WO2010038847A1 - 磁気共鳴イメージング装置及びｒｆパルス調整方法 - Google Patents

磁気共鳴イメージング装置及びｒｆパルス調整方法 Download PDF

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WO2010038847A1
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irradiation
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subject
irradiation gain
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厚志 倉谷
泰声 上田
Original Assignee
株式会社 日立メディコ
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    • 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
    • G01R33/58—Calibration of imaging systems, e.g. using test probes, Phantoms; Calibration objects or fiducial markers such as active or passive RF coils surrounding an MR active material
    • G01R33/583—Calibration of signal excitation or detection systems, e.g. for optimal RF excitation power or frequency
    • 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
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    • 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

Definitions

  • the present invention relates to a magnetic resonance imaging (hereinafter referred to as “MRI”) apparatus and an RF pulse adjustment method, and more particularly to a technique for adjusting an irradiation gain of an RF pulse.
  • MRI magnetic resonance imaging
  • the MRI apparatus includes a static magnetic field generator for generating a uniform static magnetic field in the imaging space, a gradient magnetic field coil for generating a gradient magnetic field in the imaging space, and a high-frequency coil for generating a high-frequency magnetic field in the imaging space.
  • a high-frequency magnetic field is applied from a high-frequency coil to an examination site of a subject arranged in a uniform static magnetic field space, and a nuclear magnetic resonance (hereinafter referred to as NMR) signal generated from the examination site is detected and imaged. By doing so, an image effective for medical diagnosis is obtained.
  • the gradient magnetic field coil applies a gradient magnetic field whose magnetic field strength is changed in three orthogonal directions to the imaging space in order to give position information to the NMR signal.
  • the MRI apparatus applies a 90 ° pulse or a 180 ° pulse to the subject when detecting an NMR signal from the subject by, for example, a spin echo sequence.
  • an echo signal having the maximum intensity cannot be collected unless it is an accurate 90 ° or 180 ° RF pulse. Therefore, when adjusting the MRI device in advance, for example, by changing the irradiation gain, executing the spin echo sequence with different flip angles to collect the echo signals, respectively, the irradiation gain that maximizes the obtained echo signal Is set as an irradiation gain corresponding to a 90 ° pulse or a 180 ° pulse.
  • Patent Document 1 discloses a method for obtaining a desired RF pulse gain while gradually increasing the amplitude of the RF pulse corresponding to the irradiation gain.
  • An object of the present invention is to provide a magnetic resonance imaging apparatus and an RF pulse adjustment method capable of accurately adjusting an RF irradiation gain in a short time.
  • a slice selection position for irradiating at least two RF pulses having different irradiation gains is set on the subject. It is characterized by making it different.
  • the MRI apparatus of the present invention includes an RF pulse irradiation unit that irradiates a subject placed in a static magnetic field with an RF pulse, a reception unit that acquires an echo signal generated by the subject, and an RF pulse
  • An irradiation gain adjusting unit that adjusts the irradiation gain, and the irradiation gain adjusting unit performs a desired RF pulse based on each echo signal obtained by irradiating the subject with a plurality of RF pulses having different irradiation gains.
  • slice selection positions for irradiating at least two RF pulses having different irradiation gains are made different on the subject.
  • the RF pulse adjustment method of the present invention includes a setting step for setting an irradiation gain of an RF pulse that irradiates a subject placed in a static magnetic field, and an RF that irradiates the subject with an RF pulse having the set irradiation gain.
  • the reception step of acquiring the echo signal generated by the subject the repetition step of repeating each step a plurality of times by changing the irradiation gain, and the echo signals acquired by the RF pulses having different irradiation gains
  • an irradiation gain determination step for obtaining an irradiation gain corresponding to a desired flip angle for the RF pulse and the irradiation step is configured to select a slice selection position on the subject to irradiate at least two RF pulses having different irradiation gains. It is characterized by making it different.
  • the present invention it is possible to provide a magnetic resonance imaging apparatus and an RF pulse adjustment method capable of accurately adjusting an RF irradiation gain in a short time.
  • RF irradiation pulse adjustment method in the present invention Graph of irradiation gain of RF irradiation pulse and acquired signal value Flow chart of the first embodiment Second embodiment RF irradiation pulse adjustment method Second embodiment flowchart Third embodiment RF irradiation pulse adjustment method Third embodiment flowchart Fourth embodiment flowchart
  • FIG. 1 is a block diagram showing the overall configuration of an embodiment of an MRI apparatus according to the present invention.
  • This MRI apparatus uses a NMR phenomenon to obtain a tomographic image of a subject.As shown in FIG. 1, the MRI apparatus includes a static magnetic field generation system 2, a gradient magnetic field generation system 3, a transmission system 5, A reception system 6, a signal processing system 7, a sequencer 4, and a central processing unit (CPU) 8 are provided.
  • CPU central processing unit
  • the static magnetic field generation system 2 generates a uniform static magnetic field in the direction perpendicular to the body axis in the space around the subject 1 if the vertical magnetic field method is used, and in the direction of the body axis if the horizontal magnetic field method is used.
  • a permanent magnet type, normal conducting type or superconducting type static magnetic field generating source is arranged around the subject 1.
  • the gradient magnetic field generation system 3 includes a gradient magnetic field coil 9 wound in the three axes of X, Y, and Z, which is the coordinate system (stationary coordinate system) of the MRI apparatus, and a gradient magnetic field power source that drives each gradient magnetic field coil 9
  • the gradient magnetic fields Gx, Gy, and Gz are applied in the three axis directions of X, Y, and Z by driving the gradient magnetic field power supply 10 of each coil in accordance with a command from the sequencer 4 described later.
  • a slice direction gradient magnetic field pulse is applied in a direction orthogonal to the slice plane (imaging cross section) to set a slice plane for the subject 1, and the remaining two orthogonal to the slice plane and orthogonal to each other
  • a phase encoding direction gradient magnetic field pulse (Gp) and a frequency encoding direction gradient magnetic field pulse (Gf) are applied in one direction, and position information in each direction is encoded into an echo signal.
  • the sequencer 4 is a control means that repeatedly applies a high-frequency magnetic field pulse (hereinafter referred to as “RF pulse”) and a gradient magnetic field pulse in a predetermined pulse sequence, and operates under the control of the CPU 8 to collect tomographic image data of the subject 1.
  • RF pulse high-frequency magnetic field pulse
  • Various commands necessary for the transmission are sent to the transmission system 5, the gradient magnetic field generation system 3, and the reception system 6.
  • the transmission system 5 irradiates the subject 1 with RF pulses in order to cause nuclear magnetic resonance to occur in the nuclear spins of the atoms constituting the living tissue of the subject 1, and includes a high frequency oscillator 11, a modulator 12, and a high frequency amplifier. 13 and a high frequency coil (transmission coil) 14a on the transmission side.
  • the RF pulse output from the high-frequency oscillator 11 is amplitude-modulated by the modulator 12 at the timing according to the command from the sequencer 4, and the amplitude-modulated RF pulse is amplified by the high-frequency amplifier 13 and then placed close to the subject 1.
  • the high frequency coil 14a the subject 1 is irradiated with the RF pulse.
