WO2013002231A1 - 磁気共鳴イメージング装置および高周波磁場決定方法 - Google Patents

磁気共鳴イメージング装置および高周波磁場決定方法 Download PDF

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株式会社 日立メディコ
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    • 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
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    • G01R33/583—Calibration of signal excitation or detection systems, e.g. for optimal RF excitation power or frequency
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    • G01R33/28—Details of apparatus provided for in groups G01R33/44 - G01R33/64
    • G01R33/288—Provisions within MR facilities for enhancing safety during MR, e.g. reduction of the specific absorption rate [SAR], detection of ferromagnetic objects in the scanner room

Definitions

  • the present invention relates to a nuclear magnetic resonance imaging (MRI) technique that measures nuclear magnetic resonance (NMR) signals from protons in a subject and visualizes proton density distribution, relaxation time distribution, and the like.
  • MRI nuclear magnetic resonance imaging
  • NMR nuclear magnetic resonance
  • the present invention relates to a technique for setting an imaging position and an imaging area on a subject.
  • the MRI apparatus that executes the MRI examination visualizes (images) a slice (imaging section) at an arbitrary position of the subject set in the static magnetic field space.
  • the slice position and slice thickness of the imaging target are determined by the slice selection gradient magnetic field and the high-frequency radio wave pulse that excites proton magnetization. Therefore, by adjusting the waveform (intensity) of the slice selective gradient magnetic field and the irradiation frequency and waveform of the radio wave pulse, it is possible to excite only the proton magnetization in the slice of the desired thickness at the desired position.
  • a radio wave pulse that excites proton magnetization is referred to as an excitation RF pulse.
  • the center in the slice thickness direction of the slice to be imaged is referred to as a slice position or an imaging position.
  • the slice selection gradient magnetic field is generated and applied by passing a current through a gradient coil incorporated in the MRI apparatus.
  • a linear gradient magnetic field that changes linearly with respect to the application time is used as the slice selective gradient magnetic field.
  • a sinc function-like excitation RF pulse is used to make the excitation profile rectangular.
  • a VERSE (variable selective excitation) method that requires lower excitation power than the Sinc function-like excitation RF pulse is used in the high magnetic field apparatus (for example, see Non-Patent Document 1).
  • an excitation RF pulse is applied while changing the application intensity of the slice selective gradient magnetic field.
  • a non-linear gradient magnetic field that changes non-linearly with respect to the application time is used as the slice selective gradient magnetic field.
  • an excitation RF pulse having an amplitude lower than that of the Sinc function is used. Since the excitation power is proportional to the square of the amplitude of the excitation RF pulse, the VERSE method requires a lower excitation power than when a linear gradient magnetic field is used.
  • the irradiation frequency of the excitation RF pulse is determined based on the theoretical gradient magnetic field waveform.
  • the slice selective gradient magnetic field (applied gradient magnetic field) waveform actually applied is distorted as described above, the obtained magnetic field gradient is also distorted. As a result, an error occurs in the excited position, and the image quality deteriorates.
  • the distortion of the gradient magnetic field waveform causes the excitation range and intensity (excitation profile) to collapse, further degrading the image quality.
  • the non-linear gradient magnetic field has a larger distortion of the gradient magnetic field waveform than the linear gradient magnetic field, the profile is likely to collapse, and it is difficult to improve the image quality.
  • the present invention has been made in view of the above circumstances, and an object thereof is to provide a technique for obtaining a high-quality image even when a slice selection gradient magnetic field waveform is distorted by eddy current or vibration.
  • the present invention calculates high-frequency magnetic field information based on the output gradient magnetic field waveform applied in accordance with the input gradient magnetic field waveform set in the pulse sequence, and sets the calculated high-frequency magnetic field information in the pulse sequence. And imaging is performed using the pulse sequence by which the high frequency magnetic field information was set in this way.
  • Flowchart of excitation RF pulse determination processing according to the embodiment of the present invention (A) is an explanatory diagram for explaining the input gradient magnetic field waveform and the output gradient magnetic field waveform of the embodiment of the present invention, (B) is a phase change and output gradient by the input gradient magnetic field waveform of the embodiment of the present invention Explanatory diagram for explaining phase change due to magnetic field waveform Explanatory drawing for demonstrating the pulse sequence created by the sequence creation part of embodiment of this invention (A) shows a simulation result when using an excitation RF pulse set by an imaging parameter using a linear gradient magnetic field, and (B) shows an excitation obtained using the method of the embodiment of the present invention using a linear gradient magnetic field.
  • Explanatory diagram for explaining simulation results when using RF pulses (A) shows a simulation result when using an excitation RF pulse set by an imaging parameter using a non-linear gradient magnetic field, and (B) shows an excitation obtained using the method of the embodiment of the present invention using a non-linear gradient magnetic field.
  • Explanatory diagram for explaining simulation results when using RF pulses (A) is an explanatory diagram for explaining the comparison results of excitation RF pulses when a linear gradient magnetic field is used and when a nonlinear gradient magnetic field is used, and (B) is a case where a linear gradient magnetic field is used and a nonlinear gradient magnetic field.
  • the MRI apparatus 100 of this embodiment includes a bed 112 on which a subject 101 is placed, a magnet 102 that generates a static magnetic field, a gradient magnetic field coil 103 that applies a gradient magnetic field to a static magnetic field space, and a high-frequency magnetic field that is applied to the subject 101
  • the bed 112 inserts the subject 101 into the static magnetic field space formed by the magnet 102 and retracts the subject from the static magnetic field space.
  • the bed 112 is driven by a bed driving unit 113.
  • the bed driving unit 113 controls at least the movement of the bed 112 in the body axis direction in accordance with a control signal given from the sequencer 111.
  • the body axis direction is the z direction
  • the two directions perpendicular to the z direction are the direction perpendicular to the bed surface and the other (the direction perpendicular to the z direction and the y direction). Is the x direction.
  • the gradient magnetic field coil 103 together with the gradient magnetic field power source 109, constitutes a gradient magnetic field generation system that applies a gradient magnetic field to the static magnetic field space.
  • the gradient magnetic field coil 103 includes coils that generate gradient magnetic fields in three directions of x, y, and z, respectively, and applies gradient magnetic fields that are orthogonal to each other to the imaging region.
  • the gradient magnetic field is applied according to a current supplied from the gradient magnetic field power source 109 to the gradient magnetic field coil 103 in accordance with a signal from the sequencer 111.
  • Each gradient magnetic field is used as a slice selection gradient magnetic field that determines an imaging position (imaging slice) for offset imaging, a phase encode gradient magnetic field that imparts phase encoding, and a read gradient magnetic field that imparts read encoding.
  • Each role can be set in any direction.
  • the slice selection gradient magnetic field for determining the imaging position is referred to as a gradient magnetic field.
  • the RF transmission coil 104 constitutes an RF application system that applies a high-frequency magnetic field (excitation RF pulse) to the subject 101 together with the RF transmission unit 110.
  • the excitation RF pulse is applied according to a signal sent from the RF transmission unit 110 to the RF transmission coil 104 in accordance with an instruction from the sequencer 111.
  • the irradiation frequency, phase, and amplitude waveform of the applied excitation RF pulse are determined in advance and set in a pulse sequence.
  • an excitation RF pulse having an irradiation frequency and a bandwidth capable of exciting a desired slice thickness at a desired slice position is selected and applied.
  • a FID free induction decay
  • the RF receiving coil 105 and the signal detection unit 106 constitute a signal detection system that detects an echo signal generated from the subject 101.
  • the echo signal is received by the RF receiving coil 105 and detected by the signal detection unit 106.
  • the detected signal is subjected to processing such as FFT (Fast Fourier Transform) in the arithmetic unit 107 and converted into an image signal.
  • the obtained image is displayed on the display unit 108.
