WO2011037064A1 - 磁気共鳴イメージング装置および照射周波数調整方法 - Google Patents

磁気共鳴イメージング装置および照射周波数調整方法 Download PDF

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WO2011037064A1
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irradiation frequency
resonance imaging
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崇 西原
博幸 板垣
智宏 後藤
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株式会社 日立メディコ
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    • A—HUMAN NECESSITIES
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    • G01R33/4836—NMR imaging systems with selection of signals or spectra from particular regions of the volume, e.g. in vivo spectroscopy using spatially selective excitation of the volume of interest, e.g. selecting non-orthogonal or inclined slices using an RF pulse being spatially selective in more than one spatial dimension, e.g. a 2D pencil-beam excitation pulse
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    • G01R33/387—Compensation of inhomogeneities
    • G01R33/3875—Compensation of inhomogeneities using correction coil assemblies, e.g. active shimming

Definitions

  • the present invention relates to a magnetic resonance imaging (hereinafter referred to as MRI) technique, and more particularly to an imaging technique based on two-dimensional selective excitation that selectively excites a region restricted in an arbitrary two-dimensional direction.
  • MRI magnetic resonance imaging
  • MRI uses a radio wave (hereinafter referred to as RF) and a gradient magnetic field to selectively excite an arbitrary plane having a predetermined thickness only in a one-dimensional direction.
  • RF radio wave
  • SS two-dimensional spatial-spatial
  • the SS method can obtain a signal by exciting only the inside of a selected region constrained in the two-dimensional direction, signals from outside the region can be effectively suppressed.
  • This SS method is used, for example, in a navigator echo sequence (hereinafter referred to as “navigation echo”) for tracking the movement of the diaphragm (see, for example, Non-Patent Document 2).
  • Navigation echo a navigator echo sequence
  • NaviEcho the vicinity of the diaphragm is excited in a cylinder shape in the body axis direction by the SS method, and the respiratory movement is monitored by detecting the temporal change of the diaphragm position in the axial direction of the region excited in the cylinder shape from the signal generated from this area.
  • the RF irradiation frequency used for main imaging is usually determined based on the resonance frequency of nuclear magnetization obtained from signals collected in a scan (hereinafter referred to as pre-scan) performed prior to main imaging.
  • pre-scan signals are collected from the entire photographing area of the main photographing.
  • the effect of the difference ⁇ F of about 100 to several tens [Hz] on the excitation profile is greatly different between the one-dimensional slice selective excitation and the SS method.
  • the slice selective gradient magnetic field strength Gs is a small Gs of 1 [mT / m] and there is a difference ⁇ F of 50 [Hz ⁇
  • the slice position is shifted by about 1 [mm]. This shift amount is about one pixel of the image and has almost no effect on the image.
  • the obtained excitation profile is deformed from a desired shape.
  • the diameter of the excitation profile (hereinafter referred to as ⁇ ) increases, and the flip angle (hereinafter referred to as FA) decreases accordingly.
  • the FA of the desired excitation profile is 90 [deg] and ⁇ is 30 [mm]
  • the RF Duration (irradiation time) is 8 [ms]
  • the slice selective gradient magnetic field strength Gs is 1 [mT / m].
  • ⁇ F of 50 [Hz ⁇ is present, ⁇ of the obtained excitation profile is about 37 [mm], and FA is about 80 [deg] (89%).
  • the present invention has been made in view of the above circumstances, and an object of the present invention is to provide a technique capable of obtaining a high-quality image using a two-dimensional selective excitation method even when there is a static magnetic field inhomogeneity.
  • the present invention measures the static magnetic field inhomogeneity in the region of particular interest in the selective excitation region excited by 2DRF, and reflects the measurement result in the imaging sequence using 2DRF.
  • the resonance frequency of magnetization obtained from the measurement result is set to the irradiation frequency of 2DRF.
  • a shim gradient magnetic field is applied so as to correct the magnetic field inhomogeneity obtained from the measurement result.
  • a selective excitation irradiation frequency which is an irradiation frequency of a high-frequency magnetic field when executing a two-dimensional selective excitation type pulse sequence, and a region of interest in an area excited by the two-dimensional selective excitation type pulse sequence
  • An irradiation frequency adjusting means for reducing a deviation of the magnetization frequency from the resonance frequency, and a control means for executing the two-dimensional selective excitation type pulse sequence using the result obtained by the irradiation frequency adjusting means.
  • an irradiation frequency adjusting method for adjusting an irradiation frequency when executing a two-dimensional selective excitation type pulse sequence wherein the region of interest is an area excited by the two-dimensional selective excitation type pulse sequence
  • a region of interest setting step a signal collection step of collecting an echo signal from the region of interest using a preset initial irradiation frequency, an irradiation frequency is calculated from the echo signal collected from the region of interest, and the 2
  • a frequency setting step of setting the selective excitation irradiation frequency which is an irradiation frequency of a dimension selective excitation type pulse sequence, to provide an irradiation frequency adjusting method.
  • a high-quality image can be obtained using the two-dimensional selective excitation method even if there is a static magnetic field inhomogeneity.
  • Functional block diagram of the MRI apparatus of the first embodiment (a) is a pulse sequence diagram by the conventional excitation method, (b) is a pulse sequence diagram of the SS method of the first embodiment.
  • Functional block diagram of the control unit of the first embodiment Flowchart of irradiation frequency adjustment processing of the first embodiment Illustration of UI screen of the first embodiment (a) is an explanatory diagram of a region excited by the orthogonal three-section excitation method of the first embodiment, and (b) is a pulse sequence diagram of the orthogonal sectional excitation method.
  • (a) is an explanatory diagram of a region excited by the 2D orthogonal 1D method of the first embodiment
  • (b) is a pulse sequence diagram of the 2D orthogonal 1D method.
  • a) is an explanatory diagram of a region excited by the 2D pre-saturation method of the first embodiment
  • (b) is a pulse sequence diagram of the 2D pre-saturation method.
  • Flowchart of another example of irradiation frequency adjustment processing of the first embodiment (a) is a graph showing the relationship between ⁇ F and FA in the first embodiment
  • (b) is a graph showing the relationship between ⁇ F and ⁇ in the first embodiment.
  • Explanatory drawing of the static magnetic field map of the second embodiment Functional block diagram of the control unit of the third embodiment
  • Explanatory drawing of the imaging result of the local selection area of a third embodiment (a)-(c) is explanatory drawing of the projection result to each axial direction of the resonant frequency of 3rd embodiment.
  • FIG. 1 is a functional block diagram of the MRI apparatus 100 of the present embodiment.
  • the MRI apparatus 100 of the present embodiment includes a magnet 102, a gradient magnetic field coil 103, a radio frequency magnetic field (RF) coil 104, an RF probe 105, a gradient magnetic field power source 106, an RF transmission unit 107, and a signal detection unit 108.
  • RF radio frequency magnetic field
  • the magnet 102 generates a static magnetic field in an area around the subject 101 (examination space).
  • the gradient magnetic field coil 103 is composed of coils in three directions of X, Y, and Z, and each generates a gradient magnetic field in the examination space in accordance with a signal from the gradient magnetic field power supply 106.
  • the RF coil 104 applies (irradiates) RF to the examination space in accordance with a signal from the RF transmission unit 107.
  • the RF probe 105 detects an MR signal generated by the subject 101.
  • a signal received by the RF probe 105 is detected by the signal detection unit 108, subjected to signal processing by the signal processing unit 109, and input to the control unit 110.
  • the control unit 110 reconstructs an image from the input signal and displays it on the display unit 111.
  • control unit 110 performs operations of the gradient magnetic field power source 106, the RF transmission unit 107, and the signal detection unit 108 in accordance with imaging parameters input from the operator via the control time chart and the operation unit 112 held in advance.
  • the control time chart is generally called a pulse sequence.
  • the bed 113 is for the subject to lie down.
  • the MRI apparatus 100 may further include a shim coil that corrects the static magnetic field inhomogeneity in the examination space and a shim power source that supplies current to the shim coil.
  • the subject of MRI imaging is the main constituent substance of the subject 102, proton.
  • proton the main constituent substance of the subject 102, proton.
  • FIG. 2 is a diagram for explaining the pulse sequence by the SS method of the present embodiment in comparison with the pulse sequence by the conventional excitation method.
  • FIG. 2 (a) shows a pulse sequence by the conventional excitation method
  • FIG. 2 (b) shows a pulse sequence by the SS method used in this embodiment.
  • the conventional method an example of selectively exciting an arbitrary slice in which only the position in the z-axis direction is specified will be described.
  • the SS method shows an example of selectively exciting an arbitrary columnar region in which only the shape on the xy plane is specified.
  • the shape specified on the xy plane is a circle.
  • RF, Gx, Gy, and Gz are the application of a high-frequency magnetic field (RF) pulse, a gradient magnetic field in the x-axis direction, a gradient magnetic field in the y-axis direction, and a gradient magnetic field in the z direction, respectively. It is a timing chart.
  • a constant slice selective gradient magnetic field (Gz) 202 is applied in the z-axis direction when RF 201 is applied.
  • Gz constant slice selective gradient magnetic field
  • RF (2DRF) 211 is applied together with an oscillating gradient magnetic field (Gx) 212 in the x-axis direction and an oscillating gradient magnetic field (Gy) 213 in the y-axis direction.
  • Gx oscillating gradient magnetic field
  • Gy oscillating gradient magnetic field
  • ⁇ ⁇ ⁇ ⁇ Perform Fourier transform on the echo signal (data) placed in k-space to obtain an image.
  • values such as 128, 256, and 512 are usually selected for one image.
  • values such as 128, 256, 512, and 1024 are selected.
  • irradiation frequency adjustment processing the RF irradiation frequency applied when collecting the echo signal in the irradiation frequency adjustment processing is determined by a conventional method, that is, the irradiation frequency determined based on the echo signal obtained from the entire imaging region.
  • FIG. 3 is a functional block diagram of the control unit 110 of the MRI apparatus 100 of the present embodiment.
  • the irradiation frequency adjustment process is realized by the control unit 110.
  • the control unit 110 includes an excitation region setting unit 320, a signal collection unit 330, an irradiation frequency setting unit 340, and a UI control unit 350, as shown in FIG.
  • the control unit 110 of the present embodiment includes a CPU, a memory, and a storage device, and the above functions are realized by loading a program stored in the storage device into the memory and executing the program.
  • FIG. 4 is a processing flow of 2DRF irradiation frequency adjustment processing of the present embodiment. Prior to this irradiation frequency adjustment processing, the entire irradiation frequency F0 is determined from the signal of the entire imaging region by a conventional method.
  • the UI control unit 350 displays a UI screen on the display unit 111, and receives input of a two-dimensional selection region excited by 2DRF and a local selection region that is a region of particular interest in the two-dimensional selection region (step S1101). ).
  • the UI control unit 350 receives input of the two-dimensional excitation selection region and the local selection region via the UI screen, the UI control unit 350 notifies the excitation region setting unit 320 of the region.
  • the excitation area setting unit 320 sets imaging parameters so as to excite the received local selection area by a predetermined imaging sequence (step S1102). At this time, the overall irradiation frequency F0 is used as the RF irradiation frequency.