  • the receiving system 6 detects an echo signal (NMR signal) emitted by nuclear magnetic resonance of nuclear spins constituting the biological tissue of the subject 1, and receives a high-frequency coil (receiving coil) 14b on the receiving side and a signal amplifier 15 And a quadrature phase detector 16 and an A / D converter 17.
  • the NMR signal of the response of the subject 1 induced by the electromagnetic wave irradiated from the high-frequency coil 14a on the transmission side is detected by the high-frequency coil 14b disposed close to the subject 1 and amplified by the signal amplifier 15,
  • the signal is divided into two orthogonal signals by the quadrature phase detector 16 at the timing according to the command from the sequencer 4, and each signal is converted into a digital quantity by the A / D converter 17 and sent to the signal processing system 7.
  • the signal processing system 7 performs various data processing and display and storage of processing results, and has an external storage device such as an optical disk 19 and a magnetic disk 18 and a display 20 composed of a CRT, etc. Is input to the CPU 8, the CPU 8 executes processing such as signal processing and image reconstruction, and displays the tomographic image of the subject 1 as a result on the display 20, and the magnetic disk 18 of the external storage device. Record in etc.
  • the operation unit 25 inputs various control information of the MRI apparatus and control information of processing performed by the signal processing system 7 and includes a trackball or mouse 23 and a keyboard 24.
  • the operation unit 25 is disposed close to the display 20, and the operator controls various processes of the MRI apparatus interactively through the operation unit 25 while looking at the display 20.
  • the high-frequency coil 14a and the gradient magnetic field coil 9 on the transmission side face the subject 1 in the static magnetic field space of the static magnetic field generation system 2 into which the subject 1 is inserted, in the case of the vertical magnetic field method. If the horizontal magnetic field method is used, the subject 1 is installed so as to surround it.
  • the high-frequency coil 14b on the receiving side is installed so as to face or surround the subject 1.
  • the radionuclide to be imaged by the MRI apparatus is a hydrogen nucleus (proton) which is the main constituent material of the subject, as is widely used in clinical practice.
  • proton the main constituent material of the subject
  • the form or function of the human head, abdomen, limbs, etc. is imaged two-dimensionally or three-dimensionally.
  • the RF pulse irradiation gain is obtained by acquiring an echo signal generated from the subject while irradiating the subject with the RF pulse in a spin echo sequence by the high-frequency coil (transmitting coil) 14a in FIG. Increase gradually. Then, the irradiation gain that maximizes the echo signal is obtained.
  • the irradiation gain that maximizes the echo signal is set as an irradiation gain corresponding to 90 °, and the irradiation gain that is twice the irradiation gain is set as an irradiation gain corresponding to 180 °.
  • the slice selection position is changed along with the acquisition of the echo signal. Also, before the measurement, the slice selection position dependency of the echo signal acquisition is obtained in advance, and correction is performed when obtaining the irradiation gain that maximizes the echo signal.
  • FIG. 2 is a diagram showing the concept of the present invention.
  • 31 is a phantom (or subject), and 32a to 32d are slice sections.
  • the slice 32a of the phantom 31 is first irradiated with an RF pulse. Thereafter, an echo generated from the subject is received.
  • the next slice 32b is irradiated with an RF pulse.
  • an echo generated from the subject is received.
  • the RF pulse is irradiated to the next slice 32c without waiting for the spin in the slice 32b to be sufficiently relaxed.
  • an echo generated from the subject is received.
  • the next slice 32d is irradiated with an RF pulse. Thereafter, an echo generated from the subject is received.
  • the position of excitation by selecting a slice is varied for each irradiation of the RF pulse, so that it is not necessary to wait for the longitudinal magnetization to relax once as in Patent Document 1. May be. Therefore, the time for determining the RF irradiation gain can be shortened. Further, when the RF pulse is irradiated again to each slice, the longitudinal magnetization is sufficiently relaxed since a sufficient time has passed since the previous slice selection, and the irradiation gain can be measured with high accuracy.
  • n is a slice number
  • TxGain RF irradiation gain
  • T0 irradiation gain initial value
  • ⁇ T irradiation gain increment value.
  • steps 301 to 306 are steps for obtaining the slice selection position dependency of the echo signal acquisition
  • steps 307 to 312 are the spin echoes while changing the slice selection position and gradually changing the irradiation gain. This is a step of executing the sequence and obtaining the signal strength of the echo signal obtained each time.
  • the position dependency of the sensitivity of each RF pulse due to the different slice selection positions on the subject is corrected.
  • the position dependence of the intensity of the echo signal of the RF pulse due to the different slice selection positions on the subject is corrected.
  • Step 302 the initial value of the RF pulse irradiation gain is set as T0. Since steps 301 to 306 are steps for correcting the dependency of the echo signal acquisition on the slice selection position, the irradiation gain is constant.
  • Step 303 The n-th slice is selectively excited, and an echo signal is measured by irradiating an RF pulse with a spin echo sequence.
  • Step 304 The signal value (signal strength) of the echo signal obtained in step 304 is stored.
  • Step 305 Increase the index n of the slice number by one.
  • Step 306 It is determined whether measurement of signals by all slices is completed. It is determined whether n is larger than the set number of slices, for example, 10. If it is larger, the process proceeds to Step 307, and if it is not larger, the process proceeds to Step 302.
  • Step 307 the index n of the slice number is set to 1.
  • Step 308 The RF pulse irradiation gain is set as T0 + ⁇ T * (n ⁇ 1). That is, the irradiation gain is set to increase step by step as the slice number increases.
  • Step 309 For each selected slice, an echo signal is measured by irradiating an RF pulse with a spin echo sequence. That is, a means for measuring an echo signal by changing the slice selection position by changing the frequency of RF pulse application is provided, and the echo signal is acquired by changing the selected slice.
  • Step 310 The gain obtained in step 309 is normalized and stored based on the signal value obtained in step 309 based on the slice selection position dependency of echo signal acquisition obtained in advance in step 304. More specifically, in steps 301 to 306, each slice is selected with an irradiation gain of the same intensity and an echo signal is acquired. For example, a signal from a slice near the RF coil becomes stronger, Signals from slices far from the RF coil are weaker. Therefore, in this step, the intensity distribution that depends on the distance from the RF coil is corrected. For example, the slice selection position far from the RF coil increases the intensity obtained in step 309, and the slice selection position near the RF coil. Then, the intensity obtained in step 309 is discounted.
  • the NMR signal is weakly generated from the lung region and the NMR signal is strongly generated from the abdominal region.
  • Step 311 Increase the index n of the slice number by one.
  • Step 312 It is determined whether measurement of signals by all slices is completed. Specifically, it is determined whether n is greater than 10. If it is larger, the process proceeds to Step 313, and if not, the process proceeds to Step 308.
  • Step 313 For each slice, the signal value obtained in step 310 is plotted as shown in FIG. 4 to obtain an irradiation gain that maximizes the signal value, and the irradiation gain is set as an irradiation gain corresponding to a 90 ° pulse.
  • the horizontal axis represents the irradiation gain of the RF pulse that increases with the selection of the slice
  • the vertical axis represents the signal value obtained by executing the spin echo sequence at each irradiation gain after normalization in step 310. The value is shown.
  • the MRI apparatus includes an irradiation gain adjusting unit that adjusts the irradiation gain of the RF pulse, and the irradiation gain adjusting unit emits each echo obtained by irradiating the subject with a plurality of RF pulses having different irradiation gains.
