JP5848606B2 - 磁気共鳴イメージング装置および励起領域調整方法 - Google Patents

磁気共鳴イメージング装置および励起領域調整方法 Download PDF

Info

Publication number
JP5848606B2
JP5848606B2 JP2011534206A JP2011534206A JP5848606B2 JP 5848606 B2 JP5848606 B2 JP 5848606B2 JP 2011534206 A JP2011534206 A JP 2011534206A JP 2011534206 A JP2011534206 A JP 2011534206A JP 5848606 B2 JP5848606 B2 JP 5848606B2
Authority
JP
Japan
Prior art keywords
excitation
shape
sequence
region
parameter
Prior art date
Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
Active
Application number
JP2011534206A
Other languages
English (en)
Other versions
JPWO2011040289A1 (ja
Inventor
後藤　智宏
智宏 後藤
崇 西原
崇 西原
板垣　博幸
博幸 板垣
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.)
Hitachi Healthcare Manufacturing Ltd
Original Assignee
Hitachi Medical 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 Hitachi Medical Corp filed Critical Hitachi Medical Corp
Priority to JP2011534206A priority Critical patent/JP5848606B2/ja
Publication of JPWO2011040289A1 publication Critical patent/JPWO2011040289A1/ja
Application granted granted Critical
Publication of JP5848606B2 publication Critical patent/JP5848606B2/ja
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
    • G01R33/483—NMR imaging systems with selection of signals or spectra from particular regions of the volume, e.g. in vivo spectroscopy
    • G01R33/4833—NMR imaging systems with selection of signals or spectra from particular regions of the volume, e.g. in vivo spectroscopy using spatially selective excitation of the volume of interest, e.g. selecting non-orthogonal or inclined slices
    • G01R33/4836—NMR imaging systems with selection of signals or spectra from particular regions of the volume, e.g. in vivo spectroscopy using spatially selective excitation of the volume of interest, e.g. selecting non-orthogonal or inclined slices using an RF pulse being spatially selective in more than one spatial dimension, e.g. a 2D pencil-beam excitation pulse
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01R—MEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
    • G01R33/00—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables
    • G01R33/20—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
    • G01R33/44—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance using nuclear magnetic resonance [NMR]
    • G01R33/48—NMR imaging systems
    • G01R33/483—NMR imaging systems with selection of signals or spectra from particular regions of the volume, e.g. in vivo spectroscopy
    • G01R33/4833—NMR imaging systems with selection of signals or spectra from particular regions of the volume, e.g. in vivo spectroscopy using spatially selective excitation of the volume of interest, e.g. selecting non-orthogonal or inclined slices
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/05—Detecting, measuring or recording for diagnosis by means of electric currents or magnetic fields; Measuring using microwaves or radio waves 
    • A61B5/055—Detecting, measuring or recording for diagnosis by means of electric currents or magnetic fields; Measuring using microwaves or radio waves  involving electronic [EMR] or nuclear [NMR] magnetic resonance, e.g. magnetic resonance imaging
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01R—MEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
    • G01R33/00—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables
    • G01R33/20—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
    • G01R33/44—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance using nuclear magnetic resonance [NMR]
    • G01R33/48—NMR imaging systems
    • G01R33/483—NMR imaging systems with selection of signals or spectra from particular regions of the volume, e.g. in vivo spectroscopy
    • G01R33/4838—NMR imaging systems with selection of signals or spectra from particular regions of the volume, e.g. in vivo spectroscopy using spatially selective suppression or saturation of MR signals
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01R—MEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
    • G01R33/00—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables
    • G01R33/20—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
    • G01R33/44—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance using nuclear magnetic resonance [NMR]
    • G01R33/48—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
    • G01R33/44—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
    • G01R33/546—Interface between the MR system and the user, e.g. for controlling the operation of the MR system or for the design of pulse sequences
    • 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
    • G01R33/567—Image enhancement or correction, e.g. subtraction or averaging techniques, e.g. improvement of signal-to-noise ratio and resolution gated by physiological signals, i.e. synchronization of acquired MR data with periodical motion of an object of interest, e.g. monitoring or triggering system for cardiac or respiratory gating
    • G01R33/5676—Gating or triggering based on an MR signal, e.g. involving one or more navigator echoes for motion monitoring and correction

Landscapes

  • Physics & Mathematics (AREA)
  • Optics & Photonics (AREA)
  • Spectroscopy & Molecular Physics (AREA)
  • High Energy & Nuclear Physics (AREA)
  • Condensed Matter Physics & Semiconductors (AREA)
  • General Physics & Mathematics (AREA)
  • Magnetic Resonance Imaging Apparatus (AREA)