  • the signal collection unit 330 executes the above imaging sequence with the imaging parameters set in step S1102, and obtains an echo signal from the local selection region (step S1103). Then, the irradiation frequency setting unit 340 calculates the irradiation frequency F1 based on the echo signal from the local selection region (step S1104), and uses the calculated irradiation frequency F1 in the RF (2DRF) irradiation frequency (SS). (Irradiation frequency) Fss is set (step S1105). Details of the processes in steps S1103 and S1104 will be described later.
  • the SS irradiation frequency Fss is determined according to the above procedure, and imaging by the SS method is performed. For example, when the SS method is used for main imaging, the control unit 110 sets the SS irradiation frequency Fss as the RF irradiation frequency in the main imaging, and performs imaging. In addition, when the SS method is used for pre-scanning and then main imaging is performed, the control unit 110 performs imaging using the SS irradiation frequency Fss during pre-scanning and the whole imaging frequency F0 during main imaging.
  • FIG. 5 is an example of a UI screen 400 that is generated by the UI control unit 350 and displayed on the display unit 111 when these areas are selected.
  • the UI screen 400 displays a positioning image 410 acquired in advance.
  • the operator sets a two-dimensional excitation selection area 401 and a local selection area 402.
  • the two-dimensional excitation selection region 401 is a cylinder type region excited by the SS method
  • the local selection region 402 is a region of particular interest in the two-dimensional excitation selection region.
  • the cylinder shape is the same as that of the two-dimensional excitation selection region 401 and has the same cross-sectional radius.
  • the two-dimensional excitation selection region 401 and the local selection region 402 may be configured to accept any input first.
  • the two-dimensional excitation selection region 401 can be set at an arbitrary position and angle as indicated by an arrow in the figure, and then the local selection region 402 is indicated by an arrow in the figure.
  • the cylinder is slidable in the direction of the cylinder axis of the cylinder within an area along the cylinder set as the two-dimensional excitation selection area 401.
  • the two-dimensional excitation selection region 401 is received as a cylinder coaxial with the set local selection region 402.
  • the two-dimensional excitation selection region 401 and the local selection region 402 are both cylinders (cylindrical shapes) and their cross-sectional shapes are circular, but this is not restrictive. These cross-sectional shapes can be arbitrarily set.
  • FIG. 6 (a) is a diagram for explaining a region excited by orthogonal three-section excitation.
  • FIG. 6 (b) is a pulse sequence diagram of the orthogonal three-section excitation method.
  • each cross section is shown as transparent for the sake of explanation.
  • a rectangular parallelepiped region (intersection region) 524 that intersects three orthogonal sections is excited.
  • the intersecting region 524 is excited so that the cylindrical local selection region 402 is inscribed.
  • the first gradient magnetic field 512 is applied in the x-axis direction (Gx) together with the 90-degree pulse 511, and a predetermined cross section (first One cross-section) 521 is excited.
  • the magnetization of the region where the cross section (second cross section) 522 and the first cross section 521 intersect is excited.
  • TE / 2 hours after the application of the first 180-degree pulse 513 a third gradient magnetic field 516 is applied in the z-axis direction (Gz) together with the second 180-degree pulse 515, and the z-axis direction specified thereby is applied.
  • the nuclear magnetization of the region 524 where the cross section (third cross section) 523, the first cross section 521, and the second cross section 522 intersect is excited. Then, the generated echo signal 517 is collected at a timing of TE / 4 hours after the application of the second 180-degree pulse 515.
  • the order of application axes to which the gradient magnetic field is applied does not matter.
  • the signal collecting unit 330 executes the orthogonal cross section excitation method and collects echo signals without encoding.
  • the collected signal is Fourier transformed in the time direction.
  • a histogram of resonance frequencies in the local selection region 402 is obtained.
  • the irradiation frequency setting unit 340 scans the obtained histogram, and specifies a frequency that is the center of gravity of a band of ⁇ several tens [Hz ⁇ around the maximum peak. Then, the frequency is calculated as the irradiation frequency and set to the SS irradiation frequency Fss.
  • the frequency for obtaining the maximum peak may be set as the SS irradiation frequency Fss.
  • the center of gravity of the entire band of the histogram may be set as the SS irradiation frequency Fss.
  • the irradiation frequency used for 2DRF is determined using an echo signal obtained from a region that substantially matches the region actually excited by 2DRF. Therefore, since the irradiation frequency used for 2DRF substantially matches the resonance frequency of nuclear magnetization in the region, deformation of the excitation profile of 2DRF due to the difference ⁇ F between them can be suppressed.
  • selective excitation can be performed by RF having a desired excitation profile, so that a desired region can be excited with high accuracy,
  • the purpose of selective excitation can be achieved with high accuracy. Therefore, a high quality image can be obtained.
  • the orthogonal three-section excitation method is used as an imaging sequence for collecting signals from the local selection region 402 by the signal acquisition unit 320 in step S1103 . It is not limited to this.
  • two-dimensional selective excitation may be used. An example using two-dimensional selective excitation will be described below.
  • FIG. 7 is a diagram for explaining the excitation region and imaging sequence in the case of combining two-dimensional selective excitation and excitation of one cross section orthogonal to the axis of the cylindrical region excited by this two-dimensional selective excitation (2D orthogonal 1D method).
  • FIG. FIG. 7 (a) is a diagram for explaining a region excited by the 2D orthogonal 1D method
  • FIG. 7 (b) is a pulse sequence diagram of the 2D orthogonal 1D method.
  • the cross section and the cylinder region are shown as transparent for explanation.
  • a 90-degree pulse (2DRF) 531 and a first oscillating gradient magnetic field 532 in the x-axis direction (Gx) and a second oscillating gradient magnetic field 533 in the y-axis direction (Gy) are applied,
  • the cylindrical region 541 is excited.
  • a gradient magnetic field 535 is applied along with the 180 degree pulse 534 in the z-axis direction (Gz), and the nuclear magnetization of the crossing region 543 between the cross section 542 and the cylindrical region 541 Returns the phase of.
  • the generated echo signal 536 is collected at a timing of TE / 2 hours after the application of the 180-degree pulse 534.
  • the processing for the obtained echo signal and the calculation method of the SS irradiation frequency Fss are the same as in the above embodiment.
  • the imaging parameters are set so that the intersection area 543 matches the local selection area 402.
  • the irradiation frequency used for the 90-degree pulse 531 in the imaging sequence is the entire irradiation frequency F0 determined in advance by a conventional method.
  • FIG. 8A is a diagram for explaining a region excited by the 2D pre-saturation method, and is a diagram seen from the x-axis direction.
  • FIG. 8 (b) is a pulse sequence diagram of the 2D pre-saturation method.
  • the first gradient magnetic field 552 is applied in the z-axis direction (Gz) together with the first pre-saturation pulse 551, and the magnetization in the first region 562 is lost.
  • the second gradient magnetic field 554 is applied in the z-axis direction (Gz) together with the second pre-saturation pulse 553, and the magnetization in the second region 563 is lost.
  • the magnetization in either the first region 562 or the second region 563 may be lost first.
  • a first oscillating gradient magnetic field 556 in the x-axis direction (Gx) and a second oscillating gradient magnetic field 557 in the y-axis direction (Gy) are applied together with the 90-degree pulse (2DRF) 555, and the inside of the cylindrical region 561 A region (non-intersecting region) 567 outside the first region 562 and the second region 563 is excited.
  • echo signals generated at the timing after TE time from the application of the 90-degree pulse (2DRF) 555 are collected.
  • the processing for the obtained echo signal and the calculation method of the SS irradiation frequency Fss are the same as in the above embodiment.
  • the imaging parameters are set so that the non-intersecting region 567 matches the local selection region 402. Further, the irradiation frequency used for the 90-degree pulse 554 in the imaging sequence is the entire irradiation frequency F0 determined in advance by a conventional method.
  • an irradiation frequency registered in advance may be used instead of the overall irradiation frequency F0 obtained by measurement in advance. This is because the static magnetic field changes somewhat when the subject enters, but the amount of change is slight, so that the value obtained by multiplying the magnetic rotation ratio ⁇ and the static magnetic field strength B0 is ⁇ F Is the same level. Further, the frequency used in the imaging sequence of the 2D orthogonal 1D method or the 2D pre-saturation method executed for calculating the SS irradiation frequency Fss is shifted from the resonance frequency in the local selection region 402 by ⁇ F. Therefore, the excitation profile of 2DRF here is different from the desired one.
  • the obtained irradiation frequency F1 is closer to the actual resonance frequency in the local selection region 402 than the entire irradiation frequency F0. Become.
  • step S1103 when the 2D orthogonal 1D method and the 2D presaturation method are used for signal collection from the local selection region 402 in step S1103, feedback control may be performed.
  • the processing flow at this time is shown in FIG.
  • the processing up to step S1104 is the same as in FIG.
  • the irradiation frequency can be set with higher accuracy than in the above embodiment.
  • the threshold value dF is determined by the 2D RF excitation profile diameter ⁇ required for imaging and the excitation profile flip angle FA.
  • the control unit 110 may be configured to be held in advance in the storage device of the MRI apparatus 100, or may be configured such that the operator determines and inputs. Further, the irradiation frequency setting unit 340 may be configured to calculate from the accuracy of the 2DRF diameter ⁇ and the flip angle FA set in advance by the operator.
  • FIG. 10 (a) is a graph showing the relationship between the difference ⁇ F and the flip angle FA
  • FIG. 10 (b) is a graph showing the relationship between the difference ⁇ F and the diameter ⁇ .
  • FIGS. 10 (a) and 10 (b) are graphs when Duration is 8 [ms], the diameter ⁇ is 30 [mm], and the flip angle FA is 90 [deg]. Note that the shapes of these graphs vary depending on the 2DRF waveform, Duration (irradiation time), and k-space trajectory (shape of the oscillating gradient magnetic field).
  • the accuracy (allowable range) of the set flip angle FA is defined as dFA, and a band dF FA corresponding to dFA is calculated from the maximum flip angle FA.
  • the accuracy (allowable range) of the set diameter ⁇ is d ⁇ , and the band dF ⁇ corresponding to d ⁇ is calculated from the minimum diameter ⁇ .
  • the smaller of dF FA and dF ⁇ is set as the threshold value dF.
  • the feedback control may be defined by the number of times. That is, the repetition number N (N is a natural number) is registered in advance. Then, the processing of step S1103, step S1104, and step S1107 in FIG. 9 by the signal collection unit 330 and the irradiation frequency setting unit 340 is executed N times that is a predetermined number of times.
  • the irradiation frequency setting unit 340 calculates ⁇ F each time the irradiation frequency F1 is calculated, and whether it is within the threshold or the number of times F1 is calculated reaches a predetermined number N times. It is determined whether or not, and when either is achieved, the process is terminated.
  • a warning indicating that the accuracy has not been reached may be displayed on the display unit 111.
  • the warning is generated from warning screen generation data held in advance by the irradiation frequency setting unit 340 and displayed on the UI control unit 350. Then, in this state, it may be configured to accept selection of whether to start shooting.