  • the irradiation gain adjusting unit sets the slice selection position for irradiating at least two RF pulses having different irradiation gains on the subject. Make it. More specifically, the slice selection position is changed by changing the RF pulse application frequency.
  • the signal value corresponding to the irradiation gain can be set in a short time. It can be obtained accurately. Therefore, in the method according to the present embodiment, the irradiation gain that becomes a 90 ° pulse can be accurately obtained in a short time.
  • the number of slices to be selected is not set for the number of irradiation gains for which a signal value is obtained, but the number of slices smaller than the number of irradiation gains for which a signal value is obtained is set to obtain the irradiation gain of the RF pulse.
  • 51 is a phantom
  • 52a to 52b are slice sections.
  • an RF pulse is applied to the slice 52a of the phantom 51.
  • the echo is then received.
  • the next slice 52b is irradiated with an RF pulse.
  • the echo is then received.
  • the RF pulse is irradiated to the next slice 52a without waiting for the spin in the slice 52b to be sufficiently relaxed.
  • the echo is then received.
  • the RF pulse is irradiated to the next slice 52b without waiting for the spin in the slice 52a to be sufficiently relaxed.
  • the time required for longitudinal relaxation of the nuclear spin of hydrogen is sufficiently provided from the previous irradiation, so that the reception gain can be accurately measured.
  • the slice gain selection dependency on the acquisition of the echo signal is obtained in advance before the measurement, and the irradiation gain that maximizes the echo signal is obtained. Correct when finding.
  • n is a slice number, TxGain: RF irradiation gain, T0: irradiation gain initial value, and ⁇ T: irradiation gain increment value.
  • Step 602 the initial value of the RF pulse irradiation gain is set as T0. Since steps 601 to 607 are steps for correcting the position unevenness for each slice, the irradiation gain is fixed.
  • Step 603 The n-th slice is selectively excited, and an echo signal is measured by irradiating an RF pulse with a spin echo sequence.
  • Step 604 The signal value (signal strength) of the echo signal obtained in step 603 is stored.
  • Step 605 Increase the index n of the slice number by one.
  • Step 606 Determine whether n is greater than 2. If it is larger, the process proceeds to step 607, and if not, the process proceeds to step 602.
  • Step 608 The index n of the slice number is 1.
  • Step 609 The irradiation gain of the RF pulse is set as T0 + ⁇ T * (n-1 + 2 (s-1)). Setting is made such that the irradiation gain increases as the index number related to the irradiation gain increases.
  • Step 610 For each selected slice, an RF pulse is irradiated by a spin echo sequence to measure an echo signal.
  • Step 611 The signal value obtained in step 610 is normalized based on the signal value obtained in step 604 to reduce the influence of signal unevenness due to the slice position. More specifically, in steps 601 to 606, each slice is selected with an irradiation gain of the same intensity and an echo signal is acquired. For example, a signal from a slice near the RF coil becomes stronger, Signals from slices far from the RF coil are weaker. Therefore, in this step, the intensity distribution that depends on the distance from the RF coil is corrected. For example, the slice selection position far from the RF coil increases the intensity obtained in step 309, and the slice selection position near the RF coil. Then, the intensity obtained in step 309 is discounted.
  • the NMR signal is weakly generated from the lung region and the NMR signal is strongly generated from the abdominal region.
  • Step 612 Increase the index n of the slice number by one.
  • Step 613 Determine whether n is greater than 2. If it is larger, the process proceeds to step 614, and if not larger, the process proceeds to step 609.
  • Step 614 Increase index s related to irradiation gain by one.
  • Step 615 It is determined whether s is larger than an integer necessary for changing the irradiation gain in stages, for example, 5 while changing the slice selection position. If it is larger, the process proceeds to Step 616, and if it is not larger, the process proceeds to Step 608.
  • the signal value obtained in step 612 is plotted as shown in FIG. 3 to obtain the irradiation gain that maximizes the signal value, and the irradiation gain is set as the irradiation gain corresponding to the 90 ° pulse.
  • the irradiation gain that becomes a 90 ° pulse can be accurately obtained in a short time. Furthermore, since the number of slices to be selected is smaller than that in the first embodiment, the time required for obtaining data for correcting the slice selection position dependency of echo signal acquisition (601 to 607) can be reduced. There is an advantage.
  • the slice 701 is irradiated with an RF pulse to acquire an echo signal.
  • the table is moved, the irradiation gain is changed to the slice 702, and an RF pulse is irradiated to acquire an echo signal.
  • the table is moved to irradiate the slice 703 with a different irradiation gain.
  • the table is moved to irradiate the slice 704 with a different irradiation gain.
  • the applied intensity of the gradient magnetic field when selecting each slice is the same because the slice thickness and the RF pulse frequency are the same.
  • Step 801 First, an index p related to the table position is set to 1.
  • Step 802 the initial value of the RF pulse irradiation gain is set as T0. Since steps 801 to 808 are steps for correcting the position unevenness for each slice, the irradiation gain is fixed.
  • Step 803 Selective excitation is performed at the p-th table position, and an echo pulse is measured by irradiating an RF pulse by a spin echo sequence.
  • Step 804 The signal value (signal strength) of the echo signal obtained in step 803 is stored.
  • Step 805 Move the table position a predetermined distance. That is, in this embodiment, by changing the position of the subject, the position on the subject to be sliced is changed each time a plurality of RF pulses are applied.
  • Step 806 Increase the slice number index p by one.
  • Step 807 Determine if p is greater than 10. If it is larger, the process proceeds to Step 808, and if it is not larger, the process proceeds to Step 802.
  • Step 809 The RF pulse irradiation gain is set as T0 + ⁇ T * (p-1). Setting is made such that the irradiation gain increases as the index number related to the irradiation gain increases.
  • Step 810 The slice selected in step 810 is irradiated with an RF pulse by a spin echo sequence to measure an echo signal.
  • Step 811 The signal value obtained in step 810 is normalized based on the signal value obtained in step 804 to reduce the influence of signal unevenness due to the slice position. More specifically, in steps 301 to 306, echo signals are acquired by selecting each slice with an irradiation gain of the same intensity. For example, a signal from a slice near the RF coil becomes stronger, Signals from slices far from the RF coil are weaker. Therefore, in this step, the intensity distribution that depends on the distance from the RF coil is corrected. For example, the slice selection position far from the RF coil increases the intensity obtained in step 309, and the slice selection position near the RF coil. Then, the intensity obtained in step 309 is discounted.
  • the NMR signal is weakly generated from the lung region and the NMR signal is strongly generated from the abdominal region.
  • Step 812 Move the table position a predetermined distance.
  • Step 813 Increase index p by one.
  • Step 814 Determine if n is greater than 10. If it is larger, the process proceeds to Step 815;
  • Step 815) For each slice, the signal value obtained in step 811 is plotted as shown in FIG. 3 to obtain an irradiation gain that maximizes the signal value, and the irradiation gain is set as an irradiation gain corresponding to a 90 ° pulse.
  • the irradiation gain adjustment unit is not a method of changing the position of slice selection compared to the first and second embodiments, but the irradiation gain adjustment unit moves the position of the subject using a moving unit, so that each time an RF pulse is applied a plurality of times. Since the position on the subject to be sliced is varied, there is an effect that the correction amount depending on the slice selection position caused by the distance between the RF coil and the slice can be reduced.