  • the sequencer 111 is responsible for controlling the gradient magnetic field power source 109, the RF transmission unit 110, the signal detection unit 106, the bed driving unit 113, and the display unit 108 in accordance with commands and signals from the input unit 114 and the calculation unit 107.
  • the control time chart is generally called a pulse sequence.
  • the computing unit 107 receives setting or changing of imaging parameters via the input unit 114. Using the received imaging parameter and information such as the gradient magnetic field intensity stored in the storage unit 115, the calculation unit 107 determines an excitation RF pulse corresponding to the gradient magnetic field actually applied during imaging. The operation unit 107 further creates a pulse sequence using the determined gradient magnetic field and excitation RF pulse, and sends a command to the sequencer 111 according to the created pulse sequence.
  • the calculation unit 107 of the present embodiment calculates an excitation RF pulse according to a gradient magnetic field waveform (output gradient magnetic field waveform) that is actually applied at the time of imaging.
  • a determination unit 210, a sequence creation unit 240 that reflects the calculated excitation RF pulse in the pulse sequence, and an imaging unit 250 that executes imaging according to the pulse sequence are provided.
  • the excitation RF pulse determination unit 210 of the present embodiment determines the output gradient magnetic field waveform by actual measurement using a gradient magnetic field waveform (input gradient magnetic field waveform) determined according to the imaging parameter. For this reason, the excitation RF pulse determination unit 210 of the present embodiment includes an input gradient magnetic field determination unit 220 that determines an input gradient magnetic field waveform from imaging parameters, and a gradient magnetic field waveform ( An output gradient magnetic field determining unit 230 for determining an output gradient magnetic field waveform).
  • the operator sets imaging parameters via the input unit 114.
  • the calculation unit 107 receives an imaging parameter (step S1101).
  • the input gradient magnetic field determination unit 220 determines the input gradient magnetic field waveform Gs_in (t) based on the imaging parameters (input gradient magnetic field determination processing; step S1102).
  • the output gradient magnetic field determination unit 230 determines the output gradient magnetic field waveform Gs_out (t) actually applied at the time of imaging based on the imaging parameter and the calculated input gradient magnetic field waveform (output gradient magnetic field determination process; step S1103) ).
  • the excitation RF pulse determination unit 210 determines an excitation RF pulse based on the imaging parameter and the output gradient magnetic field waveform (excitation RF pulse determination processing; step S1104).
  • the sequence creation unit 240 creates a pulse sequence reflecting the input imaging parameters and the determined excitation RF pulse (step S1105).
  • the imaging unit 250 operates each unit according to the created pulse sequence and executes imaging (step S1106). That is, at the time of imaging, the imaging unit 250 irradiates the excitation RF pulse determined from the RF transmission coil 104.
  • step S1102 Details of the processing of each step from step S1102 to step S1104 will be described.
  • step S1102 the input gradient magnetic field determination process by the input gradient magnetic field determination unit 220 in step S1102 will be described.
  • the input gradient magnetic field determining unit 220 calculates a theoretical gradient magnetic field waveform of a preset gradient magnetic field.
  • a linear gradient magnetic field either a linear gradient magnetic field or a non-linear gradient magnetic field is used.
  • a linear gradient magnetic field is determined as an example will be described.
  • FIG. 4 (A) is a graph showing the time change of gradient magnetic field strength (Gradient strength).
  • Gs_flat (t) of the flat portion 504f is obtained by the following equation (1).
  • Gs_flat (t) TBW / ( ⁇ ⁇ zw ⁇ D) (1)
  • TBW time-bandwidth
  • ⁇ the gyromagnetic ratio
  • zw a slice thickness and is given as an imaging parameter.
  • D is the application time and is equal to the excitation time of the excitation RF pulse.
  • the gradient magnetic field strength Gs_flat (t) of the flat portion 504f is changed to the input gradient magnetic field waveform Gs_in (t) for the sake of simplicity.
  • a gradient magnetic field intensity changes according to the application time of a gradient magnetic field.
  • the ideal waveform of the nonlinear gradient magnetic field is as shown at 604 in FIG.
  • the detailed calculation method of the ideal waveform 604 is as disclosed in Non-Patent Document 1. That is, the gradient magnetic field waveform Gs_in (t) in the case of the nonlinear gradient magnetic field is expressed by the following equation (2).
  • Gs_in (t) Gs_linear (t) ⁇ vRF (t) / oRF (t) (2)
  • Gs_linear (t) is the gradient magnetic field waveform of the linear gradient magnetic field
  • vRF (t) is the excitation RF pulse waveform corresponding to the nonlinear gradient magnetic field
  • oRF (t) is the excitation RF pulse corresponding to the linear gradient magnetic field. It is a waveform.
  • vRF (t) is created by increasing the amplitudes on both sides so that the maximum amplitude is ⁇ times the maximum amplitude of oRF (t) so as not to change the area of oRF (t) and the irradiation time.
  • ⁇ is 1 or less, and the determination of ⁇ does not exceed the slew rate of the slice selective gradient magnetic field.
  • reference numeral 605 denotes an output gradient magnetic field waveform.
  • the output gradient magnetic field waveform Gs_out (t) is distorted by eddy current or vibration and becomes a waveform indicated by 505 in FIG.
  • the output gradient magnetic field waveform is calculated using the technique disclosed in Non-Patent Document 2.
  • the gradient magnetic field is applied or not applied, and the amount of gradient magnetic field applied per unit time is calculated from the amount of change in the phase difference of each signal intensity per unit time. Get. By comparing this with the application amount of the theoretical gradient magnetic field, the amount of distortion is grasped.
  • the output gradient magnetic field determination unit 230 of the present embodiment calculates and determines the output gradient magnetic field waveform 505Gs_out (t) by executing a gradient magnetic field waveform calculation sequence. This gradient magnetic field waveform calculation sequence is executed prior to the main imaging.
  • the gradient magnetic field waveform calculation sequence 300 is shown in FIGS. 5 (A) and 5 (B).
  • RF indicates the timing of RF pulse application
  • AD indicates data acquisition
  • Gs indicates the timing of slice gradient magnetic field application.
  • the gradient magnetic field waveform calculation sequence 300 includes a first pulse sequence 310 shown in FIG. 5 (A) and a second pulse sequence 320 shown in FIG. 5 (B).
  • the first pulse sequence 310 and the second pulse sequence 320 include an RF pulse 301 and a slice selective gradient magnetic field 303 that is applied simultaneously with the RF pulse 301.
  • the first pulse sequence 310 performs data acquisition 302 without applying the slice gradient magnetic field.
  • the second pulse sequence data acquisition 302 is performed while applying the second slice selection gradient magnetic field 304.
  • the second slice selection gradient magnetic field 304 has the same gradient magnetic field waveform 504Gs_in (t) as the slice selection gradient magnetic field (input gradient magnetic field) used for the main imaging. That is, the gradient magnetic field is specified by the same imaging parameter as the slice selection gradient magnetic field used for the main imaging.
  • the output gradient magnetic field determination unit 230 of the present embodiment executes the first pulse sequence 310 and the second pulse sequence 320. Then, using the first echo signal obtained in the first pulse sequence 310 and the second echo signal obtained in the second pulse sequence 320, the echo signal based on the presence or absence of the second slice selective gradient magnetic field 304 Get the phase change.
  • the output gradient magnetic field determination unit 230 obtains the time change of the application amount of the second slice selection gradient magnetic field 304, that is, the output gradient magnetic field waveform 505Gs_out (t) of the slice selection gradient magnetic field used for the main imaging. .
  • step S1104 the excitation RF pulse determination process by the excitation RF pulse determination unit 210 in step S1104 will be described.
  • the excitation RF pulse is expressed by the following formula (3).