Description

本発明は、被検体中の水素や燐等からの核磁気共鳴(以下、「NMR」という)信号を測定し、核の密度分布や緩和時間分布等を映像化する核磁気共鳴イメージング(MRI)技術に関する。特に、任意の2次元方向で制約される領域を選択的に励起する2次元選択励起によるイメージング技術に関する。
MRIでは、高周波磁場(RF)パルスを傾斜磁場とともに印加して所定の領域(局所領域)を励起し、そこから得られたエコー信号から画像を再構成することで撮影を実現する。このようなMRIにおいて、傾斜磁場とともに印加し、局所領域をシリンダ型に励起する2次元選択励起型RF(以下、2DRF)パルスが様々な撮影で用いられる。2DRFの代表的な用途には、呼吸動のモニタを目的としたナビゲータエコー取得パルス(例えば、非特許文献1参照。)、局所領域の信号抑制を目的としたプリサチレーションパルス(例えば、非特許文献2参照。)、特定血管の血流のみを反転させるための反転パルス(例えば、非特許文献3参照。)、特定血管の血流のみをラベリングするためのラベリングパルス(例えば、非特許文献4参照。)がある。
2DRFで励起するシリンダ型の局所領域(シリンダ励起領域)は、用途毎に異なる。
このシリンダ励起領域の形状は、励起直径であるシリンダ径により定まる。一般に、シリンダ径の変更は、励起する位置(オフセット位置)に影響を与えることが知られている(例えば、非特許文献5参照。)。
A.C.Brau et.al Proc. Intl. Soc. Mag. Reson. Med. 17(2009), p.4620 R.Rakow-Penner et.al Proc. Intl. Soc. Mag. Reson. Med. 16(2008), p.3765 M.W.Lagemaat et.al Proc. Intl. Soc. Mag. Reson. Med. 17(2009), p.600 S.Konstandin et.al Proc. Intl. Soc. Mag. Reson. Med. 17(2009), p.3654 J. Pauly et.al 「A k-Space Analysis of Small-Tip-Angle Excitation」Journal of Magnetic Resonance81,43-56(1989)
シリンダ励起領域(形状および位置)は、2DRFのパルス形状および2DRFとともに印加される傾斜磁場パルスの形状により定まる。ところが、撮影シーケンスにおいて、これらを正確に設定したとしても、装置毎の特性により、その領域には多少の誤差が発生する。例えば、呼吸動のモニタでは、呼吸動する大きな部位(横隔膜や腹壁など)からエコー信号取得ができれば良い。従って、2DRFをナビゲータエコー取得パルスとして用いる場合、シリンダ励起領域のサイズには高い精度は必要とされないため、上記のような誤差は問題とならない。
しかし、2DRFを特定血管の血流反転やラベリングに用いる場合、対象とする血管径に応じたシリンダ径で、正確に励起しなければならない。このため、シリンダ励起領域には、高い精度が求められる。装置毎の誤差も画質に大きく影響する。
本発明は、上記事情に鑑みてなされたもので、2次元選択励起パルスを用いる撮影において、その用途によらず、高い品質の画像を得る技術を提供することを目的とする。
本発明は、2次元選択励起シーケンスにより励起される領域のシリンダ径を決定する係数とオフセット位置を決定する時間差とを変更しながら2次元選択励起シーケンスを実行する。得られる励起領域と所望の領域とを比較し、合致する時の係数と時間差とを最適なものと決定する。
具体的には、静磁場中に載置される被検体に所定のパルスシーケンスに従って高周波磁場および傾斜磁場を印加することにより発生するエコー信号を収集し、当該エコー信号から画像を再構成する磁気共鳴イメージング装置であって、局所励起シーケンスよる励起領域の形状と位置との少なくとも一方を調整する励起領域調整部を備える。さらに、励起領域調整部は、操作者が設定した励起領域の形状から形状パラメータを算出し、該算出した形状パラメータを局所励起シーケンスに設定する、又は、操作者が設定した励起領域の位置から位置パラメータを算出し、該算出した位置パラメータを局所励起シーケンスに設定することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置を提供する。
また、局所励起シーケンスによる励起領域の形状毎に、当該形状を実現する前記局所励起シーケンスの形状パラメータを保持する形状調整値テーブルを備えた磁気共鳴イメージング装置において、局所励起シーケンスを実行する際の励起領域を調整する励起領域調整方法であって、操作者が設定した励起領域に基づいて、当該励起領域の形状を実現する局所励起シーケンスの形状パラメータを算出し、該算出した形状パラメータを、局所励起シーケンスに設定する、又は、操作者が設定した励起領域の位置から位置パラメータを算出し、該算出した位置パラメータを局所励起シーケンスに設定することを特徴とする励起領域調整方法を提供する。
本発明によれば、2次元選択励起パルスを用いる撮影において、その用途によらず、高い品質の画像を得ることができる。
第一の実施形態のMRI装置の機能ブロック図 (a)、(b)は本実施形態の2次元選択励起シーケンスのシーケンス図 本実施形態の制御部の励起領域調整処理に係る部分の機能ブロック図 本実施形態の励起領域調整処理のフローチャート 本実施形態の指定画面を説明するための説明図 本実施形態のシリンダ径調整処理のフローチャート 本実施形態のシリンダ径測定手法を説明するための説明図 本実施形態のオフセット位置調整処理のフローチャート (a)、(b)は、本実施形態のオフセット位置調整処理におけるテンプレートを説明するための説明図 本実施形態のオフセット位置調整処理を説明するための説明図 (a)〜(d)は、本実施形態の信号プロファイルの一致不一致の判別手法を説明するための説明図 本実施形態のシリンダ径調整処理の別の例のフローチャート (a)、(b)は、本実施形態のシリンダ径測定手法の別の例を説明するための説明図 本実施形態の指定画面のシリンダ径指定領域の別の例を説明するための説明図 第二の実施形態の制御部の励起領域調整処理に係る部分の機能ブロック図 第二の実施形態の調整値テーブル生成処理のフローチャート 第二の実施形態の調整値テーブルを説明するための説明図 第二の実施形態の用途入力画面の一例を説明するための説明図 第二の実施形態の調整値テーブル生成処理の別の例のフローチャート 第三の実施形態の制御部の励起領域調整処理に係る部分の機能ブロック図 第三の実施形態の第二の調整値テーブルを説明するための説明図 第三の実施形態の制御部による撮影処理のフローチャート 第三の実施形態の第二の指定画面を説明するための説明図
＜＜第一の実施形態＞＞
以下、本発明を適用する第一の実施形態について説明する。以下、本発明の実施形態を説明するための全図において、同一機能を有するものは同一符号を付し、その繰り返しの説明は省略する。
まず、本実施形態のMRI装置の構成について説明する。図1は本実施形態のMRI装置100の機能ブロック図である。本実施形態のMRI装置100は、磁石102と、傾斜磁場コイル103と、高周波磁場(RF)コイル104と、RFプローブ105と、傾斜磁場電源106と、RF送信部107と、信号検出部108と、信号処理部109と、制御部110と、表示部111と、操作部112と、ベッド113とを備える。
磁石102は、被検体101の周囲の領域(検査空間)に静磁場を発生する。傾斜磁場コイル103は、X、Y、Zの3方向のコイルで構成され、傾斜磁場電源106からの信号に応じて、それぞれ、検査空間に傾斜磁場を発生する。RFコイル104は、RF送信部107からの信号に応じて検査空間にRFを印加(照射)する。RFプローブ105は、被検体101が発生するMR信号を検出する。RFプローブ105で受信した信号は、信号検出部108で検出され、信号処理部109で信号処理され、制御部110に入力される。制御部110は、入力された信号から画像を再構成し、表示部111に表示する。
また、制御部110は、傾斜磁場電源106、RF送信部107、信号検出部108の動作を、予め保持される制御のタイムチャートおよび操作部112を介して操作者から入力された撮影パラメータに従って、制御する。なお、制御のタイムチャートは一般にパルスシーケンスと呼ばれる。ベッド113は被検体が横たわるためのものである。
なお、MRI装置100は、検査空間の静磁場不均一を補正するシムコイルと、シムコイルに電流を供給するシム電源とをさらに備えてもよい。
現在MRIの撮影対象は、被検体102の主たる構成物質、プロトンである。プロトン密度の空間分布や、励起されたプロトンの緩和現象の空間分布を画像化することで、人体頭部、腹部、四肢等の形態または、機能を2次元もしくは3次元的に撮影する。
次に、本実施形態のMRI装置100による撮影方法を説明する。パルスシーケンスに従ってRF送信部107を駆動し、RFコイル104から被検体101に高周波磁場パルス(RFパルス)を照射する。これにより被検体101から発生するエコー信号に、傾斜磁場により異なる位相エンコードを与え、検出する。位相エンコードの数は通常1枚の画像あたり128、256、512等の値が選ばれる。各エコー信号は通常128、256、512、1024個のサンプリングデータからなる時系列信号として得る。これらのデータを2次元フーリエ変換して1のMR画像を作成する。なお、傾斜磁場は、パルスシーケンスに従って、傾斜磁場電源106を動作させ、各傾斜磁場コイル103により印加される。
本実施形態では、撮影またはプリパルスシーケンスとして、2次元選択励起(2DRF)パルスを振動傾斜磁場とともに印加し、2次元方向に制約された領域をシリンダ型に励起する局所励起型パルスシーケンス(以後、2次元選択励起シーケンスと呼ぶ。)を用いる。
まず、本実施形態の2次元選択励起シーケンスにおける、励起部分のパルスシーケンスを説明する。図2(a)は、本実施形態の2次元選択励起シーケンスの励起部分のパルスシーケンスの一例である。ここでは、一例として、z軸方向を軸方向とするシリンダ状に励起する場合を示す。
本図に示すように、2次元選択励起シーケンス600では、2DRFパルス611をx軸方向の振動傾斜磁場(Gx)612およびy軸方向の振動傾斜磁場(Gy)613とともに印加することにより、上記z軸方向を軸方向とするシリンダ状の領域(シリンダ励起領域)を励起する。励起領域から得られたエコー信号は、上述のように位相エンコードが付与され、時系列にサンプリングされ、k空間に配置される。
本実施形態では、MRI装置100において、この2次元選択励起シーケンス600により励起される領域(シリンダ励起領域)が、操作者の意図する領域となるよう調整する。シリンダ励起領域は、シリンダ励起領域の直径(シリンダ径)とシリンダ励起領域の位置(オフセット位置)とにより定まる。従って、2次元選択励起シーケンス600によるシリンダ励起領域のシリンダ径が操作者の意図するシリンダ径となり、そのオフセット位置が操作者が意図するオフセット位置となるよう、2次元選択励起シーケンス600を調整する。
シリンダ径の調整は、実際に2次元選択励起シーケンスにより励起されたシリンダ励起領域のシリンダ径(実シリンダ径)が操作者が指定したシリンダ径(指定シリンダ径)と整合するよう2次元選択励起シーケンス600の形状パラメータを調整することにより行う。
また、オフセット位置の調整は、シリンダ径を整合させた後、実際に励起された位置(実オフセット位置)が操作者が指定したオフセット位置(指定オフセット位置)と整合するよう2次元選択励起シーケンス600の位置パラメータを調整することにより行う。
これを実現するため、本実施形態の制御部110は、2次元選択励起シーケンス600によるシリンダ励起領域を調整する励起領域調整部を備える。図3は、本実施形態の制御部110の2次元選択励起シーケンス600による励起領域の調整に係る部分の機能ブロック図である。本図に示すように、制御部110は、励起領域調整部210とUI制御部230とを備える。また、励起領域調整部210は、励起領域のシリンダ径を所望のものとするための2次元選択励起シーケンス600の形状パラメータを決定するシリンダ径調整部211とオフセット位置を所望のものとするための2次元選択励起シーケンスの位置パラメータを決定するオフセット位置調整部212とを備える。
制御部110は、CPUとメモリと記憶装置とを備える情報処理装置で構成され、これらの各機能は、CPUが記憶装置に予め保持されるプログラムをメモリにロードし、実行することにより実現される。
本実施形態の励起領域調整部210による励起領域調整処理の流れを説明する。図4は、本実施形態の励起領域調整処理の処理フローである。本実施形態の励起領域調整処理は、操作者から開始の指示を受けて開始する。
操作者から開始の指示を受け付けると、励起領域調整部210は、UI制御部230に、表示部111に指定シリンダ径および指定オフセット位置を指定する指定画面を表示させ、これらの入力を受け付ける(ステップS1101)。UI制御部230は、指定画面を介して指定シリンダ径および指定オフセット位置を受け付けると、それらの情報をシリンダ径調整部211およびオフセット位置調整部212に通知する。
シリンダ径調整部211は、シリンダ径を調整するシリンダ径調整処理を行う(ステップS1102)。シリンダ径調整処理後、オフセット位置調整部212は、オフセット位置を調整するオフセット位置調整処理を行う(ステップS1103)。励起領域調整部210は、得られた結果を設定することで2次元選択励起シーケンスを生成し(ステップS1104)、処理を終了する。