  • Embodiment 1 and Embodiments 2 and 3 The difference between this embodiment and Embodiment 1 and Embodiments 2 and 3 is the range that is not affected by the slice selection position dependency of echo signal acquisition (sensitivity unevenness range that is lower than the error due to reception gain measurement, that is, the echo signal
  • the sensitivity adjustment is performed by bringing the slice selection position close to each other within a range in which the received sensitivity is substantially uniform. Accordingly, there is nothing corresponding to steps 401 to 407 in the first embodiment.
  • FIG. 8 where n is the slice number, TxGain: RF irradiation gain, T0: irradiation gain initial value, and ⁇ T: irradiation gain increment value). .).
  • Step 901 the index n of the slice number is set to 1.
  • Step 902 The RF pulse irradiation gain is set as T0 + ⁇ T * (n ⁇ 1). The irradiation gain is set so as to increase as the slice number increases.
  • Step 903 For each selected slice, an RF pulse is irradiated by a spin echo sequence to measure an echo signal.
  • Step 904 Save the signal value obtained in step 903 (step 905) Increase the index n of the slice number by one.
  • Step 906 Determine if n is greater than 10. If it is larger, the process proceeds to Step 907, and if not larger, the process proceeds to Step 902.
  • Step 907 For each slice, the signal value obtained in step 412 is plotted as shown in FIG. 3 to obtain an irradiation gain that maximizes the signal value, and the irradiation gain is set as an irradiation gain corresponding to a 90 ° pulse.
  • the irradiation gain that becomes a 90 ° pulse can be accurately obtained in a short time.
  • the slice thickness is about 10 mm, so the slice selection of 10 mm or more is selected. It is considered necessary to change the position.
  • a range that is not affected by the slice selection position dependency of the echo signal acquisition (sensitivity unevenness range that is lower than the error due to reception gain measurement, i.e., the sensitivity to receive the echo signal is substantially uniform. )
  • Adjust the sensitivity by moving the slice selection position closer Therefore, in the first embodiment, there is no equivalent to steps 401 to 407 (steps for obtaining the slice selection position dependency of echo signal acquisition), and there is an advantage that time for adjustment can be saved accordingly.

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Abstract

　照射パルスのゲイン調整をより詳細に、より短く行うために、静磁場中に配置された被検体に照射するRFパルスの照射ゲインを設定する設定ステップと、設定された照射ゲインのRFパルスを被検体に照射するRFパルス照射ステップと、被検体が発生するエコー信号を取得する受信ステップと、照射ゲインを変えて各ステップを複数回繰り返す繰り返しステップと、照射ゲインの異なるRFパルスにより取得された各エコー信号に基づいて、RFパルスについての所望のフリップ角に対応する照射ゲインを求める照射ゲイン決定ステップと、を有し、照射ステップは、照射ゲインの異なる少なくとも2つのRFパルスを照射するスライス選択位置を被検体上で異ならせる。

Description

磁気共鳴イメージング装置及びＲＦパルス調整方法
　本発明は、磁気共鳴イメージング(以下、「MRI」という)装置及びRFパルス調整方法に係り、特にRFパルスの照射ゲインを調整する技術に関する。
　MRI装置は、撮影空間に均一な静磁場を発生するための静磁場発生装置と、撮影空間に傾斜磁場を発生するための傾斜磁場コイルと、撮影空間に高周波磁場を発生するための高周波コイルを備え、均一な静磁場空間に配置された被検者の検査部位へ高周波コイルから高周波磁場を印加し、検査部位から生じる核磁気共鳴(以下、NMRという。)信号を検出し、それを画像化することで医用診断に有効な画像を得ている。傾斜磁場コイルは、NMR信号に位置情報を付与するため、直交する3軸方向に磁場強度を変化させた傾斜磁場を撮像空間に印加する。
　MRI装置は、例えばスピンエコーシーケンスにより被検体からNMR信号を検出する際には、90°パルスや180°パルスを被検体に印加する。その際、正確な90°や180°のRFパルスでなければ、最大となる強度を持つエコー信号を収集できない。そこで、MRI装置を事前に調整する際には、例えば照射ゲインを変えることでフリップアングルの異なるスピンエコーシーケンスを実行してエコー信号をそれぞれ収集し、得られるエコー信号が最大となるような照射ゲインを、90°パルスあるいは180°パルスに相当する照射ゲインとして設定している。
　特許文献1は、照射ゲインに対応するRFパルスの振幅を序々に増やしながら、所望のRFパルスゲインを求める方法が開示されている。
特許第3753668号公報
　しかしながら、特許文献1記載の従来技術では、励起されたスピンが緩和されるまで、次のRFパルス照射を待つ必要があった。所望の照射ゲインを求めるために照射ゲインの値を変えてエコー信号を何点か計測する必要があるが、1回1回スピンが緩和されるのを待つため、照射ゲイン調整に多くの時間がかかってしまっていた。逆に、完全に緩和されずに計測すると、正確な照射ゲインつまりフリップアングルの調整ができない。
　本発明の目的は、短い時間で正確にRF照射ゲインの調整が可能な磁気共鳴イメージング装置及びRFパルス調整方法を提供することにある。