  • RF RFa (t) ⁇ exp (j2 ⁇ ⁇ RFf ⁇ t + RFp (t)) (3)
  • RFa (t) is the pulse waveform (amplitude waveform) of the excitation RF pulse
  • RFp (t) is the phase of the excitation RF pulse
  • RFf is the irradiation frequency of the excitation RF pulse
  • j is the imaginary unit, It is a symbol.
  • the excitation RF pulse determination unit 210 calculates the excitation RF pulse irradiation frequency RFf, phase RFp (t), and amplitude waveform RFa (t), and determines the excitation RF pulse. As shown in FIG. 6, the excitation RF pulse determination unit 210 first calculates the irradiation frequency RFf using the output gradient magnetic field waveform Gs_out (t) (irradiation frequency RFf calculation processing; step S1201). Then, the amount of change in phase due to the change in the applied gradient magnetic field from the input gradient magnetic field waveform to the output gradient magnetic field waveform is calculated as the phase RFp (t) (phase RFp calculation process; step S1202).
  • the amplitude waveform RFa (t) of the excitation RF pulse is calculated using the output gradient magnetic field waveform Gs_out (t) and the input gradient magnetic field waveform Gs_in (t) (amplitude waveform RFa calculation processing; step S1203).
  • the irradiation frequency RFf of the excitation RF pulse is generally calculated by the following equation (4) based on the intensity Gs of the slice selection gradient magnetic field and the imaging position Z.
  • RFf ⁇ ⁇ (Gs ⁇ Z) + ⁇ ⁇ B0 (4)
  • ⁇ is a magnetic rotation ratio
  • B0 is the static magnetic field strength.
  • the excitation RF pulse determination unit 210 of the present embodiment uses the average value Ave (Gs_out (t)) in the time direction of Gs_out (t) for the slice selection gradient magnetic field strength Gs in the above equation (4), and uses the following equation: In (5), the irradiation frequency RFf of the excitation RF pulse is calculated.
  • OD is an imaging position represented by a distance from the magnetic field center (offset distance OD).
  • offset imaging imaging in which the imaging position is not the magnetic field center, that is, imaging in which the offset distance is not 0 is referred to as offset imaging.
  • the excitation RF pulse determination unit 210 calculates the phase change due to the gradient magnetic field distortion as the phase RFp (t) of the excitation RF pulse.
  • the phase RFp of the excitation RF pulse is 0.
  • FIG. 7A is a graph showing the time change of gradient magnetic field strength (Gradient strength)
  • FIG. 7B is a graph showing the time change of phase change (RF Phase diff).
  • phase RFp (t) is expressed by the following formula (6).
  • RFp (t) (gk (t) -gl (t)) ⁇ RFf ⁇ D (6)
  • D is the application time of the gradient magnetic field and the excitation RF pulse.
  • the phase RFp of the excitation RF pulse is set to 0. However, if the excitation RF pulse has a phase other than the phase change due to the gradient magnetic field, it is necessary. In response, the phase value is added to RFp.
  • the pulse waveform RFa (t) of the excitation RF pulse is designed so that the excited range (cross section of slice thickness (imaging region thickness); hereinafter referred to as excitation profile) is rectangular.
  • the excitation profile is a Fourier transform of the pulse waveform of the excitation RF pulse.
  • a sinc function waveform is used as the pulse waveform RFa (t) of the excitation RF pulse.
  • the amplitude waveform RFa (t) of the excitation RF pulse to be used is It is expressed by (7).
  • RFa (t) RFa_in (t) ⁇ Gs_out (t) / Gs_in (t) (7)
  • the excitation RF pulse waveform RFa_in (t) is calculated from the slice thickness and the bandwidth given as imaging parameters.
  • the excitation RF pulse determination unit 210 calculates the irradiation frequency RFf, phase RFp (t), and amplitude waveform RFa of the excitation RF pulse, and determines the excitation RF pulse.
  • the sequence creation unit 240 creates a pulse sequence so that an excitation RF pulse having the calculated irradiation frequency RFf, phase RFp (t), and amplitude waveform RFa (t) is applied during imaging.
  • an excitation RF pulse 401 that is phase-modulated with the irradiation frequency RFf as a modulation frequency is set in RFch, and the calculated phase RFp (t) 403 is set in RFpch.
  • the waveform of the excitation RF pulse 401 is RFa (t).
  • the input gradient magnetic field waveform Gs_in (t) 402 calculated from the imaging parameters is set in the gradient magnetic field GSch.
  • the imaging unit 250 executes imaging according to the obtained pulse sequence.
  • FIG. 9 shows an example in which a linear gradient magnetic field is used as the slice selection gradient magnetic field.
  • FIG. 9A shows an example in which the excitation RF pulse set by the imaging parameter is used as it is.
  • FIG. 9B shows an example in which the excitation RF pulse determined according to the above embodiment is used.
  • FIG. 9 (A) and FIG. 9 (B) respectively, the state of change of signal intensity (Signal magnitude) according to position (position), time (time) change of gradient magnetic field strength (Gradient strength), The time change of the amplitude waveform (RF amplitude) of the excitation RF pulse and the time change of the phase (RF phase diff) of the excitation RF pulse are shown.
  • the waveform RFa_in (t) of the set excitation RF pulse is set to 503, and the phase is set to 506.
  • the excitation profile is 501 when the slice selection gradient magnetic field is the input gradient magnetic field waveform Gs_in (t) 504.
  • the excitation RF pulse 503 is designed so that its center is the imaging position 510.
  • the slice selective gradient magnetic field actually applied has an output gradient magnetic field waveform Gs_out (t) 505. Therefore, when the designed excitation RF pulse (amplitude waveform is 503, phase is 506) is used as it is, the obtained slice profile is 502, and the imaging position is shifted to 511.
  • the excitation RF pulse (amplitude waveform RFa (t) is 508 and phase RFp (t) is 509) determined by the method of the present embodiment, the obtained slice profile is 507 and almost overlapped with the excitation profile 501. Accordingly, the imaging position is also substantially the same as 510.
  • the excitation RF pulse is determined by the method of the present embodiment, a desired imaging slice is excited with high accuracy without any deviation of the excitation profile itself or imaging position.
  • FIG. 10 (A) shows an example of using the excitation RF pulse set by the imaging parameter as it is.
  • FIG. 10B is an example in the case of using the excitation RF pulse determined according to the above embodiment.
  • FIG. 10 (A) and FIG. 10 (B) Each graph of FIG. 10 (A) and FIG. 10 (B), the state of change of signal intensity (Signal magnitude) according to position (position), time (time) change of gradient magnetic field strength (Gradient strength), The time change of the amplitude waveform (RF amplitude) of the excitation RF pulse and the time change of the phase (RF phase diff) of the excitation RF pulse are shown.
  • the input gradient magnetic field waveform Gs_in (t) calculated from the imaging parameters is 604, and the actually applied output gradient magnetic field waveform Gs_out (t) is 605.
  • the waveform of the excitation RF pulse RFa_in (t) to be set is 603 and the phase is 606.
  • the excitation profile (slice profile) is 601 when the slice selection gradient magnetic field is the input gradient magnetic field waveform Gs_in (t) 604.
  • the excitation RF pulse 603 is designed so that its center 610 is an imaging position.
  • the slice selective gradient magnetic field that is actually applied has an output gradient magnetic field waveform Gs_out (t) 605. Therefore, when the designed excitation RF pulse (amplitude waveform is 603 and phase is 606) is used as it is, the obtained slice profile is 602, and the imaging position is shifted to 611.
  • the imaging position is also substantially the same as 610.
  • the excitation RF pulse is determined by the method of the present embodiment, the desired imaging slice is excited with high accuracy without the deviation of the profile itself and the imaging position.
