JP6227270B2 - Magnetic resonance imaging apparatus and a magnetic resonance imaging method - Google Patents

Magnetic resonance imaging apparatus and a magnetic resonance imaging method Download PDF

Info

Publication number
JP6227270B2
JP6227270B2 JP2013081511A JP2013081511A JP6227270B2 JP 6227270 B2 JP6227270 B2 JP 6227270B2 JP 2013081511 A JP2013081511 A JP 2013081511A JP 2013081511 A JP2013081511 A JP 2013081511A JP 6227270 B2 JP6227270 B2 JP 6227270B2
Authority
JP
Grant status
Grant
Patent type
Prior art keywords
irradiation
rf
magnetic resonance
resonance imaging
intensity
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
JP2013081511A
Other languages
Japanese (ja)
Other versions
JP2014200590A (en )
Inventor
致知 濱田
致知 濱田
Original Assignee
株式会社日立製作所
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
Grant date

Links

Images

Description

本発明は、磁気共鳴イメージング(以下、MRIと呼ぶ。)技術に関する。 The present invention relates to a magnetic resonance imaging (hereinafter, referred to as MRI.) Technique. 特に、撮像空間における高周波磁場(RF)パルスの照射均一度を向上させるRFシミング技術に関する。 In particular, to RF shimming technique for improving the high-frequency magnetic field (RF) pulse irradiation uniformity of the imaging space.

MRI装置では、静磁場中におかれた原子核の磁気モーメントに対し、固有の周波数を有するRFパルスを照射し、これにより生じる磁気共鳴現象を利用して物質の自然科学的な情報を測定、画像として可視化する。 In the MRI apparatus, to the magnetic moments of nuclei placed in a static magnetic field, irradiating RF pulses having a unique frequency, measuring the natural scientific information materials by utilizing a magnetic resonance phenomenon caused by this, the image to visualize as.

近年、より鮮明な画像を得るために装置の高磁場化が進み、3テスラ機などが登場している。 Recently, a higher magnetic field of the apparatus proceeds in order to obtain a sharp image, such as 3 Tesla machine has appeared. この3テスラ機では、使用する周波数のRF波長が、主な撮像対象である人体の大きさと合致するために、撮像対象内に定常波が生じ、これにより、撮像空間内でRFパルスの照射強度の不均一、すなわち、生成される回転磁界の分布(B1分布)の不均一が発生している。 In the 3 Tesla machine, RF wavelength of the frequency to be used, to the main imaging target body size and matched, the standing wave is generated in the imaging subject, thereby, the illumination intensity of the RF pulses in the imaging space uneven, i.e., non-uniform distribution of the rotating magnetic field (B1 distribution) is generated to be generated. この不均一を克服するため、複数のチャンネルを持つ送信コイルを用い、それぞれのチャンネルに与えるRFパルスの強度と位相とを独立に制御することで、B1分布の均一度を高めるRFシミングが考案されている(例えば、非特許文献1、特許文献1参照)。 To overcome this heterogeneity, with a transmission coil having a plurality of channels, by independently controlling the RF pulse intensity and phase to be applied to each channel, RF shimming have been devised to improve the uniformity of the B1 distribution and are (for example, non-Patent Document 1, Patent Document 1). RFシミングは、現在では3テスラ以外の静磁場強度下でも用いられ、RF波長と撮像対象の大きさに起因したB1分布の不均一だけでなく、撮像対象の形状に起因したB1分布の不均一を補正する技術としても用いられている。 RF shimming is also used under the static magnetic field strength than 3 Tesla are now not only unevenness of the B1 distribution due to the size of the RF wavelength and imaged object, unevenness of B1 distribution due to the shape of the imaging target It has also been used as a technique for correcting.

米国特許第7,633,293号明細書 US Pat. No. 7,633,293

RFシミングは、照射系を複数のチャンネルに分割しさえすれば実現可能であり、汎用性が高く、B1分布の均一度を向上させるためには大変重要な技術である。 RF shimming can be realized if only dividing the illumination system into a plurality of channels, versatile, is very important technique for improving the uniformity of the B1 distribution. しかしながら、RFシミングにより撮像空間内のB1分布の均一度は向上するものの、印加するRFパルスの強度および位相をチャンネル毎に調整するため、全体としての強度が増減する。 However, although the improved uniformity of the B1 distribution in the imaging space by the RF shimming, for adjusting the RF pulse intensity and phase to be applied to each channel, the strength as a whole increases or decreases. このため、この増減に対応可能な高性能なハードウェアが必須となる。 For this reason, adaptable high-performance hardware to this increase or decrease is essential. このような高性能なハードウェアがないと、照射ゲインの調整幅を超えてしまい、適切なRFパルスの照射が行えない。 When such free high-performance hardware, exceeds the adjustment range of the radiation gain, it can not be performed irradiation of a suitable RF pulse.

本発明は、上記事情に鑑みてなされたもので、ハードウェアを高性能化することなしに、前述の課題を克服する技術を提供することを目的とする。 The present invention has been made in view of the above circumstances, without performance hardware, and an object thereof is to provide a technique for overcoming the problems described above.

本発明は、RFシミングを目的として調整される、各チャンネルに与えるRFパルスの強度、位相を、RFシミングにより得られたB1分布の均一度を維持しながら、撮像空間に生じる正味の照射強度を規格化し、実質的な照射強度の変化を抑える。 The present invention is adjusted for the purpose of RF shimming, the strength of RF pulses to be applied to each channel, the phase, while maintaining the uniformity of the B1 distribution obtained by the RF shimming, the irradiation intensity of the net occurring in the imaging space standardized, suppress the change of the substantial irradiation intensity. 規格化は、各チャンネルからの出力の合成ベクトルの絶対値がRFシミング前後で変化しないよう、各チャンネルに与えるRFパルスの強度を任意の割合で変化させる。 Normalization the absolute value of the composite vector of the output from each channel so as not change before and after RF shimming, varying the intensity of the RF pulse to be applied to each channel at any ratio.

本発明によれば、ハードウェアを高性能化することなしに、RFシミングが要求するRFパルス照射を実現できる。 According to the present invention, without performance hardware, it is possible to realize a RF pulse irradiation RF shimming requires.

本発明の実施形態のMRI装置の全体構成を示すブロック図である。 Is a block diagram showing the overall configuration of the MRI apparatus of an embodiment of the present invention. 本発明の実施形態の送信系のハードウェア構成を説明するための説明図である。 It is an explanatory diagram for explaining a hardware configuration of a transmission system of an embodiment of the present invention. 本発明の実施形態の制御処理系の機能ブロック図である。 It is a functional block diagram of a control processing system of the embodiment of the present invention. (a)は、本発明の実施形態のRFシミング前の正味のRF強度を、(b)は、同RFシミング後の正味のRF強度を、(c)は、同規格化後の正味のRF強度を、それぞれ説明するための説明図である。 (A) an RF strength of the net before RF shimming embodiment of the present invention, (b) an RF strength of the net after the RF shimming, (c), the net RF after the normalization the strength is an explanatory diagram for explaining respectively. (a)および(b)は、本発明の実施形態の規格化による各チャンネルの出力変化例を説明するためのグラフである。 (A) and (b) is a graph for explaining the output variation of the channel due to standardization of the embodiment of the present invention. (a)は、本発明の実施形態の撮像処理のフローチャートであり、(b)は、従来手法による撮像処理のフローチャートである。 (A) is a flowchart of image capturing processing embodiments of the present invention, (b) are a flowchart of image capturing processing according to the conventional technique.

以下、添付図面に従って本発明に係る好ましい実施形態について詳説する。 Hereinafter will be described in detail preferred embodiments of the present invention with reference to the accompanying drawings. なお、発明の実施形態を説明するための全図において、特に明示しない限り、同一機能を有するものは同一符号を付け、その繰り返しの説明は省略する。 In all the drawings for the embodiment will be described of the invention, unless otherwise specified, with the same reference numerals having the same functions, and description thereof is not repeated.

本実施形態では、画像取得装置としてMRI装置を用いる場合を例にあげて説明する。 In the present embodiment, it will be described as an example the case of using the MRI apparatus as an image acquisition device. まず、本実施形態のMRI装置の一例の全体概要を図1に基づいて説明する。 First, an overview of an example of the MRI apparatus of this embodiment will be described with reference to FIG. 図1は、本実施形態のMRI装置の一実施形態の全体構成を示すブロック図である。 Figure 1 is a block diagram showing the overall configuration of an embodiment of a MRI apparatus of the present embodiment.