　上記目的を達成するために、本発明は、RFパルスについての所望のフリップ角に対応する照射ゲインを求める際に、照射ゲインの異なる少なくとも２つのRFパルスを照射するスライス選択位置を前記被検体上で異ならせることを特徴とする。
　具体的には、本発明のMRI装置は、静磁場中に配置された被検体にRFパルスを照射するRFパルス照射部と、被検体が発生するエコー信号を取得する受信部と、RFパルスの照射ゲインを調整する照射ゲイン調整部と、を備え、照射ゲイン調整部は、照射ゲインの異なる複数のRFパルスを被検体にそれぞれ照射して得られる各エコー信号に基づいて、RFパルスについての所望のフリップ角に対応する照射ゲインを求める際に、照射ゲインの異なる少なくとも２つのRFパルスを照射するスライス選択位置を前記被検体上で異ならせることを特徴とする。
　また、本発明のRFパルス調整方法は、静磁場中に配置された被検体に照射するRFパルスの照射ゲインを設定する設定ステップと、設定された照射ゲインのRFパルスを被検体に照射するRFパルス照射ステップと、被検体が発生するエコー信号を取得する受信ステップと、照射ゲインを変えて各ステップを複数回繰り返す繰り返しステップと、照射ゲインの異なるRFパルスにより取得された各エコー信号に基づいて、RFパルスについての所望のフリップ角に対応する照射ゲインを求める照射ゲイン決定ステップと、を有し、照射ステップは、照射ゲインの異なる少なくとも2つのRFパルスを照射するスライス選択位置を被検体上で異ならせることを特徴とする。
　本発明によれば、短い時間で正確にRF照射ゲインの調整が可能な磁気共鳴イメージング装置及びRFパルス調整方法を提供できる。
本発明に係るMRI装置の一実施例における全体基本構成の斜視図 本発明でのRF照射パルス調整方法 RF照射パルスの照射ゲインと取得した信号値とのグラフ 第1の実施例フローチャート 第2の実施例RF照射パルス調整方法 第2の実施例フローチャート 第3の実施例RF照射パルス調整方法 第3の実施例フローチャート 第4の実施例フローチャート
　以下、添付図面に従って本発明のMRI装置の好ましい実施形態について詳説する。なお、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け、その繰り返しの説明は省略する。
　最初に、本発明に係るMRI装置の一例の全体概要を図1に基づいて説明する。図1は、本発明に係るMRI装置の一実施例の全体構成を示すブロック図である。このMRI装置は、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、MRI装置は静磁場発生系2と、傾斜磁場発生系3と、送信系5と、受信系6と、信号処理系7と、シーケンサ4と、中央処理装置(CPU)8とを備えて構成される。
　静磁場発生系2は、垂直磁場方式であれば、被検体1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1の周りに永久磁石方式、常電導方式あるいは超電導方式の静磁場発生源が配置されている。
　傾斜磁場発生系3は、MRI装置の座標系(静止座標系)であるX，Y，Zの3軸方向に巻かれた傾斜磁場コイル9と、それぞれの傾斜磁場コイル9を駆動する傾斜磁場電源10とから成り、後述のシ－ケンサ4からの命令に従ってそれぞれのコイルの傾斜磁場電源10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。撮影時には、スライス面(撮影断面)に直交する方向にスライス方向傾斜磁場パルス(Gs)を印加して被検体1に対するスライス面を設定し、そのスライス面に直交して且つ互いに直交する残りの2つの方向に位相エンコード方向傾斜磁場パルス(Gp)と周波数エンコード方向傾斜磁場パルス(Gf)を印加して、エコー信号にそれぞれの方向の位置情報をエンコードする。
　シーケンサ4は、高周波磁場パルス(以下、「RFパルス」という)と傾斜磁場パルスをある所定のパルスシーケンスで繰り返し印加する制御手段で、CPU8の制御で動作し、被検体1の断層画像のデータ収集に必要な種々の命令を送信系5、傾斜磁場発生系3、および受信系6に送る。
　送信系5は、被検体1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1にRFパルスを照射するもので、高周波発振器11と変調器12と高周波増幅器13と送信側の高周波コイル(送信コイル)14aとから成る。高周波発振器11から出力されたRFパルスをシーケンサ4からの指令によるタイミングで変調器12により振幅変調し、この振幅変調されたRFパルスを高周波増幅器13で増幅した後に被検体1に近接して配置された高周波コイル14aに供給することにより、RFパルスが被検体1に照射される。
　受信系6は、被検体1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)14bと信号増幅器15と直交位相検波器16と、A/D変換器17とから成る。送信側の高周波コイル14aから照射された電磁波によって誘起された被検体1の応答のNMR信号が被検体1に近接して配置された高周波コイル14bで検出され、信号増幅器15で増幅された後、シーケンサ4からの指令によるタイミングで直交位相検波器16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17でディジタル量に変換されて、信号処理系7に送られる。
　信号処理系7は、各種データ処理と処理結果の表示及び保存等を行うもので、光ディスク19、磁気ディスク18等の外部記憶装置と、CRT等からなるディスプレイ20とを有し、受信系6からのデータがCPU8に入力されると、CPU8が信号処理、画像再構成等の処理を実行し、その結果である被検体1の断層画像をディスプレイ20に表示すると共に、外部記憶装置の磁気ディスク18等に記録する。
　操作部25は、MRI装置の各種制御情報や上記信号処理系7で行う処理の制御情報を入力するもので、トラックボール又はマウス23、及び、キーボード24から成る。この操作部25はディスプレイ20に近接して配置され、操作者がディスプレイ20を見ながら操作部25を通してインタラクティブにMRI装置の各種処理を制御する。
　なお、図1において、送信側の高周波コイル14aと傾斜磁場コイル9は、被検体1が挿入される静磁場発生系2の静磁場空間内に、垂直磁場方式であれば被検体1に対向して、水平磁場方式であれば被検体1を取り囲むようにして設置されている。また、受信側の高周波コイル14bは、被検体1に対向して、或いは取り囲むように設置されている。
　現在MRI装置の撮像対象核種は、臨床で普及しているものとしては、被検体の主たる構成物質である水素原子核(プロトン)である。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2次元もしくは3次元的に撮像する。
　先ず、本発明の実施例1の概略を図2～図4を用いて説明する。　本実施例では、図1における高周波コイル(送信コイル)14aにより、RFパルスを被検体へスピンエコーシーケンスで照射しながら、被検体より発生するエコー信号を取得することを、前記RFパルスの照射ゲインを除々に増やしながら行う。そして、エコー信号が最大となる照射ゲインを求める。本実施例では、エコー信号が最大となる照射ゲインを90°に相当する照射ゲインとし、その2倍の照射ゲインを180°に相当する照射ゲインとする。更に、エコー信号の取得とともに、スライス選択の位置を変える。また、該計測の前に、予め該エコー信号取得のスライス選択位置依存性を求め、エコー信号が最大となる照射ゲインを求める際に補正する。
　先ず、図2は、本発明の概念を示す図である。31はファントム(あるいは被検体)、32a～32dは各スライス断面である。
　本実施例では、まずファントム31のスライス32aにRFパルスを照射する。その後被検体より発生するエコーを受信する。次に、スライス32a内のスピンが十分に緩和されるのを待たずに、次のスライス32bへRFパルスを照射する。その後被検体より発生するエコーを受信する。更に、スライス32b内のスピンが十分に緩和されるのを待たずに、次のスライス32cへRFパルスを照射する。その後被検体より発生するエコーを受信する。更に、スライス32c内のスピンが十分に緩和されるのを待たずに、次のスライス32dへRFパルスを照射する。その後被検体より発生するエコーを受信する。本実施例では、図2に示すようにRFパルスの照射毎に、スライス選択して励起する位置を異ならせるので、特許文献1のように、1回1回縦磁化が緩和するのを待たなくても良い。従って、RF照射ゲインを決定するための時間を短縮できる。また、再度各スライスへRFパルスを照射するときには、前回スライス選択した時から十分時間がたっているので十分縦磁化が緩和しており、照射ゲインを精度よく測定することができる。