  • the excitation RF pulse is determined according to the output gradient magnetic field waveform actually applied during imaging. That is, the irradiation frequency RFf and the phase RFp (t) are determined based on the actually applied gradient magnetic field waveform Gs_out (t). Therefore, even when the gradient magnetic field changes from the input gradient magnetic field waveform Gs_in (t) to the output gradient magnetic field waveform Gs_out (t), a desired slice position can be excited. The same applies to the amplitude waveform RFa (t).
  • the present embodiment even if distortion occurs in the slice selection gradient magnetic field waveform that is actually applied due to eddy current or vibration, the frequency, phase, An excitation RF pulse having an amplitude waveform is irradiated. Therefore, a desired slice can be excited with high accuracy. Thereby, the image quality is improved.
  • the other imaging conditions are the same.
  • the graph of FIG. 11 (A) shows how the signal intensity (Signal magnitude) changes according to the position (position), the gradient magnetic field strength (Gradient ⁇ strength) changes in time (time), and the amplitude waveform of the excitation RF pulse ( This shows the time change of RF (amplitude) and the time change of the phase of the RF pulse (RF phase diff).
  • the amplitude waveform RFa (t) of the excitation RF pulse determined by the method of this embodiment is 703
  • the phase change RFp (t) is 707
  • the excitation profile ( 701 is the slice profile. Further, the obtained image is set to 709 shown in FIG.
  • the amplitude waveform RFa (t) of the excitation RF pulse determined by the method of this embodiment is 704
  • the phase change RFp (t) is 708, and the excitation
  • the profile (slice profile) is set to 702. Further, the obtained image is assumed to be 710 in FIG.
  • the slice profile 701 and the slice profile 702 substantially match the waveform and the imaging position.
  • the image 709 and the image 710 have almost the same image quality.
  • the value of the amplitude waveform 704 is smaller than that of the amplitude waveform 703, and the required RF excitation power is low. Therefore, it was shown that, under the same imaging conditions, an equivalent image can be obtained with a low excitation power by using a non-linear gradient magnetic field for the slice selection gradient magnetic field.
  • the excitation RF pulse having the frequency, phase, and amplitude waveform determined based on the actually applied gradient magnetic field waveform can be obtained. Irradiated. Therefore, a desired slice can be excited as in the case of using a linear gradient magnetic field for the slice selective gradient magnetic field.
  • the output gradient magnetic field determination unit 230 executes a gradient magnetic field waveform calculation sequence using the slice selection gradient magnetic field waveform (input gradient magnetic field waveform; Gs_in (t)) used for the main imaging for each main imaging. By doing so, the output gradient magnetic field waveform Gs_out (t) is determined.
  • the method for determining the output gradient magnetic field waveform Gs_out (t) is not limited to this.
  • the gradient magnetic field strength and slice thickness are inversely proportional. Therefore, for example, the output gradient magnetic field waveform Gs_out (t) of the main imaging, which is different from the imaging in which the output gradient magnetic field waveform Gs_out (t) is obtained by the above-described method, only in the slice thickness, It can be obtained by equation (8).
  • Gs_out (t) c ⁇ Tb ⁇ Gsb (t) / Tg (8)
  • Gsb (t) is the base gradient magnetic field waveform calculated by executing the gradient magnetic field waveform calculation sequence 300
  • Tb is the slice thickness at that time
  • Tg is the output gradient magnetic field waveform Gs_out (t) This is the slice thickness of the actual imaging to be calculated.
  • C is a correlation coefficient. The correlation coefficient c is obtained in advance by calculating the output gradient magnetic field waveform by executing the gradient magnetic field waveform calculation sequence 300 with two or more different slice thicknesses.
  • the output gradient magnetic field waveform Gs_out (t) may be calculated and determined using a system transfer function ts (t) unique to the MRI apparatus 100. That is, the output gradient magnetic field waveform Gs_out (t) can be calculated by the following equation (9) using the input gradient magnetic field waveform Gs_in (t) and the system transfer function ts (t).
  • t is the application time of the slice selective gradient magnetic field
  • ⁇ is a variable that satisfies 0 ⁇ ⁇ ⁇ t.
  • the system transfer function ts (t) is a time-damping response function having a plurality of time constants and gains from characteristics such as eddy currents.
  • a response function that can be used as the system transfer function ts (t) for example, an exponential function represented by the following equation (10) can be used.
  • g 1 , g 2 , and g 3 are gains
  • ⁇ 1 , ⁇ 2 , and ⁇ 3 are time constants. Since these gains and time constants are values depending on the apparatus, each MRI apparatus may be measured once, for example, at the time of installation.
  • the gain and time constant of the system transfer function ts (t) are not limited to those obtained by measurement.
  • the optimum value may be determined while changing the gain and the time constant.
  • the candidate Gs_app (t) of the output gradient magnetic field waveform Gs_app (t) is calculated using the above equations (9) and (10), and the gradient magnetic field waveform calculation sequence 300 is executed.
  • the gain and time constant when the similarity is the highest are employed.
  • the similarity between the output gradient magnetic field waveform candidate Gs_app (t) and the base gradient magnetic field waveform Gsb (t) is evaluated using the least square sum shown in the following equation (11).
  • the gain and time constant of Equation (10) may be calculated after performing Laplace transform and z transform on Equation (9).
  • the output gradient magnetic field determination unit 230 calculates the output gradient magnetic field waveform Gs_out (t) with respect to the input gradient magnetic field waveform Gs_in (t) for each main imaging or every time the imaging parameter changes. Although it comprises, it is not restricted to this.
  • the output gradient magnetic field waveform Gs_out (t) with respect to the input gradient magnetic field waveform Gs_in (t) determined by the imaging parameter may be obtained by some method.
  • the output gradient magnetic field waveform Gs_out (t) with respect to the input gradient magnetic field waveform Gs_in (t) is held in the storage unit 115 as a database for each representative imaging parameter.
  • the output gradient magnetic field determination unit 230 calculates the output gradient magnetic field waveform Gs_out (t) held in the database in association with the input gradient magnetic field waveform Gs_in (t) corresponding to the imaging parameter instead of calculating for each imaging. You may comprise so that it may extract.
  • the cross-sectional imaging in which the imaging cross section is parallel to any one of the xy plane, the yz plane, and the zx plane has been described as an example.
  • oblique imaging that is cross-sectional imaging at an arbitrary angle may be used.
  • the output gradient magnetic field waveform Gs_out (t) in the case of oblique imaging is expressed by the following equation (12).
  • G_x (t), G_y (t), and G_z (t) are output gradient magnetic field waveforms in the x-axis, y-axis, and z-axis directions, respectively, and wx, wy, and wz depend on the oblique angle Weight.
  • the weight is calculated from the rotation coordinates and the oblique angle set by the user. It is preferable that the data is stored in the storage unit 115 in advance.
  • the output gradient magnetic field waveforms G_x (t), G_y (t), and G_z (t) in the x-axis, y-axis, and z-axis directions are calculated by any of the methods described above.
  • the excitation RF pulse determination unit 210 calculates the irradiation frequency RFf of the excitation RF pulse and the phase change amount RFp (t) from the obtained output gradient magnetic field waveform Gs_out (t). Not limited to this. The calculation may be performed by correcting the irradiation frequency RFf_in and the phase RFp_in (t) of the excitation RF pulse determined in advance for each sequence. The irradiation frequency RFf_in and the phase RFp_in (t) are calculated from an ideal gradient magnetic field, that is, an input gradient magnetic field waveform Gs_in (t).
  • the correction amount ⁇ RFf of the irradiation frequency RFf and the correction amount ⁇ RFp (t) of the phase RFp (t) are expressed by the following equations (13) and (14), respectively.