本実施形態のMRI装置100は、NMR現象を利用して被検体の断層画像を得るもので、図1に示すように、静磁場発生部120と、傾斜磁場発生部130と、高周波磁場照射部(以下、送信部)150と、高周波磁場検出部(以下、受信部)160と、制御処理部170と、シーケンサ140と、を備える。 MRI apparatus 100 of the present embodiment, by using the NMR phenomenon as to obtain a tomographic image of the subject, as shown in FIG. 1, the static magnetic field generating unit 120, a gradient magnetic field generating unit 130, the high frequency magnetic field irradiation part (hereinafter, the transmitting unit) includes a 150, the high frequency magnetic field detecting unit (hereinafter, receiving unit) 160, a control processing unit 170, a sequencer 140, a.

静磁場発生部120は、垂直磁場方式であれば、被検体101の周りの空間にその体軸と直交する方向に、水平磁場方式であれば、体軸方向に、均一な静磁場を発生させるもので、被検体101の周りに配置される永久磁石方式、常電導方式あるいは超電導方式の静磁場発生源を備える。 Static magnetic field generating unit 120, if the vertical magnetic field type, in a direction perpendicular to the body axis in a space around the subject 101, if the horizontal magnetic field type, the body axis direction, to generate a uniform static magnetic field intended, permanent magnet system disposed around the subject 101, and a static magnetic field generating source of the normal conducting method or superconducting type.

傾斜磁場発生部130は、MRI装置100の座標系(装置座標系)であるX、Y、Zの3軸方向に巻かれた傾斜磁場コイル131と、それぞれの傾斜磁場コイルを駆動する傾斜磁場電源132とを備え、後述のシーケンサ140からの命令に従ってそれぞれの傾斜磁場コイル131の傾斜磁場電源132を駆動することにより、X、Y、Zの3軸方向に傾斜磁場Gx、Gy、Gzを印加する。 Gradient magnetic field generating unit 130, a gradient power supply for driving X is a coordinate system of the MRI apparatus 100 (device coordinate system), Y, a gradient magnetic field coil 131 wound in three axial directions Z, the respective gradient coils and a 132 is applied by driving the gradient magnetic field power supply 132 of the respective gradient coils 131, X, Y, gradient Gx in the three axial directions Z, Gy, the Gz in accordance with instructions from the sequencer 140 will be described later . この傾斜磁場により、被検体101に対するスライス面を設定する。 The gradient magnetic field, to set a slice plane relative to the subject 101. また、後述する核磁気共鳴信号をエンコードし、位置情報を付与する。 Also, it encodes the nuclear magnetic resonance signals to be described later, to impart positional information.

送信部150は、被検体101の生体組織を構成する原子の原子核スピンに核磁気共鳴を起こさせるために、被検体101に高周波磁場パルス(RFパルス)を照射するもので、高周波発振器(シンセサイザ)152と変調器153と高周波増幅器154と送信側の高周波コイル(送信コイル)151とを備える。 Transmitting section 150, in order to the nuclear spins of atoms constituting living tissue of the subject 101 to cause nuclear magnetic resonance, intended to irradiate a high-frequency magnetic field pulse (RF pulse) to the subject 101, the high-frequency oscillator (synthesizer) 152 and a modulator 153 and a high frequency amplifier 154 transmitting side of the radio frequency coil and a (transmission coil) 151. 本実施形態の送信部150は、複数のチャンネルを有し、各チャンネルからそれぞれRFパルスを照射する。 Transmission unit 150 of this embodiment has a plurality of channels, respectively irradiating RF pulses from each channel.

送信コイル151は、チャンネル毎に給電点を有し、各給電点に供給されるRFパルスを照射する。 Transmit coil 151 has a feeding point for each channel is irradiated with the RF pulses supplied to each feeding point. シンセサイザ152と、変調器153と、高周波増幅器154とは、チャンネル毎に備えられる。 A synthesizer 152, a modulator 153, an RF amplifier 154 is provided for each channel. 一例として、それぞれ2つ備える場合を図2に示す。 As an example, a case where each comprising two in FIG. 本図に示すように、それぞれ、第一のチャンネル(チャンネル1:Ch1)に対応し、シンセサイザ152a、変調器153a、高周波増幅器154aが備えられ、第二のチャンネル(チャンネル2:Ch2)に対応し、シンセサイザ152b、変調器153b、高周波増幅器154bが備えられる。 As shown in the figure, respectively, the first channel (channel 1: Ch1) in response, the synthesizer 152a, modulator 153a, the high-frequency amplifier 154a is provided, the second channel: in response to the (channel 2 Ch2) , synthesizer 152 b, modulator 153b, the high-frequency amplifier 154b is provided. ただし、シンセサイザは共有でも構わない。 However, the synthesizer may be shared.

シンセサイザ152はRFパルスを生成し、出力する。 Synthesizer 152 generates the RF pulses, and outputs. 変調器153は、シーケンサ140からの指令に従って出力されたRFパルスを強度および位相を変調する。 Modulator 153 modulates the RF pulse intensity and phase output in accordance with a command from the sequencer 140. 高周波増幅器154は、この変調されたRFパルスを増幅し、被検体101に近接して配置された送信コイル151の給電点に供給する。 RF amplifier 154 amplifies the RF pulse modulated, to the power-supplying point of the transmission coil 151 disposed in proximity to the subject 101. 送信コイル151は供給されたRFパルスを被検体101に照射する。 Transmitting coil 151 irradiates RF pulses supplied to the subject 101. シーケンサ140から変調器153に与えられる変調の指示、タイミングは、制御処理部170により制御される。 Instruction modulation from the sequencer 140 is supplied to the modulator 153, the timing is controlled by the control processor 170.

受信部160は、被検体101の生体組織を構成する原子核スピンの核磁気共鳴により放出される核磁気共鳴信号(エコー信号、NMR信号)を検出するもので、受信側の高周波コイル(受信コイル)161と信号増幅器162と直交位相検波器163と、A/D変換器164とを備える。 Receiving section 160, the nuclear magnetic resonance signals emitted by nuclear magnetic resonance of nuclear spins constituting the living tissues of the object 101 detects a (echo signals, NMR signals), the receiving side of the radio-frequency coil (reception coil) 161 and a signal amplifier 162 and the quadrature phase detector 163, and an a / D converter 164. 受信コイル161は、被検体101に近接して配置され、送信コイル151から照射された電磁波によって誘起された被検体101の応答のNMR信号を検出する。 Receive coil 161 is positioned proximate to the subject 101, and detects the NMR signal response of the subject 101, which is induced by irradiated electromagnetic waves from the transmitter coil 151. 検出されたNMR信号は、信号増幅器162で増幅された後、シーケンサ140からの指令によるタイミングで直交位相検波器163により直交する二系統の信号に分割され、それぞれがA/D変換器164でディジタル量に変換されて、制御処理部170に送られる。 The detected NMR signals, after being amplified by the signal amplifier 162 is divided into two systems of signals in quadrature by quadrature phase detector 163 at the timing according to a command from the sequencer 140, the digital each by the A / D converter 164 It is converted to the amount sent to the control processor 170.

送信コイル151と傾斜磁場コイル131とは、被検体101が挿入される静磁場発生部120の静磁場空間内に、垂直磁場方式であれば被検体101に対向して、水平磁場方式であれば被検体101を取り囲むようにして設置される。 A transmitting coil 151 and the gradient magnetic field coils 131, the static magnetic field space of the static magnetic field generating unit 120 that the object 101 is inserted, as long as the vertical magnetic field type opposite to the object 101, if the horizontal magnetic field type It is placed so as to surround the object 101. また、受信コイル161は、被検体101に対向して、或いは取り囲むように設置される。 The receiving coil 161 is installed so as to face the subject 101, or surrounding.

シーケンサ140は、制御処理部170からの指示に従って、RFパルスと傾斜磁場パルスとを印加するよう各部を動作させる。 Sequencer 140, according to an instruction from the control processing unit 170 to operate the respective units to apply an RF pulse and the gradient magnetic field pulses. 具体的には、制御処理部170からの指示に従って、被検体101の断層画像のデータ収集に必要な種々の命令を送信部150、傾斜磁場発生部130、および受信部160に送信する。 Specifically, according to an instruction from the control processing unit 170 transmits the various commands necessary for data acquisition of the tomographic image of the subject 101 transmitting unit 150, gradient magnetic field generating unit 130, and the receiving unit 160.

制御処理部170は、MRI装置100全体の制御、各種データ処理等の演算、処理結果の表示及び保存等を行うもので、CPU171と記憶装置172と表示装置173と入力装置174とを備える。 Control processing unit 170 includes, MRI apparatus 100 overall control, calculation of various data processing, and performs display processing results and save the like, and an input device 174 CPU 171 and the storage device 172 display device 173 and.

