JP2005152655A - Mrデータ収集中のrf電力蓄積を低減する方法及び装置 - Google Patents

Mrデータ収集中のrf電力蓄積を低減する方法及び装置 Download PDF

Info

Publication number
JP2005152655A
JP2005152655A JP2004342477A JP2004342477A JP2005152655A JP 2005152655 A JP2005152655 A JP 2005152655A JP 2004342477 A JP2004342477 A JP 2004342477A JP 2004342477 A JP2004342477 A JP 2004342477A JP 2005152655 A JP2005152655 A JP 2005152655A
Authority
JP
Japan
Prior art keywords
computer
excitation
coil
storage medium
readable storage
Prior art date
Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
Granted
Application number
JP2004342477A
Other languages
English (en)
Other versions
JP2005152655A5 (ja
JP4897212B2 (ja
Inventor
Yudong Zhu
ユドン・チュー
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.)
General Electric Co
Original Assignee
General Electric Co
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 General Electric Co filed Critical General Electric Co
Publication of JP2005152655A publication Critical patent/JP2005152655A/ja
Publication of JP2005152655A5 publication Critical patent/JP2005152655A5/ja
Application granted granted Critical
Publication of JP4897212B2 publication Critical patent/JP4897212B2/ja
Active legal-status Critical Current
Anticipated expiration legal-status Critical

Links

Classifications

    • GPHYSICS
    • G01MEASURING; TESTING
    • G01RMEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
    • G01R33/00Arrangements or instruments for measuring magnetic variables
    • G01R33/20Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
    • G01R33/44Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance using nuclear magnetic resonance [NMR]
    • G01R33/48NMR imaging systems
    • G01R33/54Signal processing systems, e.g. using pulse sequences ; Generation or control of pulse sequences; Operator console
    • G01R33/56Image enhancement or correction, e.g. subtraction or averaging techniques, e.g. improvement of signal-to-noise ratio and resolution
    • G01R33/561Image 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
    • G01R33/5611Parallel magnetic resonance imaging, e.g. sensitivity encoding [SENSE], simultaneous acquisition of spatial harmonics [SMASH], unaliasing by Fourier encoding of the overlaps using the temporal dimension [UNFOLD], k-t-broad-use linear acquisition speed-up technique [k-t-BLAST], k-t-SENSE
    • GPHYSICS
    • G01MEASURING; TESTING
    • G01RMEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
    • G01R33/00Arrangements or instruments for measuring magnetic variables
    • G01R33/20Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
    • G01R33/28Details of apparatus provided for in groups G01R33/44 - G01R33/64
    • G01R33/32Excitation or detection systems, e.g. using radio frequency signals
    • G01R33/34Constructional details, e.g. resonators, specially adapted to MR
    • G01R33/341Constructional details, e.g. resonators, specially adapted to MR comprising surface coils
    • G01R33/3415Constructional details, e.g. resonators, specially adapted to MR comprising surface coils comprising arrays of sub-coils, i.e. phased-array coils with flexible receiver channels
    • GPHYSICS
    • G01MEASURING; TESTING
    • G01RMEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
    • G01R33/00Arrangements or instruments for measuring magnetic variables
    • G01R33/20Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
    • G01R33/44Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance using nuclear magnetic resonance [NMR]
    • G01R33/48NMR imaging systems
    • G01R33/54Signal processing systems, e.g. using pulse sequences ; Generation or control of pulse sequences; Operator console
    • G01R33/56Image enhancement or correction, e.g. subtraction or averaging techniques, e.g. improvement of signal-to-noise ratio and resolution
    • G01R33/561Image 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
    • G01R33/5611Parallel magnetic resonance imaging, e.g. sensitivity encoding [SENSE], simultaneous acquisition of spatial harmonics [SMASH], unaliasing by Fourier encoding of the overlaps using the temporal dimension [UNFOLD], k-t-broad-use linear acquisition speed-up technique [k-t-BLAST], k-t-SENSE
    • G01R33/5612Parallel RF transmission, i.e. RF pulse transmission using a plurality of independent transmission channels
    • GPHYSICS
    • G01MEASURING; TESTING
    • G01RMEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
    • G01R33/00Arrangements or instruments for measuring magnetic variables
    • G01R33/20Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
    • G01R33/28Details of apparatus provided for in groups G01R33/44 - G01R33/64
    • G01R33/288Provisions within MR facilities for enhancing safety during MR, e.g. reduction of the specific absorption rate [SAR], detection of ferromagnetic objects in the scanner room

Landscapes

  • Physics & Mathematics (AREA)
  • Condensed Matter Physics & Semiconductors (AREA)
  • General 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)
  • Magnetic Resonance Imaging Apparatus (AREA)

Abstract

【課題】 望ましい励起プロフィールを実現するための、送信コイルアレイによる並列励起の方法及び装置を提供する。
【解決手段】 対応するRFパルス合成器及び増幅器(74)を有する複数の送信コイル(70、72)からなるシステム(10)が開示される。また、イメージングボリュームにわたるRF電力蓄積を動的に制御するための各送信コイル(72)への特定のRFパルスを設計する方法も開示され、送信コイル(72)による並列励起が、望ましい励起プロフィールの正確な生成を容易としながら、被検体へのRF電力蓄積の管理を可能にする。本発明はまた、走査時間の短縮に対応し、且つ任意のコイルアレイ幾何形状に適用可能である。
【選択図】 図2