  • ⁇ RFf ⁇ ⁇ (Ave (Gs_in (t))-Ave (Gs_out (t))) ⁇ OD (13)
  • Ave (Gs_in (t)) is the average value of the input gradient magnetic field waveform Gs_in (t) in the time direction
  • Ave (Gs_out (t)) is the average value of the output gradient magnetic field waveform Gs_out (t) in the time direction. It is.
  • ⁇ RFp (t) (gcal (t) -gk (t)) ⁇ RFf ⁇ D (14)
  • gcal (t) is the amount of change in phase in one cycle due to the input gradient magnetic field waveform Gs_in (t), and is normalized so that the maximum position is 2 ⁇ .
  • the process of determining the excitation RF pulse according to the input gradient magnetic field Gs_in (t) is performed in the arithmetic unit 107 provided in the MRI apparatus 100, but is not limited thereto.
  • the excitation RF pulse may be determined in accordance with the input gradient magnetic field Gs_in (t) in an information processing apparatus that can transmit and receive data to and from the MRI apparatus 100 and is independent of the MRI apparatus 100.
  • MRI apparatus 101 subject, 102 magnet, 103 gradient coil, 104 RF transmission coil, 105 RF reception coil, 106 signal detection unit, 107 calculation unit, 108 display unit, 109 gradient magnetic field power supply, 110 RF transmission unit, 111 Sequencer, 112 bed, 113 bed drive unit, 114 input unit, 115 storage unit, 210 excitation RF pulse determination unit, 220 input gradient magnetic field determination unit, 230 output gradient magnetic field determination unit, 240 sequence creation unit, 250 imaging unit, 300 tilt Magnetic field waveform calculation sequence, 301 RF pulse, 302 data acquisition, 303 slice selection gradient magnetic field, 304 slice selection gradient magnetic field, 310 pulse sequence, 320 pulse sequence, 401 excitation RF pulse, 402 input gradient magnetic field waveform, 403 phase, 501 excitation profile , 502 excitation profile, 503 amplitude waveform, 504 input gradient magnetic field waveform, 504d falling part, 504f flat part, 504u standing Edge, 505 Output gradient magnetic field waveform, 506 phase, 50

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Abstract

　渦電流や振動によりスライス選択傾斜磁場波形が歪む場合であっても高画質の画像を得るために、パルスシーケンスに設定された入力傾斜磁場波形に応じて印加される出力傾斜磁場波形に基づいて、高周波磁場情報を算出し、算出した高周波磁場情報をパルスシーケンスに設定する。そして、撮像時は、設定された入力傾斜磁場と算出した高周波磁場情報の励起RFパルスを用いる。励起RFパルスの決定に用いる出力傾斜磁場波形は、例えば、入力傾斜磁場波形を用て、実測したり、演算により求めたりする。

Description

磁気共鳴イメージング装置および高周波磁場決定方法
　本発明は、被検体中のプロトンからの核磁気共鳴(NMR)信号を測定し、プロトンの密度分布や緩和時間分布等を映像化する核磁気共鳴イメージング(MRI)技術に関する。特に、被検体上で撮像位置、撮像領域を設定する技術に関する。
　MRI検査を実行するMRI装置は、静磁場空間にセットされた被検体の任意の位置のスライス(撮像断面)を映像化(撮像)する。撮像対象のスライス位置およびスライス厚は、スライス選択傾斜磁場と、プロトンの磁化を励起する高周波数のラジオ波パルスとにより定まる。従って、スライス選択傾斜磁場の波形(強度)とラジオ波パルスの照射周波数および波形とを調整することにより、所望の位置の所望の厚みのスライス内のプロトンの磁化のみを励起できる。以下、プロトンの磁化を励起するラジオ波パルスを、励起RFパルスと呼ぶ。また、撮像対象のスライスの、スライス厚方向の中心を、スライス位置または撮像位置と呼ぶ。
　スライス選択傾斜磁場は、MRI装置に組み込まれる傾斜磁場コイルに電流を流すことにより、生成され、印加される。一般に、スライス選択傾斜磁場には、印加時間に対して線形に変化する線形勾配磁場が用いられる。スライス選択傾斜磁場に線形勾配磁場を用いる場合、励起プロファイルを矩形にするため、Sinc関数状の励起RFパルスを用いる。
　昨今の高磁場化で、比吸収率SAR(Specific Absorption Rate)が問題となっている。SARを改善するため、高磁場装置では、Sinc関数状の励起RFパルスより低い励起パワーで済むVERSE(variable rate selective excitation)法が用いられる(例えば、非特許文献1参照)。VERSE法では、スライス選択傾斜磁場の印加強度を変化させながら、励起RFパルスを印加する。このとき、スライス選択傾斜磁場には、印加時間に対して非線形に変化する非線形勾配磁場が用いられる。また、励起RFパルスには、Sinc関数よりも低い振幅のものが用いられる。励起パワーは、励起RFパルスの振幅の2乗に比例するため、VERSE法では、線形勾配磁場を用いる場合に比べて、低い励起パワーで済む。
Steven Conolly、 Dwight Nishimura and Albert Macovski、 "Variable-rate selective excitation" Journal of Magnetic Resonance、 78、 440-458(1988) Peter Latta;"Simple phase method for measurement of magneticfield gradient waveforms、" MAGNETIC RESONAMCE IMAGING 25、1272-1276(2007)
　一般に、磁場空間に配置される傾斜磁場コイルに、傾斜磁場を生成するための電流を流すと、電磁誘導作用が働き、渦電流が発生する。また、傾斜磁場の極性を生成するために、反転電流を流すため、傾斜磁場コイルが振動する。このような渦電流や振動により、撮像パラメータから算出される理想的な傾斜磁場(理論傾斜磁場)の波形が歪む。
