1，将a1设成a1＝1.7以便A/D中的倾斜磁场强度与原来的梯形波大致相同。但是，g34和g35的大小是任意的，而不是必须相等。可知将该合成正弦波形Cf4与由三个正弦波合成的合成正弦波形Cf3进行比较时，能够得到大致相等的波形。因此，与Cf3同样地，即使使用Cf4，也能够得到S/N比几乎没有下降的图像。
另外，将读取倾斜磁场脉冲变换成合成波形时，与参照图11说明的切片倾斜磁场的情况同样地，可以最初生成正弦波，将其最大强度与原来的梯形的读取倾斜磁场进行比较，根据其结果来生成合成波形。即，通过将读取倾斜磁场脉冲进行正弦波变换，图像的S/N比大幅度下降，在不能容许由此导致的画质的劣化时使用合成波形。
以上，对图4所示的波形变换处理的细节进行了说明，但这些波形变换处理如以上所述，也可以作为MRI装置的计算机109的功能来进行，但也可以通过与MRI装置不同的计算机预先进行计算，将波形变换后的脉冲序列搭载在MRI装置上。
《噪音的评价》
为了对本实施方式的静音效果进行评价，如下述那样，评估了等价噪声等级。即，对倾斜磁场波形进行傅里叶变换来求出频率分布，根据对该频率分布乘以由MRI装置测定出的A特性的FRF的结果来计算出等价噪声等级。通过麦克风测定出施加白噪声状的倾斜磁场的同时产生的声音，对测定出的声音进行频谱变换，由此得到FRF。图15表示在脉冲序列中使用的倾斜磁场波形G、其频率分布FT(G)以及测定出的FRF。图15的最下段是将倾斜磁场的频率分布与FRF相乘的结果(FT(Gx)×FRF)。
作为脉冲序列，对图3的左侧的脉冲序列200、右侧的脉冲序列300以及图16的右侧的脉冲序列310进行了评价。图16的右侧的脉冲序列310是将图16的左侧的脉冲序列200(与图3的脉冲序列200相同)的倾斜磁场脉冲置换成正弦波而不是合成波。
其结果，使用了梯形的倾斜磁场脉冲的原来的脉冲序列200的等价噪声等级为78dB。对此，图16所示的进行了正弦波形变换的脉冲序列310的等价噪声等级为59dB。通过将倾斜磁场脉冲变换成正弦波形，声压级能够降低19dB。此外，将RF脉冲照射中的倾斜磁场脉冲变换成合成正弦波形的脉冲序列300的等价噪声等级为61dB。这在几乎没有SAR的上升或SN比的下降的状态下，作为噪声降低效果实现了17dB。
<第二实施方式>
第一实施方式是在2D-SE序列中应用的实施方式，但本发明也可以应用于2D-SE序列以外的脉冲序列中。本实施方式是在梯度回波(GrE)序列中应用的实施方式。可以将GE序列应用于图17所示的三维序列(3D-GrE序列)和图18所示的二维(2D-GrE序列)中。2D-GrE序列(410、411)是省略了3D-GrE序列的切片编码的序列，除此之外大致相同，因此以下对3D-GrE序列进行说明。
图17的左半部分表示由梯形波构成的3D-GrE序列400，其右侧表示变换成正弦波形的序列401。3D-GrE序列动作，首先在切片选择倾斜磁场脉冲201的施加的同时照射高频磁场(RF)脉冲202，激发对象物体内的某切片的磁化。接着，施加用于向磁化的相位附加位置信息的切片编码倾斜磁场脉冲203、相位编码倾斜磁场脉冲204以及去相用读取倾斜磁场205。在切片编码倾斜磁场脉冲203中相加了切片重相倾斜磁场脉冲。然后，施加用于附加读取方向的位置信息的读取倾斜磁场脉冲206的同时，在A/D的采样时间207测量磁共振信号(回波)，最后施加用于分别删除切片编码和相位编码的脉冲208和209，向r轴施加粉碎脉冲210。
改变切片编码倾斜磁场脉冲203和相位编码倾斜磁场脉冲204的强度(切片编码量、相位编码量)的同时，在重复时间TR重复以上的顺序，来测量回波。
将各回波配置在三维的k空间上，通过逆傅里叶变换来重构图像。通常，将TR设成数十微秒，在T1强调像的拍摄中使用该脉冲序列，
图17右侧的脉冲序列401表示将该脉冲序列的梯形波变换成正弦波形的结果。将切片倾斜磁场脉冲201变换成通过与图7所示的合成正弦波As3同样的方法生成的合成正弦波形的切片倾斜磁场脉冲201’，将读取倾斜磁场脉冲206和粉碎倾斜磁场脉冲210作为一体，变换成通过与图13(b)所示的合成正弦波Cf3同样的方法生成的合成正弦波形的读取倾斜磁场脉冲206’。将其他的脉冲变换成施加开始时间、施加结束时间以及面积相等的正弦波形(例如，图6(a)的正弦波)。此外，RF脉冲202与倾斜磁场脉冲201的波形变换对应地，如图9(a)所示那样进行变换。
对该3D-GrE序列以及2D-GrE序列，与第一实施方式同样地，进行了使用FRF的噪声的评价时，所有脉冲序列在进行倾斜磁场波形的变换前，声压级为83dB，变换后成为71dB，得到了12dB的静音效果。由此，确认在本实施方式中也与第一实施方式同样地，在抑制了SAR的增加或S/N比的下降的基础上，能够使声压级下降。
以上，对本发明的各实施方式进行了说明，在这些实施方式中，说明了对切片倾斜磁场和读取倾斜磁场双方使用合成波形的倾斜磁场的例子，但本发明还包括切片倾斜磁场和读取倾斜磁场中的一方为合成波形的倾斜磁场的脉冲序列。此外，对将合成波形的倾斜磁场以外的倾斜磁场设成正弦波的情况进行了说明，但本发明还包括局部包含梯形或三角形的倾斜磁场脉冲的脉冲序列。
产业上的可利用性
根据本发明，在保持脉冲序列设计的自由度的同时能够实现静音。此外，根据本发明，能够抑制基于倾斜磁场波形的变更的SAR的增加或S/N比的下降。