上記励起領域調整処理の中で、まず、UI制御部230が表示部111に表示する指定画面について説明する。図5は、本実施形態の指定画面300を説明するための図である。本図に示すように、本実施形態の指定画面300は、シリンダ径を指定するシリンダ径指定領域310とオフセット位置を指定するオフセット位置指定領域320とを備える。
シリンダ径指定領域310は、径指定領域311と数値表示領域312とを備える。径指定領域311は、2DRFによる照射領域の中心を示すガイドライン313を備える。
径指定領域311には、予め、シリンダの断面領域を示すシリンダ断面表示314が表示される。ここでは、円が表示される。操作者は、操作部112が備えるマウス等を用い、径指定領域311に表示されるシリンダ断面表示314のサイズを調整する。調整した結果得られたシリンダ径は、数値表示領域312に数値で表示される。
なお、数値表示領域312を介して数値でシリンダ径を入力可能なように構成してもよい。この場合、数値表示領域312を介して操作者が入力したシリンダ径にあわせ、シリンダ断面表示314のサイズを変更して径指定領域311に表示する。
オフセット位置指定領域320は、位置指定領域321と数値表示領域322とを備える。位置指定領域321は、照射領域の中心を示すガイドライン323を備える。位置指定領域321には、シリンダの断面領域を示すシリンダ断面表示324が表示される。シリンダ断面表示324の大きさは、シリンダ径指定領域310で指定されるシリンダ径にあわせて変化する。操作者は、操作部112が備えるマウス等を用い、位置指定領域321に表示されるシリンダ断面表示324の位置を調整する。調整後の位置は、数値表示領域322に数値で表示される。ここでは、位置指定領域321をx軸y軸で表し、照射領域の中心をこの座標軸の中心とした場合のx座標とy座標の値が表示される。
オフセット位置指定領域320においても、数値表示領域322を介して数値でオフセット位置を入力可能なように構成してもよい。この場合、数値表示領域322を介して操作者が入力したオフセット位置にあわせ、シリンダ断面表示324の位置を変更して位置指定領域321に表示する。
なお、ここでは、指定画面300がシリンダ径指定領域310およびオフセット位置指定領域320を同時に表示する場合を例にあげて説明しているが、指定画面300の構成はこれに限られない。シリンダ径指定領域310およびオフセット位置指定領域320のいずれか一方のみ表示されるよう構成してもよい。この場合は、UI制御部230は、操作者の指示に応じていずれかを表示させる。
次に、上記シリンダ径調整部211によるシリンダ径調整処理の詳細について説明する。
2次元選択励起シーケンス600において、2DRFパルス611の印加時間をTとすると、時間t(0≦t≦T)におけるk空間の走査位置(kx(t)、ky(t))は以下の式(1)で表される。
Figure 0005848606
 ここで、nは1以上の自然数でk空間内における回転数を表す。Aは係数で、k空間のサイズを定義する。式(1)より、係数Aの変化に伴い、k空間の走査位置(kx(t)、ky(t))は変化し、選択するk空間サイズ(周波数帯域)も変化する。すなわち、係数Aが大きくなれば、走査するk空間は広い周波数帯域を占め、小さくなれば、狭い周波数帯域を占める。これに伴い、励起する実空間サイズ、すなわち、シリンダ励起領域のシリンダ径が変化する。
本実施形態のシリンダ径調整処理では、実シリンダ径RArが指定シリンダ径SPrとなる係数Aを決定する。
なお、式(1)において、係数Aを変えると、k(t)が変わる。ここで、傾斜磁場G(t)とk(t)との関係は式(2)に示すとおりである。
Figure 0005848606
 γは磁気回転比(定数)である。このように、傾斜磁場G(t)はk(t)の時間微分に比例する。従って、係数Aは傾斜磁場(t)の振幅に係る係数であることから、係数Aの値を設定することにより、傾斜磁場G(t)の特に振幅が定まる。本実施形態では、2次元選択励起シーケンス600において、係数Aの値を設定し、傾斜磁場Gx212、傾斜磁場Gy213の波形を決定する。
以下、シリンダ径調整部211によるシリンダ径調整処理、すなわち、係数Aの決定手法について説明する。図6は、本実施形態のシリンダ径調整処理の処理フローである。まず、係数Aに初期値a0を設定する(ステップS1201)。初期値a0は予め定め、記憶装置などに保持する。係数Aをa0とし、得られる傾斜磁場Gx212、Gy213で2次元選択励起シーケンス600を併用して画像を取得する(ステップS1202)。2次元選択励起シーケンス600を併用した画像の取得は、例えば、2次元選択励起シーケンス600の励起部分をプリサチレーションパルスとし、画像を取得する一般的なシーケンス(画像取得シーケンスと呼ぶ。)に先立って実行する。このとき2DRFは、例えば、フリップアングルを90度程度に設定し、強い印加強度で印加する。これにより、取得した画像上に、2次元選択励起シーケンス600によりシリンダ状に励起されるシリンダ励起領域が信号低下領域(ダークバンド)として残る。このダークバンドの径が画像上の実シリンダ径RArである。
次に、取得した画像上のダークバンドの径Drを測定する(ステップS1203)。そして、ダークバンドの径Drと指定シリンダ径SPrとを比較する(ステップS1204、ステップS1205)。ダークバンドの径Drと指定シリンダ径SPrとが一致していれば、処理を終了する。なお、ここでは、完全に一致する場合のみでなく、所定の許容範囲を設定してもよい。例えば、ダークバンドの径Drが指定シリンダ径SPrを中心とした予め定めた範囲に入っていれば、一致と判断する。
一方、ダークバンドの径Drが指定シリンダ径SPrより大きい場合は、係数Aから、予め定めた所定の値(例えば、Δa)を減算し(A＝A−Δa)(ステップS1206)、ステップS1202に戻る。一方ダークバンドの計Drが指定シリンダ径SPrより小さい場合は、係数Aに予め定めた所定の値(例えば、上記同様Δa)を加算し(A＝A＋Δa)(ステップS1207)、ステップS1202に戻る。Δaも予め記憶装置に保持する。
以上の手順で最終的に、実シリンダ径RArと指定シリンダ径SPrとが等しくなる係数Aの値を得る。
ここで、上記ステップS1203における、取得した画像(以後、ファントム画像と呼ぶ。)上でのシリンダ径(ダークバンドの径Dr)の測定手法を図7を用いて説明する。
図7の上段は、得られたファントム画像401の一例である。2次元選択励起(シリンダ励起)の印加位置(中心位置)をFOVの中心とすると、ファントム画像401の中心にダークバンド402が生じる。ダークバンド402の中心を通るライン403の信号プロファイルを計測する。得られた信号プロファイル405を図7の下段に示す。得られた信号プロファイル405を走査し、信号値が低下している領域のサイズ406を計測し、計測結果をシリンダ径(ダークバンドの径Dr)とする。信号値が低下している領域としては、例えば、半値幅などを用いることができる。
なお、本図に示すように、上記処理を繰り返す際、ステップS1206またはステップS1207を介して係数Aが変更されると、信号プロファイル405の形状が変化し、ダークバンドの径Drとして得られるサイズ406の幅も変化する。
次に、ステップS1103のオフセット位置調整部212によるオフセット位置調整処理について説明する。2次元選択励起シーケンス600によるシリンダ励起領域の中心が静磁場中心P0から位置Pにオフセットした場合、点(x、y)の磁化の状態(Mxy)は、以下の式(3)で表される。
Figure 0005848606
 ここで、M0は、静磁場中心P0における磁化の状態であり、磁化γは磁気回転比(定数)であり、B1(t)は、2次元選択励起シーケンス600で照射する2DRFパルス611の波形である。本式で示されるように、オフセット位置が同じであっても、あるタイミングにおいてB1(t)の状態が異なると、実際に励起される磁化Mxyの状態が変化する。
また、2DRFパルス611の波形B1(t)は、重み関数W(k)と領域選択のために印加する変調した傾斜磁場G(t)(傾斜磁場612Gxと傾斜磁場613Gy)とを用いて以下に示す式(4)で与えられる。
Figure 0005848606
 式(4)より、あるタイミングtの傾斜磁場G(t)(傾斜磁場612Gxと傾斜磁場613Gy)の形状を変えることにより、2DRFパルス611の波形B1(t)を変えることができ、それに伴い磁化Mxyも変化する。すなわち、あるタイミングtにおいて、2DRFパルス611の波形B1(t)に対する傾斜磁場G(t)(傾斜磁場612Gxと傾斜磁場613Gy)との関係が変化すると、オフセット位置は変化する。
本実施形態では、これを利用し、時間tにおける2DRFパルス611と傾斜磁場612および613の強度との関係を変化させ、実オフセット位置RAofを微調整し、指定オフセット位置SPofと一致させる。2DRFパルス611と傾斜磁場612および613の強度の関係は、図2(b)に示すように、2次元選択励起シーケンス600において、2DRFパルス611と傾斜磁場612および613との開始時間をずらすことにより変化させる。傾斜磁場612および613の印加開始時間の、2DRFパルス611の印加開始時間からのずれ量を時間差TimeDとすると、オフセット位置調整処理では、実オフセット位置RAofが指定オフセット位置SPofとなる時間差TimeDの値を決定する。
なお、2DRFパルス611の位相は、上記シリンダ径調整処理で決定したkx(t)およびky(t)を用い、以下の式(5)で表される。
Figure 0005848606
 以下、オフセット位置調整部212によるオフセット位置調整処理、すなわち、時間差TimeDの決定手法について説明する。図8は、オフセット位置調整処理の処理フローである。また、図9および図10は、オフセット位置調整処理を説明するための図である。
まず、2次元選択励起シーケンス600を併用しないで画像(シリンダ無し画像)を取得する(ステップS1301)。例えば、上記シリンダ径調整処理で使用した画像取得シーケンスを用い、画像を取得する。
取得した画像から、指定オフセット位置と実オフセット位置との整合性を確認するためのテンプレートを生成する(ステップS1302)。ここでは、図9(a)および(b)に示すように、第一のテンプレート710および第二のテンプレート720の2つを生成する。第一のテンプレート710は、得られた画像711において、静磁場中心であるFOVの中心部を中心とし、直径が指定シリンダ径SPrである領域712を0データで充填することにより得る。これは、2次元選択励起シーケンスで、オフセットが無い状態を模したものとなる。また、第二のテンプレート720は、得られた画像711において、励起領域調整処理のステップS1101で指定したオフセット位置SPofを中心とし、直径が指定シリンダ径SPrである領域722を0データで充填することにより得る。
次に、2次元選択励起シーケンス600を併用し、ダークバンドを特定可能な第一の画像810を取得する(ステップS1303)。ここでも、シリンダ径調整処理同様、2次元選択励起シーケンス600の2DRFパルス611をプリサチレーションパルスとし、画像取得シーケンスを実行する。第一の画像810は、オフセットの無い状態で取得する。そして、第一のテンプレート710と第一の画像810とから、オフセット位置の整合性確認の基準とする信号プロファイル(基準信号プロファイル)を生成する(ステップS1304)。
ここで、基準信号プロファイルの作成手順を図10を用いて説明する。まず、第一のテンプレート710と第一の画像810との差分を取り、第一の差分画像830を得る。ここでは、シリンダ径の調整は終えているため、第一のテンプレート710の0データで充填した領域と第一の画像810ダークバンド領域812とは一致する。従って、第一の差分画像830は、ダークバンド領域812のみに信号が存在する画像となる。
そして、第一の差分画像830から、基準信号プロファイルをx軸方向およびy軸方向に生成する。具体的には、第一の差分画像830からy軸方向に逆フーリエ変換した画像831およびx軸方向に逆フーリエ変換した画像832を生成する。ここでは、それぞれ逆フーリエ変換した方向にダークバンド領域812の画像が1ピクセルに積分された画像833、834を得る。この画像833、834を含み逆フーリエ変換していない方向(y軸方向に逆フーリエ変換して得た画像であれば、x軸方向、x軸方向に逆フーリエ変換して得た画像であれば、y軸方向)にそったライン835、836の信号プロファイル837、838を作成し、基準信号プロファイルとする。
次に、2次元選択シーケンス600を実行する際の、2DRFパルス611の印加開始時間と振動傾斜磁場612および613の印加開始時間との時間差TimeDに初期値d0を設定(ステップS1305)。初期値d0は予め定め、記憶装置などに保持する。そして、図2(b)に示すように、時間差TimeDだけ傾斜磁場612および613の印加開始時間をずらした2次元選択励起シーケンスを生成する(ステップS1306)。そして、この2次元選択励起シーケンス併用して画像取得シーケンスを実行し、第二の画像820を取得する(ステップS1307)。なお、ここで用いる2次元選択励起シーケンスは、上記第一の画像810を取得した場合に用いた2次元選択励起シーケンス600と、傾斜磁場612および613の開始時間以外は同じとする。
そして、第二のテンプレート720と第二の画像820とから第二の差分画像840を生成し、x軸方向およびy軸方向の信号プロファイルを生成する(ステップS1308)。ここで、信号プロファイル生成の手法は、上記第一の差分画像から生成するものと同様である。