Description

本発明は、一般に、MRイメージングに関し、より詳細には、望ましい励起プロフィールを実現するための、送信コイルアレイによる並列励起の方法及び装置に関する。更に本発明は、コイルアレイのコイル間の相互結合を考慮し且つ任意のコイル幾何形状に適用される並列励起パルス設計方法に関する。更に本発明は、被検体へのRF電力蓄積を低減させる、イメージングボリューム全体にわたる目標RF励起に関する。
ヒト組織などの物質が均一な磁場(分極磁場B)にさらされると、組織内のスピンの個々の磁気モーメントは、この分極磁場と整列しようとするが、これら固有のラーモア周波数で分極磁場の周りをランダムに歳差運動する。物質又は組織が、x−y平面内にあり且つラーモア周波数の近傍にある磁場(励起磁場B)にさらされると、正味の整列したモーメント、又は「縦磁化」Mzは、x−y平面に向かって回転又は「傾斜」して、正味の横磁気モーメントMtを生成することができる。励起信号Bを停止させた後、励起されたスピンによって信号が放出され、この信号を受信して処理し、画像を形成することができる。
これらの信号を利用して画像を作成する際には、磁場勾配(Gx、Gy及びGz)が用いられる。典型的には、撮像対象領域は、使用される特定の局所化方法に従ってこれらの勾配が変化する一連の測定サイクルによって走査される。結果として得られた受信NMR信号のセットは、多くの周知の再構成技法のうちの1つを用いてデジタル化され、処理され、画像が再構成される。
空間的選択励起は、信号寄与ボリュームのサイズを制限しながら横方向磁化を励起するためにMRイメージングにおいて広く使用される。スライス選択励起は最も一般的に使用されており、信号寄与ボリュームを信号収集中の空間エンコーディングを簡素化する固定スライスに限定して、データ収集又は走査時間を短縮させる。1つよりも多い次元に沿った局所化をもたらす多次元励起が、走査時間のこの短縮を促進するために使用されてきた。例えば、局在化スペクトロスコピー、関心領域の縮小された撮影領域走査、独特な形状の目標生体組織のイメージング、及び短縮されたエコートレイン長を用いるエコープラナー・イメージング(EPI)は、これらが短縮された走査時間に対応していることから通常実施されるアプリケーションである。更に、選択励起を用いるかなり大きなボリュームにわたるプロフィール(反転、位相及び周波数)制御が、Bの不均一性又は勾配の非直線性の存在下における励起プロフィール忠実度を改善するため及び磁化率アーチファクトを低減するために利用されている。
選択的励起は、全ボリュームにわたって送信し比較的均一なB磁場をもたらす、例えばバードケージコイルである単一送信コイルを用いて通常実施される。高性能パルスアルゴリズムが、このような構成に適合する励起パルスを設計するために開発されている。これらのパルス設計ツールによって達成された利点にもかかわらず、技術的な問題が依然としてある。励起パルス持続、励起プロフィール精度、及びRF電力吸収(SAR)に伴う諸問題は、種々の用途における未解決の課題の一部を示すものである。1D励起と比較して、2D又は3D励起での多次元に沿ったフレキシブル・プロフィール制御は、パルス機能の増強を必然的に伴い、且つ試験中のパルス持続を維持するために強力な勾配を必要とする場合が多い。この制限は、一般用の勾配を用いるスキャナへの多次元励起の適用を妨げる。波動作用の増大から生じるB磁場の大きい被検体依存性及び高周波での信号源−被検体相互作用もまた、励起プロフィール制御を困難にする。高周波での高い割合のRF電力蓄積は、RF送信モジュール及び/又は励起パルスの設計及び適用に対して有意に影響する追加要因を示すものである。
従って、並列送信素子アーキテクチュアを用いて望ましい励起プロフィールを実現し且つRF電力蓄積を低減させることができるシステム及び方法を有することが望ましい。
本発明は、前述の欠点を克服する、イメージングボリュームにおけるRF励起を行うための送信コイルアレイの送信コイルを独立して制御するシステム及び方法を提供する。
本発明は、複数送信コイルの統合駆動による多次元励起の加速及びSARの制御に関する。本発明は、望ましい励起プロフィールの正確な形成を加速しながらRF電力吸収及び多次元パルス長を効果的に管理するために、コンポジットB磁場における適切なBの空間時間的変動を生じる複数送信素子の調整に重点を置く。本発明はまた、空間的及び空間周波数領域重み付けを用いる並列励起パルスの設計に関する。
従って、1つの態様によれば、本発明は、コンピュータ可読記憶媒体に格納され、且つコンピュータによって実行されたときにコンピュータに、送信コイルアレイの各送信コイルについてB磁場マップを収集させ、該B磁場マップからコンポジットB磁場の空間時間的変動を決定させる命令を有するコンピュータプログラムで具現化される。コンピュータは、更に、MRイメージング中のRF電力蓄積が低減されるように各それぞれの送信コイルに合わせたRFパルスシーケンスを発生させる。
別の態様によれば、本発明は、磁気共鳴イメージング(MRI)システムを備えるMRI装置を含む。MRIシステムは、分極磁場を印加するマグネットと、磁場勾配を加えるためのマグネットボアの周りに配置された複数の勾配コイルと、MR画像を収集するRFコイル組立体にRF信号を送信するようにパルスモジュールによって制御されるRF送受信器システム及びRFスイッチとを有する。複数の送信コイルを有する送信コイルアレイもまた開示される。該装置はまた、複数の送信コイルを独立して制御することにより、MRイメージング中の被検体へのRF電力蓄積(SAR)を調整するようにプログラミングされたコンピュータを含む。
本発明の別の態様によれば、MRイメージングの方法は、被検体内の関心領域を決定する段階と、被検体へのRF電力蓄積が低減されるように送信コイルアレイの複数の独立送信コイルによるRF励起を制御する段階とを含む。
本発明の、種々の他の特徴、目的及び利点は、以下の発明の実施の形態及び図面から明らかとなるであろう。
図面は、本発明を実施するために現在企図されている1つの好ましい実施形態を示す。
図1を参照すると、本発明を組込んだ好ましい磁気共鳴イメージング(MRI)システム10の主要な構成要素が示されている。本システムの動作はキーボード又は他の入力デバイス13、制御パネルパネル14、及び表示画面16を含むオペレータコンソール12から制御される。コンソール12は、オペレータが画像の作成及び表示スクリーン16上への表示を制御可能にする別個のコンピュータシステム20とリンク18を介して通信する。コンピュータシステム20は、バックプレーン20aを介して互いに通信する幾つかのモジュールを含む。これらは、画像プロセッサモジュール22、CPUモジュール24、及び画像データアレイを格納するためのフレームバッファとして当該技術分野で公知のメモリモジュール26を含む。コンピュータシステム20は、画像データ及びプログラムを格納するためのディスク記憶装置28及びテープドライブ30にリンクしており、更に高速シリアルリンク34を介して別個のシステム制御装置32と通信する。入力デバイス13は、マウス、ジョイスティック、キーボード、トラックボール、タッチ作動スクリーン、光学読み取り棒、音声制御装置、又は類似の任意の入力デバイスもしくは同等の入力デバイスを含むことができ、更に対話式の幾何学的指定に用いることができる。
システム制御装置32は、バックプレーン32aによって共に接続されたモジュールセットを含む。これらは、CPUモジュール36、及びシリアルリンク40を介してオペレータコンソール12に接続しているパルス発生器モジュール38を含む。システム制御装置32は、実行すべき走査シーケンスを示すオペレータからの指令をリンク40を介して受け取る。パルス発生器モジュール38は、システム構成要素を作動させて所望の走査シーケンスを実行し、発生されたRFパルスのタイミング、振幅及び形状、並びにデータ収集ウィンドウのタイミング及び長さを示すデータを発生する。パルス発生器モジュール38は、走査中に発生される勾配パルスのタイミング及び形状を示すために勾配増幅器42のセットに接続されている。パルス発生器モジュール38はまた、患者に装着された電極からのECG信号などの患者に接続された幾つかの異なるセンサからの信号を受け取る生理学的収集制御装置44からの患者データを受け取ることができる。更に最終的に、パルス発生器モジュール38は、患者の状態及びマグネットシステムと関連する種々のセンサからの信号を受け取る走査室インターフェース回路46に接続されている。患者位置決めシステム48は、この走査室インターフェース回路46を介して走査のために患者を所望の位置に移動させる指令を受け取る。
パルス発生器モジュール38によって発生される勾配波形は、Gx、Gy、及びGz増幅器を有する勾配増幅器システム42に印加される。各勾配増幅器は、全体を50で示す勾配コイル組立体内の対応する物理勾配コイルを励起して、収集された信号を空間的に符号化するために用いられる磁場勾配を発生する。勾配コイル組立体50は、分極マグネット54及び全身型RFコイル56を含むマグネット組立体52の一部を形成する。システム制御装置32内の送受信器モジュール58はパルスを発生し、該パルスはRF増幅器60によって増幅され、送信/受信スイッチ62によってRFコイル56に結合される。結果として、患者内の励起原子核によって放出された信号は、同じRFコイル56によって感知され、送信/受信スイッチ62を介して前置増幅器64に結合することができる。増幅されたMR信号は、送受信器58の受信器部において復調され、フィルタ処理され、及びデジタル化される。送信/受信スイッチ62は、パルス発生器モジュール38からの信号によって制御されて、送信モード中はRF増幅器60をコイル56に電気的に接続し、受信モード中は前置増幅器64をコイル56に接続する。更に、送信/受信スイッチ62により、別個のRFコイル(例えば、表面コイル)を送信モード又は受信モードのいずれにおいても使用することが可能になる。
RFコイル56によって取り込まれたMR信号は、送受信器モジュール58によりデジタル化されて、システム制御装置32内のメモリモジュール66に転送される。未処理k空間データのアレイをメモリモジュール66内に収集完了すると1回の走査が完了する。この未処理k空間データは、再構成されることになる各画像に対して別個のk空間データアレイに再配置され、これらの各々は、データをフーリエ変換して画像データのアレイにするよう動作するアレイプロセッサ68に入力される。この画像データは、シリアルリンク34を介してコンピュータシステム20に送られ、該コンピュータシステム20においてディスク記憶装置28などのメモリ内に格納される。オペレータコンソール12から受け取った指令に応答して、この画像データをテープドライブ30上などの長期記憶装置にアーカイブしてもよく、或いは画像プロセッサ22によって更に処理してオペレータコンソール12に送るか、又はディスプレイ16上に表示することができる。
本発明は、複数の送信コイルによってRFパルス送信を加速する方法及びシステムに関する。このような送信コイルアレイが図2に示される。送信コイルアレイ組立体70は、並列RF送信用に設計された複数のRFコイル又は素子72と、複数のRF増幅器74とを含む。1つの好ましい実施形態においては、各送信コイル72は専用のRF増幅器74によって駆動される。この点に関して、各RF増幅器は、MRIシステム内の被検体78の励起ボリュームを定めて操向するためにそれぞれのコイル内に制御電流を発生させるように構成される。また後述されるように、送信コイルの各々は、コイル間の相関関係すなわち相互結合が考慮されるような方法で制御される。図2に示されるように、送信コイルは実質的に線形で配置される。更に、より詳細に後述されるように、RF増幅器は、横方向磁化の誘起を特定の関心領域内に局所化して被検体へのRF電力蓄積を低減できるように、複数のRF送信コイルに制御信号を供給する。更に後述されるように、送信コイルの各々はRF電力蓄積が更に低減されるような方法で制御される。
次に図3を参照すると、別の実施形態における送信コイルアレイ組立体70が示される。この実施形態において、送信コイル72は、ラップアラウンド方式で位置付けられる。この点に関して、コイルは被検体の周囲に分配された様態で配置される。図2に関して図示され且つ説明されたのと同様に、各RFコイル72は専用のRF増幅器74に接続される。図2−図3は、送信コイルアレイのコイルの可能な配列のペアを例証するものであり、具体的には示されていない他の配列も可能であり企図されることは、当業者であれば容易に理解するであろう。
上で示されたように、本発明は、送信コイルによるRF励起が並列に行われるように送信コイルアレイを用いて実施可能な方法及びシステムに関する。この並列励起は、RFパルスの加速及び目標励起の局所化による走査時間の短縮に対応するだけでなく、被検体へのRF電力蓄積の低減にも対応する。