Claims (13)

1.一种磁共振成像装置，其具备：静磁场磁铁，其产生静磁场；倾斜磁场线圈，其在所述静磁场磁铁产生的静磁场内产生倾斜磁场；高频线圈，其产生高频磁场，并且检测核磁共振信号；以及控制部，其根据预定的脉冲序列来驱动所述倾斜磁场线圈以及高频线圈，该磁共振成像装置的特征在于，
所述脉冲序列中包含的至少一个倾斜磁场是具有将在时间轴方向偏离的两个以上的基本波合成而得的形状即合成波形的脉冲，所述基本波具有上凸的平滑变化的波形。
2.根据权利要求1所述的磁共振成像装置，其特征在于，
所述控制部具备：波形变换部，其对具有所述合成波形的倾斜磁场脉冲的参数进行变更。
3.根据权利要求1所述的磁共振成像装置，其特征在于，
所述合成波形的倾斜磁场脉冲是切片选择脉冲。
4.根据权利要求3所述的磁共振成像装置，其特征在于，
具备：高频磁场脉冲生成部，其根据切片选择脉冲的形状来变更由所述高频线圈产生的高频磁场脉冲。
5.根据权利要求1所述的磁共振成像装置，其特征在于，
所述合成波形的倾斜磁场脉冲是编码脉冲。
6.根据权利要求1所述的磁共振成像装置，其特征在于，
所述合成波形的倾斜磁场脉冲是读出倾斜磁场脉冲。
7.根据权利要求1所述的磁共振成像装置，其特征在于，
所述合成波形的倾斜磁场脉冲与三角形或梯形的倾斜磁场脉冲施加开始点和施加结束点相同，面积即时间积分值大致相同，且时间方向的中心附近的强度与所述三角形或梯形的倾斜磁场脉冲的强度大致相同或在其以下。
8.根据权利要求1所述的磁共振成像装置，其特征在于，
所述基本波是强度被补偿而极性单一的一个周期的正弦函数状的波形。
9.根据权利要求1所述的磁共振成像装置，其特征在于，
所述基本波是高斯函数状的波形。
10.一种磁共振成像装置中的脉冲序列计算方法，其特征在于，该方法包括如下的步骤：
对所述脉冲序列中包含的切片选择倾斜磁场脉冲，基于以纵轴为强度，横轴为时间的预定的脉冲形状，算出具有上凸的平滑变化的波形的第一倾斜磁场脉冲的步骤；
算出与所述第一倾斜磁场脉冲同时施加的高频磁场脉冲的步骤；
判定算出的所述高频磁场脉冲的比吸收率(SAR)在阈值以内还是超过了阈值的步骤；以及
当所述比吸收率在阈值以内时，设定所述倾斜磁场脉冲作为所述脉冲序列的切片倾斜磁场，
当所述比吸收率超过阈值时，对所述切片选择倾斜磁场，基于以纵轴为强度，横轴为时间的预定的脉冲形状，使用多个具有上凸的平滑变化的波形的基本波，使该多个基本波在时间轴方向偏离后进行合成，来算出具有一个合成波形的第二倾斜磁场脉冲，并设定为所述脉冲序列的切片倾斜磁场的步骤。
11.一种磁共振成像装置中的脉冲序列计算方法，其特征在于，包括：
对所述脉冲序列中包含的至少一个倾斜磁场脉冲，基于以纵轴为强度，横轴为时间的预定的脉冲形状，使用多个具有上凸的平滑变化的波形的基本波，使该多个基本波在时间轴方向偏离后进行合成，此时，
使具有所述合成波形的脉冲的时间轴方向的开始时刻以及结束时刻与成为对象的倾斜磁场脉冲的开始时刻以及结束时刻大致相同，并且
使具有所述合成波形的脉冲的面积与成为对象的倾斜磁场脉冲的面积大致相同，算出具有一个合成波形的脉冲的步骤。
12.根据权利要求11所述的磁共振成像装置中的脉冲序列计算方法，其特征在于，
包括：选择是否根据成为所述对象的倾斜磁场脉冲的施加时间来算出合成波形的步骤。
13.根据权利要求12所述的磁共振成像装置中的脉冲序列计算方法，其特征在于，
当所述施加时间为2ms以上时，算出合成波形。
CN201510053821.6A 2014-04-09 2015-02-02 磁共振成像装置及磁共振成像装置中的脉冲序列计算方法 Active CN104977550B (zh)