すなわち、まず、第二のテンプレートと第二の画像820との差分を取り、第二の差分画像840を得る。このとき、傾斜磁場印加開始タイミングが適切であれば、得られた差分画像840上で、第二の画像820のダークバンド領域は、第二のテンプレート720上で設定したダークバンド領域722に合致する。一方、傾斜磁場印加開始タイミングが適切でなければ、得られた差分画像840には、第二の画像820のダークバンド領域822と第二のテンプレート720上のダークバンド領域722との位置にずれが発生し、第二の差分画像840上には、2つのダークバンド領域722、822が生じる。
この第二の差分画像840からy軸方向に逆フーリエ変換した画像841およびx軸方向に逆フーリエ変換した画像842を生成する。そして、逆フーリエ変換した方向にダークバンド領域の画像が1ピクセルに積分された画像を得る。ここでは、ダークバンド領域722から得られる画像743および744と、ダークバンド領域822から得られる画像843および844とを得る。
画像841において、これらの画像743、843を含み、逆フーリエ変換していない方向に沿ったライン845の信号プロファイル847を得る。また、画像842において、これらの画像744、844を含み逆フーリエ変換していない方向に沿ったライン846の信号プロファイル848を得る。
そして、得られた信号プロファイル847および848を、それぞれ同方向の基準信号プロファイル837および838と比較し、励起位置が整合しているか否かを判別する(ステップS1309)。
励起位置の整合性は、比較対象の信号プロファイルどうしの一致不一致により判別する。判別手法の一例を図11に示す。本図に示すように、信号プロファイルを、それぞれ信号値と信号値が分布している範囲のヒストグラムとに置き換えて比べる。すなわち、分布範囲と信号強度とを比較し、両者が一致していれば、分布位置によらず、一致と判別する。それ以外は不一致と判別する。なお、一致か否かの判別は、厳密に同じ数値でなくとも、許容誤差を設定し、差が許容誤差範囲であれば、一致と判別するよう構成してもよい。
例 えば、図11(a)に示す分布範囲がX1からX2で信号強度がS1の1のピークからなる基準信号プロファイル901と、図11(b)に示す比較対象信号プロファイル902とは不整合と判別する。図11(b)に示す、比較対象信号プロファイル902は、分布範囲がX5からX6で信号強度がS2のピークと分布範囲がX7からX8で信号強度がS3のピークとからなり、ピークの数が基準信号プロファイル901と異なるためである。一方、図11(c)に示す基準信号プロファイル901と図11(d)に示す比較対象信号プロファイル903とは、信号強度は両者ともS1であるので、分布範囲｜X2−X1｜と｜X4ーX3｜とが合致していれば、一致すると判別する。
ステップS1309において、整合していると判別された場合、処理を終了する。一方、不整合と判別された場合TimeDに予め定めた所定の値(例えば、Δd)を加算し(TimeD＝TimeD＋Δd)(ステップS1310)、ステップS1306に戻り処理を繰り返す。なお、Δdも予め記憶装置に保持する。
なお、整合性の確認において用いる許容範囲は、予め保持する所定の値を用いてもよいし、画像取得シーケンスの撮影条件に応じた空間分解能を基準に算出するよう構成してもよい。
本実施形態の励起領域調整部210は、以上の手順で得た係数Aおよび時間差TimeDを用いて、2次元選択励起シーケンスのパルスシーケンスを確定する。
以上説明したように、本実施形態によれば、装置毎の特性によるシリンダ励起領域のサイズの誤差を、自動的に正確に補正することができる。従って、2次元選択励起パルスにより、操作者が意図した領域を正確に励起させることができる。このため、操作者の負担無しに、2DRFパルスの効果を精度よく付与することができ、高い品質の画像を得ることができる。
なお、上記実施形態では、オフセット位置の指定を、シリンダ径の指定の直後に行うよう構成しているが、これに限られない。シリンダ径の指定を行い、係数Aを決定後、オフセット位置の調整の直前にオフセット位置の指定を行うよう構成してもよい。
また、上記実施形態では、シリンダ励起領域のxy平面に平行な断面の形状が円である場合を例にあげて説明しているが、この形状はこれに限られない。例えば、シリンダ径が2軸方向でそれぞれ異なる楕円であってもよい。楕円の場合は、例えば、シリンダ径調整処理において、シリンダ径を計測する場合、楕円の長軸方向および短軸方向の2方向を計測し、それぞれの方向について、上記実施形態同様、実シリンダ径RArと指定シリンダ径SPrとを略一致させる。この場合の処理の手順を説明する。ここでは、kx(t)の係数をAx、ky(t)の係数をAyとする。
図12は、この場合のシリンダ径調整処理の処理フローである。まず、シリンダ径調整部211は、2次元選択領域のシリンダ径の長径方向と短径方向とを特定する(ステップS1401)。そして、短径方向と特定された軸方向(ここでは、一例として、x軸方向とする。)について、上記シリンダ径調整処理のステップS1201からステップS1207までと同様の処理を、ステップS1402からステップS1408として実行し、x軸方向の係数Axを決定する。
このとき、ステップS1404において、x軸方向の径Drxを測定し、ステップS1405、S1406における比較には、短径方向(x軸方向)の指定シリンダ径SPrxを用いる。さらに、ステップS1407およびS1408での加算、減算のための差分には、x軸方向用に予め保持するΔAxを用いる。
また、ステップS1404における取得したファントム画像411上でのx軸方向のシリンダ径の測定を図13(a)を用いて説明する。図13(a)の上段は、ステップS1403で取得したファントム画像411である。2次元選択励起(シリンダ励起)の印加位置(中心位置)をFOVの中心とすると、ファントム画像411の中心にダークバンド412が生じる。ダークバンド412の中心を通り、x軸方向に平行なライン413の信号プロファイルを計測する。得られた信号プロファイル415を図13(a)の下段に示す。得られた信号プロファイル415を走査し、信号値が低下している領域のサイズ416を計測し、シリンダ径(ダークバンドの径Drx)とする。信号値が低下している領域としては、例えば、半値幅などを用いることができる。
なお、本図に示すように、上記処理を繰り返す際、ステップS1407またはステップS1408を介して係数Axが変更されると、信号プロファイル415の形状が変化し、ダークバンドの径Drxとして得られるサイズ416の幅も変化する。
次に、長径方向とされた軸方向(y軸方向)について、上記処理シリンダ径調整処理のステップS1201からステップS1206までと同様の処理を、ステップS1409からステップS1415として実行し、y軸方向の係数Ayを決定する。このとき、ステップS1411において、y軸方向の径Dryを測定し、ステップS1412、S1413における比較には、長径方向(y軸方向)の指定シリンダ径SPryを用いる。さらに、ステップS1414およびS1415での加算、減算のための差分には、y軸方向用に予め保持するΔAyを用いる。
また、ステップS1411における取得したファントム画像421上でのy軸方向のシリンダ径の測定を図13(b)を用いて説明する。図13(b)の上段は、ステップS1410で取得したファントム画像421である。2次元選択励起(シリンダ励起)の印加位置(中心位置)をFOVの中心とすると、ファントム画像421の中心にダークバンド422が生じる。ダークバンド422の中心を通り、y軸方向に平行なライン423の信号プロファイルを計測する。得られた信号プロファイル425を図13(b)の下段に示す。得られた信号プロファイル425を走査し、信号値が低下している領域のサイズ426を計測し、シリンダ径(ダークバンドの径Dry)とする。信号値が低下している領域としては、例えば、半値幅などを用いることができる。
なお、本図に示すように、上記処理を繰り返す際、ステップS1414またはステップS1415を介して係数Ayが変更されると、信号プロファイル415の形状が変化し、ダークバンドの径Dryとして得られるサイズ416の幅も変化する。
なお、長径方向および短径方向の処理順は、逆であってもよい。
また、この場合の表示部111に表示される指定画面300のシリンダ径指定領域330の一例を図14に示す。シリンダ径指定領域330は、径指定領域331と数値表示領域332とを備える。径指定領域331は、2DRFによる照射領域の中心を示すガイドライン333を備える。径指定領域331には、予め、シリンダの断面領域を示すシリンダ断面表示334が表示される。ここでは、楕円が表示される。操作者は、操作部112が備えるマウス等を用い、径指定領域331に表示されるシリンダ断面表示334のサイズを調整する。調整した結果得られたシリンダ径のx軸方向の径およびy軸方向の径は、数値表示領域332に数値で表示される。
なお、数値表示領域332を介して数値でシリンダ径を入力可能なように構成してもよい。この場合、数値表示領域33を介して操作者が入力したシリンダ径にあわせ、シリンダ断面表示334のサイズを変更して径指定領域331に表示する。
シリンダ形状が楕円の場合のオフセット位置調整処理についても、同様に、x軸方向、y軸方向それぞれについて、順に、指定オフセット位置と実オフセット位置とが合致する時間差TimeDxおよびTimeDyを決定する。
また、上記実施形態のオフセット位置調整処理では、オフセット無しのデータから基準信号プロファイルを生成し、これと比較することにより、指定オフセット位置と実オフセット位置との整合性を確認しているが、整合性の確認手法はこれに限られない。得られた信号プロファイル847および848の形状のみで判別するよう構成してもよい。
すなわち、時間差TimeDが正しく設定されている場合、ダークバンド領域722とダークバンド領域822とは合致する。従って、第二の差分画像840を逆フーリエ変換して得た画像841および842において、信号743と843、および、信号744と844とは、それぞれ合致する。このため、信号プロファイル847および848は、ピークが1つのプロファイルとなる。よって、例えば、得られた信号プロファイル847および848を走査し、ピークが1つである場合、各信号が合致し、励起位置が整合しているものと判別する。
また、他の整合性確認手段として、ピークの位置を座標として数値化し、整合性を判別するよう構成してもよい。第二の差分画像840のFOVは、撮影条件等から既知であるため、第二の差分画像840内のいずれかの点(例えば、左下隅)の座標を原点((x，y)＝(0，0))と定義し、信号プロファイル847および848のピークの位置を、それぞれ(x1，y1)、(x2，y2)のように座標として数値化する。そして、両信号プロファイル847および848のピークが重なり、かつ、ピークの座標が一致((x1，y1)＝(x2，y2))した場合、励起位置が整合しているものと判別する。なお、いずれの整合性確認手段においても、上記実施形態に記載の整合性確認手法と同様、許容誤差を設定し、その範囲で整合性を判別するよう構成してもよい。
＜＜第二の実施形態＞＞
次に、本発明を適用する第二の実施形態について説明する。
2次元選択励起シーケンスは、プリサチレーション用、ナビゲータエコー取得用、磁化反転用、ラベリング用等、さまざまな用途で用いられる。これらの計測においては、様々なシリンダ径を設定する必要がある。
例えば、数ｍｍ径の特定血管を2次元選択励起パルスでラベリングする場合、血管径に合ったシリンダ径の設定が要求される。また、ナビゲータエコーとして使用する場合は、呼吸動をモニタする部位にあったシリンダ径の設定が要求される。
本実施形態では、据付時等の初期設定において、MRI装置100において2次元選択励起を行う可能性のある用途毎に最適な調整値(係数Aおよび時間差TimeD)を予め算出し、テーブルとして保存する。そして、2次元選択励起シーケンス実行時に、テーブルの中から用途に応じて最適な調整値を選択する。
本実施形態のMRI装置100は基本的に第一の実施形態と同様である。ただし、制御部110の構成が異なる。図15は、本実施形態の制御部110の機能ブロック図である。上述のように、本実施形態では、用途毎に、シリンダ径およびオフセット位置を設定し、第一の実施形態の手法を用いて係数Aおよび時間差TimeDを算出する。そして、算出結果を、用途を特定する情報に対応づけて保持する。これを実現するため、本実施形態の制御部110は、その記憶装置に調整値を格納する調整値テーブル510を備える。また、制御部110は、操作者からの指示に従って、用途毎に係数Aおよび時間差TimeDを算出し、調整値テーブル510に格納する調整値テーブル生成部240と、操作者からの指示にしたがって、調整値テーブル510から係数AおよびTimeDを抽出し、撮影シーケンスに設定する調整値設定部250と、をさらに備える。
制御部110において、調整値テーブル生成部240および調整値設定部250は、CPUが記憶装置に予め保持されるプログラムをメモリにロードして実行することにより実現する。
本実施形態の調整値テーブル生成部240は、据付時等の初期設定時に、操作者からの指示に従って、励起領域調整部210に第一の実施形態と同様の手法で、励起領域調整処理を行わせ、用途毎に係数Aおよび時間差TimeDを算出させ、調整値テーブル510に格納する。
本実施形態の調整値テーブル生成部240による調整値テーブル生成処理の流れを図16を用いて説明する。ここでは、本実施形態のMRI装置100で実行する可能性のある用途がＮ種類(Ｎは自然数)とする。ここでは、用途毎に予め最適なシリンダ径および最適なオフセット位置が記憶装置に登録されているものとする。用途毎の処理においてそれらを読み出し、指定シリンダ径および指定オフセット位置として処理を行う。