　そして、励起RFパルスの照射周波数は、上記理論傾斜磁場波形に基づいて、決定される。しかしながら、実際に印加されるスライス選択傾斜磁場(印加傾斜磁場)波形は、上述のように歪むため、得られる磁場勾配も歪む。それに伴い、励起される位置に誤差が生じ、画質が劣化する。また、傾斜磁場波形の歪みは、励起される範囲と強度(励起プロファイル)の崩れをもたらし、さらに画質を劣化させる。特に、非線形勾配磁場は、線形勾配磁場に比べ、傾斜磁場波形の歪みが大きく、プロファイルが崩れやすく、画質の向上は難しい。
　本発明は、上記事情に鑑みてなされたもので、渦電流や振動によりスライス選択傾斜磁場波形が歪む場合であっても高画質の画像を得る技術を提供することを目的とする。
　本発明は、パルスシーケンスに設定された入力傾斜磁場波形に応じて印加される出力傾斜磁場波形に基づいて、高周波磁場情報を算出し、算出した高周波磁場情報をパルスシーケンスに設定する。そして、撮像は、このように高周波磁場情報が設定されたパルスシーケンスを用いて行われる。
　本発明によれば、渦電流や振動によりスライス選択傾斜磁場波形が歪む場合であっても、高画質の画像を得ることができる。
本発明の実施形態のMRI装置の構成図 本発明の実施形態の演算部の機能ブロック図 本発明の実施形態の撮像時の処理のフローチャート (A)は、線形勾配磁場を用いる場合の理想波形と実際に印加される波形とを説明するための説明図、(B)は、非線形勾配磁場を用いる場合の理想波形と実際に印加される波形とを説明するための説明図 (A)および(B)は、本発明の実施形態の傾斜磁場波形算出シーケンスを説明するための説明図 本発明の実施形態の励起RFパルス決定処理のフローチャート (A)は、本発明の実施形態の入力傾斜磁場波形と出力傾斜磁場波形とを説明するための説明図、(B)は、本発明の実施形態の入力傾斜磁場波形による位相変化と出力傾斜磁場波形による位相変化とを説明するための説明図 本発明の実施形態のシーケンス作成部により作成されるパルスシーケンスを説明するための説明図 (A)は、線形勾配磁場を用い、撮像パラメータで設定された励起RFパルスを用いる場合のシミュレーション結果を、(B)は、線形勾配磁場を用い、本発明の実施形態の手法で得た励起RFパルスを用いる場合のシミュレーション結果を説明するための説明図 (A)は、非線形勾配磁場を用い、撮像パラメータで設定された励起RFパルスを用いる場合のシミュレーション結果を、(B)は、非線形勾配磁場を用い、本発明の実施形態の手法で得た励起RFパルスを用いる場合のシミュレーション結果を説明するための説明図 (A)は、線形勾配磁場を用いる場合と、非線形勾配磁場を用いる場合との励起RFパルスの比較結果を説明するための説明図、(B)は、線形勾配磁場を用いる場合と非線形勾配磁場を用いる場合との本発明の実施形態の手法で得た励起RFパルスを用いる場合の、得られる画像の比較結果を説明するための説明図
　以下、本発明を適用する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装置を、図1を用いて説明する。本実施形態のMRI装置100は、被検体101を載せる寝台112と、静磁場を発生する磁石102と、静磁場空間に傾斜磁場を印加する傾斜磁場コイル103と、被検体101に高周波磁場を印加するRF送信コイル104と、被検体101が発生するNMR信号を検出するRF受信コイル105と、MRI装置100の各部の動作を制御するシーケンサ111と、を備える。
　寝台112は、磁石102が形成する静磁場空間に被検体101を挿入し、また、当該静磁場空間から被検体を退避させる。寝台112は、寝台駆動部113によって駆動される。寝台駆動部113は、シーケンサ111から与えられる制御信号に応じて、少なくとも体軸方向の寝台112の動きを制御する。なお、以下、本明細書では、体軸方向をz方向とし、z方向に垂直な2方向のうち、寝台面に垂直な方向をy方向、他方(z方向とy方向とに垂直な方向)をx方向とする。
　傾斜磁場コイル103は傾斜磁場電源109とともに静磁場空間に傾斜磁場を印加する傾斜磁場発生系を構成する。傾斜磁場コイル103は、x、y、zの3方向にそれぞれ傾斜磁場を発生するコイルを備え、各コイルにより、互いに直交する傾斜磁場を撮像領域に印加する。傾斜磁場は、シーケンサ111からの信号に応じて、傾斜磁場電源109から傾斜磁場コイル103に供給される電流に応じて印加される。それぞれの傾斜磁場は、オフセット撮像の撮像位置(撮像スライス)を決定するスライス選択傾斜磁場、位相エンコードを付与する位相エンコード傾斜磁場、読出しエンコードを付与する読み出し傾斜磁場として用いられる。各役割は、任意方向に設定することができる。以後、撮像位置を決定するためのスライス選択傾斜磁場を傾斜磁場と呼ぶ。
　RF送信コイル104は、RF送信部110とともに被検体101に高周波磁場(励起RFパルス)を印加するRF印加系を構成する。励起RFパルスは、シーケンサ111からの指示に従ってRF送信部110からRF送信コイル104に送られる信号に応じて印加される。印加される励起RFパルスの照射周波数、位相、振幅波形は、予め定められ、パルスシーケンスに設定される。スライス選択傾斜磁場に応じて、所望のスライス位置の所望のスライス厚を励起可能な照射周波数およびバンド幅の励起RFパルスが選択され、印加される。これにより、被検体101の所望のスライス位置の所望のスライス厚内のプロトンの核磁化は励起され、FＩD(自由誘導減衰)信号、或はエコー信号を発生する。
　RF受信コイル105は、信号検出部106とともに、被検体101から発生するエコー信号を検出する信号検出系を構成する。エコー信号は、RF受信コイル105で受信され、信号検出部106で検出される。
　検出された信号は、演算部107でFFT(高速フーリエ変換)などの処理が施され、画像信号に変換される。得られた画像は表示部108に表示される。
　シーケンサ111は、入力部114および演算部107からの命令や信号に応じて、傾斜磁場電源109、RF送信部110、信号検出部106、寝台駆動部113および表示部108の制御を担う。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。
　演算部107は、入力部114を介して撮像パラメータの設定または変更を受け付ける。受け付けた撮像パラメータと記憶部115に記憶される傾斜磁場強度などの情報とを用い、演算部107は、撮像時に実際に印加される傾斜磁場に応じた励起RFパルスを決定する。
演算部107は、さらに、決定した傾斜磁場および励起RFパルスを用いてパルスシーケンスを作成し、作成したパルスシーケンスに従って、シーケンサ111に命令を送る。
　これを実現するため、本実施形態の演算部107は、図2に示すように、撮影時に実際に印加される傾斜磁場波形(出力傾斜磁場波形)に応じた励起RFパルスを算出する励起RFパルス決定部210と、算出した励起RFパルスをパルスシーケンスに反映するシーケンス作成部240と、パルスシーケンスに従って撮像を実行する撮像部250とを備える。
　また、本実施形態の励起RFパルス決定部210は、出力傾斜磁場波形を、撮像パラメータに応じて定まる傾斜磁場波形(入力傾斜磁場波形)を用い、実測により決定する。このため、本実施形態の励起RFパルス決定部210は、撮像パラメータから入力傾斜磁場波形を決定する入力傾斜磁場決定部220と、入力傾斜磁場波形から、撮像時に実際に印加される傾斜磁場波形(出力傾斜磁場波形)を決定する出力傾斜磁場決定部230とを備える。
　まず、演算部107による、撮像時の処理の流れの概要を図3のフローチャートを用いて説明する。
　まず、操作者が入力部114を介して撮像パラメータを設定する。これを受け、演算部107は、撮像パラメータを受け付ける(ステップS1101)。次に、入力傾斜磁場決定部220が、撮像パラメータに基づき、入力傾斜磁場波形Gs_in(t)を決定する(入力傾斜磁場決定処理；ステップS1102)。そして、出力傾斜磁場決定部230が、撮像パラメータ、算出された入力傾斜磁場波形に基づき、撮像時に実際に印加される出力傾斜磁場波形Gs_out(t)を決定する(出力傾斜磁場決定処理；ステップS1103)。次に、励起RFパルス決定部210が、撮像パラメータと出力傾斜磁場波形とに基づき、励起RFパルスを決定する(励起RFパルス決定処理；ステップS1104)。