本発明は、小先端角度励起に関して説明されることになるが、本発明が他の励起レジームにも拡張できることは当業者であれば理解するであろう。単励起コイルを用いた小先端角度励起により得られる横方向磁化は、励起中に横断され重み付けされたk空間トラジェクトリのフーリエ変換によって解析することができる。
式中S(k)は、スイッチング勾配によって制御される空間周波数サンプリングトラジェクトリを表し、W(k)は、駆動RF信号源によって誘起される空間周波数重み付けであり、b(x)は、コイルのB磁場パターンによって誘起される空間重み付けである。
数セットのパルス合成器及び増幅器が、励起中対応するコイルを同時に駆動する並列RF信号源を形成するときに、多重空間周波数及び空間重み付けは、横方向磁化の生成に影響を与える。小先端角度近似の範囲内で、式1によって表されるk空間透視図は、直線性の特性に基づいて並列励起系を解析するために拡張することができ、
である。
式2において、Nは送信コイルの全体の数を示し、n及びlはコイルの指数であり、cn.lはコイル間の相互結合を特徴付ける係数であり、W(k)は独立して制御されるRF信号源によって誘起される空間周波数重み付けを表し、b(x)は、コイルのそれぞれのB磁場パターンによって誘起される空間重み付けを表す。
式2で励起プロフィールを定める項をg(x)で示すと、g(x)は
として表され、この式は、並列送信系の解析において、
である有効空間重み付けが、結合誘起されたコイル間相関関係を説明するために使用できることを示している。
1つの実施例として、2D励起の場合が考察され、ここで、kがスロー方向であり且つΔkxがサンプリング周期として、エコープラナー(k、k)トラジェクトリが使用され、且つ、{(x、y)|xmin≦x≦xmax、ymin≦y≦ymax}が、被検体が収容されている撮影領域を特定する。k空間重み付け及びサンプリングは、2D励起プロフィールを生じさせ、該プロフィールは、式3によって定められるような、N周期関数の重み付けされた重ね合わせであり、すなわち、
式4において、記号u(x)及びΔは、それぞれ、
と、1/Δkxを表す。Z−従属項は簡略化のため削除されている。
式4から、kに沿った離散的性質が、xに沿ったエイリアシング・ローブを必然的に示すことは明らかである。有意には、式4はサイドローブの抑制が空間
及び空間周波数(W(k))領域における多重重み付けによって達成することができることを示している。このことは、ボディコイル(b(x)≒1であるボリュームコイル)を用いた励起の場合と比較することができ、ここで、典型的なパルス設計は、サンプリング周期Δkxを1/D(D=xmax−xmin)未満であるように制限することによって被検体の外側に突き出たサイドローブを有する。
小先端角度レジームの範囲内で、望ましい励起プロフィールが与えられる勾配及びRFパルスの設計は、式3によって定められる逆問題を解くことによって得ることができる。例証の目的で、2D励起を説明する。
g(x,y)によって与えられ、u(x,y)=h(x,y)g(x,y)の型の解を伴う2D励起プロフィールを得るため、式4は次式のように書換えられる。すなわち、
これは、撮影領域内の全ての(x,y)について、一般的に次式の関係を必要とする。
式を並べかえることによって(例えば変数を変えることによって)、{h(x,y),l=1,...,N}は、典型的には、各(x,y)で式7のK個の一次方程式(KはD/Δ以上である最小の整数として定められる)により制約され、
式中、
であり、{x,...,x+mΔ(m≠0),...}は撮影領域内のx座標のセットを表し、これらは均等に間隔を置いて配置され、且つエイリアシングによって相互に結合されている。1/Dより大きいサンプリング周期Δkxを用いたとき、式7の第1の方程式を除いた全てのものは、撮影領域内に位置するエイリアシング・サイドローブの抑制を表す。
撮影領域全体にわたる位置について式7を繰り返し解くと、h(x,y)が得られ、これは、式11に従ったk空間重み付けの計算を可能にする。
従って、k空間重み付け及びl番目コイルに関連するRFパルス波形は、望ましい励起プロフィールの空間的に重み付けされたバージョンのフーリエ変換を用いて計算することができ、その場合、空間重み付けは、各送信コイルのB磁場マップ及びk空間横断トラジェクトリから導出される。
磁場マップの品質は、励起プロフィール精度に対し直接の影響を及ぼす。マップは1つずつ実験的に較正することができる。この手法では、各較正は、送信用に送信アレイの単一素子(他の素子への入力をゼロとする)を用い、受信用にボディコイルを用いるイメージング試験を含む。被検体コントラストの変調を除去するためにこの結果を基準画像で除算すること、及びノイズの影響を抑制するために追加の処理をすることにより、送信コイルに付随する有効Bマップの推定が得られる。別法として、Bマップは相反性の原理に基づく感度マップから推測することができる。較正時間を短縮するために複数の感度マップを並行して較正できる点に留意されたい。しかしながら、送信及び受信間のコイル結合特性における逆位相及び起こり得る変化は、考慮されない場合には、推定された有効Bマップの精度を損なう可能性がある。
2D励起の実施例におけるシステムの2つの型を比較すると、本発明はシングルチャンネルのボディコイル・システムを越える最大N倍の励起加速をもたらす。形式的には、このことは、ボディコイル送信の場合における、Δkx≦1/Dのより厳しい要件とは対照的である、N≧D/Δ或いは同等にΔkx≦N/Dの場合に式7が少なくとも1つの解を可能とすることにより示される。直感的には、励起k空間サンプリング密度の低下によりエイリアシング・ローブを被検体内に位置付けるようにし、空間周波数領域重み付け(W(k))の適切な設計が、空間領域重み付け
とエイリアシングパターン(サンプリングによって決定されるような)とを結合してインコヒーレントな付加にすることができ、その結果エイリアシング・ローブの最終振幅の低減又は消滅が実現することを認識することによって、加速能力或いは励起k空間サンプリング密度の低下が、恐らくは最もよく理解される。
Nより小さい加速係数、或いは同等にN/Dよりも小さいサンプリング周期については、式7が次元N−Kの一群の解を可能とする。これにより、望ましい励起プロフィールに適合するメインローブを全て生成することができ、適用時には同時にエイリアシング・ローブを抑制する励起パルス設計の選択をもたらす。最小ノルムの意味で式7を解くことによって計算されたh(x,y)を使用する特定の設計は、変動に対する励起プロフィールの感度を低下させ、或いはRF増幅器への出力要件を低減させる傾向があるので、これは注目に値することである。
また、送信コイルアレイの送信コイルの独立駆動はSAR管理をサポートする。単一送信コイルを用いる被検体ボリュームの均一な可能範囲と比較して、極めて接近したコイルを使用することによって分散型局所送信コイルのアレイを用いる関心領域のみの集中励起は、領域外への大きなRF電力蓄積を防止する。更に、信号源を統合して所望の励起プロフィールを実現する多くの方法から、結果として起こるRF電力蓄積ができるだけ少ないE磁場を誘起するものを選択することができる。
本発明は、幾つかのSAR低減技法、すなわち集中RF励起をサポートするが、被検体ボリューム及び励起周期にわたって平均されたSARの最小化を中心とするSAR管理をより詳細に以下に説明する。該平均化されたSARは次式によって定められる。
式12において、σは組織の伝導率、ρは密度、Vは照射される被検体ボリュームの大きさ、Pは時間的平均を定量化するために使用されるタイムポイントの合計を表す。
例えば、伝導性材料の大型スラブの表面に面して配置された複数のループコイルを仮定する。低周波数において、スラブ内部の磁場は、コイル内電流によって生成される入射磁場が支配的な傾向にある。近距離電場及び磁場の解析における準静的手法に続いて、該磁場は次式のベクトルポテンシャルAを用いて特徴付けることができ、
この場合、コイル内電流にわたる線積分は、コイル導体のフィラメント近似に基づいており、磁場は、
B=∇×A
及び
E=−dA/dt
に関連する。この場合、式12の|E(x,pΔt)|の項は、次式で評価することができ、
該式は、時間pΔtでの電流波形の値を有するベクトル[I(pΔt)I(pΔt)...I(pΔt)]の2次形式である。ボリューム積分及び時間的総和を解けば、SARaveは電流波形のサンプルの2次関数として次式で表すことができ、
この場合、上付き文字Hは共役転置を示し、行列Fは式12及び式14に基づいて評価された成分を有し、且つベクトルsは電流波形のN×Pサンプルの全体を対応する順序で収集する。
電場が適用される信号源関数によって線形的に拡縮する条件では、平均SARと信号源関数サンプルとの間で式5の形式における2次関係が一般に保たれる。しかしながら、生物学的被検体の存在或いは高い周波数では、マックスウェル方程式を解くことは困難であり、場合によってはF行列の構成は、較正結果或いは直接のE磁場測定に依存する必要がある。
適用された信号源関数に関する吸収速度及び横方向磁化の依存性を仮定すれば、最小のSARを誘起しながら望ましい励起プロフィールを生成する調整された信号源関数のセットを決定することが可能である。小先端角度レジーム又はブロッホ方程式の線形処理が適切である拡張においては、多次元励起設計において閉じた形の解が存在し、広い設計スペースを探す必要が無くなる。
前述の2D励起の実施例を続けると、エイリアシング・ローブを回避しながら被検体内に望ましいメインローブを生成する必要性に由来する、式7の形の方程式は、h(x)の空間パターンを全体として制約する。従って、これらの方程式を共にプールすれば、行列形式で次式で表すことができる設計制約が得られる。
式16において、Callは、対角線上の成分がC(x,y)で他のいずれの成分もゼロであるブロック対角行列であり、hall及びeallは、連結されたh(x,y)及びeをそれぞれ表すベクトルである。重み付け関数のサンプルの移動が一定の速度で行われる場合、W(k(t))は電流波形に比例する。W(k)とh(k)との間のフーリエ変換関係により、式15をhallに関して書き換えることができる。
フーリエ変換のままである2次形式は、h(x)からW(k)への線形写像を定義する。可変サンプルレートは、行列Vの成分を勾配振幅の変化に一致するように修正するだけである。従って、SAR管理のためのパルス設計は、線形の制約を受ける2次関数を最小化することによって達成することができる。
上式は、公知の数値計算法を用いて解くことができる。
上述のような小先端角度並列励起パルスの設計原理をシミュレーション実験及びファントム実験によって評価した。加速多次元励起の設計原理を評価するために、送信コイルアレイを用いる並列励起がシミュレーションスタディで最初に試験された。送信アレイは、x軸方向に沿って一列に平形に並べられた9個の同じ19.8cm×6.4cmループコイルから構成された。このアレイは、アレイ表面の下の薄いスラブ対象物に面していた。並列励起パルスを用いて、g(x)=g(x)・g(z)の形の該対象物にわたる望ましい励起プロフィールを有する2D励起を試みた。この場合において、均等にΔkxの間隔を空けたk=一定ラインからなるエコープラナーk−kトラジェクトリ、局所的ボリュームにおいて無視できるy方向及びz方向B変動、及びg(x)の可分性を使用すると、形式W(k)=Ukx,l(k)・Ukz(k)の式11に対する解が得られた。ここで、
である。
この第1の実験のために、式7の形式の方程式が構成され、k−kにわたる重み付けが決定された。次いで、RFパルス波形が式11に基づいて計算された。対照として、同じ2D局所化を目的としたボディコイル励起パルスが設計された。
加速励起の設計原理をファントムスタディで更に評価し、1.5テスラMRIスキャナ(CVi、GE Medical Systems、ウィスコンシン州ウォーキシャ所在)で上述のシミュレーションスタディとほぼ同様の設定を用いて行った。当該送信コイルは同じ幾何形状のものであり、水を満たした41×19×1cmのブリックファントムの3cm上に置かれた。スキャナは単一チャンネルのRFパルス送信だけに対応するものであったので、該スタディは、一連の9つの単一チャンネル実験を通して9つのアレイ素子の同時駆動を模擬することにより間接的に並列励起を試験した。該手法の正当性は、小先端角度レジームにおける線形特性によって裏付けられ、これにより、単一チャンネル励起実験から観測された横方向磁化分布の重ね合せから並列励起実験の結果を予測することができる。