用途の種類をカウントするカウンタnを初期化(n＝1)する(ステップS1601)。次に、用途が保持されている領域から、n番目の用途を抽出する(ステップS1602)。そして、当該用途の指定シリンダ径および指定オフセット位置をこれらが保持される領域から抽出する(ステップS1603)。その後、図4に示す励起領域調整処理のステップS1102およびステップS1104を実行する(ステップS1604)。そして、得られた調整値を、用途に対応づけて調整値テーブル510に格納する(ステップS1605)。以上の処理を、全用途について実行する(ステップS1606、S1607)。
なお、ここでは、用途毎に、指定画面を表示させ、指定シリンダ径および指定オフセット位置の入力を受け付け、それに応じて係数Aおよび時間差TimeDを算出するよう構成してもよい。
図17は、本実施形態の調整値テーブル510を説明するための図である。調整値テーブル510には、用途を特定する情報である用途情報511と、2次元選択励起シーケンスの励起サイズを当該用途に最適なシリンダ径とする係数A512と、2次元選択励起シーケンスの励起位置を当該用途に最適なオフセット位置とする時間差TimeD513とが対応づけて格納される。
装置据付後は、操作者が用途を選択したことを受け、調整値設定部250は、調整値テーブル510を参照し、操作者が選択した用途(用途情報511)に対応づけて格納される係数A512および時間差TimeD513を抽出し、2次元選択励起シーケンス600を生成する。
操作者が用途を選択するために表示部111に表示される用途入力画面520の一例を図18に示す。本図に示すように、本実施形態の用途入力画面520は、用途の入力を受け付ける用途受付領域521と、シーケンス実行開始の指示を受け付けるスタートボタン522とを備える。調整値設定部250は、スタートボタン522の押下を受け、用途受付領域521で指定された用途を読み取り、上記処理を行う。
なお、用途入力画面520は、UI制御部230が、操作者から2次元選択励起シーケンスを実行する旨の指示を受け付けた際、予め保持する画面データから生成し、表示部111に表示する。
以上説明したように、本実施形態によれば、装置毎の特性に依存して発生するシリンダ励起領域のサイズの誤差を、用途毎に自動的に正確に補正することができる。従って、用途毎に最適なシリンダ径およびオフセット位置で2次元選択励起シーケンスを実行することができる。このため、操作者の負担無しに、2DRFパルスの効果を精度良く付与することができ、高品質の画像を得ることができる。
また、本実施形態によれば、用途毎の最適な調整値を、撮影時に計算しないため、撮影シーケンスの時間が延長することがない。
なお、本実施形態では、MRI装置100は、励起領域調整部210および調整値テーブル生成部240を備えなくてもよい。例えば、MRI装置100から独立した情報処理装置であって、MRI装置100と通信可能な情報処理装置が、励起領域調整部210および調整値テーブル生成部240を備え、当該情報処理装置上で調整値テーブル生成部240が調整値テーブル510を出荷前に作成し、制御部110の記憶部に格納する。
なお、調整値テーブル510は、用途毎に調整値を格納するよう構成しているが、これに限られない。シリンダ径とオフセット位置との組合せ毎に調整値を保持するよう構成してもよい。調整値設定部250は、用途毎の最適なシリンダ径およびオフセット位置に応じて、対応する調整値を調整値テーブル510から抽出する。
この場合の調整値テーブル生成部240による調整値テーブル生成処理の流れを図19を用いて説明する。ここでは、本実施形態のMRI装置100で実行する可能性のあるシリンダ径およびオフセット位置の組の種類はＮ種類(Ｎは自然数)とする。
シリンダ径およびオフセット位置の組の種類をカウントするカウンタnを初期化(n＝1)する(ステップS1611)。次に、保持されている領域から、n番目の組を抽出する(ステップS1612)。そして、図4に示す励起領域調整処理のステップS1102およびステップS1104を実行する(ステップS1613)。そして、得られた調整値を、シリンダ径とオフセット位置との組に対応づけて調整値テーブル510に格納する(ステップS1614)。以上の処理を、全組について実行する(ステップS1615、S1616)。
2次元選択励起シーケンスにおいては、用途が異なる場合であっても、同程度のシリンダサイズでよい場合がある。用途に代わり、サイズに応じて調整値(係数Aおよび時間差TimeD)を保持するよう構成すれば、このような場合に重複してデータを保持する必要がなくなる。
＜＜第三の実施形態＞＞
次に、本発明を適用する第三の実施形態について説明する。上記各実施形態では、装置の据付時等に初期設定として調整を行う。しかし、本実施形態では、撮影毎に調整の要否を判別し、必要であれば、励起領域調整処理を行う。以下、本実施形態について説明する。
本実施形態のMRI装置100の構成は、基本的には第一の実施形態と同様である。ただし、制御部110の構成が異なる。図20は、本実施形態の制御部110の機能ブロック図である。本実施形態の制御部110は、調整の要否を判別する要否判別部260を備える。また、要否判別に用いるため、本実施形態の制御部110は、その記憶装置に、第二の調整値テーブル530を備える。
本実施形態では、2次元選択励起シーケンスを併用する撮影を行う場合、2次元選択励起シーケンスの実行に先立ち、当該2次元選択励起シーケンスで要求されるシリンダ径に応じて励起領域調整処理を行い、調整値(係数Aおよび時間差TimeD)を決定する。
図21は、第二の調整値テーブル530を説明するための図である。本図に示すように、調整値テーブル530は、シリンダ径531およびオフセット位置532との組を格納するシリンダサイズ格納部535と、シリンダサイズ格納部535に格納されているシリンダサイズに応じた調整値である係数A533および時間差TimeD534の組を格納する調整値格納部536とを備える。
また、本実施形態の要否判別部260は、撮影時にシリンダ径およびオフセット位置の入力を受け付けると、制御部110からの指示に従って、受け付けたシリンダ径とオフセット位置との組合せが調整値テーブル530のシリンダサイズ格納部535に格納されているか否かを判別する。制御部110は、判別結果に応じて、励起領域調整部210に励起領域調整処理を行わせ、その結果を調整値テーブル530に格納する。
以下、要否判別部260の処理も含め、本実施形態の制御部110による撮影時の処理の流れを説明する。この場合の処理フローを図22に示す。
撮影開始の指示を受け付けると、制御部110は、位置決め画像(スキャノ画像)を取得するスキャノグラム撮影を実行する(ステップS1501)。なお、スキャノ画像は、撮影の用途に応じて取得する。例えば、ナビゲータが目的であれば、ナビゲータ印加位置(横隔膜や腹壁など)と本撮影流域が視認できる領域の画像を取得する。
UI制御部230は、スキャノ画像を用い、第二の指定画面340を生成し、表示部111に表示させる(ステップS1502)。スキャノ画像を用いた指定画面340の一例を図23に示す。指定画面340は、スキャノ画像341とガイドライン342とが表示され、シリンダ径およびオフセット位置の指定を受け付ける指定受付画像領域343と、指定受付画像領域343で受け付けたシリンダ径およびオフセット位置を数値で表示する数値表示領域344とを備える。
ガイドライン342は、2DRFによる照射領域の中心を示す。操作者は操作部112が備えるマウス等を用い、指定受付画像領域343においてシリンダ断面表示345の径およびオフセット位置を調整し、所望のシリンダ径およびオフセット位置を入力する。なお、第一の実施形態同様、数値表示領域344を介して、数値の入力を受け付け、その結果を指定受付画像領域343に表示するよう構成してもよい。
第二の指定画面340を介してシリンダ径、オフセット位置の入力を受け付けると(ステップS1503)、制御部110は、要否判別部260に、受け付けたシリンダ径およびオフセット位置に関し、励起領域調整処理が既になされ、調整値が保持されているか否かを判別させる(ステップS1504)。要否判別部260は、第二調整値テーブル530を参照し、格納の有無を確認する。そして、格納されていれば、処理済と判別し、格納されていない場合、未処理と判別する。
ステップS1504において、処理済と判別された場合、制御部110は、受け付けたシリンダ径およびオフセット位置の組に対応づけて第二調整値テーブル530に格納されている係数Aおよび時間差TimeDを抽出する(ステップS1505)。そして、抽出した調整値を2次元選択励起シーケンスに適用し(ステップS1506)、撮影を実行し(ステップS1507)、処理を終了する。
一方、ステップS1504において、未処理と判別された場合、制御部110は、励起領域調整部210に、受け付けたシリンダ径およびオフセット位置を指定シリンダ径および指定オフセット位置として励起領域調整処理を行わせる(ステップS1508)。そして、得られた調整値(係数Aおよび時間差TimeD)を、受け付けたシリンダ径およびオフセット位置に対応づけて、第二調整値テーブル530に格納する(ステップS1509)。そして、ステップS1506へ移行し、撮影を行う。
以上説明したように、本実施形態によれば、装置毎の特性に依存して発生するシリンダ励起領域のサイズの誤差を、用途毎に自動的に正確に補正することができる。従って、2次元選択励起シーケンスにおいて、用途毎に意図した領域を正確に励起できる。このため、操作者の負担無しに、2DRFパルスの効果を精度良く付与することができ、高品質の画像を得ることができる。
また、本実施形態によれば、予め全ての可能性を考慮して、調整値を算出する必要がないため、初期調整の手順を低減することができる。また、用途毎の最適な調整値を、各シリンダ径およびオフセット位置に応じて、1回だけ計算する。このため、用途毎に毎回算出する構成に比べ、撮影シーケンス時間の延長を抑えることができる。
なお、上記実施形態では、シリンダ径およびオフセット位置が同じものに対しては、励起領域調整処理を行わないよう構成しているが、これに限られない。例えば、第二の調整値テーブル530を、第二の実施形態の調整値テーブル510同様、用途情報に対応づけて調整値を格納するよう構成し、用途毎に1回、調整値を算出するよう構成してもよい。
用途毎に1回の算出で済むため、撮影毎に算出する構成に比べ、撮影シーケンス時間の延長を抑えることができる。
また、撮影毎に、必ず励起領域調整処理を行うよう構成してもよい。このように構成することで、静磁場の不均一などによる不整合も調整することができ、調整の精度が高まる。従って、より高い品質の画像を得ることができる。
なお、上記各実施形態では、2次元選択励起シーケンスによるシリンダ励起領域において、シリンダ径とオフセット位置との両者を調整する場合を例にあげて説明しているが、いずれか一方のみ調整するよう構成してもよい。
100 MRI装置、101 被検体、102 磁石、103 傾斜磁場コイル、104 RFコイル、105 RFプローブ、106 傾斜磁場電源、107 RF送信部、108 信号検出部、109 信号処理部、110 制御部、111 表示部、112 操作部、113 ベッド、210 励起領域調整部、211 シリンダ径調整部、212 オフセット位置調整部、230 UI制御部、240 調整値テーブル生成部、250 調整値設定部、260 要否判別部、300 指定画面、310 シリンダ径指定領域、311 径指定領域、312 数値表示領域、313 ガイドライン、314 シリンダ断面表示、320 オフセット位置指定領域、322 位置指定領域、322 数値表示領域、323 ガイドライン、324 シリンダ断面表示、330 シリンダ径指定領域、331 径指定領域、332 数値表示領域、333 ガイドライン、334 シリンダ断面表示、340 第二の指定画面、341 スキャノ画像、342 ガイドライン、343 指定受付画像領域、344 数値表示領域、401 ファントム画像、402 ダークバンド、403 ライン、404 信号プロファイル、405 半値幅、411 ファントム画像、412 ダークバンド、413 ライン、414 信号プロファイル、415 半値幅、421 ファントム画像、422 ダークバンド、423 ライン、424 信号プロファイル、510 調整値テーブル、511 用途情報、512 係数、513 時間差、520 用途入力画面、521 用途受付領域、522 スタートボタン、530 第二調整値テーブル、531 シリンダ径、532 オフセット位置、533 係数、534 時間差、535 シリンダサイズ格納部、536 調整値格納部、600 2次元選択励起シーケンス、611 2DRFパルス、612 振動傾斜磁場、613 振動傾斜磁場、710 テンプレート画像、711 画像、712 領域、720 テンプレート画像、722 ダークバンド領域、743 信号、744 信号、810 第一の画像、812 ダークバンド領域、820 第二の画像、830 第一の差分画像、831 画像、832 画像、833 画像、834 画像、835 ライン、836 ライン、837 信号プロファイル、838 信号プロファイル、840 第二の差分画像、841 画像、842 画像、843 信号、844 信号、845 ライン、846 ライン、847 信号プロファイル、848 信号プロファイル、901 信号プロファイル、902 信号プロファイル、903 信号プロファイル