  • the irradiation frequency setting unit 340 When receiving an instruction to start via the UI control unit 350 from the operator, the irradiation frequency setting unit 340 adds the minimum value ⁇ Fmin of ⁇ F to F0 (F0 + ⁇ Fmin) as the irradiation frequency Fss of 2DRF. On the other hand, when an instruction not to start is received, the feedback control is repeated.
  • the SS irradiation frequency Fss is determined from the histogram obtained by collecting the signals from the region substantially matching the local selection region 402 without encoding and performing the Fourier transform in the time direction.
  • volume data of a region including the local selection region 402 is acquired, the static magnetic field distribution is obtained, and the SS irradiation frequency Fss is determined from the average value of the static magnetic field strength.
  • an imaging sequence capable of reconstructing a two-dimensional image is used as an imaging sequence for collecting signals from the local selection region 402.
  • the overall irradiation frequency F0 is used as the irradiation frequency.
  • the excitation area setting unit 320 sets imaging parameters so as to excite a predetermined slice including the local selection area.
  • the signal collection unit 330 collects echo signals from the set slice including the local selection region 402. Then, the collected echo signal is subjected to a two-dimensional Fourier transform to obtain volume data of a region including the local selection region 402.
  • This volume data is a complex image.
  • the irradiation frequency setting unit 340 uses the phase component of the complex image to generate a static magnetic field map 600 as shown in FIG. Then, in this static magnetic field map 600, the average value of the static magnetic field strength of the region 602 corresponding to the local selection unit 402 is obtained, and the corresponding frequency F2 is defined as Fss. It should be noted that it is desirable that the area for acquiring the volume data includes the local selection unit 402 and selects an area perpendicular to the axis of the two-dimensional excitation selection area 401.
  • control unit 110 performs imaging for irradiating 2DRF using the irradiation frequency Fss calculated in the above procedure.
  • the present embodiment it is possible to obtain the irradiation frequency Fss corresponding to the static magnetic field strength of the region excited by 2DRF. Therefore, as in the first embodiment, since the irradiation frequency used for 2DRF substantially matches the resonance frequency of nuclear magnetization in the region, deformation of the 2DRF excitation profile due to the difference ⁇ F between them can be suppressed.
  • the volume data to be acquired may be one that can reconstruct an image with a low spatial resolution.
  • the result of shim imaging may be used instead of the static magnetic field map.
  • the shim imaging is an imaging for determining a current value to be passed through a shim gradient magnetic field coil for eliminating the static magnetic field inhomogeneity, and is performed before the main imaging. Similar to the volume data, the shim image obtained by shim imaging reflects the static magnetic field distribution. Using this shim imaging result eliminates the need for pre-scanning to obtain a static magnetic field distribution, shortens the entire imaging time, and improves efficiency.
  • the MRI apparatus 100 includes a shim coil and a shim power source.
  • the MRI apparatus of this embodiment basically has the same configuration as that of the second embodiment. However, a shim coil and a shim power source are provided.
  • the irradiation frequency Fss that matches the resonance frequency of nuclear magnetization in the local selection region 402 is calculated based on the obtained static magnetic field distribution (volume data, shim image). However, in this embodiment, based on these, the static magnetic field is adjusted so that the resonance frequency of the nuclear magnetization in the region matches the total irradiation frequency F0 obtained in advance.
  • FIG. 12 is a functional block diagram of the control unit 110 of the present embodiment.
  • the present embodiment includes a magnetic field adjustment unit 360 that adjusts the magnetic field in the region instead of the irradiation frequency setting unit 340.
  • the magnetic field adjustment processing by the magnetic field adjustment unit 360 which is different from the second embodiment, will be described in the present embodiment.
  • Other configurations and other processes are the same as those in the second embodiment.
  • the magnetic field adjustment unit 360 of the present embodiment improves the non-uniformity of the static magnetic field in the region to match the resonance frequency of nuclear magnetization in the local selection region 402 with the overall resonance frequency F0.
  • the shim current value Is for correcting the static magnetic field inhomogeneity in the local selection region 402 is calculated by the conventional method from the volume data or shim image obtained by the signal collecting unit 330 by the same method as in the second embodiment. To do. Note that the shim current is calculated only for the axis whose current value can be switched during measurement (scanning). Then, the magnetic field adjustment unit 360 controls the shim power source so that the applied current value to the shim coil in the axial direction becomes the calculated Is only during the application of 2DRF.
  • a shim current value Is is calculated with the static magnetic field strength B1 in the local selection region 402 as the static magnetic field strength B0 that realizes the overall frequency F0.
  • the local selection region 402 has a cylinder shape and the axial direction thereof coincides with the z-axis direction of the examination space will be described as an example.
  • the shim coil can correct the static magnetic field strength component to the primary component in each axial direction. That is, a current value that matches the overall irradiation frequency F0 and the resonance frequency F calculated from the zeroth-order component of the static magnetic field strength B1 is calculated.
  • FIG. 13 shows an imaging result of the local selection region 402.
  • a plurality of measurement points 801 are set on the circumferences of the upper surface and the lower surface of the local selection region 402 having a cylinder shape with a diameter of ⁇ and a thickness of D. It should be noted that a plurality of measurement points 801 are desirably arranged on the axis of this cylinder.
  • the resonance frequency F calculated from the static magnetic field strength B1 at each measurement point 801 is projected (Fx, Fy, Fz) in the x-axis, y-axis, and z-axis directions, respectively, and the plotted results are shown in FIG. 14A shows the result of projection in the x-axis direction, FIG. 14B shows the result of projection in the y-axis direction, and FIG. 14C shows the result of projection in the z-axis direction.
  • the horizontal axis represents the position in each axial direction, and the vertical axis represents the resonance frequency F calculated from the static magnetic field strength B1.
  • Each axial projection result is approximated by a linear expression.
  • the shim current value is determined so that these all pass through F0 and have a slope of 0.
  • the shim current value Is calculated by the magnetic field adjustment unit 360 is applied only during the application of 2DRF by the above-described method, and imaging is performed. In other cases, the shim current value Is is set to 0 or a shim current value that improves the static magnetic field inhomogeneity of the entire imaging region is applied to perform imaging.
  • a desired excitation profile can be obtained for 2DRF even when the static magnetic field is not uniform in the local selection region 402.
  • the correction order of the static magnetic field inhomogeneity by the shim coil is not limited to the above.
  • the projection results of the static magnetic field strength B1 at each measurement point 801 in each axial direction can be approximated within a range of orders in which the shim coil in the axial direction can correct the static magnetic field strength.
  • the method of calculating the shim current value that achieves the static magnetic field uniformity is not limited to the above method. Various general techniques can be used.
  • the static magnetic field inhomogeneity may be corrected using the gradient magnetic field by the gradient magnetic field coil 103. That is, control is performed so that the same amount of current as the shim current value Is calculated by the above method is supplied to each gradient coil 103 as an offset only while 2DRF is being applied from the gradient magnetic field power source 106.
  • the static magnetic field nonuniformity of the local selection region 402 can be corrected during 2DRF application even when the MRI apparatus 100 does not include a shim coil. Therefore, 2DRF can be executed at an irradiation frequency with no difference ⁇ F, and deformation of the excitation profile of 2DRF can be suppressed.
  • the RF irradiation gain and the gradient magnetic field strength may be adjusted by using the difference ⁇ F1 still remaining after correcting the static magnetic field inhomogeneity by the shim magnetic field by the shim coil or the gradient magnetic field by the gradient magnetic field coil.
  • the magnetic field adjustment unit 360 generates the static magnetic field map 600 from the volume data by the same method as in the second embodiment. Then, the magnetic field generated by the obtained shim current value Is or the gradient magnetic field correction current (referred to as a gradient magnetic field for correction) is added to the static magnetic field map 600.
  • FIG. 10 A graph showing the relationship between ⁇ F1 and the flip angle FA and ⁇ F1 and the diameter ⁇ is shown in FIG. 10 (a) when the duty is 8 [ms], the diameter ⁇ is 30 [mm], and the flip angle FA is 90 [deg]. ) And (b) ( ⁇ F is ⁇ F1).
  • the magnetic field adjustment unit 360 calculates the RF irradiation gain value so that the product of the RF irradiation gain and the flip angle becomes constant. That is, assuming that the RF gain before correction is RFGain0 and the flip angle before correction is FA0, the corrected RFGain1 is obtained by the following equation (1).
  • the magnetic field adjustment unit 360 calculates the gradient magnetic field strength value so that the ratio between the gradient magnetic field strength and the diameter is constant. That is, assuming that the gradient magnetic field strength before correction is GC0 and the diameter before correction is ⁇ 0, the gradient magnetic field strength GC1 after correction is obtained by the following equation (2).
  • the control unit 110 controls to execute the imaging sequence using the RF irradiation gain value RFGain1 and the gradient magnetic field strength GC1 obtained by the magnetic field adjustment unit 360.
  • the flip angle FA and the diameter ⁇ of the 2DRF can be more accurately controlled, and can be brought close to a desired excitation profile.
  • FIG. 15 shows a functional block diagram of the control unit 110 of the present embodiment.
  • a functional block diagram based on the control unit 110 of the first embodiment is shown.
  • the other structure of the MRI apparatus of this embodiment is the same as that of any of said each embodiment fundamentally.
  • different configurations will be mainly described based on the first embodiment.
  • FIG. 16 is an example of an imaging sequence executed by the automatic setting unit 370 to identify the local selection region.
  • FIG. 17A shows a region 703 in which echo signals are collected in the imaging sequence shown in FIG.
  • 701 is a two-dimensional selection region.
  • the axial direction of the cylinder-shaped two-dimensional selection region 701 is the z-axis direction.
  • 2DRF711 is applied together with the oscillating gradient magnetic fields 712 and 713 as a frequency for exciting only the water signal, and only the water band in the two-dimensional selection region 701 is excited.
  • the echo signal 715 is collected while applying the reading gradient magnetic field 714 in the z-axis direction (Gz). Then, the collected echo signal 715 is Fourier transformed.
  • the result 704 of the Fourier transform is shown in FIG.
  • the result 704 becomes a projection image 704 in the z-axis direction of the two-dimensional selection region 701.
  • a location 702 that becomes a high signal on the projection image 704 is a local selection region 402 that is an intersection region between the two-dimensional selection region 701 and the blood vessel.
  • the automatic setting unit 370 of the present embodiment uses this, scans the Fourier transform result 704, and discriminates an area that is equal to or greater than a predetermined threshold as the local selection area 402. That is, when the two-dimensional selection area 401 is received via the UI screen 400, the automatic setting unit 370 executes the above-described process and identifies the local selection area 402. Note that the irradiation frequency adjustment processing after the local selection region 402 is specified is the same as in any of the above embodiments.
  • the setting of the local selection region is automated in the irradiation frequency adjustment process. Therefore, in addition to the effect obtained by any of the above embodiments, there is an effect that it is possible to further reduce the labor of the operator. Further, since the local selection area is determined from the measurement result, the local selection area can be set with stable accuracy without depending on the skill of the operator.
  • the automatic setting unit 370 is added to the configuration of the first embodiment has been described as an example, but the automatic setting unit 370 may be added to the configuration of any of the above embodiments.
  • the blood vessel position that is, the local selection region 402 is specified as a position indicating a signal equal to or higher than the threshold value, but the specifying method is not limited to this.