記憶装置172は、ハードディスクなどの内部記憶装置と、外付けハードディスク、光ディスク、磁気ディスクなどの外部記憶装置とにより構成される。 Storage device 172 is composed of a internal storage device such as a hard disk, an external hard disk, an optical disk, by an external storage device such as a magnetic disk. 記憶装置172は、例えば、経時的な画像解析処理及び計測を行うプログラムやその実行において用いる不変のパラメータなどを記憶するROM(読み出し専用メモリ)と、計測結果や受信部160で検出したエコー信号、及び関心領域設定に用いる画像を一時保管すると共にその関心領域を設定するためのパラメータなどを記憶するRAM(随時書き込み読み出しメモリ)と、CPU171で再構成された画像データを記録するデータ格納部となる光磁気ディスク、磁気ディスクなどを備える。 Storage device 172, for example, over time the image analysis processing and ROM that stores a invariable parameters used in the program and its execution to perform measurement and (read only memory), the echo signals detected by the measurement result and the reception section 160, and a RAM that stores a parameter for setting the region of interest as well as temporarily store image used for ROI setting (random access memory), a data storage unit that records the image data reconstructed by the CPU171 comprising a magneto-optical disk, magnetic disks, etc..

表示装置173は、記憶装置172から読み出した画像データを映像化して断層像として表示する表示部であり、例えば、CRT、液晶などのディスプレイ装置で構成される。 Display device 173, the image data read from the storage device 172 to visualize a display unit for displaying a tomographic image, for example, CRT, composed of a display device such as a liquid crystal.

入力装置174は、MRI装置100の各種制御情報や制御処理部170で行う処理の制御情報の入力のインタフェースであり、例えば、トラックボールまたはマウスとキーボードとを備える。 Input device 174 includes an input interface of the control information of the processing performed in various types of control information and control processing unit 170 of MRI apparatus 100, for example, a trackball or a mouse and keyboard. 入力装置174は、表示装置173に近接して配置される。 Input device 174 is disposed proximate to the display device 173. 操作者は、表示装置173を見ながら入力装置174を通してインタラクティブにMRI装置100の各種処理に必要な指示、データを入力する。 Operator instruction to input data required for various processing of the MRI apparatus 100 interactively through the input device 174 while viewing the display device 173.

CPU171は、操作者が入力した指示に従って、記憶装置172に予め保持されるプログラムを実行することにより、MRI装置100の動作の制御、各種データ処理等の制御処理部170の各処理を実現する。 CPU171 according operator has input an instruction, by executing a program previously held in the storage device 172, controls the operation of the MRI apparatus 100 realizes the processing of the control processing unit 170 such as various data processing. 例えば、送信部150の各チャンネルに与えるRFパルスの強度と位相とを決定する。 For example, to determine an RF pulse intensity and phase to be applied to each channel of the transmitter 150. また、受信部160からのデータが制御処理部170に入力されると、CPU171は、信号処理、画像再構成処理等を実行し、その結果である被検体101の断層像を表示装置173に表示するとともに、記憶装置172に記憶する。 Further, when the data from the receiving unit 160 is input to the control processing unit 170, CPU 171, the signal processing, executes image reconstruction processing and the like, displays the tomographic image of the subject 101 is the result on the display device 173 as well as in the storage device 172. また、シーケンサ140を制御する。 In addition, to control the sequencer 140.

現在、MRI装置の撮像対象核種で、臨床で普及しているものは、被検体101の主たる構成物質である水素原子核(プロトン)である。 Currently, in the imaging target nuclide of the MRI apparatus, which are popular in clinical is hydrogen nuclei is the main constituent of the object 101 (protons). MRI装置100では、プロトン密度の空間分布や、励起状態の緩和時間の空間分布に関する情報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、二次元もしくは三次元的に撮像する。 In the MRI apparatus 100, the spatial distribution and the proton density, the information about the spatial distribution of the relaxation time of the excited state by imaging a human head, abdomen, the form or function of a limb or the like, two-dimensional or three-dimensionally imaging.

また、静磁場の不均一を調整するシムコイルを備えていてもよい。 Also, it may be provided with a shim for adjusting the nonuniformity of the static magnetic field. 傾斜磁場の印加に起因する渦電流の空間的かつ時間的な情報から、シムコイルに補償電流を印加する。 From spatial and temporal information of the eddy current caused by application of the gradient magnetic field, applying a compensation current to the shim coil. なお、渦電流は、傾斜磁場発生部130に補償電流を印加することによりキャンセルしてもよい。 Incidentally, eddy currents may be canceled by applying a compensation current to the gradient magnetic field generating unit 130.

次に、本実施形態の制御処理部170が実現する機能について説明する。 Next, a description will be given of the function realized by the control processing unit 170 of the present embodiment. 本実施形態の制御処理部170は、図3に示すように、撮像条件設定部210と、撮像部230とを備える。 Control processing unit 170 of the present embodiment, as shown in FIG. 3 includes an imaging condition setting unit 210, an imaging unit 230. 撮像条件設定部210は、ユーザから撮像パラメータを含む撮像条件の設定を受け付け、設定する。 Imaging condition setting unit 210 accepts a setting of imaging conditions including an imaging parameter from a user, set. 撮像部230は、撮像条件設定部210により設定された撮像条件に従って、各部を動作させ、撮像を実行する。 Imaging unit 230 in accordance with the imaging conditions set by the imaging condition setting unit 210 to operate the respective units, to perform the imaging.

本実施形態の撮像条件設定部210は、各チャンネルに与えられるRFパルスの強度および位相を、照射強度および照射位相として決定する照射磁場決定部(RF決定部)220を備える。 Imaging condition setting unit 210 of this embodiment includes the intensity and phase of the RF pulses applied to the respective channels, the irradiation field decision unit that determines as irradiation intensity and irradiation phases (RF determination unit) 220.

本実施形態のRF決定部220は、撮像領域内の高周波磁場分布の均一度を高めるよう、強度の初期値(初期強度)および位相の初期値(初期位相)をチャンネル毎に調整するRFシミングを行い、調整後の初期強度を、各チャンネルから照射されるRFパルスの合成強度が所定の範囲内になるよう補正し、照射強度を得る。 RF determination unit 220 of the present embodiment, to enhance the uniformity of the RF magnetic field distribution in the imaging region, the initial value of the intensity (initial strength) and phase initial value of the RF shimming to adjust for each channel (initial phase) performed, the initial intensity after adjustment, then corrected to composite intensity of the RF pulse emitted from each channel is within a predetermined range, obtaining a illumination intensity. この補正を規格化と呼ぶ。 This correction is referred to as a normalized.

本実施形態のRF決定部220は、各チャンネルに与えるRFパルスの強度および位相を決定するため、図3に示すように、照射ゲイン調整部221と、初期設定部222と、RFシミング部223と、RF補正部224と、機差補正部225と、備える。 RF determination unit 220 of the present embodiment, for determining the intensity and phase of the RF pulses to be applied to each channel, as shown in FIG. 3, an irradiation gain adjusting unit 221, an initial setting unit 222, an RF shimming portion 223 , an RF correction unit 224, and the instrumental error correction portion 225 comprises.

なお、制御処理部170の各部は、予め記憶装置172に格納されるプログラムを、CPU171がメモリにロードして実行することにより実現される。 Each unit of the control processing unit 170, a program stored in advance in the storage unit 172, CPU 171 is realized by executing by loading into memory.

照射ゲイン調整部221は、照射ゲインを測定し、撮像条件で設定されたフリップアングルの励起を実現する照射ゲインの初期値を決定する。 Irradiating the gain adjustment unit 221, the irradiation gain was measured to determine the initial value of the radiation gain for realizing excitation of flip angle which is set by the imaging condition. そして、決定した照射ゲインの初期値を初期照射ゲインとして設定する。 Then, it sets the determined initial value of the irradiation gain was the initial radiation gain. 初期照射ゲインを設定する処理は、RFシミング部223およびRF補正部224による各処理に先立ち、行われる。 The process of setting the initial emission gain, prior to the processing by the RF shimming unit 223 and the RF correction unit 224 is performed.

初期設定部222は、各チャンネルに与えるRFパルスの初期強度および初期位相を設定する。 Initial setting unit 222 sets the initial strength and the initial phase of the RF pulses to be applied to each channel. 2チャンネル照射の場合、QD照射を実現するよう、初期強度および初期位相が決定されるのが一般的である。 For two-channel irradiation, so as to realize the QD irradiation, the initial strength and the initial phase are determined in general.