Claims (13)

  1. 静磁場中に載置される被検体に所定のパルスシーケンスに従って高周波磁場および傾斜磁場を印加することにより発生するエコー信号を収集し、当該エコー信号から画像を再構成する磁気共鳴イメージング装置であって、
    局所励起シーケンスによる励起領域の形状と位置との少なくとも一方を調整する励起領域調整部と、
    局所励起シーケンスによる励起領域の形状毎に、当該形状を実現する前記局所励起シーケンスの形状パラメータを保持する形状調整値テーブルと、
    操作者が設定した前記励起領域の形状に対応づけた前記形状パラメータが前記形状調整値テーブルに保持されているか否か判別する判別部と、
    を備え、
    前記励起領域調整部は、前記判別部で保持されていないと判別された場合、前記操作者が設定した前記励起領域の形状から前記形状パラメータを算出し、該算出した形状パラメータを前記局所励起シーケンスに設定すること
    を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  2. 請求項1記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    前記励起領域調整部は、前記判別部で保持されていると判別された場合、撮影時に、用途に応じて、前記形状調整値テーブルから当該用途を実現する形状に対応付けて保持される形状パラメータを抽出し、前記抽出した形状パラメータを前記局所励起シーケンスに設定すること
    を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  3. 請求項1又は2記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    前記励起領域の位置毎に、当該位置を実現する前記局所励起シーケンスの位置パラメータを保持する位置調整値テーブルを有し、
    前記励起領域調整部は、撮影時に、用途に応じて、前記位置調整値テーブルから当該用途を実現する位置に対応づけて保持される位置パラメータを抽出し、該抽出した位置パラメータを前記局所励起シーケンスに設定すること
    を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  4. 請求項1乃至3のいずれか一項に記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    前記励起領域調整部は、前記算出した形状パラメータを前記形状調整値テーブルに保持すること
    を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  5. 静磁場中に載置される被検体に所定のパルスシーケンスに従って高周波磁場および傾斜磁場を印加することにより発生するエコー信号を収集し、当該エコー信号から画像を再構成する磁気共鳴イメージング装置であって、
    局所励起シーケンスによる励起領域の形状と位置との少なくとも一方を調整する励起領域調整部と、
    局所励起シーケンスによる励起領域の位置毎に、当該位置を実現する前記局所励起シーケンスの位置パラメータを保持する位置調整値テーブルと、
    操作者が設定した前記励起領域の位置に対応づけた前記位置パラメータが前記位置調整値テーブルに保持されているか否か判別する判別部と、
    を備え、
    前記位置パラメータ算出部は、前記判別部で保持されていないと判別された場合、前記操作者が設定した前記励起領域の位置から前記位置パラメータを算出し、該算出した位置パラメータを前記局所励起シーケンスに設定すること
    を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  6. 請求項5記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    前記励起領域調整部は、前記判別部で保持されていると判別された場合、撮影時に、用途に応じて、前記位置調整値テーブルから当該用途を実現する位置に対応付けて保持される位置パラメータを抽出し、前記抽出した位置パラメータを前記局所励起シーケンスに設定すること
    を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  7. 請求項5又は6記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    前記励起領域の形状毎に、当該形状を実現する前記局所励起シーケンスの形状パラメータを保持する形状調整値テーブルを有し、
    前記励起領域調整部は、撮影時に、用途に応じて、前記形状調整値テーブルから当該用途を実現する形状に対応づけて保持される形状パラメータを抽出し、該抽出した形状パラメータを前記局所励起シーケンスに設定すること
    を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  8. 請求項5乃至7のいずれか一項に記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    前記励起領域調整部は、前記算出した位置パラメータを前記位置調整値テーブルに保持すること
    を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  9. 請求項1乃至4のいずれか一項又は7に記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    前記形状パラメータは、傾斜磁場の振幅に係る係数を含むこと
    を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  10. 請求項3又は5乃至8のいずれか一項に記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    前記位置パラメータは、高周波磁場の印加開始時間と傾斜磁場の印加開始時間との時間差を含むこと
    を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  11. 請求項1乃至10のいずれか一項に記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    前記局所励起シーケンスは、2次元選択励起シーケンスであり、前記励起領域はシリンダ状の領域であること
    を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  12. 局所励起シーケンスによる励起領域の形状毎に、当該形状を実現する前記局所励起シーケンスの形状パラメータを保持する形状調整値テーブルを備えた磁気共鳴イメージング装置で、前記局所励起シーケンスを実行する際の前記励起領域を調整する励起領域調整方法であって、
    操作者が設定した前記励起領域の形状に対応づけた前記形状パラメータが前記形状調整値テーブルに保持されているか否か判別する判別ステップと、
    前記判別ステップで保持されていないと判別された場合、操作者が設定した前記励起領域に基づいて、当該励起領域の形状を実現する前記局所励起シーケンスの形状パラメータを算出する形状パラメータ算出ステップと、
    前記形状パラメータ算出ステップで算出した形状パラメータを、前記局所励起シーケンスに設定する形状パラメータ設定ステップと、を備えること
    を特徴とする励起領域調整方法。
  13. 局所励起シーケンスによる励起領域の位置毎に、当該位置を実現する前記局所励起シーケンスの位置パラメータを保持する位置調整値テーブルを備えた磁気共鳴イメージング装置で、前記局所励起シーケンスを実行する際の前記励起領域を調整する励起領域調整方法であって、
    操作者が設定した前記励起領域の位置に対応づけた前記位置パラメータが前記位置調整値テーブルに保持されているか否か判別する判別ステップと、
    前記判別ステップで保持されていないと判別された場合、操作者が設定した前記励起領域に基づいて、当該励起領域の位置を実現する前記局所励起シーケンスの位置パラメータを算出する位置パラメータ算出ステップと、
    前記位置パラメータ算出ステップで算出した位置パラメータを、前記局所励起シーケンスに設定する位置パラメータ設定ステップと、を備えること
    を特徴とする励起領域調整方法。
JP2011534206A 2009-09-29 2010-09-22 磁気共鳴イメージング装置および励起領域調整方法 Active JP5848606B2 (ja)