詳細には、19.8cm×6.4cmサイズの単一送信/受信ループコイルがスキャナのRFインターフェースに取付けられた。9つの実験の間、コイルは一度に1つの構成で配置されて駆動され、各々、シミュレートを望む仮想コイルアレイの9つの素子の1つに対応する位置及びRFパルスを有していた。各送信の完了後にコイルは直ちに受信機能に切換えられたが、スキャナのボディコイルは、実験中はデチューン状態に維持された。2D励起及び収集は、勾配エコーシーケンスを用いて行われた。1つの実験から別の実験に至るまで、励起k空間横断は同様に保たれた(すなわち、kがスロー方向であるエコープラナーk−kトラジェクトリ)が、重み付け(RFパルス)は、励起パルス設計に従って変更された。2D収集は、x及びz方向に沿って水ファントムを描いた(且つ1cmスラブの垂直方向であるy方向に沿って投影された)画像を生成した。2D横方向磁化分布は、画像からコイルの感度プロフィールを除去することによって定量化された。次いで、該分布は重ね合され、対応する並列励起実験から結果として得られる分布の推定値をもたらした。このスタディの設計に関しては、コイル結合は要因ではない。ビオ−サバールの法則に基づいて推定されたBマップは、RFパルス計算及び感度プロフィール除去の両方において使用された。
励起加速の別のスタディにおいて、オールアラウンド・アレイ幾何形状が試験された。アレイは7つの送信素子からなり、これらはスキャナの患者ボア内部にラップアラウンド形式で方位方向に分布された。コンピュータシミュレーションにより、x及びy次元の両方に沿って局所化する2D励起設計が評価された。素子間の結合は無視できず、相互インダクタンス計算から決定された結合行列により考慮された。該設計は、当初の式7及び式11を用いた。
並列パルス設計に統合されて上述されたSAR管理方式の有効性が更に評価された。評価は、式7の代わりに式18によって定められた設計の形式の並列励起パルスを適用したことを除いては、第1のシミュレーションスタディと同じ様式で行われた。計算されたh(x,y)を用いて、式11がk−kにわたる重み付けを与え、これがRFパルス波形を決定した。得られた励起プロフィール及び平均SARは、第1のシミュレーションスタディものと比較された。
上述の実験の結果の論議は次の通りである。スラブ対象物の内側のx=8cm及びz=0に中心を置く5cm×5cm領域の集束励起が、第1のシミュレーションスタディで調べられた。ボディ送信コイルに基づき、対照設計は、Δkx=1/31.6サイクル/cmで57のk=一定ラインを横断するパルスを使用した。この対照設計から得られたx方向局所化が図4−図7に示される。並列励起設計は、送信コイルアレイを使用する2D局所化処理を達成する。4倍加速を表す場合には、設計はΔkx=1/7サイクル/cmで14のk=一定ラインを横断するパルスを使用した。x=4cm及びx=8cmにそれぞれ位置したコイルによって与えられたk方向重み付けUkx,4(mΔkx)及びUkx,7(mΔkx)は、図5及び図6に示される。9個のコイルの各々によるxに沿った局所化は図7に示される。サンプリング密度の低減の結果として第1のエイリアシング・サイドローブはターゲットに4.5倍近接した(中心−中心の間隔=7cm)、これらの最終振幅、並びに40cmFOV内に位置する他のエイリアシング・ローブは、図4に示されるようにインコヒーレント付加により無視される点に留意されたい。ボディコイル手法の結果と比較すると、並列励起の局所化は、同様に再集束され(図示されない虚数成分は無視された)、匹敵する空間分解能のものであった。図4を参照されたい。
ファントムスタディにおいて、エイリアシング・サイドローブへのインコヒーレント付加の効果が調査の中心であった。この目的のため、2D励起パルスは、中心素子の真下の水ファントムの領域を対象とするように設計された。調査を容易にするために、パルス計算は9つの素子のアレイの代わりに拡張線形アレイを更に想定した。設計されたパルスの長さは5.7ミリ秒であった。中心素子実験において、図8は、印加RFパルス(振幅及び位相)と共に、連続の全ての実験で同様に実行される勾配パルスGx、Gzを示す。結果として得られる画像からのコイルの感度プロフィールの除去は、図9に示されるように、素子によって誘起される2D横方向磁化分布の推定値をもたらす。図10は、使用されたB/感度マップを示す。参考として、図11は、ボディコイル送信−受信実験での非選択性励起からの横方向磁化分布を示す。感度プロフィール除去において用いられた分割操作に基づくノイズ増幅作用が図9において顕著であり、これは感受領域から遠い程極めて大きくなる傾向がある。過度のノイズ増幅により調査が曖昧なものとならないように、分割操作は遠位領域内に抑えられた。
全ての9つの試験からの結果は図12に要約され、実験の各々に対応するマッピングされた横方向磁化を列1から列9までに示している。最も下の列(列10)は、対応する並列励起の結果予測として意図された、個々のマップを重ね合わせた結果を示している。この場合も同様に、インコヒーレント付加に起因するエイリアシング・サイドローブの実質的な減少が観測された。この設定では、メインローブの構築における素子からの寄与及びエイリアシング・ローブの抑制が容易に理解された。中心素子単独からの結果、及び中央の5つの素子と中央の9つの素子からの結果は、局所励起プロフィール制御が主として近くのコイルによって達成されることを示唆している。パルス計算において拡張アレイの使用を想定することにより、9素子アレイの境界に向けた残留エイリアシング(不完全な消滅)のほとんどが明らかになった。9を越える素子でアレイを増強すると、この影響を是正することができる。9素子アレイのパルス設計もこの影響を取り除くことができ、この場合においては、境界コイルの重み付けは最大の変化を受けることになる。
ラップアラウンド型アレイの2D並列励起パルスが設計され評価された。シミュレーションは、40cm×23cmの軸方向撮影領域内で任意に位置決付けられた局所ボリュームを選択的に励起する処理に集中した。式7が、有効B磁場パターン及びΔkx=1/6.9サイクル/cmでの14のk=一定ラインを含むEPIトラジェクトリに基づいて繰り返し解かれた。次いで、l=1,2,...,7であるl番目のコイルについて、計算されたh(x,y)での望ましい2D局所化プロフィールの積がフーリエ変換され、並列励起によるコイルのk空間重み付け及びRFパルス波形が導出された。最終結果は、実質的にエイリアシング・サイドローブがなく、4倍長い従来型のRFパルスのボディコイル送信を含む対照励起に対して優れた一致を示した。
最後のシミュレーションスタディの設計は、第1のシミュレーションスタディのパルスとは形状の異なった並列励起パルスをもたらした。図13−図16は、図4−図7の形式と類似した形式を有する結果を示す。パルスは、第1のシミュレーションスタディのパルスと同じレベルの局所化精度及び空間分解能が維持された(図13)が、設計変更は平均SARにおける38%の低下をもたらし、統合SAR管理方式の大きい影響が確認された。
本発明では、設計されたRFパルスが合成され、増幅され、対応する送信素子に並列に供給されてコンポジットB磁場の空間的及び時間的変化の両方を誘起し、該コンポジットB磁場は、同期して繰り出される適切な勾配変化に付随して、励起の完了時に望ましい励起プロフィールを生成する。このことは、コイル幾何形状の設計及び駆動ポートの位相/振幅のオフセットがB磁場の空間的均一性を目標とし、且つ励起中に出すRFパルスがB磁場の時間的変化のみを処理するように限定される従来型手法とは対照的である。励起に対する適切なBの時間空間的変動の誘起は、RF励起機能に有意な派生的影響を有することは当業者であれば理解されるであろう。すなわち、並列励起は、望ましい励起プロフィールの形成精度を実質的に犠牲にすることなく励起加速及び/又はSAR制御に対応する。
要約すれば、送信素子を駆動するRFパルスは、望ましい励起プロフィールの空間的重み付けされたバージョンのフーリエ変換を用いて計算することができ、k空間サンプリング密度の低減による多次元励起を加速する能力は、エイリアシング・ローブの抑制に左右されると共に適切に設計された駆動パルス(空間周波数領域重み付け)によって獲得することができ、SAR管理は、駆動信号源の二次関数を最小化することによって達成することができ、該管理は望ましい励起プロフィール及び/又は加速を実現するため信号源を統合しながら結果として起こるRF電力蓄積が最小のE磁場を誘起する方法を探索する。
応用の観点から見ると、高速イメージングは、本発明の並列励起手法が特に適用できる分野である。関心のある解剖学的構造が例えば局所領域に入っている状況下では、該領域に「スポットライトを当てる」多次元励起が、信号収集に対して加えられた空間エンコーディングの負荷を軽減することによりイメージングの加速を可能とする。従来型励起を越える改善が示されると、何倍も早い並列励起は、イメージングボリュームの画定/操向をサポートすると共に、これまで多次元パルスの実際的な使用を妨げていた時間的コスト障壁を打破する。並列収集手法の使用と比較すれば、並列励起手法に基づいた集束イメージングは、幾何形状因子によって説明される固有のSNR劣化の影響を受けない。2つの手法を組合せて使用することが可能であり、更に大きな走査時間短縮能力をもたらすことができる。本明細書で報告された実験は2D局所化に集中したが、並列励起手法は、磁場不完全誘起効果の補正及び非フーリエ空間エンコーディングを含むユーティリティを用いて、一般的な2D励起プロフィールの形成及び加速に適用される。また、本発明は3D収集にも適用できる。
強磁場イメージングにおいて、説明された送信システム及び駆動手段は、励起プロフィールの管理とRF電力蓄積の調整の両方に使用することができる。励起パルスの集積処理及び送信コイルを具体化すると、本発明は励起プロフィール制御を容易にする。分配された並列システムを用いる送信、励起の加速、及びSARの管理は更に、強磁場強度での電力蓄積に対する解決策を提供する。
従って、1つの実施形態によれば、本発明はコンピュータ可読記憶媒体上に記憶され、コンピュータによって実行されたときに、コンピュータに送信コイルアレイの各送信コイルについてのB磁場マップを収集させ、該B磁場マップからコンポジットB磁場の時間空間的変動を求める命令を有するコンピュータプログラムにおいて具現化される。コンピュータはまた、イメージング中のRF電力蓄積が低減されるように各それぞれの送信コイルに合わせたパルスシーケンスを発生させるようにもされる。
別の態様によれば、本発明は、磁気共鳴イメージング(MRI)システムを備えるMRI装置を含む。MRIシステムは、分極磁場を印加するマグネットと、磁場勾配を加えるためのマグネットボアの周りに配置された複数の勾配コイルと、MR画像を収集するRFコイル組立体にRF信号を送信するようにパルスモジュールによって制御されるRF送受信器システム及びRFスイッチとを有する。複数の送信コイルを有する送信コイルアレイもまた開示される。該装置はまた、複数の送信コイルを独立して制御することにより、MRイメージング中の被検体へのRF電力蓄積(SAR)を調整するようにプログラムされたコンピュータを含む。
本発明の別の態様によれば、MRイメージングの方法は、被検体内の関心領域を決定する段階と、被検体へのRF電力蓄積が低減されるように送信コイルアレイの複数の独立送信コイルよるRF励起を制御する段階とを含む。
本発明を好ましい実施形態に関して説明してきたが、明記したものの他に、均等物、代替物、及び変更物が可能であり、これらは添付の請求項の範囲内にあることが認識される。
本発明で使用するためのMRイメージングシステムの概略ブロックダイアグラム。 本発明の1つの態様による直線状送信コイルアレイ組立体を示すブロックダイアグラム。 本発明の別の態様によるラップアラウンド型送信コイルアレイ組立体を示すブロックダイアグラム。 本発明による送信コイルアレイを用いて達成できるRF励起プロフィールを示すグラフ。 2つのx−軸位置に配置された送信コイルアレイのコイルによるk方向重み付け寄与を示すプロット。 2つのx−軸位置に配置された送信コイルアレイのコイルによるk方向重み付け寄与を示すプロット。 送信コイルアレイの各コイルについてx軸に沿った局所化プロフィールの大きさを示す図。 本発明の1つの態様によるパルスシーケンスをグラフ的に示した図。 収集された画像からコイル感度重み付けを除去することによって評価されて得られた2D横方向磁化分布を示す図。 例示的な送信コイルアレイのコイルについてのB磁場マップを示す図。 参照ボディコイルにおける非選択的励起からの横方向磁化分布を示す図。 送信コイルアレイの各コイルについてのB磁場マップ、並びに個々のB磁場マップの重ね合わせによって生成されたコンポジット磁場マップを示す図。 本発明の別の態様によるRF送信を制御し且つ被検体へのRF電力蓄積を最小化するRFパルス・プロトコルの結果を示す図。 本発明の別の態様によるRF送信を制御し且つ被検体へのRF電力蓄積を最小化するRFパルス・プロトコルの結果を示す図。 本発明の別の態様によるRF送信を制御し且つ被検体へのRF電力蓄積を最小化するRFパルス・プロトコルの結果を示す図。 本発明の別の態様によるRF送信を制御し且つ被検体へのRF電力蓄積を最小化するRFパルス・プロトコルの結果を示す図。
符号の説明
70 送信コイル組立体
72 送信コイル
74 RF増幅器
76 励起ボリューム
78 被検体