RFシミング部223は、撮像空間に生じる高周波磁場B1の均一度を向上させるよう、各チャンネルに与えられるRFパルスの強度と位相とを個別に調整する、いわゆるRFシミング処理を行う。 RF shimming unit 223, so as to improve the uniformity of the RF magnetic field B1 generated in the imaging space, and an RF pulse intensity and phase applied to each channel individually adjusted, perform a so-called RF shimming process. 本実施形態では、調整後の位相と、調整後の強度とを算出する。 In the present embodiment, it calculates the phase after adjustment, the strength after adjustment. 2チャンネルの場合、一方のチャンネルを基準としてRFシミング処理を行う。 For two channels, it performs RF shimming process one of the channel as a reference. 従って、位相については、基準としないチャンネルの、基準とするチャンネルの位相からの差(位相差)を出力する。 Therefore, for the phase, the channel not a reference, and outputs the difference (phase difference) from the channel of the phase of the reference. なお、RFシミング処理は、公知の手法を用いる。 Incidentally, RF shimming process, using a known technique.

RF補正部224は、上記規格化を行う。 RF correction unit 224 performs the normalization. 本実施形態では、RFシミングにより得られたRFパルスの照射均一度を保ちながら、RFシミング後の正味のRF強度(合成調整強度)が、RFシミング前の正味のRF強度(合成初期強度)にできるだけ近づくよう、各チャンネルの調整強度を補正し、照射強度を得る。 In the present embodiment, while maintaining illumination uniformity of the RF pulse obtained by the RF shimming, RF strength net after RF shimming (Synthesis adjusting intensity), the RF shimming RF intensity before the net (synthetic early strength) as close as possible, the adjustments intensity of each channel is corrected, obtaining the illumination intensity. なお、このとき、位相については、RFシミング後の位相値(調整位相)を維持する。 At this time, for the phase, it maintains the phase value after the RF shimming (adjustment phase).

RFシミングでは、各チャンネルに与えるRFパルスの強度と位相とを個別に制御し、撮像空間に生じる正味のRFの均一度を向上させる。 The RF shimming, an RF pulse intensity and phase to be applied to each channel individually control, to improve the RF uniformity of the net occurring in the imaging space. しかし、前記各チャンネルに与えるRFパルスの強度と位相とを変化させるため、正味のRFの強度は、RFシミング前後で変化することがある。 However, for varying said RF pulse intensity and phase to be applied to each channel, the strength of the net RF may be changed before and after RF shimming. 本実施形態のRF補正部224は、この正味のRF強度の変化を低減させるよう、各チャンネルに与えるRFパルスの強度を補正する。 RF correction unit 224 of this embodiment, so as to reduce a change in the RF strength of the net, to correct the intensity of the RF pulse to be applied to each channel.

なお、上記照射ゲインの決定処理、RFシミング処理、規格化処理は、設定された照射ゲイン(強度)および位相に応じて、正確に送信コイル151からRFパルスが出力されることが前提である。 Incidentally, determination processing of the irradiation gain, RF shimming process, normalization process, in accordance with the set irradiation gain (intensity) and phase, it is assumed that the RF pulse from the transmitter coil 151 correctly is output. しかしながら、一般に、ハードウェアには機差が存在するため、実際は、誤差が発生する。 However, in general, since the instrumental error in the hardware is present, in fact, an error is generated. 機差補正部225は、このハードウェア機差による誤差を予め調整し、上記前提を実現する。 Instrumental error correcting unit 225, the error due to the hardware machine difference preconditioned, to realize the above-mentioned assumptions. 具体的には、チャンネル毎に、変調器153や高周波増幅器154の機差を解消するように定められたオフセット値を予め加算あるいは減算し、誤差をキャンセルする。 More specifically, for each channel, in advance adding or subtracting an offset value which is determined so as to eliminate the instrumental error of the modulator 153 and the RF amplifier 154, to cancel the error. この際、各チャンネルの強度および位相は、オシロスコープを用いた実測などにより求める。 At this time, the intensity and phase of each channel is determined by such measured using an oscilloscope. 強度については、照射ゲイン調整ツールを用いたシーケンス的な調整を1チャンネルずつ行うことで求めても良い。 The strength may be determined by performing a sequence adjustment using irradiation gain adjustment tool one channel.

次に、本実施形態のRF補正部224による規格化処理の概要を説明する。 Next, an outline of normalization processing by the RF correction unit 224 of the present embodiment. ここでは、チャンネル数は2とし、QD照射を行うよう設定されているものとする。 Here, the number of channels is set to 2, is assumed to be set to perform QD irradiation. また、各チャンネルを、それぞれ、チャンネル1(Ch1)およびチャンネル2(Ch2)と呼び、RFシミング処理では、チャンネル1(Ch1)を基準として、チャンネル2(Ch2)に与えるRFパルスの強度および位相を算出する。 Further, each channel, respectively, referred to as channel 1 (Ch1) and channel 2 (Ch2), the RF shimming process, based on the channel 1 (Ch1), the RF pulse intensity and phase applied to the channel 2 (Ch2) calculate. 従って、2チャンネルの環境下でのRFシミングによる変化は、チャンネル2(以下、Ch2という)にのみ生じる。 Therefore, changes due to RF shimming under the 2-channel environment, the channel 2 (hereinafter, referred Ch2) occurs only.

チャンネル1およびチャンネル2にそれぞれ与えられるRFパルスの強度を、R 1 、R 2 [Tesla]、位相を、θ 1 、θ 2 [degree]とすると、各チャンネルからの照射を表すベクトルRch1およびRch2は、以下の式(1)で表される。 The strength of the RF pulses applied respectively to the channel 1 and channel 2, R 1, R 2 [ Tesla], the phase, theta 1, when the θ 2 [degree], the vector Rch1 and Rch2 representing the radiation from each channel is expressed by the following equation (1).

なお、本実施形態では、QD照射を行うよう、各チャンネルに与えられるRFパルスの強度および位相の初期値(初期強度および初期位相)が定められる。 In the present embodiment, to perform the QD irradiation, intensity and phase initial value of the RF pulses applied to the respective channels (early strength and the initial phase) is determined. チャンネル1を基準とすると、QD照射時は、R 2 =R 1 、θ 1 =0、θ 2 =90[degree]と設定されるため、式(1)のベクトルRch1およびRch2は、本実施形態では、以下の式(2)で表される。 When the channel 1 as the reference, when QD irradiation, to be set R 2 = R 1, θ 1 = 0, θ 2 = 90 [degree] and the vector Rch1 and Rch2 of formula (1), the present embodiment in is expressed by the following equation (2).

与えられるRFパルスの強度および位相が、上記初期強度および初期位相に設定されている場合、図4(a)に示すように、合成初期強度、すなわち、QD照射時の正味の照射強度S QDは、上記式(2)の2つのベクトルRch1およびRch2の和の絶対値となるため、以下の式(3)で表される。 Intensity and phase of the applied RF pulse, when it is set to the initial strength and the initial phase, as shown in FIG. 4 (a), synthetic early strength, i.e., the irradiation intensity S QD net during QD irradiation , since the absolute value of the sum of two vectors Rch1 and Rch2 of formula (2), it is expressed by the following equation (3).

本実施形態では、QD照射用に調整された各チャンネルに与えるRFパルスの初期強度および初期位相に対し、RFシミング部223がRFシミング処理を行う。 In the present embodiment, with respect to the initial strength and the initial phase of the RF pulses to be applied to each channel tuned for QD irradiation, RF shimming unit 223 performs an RF shimming process. RFシミング処理後のチャンネル2(Ch2)の強度(調整強度)をA・R 1 、チャンネル1(Ch1)との間の位相差で表される位相(調整位相)をθ[degree]とする。 A · R 1 intensity (adjust intensity) of the channel 2 after RF shimming processor (Ch2), the phase represented by the phase difference between the channel 1 (Ch1) (adjustment phase) theta and [degree]. なお、照射ゲイン調整部221は、この調整強度A・R 1を実現する照射ゲインの補正値A dB [dB](強度A)を算出し、その照射ゲインA dB [dB]を設定するよう、シーケンサ140を介して送信部150に指令を出す。 The irradiation gain adjusting unit 221, as the correction value A dB of radiation gain for realizing the adjustment strength A · R 1 [dB] for calculating the (intensity A), a set of the irradiation gain A dB [dB], It issues a command to the transmitting unit 150 via the sequencer 140. 得られた調整強度(照射ゲインの補正値)および調整を反映すると、式(2)は、以下の式(4)のように表される。 When reflected and adjustment (correction value of the irradiation gain) resulting adjusted intensity, equation (2) is expressed by the following equation (4).

なお、これら2つのベクトルRch1およびRch2で表される照射による、正味の照射強度S B1shim 、すなわち、合成調整強度は、図4(b)に示すように、2つのベクトルRch1およびRch2の和の絶対値であるため、以下の式(5)で表される。 Incidentally, by irradiation represented by these two vectors Rch1 and Rch2, net irradiation intensity S B1shim, i.e., synthetic adjusting intensity, as shown in FIG. 4 (b), the absolute of the sum of two vectors Rch1 and Rch2 since the value is expressed by the following equation (5).