  • it may be determined on the profile 721 of the projection image 704 shown in FIG.
  • the position 722 showing the maximum signal intensity on the profile 721 is specified as the center position of the local selection region 402.
  • the width of the local selection region 402 in the z-axis direction is previously stored in the storage device and used.
  • the regions 724 and 725 indicating the signal intensity exceeding the predetermined threshold 726 may be extracted, and the region having the maximum width may be used as the local selection region 402.
  • the center position of the region having the maximum width may be specified as the center position of the local selection region 402, and the width in the z-axis direction may be stored in advance in the storage device.
  • the local selection region 402 determined from the projection image 704 by any of the above methods may be displayed on the display unit 111 so that adjustment from the operator can be accepted via the UI control unit 350. .
  • region used as the object which adjusts irradiation frequency with higher precision can be determined.
  • the frequency of 2DRF is set to a band including both water and fat
  • TE is set to “Out of Phase” in which the fat signal is suppressed. May be configured to collect.
  • the RF Duration can be shortened compared to the case where the band includes only water. Accordingly, with this configuration, the imaging time for specifying the local selection region 402 can be shortened.
  • the displayed fat may be rendered with a high signal depending on the shooting conditions.
  • a projection image is generated, the above processing is performed, and the local selection region 402 is specified.
  • the profile 731 of the projection image 704 obtained by the above method is scanned from both ends 737 toward the center, and a region 733 having a signal value equal to or smaller than a predetermined threshold 732 is determined as a noise region.
  • a region 735 having a predetermined width in the direction opposite to the end portion 737 from the edge portion 734 on the side opposite to the end portion 737 of the region 733 determined to be a noise region is determined as the fat of the epidermis.
  • the signal of the determined area 735 is removed.
  • the width to be used for determining the region 735 may be stored in advance or may be determined on the profile 731.
  • the length from the edge portion 734 to the end portion 737 is scanned in the opposite direction and the signal value becomes equal to or less than a predetermined threshold value 736.
  • the local selection region 402 may be specified from the phase profile of the projection image 704. That is, the phase of the part with the flow changes greatly as compared with other parts due to this flow.
  • the blood vessel position that is, the local selection region 402 can be specified.
  • a differential or difference of the phase profile result is taken to detect the position where the extreme value is obtained. In this case, since the blood vessel position is depicted with a high signal, it is not affected by fat.
  • the resonance frequency of nuclear magnetization and the irradiation frequency of 2DRF can be matched in the region of interest of the two-dimensional selective excitation region. Therefore, the deviation from the desired one of the diameter ⁇ of the excitation profile of the 2DRF and the flip angle FA due to the non-uniformity of the static magnetic field is reduced. That is, the excitation profile of 2DRF is stabilized.
  • the irradiation frequency or the shim current value is switched between the prepulse sequence and the main imaging. Therefore, the optimization of the excitation profile of 2DRF can be realized without affecting the main imaging.
  • the excitation size (diameter ⁇ ) of 2DRF and the flip angle FA are stable, so the excitation profile is stable and a high-quality image is obtained. be able to.
  • MRI device 101 subject, 102 magnet, 103 gradient coil, 104 RF coil, 105 RF probe, 106 gradient magnetic field power supply, 107 RF transmitter, 108 signal detector, 109 signal processor, 110 controller, 111 display Unit, 112 operation unit, 113 bed, 201 RF, 202 gradient magnetic field, 211 RF, 212 vibration gradient magnetic field, 213 vibration gradient magnetic field, 320 excitation region setting unit, 330 signal collection unit, 340 irradiation frequency setting unit, 350 UI control unit , 360 magnetic field adjustment part, 370 automatic setting part, 400 UI screen, 401 two-dimensional selection area, 402 local selection area, 511 90 degree pulse, 512 first gradient magnetic field, 513 first 180 degree pulse, 514 second Gradient field, 515 Second 180 degree pulse, 516 Third gradient field, 517 Echo signal, 521 First section, 522 Second section, 523 Third section, 524 Crossing area, 531 90 degree pulse, 532 First oscillating gradient magnetic field, 533 Second oscillating gradient magnetic field Field Field

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Abstract

　静磁場不均一がある場合であっても、2次元選択励起法を用い、高品質の画像を得る。そこで、2DRFで励起する選択励起領域の中で、特に着目する領域の静磁場不均一を計測し、計測結果を2DRFを用いる撮影シーケンスに反映する。例えば、計測結果から得た磁化の共振周波数を2DRFの照射周波数に設定する。また、計測結果から得た磁化の不均一を補正するようシム傾斜磁場を印加する。これらを、2DRFを用いる撮影シーケンスのみ適用し、他の撮影シーケンスでは、従来手法で設定した照射周波数、シム傾斜磁場を用いる。

Description

磁気共鳴イメージング装置および照射周波数調整方法
　本発明は、磁気共鳴イメージング(Magnetic Resonance Imaging；以下、MRI)技術に関し、特に、任意の2次元方向で制約される領域を選択的に励起する2次元選択励起によるイメージング技術に関する。
　通常、MRIではラジオ波(以下、RF)と傾斜磁場とを用いて、1次元方向のみ特定し所定の厚みを持った任意の平面を選択的に励起する。また、平面全体ではなく、2方向を特定し、これにより限定される領域内のみを選択的に励起する2次元空間選択励起(spectral-spatial；以下、SS)法がある(例えば、非特許文献1参照)。SS法では、このような励起を実現するため、励起プロファイルから波形を算出するRF(以下、2DRF)を振動傾斜磁場とともに印加する。
　SS法は、2次元方向に制約して選択した領域の内部だけを励起して信号を得ることができるため、当該領域外からの信号を効果的に抑制できる。このSS法は、例えば、横隔膜の動きを追跡するためのナビゲータエコーシーケンス(以下、ナビエコー)に用いられる(例えば、非特許文献2参照。)。ナビエコーでは、SS法により横隔膜付近を体軸方向にシリンダ型に励起し、この領域から発生する信号からシリンダ型に励起した領域の軸方向における横隔膜位置の経時変化を検出して呼吸動をモニタする。