Applications Claiming Priority (2)

Application Number Priority Date Filing Date Title
JP2014-080184 2014-04-09
JP2014080184A JP6291328B2 (ja) 2014-04-09 2014-04-09 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搭載されるパルスシーケンスの算出方法

Publications (2)

Publication Number Publication Date
CN104977550A CN104977550A (zh) 2015-10-14
CN104977550B true CN104977550B (zh) 2018-01-19

Family

ID=54264925

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
CN201510053821.6A Active CN104977550B (zh) 2014-04-09 2015-02-02 磁共振成像装置及磁共振成像装置中的脉冲序列计算方法

Country Status (3)

Country Link
US (1) US10048341B2 (zh)
JP (1) JP6291328B2 (zh)
CN (1) CN104977550B (zh)

Families Citing this family (12)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
DE102013213255B4 (de) * 2013-07-05 2017-06-08 Siemens Healthcare Gmbh Beschleunigte Bestimmung von Gradientenverläufen auf der Grundlage von vorherigen Gradientenverläufen
DE102013220301B4 (de) * 2013-10-08 2015-07-16 Siemens Aktiengesellschaft Ermittlung einer Ansteuersequenz für ein Magnetresonanzbildgebungssystem unter Verwendung eines Ausführbarkeitskriteriums
US9945919B2 (en) * 2014-10-09 2018-04-17 Siemens Healthcare Gmbh Systems and methods for real time gradient timing modification
WO2016162957A1 (ja) * 2015-04-07 2016-10-13 株式会社日立製作所 磁気共鳴イメージング装置
JP6590514B2 (ja) * 2015-05-07 2019-10-16 株式会社日立製作所 磁気共鳴イメージング装置及び方法
DE102016213042A1 (de) * 2016-07-18 2018-01-18 Siemens Healthcare Gmbh Verfahren zur Aufnahme von Kalibrierungsdaten für GRAPPA-Algorithmen
CN106199472B (zh) * 2016-07-28 2019-04-30 华东师范大学 一种磁共振成像脉冲序列延时校正方法
DE102017207631B4 (de) * 2017-05-05 2019-06-06 Siemens Healthcare Gmbh Vorrichtung und Verfahren für eine asymmetrische Busschnittstelle einer Lokalspule
JP7020930B2 (ja) * 2018-01-24 2022-02-16 富士フイルムヘルスケア株式会社 磁気共鳴イメージング装置、磁気共鳴イメージングシステム及びパラメータ推定方法
JP7008342B2 (ja) * 2019-03-05 2022-01-25 株式会社Sportip 運動評価システム
US11340323B2 (en) * 2020-01-06 2022-05-24 General Electric Company Low acoustic noise magnetic resonance image acquisition
CN113075603B (zh) * 2021-03-25 2022-07-29 上海交通大学 磁共振成像脉冲序列设计方法