図4(a)および図4(b)に示すように、RFシミングを行うことにより、その前後で、正味の照射強度が異なることがある。 4 (a) and as shown in FIG. 4 (b), by performing the RF shimming, at its front and rear, there is the irradiation intensity of the net is different. 本実施形のRF補正部224は、RFシミングにより得られたRF照射の均一度が維持された状態で、RFシミング後の正味の照射強度(合成調整強度)S B1shimを、RFシミング前の正味の照射強度(合成初期強度)S QDに近づける。 RF correction unit 224 of the present embodiment form, with the uniformity of RF radiation obtained by the RF shimming is maintained, the irradiation intensity (Synthesis adjusting intensity) S B1shim net after RF shimming, before RF shimming net irradiation intensity of close to (synthetic early strength) S QD. すなわち、RF補正部224は、合成調整強度が合成初期強度の所定数倍以内となるよう調整強度を補正し、照射強度を得る。 That, RF correction unit 224, the synthetic adjusted intensity corrected adjusted intensity to be within a predetermined multiple of the synthetic early strength, obtain radiation intensity. これにより、RFシミング前後で、撮像空間に生じる正味の照射強度の変化が所望の範囲となり、照射ゲインの変化も所望の範囲に納まる。 Thus, before and after RF shimming, changes in illumination intensity net occurring in the imaging space becomes the desired range, the change in radiation gain also fall within a desired range.

具体的には、まず、所望の範囲を特定する係数Rangeを定義する。 Specifically, first, to define the coefficients Range specifying the desired range. この係数Rangeを用いると、RFシミング後の正味の照射強度(合成調整強度)S B1shimと、RFシミング前の正味の照射強度(合成初期強度)S QDとの関係は、以下の式(6)で表される。 Using this coefficient Range, the irradiation intensity of the net after RF shimming and (Synthesis adjusting intensity) S B1shim, the relationship between the irradiation intensity (synthetic early strength) S QD of RF shimming previous net has the following formula (6) in represented.
なお、係数Rangeは、例えば、MRI装置100が許容する照射ゲインの上限を示す値など、予め設定され、記憶装置172に保持される。 The coefficient Range, for example, such as a value indicating the upper limit of the irradiation gain MRI apparatus 100 allows, is set in advance, it is held in the storage device 172.

上記式(6)を満たすよう、両チャンネルからの照射を調整するため、本実施形態では、上記2つのベクトルの強度を同じ割合で増減する係数Coeffを導入する。 To satisfy the above expression (6), for adjusting the irradiation from both channels, in the present embodiment, introducing the coefficients Coeff to increase or decrease the intensity of the two vectors at the same rate. 同じ割合で増減させるとは、2つのベクトルの強度の大きさの比を維持しながら、大きさを変化させることである。 The increase or decrease at the same rate, while keeping the size ratio of the intensities of the two vectors, is to vary the size. この係数Coeffを導入した際のRFシミング後の正味の照射強度S B1shimは、以下の式(7)で表される。 Irradiation intensity S B1shim net after RF shimming when introducing the coefficient Coeff is represented by the following formula (7).

上記式(3)、式(6)および式(7)から、各チャンネルの係数Coeffは、以下の式(8)により算出される。 The formula (3), from the equations (6) and (7), the coefficient Coeff of each channel is calculated by the following equation (8).

規格化後のチャンネル1(Ch1)の強度は、Coeff・R 1であり、規格化後のチャンネル2(Ch2)の強度は、Coeff・A・R 1である。 Strength of channel 1 (Ch1) after normalization is Coeff · R 1, the strength of the channel 2 (Ch2) after normalization is Coeff · A · R 1. 従って、規格化を行った後の、チャンネル1の照射ゲインの補正値A N_dB1は、20log 10 (Coeff)[dB]となり、チャンネル2の照射ゲインの補正値A N_dB2は、(20log 10 (Coeff)+A dB )[dB]となる。 Therefore, after the normalization, the correction value A N_dB1 irradiation gain of channel 1, 20log 10 (Coeff) [dB ] , and the correction value of the irradiation channel gain 2 A N_dB2 is, (20log 10 (Coeff) + a dB) becomes the [dB]. なお、位相は、RFシミング後同様、それぞれ、0、θ[degree]である。 The phase is similar after RF shimming, respectively, 0, θ [degree].

上記強度および位相で照射される、補正後の各チャンネルに与えられるRFパルスの正味の照射強度S normを、図4(c)に示す。 Is illuminated by the intensity and phase, the irradiation intensity S norm of RF pulses net given to each channel after correction, shown in FIG. 4 (c). ここでは、Rangeが1で、式(8)で、Coeffを最大値に設定した場合を例示する。 Here, Range is 1, in formula (8) illustrates a case of setting the maximum value Coeff. 本図に示すように、S normの大きさは、S QDの大きさと等しくなり、S normの向きは、S B1shimの向きとなる。 As shown in the figure, the magnitude of S norm is equal to the magnitude of S QD, the orientation of the S norm is a direction of S B1shim. また、位相θはRFシミング時の値が維持されるため、ベクトルRch2のベクトルRch1に対する角度は、RFシミング後の図4(b)と同じとなる。 Further, the phase θ because the value at the time of RF shimming is maintained, the angle for the vector Rch1 Vector Rch2, the same as the later figures RF shimming 4 (b).

なお、撮像条件設定部210は、得られた照射強度および照射位相を設定する。 The imaging condition setting unit 210 sets the obtained irradiation intensity and irradiation phase. 撮像部230は、チャンネル毎に、設定した照射強度および設定した照射位相でRFパルスを送信コイル151の給電点に与え、撮像を実行する。 Imaging unit 230, for each channel, giving an RF pulse to the feed point of the transmission coil 151 in the irradiation intensity and the set irradiation phase set, executes imaging.

なお、上記例では、RFシミング後の正味の照射強度(合成調整強度)S B1shimが、RFシミング前の正味の照射強度(合成初期強度)S QDの所定の範囲内に納まるよう、係数Coeffを計算しているが、これに限られない。 In the above example, the irradiation intensity of the net after the RF shimming (Synthesis adjusting intensity) S B1shim found to fall within a predetermined range of RF shimming irradiation intensity (synthetic early strength) of the previous net S QD, the coefficient Coeff It is calculated, but is not limited to this. 例えば、RFシミング後の正味の照射強度(合成調整強度)S B1shimが、RFシミング前の正味の照射強度(合成初期強度)S QDに合致するよう係数Coeffを計算するよう構成してもよい。 For example, the irradiation intensity of the net after the RF shimming (Synthesis adjusting intensity) S B1shim may be configured to calculate the coefficient Coeff to match the RF shimming irradiation intensity (synthetic early strength) of the previous net S QD.

この場合、上記式(6)は、以下の式(9)で表される。 In this case, the equation (6) is expressed by the following equation (9).
そして、このときの各チャンネルの照射強度に乗算する係数Coeffは、以下の式(10)となる。 The coefficient Coeff to be multiplied by the irradiation intensity of each channel in this case is given by the following expression (10).

この場合、RFシミングにより得られた均一度が維持されたまま、RFシミング前後で撮像空間に生じる正味の照射強度の変化が無くなり、照射ゲインの変化も生じない。 In this case, while uniformity obtained by the RF shimming is maintained, the change in the irradiation intensity of the net occurring in the imaging space before and after RF shimming is eliminated, does not occur a change in radiation gain.

また、このとき得られる各チャンネルの照射ゲインの補正値A N_dB1およびA N_dB2を、図5(a)および図5(b)に示す。 Also shows the correction value A N_dB1 and A N_dB2 irradiation gain of each channel obtained at this time, in FIGS. 5 (a) and 5 (b). 図5(a)は、チャンネル1(Ch1)の照射ゲインの補正値A N_dB1を、図5(b)は、チャンネル2(Ch2)の照射ゲインの補正値A N_dB2を、横軸を照射位相θにとり、それぞれ、RFシミング直後の照射ゲインの補正値A dB毎に示したものである。 5 (a) is the correction value A N_dB1 irradiation gain channel 1 (Ch1), FIG. 5 (b), the correction value A N_dB2 irradiation gain channel 2 (Ch2), the horizontal axis illumination phase θ Nitrile, in which each showed for each correction value a dB irradiation gain immediately after RF shimming.

以下、本実施形態の、撮像時の処理の流れを説明する。 Hereinafter, the present embodiment, the flow of processing at the time of imaging will be described. 図6(a)は、本実施形態の撮像処理の処理フローである。 6 (a) is a processing flow of the imaging process of the present embodiment.