　次に、本実施例の動作フローを図3を用いて説明する。図3においてnはスライス番号、TxGain:RF照射ゲイン、T0:照射ゲイン初期値、δT：照射ゲインの増分値である。図4において、ステップ301～306は、エコー信号取得のスライス選択位置依存性を求めるためのステップであり、ステップ307～312は、スライス選択の位置を変えるとともに照射ゲインを徐々に変えながら、スピンエコーシーケンスを実行して、その度に得られるエコー信号の信号強度を求めるステップである。すなわち、本実施例では、RFパルスについての所望のフリップ角に対応する照射ゲインを求める際に、被検体上でスライス選択位置が異なることによる各RFパルスの感度の位置依存性を補正する。言い換えれば、複数回のRFパルスを印加する度に、被検体上でのスライス選択位置が異なっていることによるRFパルスのエコー信号の強度の位置依存性を補正する。
　(ステップ301)
　先ず、スライス番号のインデックスnを1とする。n=1とは、例えば図2で32aで示されたスライスで表す。
　(ステップ302)
　次に、RFパルスの照射ゲインの初期値をT0として設定する。ステップ301からステップ306はエコー信号取得のスライス選択位置依存性を補正するためのステップであるので、照射ゲインを一定とする。
　(ステップ303)
　n番目のスライスを選択励起して、スピンエコーシーケンスによりRFパルスを照射してエコー信号を計測する。
　(ステップ304)
　ステップ304で得られたエコー信号の信号値(信号強度)を保存する。
　(ステップ305)
　スライス番号のインデックスnを1つ増やす。
　(ステップ306)
　全スライスによる信号の計測が終了したかを判定する。nが設定したスライスの数、例えば10より大きいかを判定する。大きければステップ307へ、大きくなければステップ302へ移行する。
　(ステップ307)
　再び、スライス番号のインデックスnを1とする。
　(ステップ308)
　RFパルスの照射ゲインを、T0＋δT＊(n-1)として設定する。すなわち、スライスの番号が増えるに従って、段階的に照射ゲインが増えるように設定する。
　(ステップ309)
　各選択スライスについて、スピンエコーシーケンスによりRFパルスを照射してエコー信号を計測する。すなわち、RFパルス印加の周波数を変えることにより、スライス選択の位置を変化させてエコー信号を計測する手段を備え、それにより選択スライスを変化させてエコー信号を取得している。
　(ステップ310)
　ステップ309で得られたゲインを、ステップ304で予め得たエコー信号取得のスライス選択位置依存性を元に、ステップ309で得られた信号値に基づいて規格化して保存する。より具体的には、ステップ301～306では、同じ強度の照射ゲインで各スライスを選択してエコー信号を取得しているので、例えばRFコイルから近い位置にあるスライスからの信号は強めになり、RFコイルから遠い位置にあるスライスからの信号は弱めになる。そこで、本ステップではRFコイルからの距離に依存する強度分布を補正し、例えばRFコイルから遠い位置のスライス選択位置ではステップ309で得られた強度を割り増しし、RFコイルから近い位置のスライス選択位置ではステップ309で得られた強度を割り引いたりする。また、被検体は場所によって密度にむらがあり、例えば肺領域からはNMR信号が弱く発生し、腹部領域からはNMR信号が強く発生する等の違いがあるため、ステップ304によって同一の照射ゲインにより得られた各スライス位置における信号値により補正することにより、被検体内のスライス位置によって密度にむらがあることによる影響を補正することができる。
　(ステップ311)
　スライス番号のインデックスnを1つ増やす。
　(ステップ312)
　全スライスによる信号の計測が終了したかを判定する。具体的には、nが10より大きいかを判定する。大きければステップ313へ、大きくなければステップ308へ移行する。
　(ステップ313)
　各スライスについて、ステップ310で得られた信号値を図4のようにプロットして、信号値が最大となる照射ゲインを求め、その照射ゲインを90°パルスに相当する照射ゲインとする。ただし、図4において横軸は、スライスの選択と共に増やすRFパルスの照射ゲイン、縦軸は、各照射ゲインにおいてスピンエコーシーケンスを実行して得られた信号値を、ステップ310において規格化した後の値を示している。
　上記実施例に係るMRI装置は、RFパルスの照射ゲインを調整する照射ゲイン調整部を備え、照射ゲイン調整部は、照射ゲインの異なる複数のRFパルスを被検体にそれぞれ照射して得られる各エコー信号に基づいて、RFパルスについての所望のフリップ角に対応する照射ゲインを求める際に、照射ゲイン調整部は、照射ゲインの異なる少なくとも２つのRFパルスを照射するスライス選択位置を被検体上で異ならせる。より具体的にはRFパルスの印加周波数を変えることにより、スライス選択の位置を変化させている。そのため、従来のように1回1回同一のスライスを選択をして照射ゲインを求める方法ではなく、水素原子核が縦緩和するまで待つ必要はないので、短い時間で照射ゲインに応じた信号値を正確に取得できる。従って、本実施例による方法では、90°パルスとなる照射ゲインを短い時間で正確に求めることができる。
　次に、本発明の実施例2の概略を図5を用いて説明する。本実施例は、信号値を求める照射ゲインの数だけ選択するスライスを設定するのではなく、信号値を求める照射ゲインの数より少ない数のスライスを設定してRFパルスの照射ゲインを求める。
　図5において、51はファントム、52a～52bは各スライス断面である。　
　まずファントム51のスライス52aにRFパルスを照射する。その後エコーを受信する。次に、スライス52a内のスピンが十分に緩和されるのを待たずに、次のスライス52bへRFパルスを照射する。その後エコーを受信する。更に、スライス52b内のスピンが十分に緩和されるのを待たずに、次のスライス52aへRFパルスを照射する。その後エコーを受信する。更に、スライス52a内のスピンが十分に緩和されるのを待たずに、次のスライス52bへRFパルスを照射する。
　ここで、再度スライス52aあるいはスライス52bへRFパルスを照射する場合、水素の原子核スピンが縦緩和するための時間を、前回の照射から十分設けてあるので、受信ゲインを精度よく測定することができる。
　更に、本実施例でもエコー信号の取得とともに、スライス選択の位置を変えているので、該計測の前に、予め該エコー信号取得のスライス選択位置依存性を求め、エコー信号が最大となる照射ゲインを求める際に補正する。
　次に、本実施例の動作フローを図6を用いて説明する。(ただし、図3においてnはスライス番号、TxGain:RF照射ゲイン、T0:照射ゲイン初期値、δT：照射ゲインの増分値である。)
　(ステップ601)
　先ず、スライス番号のインデックスnを1とする。n=1とは、例えば図3で32aで示されたスライスで表す。
　(ステップ602)
　次に、RFパルスの照射ゲインの初期値をT0として設定する。ステップ601からステップ607はスライス毎の位置むらを補正するためのステップであるので、照射ゲインを一定とする。
　(ステップ603)
　n番目のスライスを選択励起して、スピンエコーシーケンスによりRFパルスを照射してエコー信号を計測する。
　(ステップ604)
　ステップ603で得られたエコー信号の信号値(信号強度)を保存する。
　(ステップ605)
　スライス番号のインデックスnを1つ増やす。
　(ステップ606)
　nが2より大きいかを判定する。大きければステップ607へ、大きくなければステップ602へ移行する。
　(ステップ607)
　段階的に強度を変える照射ゲインに関するインデックスをsとして、s＝1とする。
　(ステップ608)
　スライス番号のインデックスnを1とする。
　(ステップ609)
　RFパルスの照射ゲインを、T0＋δT＊(n-1＋2(s－1))として設定する。照射ゲインに関するインデックスの番号が増えるに従って、照射ゲインが増えるように設定する。
　(ステップ610)