Family Cites Families (15)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US5054489A (en) * 1988-10-06 1991-10-08 The Trustees Of The University Of Pennsylvania Magnetic resonance imaging using spatial modulation of magnetization
JPH07299047A (ja) * 1994-05-10 1995-11-14 Ge Yokogawa Medical Syst Ltd Ｍｒｉ装置における勾配磁場印加方法およびｍｒｉ装置
US6566877B1 (en) * 2000-12-26 2003-05-20 Koninklijke Philips Electronics, N.V. Band-limited gradient waveforms
US6541971B1 (en) * 2001-06-28 2003-04-01 Koninklijke Philips Electronics, N.V. Multi-dimensional spatial NMR excitation
JP5063107B2 (ja) * 2006-12-28 2012-10-31 株式会社日立製作所 磁気共鳴検査装置
JP5127310B2 (ja) * 2007-06-11 2013-01-23 株式会社日立メディコ 磁気共鳴イメージング装置
JP2009254629A (ja) * 2008-04-17 2009-11-05 Toshiba Corp 磁気共鳴イメージング装置
CN101339232B (zh) * 2008-08-13 2012-05-23 宁波鑫高益磁材有限公司 一种用于磁共振成像系统中射频脉冲的合成方法
JP5633899B2 (ja) * 2009-06-30 2014-12-03 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
CN102481116B (zh) * 2009-09-30 2015-02-18 株式会社日立医疗器械 倾斜磁场线圈以及磁共振成像装置
EP2548503A1 (en) * 2010-05-27 2013-01-23 Kabushiki Kaisha Toshiba Magnetic resonance imaging device
EP2508910B1 (en) * 2011-03-22 2020-08-19 Toshiba Medical Systems Corporation Magnetic resonance imaging system and process
WO2013002233A1 (ja) * 2011-06-30 2013-01-03 株式会社 日立メディコ 磁気共鳴イメージング装置および傾斜磁場波形推定方法
JP2014027547A (ja) * 2012-07-27 2014-02-06 Nippon Telegr & Teleph Corp <Ntt> 経路選択方法及び装置
JP6151697B2 (ja) * 2012-08-13 2017-06-21 株式会社日立製作所 磁気共鳴イメージング装置及び磁気共鳴イメージング方法

Also Published As

Publication number Publication date
CN104977550A (zh) 2015-10-14
JP6291328B2 (ja) 2018-03-14
US20150293197A1 (en) 2015-10-15
US10048341B2 (en) 2018-08-14
JP2015198818A (ja) 2015-11-12

Similar Documents

Publication Publication Date Title
CN104977550B (zh) 磁共振成像装置及磁共振成像装置中的脉冲序列计算方法
US20190049536A1 (en) System and method for reducing acoustic noise level in mr imaging
US8030920B2 (en) Method and system for modifying pulse sequences
CN103596496B (zh) 磁共振成像装置以及倾斜磁场波形推定方法
CN106456048B (zh) 磁共振成像装置以及梯度磁场波形调整方法
WO2019165656A1 (zh) 一种磁共振成像系统涡流补偿方法
JP2004024783A5 (zh)
JP2017513627A (ja) 縮小視野磁気共鳴イメージングのシステムおよび方法
JP6038654B2 (ja) 磁気共鳴イメージング装置及び振動誤差磁場低減方法
WO2014126134A1 (ja) 磁気共鳴イメージング装置及び不要コントラスト低減方法
US9557397B2 (en) Method for manipulating the MRI&#39;s protocol of pulse-sequences
Lingala et al. Feasibility of through‐time spiral generalized autocalibrating partial parallel acquisition for low latency accelerated real‐time MRI of speech
CN106659419A (zh) 磁共振成像装置及磁共振成像方法
JP6615184B2 (ja) 磁気共鳴イメージング装置
JP5960134B2 (ja) 磁気共鳴イメージング装置及びフリップ角決定方法
JP2006334050A (ja) 磁気共鳴イメージング装置
JP3814354B2 (ja) 磁気共鳴血管造影像を作成する方法及び装置
JPH06296599A (ja) 検査領域の二次元又は三次元画像化のためのｍｒ方法および該方法を実施するための装置
JP5808659B2 (ja) 磁気共鳴イメージング装置及びＴ１ρイメージング法
WO2009081786A1 (ja) 磁気共鳴イメージング装置及び磁化率強調画像撮影方法
WO2018021024A1 (ja) 磁気共鳴イメージング装置
US7974679B2 (en) Method and apparatus to reduce image intensity variation during MR data acquisition
JP5289011B2 (ja) 磁気共鳴イメージング装置および画像再構成方法
JP4929239B2 (ja) Ｍｒｉ装置
JP5593065B2 (ja) 磁気共鳴イメージング装置、及び、検査シーケンス生成方法

Legal Events

Date Code Title Description
C06 Publication
PB01 Publication
C10 Entry into substantive examination
SE01 Entry into force of request for substantive examination
C41 Transfer of patent application or patent right or utility model
TA01 Transfer of patent application right

Effective date of registration: 20160725

Address after: Tokyo, Japan, Japan

Applicant after: Hitachi Ltd.

Address before: Tokyo, Japan, Japan

Applicant before: Hitachi Medical Corporation

GR01 Patent grant
GR01 Patent grant
TR01 Transfer of patent right
TR01 Transfer of patent right

Effective date of registration: 20211117

Address after: Chiba County, Japan

Patentee after: Fujifilm medical health Co.,Ltd.

Address before: Tokyo, Japan

Patentee before: Hitachi, Ltd.