　そして、シーケンス作成部240は、入力された撮像パラメータおよび決定した励起RFパルスを反映したパルスシーケンスを作成する(ステップS1105)。撮像部250は、作成したパルスシーケンスに従って、各部を動作させ、撮像を実行する(ステップS1106)。すなわち、撮像時、撮像部250は、RF送信コイル104から決定した励起RFパルスを照射する。
　以下、ステップS1102からステップS1104の各ステップの処理の詳細を説明する。
　まず、ステップS1102の、入力傾斜磁場決定部220による入力傾斜磁場決定処理について説明する。
　入力傾斜磁場決定部220は、予め設定される傾斜磁場の理論的な傾斜磁場波形を算出する。傾斜磁場には、線形勾配磁場または非線形勾配磁場のいずれかが用いられる。ここでは、一例として線形勾配磁場と定められている場合を例にあげて説明する。
　一般的な線形勾配磁場の傾斜磁場は、傾斜磁場の印加時間に関係なく傾斜磁場強度が一定あるため、その理想波形は、図4(A)の504で示す波形となる。図4(A)は、傾斜磁場強度(Gradient strength)の時間(time)変化を示すグラフである。このとき、フラット部分504fの傾斜磁場強度Gs_flat(t)は、以下の式(1)で求められる。
　Gs_flat(t)＝TBW/(γ・zw・D)　　(1)
ここで、TBW(time-bandwidth)は、励起RFパルス波形において、励起RFパルスの強度が0となる回数である。これは、励起RFパルスに使用するRFパルス波形毎に決まった値であり、既知である。γは磁気回転比である。zwはスライス厚であり、撮像パラメータとして与えられる。Dは、印加時間であり、励起RFパルスの励起時間と等しい。なお、立ち上がり部504uと立ち下がり部504dとは、励起RFパルスには関係しないため、説明を簡単にするため、フラット部分504fの傾斜磁場強度Gs_flat(t)を、入力傾斜磁場波形Gs_in(t)とする。
　なお、非線形勾配磁場を傾斜磁場に用いる場合、傾斜磁場の印加時間に対応して傾斜磁場強度が変わる。非線形勾配磁場の理想波形は、図4(B)の604に示すとおりである。その理想波形604の詳細な計算方法は非特許文献1に開示されているとおりである。
すなわち、非線形勾配磁場の場合の傾斜磁場波形Gs_in(t)は、以下の式(2)で表される。
　Gs_in(t)＝Gs_linear(t)×vRF(t)/oRF(t)　(2)
　ここで、Gs_linear(t)は線形勾配磁場の傾斜磁場波形であり、vRF(t)は非線形勾配磁場に対応する励起RFパルス波形であり、oRF(t)は線形勾配磁場に対応する励起RFパルス波形である。また、vRF(t)はoRF(t)の面積と照射時間を変えないよう、最大振幅がoRF(t)の最大振幅のα倍になるように、両サイドの振幅を上げて作成する。但し、αは1以下であり、αの決定はスライス選択傾斜磁場のスリューレートを超えないようする。なお、図4(B)において、605は、出力傾斜磁場波形である。
　次に、ステップS1103の出力傾斜磁場決定部230による、出力傾斜磁場決定処理について説明する。
　出力傾斜磁場波形Gs_out(t)は、上述のように、渦電流や振動により歪み、図4(A)の505に示す波形となる。本実施形態は、非特許文献2に開示されている技術を用いて出力傾斜磁場波形を算出する。非特許文献2には、信号取得期間中に、傾斜磁場を印加するものとしないものとを実行し、それぞれの信号強度の位相差分の単位時間当たりの変化量から、時間ごとの傾斜磁場印加量を得る。これを、理論傾斜磁場の印加量と比較することにより、歪み量を把握する。そこで本実施形態の出力傾斜磁場決定部230は、傾斜磁場波形算出シーケンスを実行することにより、出力傾斜磁場波形505Gs_out(t)を算出し、決定する。この傾斜磁場波形算出シーケンスは、本撮像に先立ち、実行される。
　傾斜磁場波形算出シーケンス300を図5(A)および図5(B)に示す。これらの図において、RFは、RFパルス印加の、ADは、データ取得の、Gsは、スライス傾斜磁場印加の、それぞれタイミングを示す。
　傾斜磁場波形算出シーケンス300は、図5(A)に示す第一のパルスシーケンス310と図5(B)に示す第二のパルスシーケンス320とを備える。第一のパルスシーケンス310および第二のパルスシーケンス320は、RFパルス301と、RFパルス301と同時に印加されるスライス選択傾斜磁場303とを備える。
　RFパルス301とスライス選択傾斜磁場303の印加後、第一のパルスシーケンス310は、スライス傾斜磁場を印加せずに、データ取得302を行う。一方、第二のパルスシーケンスでは、第二のスライス選択傾斜磁場304を印加しながら、データ取得302を行う。第二のスライス選択傾斜磁場304は、本撮像に用いるスライス選択傾斜磁場(入力傾斜磁場)と同じ傾斜磁場波形504Gs_in(t)とする。すなわち、本撮像に用いるスライス選択傾斜磁場と同じ撮像パラメータで特定される傾斜磁場とする。
　本実施形態の出力傾斜磁場決定部230は、第一のパルスシーケンス310と第二のパルスシーケンス320とを実行する。そして、第一のパルスシーケンス310で得た第一のエコー信号と、第二のパルスシーケンス320で得た第二のエコー信号とを用い、第二のスライス選択傾斜磁場304の有無による、エコー信号の位相変化を得る。
　第二のスライス選択傾斜磁場304の有無によるエコー信号の位相の、単位時間Δtにおける変化は、当該傾斜磁場の単位時間の印加量と等価になることが知られている。これを利用して、出力傾斜磁場決定部230は、第二のスライス選択傾斜磁場304の印加量の時間変化、すなわち、本撮像に用いるスライス選択傾斜磁場の出力傾斜磁場波形505Gs_out(t)を得る。
　次に、上記ステップS1104の、励起RFパルス決定部210による励起RFパルス決定処理について説明する。
　励起RFパルスは、以下の式(3)で表される。
　RF＝RFa(t)・exp(j2π・RFf・t＋RFp(t))　　(3)
ここで、RFa(t)は、励起RFパルスのパルス波形(振幅波形)、RFp(t)は、励起RFパルスの位相、RFfは、励起RFパルスの照射周波数、jは虚数単位、・は乗算記号である。
　本実施形態では、励起RFパルス決定部210は、励起RFパルスの照射周波数RFfと、位相RFp(t)と、振幅波形RFa(t)とを算出し、励起RFパルスを決定する。励起RFパルス決定部210は、図6に示すように、まず、出力傾斜磁場波形Gs_out(t)を用い、照射周波数RFfを算出する(照射周波数RFf算出処理；ステップS1201)。そして、印加される傾斜磁場が入力傾斜磁場波形から出力傾斜磁場波形に変化したことによる位相の変化量を位相RFp(t)として算出する(位相RFp算出処理；ステップS1202)。最後に、出力傾斜磁場波形Gs_out(t)と入力傾斜磁場波形Gs_in(t)とを用い、励起RFパルスの振幅波形RFa(t)を算出する(振幅波形RFa算出処理；ステップS1203)。
　まず、上記ステップS1201の照射周波数RFf算出処理の詳細を説明する。励起RFパルスの照射周波数RFfは、一般に、スライス選択傾斜磁場の強度Gsと撮像位置Zとにより、以下の式(4)により算出される。
　RFf＝γ・(Gs・Z)＋γ・B0　　　(4)
ここで、γは磁気回転比である。B0は、静磁場強度である。
　本実施形態の励起RFパルス決定部210は、上記式(4)の、スライス選択傾斜磁場強度Gsに、Gs_out(t)の時間方向の平均値Ave(Gs_out(t))を用い、以下の式(5)で、励起RFパルスの照射周波数RFfを算出する。
　RFf＝γ・Ave(Gs_out(t))・OD　　　(5)
ここで、ODは、磁場中心からの距離(オフセット距離OD)で表される撮像位置である。オフセット距離ODは、ユーザが入力する。なお、撮像位置が磁場中心でない撮像、すなわち、オフセット距離が0でない撮像を、オフセット撮像と呼ぶ。
　次に、上記ステップS1202の位相RFp算出処理の詳細を説明する。ここでは、励起RFパルス決定部210は、上述のように、傾斜磁場の歪みによる位相変化を励起RFパルスの位相RFp(t)として算出する。なお、ここでは、傾斜磁場の歪みがない場合、励起RFパルスの位相RFpは0とする。