Priority Applications (1)

Application Number Priority Date Filing Date Title
JP2011534206A JP5848606B2 (ja) 2009-09-29 2010-09-22 磁気共鳴イメージング装置および励起領域調整方法

Applications Claiming Priority (4)

Application Number Priority Date Filing Date Title
JP2009224662 2009-09-29
JP2009224662 2009-09-29
PCT/JP2010/066346 WO2011040289A1 (ja) 2009-09-29 2010-09-22 磁気共鳴イメージング装置および励起領域調整方法
JP2011534206A JP5848606B2 (ja) 2009-09-29 2010-09-22 磁気共鳴イメージング装置および励起領域調整方法

Publications (2)

Publication Number Publication Date
JPWO2011040289A1 JPWO2011040289A1 (ja) 2013-02-28
JP5848606B2 true JP5848606B2 (ja) 2016-01-27

Family

ID=43826113

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
JP2011534206A Active JP5848606B2 (ja) 2009-09-29 2010-09-22 磁気共鳴イメージング装置および励起領域調整方法

Country Status (4)

Country Link
US (1) US9594135B2 (ja)
EP (1) EP2484280A4 (ja)
JP (1) JP5848606B2 (ja)
WO (1) WO2011040289A1 (ja)

Families Citing this family (8)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
DE102011084203B4 (de) * 2011-10-10 2014-07-17 Siemens Aktiengesellschaft Verfahren zum Betrieb wenigstens einer Pumpeneinrichtung
JP5944650B2 (ja) * 2011-11-11 2016-07-05 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
DE102012212376B3 (de) 2012-03-20 2013-08-08 Siemens Aktiengesellschaft Ermittlung einer Magnetresonanzsystem-Ansteuersequenz
JP6162131B2 (ja) * 2012-09-20 2017-07-12 株式会社日立製作所 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
JP6063363B2 (ja) * 2013-09-11 2017-01-18 株式会社日立製作所 磁気共鳴イメージング装置および撮像パラメータ決定方法ならびに撮像パラメータ決定プログラム
JP2015084893A (ja) * 2013-10-30 2015-05-07 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
CN107644436B (zh) * 2017-09-26 2020-12-22 上海联影医疗科技股份有限公司 一种图像处理的方法及装置
CN111562609B (zh) * 2020-05-20 2023-01-10 中石化石油工程技术服务有限公司 一种激发点自动避障方法及系统