A K-Space Analysis of Small-Tip-Angle Excitation, J. Pauly, D. Nishimura, J. Magn. Reson., 81, 43-56 (1989) Navigator-Echo-based Real-Time Respiratory Gating and Triggering for Reduction of Respiration Effects in Three-dimensional Coronary MR Angiography, Yi Wang, et al, Radiology, 198, 55-60 (1996)
　MRIでは、通常、本撮影に用いるRFの照射周波数を、本撮影に先んじて行うスキャン(以下、プリスキャン)で収集した信号から得た核磁化の共振周波数に基づいて決定する。このプリスキャンでは、本撮影の撮影領域全体から信号を収集する。
　撮影領域には、静磁場不均一に起因する共振周波数の分散が100～数10[Hz}程度存在する。従って、プリスキャンで得た共振周波数に基づいてRFの照射周波数を決定する場合、この分散により、設定した照射周波数と共振周波数との間に、局所的に100～数10[Hz}程度のずれが発生する。以下、このずれを差ΔFと表す。
　100～数10[Hz}程度の差ΔFが励起プロファイルに及ぼす影響は、1次元のスライス選択励起とSS法とでは大きく異なる。例えば、1次元のスライス選択励起において、スライス選択傾斜磁場強度Gsが1[mT/m]の小さいGsで50[Hz}の差ΔFがある場合、スライス位置が1[mm]程度シフトする。このシフト量は画像の1ピクセル程度であり、殆ど画像に影響はない。
　しかし、SS法に用いる2DRFでは、設定した照射周波数と共振周波数との間に差ΔFがあると、得られる励起プロファイルが所望の形状から変形する。一般に、励起プロファイルの直径(以下、Φ)は大きくなり、その分、フリップアングル(以下、FA)は小さくなる。例えば、所望の励起プロファイルのFAを90[deg]、Φを30[mm]とすると、RFのDuration(照射時間)が8[ms]、スライス選択傾斜磁場強度Gsが1[mT/m]で50[Hz}のΔFがある場合、得られる励起プロファイルのΦは約37[mm]程度に、FAは約80[deg](89％)となる。
　SS法において、2DRFの励起プロファイルが変形すると、本来励起したくない場所を励起することとなり、取得した画像に劣化が生じる。特に、2DRFを本撮影の励起パルスや本撮影に先んじて印加するパルス(以下、プリパルス)として使用する場合、最終的に得られる画像に与える影響は大きい。
　本発明は、上記事情に鑑みてなされたもので、静磁場不均一がある場合であっても、2次元選択励起法を用い、高品質の画像を得ることができる技術を提供することを目的とする。
　本発明は、2DRFで励起する選択励起領域の中で、特に着目する領域の静磁場不均一を計測し、計測結果を2DRFを用いる撮影シーケンスに反映する。例えば、計測結果から得た磁化の共振周波数を2DRFの照射周波数に設定する。また、計測結果から得た磁場の不均一を補正するようシム傾斜磁場を印加する。これらを、2DRFを用いる撮影シーケンスのみ適用し、他の撮影シーケンスでは、従来手法で設定した照射周波数、シム傾斜磁場を用いる。
　具体的には、静磁場中に載置される被検体に所定のパルスシーケンスに従って高周波磁場および傾斜磁場を印加することにより発生するエコー信号を収集し、当該エコー信号から画像を再構成する磁気共鳴イメージング装置であって、2次元選択励起型のパルスシーケンスを実行する際の高周波磁場の照射周波数である選択励起照射周波数と、前記2次元選択励起型のパルスシーケンスで励起する領域内の着目領域内の磁化の共振周波数とのずれを低減する照射周波数調整手段と、前記照射周波数調製手段で得た結果を用い、前記2次元選択励起型のパルスシーケンスを実行する制御手段と、を備えることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置を提供する。
　また、磁気共鳴イメージング装置において、2次元選択励起型パルスシーケンスを実行する際の照射周波数を調整する照射周波数調整方法であって、前記2次元選択励起型のパルスシーケンスで励起する領域内の着目領域を設定する着目領域設定ステップと、予め設定される初期照射周波数を用い、前記着目領域からエコー信号を収集する信号収集ステップと、前記着目領域から収集したエコー信号から照射周波数を算出し、前記2次元選択励起型のパルスシーケンスの照射周波数である選択励起照射周波数に設定する周波数設定ステップと、を備えることを特徴とする照射周波数調整方法を提供する。
　本発明によれば、静磁場不均一がある場合であっても、2次元選択励起法を用い、高品質の画像を得ることができる。
第一の実施形態のMRI装置の機能ブロック図 (a)は従来の励起法によるパルスシーケンス図、(b)は第一の実施形態のSS法のパルスシーケンス図 第一の実施形態の制御部の機能ブロック図 第一の実施形態の照射周波数調整処理のフローチャート 第一の実施形態のUI画面の説明図 (a)は、第一の実施形態の直交3断面励起法で励起される領域の説明図、(b)は、同直交断面励起法のパルスシーケンス図 (a)は、第一の実施形態の2D直交1D法で励起される領域の説明図、(b)は、同2D直交1D法のパルスシーケンス図 a)は、第一の実施形態の2Dプリサチュレーション法で励起される領域の説明図、(b)は、同2Dプリサチュレーション法のパルスシーケンス図 第一の実施形態の照射周波数調整処理の他の例のフローチャート (a)は、第一の実施形態のΔFとFAとの関係を示すグラフ、(b)は、第一の実施形態のΔFとΦとの関係を示すグラフ 第二の実施形態の静磁場マップの説明図 第三の実施形態の制御部の機能ブロック図 第三の実施形態の局所選択領域の撮像結果の説明図 (a)～(c)は、第三の実施形態の共振周波数の各軸方向への投影結果の説明図 第四の実施形態の制御部の機能ブロック図 第四の実施形態の撮影シーケンスのシーケンス図 (a)は、図16に示す撮影シーケンスで信号を収集する領域を説明図、(b)は、同撮影シーケンスで収集した信号をフーリエ変換した結果の説明図 第四の実施形態の局所選択領域の決定手法を説明するための説明図 第四の実施形態の局所選択領域の決定手法を説明するための他の例の説明図
　＜＜第一の実施形態＞＞
　以下、本発明を適用する第一の実施形態について説明する。以下、本発明の実施形態を説明するための全図において、同一機能を有するものは同一符号を付し、その繰り返しの説明は省略する。
　まず、本実施形態のMRI装置の構成について説明する。図1は本実施形態のMRI装置100の機能ブロック図である。本実施形態のMRI装置100は、磁石102と、傾斜磁場コイル103と、高周波磁場(RF)コイル104と、RFプローブ105と、傾斜磁場電源106と、RF送信部107と、信号検出部108と、信号処理部109と、制御部110と、表示部111と、操作部112と、ベッド113とを備える。
　磁石102は、被検体101の周囲の領域(検査空間)に静磁場を発生する。傾斜磁場コイル103は、X、Y、Zの3方向のコイルで構成され、傾斜磁場電源106からの信号に応じて、それぞれ、検査空間に傾斜磁場を発生する。RFコイル104は、RF送信部107からの信号に応じて検査空間にRFを印加(照射)する。RFプローブ105は、被検体101が発生するＭＲ信号を検出する。RFプローブ105で受信した信号は、信号検出部108で検出され、信号処理部109で信号処理され、制御部110に入力される。制御部110は、入力された信号から画像を再構成し、表示部111に表示する。
　また、制御部110は、傾斜磁場電源106、RF送信部107、信号検出部108の動作を、予め保持される制御のタイムチャートおよび操作部112を介して操作者から入力された撮影パラメータに従って、制御する。なお、制御のタイムチャートは一般にパルスシーケンスと呼ばれる。ベッド113は被検体が横たわるためのものである。
　なお、MRI装置100は、検査空間の静磁場不均一を補正するシムコイルと、シムコイルに電流を供給するシム電源とをさらに備えてもよい。
　現在MRIの撮影対象は、被検体102の主たる構成物質、プロトンである。プロトン密度の空間分布や、励起されたプロトンの緩和現象の空間分布を画像化することで、人体頭部、腹部、四肢等の形態または、機能を2次元もしくは3次元的に撮影する。
　本実施形態では、所定の空間領域を選択的に励起するSS法を撮影に用いる。ここで、SS法のパルスシーケンスを、従来の励起法のパルスシーケンスと比較して説明する。図2は、本実施形態のSS法によるパルスシーケンスを従来の励起法によるパルスシーケンスと比較して説明するための図である。図2(a)は、従来の励起法によるパルスシーケンスを示し、図2(b)は、本実施形態に用いるSS法によるパルスシーケンスを示す。
　従来法として、z軸方向の位置のみが特定された任意のスライスを選択的に励起する例を示す。また、SS法では、xy平面上の形状のみが特定された任意の柱状領域を選択的に励起する例を示す。ここでは、xy平面上で特定される形状を円とする。また、本明細書のパルスシーケンス図において、RF、Gx，Gy、Gzは、それぞれ、高周波磁場(RF)パルス、x軸方向の傾斜磁場、y軸方向の傾斜磁場、z方向の傾斜磁場の印加のタイミングチャートである。
　図2(a)に示すように、従来法では、RF201の印加時に、z軸方向に一定のスライス選択傾斜磁場(Gz)202を与える。これにより、z軸方向の位置のみ特定された所定のスライスが選択的に励起される。一方、図2(b)に示すように、SS法では、RF(2DRF)211をx軸方向の振動傾斜磁場(Gx)212およびy軸方向の振動傾斜磁場(Gy)213とともに印加する。これにより、軸がz軸に平行なシリンダ形状の領域が選択的に励起される。いずれの手法においても、励起した領域から得られるエコー信号は、位相エンコードが付与され、時系列にサンプリングされ、k空間に配置される。
　k空間に配置されたエコー信号(データ)にフーリエ変換を施し、画像を得る。ここで、位相エンコードの数は、通常1枚の画像あたり、128、256、512等の値が択ばれる。また、サンプリング数は、128、256、512、1024といった値が選ばれる。
　一般に、2DRFで励起する領域の中には、特に着目したい領域がある。本実施形態では、2DRFで励起する領域の中の着目したい領域から実際にエコー信号を収集し、その結果を用いて当該領域の最適な照射周波数を決定する。そして、決定した照射周波数を用いて2DRFを照射する。以後、本処理を照射周波数調整処理と呼ぶ。なお、照射周波数調整処理におけるエコー信号の収集時に印加するRFの照射周波数は、従来の手法で決定したもの、すなわち、撮影領域全体から得たエコー信号を元に決定した照射周波数を用いる。以下、これを実現する本実施形態のMRI装置100の構成と、処理手順とを説明する。
　図3は、本実施形態のMRI装置100の制御部110の機能ブロック図である。本実施形態のMRI装置100は、上記照射周波数調整処理を、制御部110により実現する。照射周波数調整処理を行うため、制御部110は、図3に示すように、励起領域設定部320と、信号収集部330と、照射周波数設定部340と、UI制御部350と、を備える。
　本実施形態の制御部110は、CPUとメモリと記憶装置とを備え、記憶装置に格納されたプログラムをメモリにロードしてCPUが実行することにより、上記各機能は実現される。
　図4は、本実施形態の2DRFの照射周波数調整処理の処理フローである。なお、この照射周波数調整処理に先立ち、従来の手法で、撮影領域全体の信号から全体照射周波数F0を決定しておく。
　UI制御部350は、UI画面を表示部111に表示し、2DRFにより励起する2次元選択領域と、2次元選択領域の中で特に着目する領域である局所選択領域との入力を受け付ける(ステップS1101)。UI制御部350は、UI画面を介して2次元励起選択領域と局所選択領域との入力を受け付けると、励起領域設定部320に当該領域を通知する。
　励起領域設定部320は、予め定められた撮影シーケンスにより、受け付けた局所選択領域を励起するよう撮影パラメータを設定する(ステップS1102)。このとき、RFの照射周波数には全体照射周波数F0を用いる。
　信号収集部330は、ステップS1102で設定した撮影パラメータで上記撮影シーケンスを実行し、局所選択領域からのエコー信号を得る(ステップS1103)。そして、照射周波数設定部340は、局所選択領域からのエコー信号に基づき、照射周波数F1を算出し(ステップS1104)、算出した照射周波数F1をSS法で使用するRF(2DRF)の照射周波数(SS照射周波数)Fssと設定する(ステップS1105)。ステップS1103およびステップS1104の処理の詳細については、後述する。
　以上の手順で、SS照射周波数Fssを決定し、SS法による撮影を行う。例えば、SS法を本撮影に用いる場合は、制御部110は、本撮影においてSS照射周波数FssをRFの照射周波数と設定し、撮影を行う。また、SS法をプリスキャンに用い、その後本撮影を行う場合、制御部110は、プリスキャン時はSS照射周波数Fssを用い、本撮影では、全体照射周波数F0を用い、撮影を行う。
　ここで、上記ステップS1101における、操作者による2次元選択領域および局所選択領域の設定の詳細について説明する。図5は、これらの領域を選択する際、UI制御部350により生成され、表示部111に表示されるUI画面400の一例である。