Claims (10)

  1. コンピュータ可読記憶媒体(26、28、30)であって、該媒体上に格納され、コンピュータ(12、24、22、32、36)によって実行されたときに該コンピュータに、
    送信コイルアレイ(70)の各送信コイルについてB磁場マップを収集し、
    前記B磁場マップからコンポジットB磁場の時間空間的変動を求め、
    MRイメージング中のRF電力蓄積が低減されるようにそれぞれの送信コイル(72)に合わせたRFパルスシーケンスを発生する、
    ように行わせる命令セットを表すコンピュータプログラムを有するコンピュータ可読記憶媒体(26、28、30)。
  2. 前記命令セットが更に、前記コンピュータ(12、24、22、32、36)に、望ましい励起プロフィールから前記送信コイルアレイによって生成されるRF励起プロフィールの実質的な偏差を生じることなく、イメージングボリュームにわたるRF電力蓄積を最小化させることを特徴とする請求項1に記載のコンピュータ可読記憶媒体(26、28、30)。
  3. 前記命令セットが、前記コンピュータ(12、24、22、32、36)にRF電力蓄積を最小化させ、任意の送信コイルアレイ幾何形状(70、72)に適用で可能な原理を具現化することを特徴とする請求項1に記載のコンピュータ可読記憶媒体(26、28、30)。
  4. 前記命令セットが、前記コンピュータ(12、24、22、32、36)に前記送信コイル(70、72)の少なくとも有効B磁場に基づく送信コイル(70)のためのRFパルス方式を決定させ、各有効B磁場が送信コイル(70)と少なくとも1つの別の送信コイル(72)との相互結合を反映することを特徴とする請求項1に記載のコンピュータ可読記憶媒体(26、28、30)。
  5. 前記命令セットは更に、前記コンピュータ(12、24、22、32、36)に、前記送信コイル(70)を用いる並列RF励起が望ましい励起プロフィールに一致する結果を生成するように各パルスシーケンスを設計させることを特徴とする請求項1に記載のコンピュータ可読記憶媒体(26、28、30)。
  6. 前記命令セットが更に、前記コンピュータ(12、24、22、32、36)に、2D又は3DのMRデータを収集させることを特徴とする請求項1に記載のコンピュータ可読記憶媒体(26、28、30)。
  7. 前記送信コイルアレイ(70)が、直線状に配置された複数の送信コイル(72)を含むことを特徴とする請求項1に記載のコンピュータ可読記憶媒体(26、28、30)。
  8. 各送信コイル(72)が、専用のRF増幅器(74)によって駆動されることを特徴とする請求項7に記載のコンピュータ可読記憶媒体(26、28、30)。
  9. 前記命令セットが更に、前記コンピュータ(12、24、22、32、36)に、前記送信コイル(72)の独立制御によってMRイメージング中の被検体へのRF電力蓄積を調整させることを特徴とする請求項1に記載のコンピュータ可読記憶媒体(26、28、30)。
  10. 前記命令セットが更に、前記コンピュータ(12、24、22、32、36)に、望ましい励起プロフィールに一致するRF励起と被検体へのSAR低減とを同時に達成させることを特徴とする請求項1に記載のコンピュータ可読記憶媒体(26、28、30)。
JP2004342477A 2003-11-26 2004-11-26 Mrデータ収集中のrf電力蓄積を低減する方法及び装置 Active JP4897212B2 (ja)