撮像条件設定部210が、ユーザから撮像パラメータの入力を受け付けると、初期設定部222は、各チャンネルに与えるRFパルスの初期強度および初期位相を設定する(ステップS1001)。 Imaging condition setting unit 210 accepts an input of imaging parameters from the user, the initial setting unit 222 sets the initial strength and the initial phase of the RF pulses to be applied to each channel (step S1001). 本実施形態では、2チャンネルQD照射を行うため、初期位相は、チャンネル1(Ch1)が0、チャンネル2(Ch2)が90度に設定される。 In the present embodiment, since the two-channel QD irradiation, initial phase, channel 1 (Ch1) is 0, the channel 2 (Ch2) is set to 90 degrees.

照射ゲイン調整部221は、撮像条件で定められた各チャンネルに与えるRFパルスの強度(初期強度)を実現する照射ゲインを初期照射ゲインとして決定する(ステップS1002)。 Irradiating the gain adjustment unit 221 determines an irradiation gain to achieve the strength of the RF pulse (initial strength) given to each channel defined by the imaging conditions as the initial irradiation gain (step S1002).

RFシミング部223は、RFシミング処理を行い、チャンネル2(Ch2)の、照射ゲインの補正値A dBおよび位相の補正値θを算出する(ステップS1003)。 RF shimming unit 223 performs an RF shimming processing, channel 2 (Ch2), it calculates the correction value θ of the correction value A dB and phase of the radiation gain (step S1003).

RF補正部224は、規格化処理を行い、チャンネル1(Ch1)およびチャンネル2(Ch2)それぞれの、照射ゲインの補正値(A N_dB1 、A N_dB2 )を算出する(ステップS1004)。 RF correction unit 224 performs normalization processing, channel 1 (Ch1) and channel 2 (Ch2) respectively, the correction value of the irradiation gain (A N_dB1, A N_dB2) is calculated (step S1004). 本実施形態では、上述のように、RFシミング後の正味の照射強度S B1shimが、RFシミング前の正味の照射強度S QDにできる限り近づくよう、上記係数Coeffを算出し、それを用いて算出する。 In the present embodiment, as described above, the irradiation intensity S B1shim net after RF shimming, to approach as much as possible the irradiation intensity S QD of RF shimming previous net calculates the coefficient Coeff, using it calculates to.

撮像条件設定部210は、撮像条件を決定し、設定する(ステップS1005)。 Imaging condition setting unit 210 determines the image capturing condition is set (step S1005). ここでは、算出された照射ゲインの補正値分各チャンネルの照射ゲインを調整するとともに、位相を調整する。 Here, as well as adjust the correction value irradiation gain of each channel of the radiation gain calculated to adjust the phase. そして、撮像部230は、設定された撮像条件に従って、撮像を実行する(ステップS1006)。 The imaging unit 230 according to the set imaging conditions, executes imaging (step S1006).

なお、ここで、本実施形態の規格化処理無しの従来の撮像処理の流れを比較のために説明する。 Note that, the flow of conventional imaging processing normalization process without the present embodiment for comparison. 従来の撮像処理の流れを図6(b)に示す。 The flow of conventional imaging processing shown in Figure 6 (b).

撮像条件に従って、各チャンネルに与えるRFパルスの初期強度および初期位相を設定する(ステップS1101)。 Accordance imaging conditions, the initial strength and the initial phase of the RF pulses to be applied to each channel (step S1101). 例えば、2チャンネルQD照射を行う場合、初期位相は、チャンネル1(Ch1)が0、チャンネル2(Ch2)が90度に設定される。 For example, when performing 2-channel QD irradiation, initial phase, channel 1 (Ch1) is 0, the channel 2 (Ch2) is set to 90 degrees. 次に、撮像条件で定められた各チャンネルに与えるRFパルスの強度(初期強度)を実現する照射ゲインを初期照射ゲインとして決定する(ステップS1102)。 Next, to determine the radiation gain to achieve the strength of RF pulses (initial strength) given to each channel defined by the imaging conditions as the initial irradiation gain (step S1102). そして、RFシミング処理を行う(ステップS1103)。 Then, the RF shimming process (step S1103).

その後、RFシミング後の各チャンネルに与えられるRFパルスの強度および位相を実現する照射ゲインを再計算する(ステップS1104)。 Then, to recalculate the radiation gain for realizing an RF pulse intensity and phase applied to each channel after RF shimming (step S1104). そして、再計算した照射ゲインと、照射ゲインに関するハードウェア許容値とを比較する(ステップS1105)。 Then, comparing the radiation gain recalculated, and hardware tolerances regarding radiation gain (step S1105). 比較の結果、計算した照射ゲインがハードウェア許容値を超えている場合、照射ゲインをハードウェア許容値に再設定する照射ゲイン頭打ち処理を行い(ステップS1106)、撮像条件と設定する(ステップS1107)。 Result of the comparison, if the calculated irradiating gain was exceeds the hardware tolerances performs irradiation gain peaking processing to reconfigure radiation gain in hardware allowable value (step S1106), sets an imaging condition (step S1107) . 一方、超えていない場合は、RFシミング処理後の強度および位相値をそのままRFの撮像条件と決定する。 On the other hand, if it does not exceed, as it determines the RF imaging conditions the intensity and phase values ​​after RF shimming process. そして、設定された撮像条件に従って、撮像を実行する(ステップS1108)。 Then, according to the set imaging conditions, it executes imaging (step S1108).

本実施形態の撮像処理と従来の撮像処理とを比較すると、本実施形態では、照射ゲインを再計算し、再度設定する必要がないし、また、再設定後の照射ゲインが、ハードウェアの許容値内であるか否かの判別も不要となる。 Comparing the imaging processing and conventional imaging process of the present embodiment, in the present embodiment, recalculate the radiation gain, to it is not necessary to set again, The irradiation gain after reconfiguration, hardware tolerance determination of whether or not it is the inner becomes unnecessary. さらに、ハードウェア許容値を超えていた場合の頭打ち処理もない。 Furthermore, there is no peaking process if it exceeds the hardware tolerance.

以上説明したように、本実施形態のMRI装置100は、複数チャンネルを有し、各チャンネルからそれぞれ高周波磁場パルスを撮像領域に照射する高周波磁場照射部(送信部)150と、前記照射する高周波磁場の強度および位相を、照射強度および照射位相として前記チャンネル毎に決定する照射磁場決定部(RF決定部)220と、前記決定された照射強度および照射位相で各前記チャンネルから前記高周波磁場パルスを照射し、撮像を行う撮像部230と、を備え、前記照射磁場決定部(RF決定部)220は、前記撮像領域内の高周波磁場分布の均一度を高めるよう前記初期強度および前記初期位相を前記チャンネル毎に調整するRFシミングを行い、調整後の前記初期強度を、両チャンネルから照射される高周波磁場パルスの合 As described above, MRI apparatus 100 of the present embodiment has a plurality of channels, a high frequency magnetic field irradiation part (transmission part) 150 for irradiating a respective high-frequency magnetic field pulse from each channel in the imaging region, a high-frequency magnetic field the irradiation the intensity and phase, irradiation irradiation field decision unit for determining for each of the channels as irradiation intensity and irradiation phase as (RF determining unit) 220, the high-frequency magnetic field pulse from each said channel the determined illumination intensity and irradiation phase and includes an imaging unit 230 for imaging, and the irradiation field decision unit (RF determining unit) 220, the initial strength and the channel the initial phase to enhance the uniformity of the RF magnetic field distribution in the imaging area It performs RF shimming to adjust for each, the initial intensity after adjustment, if the high-frequency magnetic field pulse emitted from both channels 強度が所定の範囲内となるよう補正し、前記照射強度を得る。 Was corrected to strength is within a predetermined range, obtaining the illumination intensity.

このように、本実施形態では、RFシミングによって得られた調整位相を維持したまま、各チャンネルの調整強度を、同じ割合で調整し、合成強度がRFシミング前の合成強度の所定の範囲内に納まるよう再設定する。 Thus, in the present embodiment, while maintaining the adjustment phase obtained by the RF shimming, the adjustment intensity of each channel is adjusted in the same proportion, the synthesis strength within a predetermined range of the composite intensity before RF shimming fit to re-set. これにより、本実施形態によれば、RFシミングを行ったとしても、正味の照射強度(合成強度)がRFシミング前の値の所定の範囲に納まる。 Thus, according to this embodiment, even when subjected to RF shimming, the net irradiation intensity of (weighting coefficient) fits in a predetermined range of RF shimming previous value. 従って、RFシミングにより実現される照射の均一度を維持し、且つ正味の照射強度変化を抑えることが可能となる。 Therefore, to maintain the uniformity of the illumination is realized by RF shimming, and it is possible to suppress the irradiation intensity changes in net.