　各選択したスライスについて、スピンエコーシーケンスによりRFパルスを照射してエコー信号を計測する。
　(ステップ611)
　ステップ610で得られた信号値を、ステップ604で得られた信号値に基づいて規格化し、スライスの位置による信号むらの影響を低減する。より具体的には、ステップ601～606では、同じ強度の照射ゲインで各スライスを選択してエコー信号を取得しているので、例えばRFコイルから近い位置にあるスライスからの信号は強めになり、RFコイルから遠い位置にあるスライスからの信号は弱めになる。そこで、本ステップではRFコイルからの距離に依存する強度分布を補正し、例えばRFコイルから遠い位置のスライス選択位置ではステップ309で得られた強度を割り増しし、RFコイルから近い位置のスライス選択位置ではステップ309で得られた強度を割り引いたりする。また、被検体は場所によって密度にむらがあり、例えば肺領域からはNMR信号が弱く発生し、腹部領域からはNMR信号が強く発生する等の違いがあるため、ステップ304によって同一の照射ゲインにより得られた各スライス位置における信号値により補正することにより、被検体内のスライス位置によって密度にむらがあることによる影響を補正することができる。
　(ステップ612)
　スライス番号のインデックスnを1つ増やす。
　(ステップ613)
　nが2より大きいかを判定する。大きければステップ614へ、大きくなければステップ609へ移行する。
　(ステップ614)
　照射ゲインに関するインデックスsを1つ増やす。
　(ステップ615)
　sが、スライス選択位置を変えながら、照射ゲインを段階的に変えるのに必要な整数、例えば5より大きいかを判定する。大きければステップ616へ、大きくなければステップ608へ移行する。
　各スライスについて、ステップ612で得られた信号値を図3のようにプロットして、信号値が最大となる照射ゲインを求め、その照射ゲインを90°パルスに相当する照射ゲインとする。
　上記実施例によれば、従来のように1回1回同一のスライスを選択をして照射ゲインを求める方法ではなく、水素原子核が縦緩和するまで待つ必要はないので、短い時間で照射ゲインに応じた信号値を正確に取得できる。従って、本実施例による方法では、90°パルスとなる照射ゲインを短い時間で正確に求めることができる。さらに、実施例1と比較して選択するスライスの数が少ないので、エコー信号取得のスライス選択位置依存性の補正用のデータを得るのためのステップ(601から607)に要する時間は少なくて済むという利点がある。
　次に、本発明の実施例3の概略を図7を用いて説明する。本実施例が第1の実施形態及び第2の実施形態と異なる点はMRI装置のガントリに対するスライス選択位置を変えずに、被検体を載せたテーブルを移動させる点である。すなわち、本実施例では、スライス選択される位置がガントリに対して変わらず、被検体を動かすことにより被検体上でのスライス選択の位置を変更する。
　はじめにスライス701へRFパルスを照射し、エコー信号を取得する。次に、テーブルを移動しスライス702へ照射ゲインを変えてRFパルスを照射し、エコー信号を取得する。次に、テーブルを移動してスライス703へ照射ゲインを変えて照射する。また、次にテーブルを移動してスライス704へ照射ゲインを変えて照射する。
　ただし、各々のスライスを選択する際の傾斜磁場の印加強度はスライス厚及びRFパルスの周波数を同じとするため、同じである。
　(ステップ801)
　先ず、テーブル位置に関するインデックスpを1とする。p=1とは、例えば図8(a)で示されたテーブルの位置で表す。
　(ステップ802)
　次に、RFパルスの照射ゲインの初期値をT0として設定する。ステップ801からステップ808はスライス毎の位置むらを補正するためのステップであるので、照射ゲインを一定とする。
　(ステップ803)
　p番目のテーブル位置で選択励起して、スピンエコーシーケンスによりRFパルスを照射してエコー信号を計測する。
　(ステップ804)
　ステップ803で得られたエコー信号の信号値(信号強度)を保存する。
　(ステップ805)
　テーブル位置を所定距離動かす。すなわち、本実施例では、被検体の位置を変化させることにより、複数回のRFパルスを印加する度に、スライス選択される被検体上での位置を異ならせている。
　(ステップ806)
　スライス番号のインデックスpを1つ増やす。
　(ステップ807)
　pが10より大きいかを判定する。大きければステップ808へ、大きくなければステップ802へ移行する。
　(ステップ808)
　再び、インデックスをpとして、p＝1とする。
　(ステップ809)
　RFパルスの照射ゲインを、T0＋δT＊(p-1)として設定する。照射ゲインに関するインデックスの番号が増えるに従って、照射ゲインが増えるように設定する。
　(ステップ810)
　ステップ810で選択したスライスについて、スピンエコーシーケンスによりRFパルスを照射してエコー信号を計測する。
　(ステップ811)
　ステップ810で得られた信号値を、ステップ804で得られた信号値に基づいて規格化し、スライスの位置による信号むらの影響を低減する。より具体的には、ステップ301～306では、同じ強度の照射ゲインで各スライスを選択してエコー信号を取得しているので、例えばRFコイルから近い位置にあるスライスからの信号は強めになり、RFコイルから遠い位置にあるスライスからの信号は弱めになる。そこで、本ステップではRFコイルからの距離に依存する強度分布を補正し、例えばRFコイルから遠い位置のスライス選択位置ではステップ309で得られた強度を割り増しし、RFコイルから近い位置のスライス選択位置ではステップ309で得られた強度を割り引いたりする。また、被検体は場所によって密度にむらがあり、例えば肺領域からはNMR信号が弱く発生し、腹部領域からはNMR信号が強く発生する等の違いがあるため、ステップ304によって同一の照射ゲインにより得られた各スライス位置における信号値により補正することにより、被検体内のスライス位置によって密度にむらがあることによる影響を補正することができる。
　(ステップ812)
　テーブル位置を所定距離動かす。
　(ステップ813)
　インデックスpを1つ増やす。
　(ステップ814)
　nが10より大きいかを判定する。大きければステップ815へ、大きくなければステップ809へ移行する。
　(ステップ815)
　各スライスについて、ステップ811で得られた信号値を図3のようにプロットして、信号値が最大となる照射ゲインを求め、その照射ゲインを90°パルスに相当する照射ゲインとする。
　上記実施例によれば、従来のように1回1回同一のスライスを選択をして照射ゲインを求める方法ではなく、水素原子核が縦緩和するまで待つ必要はないので、短い時間で照射ゲインに応じた信号値を正確に取得できる。従って、本実施例による方法では、90°パルスとなる照射ゲインを短い時間で正確に求めることができる。特に、実施例1や2と比べてスライス選択の位置を変える方法ではなく、前記照射ゲイン調整部は、被検体の位置を移動手段により移動させることにより、複数回のRFパルスを印加する度に、スライス選択される被検体上での位置が異ならせているので、RFコイルとスライスとの距離により生じるスライス選択位置に依存する補正量を低減できる効果がある。
　次に、本発明の実施例4の概略を図9を用いて説明する。本実施例が実施例1及び実施例2、3と異なる点はエコー信号取得のスライス選択位置依存性の影響を受けない範囲(受信ゲインの計測による誤差よりも下回る感度ムラ範囲、つまりエコー信号を受信する感度が実質的に一様となる範囲)でスライス選択の位置を近づけて感度調整を行う。従って、実施例1においてステップ401から407に相当するものがない。次に、本実施例の動作フローを図8を用いて説明する(ただし、図4においてnはスライス番号、TxGain:RF照射ゲイン、T0:照射ゲイン初期値、δT：照射ゲインの増分値である。)。
　(ステップ901)
　再び、スライス番号のインデックスnを1とする。
　(ステップ902)
　RFパルスの照射ゲインを、T0＋δT＊(n-1)として設定する。スライスの番号が増えるに従って、照射ゲインが増えるように設定する。
　(ステップ903)
　各選択したスライスについて、スピンエコーシーケンスによりRFパルスを照射してエコー信号を計測する。
　(ステップ904)
　ステップ903で得られた信号値を保存する
　(ステップ905)
　スライス番号のインデックスnを1つ増やす。
　(ステップ906)