　本図に示すように、UI画面400には、予め取得した位置決め画像410が表示される。この位置決め画像410上で、オペレータは、2次元励起選択領域401と局所選択領域402とを設定する。ここで、2次元励起選択領域401は、上述のように、SS法で励起するシリンダ型の領域であり、局所選択領域402は、2次元励起選択領域の中の、特に着目する領域である。ここでは、一例として、2次元励起選択領域401と同軸で断面の半径が同じシリンダ形状とする。
　なお、2次元励起選択領域401と局所選択領域402とはいずれの入力を先に受け付けるよう構成してもよい。例えば、2次元励起選択領域401を先に受け付ける場合、2次元励起選択領域401は図中矢印で示すように任意の位置と角度とで設定可能とし、その後、局所選択領域402は、図中矢印で示すように2次元励起選択領域401として設定されたシリンダに沿った領域内で、シリンダの円筒軸方向にスライド可能とする。局所選択領域402を先に受け付ける場合、2次元励起選択領域401は、設定された局所選択領域402と同軸の円筒として受け付ける。
　図5では、2次元励起選択領域401および局所選択領域402をともにシリンダ(円柱形状)とし、それらの断面形状を円形としているが、これに限られない。これらの断面形状は、任意に設定可能である。
　次に、ステップS1103およびS1104の処理の詳細を説明する。本実施形態では、局所選択領域402からの信号を収集する撮影シーケンスとして直交3断面励起法を用いる。まず、この直交3断面励起法による撮影シーケンスを説明する。図6(a)は、直交3断面励起で励起される領域を説明するための図である。また、図6(b)は、直交3断面励起法のパルスシーケンス図である。なお、図6(a)では、説明のため、各断面を透明なものとして示す。
　直交3断面励起法では、直交する3断面の交差する直方体の領域(交差領域)524が励起される。ここでは、シリンダ状の局所選択領域402が内接するよう交差領域524を励起する。このような領域を励起するため、図6(b)に示すように、90度パルス511とともにx軸方向(Gx)に第一の傾斜磁場512を印加し、x軸方向の所定の断面(第一の断面)521を励起する。90度パルス511の印加からエコータイム(TE)/4時間後に、第一の180度パルス513とともにy軸方向(Gy)に第二の傾斜磁場514を印加し、これにより特定されるy軸方向の断面(第二の断面)522と第一の断面521とが交差する領域の核磁化を励起する。第一の180度パルス513の印加からTE/2時間後に、第二の180度パルス515とともにz軸方向(Gz)に第三の傾斜磁場516を印加し、これにより特定されるz軸方向の断面(第三の断面)523と第一の断面521と第二の断面522とが交差する領域524の核磁化を励起する。そして、第二の180度パルス515の印加からTE/4時間後のタイミングで、発生するエコー信号517を収集する。なお、上記撮影シーケンスにおいて、傾斜磁場を印加する印加軸の順は問わない。
　信号収集部330は、上記直交断面励起法を実行し、エンコード無しでエコー信号を収集する。そして、収集した信号を時間方向にフーリエ変換する。フーリエ変換した結果として、局所選択領域402における共振周波数のヒストグラムを得る。
　照射周波数設定部340は、得られたヒストグラムを走査し、その最大ピークを中心とした±数10[Hz}の帯域の重心となる周波数を特定する。そして、その周波数を照射周波数として算出し、SS照射周波数Fssに設定する。なお、最大ピークを得る周波数をSS照射周波数Fssとしてもよい。また、ヒストグラムの全帯域の重心をSS照射周波数Fssとしてもよい。
　以上説明したように、本実施形態によれば、2DRFにより実際に励起する領域に略合致する領域から得たエコー信号を用いて、2DRFに用いる照射周波数を決定する。従って、2DRFに用いる照射周波数が当該領域における核磁化の共振周波数に略一致するため、両者の差ΔFによる2DRFの励起プロファイルの変形を抑えることができる。
　すなわち、本実施形態によれば、静磁場不均一がある場合であっても、所望の励起プロファイルを有するRFにより選択励起を行うことができるため、所望の領域を精度良く励起することができ、選択励起の目的を精度よく達成することができる。従って、高品質な画像を得ることができる。
　なお、上記実施形態では、ステップS1103における信号収集部320による局所選択領域402からの信号を収集する撮影シーケンスとして直交3断面励起法を用いる場合を例にあげて説明しているが、撮影シーケンスはこれに限られない。例えば、2次元選択励起を用いてもよい。2次元選択励起を用いる例を以下に説明する。
　図7は、2次元選択励起と、この2次元選択励起により励起するシリンダ状領域の軸に直交する1断面の励起とを組み合わせる場合(2D直交1D法)の励起領域および撮影シーケンスを説明するための図である。図7(a)は、2D直交1D法により励起される領域を説明するための図であり、図7(b)は、2D直交1D法のパルスシーケンス図である。なお、図7(a)では、説明のため、断面およびシリンダ領域を透明なものとして示す。
　2D直交1D法では、まず、90度パルス(2DRF)531とともにx軸方向(Gx)に第一の振動傾斜磁場532とy軸方向(Gy)に第二の振動傾斜磁場533とを印加し、シリンダ状領域541を励起する。90度パルス(2DRF)531の印加からTE/2時間後に、180度パルス534とともにz軸方向(Gz)に傾斜磁場535を印加し、断面542とシリンダ状領域541との交差領域543の核磁化の位相を戻す。そして、180度パルス534の印加からTE/2時間後のタイミングで、発生するエコー信号536を収集する。得られたエコー信号への処理、SS照射周波数Fssの算出手法は、上記実施形態と同様である。
　ここでは、交差領域543が、局所選択領域402に合致するよう、撮影パラメータを設定する。また、上記撮影シーケンスの90度パルス531に用いる照射周波数は、予め従来の手法で決定した全体照射周波数F0である。
　また、2次元励起と、この2次元選択励起により励起するシリンダ状領域における局所選択領域402外の領域からのエコー信号を抑制する撮影シーケンス(2Dプリサチュレーション法)を用いてもよい。図8(a)は、2Dプリサチュレーション法により励起される領域を説明するための図であり、x軸方向から見た図である。図8(b)は、2Dプリサチュレーション法のパルスシーケンス図である。
　2Dプリサチュレーション法では、まず、第一のプリサチュレーションパルス551とともにz軸方向(Gz)に第一の傾斜磁場552を印加し、第一の領域562内の磁化を消失させる。また、第二のプリサチュレーションパルス553とともにz軸方向(Gz)に第二の傾斜磁場554を印加し、第二の領域563内の磁化を消失させる。第一の領域562、第二の領域563のいずれの領域内の磁化を先に消失させてもよい。その後、90度パルス(2DRF)555とともにx軸方向(Gx)に第一の振動傾斜磁場556とy軸方向(Gy)に第二の振動傾斜磁場557とを印加し、シリンダ状領域561内の第一の領域562および第二領域563外の領域(非交差領域)567を励起する。そして、90度パルス(2DRF)555の印加からTE時間後のタイミングで発生するエコー信号を収集する。得られたエコー信号への処理、SS照射周波数Fssの算出手法は、上記実施形態と同様である。
　ここでは、非交差領域567が、局所選択領域402に合致するよう、撮影パラメータを設定する。また、上記撮影シーケンスの90度パルス554に用いる照射周波数は、予め従来の手法で決定した全体照射周波数F0である。
　なお、2D直交1D法および2Dプリサチュレーション法を用いる場合、事前に計測して得た全体照射周波数F0ではなく、予め登録された照射周波数を用いてもよい。これは、被検体が入ると静磁場が多少変化するが、その変化量は僅かであるため、磁気回転比γと静磁場強度Ｂ0とを乗算して得られる値を全体照射周波数F0としてもΔFは同程度となるためである。また、SS照射周波数Fss算出のために実行する2D直交1D法または2Dプリサチュレーション法の撮影シーケンスで用いる周波数は、局所選択領域402における共振周波数とはΔFずれたものとなる。従って、ここでの2DRFの励起プロファイルは所望のものとは異なる。しかし、励起する中心位置は設定した位置であり、共振周波数の結果は大きくは変わらないため、得られる照射周波数F1は、全体照射周波数F0よりも局所選択領域402における実際の共振周波数に近い値となる。
　さらに、ステップS1103における局所選択領域402からの信号収集に2D直交1D法および2Dプリサチュレーション法を用いる場合、フィードバック制御を行うよう構成してもよい。この時の処理の流れを図9に示す。ステップS1104までの処理は、図4と同じである。
　照射周波数設定部340は、ステップS1104で照射周波数F1を算出後、F0とF1との差ΔFを計算する(ステップS1106)。そして、差ΔFの絶対値が予め定められた閾値dF内に納まっているか否かを判別する(ステップS1107)。閾値dFより大きい場合は、F1を2DRFの照射周波数(F0＝F1)に設定し(ステップS1108)、ステップS1103に戻る。そして、信号収集部330に局所選択領域402からエコー信号を収集させ、収集したエコー信号から照射周波数F1’を算出する。これを、差ΔFが閾値dF内に納まるまで繰り返す。納まった場合は、算出した照射周波数F1をSS照射周波数Fssとする(ステップS1105)。
　このように構成することにより、上記実施形態に比べ、より精度よく照射周波数を設定できる。
　なお、閾値dFは、撮像に要求される2DRFの励起プロファイルの直径Φと励起プロファイルのフリップアングルFAとにより定まる。予め制御部110が、MRI装置100の記憶装置に保持するよう構成してもよいし、操作者が決定して入力するよう構成してもよい。また、予め操作者が設定する2DRFの直径ΦとフリップアングルFAとの精度から、照射周波数設定部340が算出するよう構成してもよい。
　照射周波数設定部340によるdFの算出手法について説明する。図10(a)は、差ΔFとフリップアングルFAとの関係を、図10(b)は、差ΔFと直径Φとの関係をそれぞれ示すグラフである。図10(a)および(b)は、Dｕｒaｔiｏnを8[ms]とし、直径Φが30[mm]、フリップアングルFAが90[deg]とした場合のグラフである。なお、これらのグラフの形状は、2DRFの波形、Dｕｒaｔiｏn(照射時間)、k空間トラジェクトリ(振動傾斜磁場の形状)に依存して変化する。
　図10(a)のグラフにおいて、設定されたフリップアングルFAの精度(許容範囲)をdFAとし、最大のフリップアングルFAからdFAに相当する帯域dFFAを算出する。また、図10(b)のグラフにおいて、設定された直径Φの精度(許容範囲)をdΦとし、最小の直径ΦからdΦに相当する帯域dFΦを算出する。そして、dFFAとdFΦとの小さい方を閾値dFと設定する。
　また、フィードバック制御は、回数で規定してもよい。すなわち、予め繰り返し回数N(Nは自然数)を登録しておく。そして、信号収集部330および照射周波数設定部340による図9のステップS1103とステップS1104とステップS1107の処理を予め定めた回数であるN回実行する。
　このように構成することで、上記フィードバック制御同様、より精度の良い2DRFの照射周波数を決定することができる。また、回数が定められているため、所定の時間内に必ず処理を終えることができる。
　さらに、閾値での制限と回数の制限とを組み合わせてフィードバック制御を行うよう構成してもよい。この場合、照射周波数設定部340は、1回照射周波数F1を算出する毎に、ΔFを算出し、それが閾値内であるか、F1の算出回数が予め定められた回数のN回に達しているか否かを判別し、いずれかを達成した時点で処理を終了する。
　なお、このとき、例えば、ΔFが閾値内となることを達成していないにも関わらず、回数がN回に達した場合、例えば、2DRFの励起プロファイルの直径ΦとフリップアングルFAとが所定の精度に達していないことを示す警告を表示部111に表示するよう構成してもよい。警告は、照射周波数設定部340が予め保持する警告画面生成データから生成し、UI制御部350に表示させる。そして、その状態で、撮影を開始するか否かの選択を受け付けるよう構成してもよい。UI制御部350を介して開始する旨の指示を操作者から受け付けた場合、照射周波数設定部340は、ΔFの最小値ΔFminをF0に加算したもの(F0＋ΔFmin)を2DRFの照射周波数Fssとする。一方、開始しない旨の指示を受け付けた場合、フィードバック制御を繰り返す。
　＜＜第二の実施形態＞＞
　次に、本発明を適用する第二の実施形態について説明する。本実施形態のMRI装置100の構成は、基本的に第一の実施形態と同様である。ただし、制御部110が実現する照射周波数調整処理が異なる。
　すなわち、第一の実施形態では、局所選択領域402に略合致する領域からの信号を、エンコード無しに収集し、時間方向にフーリエ変換して得られたヒストグラムからSS照射周波数Fssを決定している。しかし、本実施形態では、局所選択領域402を含む領域のボリュームデータを取得し、その静磁場分布を得、静磁場強度の平均値からSS照射周波数Fssを決定する。以下、本実施形態の制御部110による照射周波数調整処理に関し第一の実施形態と異なる構成について説明する。他の構成、他の処理については、第一の実施形態と同様である。