以上説明したように、本実施形態によれば、RFシミングにより、各照射チャンネルの強度および位相の変更のために生じてしまう撮像空間内の正味の照射強度の増減を回避し、照射ゲインがRFシミング前後で大きく変わってしまうことを避けることができる。 As described above, according to this embodiment, the RF shimming, to avoid changes in illumination intensity of the net in the imaging space which would occur due to the intensity and phase changes of the irradiation channel, irradiation gain RF shimming it is possible to avoid that greatly changed before and after. すなわち、RFシミングを用いたRF均一度の向上を得るために、撮像空間に生じるRFの照射強度に変化が生じた場合でも、RFシミングの結果として得られた各チャンネルの調整強度と調整位相を用いた照射の規格化を行うことで、その変化を抑えることが可能となる。 In other words, in order to obtain improved RF homogeneity using RF shimming, even if the change in the irradiation intensity of the RF generated in the imaging space has occurred, and adjusting the intensity of each channel obtained as a result of the RF shimming adjustment phase by performing the standardization of the irradiation with, it is possible to suppress the change. これにより、照射ゲインの調整幅が狭いハードウェアを用いた場合においても、弊害無くRFシミングを行うことが可能となる。 Thus, when the adjustment range of the irradiation gain using narrow hardware, it becomes possible to perform the negative effects without RF shimming.

本実施形態では、上記処理を、撮像条件の設定時の、制御処理部170による補正処理により実現する。 In the present embodiment, the above process, the image pickup condition setting time, realized by the correction processing by the control processor 170. 一般に、RFシミングは、チャンネル毎に出力を変更するため、正味の出力が大きく変動する。 In general, RF shimming, to change the output for each channel, the output of the net varies greatly. このため、照射ゲインに幅広い調整幅が要求される。 Therefore, wide adjustment range is required irradiation gain. このような照射ゲインの調整幅の広いハードウェアは高価格であり、価格競争の激しい1.5テスラといった低磁場機においては、無視できない。 Such adjustment range of the irradiation gain wide hardware is expensive, in the low magnetic field device such as severe 1.5 Tesla price competition, it can not be ignored. しかしながら、本実施形態によれば、照射ゲインの調整幅が狭いハードウェアであっても、常にRFシミングを適切に実現できる。 However, according to this embodiment, even in a small hardware adjustment range of the irradiation gain can always properly realized RF shimming. 従って、ハードウェアを高性能化することなく、適切なRFシミングを実現でき、低磁場機には特に有効である。 Therefore, without high performance hardware, it provides adequate RF shimming is particularly useful for low field machine.

100:MRI装置、101:被検体、120:静磁場発生部、130:傾斜磁場発生部、131:傾斜磁場コイル、132:傾斜磁場電源、140:シーケンサ、150:送信部、151:送信コイル、152:シンセサイザ、152a:シンセサイザ、152b:シンセサイザ、153:変調器、153a:変調器、153b:変調器、154:高周波増幅器、154a:高周波増幅器、154b:高周波増幅器、160:受信部、161:受信コイル、162:信号増幅器、163:直交位相検波器、164:A/D変換器、170:制御処理部、171:CPU、172:記憶装置、173:表示装置、174:入力装置、210:撮像条件設定部、220:RF決定部、221:照射ゲイン調整部、222:初期設定部、223:R 100: MRI apparatus, 101: subject, 120: static magnetic field generating unit, 130: gradient magnetic field generating unit, 131: a gradient coil, 132: gradient magnetic field power supply, 140: Sequencer, 150: transmission unit, 151: transmission coil, 152: synthesizer, 152a: synthesizer, 152 b: synthesizer, 153: modulator, 153a: modulator, 153b: modulator, 154: high-frequency amplifier, 154a: high-frequency amplifier, 154b: high-frequency amplifier, 160: reception unit, 161: reception coil, 162: signal amplifier, 163: quadrature phase detector, 164: A / D converter, 170: control unit, 171: CPU, 172: memory unit, 173: display device, 174: input unit, 210: imaging condition setting unit, 220: RF determination unit, 221: irradiation gain adjustment unit, 222: initialization unit, 223: R Fシミング部、224:RF補正部、225:機差補正部、230:撮像部 F shimming unit, 224: RF correction unit, 225: instrumental error correction portion, 230: imaging unit

Claims (10)

  1. 複数チャンネルからそれぞれ高周波磁場パルスを撮像領域に照射する高周波磁場照射部と、 A high-frequency magnetic field irradiation part for irradiating a radio frequency magnetic field pulse to the imaging region into a plurality channels,
    記高周波磁場パルスの照射強度および照射位相を前記チャンネル毎に決定する照射磁場決定部と、 An irradiation field decision unit that determines the irradiation morphism intensity and irradiation phase before SL RF magnetic field pulse for each of said channels,
    記照射強度および照射位相に従って各前記チャンネルから前記高周波磁場パルスを照射し、撮像を行う撮像部と、を備え、 Irradiating the high frequency magnetic field pulse from each of said channels according to the previous SL irradiation intensity and irradiation phase, and an imaging unit that performs imaging,
    前記照射磁場決定部は、 The irradiation field decision unit,
    予め定められた初期強度および初期位相に対し、前記撮像領域内の高周波磁場分布の均一度を高めるよう前記チャンネル毎に調整するRFシミングを行って調整強度および照射位相を得るRFシミング部と、 To advance initial intensity defined and Initial phase, RF shimming to obtain a high-frequency magnetic field distribution adjusting intensity performing RF shimming for adjusting for each of the channels so as to enhance the uniformity and illumination phase of the imaging area and parts,
    各前記チャンネルから前記調整強度および前記照射位相で照射される前記高周波磁場パルスを合成した合成調整強度の大きさが、前記各チャンネルから前記初期強度および前記初期位相で照射される前記高周波磁場パルスを合成した合成初期強度の大きさに近づくように、各前記チャンネルについて等しい割合で照射強度を増減させることにより前記調整強度を補正して撮像に用いる照射強度を得るRF補正部と、を備えること を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。 The magnitude of the resultant adjusted intensity combining the high-frequency magnetic field pulses from each of said channels are irradiated with the adjustment intensity and the irradiation phase, the said high-frequency magnetic field pulses emitted by the initial strength and the initial phase from each channel so as to approach the magnitude of the resultant synthetic initial strength, that and a RF correcting portion for obtaining an irradiation intensity used for imaging by correcting the adjustment strength by increasing or decreasing the illumination intensity in equal proportions for each said channel magnetic resonance imaging apparatus according to claim.
  2. 請求項1記載の磁気共鳴イメージング装置であって、 A magnetic resonance imaging apparatus according to claim 1,
    前記RF補正部が、 チャンネルから前記調整強度および前記照射位相で照射される前記高周波磁場パルスを表す各ベクトルについて、各該ベクトルの強度を等しい割合で増減させることにより、各前記ベクトルを合成した合成ベクトルが、各前記チャンネルから前記初期強度および前記初期位相で照射される前記高周波磁場パルスを表す各ベクトルを合成した初期合成ベクトルの大きさに近づくよう補正し、撮像に用いる照射強度を得ること を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。 The RF correction unit, for each vector representing the radio frequency magnetic field pulses emitted by the adjusting intensity and the irradiation phase from each channel, by increasing or decreasing the intensity of each said vector in equal proportions, were synthesized each of said vector the resultant vector is corrected so as to approach the magnitude of the initial composite vector obtained by combining the vector representing the radio frequency magnetic field pulses from each of said channels are irradiated by the initial strength and the initial phase, to obtain the illumination intensity to be used for imaging magnetic resonance imaging apparatus according to claim.
  3. 請求項1又は請求項2記載の磁気共鳴イメージング装置であって、 A magnetic resonance imaging apparatus according to claim 1 or claim 2 wherein,
    前記チャンネル数は2であり、 The number of channels is 2,
    前記初期強度および前記初期位相はQD照射を実現する値であること Said initial strength and the initial phase is a value to achieve the QD irradiation
    を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。 Magnetic resonance imaging apparatus according to claim.
  4. 請求項記載の磁気共鳴イメージング装置であって、 The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 3,
    前記RF補正部が、以下の式(1)に従って、前記調整強度を補正して撮像に用いる照射強度を得ること The RF correction unit, according to the following equation (1), to obtain the illumination intensity to be used for imaging the adjustment intensity correction to
    を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。 Magnetic resonance imaging apparatus according to claim.
  5. 請求項記載の磁気共鳴イメージング装置であって、 The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 4,
    前記RF補正部が、前記式(1)における係数Coeffを、以下の式(2)によって算出すること The RF correction unit, a coefficient Coeff in the formula (1), be calculated by the following equation (2)
    を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。 Magnetic resonance imaging apparatus according to claim.
    ただし、Rangeは、磁気共鳴イメージング装置が許容する照射ゲインの上限を示し、予め定められた値である。 However, Range indicates the upper limit of the irradiation gain magnetic resonance imaging apparatus is permitted, is a predetermined value.
  6. 請求項から5いずれか1項記載の磁気共鳴イメージング装置であって、 The magnetic resonance imaging apparatus according to any one of claims 1 5,
    前記照射磁場決定部は、前記初期強度を実現する照射ゲインを初期照射ゲインとして決定する照射ゲイン調整部をさらに備えること を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。 The irradiation field decision unit of the previous SL magnetic resonance imaging apparatus characterized by further comprising an irradiation gain adjustment unit that determines a radiation gain to achieve an initial strength as an initial radiation gain.
  7. 請求項6記載の磁気共鳴イメージング装置であって、 The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 6,
    前記照射ゲイン調整部は、前記照射強度を得る照射ゲインを各チャンネルのゲイン補正値として算出すること を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。 The irradiation gain adjustment unit, a magnetic resonance imaging apparatus and calculates the irradiation gain to obtain the illumination intensity as a gain correction value for each channel.
  8. 請求項1から7いずれか1項記載の磁気共鳴イメージング装置であって、 The magnetic resonance imaging apparatus according to any one of claims 1 to 7,
    前記高周波磁場照射部の、前記チャンネル毎に備えられたハードウェアのチャンネル間の出力誤差を補正する機差補正部をさらに備えること を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。 Magnetic resonance imaging apparatus, characterized in that said high-frequency magnetic field irradiation unit further comprises a machinery difference correction unit for correcting the output error between channels of a provided hardware for each of the channels.
  9. 複数のチャンネル各々から撮像領域に照射する高周波磁場パルスの強度および位相を、照射効率が最も高い強度および位相である初期強度および初期位相に設定する初期設定ステップと、 The high-frequency magnetic field pulse intensity and phase for irradiating an imaging area of ​​a plurality of channels each, an initial setting step of setting the initial strength and the initial phase irradiation efficiency is the highest intensity and phase,
    前記撮像領域内の高周波磁場分布の均一度を高めるよう前記初期強度および前記初期位相を前記チャンネル毎に調整するRFシミングを行い、調整強度および照射位相を得るRFシミングステップと、 Performs RF shimming for adjusting the initial strength and the initial phase to enhance the uniformity of the RF magnetic field distribution in the imaging area for each of the channels, the RF shimming to obtain an adjustment intensity and irradiation phase,
    前記各チャンネルから前記調整強度および前記照射位相で照射される前記高周波磁場パルスを合成した合成調整強度が、前記各チャンネルから前記初期強度および前記初期位相で照射される前記高周波磁場パルスを合成した合成初期強度に近づくよう、 各前記チャンネルについて等しい割合で照射強度を増減させることにより前記調整強度を補正して撮像に用いる照射強度を得るRF補正ステップと、 The synthetic adjusted intensity obtained by combining the high-frequency magnetic field pulses emitted by the adjusting intensity and the irradiation phase from each channel, and combining the said radio frequency magnetic field pulses emitted by the initial strength and the initial phase from the channel synthesis to approach the initial strength, the RF correction step to obtain the illumination intensity to be used for imaging by correcting the adjustment strength by increasing or decreasing the illumination intensity in equal proportions for each said channel,
    前記照射強度および前記照射位相で各前記チャンネルから前記高周波磁場パルスを照射し、撮像を行う撮像ステップと、を含むこと を特徴とする磁気共鳴イメージング方法。 The irradiation intensity and the irradiation phase is irradiated with the high-frequency magnetic field pulse from each said channel, a magnetic resonance imaging method characterized by comprising: an imaging step for imaging.
  10. 請求項9記載の磁気共鳴イメージング方法であって、 A magnetic resonance imaging method according to claim 9, wherein,
    前記RF補正ステップにおいて、各チャンネルから前記調整強度および前記照射位相で照射される前記高周波磁場パルスを表す各ベクトルについて、各該ベクトルの強度を等しい割合で増減させることにより、各前記ベクトルを合成した合成ベクトルが、各前記チャンネルから前記初期強度および前記初期位相で照射される前記高周波磁場パルスを表す各ベクトルを合成した初期合成ベクトルの大きさに近づくよう補正し、撮像に用いる照射強度を得ること In the RF correction step, for each vector representing the radio frequency magnetic field pulses emitted by the adjusting intensity and the irradiation phase from each channel, by increasing or decreasing the intensity of each said vector in equal proportions, were synthesized each of said vector the resultant vector is corrected so as to approach the magnitude of the initial composite vector obtained by combining the vector representing the radio frequency magnetic field pulses from each of said channels are irradiated by the initial strength and the initial phase, to obtain the illumination intensity to be used for imaging
    を特徴とする磁気共鳴イメージング方法。 Magnetic resonance imaging method comprising.
JP2013081511A 2013-04-09 2013-04-09 Magnetic resonance imaging apparatus and a magnetic resonance imaging method Active JP6227270B2 (en)