Applications Claiming Priority (2)

Application Number Priority Date Filing Date Title
US10/723,311 2003-11-26
US10/723,311 US6989673B2 (en) 2003-11-26 2003-11-26 Method and apparatus to reduce RF power deposition during MR data acquisition

Publications (3)

Publication Number Publication Date
JP2005152655A true JP2005152655A (ja) 2005-06-16
JP2005152655A5 JP2005152655A5 (ja) 2008-01-17
JP4897212B2 JP4897212B2 (ja) 2012-03-14

Family

ID=34592230

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
JP2004342477A Active JP4897212B2 (ja) 2003-11-26 2004-11-26 Mrデータ収集中のrf電力蓄積を低減する方法及び装置

Country Status (4)

Country Link
US (2) US6989673B2 (ja)
JP (1) JP4897212B2 (ja)
DE (1) DE102004057310A1 (ja)
NL (1) NL1027583C2 (ja)

Cited By (9)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2007289690A (ja) * 2006-04-20 2007-11-08 General Electric Co <Ge> 並列rf送信を伴うmr撮像におけるsar低減
US7508214B2 (en) 2007-05-21 2009-03-24 Medrad, Inc. Transmit-mode phased array coils for reduced SAR and artifact issues
US7868614B2 (en) 2006-01-16 2011-01-11 Hitachi, Ltd. Magnetic resonance system and method
JP2012502683A (ja) * 2008-09-17 2012-02-02 コーニンクレッカ フィリップス エレクトロニクス エヌ ヴィ Mriのb1マッピング及びb1シミング
JP2012522563A (ja) * 2009-04-02 2012-09-27 コーニンクレッカ フィリップス エレクトロニクス エヌ ヴィ k空間に依存するRFパルス選択によるパラレル送信におけるSAR低減
JP2013505046A (ja) * 2009-09-17 2013-02-14 コーニンクレッカ フィリップス エレクトロニクス エヌ ヴィ Mriにおけるrfパワー及びrfフィールド均一性の同時最適化
JP2013506484A (ja) * 2009-10-02 2013-02-28 コーニンクレッカ フィリップス エレクトロニクス エヌ ヴィ マルチチャンネルrf励起を用いるmr撮像
JP2013192957A (ja) * 2012-03-20 2013-09-30 Siemens Ag 磁気共鳴システム駆動制御シーケンスを求める方法、磁気共鳴システムを動作させる方法、磁気共鳴システムおよびコンピュータプログラム
JP2014200590A (ja) * 2013-04-09 2014-10-27 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磁気共鳴イメージング方法