　本実施形態では、局所選択領域402からの信号を収集する撮影シーケンスとして、2次元画像を再構成可能な撮像シーケンスを用いる。このとき、第一の実施形態同様、照射周波数としては、全体照射周波数F0を用いる。励起領域設定部320は、局所選択領域を含む所定のスライスを励起するよう撮影パラメータを設定する。そして。信号収集部330は、局所選択領域402を含む設定されたスライスからエコー信号を収集する。そして、収集したエコー信号2次元フーリエ変換し、局所選択領域402を含む領域のボリュームデータを得る。
　このボリュームデータは、複素画像である。照射周波数設定部340は、この複素画像の位相成分を用い、図11に示すような静磁場マップ600を生成する。そして、この静磁場マップ600において、局所選択部402に該当する領域602の、静磁場強度の平均値を求め、対応する周波数F2をFssとする。なお、ボリュームデータを取得する領域は、局所選択部402を含み、かつ、2次元励起選択領域401の軸に垂直な領域を選択することが望ましい。
　本実施形態においても、第一の実施形態同様、制御部110は、以上の手順で算出した照射周波数Fssを用い、2DRFを照射する撮影を行う。
　以上説明したように、本実施形態によれば、2DRFにより励起する領域の静磁場強度に応じた照射周波数Fssを得ることができる。従って、第一の実施形態同様、2DRFに用いる照射周波数が当該領域における核磁化の共振周波数に略一致するため、両者の差ΔFによる2DRFの励起プロファイルの変形を抑えることができる。
　また、本実施形態によれば、2DRFの照射周波数調整処理において3回以上RFを照射しないため、スティミュレイテッドエコーの影響を受けない。従って、より正確に照射周波数を決定することができる。なお、この場合、プリスキャンの時間を短縮するため、取得するボリュームデータは、低空間分解能の画像を再構成できるものでよい。
　また、静磁場マップの代わりに、シム撮像の結果を用いてもよい。シム撮像は、静磁場不均一を解消するためのシム傾斜磁場コイルに流す電流値を決定するための撮像で、本撮像の前に行われる。シム撮像で得られるシム画像は、上記ボリュームデータ同様、静磁場分布を反映する。このシム撮像結果を用いることにより、静磁場分布を得るために行うプリスキャンが不要となり、全体の撮像時間が短縮し、効率が向上する。なお、この場合、MRI装置100は、シムコイルおよびシム電源を備える。
　＜＜第三の実施形態＞＞
　次に、本発明を適用する第三の実施形態を説明する。本実施形態のMRI装置は、基本的に第二の実施形態と同様の構成を有する。ただし、シムコイルおよびシム電源を備える。また、第二の実施形態では、得られた静磁場分布(ボリュームデータ、シム画像)に基づき、局所選択領域402における核磁化の共振周波数に合致する照射周波数Fssを算出する。しかし、本実施形態では、これらに基づき、当該領域の核磁化の共振周波数が予め求めた全体照射周波数F0に合致するよう静磁場を調整する。
　図12は、本実施形態の制御部110の機能ブロック図である。上述の機能を実現するため、本実施形態では、照射周波数設定部340の代わりに、当該領域の磁場を調整する磁場調整部360を備える。以下、本実施形態について、第二の実施形態と異なる、磁場調整部360による磁場調整処理について説明する。他の構成、他の処理は、第二の実施形態と同様である。
　本実施形態の磁場調整部360は、局所選択領域402における核磁化の共振周波数を全体共振周波数F0に合致させるため、当該領域の静磁場不均一を改善する。具体的には、第二の実施形態同様の手法で信号収集部330が得たボリュームデータまたはシム画像から、局所選択領域402の静磁場不均一を是正するシム電流値Ｉsを従来の手法で算出する。なお、シム電流は、計測(スキャン)中に電流値を切り替え可能な軸のみ計算する。そして、磁場調整部360は、2DRF印加中のみ、当該軸方向のシムコイルへの印加電流値を、算出したＩsとするようシム電源を制御する。
　図13および図14を用い、磁場調整部360による磁場調整処理を説明する。本実施形態の磁場調整処理では、局所選択領域402内の静磁場強度Ｂ1を、全体周波数F0を実現する静磁場強度Ｂ0とするシム電流値Ｉsを算出する。ここでは、局所選択領域402が、シリンダ形状で、その軸方向が、検査空間のz軸方向に一致する場合を例にあげて説明する。また、シムコイルは、各軸方向に静磁場強度成分をそれぞれ1次成分まで補正可能とする。すなわち、全体照射周波数F0と静磁場強度Ｂ1の0次成分から算出される共振周波数Fとを一致させる電流値を算出する。
　図13は、局所選択領域402の撮像結果である。直径がΦで厚みがDのシリンダ形状を有する局所選択領域402の、上面および下面の円周上に複数の計測点801を設定する。なお、複数の計測点801は、このシリンダの軸に対象に配置することが望ましい。
　各計測点801の静磁場強度Ｂ1から算出される共振周波数Fを、それぞれ、x軸、y軸、z軸方向に投影(Fx、Fy、Fz)し、プロットした結果を図14に示す。なお、図14(a)は、x軸方向、図14(b)は、y軸方向、図14(c)は、z軸方向に投影した結果である。それぞれ、横軸が各軸方向の位置、縦軸が静磁場強度Ｂ1から算出される共振周波数Fである。
　各軸方向の投影結果を、それぞれ1次式で近似する。ここでは、x軸方向の投影結果の近似式901を、Fx＝αxx＋βx、y軸方向の投影結果の近似式902を、Fy＝αyx＋βy、z軸方向の投影結果の近似式903を、Fz＝αzx＋βxとする。これらが、全て、F0を通り、傾き0となるよう、シム電流値を決定する。すなわち、シム電流値Ｉsは、算出される共振周波数F’のx軸成分、y軸成分、z軸成分それぞれの近似式がF’x＝－αxx－βx＋F0、Fy＝－αyx－βy＋F0、Fz＝－αzx－βx＋F0となる傾斜磁場強度を実現する値である。
　本実施形態では、上述の手法で、磁場調整部360が算出したシム電流値Ｉsを、2DRF印加中のみ印加し、撮影を行う。それ以外は、シム電流値Ｉsを0または撮影領域全体の静磁場不均一を改善するシム電流値を適用し、撮影を行う。これにより、本実施形態によれば、局所選択領域402内に静磁場の不均一がある場合であっても、2DRFに関し、所望の励起プロファイルを得ることができる。
　なお、シムコイルによる静磁場不均一の補正次数は、上記に限らない。各計測点801の静磁場強度Ｂ1の各軸方向への投影結果を、当該軸方向のシムコイルが静磁場強度を補正可能な次数の範囲で近似可能である。また、静磁場均一度を達成するシム電流値の算出手法は上記手法に限られない。一般的な各種の手法を用いることができる。
　また、静磁場不均一の補正対象次数が1次である場合は、傾斜磁場コイル103による傾斜磁場を用いて静磁場不均一を補正してもよい。すなわち、上記手法で算出したシム電流値Ｉsと同量の電流を、傾斜磁場電源106から2DRF印加中のみ、オフセットとして各傾斜磁場コイル103に供給するよう制御する。
　静磁場不均一の補正を傾斜磁場コイル103を用いて行うことにより、MRI装置100がシムコイルを備えていない場合でも、2DRF印加中に、局所選択領域402の静磁場不均一を補正できる。従って、差ΔFのない照射周波数で2DRFを実行でき、2DRFの励起プロファイルの変形を抑えることができる。
　さらに、シムコイルによるシム磁場または傾斜磁場コイルによる傾斜磁場により静磁場不均一を補正後になお残る差分ΔF1を用いて、RFの照射ゲインと傾斜磁場強度とを調整してもよい。
　この場合、磁場調整部360は、第二の実施形態と同様の手法で、ボリュームデータから静磁場マップ600を生成する。そして、得られたシム電流値Ｉsまたは傾斜磁場補正用電流により発生する磁場(補正用傾斜磁場と呼ぶ。)を、静磁場マップ600に加算する。補正用傾斜磁場により補正後の静磁場に対応する共振周波数F3と、F0との差ΔF1(ΔF1＝F3－F0)の絶対値｜ΔF1｜を算出する。そして、｜ΔF1｜とフリップアングルFAおよび｜ΔF1｜と直径Φとの関係を示すグラフを参照し、｜ΔF1｜に対応するフリップアングルFA1、直径Φ1を読み取る。なお、ΔF1とフリップアングルFAおよびΔF1と直径Φとの関係を示すグラフは、Dｕｒaｔiｏnが8[ms]、直径Φが30[mm]、フリップアングルFAが90[deg]の場合、図10(a)および(b)に示すグラフ(ΔFをΔF1とする)となる。
　そして、磁場調整部360は、RFの照射ゲインとフリップアングルとの積が一定になるよう、RF照射ゲイン値を算出する。すなわち、補正前のRFゲインをRFGain0、補正前のフリップアングルをFA0とすると、補正後のRFGain1は、以下の式(1)で得られる。
　RFGain1＝FA0/FA1×RFGain0　　　(1)
　また、磁場調整部360は、傾斜磁場強度と直径との比が一定となるよう、傾斜磁場強度値を算出する。すなわち、補正前の傾斜磁場強度をGC0、補正前の直径をΦ0とすると、補正後の傾斜磁場強度GC1は、以下の式(2)で得られる。
　GC1＝Φ1/Φ0×GC0　　　(2)
　制御部110は、2DRF印加時は、磁場調整部360で得たRF照射ゲイン値RFGain1、傾斜磁場強度GC1を用いて、撮影シーケンスを実行するよう制御する。これにより、2DRFのフリップアングルFAおよび直径Φをさらに正確に制御でき、所望の励起プロファイルに近づけることができる。
　＜＜第四の実施形態＞＞
　次に、本発明を適用する第四の実施形態を説明する。本実施形態では、局所選択領域の設定をさらに自動化する。このため、本実施形態の制御部110は、上記各実施形態のいずれかの制御部110が備える機能に、局所選択領域を自動設定する自動設定部370をさらに備える。図15に本実施形態の制御部110の機能ブロック図を示す。ここでは、第一の実施形態の制御部110を基礎とした機能ブロック図を示す。なお、本実施形態のMRI装置の他の構成は、基本的に上記各実施形態のいずれかと同様である。以下、第一の実施形態を基礎として、異なる構成に主眼をおいて説明する。
　ここでは、2DRFで励起する対象が血管のような水成分を主体とする部位である場合を例にあげて説明する。図16は、自動設定部370が局所選択領域を特定するために実行する撮影シーケンスの一例である。図17(a)は、図16に示す撮影シーケンスでエコー信号を収集する領域703を示す。ここで、701は、2次元選択領域である。また、なお、ここでは、シリンダ形状の2次元選択領域701の軸方向をz軸方向とする。
　図16に示す撮影シーケンスでは、水信号のみ励起する周波数として2DRF711を振動傾斜磁場712、713とともに印加し、2次元選択領域701内の水の帯域のみ励起する。次に、エコー時間(TE)後に、z軸方向(Gz)に読み取り傾斜磁場714を印加しながらエコー信号715を収集する。そして、収集したエコー信号715をフーリエ変換する。
　このとき、フーリエ変換した結果704を図17(b)に示す。このように、結果704は、2次元選択領域701のz軸方向のプロジェクション像704となる。血管のような水成分を主体とする部位は、プロジェクション像上で高信号を示すことが知られている。従って、このプロジェクション像704上で高信号となる箇所702が2次元選択領域701と血管との交差領域で、局所選択領域402である。
　本実施形態の自動設定部370は、これを利用し、フーリエ変換結果704を走査し、予め定めた閾値以上の領域を局所選択領域402と判別する。すなわち、UI画面400を介して2次元選択領域401を受け付けると、自動設定部370は、上記処理を実行し、局所選択領域402を特定する。なお、局所選択領域402が特定された後の、照射周波数調整処理は、上記各実施形態のいずれかと同様である。
　以上説明したように、本実施形態によれば、照射周波数調整処理において、局所選択領域の設定が自動化される。従って、上記各実施形態のいずれかにより得られる効果に加え、さらに、操作者の手間を低減できるという効果を奏する。また、計測結果から局所選択領域を決定しているため、操作者の技量によることなく、安定した精度で局所選択領域を設定できる。
　ここでは、第一の実施形態の構成に自動設定部370を付加する場合を例にあげて説明したが、自動設定部370は、上記いずれの実施形態の構成に付加してもよい。
　なお、上記実施形態では、閾値以上の信号を示す位置として血管位置、すなわち、局所選択領域402を特定しているが、特定手法はこれに限られない。例えば、図18に示す、プロジェクション像704のプロファイル721上で決定してもよい。例えば、プロファイル721上で最大の信号強度を示す位置722を局所選択領域402の中心位置と特定する。このとき、局所選択領域402のz軸方向の幅は、予め記憶装置に保持し、これを用いる。また、予め定めた閾値726を越える信号強度を示す領域724、725を抽出し、その中で、最大の幅を有する領域を局所選択領域402としてもよい。さらに、最大の幅を有する領域の中心位置を局所選択領域402の中心位置と特定し、z軸方向の幅は予め記憶装置に保持したものを用いてもよい。
　また、上記手法のいずれかでプロジェクション像704から決定した局所選択領域402を、表示部111に表示し、UI制御部350を介して操作者からの調整を受付可能なように構成してもよい。このように構成することにより、より高い精度で照射周波数を調整する対象となる局所選択領域を決定することができる。
　また、図16に示す撮像シーケンスにおいて、2DRFの周波数を、水と脂肪との両者を含む帯域とし、TEを、脂肪信号が抑制される「Out of Phase」に設定し、このタイミングでエコー信号715を収集するよう構成してもよい。これにより、上記実施形態と同様の、水からの信号が高信号で描出されるプロジェクション像を得ることができる。