　nが10より大きいかを判定する。大きければステップ907へ、大きくなければステップ902へ移行する。
　(ステップ907)
　各スライスについて、ステップ412で得られた信号値を図3のようにプロットして、信号値が最大となる照射ゲインを求め、その照射ゲインを90°パルスに相当する照射ゲインとする。
　上記実施例によれば、従来のように1回1回同一のスライスを選択をして照射ゲインを求める方法ではなく、水素原子核が縦緩和するまで待つ必要はないので、短い時間で照射ゲインに応じた信号値を正確に取得できる。従って、本実施例による方法では、90°パルスとなる照射ゲインを短い時間で正確に求めることができる。ただし、本実施例において、スライス選択時の傾斜磁場印加強度を2．45mT／m、RFパルス印加のバンド幅を1040kHz、とした場合スライス厚が10mm程度となるので、10mm以上は選択するスライス選択位置を異ならせることが必要と考えられる。
　本実施例によれば、エコー信号取得のスライス選択位置依存性の影響を受けない範囲(受信ゲインの計測による誤差よりも下回る感度ムラ範囲、つまりエコー信号を受信する感度が実質的に一様となる範囲)でスライス選択の位置を近づけて感度調整を行う。従って、実施例1においてステップ401から407に相当するもの(エコー信号取得のスライス選択位置依存性を求めるためのステップ)がなく、その分調整のための時間を節約できる利点がある。
　1　被検体、2　静磁場発生系、3　傾斜磁場発生系、4　シーケンサ、5　送信系、6　受信系、7　信号処理系、8　中央処理装置(CPU)、9　傾斜磁場コイル、10　傾斜磁場電源、11　高周波発信器、12　変調器、13　高周波増幅器、14a　高周波コイル(送信コイル)、14b　高周波コイル(受信コイル)、15　信号増幅器、16　直交位相検波器、17　A/D変換器、18　磁気ディスク、19　光ディスク、20　ディスプレイ、21　ROM、22　RAM、23　トラックボール又はマウス、24　キーボード、51　ガントリ、52　テーブル、53　筐体、54　処理装置、121　被検体、122　第一の選択スライス、123　第二の選択スライス、124　受信した信号、221　第一の選択スライス、222　第二の選択スライス、321　第一の選択スライス、322　第二の選択スライス、323　第三の選択スライス、324　第四の選択スライス

Claims (15)

  1. 　静磁場中に配置された被検体にRFパルスを照射するRFパルス照射部と、
    　前記被検体が発生するエコー信号を取得する受信部と、
    　前記RFパルスの照射ゲインを調整する照射ゲイン調整部と、を備え、
    　前記照射ゲイン調整部は、照射ゲインの異なる複数のRFパルスを前記被検体にそれぞれ照射して得られる各エコー信号に基づいて、前記RFパルスについての所望のフリップ角に対応する照射ゲインを求める磁気共鳴イメージング装置であって、
    　前記照射ゲイン調整部は、前記照射ゲインの異なる少なくとも2つのRFパルスを照射するスライス選択位置を前記被検体上で異ならせ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において、
    　前記照射ゲイン調整部は、前記RFパルスの印加周波数を変えることにより、前記スライス選択位置を前記被検体上で異ならせ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記載の磁気共鳴イメージング装置において、
    　前記照射ゲイン調整部は、被検体の位置を移動手段により移動させることにより、前記照射ゲインの異なる少なくとも2つのRFパルスを照射するスライス選択位置を前記被検体上で異ならせ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記載の磁気共鳴イメージング装置において、
    　前記照射ゲイン調整部は、前記RFパルスについての所望のフリップ角に対応する照射ゲインを求める際に、前記RFパルスの感度の位置依存性を補正することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  5. 　請求項4記載の磁気共鳴イメージング装置において、
    　前記照射ゲイン調整部は、前記照射ゲインを同一にして複数のスライス選択位置からそれぞれ取得したエコー信号を用いて、前記RFパルスの感度の位置依存性を補正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1記載の磁気共鳴イメージング装置において、
    　前記照射ゲイン調整部は、前記照射ゲインの異なるRFパルス毎に照射するスライス選択位置を前記被検体上で異ならせ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1記載の磁気共鳴イメージング装置において、
    　前記照射ゲイン調整部は、前記照射ゲインの異なる複数のRFパルスを前記被検体に照射して得られるエコー信号に基づいて、前記エコー信号の強度が最大となる照射ゲイン求め、該求めた照射ゲインを90°パルスに対応する照射ゲインと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1記載の磁気共鳴イメージング装置において、
    　前記照射ゲイン調整部は、段階的に照射ゲインを増やしながら、複数回RFパルスを前記被検体に照射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8記載の磁気共鳴イメージング装置において、
    　前記照射ゲインの異なる複数のRFパルスを前記被検体に照射して得られるエコー信号の強度の変化を表示する表示部を備えたことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  10. 　請求項1記載の磁気共鳴イメージング装置において、
    　前記照射ゲイン調整部は、前記スライス選択位置の数を、前記照射ゲインを変える数より少なくして、少なくとも1つのスライス選択位置で、照射ゲインの異なる複数のRFパルスを照射する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記載の磁気共鳴イメージング装置において、
    　前記照射ゲイン調整部は、前記RFパルスを照射する複数の前記スライス選択位置を、前記エコー信号を受信する感度が実質的に一様となる範囲内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。
  12. 　磁気共鳴イメージング装置における、RFパルスの照射ゲインを決定するRFパルス調整方法であって、
    　静磁場中に配置された被検体に照射するRFパルスの照射ゲインを設定する設定ステップと、
    　設定された照射ゲインのRFパルスを前記被検体に照射するRFパルス照射ステップと、
    　前記被検体が発生するエコー信号を取得する受信ステップと、
    　前記照射ゲインを変えて各ステップを複数回繰り返す繰り返しステップと、
    　前記照射ゲインの異なるRFパルスにより取得された各エコー信号に基づいて、前記RFパルスについての所望のフリップ角に対応する照射ゲインを求める照射ゲイン決定ステップと、
    　を有し、
    　前記照射ステップは、前記照射ゲインの異なる少なくとも2つのRFパルスを照射するスライス選択位置を前記被検体上で異ならせることを特徴とするRFパルス調整方法。
  13. 　請求項12記載のRFパルス調整方法において、
    　前記照射ゲイン決定ステップは、前記RFパルスについての所望のフリップ角に対応する照射ゲインを求める際に、前記RFパルスの感度の位置依存性を補正することを特徴とするRFパルス調整方法。
  14. 　請求項12記載のRFパルス調整方法において、
    　前記RFパルス照射ステップは、前記スライス選択位置の数を、前記照射ゲインを変える数より少なくして、少なくとも1つのスライス選択位置で、照射ゲインの異なる複数のRFパルスを照射することを特徴とするRFパルス調整方法。
  15. 　請求項12記載のRFパルス調整方法において、
    　前記RFパルス照射ステップは、前記RFパルスを照射する複数の前記スライス選択位置を、前記エコー信号を受信する感度が実質的に一様となる範囲内に設定することを特徴とするRFパルス調整方法。
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