Citations (6)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPH01129841A (ja) * 1987-11-16 1989-05-23 Toshiba Corp 磁気共鳴診断装置
JPH04309331A (ja) * 1991-04-09 1992-10-30 Toshiba Corp 医用撮影装置
JPH07313485A (ja) * 1994-05-24 1995-12-05 Hitachi Medical Corp 磁気共鳴画像診断方法及び装置
JP2008054738A (ja) * 2006-08-29 2008-03-13 Hitachi Medical Corp 磁気共鳴イメージング装置
JP2009106493A (ja) * 2007-10-30 2009-05-21 Hitachi Ltd 磁気共鳴検査装置及び高周波パルス波形算出方法
JP2009160273A (ja) * 2008-01-08 2009-07-23 Toshiba Corp 磁気共鳴イメージング装置、撮像条件設定装置および撮像条件設定プログラム

Family Cites Families (11)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US4835690A (en) * 1985-11-19 1989-05-30 Picker International, Inc. Integrated expert system for medical imaging scan, set-up, and scheduling
US4995394A (en) 1989-08-11 1991-02-26 General Electric Company Fast NMR cardiac profile imaging
JPH0654820A (ja) 1991-09-30 1994-03-01 Toshiba Corp 磁気共鳴診断装置
JP4380867B2 (ja) 1999-12-28 2009-12-09 株式会社東芝 磁気共鳴スペクトロスコピー装置
JP2001340317A (ja) 2000-06-02 2001-12-11 Hitachi Ltd 核磁気共鳴を用いた検査装置
JP4418264B2 (ja) 2004-03-15 2010-02-17 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画像補正方法
JP5002222B2 (ja) * 2006-09-13 2012-08-15 学校法人東海大学 磁気共鳴イメージング装置
DE102006054599B3 (de) * 2006-11-20 2008-05-29 Siemens Ag Verfahren zur selektiven Anregung von Kernspins und Magnet-Resonanz-Gerät
US7705594B2 (en) 2007-03-30 2010-04-27 General Electric Company System and method for designing improved RF pulse profiles
JP5295536B2 (ja) 2007-09-25 2013-09-18 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プレビュー画像表示装置
JP5052676B2 (ja) * 2008-10-17 2012-10-17 株式会社日立メディコ 磁気共鳴撮影装置

Patent Citations (6)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPH01129841A (ja) * 1987-11-16 1989-05-23 Toshiba Corp 磁気共鳴診断装置
JPH04309331A (ja) * 1991-04-09 1992-10-30 Toshiba Corp 医用撮影装置
JPH07313485A (ja) * 1994-05-24 1995-12-05 Hitachi Medical Corp 磁気共鳴画像診断方法及び装置
JP2008054738A (ja) * 2006-08-29 2008-03-13 Hitachi Medical Corp 磁気共鳴イメージング装置
JP2009106493A (ja) * 2007-10-30 2009-05-21 Hitachi Ltd 磁気共鳴検査装置及び高周波パルス波形算出方法
JP2009160273A (ja) * 2008-01-08 2009-07-23 Toshiba Corp 磁気共鳴イメージング装置、撮像条件設定装置および撮像条件設定プログラム

Non-Patent Citations (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Title
JPN6015012106; Ｎｉｇｅｌ　Ｐ．Ｄａｖｉｅｓ，　ｅｔ　ａｌ．: '"Ｃａｌｉｂｒａｔｉｏｎ　ｏｆ　Ｇｒａｄｉｅｎｔ　Ｐｒｏｐａｇａｔｉｏｎ　Ｄｅｌａｙｓ　ｆｏｒ　Ａｃｃｕｒａｔｅ　Ｔｗｏ-Ｄｉｍｅｎｓｉｏｎａｌ　Ｒａｄｉｏｆｒｅｑｕｅｎｃｙ　Ｐｕｌｓｅｓ"' Ｍａｇｎｅｔｉｃ　Ｒｅｓｏｎａｎｃｅ　ｉｎ　Ｍｅｄｉｃｉｎｅ Ｖｏｌ．５３　Ｎｏ．１, 2005, Ｐ２３１-Ｐ２３６ *
JPN6015012109; Ｎｉｇｅｌ　Ｐ．Ｄａｖｉｅｓ，　ｅｔ　ａｌ．: '"Ｓｅｌｅｃｔｉｖｅ　Ａｒｔｅｒｉａｌ　Ｓｐｉｎ　Ｌａｂｅｌｉｎｇ　（ＳＡＳＬ）：　Ｐｅｒｆｕｓｉｏｎ　Ｔｅｒｒｉｔｏｒｙ　Ｍａｐｐｉｎｇ　ｏｆ　Ｓｅｌｅｃｔｅｄ　Ｆｅｅｄｉｎｇ　Ａｒｔｅｒｉｅｓ' Ｍａｇｎｅｔｉｃ　Ｒｅｓｏｎａｎｃｅ　ｉｎ　Ｍｅｄｉｃｉｎｅ Ｖｏｌ．４９　Ｖｏｌ．６, 2003, Ｐ１１３３-Ｐ１１４２ *
JPN6015012111; Ａｔｓｕｓｈｉ　Ｔａｋａｈａｓｈｉ，　ｅｔ　ａｌ．: '"Ｃｏｍｐｅｎｓａｔｉｏｎ　ｏｆ　Ｍｕｌｔｉ-Ｄｉｍｅｎｓｉｏｎａｌ　Ｓｅｌｅｃｔｉｖｅ　Ｅｘｃｉｔａｔｉｏｎ　Ｐｕｌｓｅｓ　Ｕｓｉｎｇ　Ｍｅａｓｕｒｅｄ　ｋ-Ｓｐａｃｅ　Ｔｒａｊｅｃｔｏｒｉｅｓ' Ｍａｇｎｅｔｉｃ　Ｒｅｓｏｎａｎｃｅ　ｉｎ　Ｍｅｄｉｃｉｎｅ Ｖｏｌ．３４　Ｎｏ．１, 1995, Ｐ４４６-Ｐ４５６ *

Also Published As

Publication number Publication date
US9594135B2 (en) 2017-03-14
US20120194190A1 (en) 2012-08-02
JPWO2011040289A1 (ja) 2013-02-28
EP2484280A4 (en) 2013-06-26
EP2484280A1 (en) 2012-08-08
WO2011040289A1 (ja) 2011-04-07

Similar Documents

Publication Publication Date Title
JP5848606B2 (ja) 磁気共鳴イメージング装置および励起領域調整方法
US9712789B2 (en) Method and apparatus to generate image data
US9626777B2 (en) Method and apparatus to generate image data
CN105182264B (zh) 磁共振技术中参数图的产生
RU2735676C2 (ru) Система магнитно-резонансных исследований, имеющая пользовательский интерфейс
US8290566B2 (en) Magnetic resonance imaging apparatus and image generating method
JP5819300B2 (ja) 医用画像撮像装置および撮像スライス決定方法
KR101818329B1 (ko) 촬영될 해부학적 구조들을 고려한 mr 포화
WO2012043198A1 (ja) 磁気共鳴イメージング装置および流体撮像方法
CN106456046A (zh) 经改进的多时相动态对比增强磁共振成像的方法
KR101630903B1 (ko) 자기 공명-기반 슬라이스 노출들을 생성하는 방법
JP6483269B2 (ja) 磁気共鳴イメージング装置および撮像シーケンス生成方法
JP5336731B2 (ja) 磁気共鳴イメージング装置
WO2016009844A1 (ja) 磁気共鳴撮像装置及び血流描画方法
WO2016021440A1 (ja) 磁気共鳴イメージング装置
US9500733B2 (en) Method and apparatus for obtaining main magnetic field information and radio pulse related information in a magnetic resonance imaging system with different flip angles
JP5942269B2 (ja) 磁気共鳴イメージング装置および撮像パラメータ適正化方法
JP5116257B2 (ja) 磁気共鳴撮影装置
US10345406B2 (en) Method and apparatus for magnetic resonance imaging
JP2007209749A (ja) 磁気共鳴イメージング装置および静磁場の補正方法
US11698432B2 (en) Magnetic resonance imaging system, and main magnetic field correction method therefor and storage medium
JP2014030490A (ja) 磁気共鳴イメージング装置
JP5484272B2 (ja) 磁気共鳴イメージング装置および受信コイル接続状態の確認方法
JP2021078949A (ja) 磁気共鳴撮像装置、及び、その制御方法
WO2016125572A1 (ja) 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

Legal Events

Date Code Title Description
A621 Written request for application examination

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A621

Effective date: 20130917

A131 Notification of reasons for refusal

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A131

Effective date: 20140908

A521 Request for written amendment filed

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A523

Effective date: 20141029

A131 Notification of reasons for refusal

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A131

Effective date: 20150331

A521 Request for written amendment filed

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A523

Effective date: 20150515

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: 20151104

A61 First payment of annual fees (during grant procedure)

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A61

Effective date: 20151127

R150 Certificate of patent or registration of utility model

Ref document number: 5848606

Country of ref document: JP

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R150

S111 Request for change of ownership or part of ownership

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R313111

S533 Written request for registration of change of name

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R313533

R350 Written notification of registration of transfer

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R350

R250 Receipt of annual fees

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250

S111 Request for change of ownership or part of ownership

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R313111

R350 Written notification of registration of transfer

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R350

R250 Receipt of annual fees

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250

R250 Receipt of annual fees

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250

S111 Request for change of ownership or part of ownership

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R313111

R350 Written notification of registration of transfer

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R350