Families Citing this family (44)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN1735814B (zh) * 2003-01-07 2010-06-16 皇家飞利浦电子股份有限公司 用于具有多个发送通道的mr设备的高频系统及其中的mr设备
US7671744B2 (en) * 2003-03-03 2010-03-02 Veroscan, Inc. Interrogator and interrogation system employing the same
JP2007526783A (ja) * 2003-06-30 2007-09-20 コーニンクレッカ フィリップス エレクトロニクス エヌ ヴィ Mriにおいて比吸収率(sar)を制御する装置及び方法
DE102004045691B4 (de) * 2003-10-27 2009-10-01 Siemens Ag Verfahren zum Erzeugen eines homogenen hochfrequenten Magnetfelds in einem räumlichen Untersuchungsvolumen einer Magnetresonanzanlage
US7053618B2 (en) * 2003-11-26 2006-05-30 General Electric Company Method and apparatus to generate an RF excitation consistent with a desired excitation profile using a transmit coil array
DE102004002009B4 (de) * 2004-01-14 2006-07-06 Siemens Ag Verfahren zum Betrieb eines Magnetresonanzsystems, Magnetresonanzsystem und Computerprogrammprodukt
DE102004013422B4 (de) * 2004-03-18 2009-02-19 Siemens Ag Verfahren zur Homogenisierung eines B1-Felds, Magnetresonanzsystem und Computerprogrammprodukt
US7619413B2 (en) 2004-05-04 2009-11-17 The General Hospital Corporation Transmit-receive array for high field MRI
US7307419B2 (en) * 2004-12-20 2007-12-11 General Electric Company Method and system for spatial-spectral excitation by parallel RF transmission
DE102005007895B4 (de) * 2005-02-21 2016-06-30 Siemens Healthcare Gmbh Verfahren zur Kontrolle einer Hochfrequenzeinrichtung, Magnetresonanztomographiesystem und Hochfrequenz-Kontrolleinrichtung
US8368399B2 (en) * 2005-05-05 2013-02-05 New York University Mode-scanning excitation magnetic resonance imaging method and system
JP5213849B2 (ja) * 2006-04-21 2013-06-19 コーニンクレッカ フィリップス エレクトロニクス エヌ ヴィ 時間シーケンスのスピン励起による磁気共鳴
WO2007124246A1 (en) * 2006-04-21 2007-11-01 Koninklijke Philips Electronics, N.V. Mr involving high speed coil mode switching between i-channel linear, q-channel linear, quadrature and anti-quadrature modes
US7893808B2 (en) 2007-10-02 2011-02-22 Advanced Magnet Lab, Inc. Conductor assembly having an axial field in combination with high quality main transverse field
US7616000B2 (en) * 2007-11-15 2009-11-10 General Electric Company Ultra low output impedance RF power amplifier for parallel excitation
DE102007059522B4 (de) * 2007-12-11 2009-09-17 Siemens Ag Magnetresonanzanlage mit verlustleistungsoptimiertem Betrieb
DE102008004256B4 (de) 2008-01-14 2010-01-07 Siemens Aktiengesellschaft SAR-optimierte Ansteuerung eines Spulenarrays
US8169219B2 (en) 2008-03-05 2012-05-01 University Of Utah Research Foundation Slice selective MRI excitation with reduced power deposition using multiple transmit channels
DE102008015054B3 (de) * 2008-03-19 2010-01-28 Universitätsklinikum Freiburg MR-Verfahren zur selektiven Anregung
US8698495B2 (en) * 2008-03-27 2014-04-15 Koninklijke Philips N.V. Flip angle imaging with improved B1 mapping for multi-RF transmit systems
CN102007423B (zh) * 2008-04-16 2015-11-25 皇家飞利浦电子股份有限公司 磁共振系统和方法
US7808240B2 (en) * 2008-04-30 2010-10-05 General Electric Company Apparatus and method for optimizing the spectra of parallel excitation pulses
DE102008029175B4 (de) * 2008-06-19 2010-09-30 Siemens Aktiengesellschaft Verfahren zur Ermittlung einer Pulssequenz zur Ansteuerung einer Hochfrequenz-Sendespule
US8148985B2 (en) * 2008-10-15 2012-04-03 Massachusetts Institute Of Technology Method for reducing maximum local specific absorption rate in magnetic resonance imaging
DE102008061455B4 (de) * 2008-12-10 2011-03-17 Siemens Aktiengesellschaft Verfahren und Vorrichtung zur Bestimmung einer vorbestimmten Signalamplitude bei MR-Messungen
JP2010207568A (ja) * 2009-02-10 2010-09-24 Toshiba Corp 磁気共鳴イメージング装置
DE102009014924B3 (de) * 2009-03-25 2010-09-16 Bruker Biospin Mri Gmbh Rekonstruktion von Spektral- oder Bilddateien bei simultaner Anregung und Detektion in der Magnetischen Resonanz
US8198891B2 (en) * 2009-06-15 2012-06-12 General Electric Company System, method, and apparatus for magnetic resonance RF-field measurement
CN101968535B (zh) * 2009-07-28 2015-12-16 西门子(深圳)磁共振有限公司 体线圈组件以及利用体线圈组件产生射频场的方法
US8354844B2 (en) * 2009-12-23 2013-01-15 Universitaetsklinikum Freiburg Method for data acquisition acceleration in magnetic resonance imaging (MRI) with N-dimensional spatial encoding using two or more receiver coil arrays and non-linear phase distributions
EP2548503A1 (en) * 2010-05-27 2013-01-23 Kabushiki Kaisha Toshiba Magnetic resonance imaging device
US9588203B2 (en) * 2010-12-07 2017-03-07 New York University Apparatus, method and computer-accessible medium for determination of electrical properties of tissues and materials using multiple radio frequency measurements
RU2577254C2 (ru) * 2011-03-03 2016-03-10 Конинклейке Филипс Н.В. Магнитный резонанс, использующий квазинепрерывное рч излучение
DE102011006872A1 (de) * 2011-04-06 2012-10-11 Siemens Aktiengesellschaft Sendeeinrichtung zur Ansteuerung einer Hochfrequenzantenne einer Magnetresonanzeinrichtung, Leistungsverstärkereinheit und Verfahren zur Erzeugung eines amplitudenmodulierten Zielsignals
US8653818B2 (en) * 2011-04-08 2014-02-18 Siemens Aktiengesellschaft Parallel transmission RF pulse design with local SAR constraints
US9086446B2 (en) * 2011-11-29 2015-07-21 General Electric Company Method and system for B1 field mapping in magnetic resonance imaging
DE102012203453B4 (de) * 2012-03-05 2014-07-03 Siemens Aktiengesellschaft Verfahren zur Ermittlung eines Satzes von B1-Feldkarten
DE102012205297B4 (de) * 2012-03-30 2015-02-12 Siemens Aktiengesellschaft Ermittlung einer Magnetresonanzsystem-Ansteuersequenz und Verfahren zum Betrieb eines Magnetresonanzsystems
KR101967241B1 (ko) 2013-01-16 2019-04-09 삼성전자주식회사 무선 주파수 코일 장치, 이를 채용한 자기 공명 장치, 및 무선 주파수 코일 장치의 작동방법
WO2014141109A1 (en) * 2013-03-13 2014-09-18 Koninklijke Philips N.V. Multi-element rf transmit coil for magnetic resonance imaging
US10184996B2 (en) * 2013-06-17 2019-01-22 Koninklijke Philips N.V. Magnetic resonance imaging subject support
DE102014211137A1 (de) * 2014-06-11 2015-12-17 Siemens Aktiengesellschaft Magnetresonanzeinrichtung
EP4195867A1 (en) * 2016-09-26 2023-06-14 Samsung Electronics Co., Ltd. Method and apparatus for communication in next-generation mobile communication system
US11231476B2 (en) * 2019-04-26 2022-01-25 Regents Of The University Of Minnesota Accelerated magnetic resonance imaging acquisition using two-dimensional pulse segments as virtual receivers

Citations (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPH11253416A (ja) * 1998-03-09 1999-09-21 Toshiba Corp 磁気共鳴イメージング装置
JP2001070282A (ja) * 1999-09-08 2001-03-21 Ge Yokogawa Medical Systems Ltd スピン励起方法および装置並びに磁気共鳴撮像装置
WO2002079791A1 (en) * 2001-03-30 2002-10-10 Koninkliijke Philips Electronics Nv Flow adaptive guided determination of imaging parameters for 3d magnetic resonance angiography