　一般に、水と脂肪との両者を含む帯域とする場合、RFのDｕｒaｔiｏnは、水のみの帯域とする場合に比べ、短縮することができる。従って、このように構成することにより、局所選択領域402を特定するための撮像時間を短縮できる。
　なお、撮影条件によって、表示の脂肪が高信号で描出されることがある。この場合は、表皮の脂肪からの信号を除去後、プロジェクション像を生成し、上記処理を行い、局所選択領域402を特定する。
　ここで、表皮の脂肪からの信号を除去する手法の一例を図19を用いて説明する。上記手法で得られたプロジェクション像704のプロファイル731上を、両端部737から中心部に向かって走査し、信号値が予め定めた閾値732以下の領域733を、ノイズ領域と判別する。ノイズ領域と判別された領域733の、端部737と反対側のエッジ部734から、端部737と反対側の方向の、予め定めた幅の領域735を、表皮の脂肪と判別する。判別された領域735の信号を除去する。
　なお、領域735を決定するための用いる幅は、予め保持していてもよいし、プロファイル731上で決定してもよい。プロファイル731上で決定する場合、例えば、エッジ部734から端部737と反対方向に走査し、信号値が予め定めた閾値736以下になるまでの長さをこの幅とする。
　また、局所選択領域402の対象が、血管のように流れのある部位である場合、プロジェクション像704の位相プロファイルから、局所選択領域402を特定してもよい。すなわち、流れのある部位の位相は、この流れにより他の部位に比べ、大きく変化する。これを検出し、血管位置、すなわち、局所選択領域402を特定できる。ここでは、例えば、位相プロファイル結果の微分または差分をとり、極値をとる位置を検出する。なお、この場合、血管位置が高信号で描出されるため、脂肪に影響されない。
　以上説明したように、上記各実施形態によれば、2次元選択励起領域の着目領域において、核磁化の共振周波数と2DRFの照射周波数を一致させることができる。従って、静磁場不均一に起因する2DRFの励起プロファイルの直径ΦとフリップアングルFAとの所望のものからのずれが小さくなる。すなわち、2DRFの励起プロファイルが安定化する。
　さらに、上記各実施形態によれば、2DRFをプリパルスに用いる場合、プリパルスシーケンスと本撮影とにおいて、照射周波数またはシム電流値を切り替える。従って、2DRFの励起プロファイルの最適化を本撮影に影響を及ぼすことなく実現できる。
　従って、本実施形態によれば、静磁場が均一でない環境であっても、2DRFの励起サイズ(直径Φ)とフリップアングルFAとが安定するため、励起プロファイルが安定し、高品質の画像を得ることができる。
100　MRI装置、101　被検体、102　磁石、103　傾斜磁場コイル、104　RFコイル、105　RFプローブ、106　傾斜磁場電源、107　RF送信部、108　信号検出部、109　信号処理部、110　制御部、111　表示部、112　操作部、113　ベッド、201　RF、202　傾斜磁場、211　RF、212　振動傾斜磁場、213　振動傾斜磁場、320　励起領域設定部、330　信号収集部、340　照射周波数設定部、350　UI制御部、360　磁場調整部、370　自動設定部、400　UI画面、401　2次元選択領域、402　局所選択領域、511　90度パルス、512　第一の傾斜磁場、513　第一の180度パルス、514　第二の傾斜磁場、515　第二の180度パルス、516　第三の傾斜磁場、517　エコー信号、521　第一の断面、522　第二の断面、523　第三の断面、524　交差領域、531　90度パルス、532　第一の振動傾斜磁場、533　第二の振動傾斜磁場、534　180度パルス、535　傾斜磁場、536　エコー信号、541　シリンダ状領域、542　断面、543　交差領域、551　第一のプリサチュレーションパルス、552　第一の傾斜磁場、553　第二のプリサチュレーションパルス、553　第二の傾斜磁場、554　90度パルス、555　第一の振動傾斜磁場、556　第二の振動傾斜磁場、561　シリンダ状領域、562　第一の領域、563　第二の領域、567　非交差領域、600　静磁場マップ、701　2次元選択領域、702　局所選択領域に対応する箇所、703　血管、704　フーリエ変換結果、711　2DRF、712　振動傾斜磁場、714　読み取り傾斜磁場、715　エコー信号、722　最大信号強度位置、724　領域、725　領域、726　閾値、731　プロファイル、732　閾値、733　領域、734　エッジ部、735　領域、736　閾値、737　両端部、737　端部、801　計測点、901　近似式、902　近似式、903　近似式

Claims (15)

  1. 　静磁場中に載置される被検体に所定のパルスシーケンスに従って高周波磁場および傾斜磁場を印加することにより発生するエコー信号を収集し、当該エコー信号から画像を再構成する磁気共鳴イメージング装置であって、
    　2次元選択励起型のパルスシーケンスを実行する際の高周波磁場の照射周波数である選択励起照射周波数と、前記2次元選択励起型のパルスシーケンスで励起する領域内の着目領域内の磁化の共振周波数とのずれを低減する照射周波数調整手段と、
    　前記照射周波数調製手段で得た結果を用い、前記2次元選択励起型のパルスシーケンスを実行する制御手段と、を備えること
    　を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  2. 　請求項1記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    　前記照射周波数調整手段は、
    　前記着目領域を設定する領域設定手段と、
    　予め設定される初期照射周波数を用い、前記着目領域からエコー信号を収集する信号収集手段と、
    　前記信号収集手段が前記エコー信号を収集すると、当該エコー信号から照射周波数を算出し、算出した当該照射周波数を前記選択励起照射周波数に設定する周波数設定手段と、を備えること
    　を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  3. 　請求項2記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    　前記初期照射周波数は、本撮影の撮影領域のプリスキャン結果から算出すること
    　を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  4. 　請求項2記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    　前記周波数設定手段は、前記エコー信号を時間方向にフーリエ変換することにより得たヒストグラム上の最大ピークを示す周波数を前記照射周波数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。
  5. 　請求項2記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    　前記信号収集手段は、前記着目領域の少なくとも一部を含む直方体領域を交差領域とする直交3断面励起型のパルスシーケンスに従って、当該交差領域のエコー信号をエンコード無しで収集すること
    　を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  6. 　請求項2記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    　前記信号収集手段は、前記着目領域が内接する柱状領域を励起領域とする2次元選択励起と、当該柱状領域に直交する断面であって前記着目領域が内接する断面を励起領域とする1次元選択励起とを組み合わせたパルスシーケンスに従って、前記着目領域のエコー信号をエンコード無しで収集すること
    　を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  7. 　請求項2記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    　前記信号収集手段は、前記柱状領域に直交する断面であって前記着目領域が内接する断面以外の領域からの信号を抑制する抑制パルスと、当該着目領域が内接する柱状領域を励起領域とする2次元選択励起と、を組み合わせたパルスシーケンスに従って、前記着目領域のエコー信号をエンコード無しで収集すること
    　を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  8. 　請求項6記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    　前記周波数設定手段は、前記照射周波数算出後、前記選択励起照射周波数と前記初期照射周波数との差の絶対値を算出し、当該絶対値が予め定めた閾値との大小を比較する比較手段を備え、
    　前記絶対値が前記閾値より大きいとの比較結果を得た場合は、当該照射周波数を前記初期照射周波数として前記信号収集手段に前記着目領域からエコー信号を収集させること
    　を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  9. 　請求項2記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    　前記信号収集手段は、前記着目領域を含む領域からのボリュームデータを取得し、
    　前記周波数設定手段は、前記ボリュームデータの静磁場分布の平均値を前記照射周波数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。
  10. 　請求項2記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    　撮影領域の静磁場不均一を補正するシム傾斜磁場発生手段をさらに備え、
    　前記信号収集手段は、前記着目領域を含む領域のシム画像を取得し、
    　前記周波数設定手段は、前記シム画像により得られる静磁場分布の平均値を前記照射周波数と算出すること
    　を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  11. 　請求項2記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    　前記照射周波数調整手段は、2次元選択励起型以外のパルスシーケンスの高周波磁場に、前記初期照射周波数を設定すること
    　を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  12. 　請求項1記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    　前記着目領域を含む領域のシム画像を取得するシム画像取得手段と、
    　撮影領域の静磁場不均一を補正するシム傾斜磁場発生手段と、をさらに備え、
    　前記照射周波数調整手段は、2次元選択励起型のパルスシーケンスの前記高周波磁場に前記初期照射周波数を設定するとともに、当該2次元選択励起型のパルスシーケンス実行時は、前記シム画像により得られる静磁場分布に従って、前記着目領域内の静磁場分布を均一にするよう前記シム傾斜磁場発生手段を制御すること
    　を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  13. 　請求項11記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    　前記照射周波数調整手段は、
    　前記着目領域内の共振周波数を前記初期照射周波数に合致させた後、前記高周波磁場のゲインと前記傾斜磁場強度とを調整する調整手段を備えること
    　を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  14. 　請求項2記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    　前記領域設定手段は、前記2次元選択励起型のパルスシーケンスに従って操作者から指定される2次元選択領域からエコー信号を収集し、当該エコー信号をフーリエ変換して得たプロジェクション像に基づいて前記着目領域を決定し、設定すること
    　を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  15. 　磁気共鳴イメージング装置において、2次元選択励起型パルスシーケンスを実行する際の照射周波数を調整する照射周波数調整方法であって、
    　前記2次元選択励起型のパルスシーケンスで励起する領域内の着目領域を設定する着目領域設定ステップと、
    　予め設定される初期照射周波数を用い、前記着目領域からエコー信号を収集する信号収集ステップと、
    　前記着目領域から収集したエコー信号から照射周波数を算出し、算出した当該照射周波数を、前記2次元選択励起型のパルスシーケンスの照射周波数である選択励起照射周波数に設定する周波数設定ステップと、を備えること
    　を特徴とする照射周波数調整方法。
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