Priority Applications (1)

Application Number Priority Date Filing Date Title
JP2013081511A JP6227270B2 (en) 2013-04-09 2013-04-09 Magnetic resonance imaging apparatus and a magnetic resonance imaging method

Applications Claiming Priority (1)

Application Number Priority Date Filing Date Title
JP2013081511A JP6227270B2 (en) 2013-04-09 2013-04-09 Magnetic resonance imaging apparatus and a magnetic resonance imaging method

Publications (2)

Publication Number Publication Date
JP2014200590A true JP2014200590A (en) 2014-10-27
JP6227270B2 true JP6227270B2 (en) 2017-11-08

Family

ID=52351579

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
JP2013081511A Active JP6227270B2 (en) 2013-04-09 2013-04-09 Magnetic resonance imaging apparatus and a magnetic resonance imaging method

Country Status (1)

Country Link
JP (1) JP6227270B2 (en)

Family Cites Families (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US6989673B2 (en) * 2003-11-26 2006-01-24 General Electric Company Method and apparatus to reduce RF power deposition during MR data acquisition
JP2013505046A (en) * 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 rf power and simultaneous optimization of the rf field uniformity in Mri
JP5670159B2 (en) * 2009-11-26 2015-02-18 株式会社東芝 Magnetic resonance imaging apparatus

Also Published As

Publication number Publication date Type
JP2014200590A (en) 2014-10-27 application

Similar Documents

Publication Publication Date Title
Metzger et al. Local B1+ shimming for prostate imaging with transceiver arrays at 7T based on subject‐dependent transmit phase measurements
US7800368B2 (en) High field magnetic resonance
US4740753A (en) Magnet shimming using information derived from chemical shift imaging
US20110156704A1 (en) B1-mapping and b1l-shimming for mri
US20080238425A1 (en) System and method for designing improved rf pulse profiles
US20110087090A1 (en) Radiation therapy system with real time magnetic resonance monitoring
US20110241680A1 (en) Method and device for a magnetic resonance system control sequence
US20100134105A1 (en) Method For Reducing Maximum Local Specific Absorption Rate In Magnetic Resonance Imaging
US20120161766A1 (en) Concurrent optimization of rf power and rf field uniformity in mri
US20120256626A1 (en) Parallel transmission rf pulse design with local sar constraints
US20080103383A1 (en) Selective MR imaging of segmented anatomy
US20100244823A1 (en) Magnetic resonance imaging apparatus and method
US20070145975A1 (en) Method and magnetic resonance system for adjustment of the field strength of rf pulses
EP0230027A2 (en) Magnet shimming using information derived from chemical shift imaging
JP2001095773A (en) Magnetic resonance image diagnostic apparatus
US8120359B2 (en) Magnetic resonance apparatus and method for determining a pulse sequence to feed an RF radiating coil
Blumhagen et al. MR‐based field‐of‐view extension in MR/PET: B0 homogenization using gradient enhancement (HUGE)
US20130057282A1 (en) Method and magnetic resonance system for imaging a partial region of an examination subject
US20070096735A1 (en) Specific energy absorption rate model
WO2014116986A1 (en) Multiband rf/mri pulse design for multichannel transmitter
US20080164878A1 (en) Minimum Energy Shim Coils For Magnetic Resonance
JP2004261591A (en) Magnetic resonance imaging apparatus
US20120163692A1 (en) Image intensity correction for magnetic resonance imaging
CN101427146A (en) Determination of susceptibility-induced magnetic field gradients by magnetic resonance
US20110172515A1 (en) Dynamic correction of high frequency adjustment during parallel transmission

Legal Events

Date Code Title Description
A621 Written request for application examination

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A621

Effective date: 20160322

A711 Notification of change in applicant

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A712

Effective date: 20160610

A977 Report on retrieval

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A971007

Effective date: 20170203

A131 Notification of reasons for refusal

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A131

Effective date: 20170214

A521 Written amendment

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A523

Effective date: 20170404

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: 20170926

A61 First payment of annual fees (during grant procedure)

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A61

Effective date: 20171011

R150 Certificate of patent or registration of utility model

Ref document number: 6227270

Country of ref document: JP

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R150