Family Cites Families (14)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US4682112A (en) * 1984-10-10 1987-07-21 Elscint Ltd. NMR antenna and method for designing the same
US4689563A (en) * 1985-06-10 1987-08-25 General Electric Company High-field nuclear magnetic resonance imaging/spectroscopy system
US4782298A (en) * 1987-09-01 1988-11-01 The Regents Of The University Of California MRI QD RF coil having diode switched detuning circuit producing reduced artifact
US5349296A (en) * 1993-07-09 1994-09-20 Picker International, Inc. Magnetic resonance scan sequencer
US5758646A (en) * 1994-09-12 1998-06-02 U.S. Philips Corporation Magnetic resonance imaging method with pulse sequence optimization and device for such method
IL119558A (en) * 1996-11-04 2005-11-20 Odin Technologies Ltd Multi-probe mri/mrt system
US6636038B1 (en) * 1997-05-28 2003-10-21 Siemens Aktiengesellschaft Method and apparatus for controlling a pulse sequence in a magnetic resonance tomography system
US7081750B1 (en) * 2000-05-11 2006-07-25 Fonar Corporation Dynamic real-time magnetic resonance imaging sequence designer
US6411090B1 (en) * 2001-07-02 2002-06-25 Ge Medical Systems Global Technology Company, Llc Magnetic resonance imaging transmit coil
WO2003019221A1 (en) * 2001-08-21 2003-03-06 Koninklijke Philips Electronics N.V. Magnetic resonance apparatus with excitation antennae system
DE10155790B4 (de) * 2001-11-14 2005-04-07 Siemens Ag Magnet-Resonanz-Bildgebung unter Verwendung einer interaktiven Kontrastoptimierung
EP1454156A1 (en) * 2001-11-26 2004-09-08 Koninklijke Philips Electronics N.V. Magnetic resonance imaging method with reduced acoustic noise
US6879158B2 (en) * 2002-05-17 2005-04-12 General Electric Company Method for accelerating focused excitation with multiple RF transmit coils
DE10354941B4 (de) * 2002-12-02 2010-05-12 Siemens Ag Bestimmung der B1-Feldstärke bei MR-Messungen

Patent Citations (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPH11253416A (ja) * 1998-03-09 1999-09-21 Toshiba Corp 磁気共鳴イメージング装置
JP2001070282A (ja) * 1999-09-08 2001-03-21 Ge Yokogawa Medical Systems Ltd スピン励起方法および装置並びに磁気共鳴撮像装置
WO2002079791A1 (en) * 2001-03-30 2002-10-10 Koninkliijke Philips Electronics Nv Flow adaptive guided determination of imaging parameters for 3d magnetic resonance angiography

Cited By (10)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US7868614B2 (en) 2006-01-16 2011-01-11 Hitachi, Ltd. Magnetic resonance system and method
JP2007289690A (ja) * 2006-04-20 2007-11-08 General Electric Co <Ge> 並列rf送信を伴うmr撮像におけるsar低減
US7508214B2 (en) 2007-05-21 2009-03-24 Medrad, Inc. Transmit-mode phased array coils for reduced SAR and artifact issues
JP2012502683A (ja) * 2008-09-17 2012-02-02 コーニンクレッカ フィリップス エレクトロニクス エヌ ヴィ Mriのb1マッピング及びb1シミング
JP2012522563A (ja) * 2009-04-02 2012-09-27 コーニンクレッカ フィリップス エレクトロニクス エヌ ヴィ k空間に依存するRFパルス選択によるパラレル送信におけるSAR低減
JP2013505046A (ja) * 2009-09-17 2013-02-14 コーニンクレッカ フィリップス エレクトロニクス エヌ ヴィ Mriにおけるrfパワー及びrfフィールド均一性の同時最適化
JP2013506484A (ja) * 2009-10-02 2013-02-28 コーニンクレッカ フィリップス エレクトロニクス エヌ ヴィ マルチチャンネルrf励起を用いるmr撮像
JP2013192957A (ja) * 2012-03-20 2013-09-30 Siemens Ag 磁気共鳴システム駆動制御シーケンスを求める方法、磁気共鳴システムを動作させる方法、磁気共鳴システムおよびコンピュータプログラム
US9562958B2 (en) 2012-03-20 2017-02-07 Siemens Aktiengesellschaft Determination of a magnetic resonance system activation sequence
JP2014200590A (ja) * 2013-04-09 2014-10-27 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磁気共鳴イメージング方法

Also Published As

Publication number Publication date
US7075301B2 (en) 2006-07-11
US20050134267A1 (en) 2005-06-23
US20050110487A1 (en) 2005-05-26
US6989673B2 (en) 2006-01-24
DE102004057310A1 (de) 2005-07-21
NL1027583C2 (nl) 2007-11-27
NL1027583A1 (nl) 2005-05-27
JP4897212B2 (ja) 2012-03-14

Similar Documents

Publication Publication Date Title
JP4897212B2 (ja) Mrデータ収集中のrf電力蓄積を低減する方法及び装置
JP4954464B2 (ja) 送信コイルアレイを用いて望ましい励起プロフィールに一致するrf励起を発生する方法及び装置
US7385396B2 (en) SAR reduction in MR imaging with parallel RF transmission
JP6554729B2 (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
US8049497B2 (en) MRI RF encoding using multiple transmit coils
JP5078141B2 (ja) 磁気共鳴イメージング装置
US9316710B2 (en) SAR hotspot reduction by temporal averaging in parallel transmission MRI
US6239599B1 (en) Method and apparatus for identifying errors in magnetic resonance imaging examinations
US9086446B2 (en) Method and system for B1 field mapping in magnetic resonance imaging
JP2019512083A (ja) 永続磁石配列を使用したmri画像化システム
JP4325791B2 (ja) 画像再構成するためのコンピュータ・プログラム・コードでエンコードされた記憶媒体及び画像再構成するための装置
JP2009268904A (ja) 並列励起パルスのスペクトルを最適化するための装置および方法
US5602480A (en) Inspection method and apparatus using nuclear magnetic resonance
US7620440B2 (en) Direct temporal encoding of spatial information
JP5688267B2 (ja) 磁気共鳴イメージング装置及びケミカル画像取得方法
JP4694713B2 (ja) Rfパルス調整方法および装置並びに磁気共鳴撮影装置
JPH10201733A (ja) 磁気共鳴イメージング装置
JP2002000579A (ja) Mr拡散画像撮影装置
JPH08595A (ja) 核磁気共鳴を用いた検査装置および検査方法

Legal Events

Date Code Title Description
A521 Request for written amendment filed

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A523

Effective date: 20071122

A621 Written request for application examination

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A621

Effective date: 20071122

A977 Report on retrieval

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A971007

Effective date: 20101118

RD02 Notification of acceptance of power of attorney

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A7422

Effective date: 20101124

RD04 Notification of resignation of power of attorney

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A7424

Effective date: 20101124

A131 Notification of reasons for refusal

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A131

Effective date: 20101130

A601 Written request for extension of time

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A601

Effective date: 20110228

RD02 Notification of acceptance of power of attorney

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A7422

Effective date: 20110228

RD04 Notification of resignation of power of attorney

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A7424

Effective date: 20110228

A602 Written permission of extension of time

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A602

Effective date: 20110304

A601 Written request for extension of time

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A601

Effective date: 20110330

A602 Written permission of extension of time

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A602

Effective date: 20110404

A521 Request for written amendment filed

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A523

Effective date: 20110513

A131 Notification of reasons for refusal

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A131

Effective date: 20110607

A601 Written request for extension of time

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A601

Effective date: 20110824

A602 Written permission of extension of time

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A602

Effective date: 20110829

A521 Request for written amendment filed

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A523

Effective date: 20111109

TRDD Decision of grant or rejection written
A01 Written decision to grant a patent or to grant a registration (utility model)

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A01

Effective date: 20111129

A01 Written decision to grant a patent or to grant a registration (utility model)

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A01

A61 First payment of annual fees (during grant procedure)

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A61

Effective date: 20111222

R150 Certificate of patent or registration of utility model

Ref document number: 4897212

Country of ref document: JP

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R150

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R150

FPAY Renewal fee payment (event date is renewal date of database)

Free format text: PAYMENT UNTIL: 20150106

Year of fee payment: 3

R250 Receipt of annual fees

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250

R250 Receipt of annual fees

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250

R250 Receipt of annual fees

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250

R250 Receipt of annual fees

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250

R250 Receipt of annual fees

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250

R250 Receipt of annual fees

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250

R250 Receipt of annual fees

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250

R250 Receipt of annual fees

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250

R250 Receipt of annual fees

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250

R250 Receipt of annual fees

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250