　傾斜磁場波形が、図7(A)に示す入力傾斜磁場波形Gs_in(t)のような理想的な形状の場合、1サイクルで位相は、図7(B)のgl(t)のように、0から2πに線形変化する。一方、傾斜磁場波形が、図7(A)に示す出力傾斜磁場波形Gs_out(t)のように歪むと、1サイクルの位相は、図7(B)のgk(t)のように変化する。
なお、ここでは、gk(t)は、位相の累積和の最大値が2πとなるよう規格化してある。また、図7(A)は、傾斜磁場強度(Gradient strength)の時間変化を、図7(B)は、位相変化(RF Phase diff)の時間変化を示すグラフである。
　従って、位相RFp(t)は、以下の式(6)で表される。
　RFp(t)＝(gk(t)-gl(t))・RFf・D　　　(6)
　ここで、Dは、傾斜磁場および励起RFパルスの印加時間である。
　なお、ここでは、上述のように、傾斜磁場の歪みがない場合、励起RFパルスの位相RFpは0としているが、励起RFパルスが傾斜磁場による位相変化の他に位相を持つ場合は、必要に応じてRFpにその位相値を加える。
　次に、上記ステップS1203の振幅波形RFa算出処理の詳細を説明する。励起RFパルスのパルス波形RFa(t)は、励起される範囲(スライス厚(撮像領域の厚み)の断面；以下励起プロファイルと呼ぶ。)が矩形になるよう設計される。励起プロファイルは、励起RFパルスのパルス波形をフーリエ変換したものである。矩形の励起プロファイルを得るため、励起RFパルスのパルス波形RFa(t)には、例えば、sinc関数波形が用いられる。
　印加される傾斜磁場波形が入力傾斜磁場波形Gs_in(t)であるとして設計された励起RFパルス波形を、RFa_in(t)とすると、用いる励起RFパルスの振幅波形RFa(t)は、以下の式(7)で表される。
　RFa(t)＝RFa_in(t)・Gs_out(t)/Gs_in(t)　　(7)
　なお、励起RFパルス波形RFa_in(t)は、撮像パラメータとして与えられたスライス厚とバンド幅とにより算出される。
　以上のように、励起RFパルス決定部210は、励起RFパルスの照射周波数RFfと位相RFp(t)と振幅波形RFaとを算出し、励起RFパルスを決定する。
　次に、ステップS1105のシーケンス作成部240によるパルスシーケンス作成処理を説明する。シーケンス作成部240は、撮像時に、上記算出した照射周波数RFfと位相RFp(t)と振幅波形RFa(t)を有する励起RFパルスが印加されるよう、パルスシーケンスを作成する。具体的には、図8に示すように、RFchに上記照射周波数RFfを変調周波数として位相変調した励起RFパルス401をセットし、RFpchに、算出した位相RFp(t)403をセットする。励起RFパルス401の波形は、RFa(t)とする。なお、傾斜磁場GSchには、撮像パラメータから算出した入力傾斜磁場波形Gs_in(t)402をセットする。
　撮像部250は、得られたパルスシーケンスに従って撮像を実行する。
　ここで、本実施形態の効果を示すシミュレーション結果を図9および図10に示す。本シミュレーションでは、撮像位置の磁場中心からのオフセット量を60mmとした。
　図9は、スライス選択傾斜磁場に線形勾配磁場を用いた例である。図9(A)は、撮像パラメータで設定された励起RFパルスをそのまま用いた場合の例である。図9(B)は、上記実施形態により決定した励起RFパルスを用いた場合の例である。
　図9(A)および図9(B)の各グラフは、それぞれ、位置(position)に応じた信号強度(Signal magnitude)の変化の様子、傾斜磁場強度(Gradient strength)の時間(time)変化、励起RFパルスの振幅波形(RF amplitude)の時間変化、励起RFパルスの位相(RF phase diff)の時間変化を示す。
　撮像パラメータから算出された入力傾斜磁場波形Gs_in(t)を504、実際に印加される出力傾斜磁場波形Gs_out(t)を505とする。設定された励起RFパルスの波形RFa_in(t)を503、位相を506とする。スライス選択傾斜磁場が、入力傾斜磁場波形Gs_in(t)504である場合の、励起プロファイル(スライスプロファイル)を501とする。励起RFパルス503は、その中心が撮像位置510になるよう設計される。
　ところが、実際に印加されるスライス選択傾斜磁場は、出力傾斜磁場波形Gs_out(t)505を有する。このため、設計された励起RFパルス(振幅波形は503、位相は506)をそのまま用いると、得られるスライスプロファイルは、502となり、撮像位置は、511にずれた。
　一方、図9(B)に示すように、本実施形態の手法で決定した励起RFパルス(振幅波形RFa(t)は508、位相RFp(t)は509)を用いると、得られるスライスプロファイルは、507のようになり、ほぼ、励起プロファイル501と重なった。従って、撮像位置も510とほぼ同じとなる。これにより、本実施形態の手法で励起RFパルスを決定すると、励起プロファイル自体のずれ、撮像位置のずれもなく、精度よく所望の撮像スライスが励起されることが示された。
　スライス選択傾斜磁場として、非線形勾配傾斜磁場を用いた例を図10に示す。図10(A)は、撮像パラメータで設定された励起RFパルスをそのまま用いた場合の例である。図10(B)は、上記実施形態により決定した励起RFパルスを用いた場合の例である。
　図10(A)および図10(B)の各グラフは、それぞれ、位置(position)に応じた信号強度(Signal magnitude)の変化の様子、傾斜磁場強度(Gradient strength)の時間(time)変化、励起RFパルスの振幅波形(RF amplitude)の時間変化、励起RFパルスの位相(RF phase diff)の時間変化を示す。
　撮像パラメータから算出される入力傾斜磁場波形Gs_in(t)を604、実際に印加される出力傾斜磁場波形Gs_out(t)を605とする。設定される励起RFパルスRFa_in(t)の波形を603、位相を606とする。スライス選択傾斜磁場が、入力傾斜磁場波形Gs_in(t)604である場合の、励起プロファイル(スライスプロファイル)を601とする。励起RFパルス603は、その中心610が撮像位置になるよう設計される。
　ところが、実際に印加されるスライス選択傾斜磁場は、出力傾斜磁場波形Gs_out(t)605を有する。このため、設計された励起RFパルス(振幅波形が603で位相が606)をそのまま用いると、得られるスライスプロファイルは、602となり、撮像位置は、611にずれた。
　一方、図10(B)に示すように、出力傾斜磁場波形Gs_out(t)605を用い、本実施形態の手法で決定した励起RFパルス(振幅波形RFa(t)は608、位相RFp(t)は609)を用いると、得られるスライスプロファイルは、607のようになり、ほぼ、励起プロファイル601と重なった。従って、撮像位置も610とほぼ同じとなる。
　これにより、本実施形態の手法で励起RFパルスを決定すると、プロファイル自体のずれ、撮像位置のずれもなく、精度よく所望の撮像スライスが励起されることが示された。
　以上説明したように、本実施形態によれば、撮像時に実際に印加される出力傾斜磁場波形に応じて励起RFパルスを決定する。すなわち、照射周波数RFfおよび位相RFp(t)を、実際に印加される傾斜磁場波形Gs_out(t)に基づいて決定する。このため、傾斜磁場が、入力傾斜磁場波形Gs_in(t)から出力傾斜磁場波形Gs_out(t)に変化した場合であっても、所望のスライス位置を励起することができる。また、振幅波形RFa(t)についても同様である。このため、入力傾斜磁場波形Gs_in(t)から出力傾斜磁場波形Gs_out(t)に変化した場合であっても、所望の形状の励起プロファイルが得られ、結果として、所望のスライス厚を励起することができる。
　従って、本実施形態によれば、渦電流や振動などにより、実際に印加されるスライス選択傾斜磁場波形に歪みが発生したとしても、実際に印加されるスライス選択傾斜磁場に応じた周波数、位相、振幅波形を有する励起RFパルスが照射される。従って、所望のスライスを精度よく励起することができる。これにより、画質が向上する。
　ここで、本実施形態の手法で励起RFパルスを決定する場合、スライス選択傾斜磁場に、線形勾配磁場を用いる例と、非線形勾配磁場を用いる例との比較結果を図11(A)および図11(B)に示す。他の撮像条件は同じとする。図11(A)のグラフは、それぞれ、位置(position)に応じた信号強度(Signal magnitude)の変化の様子、傾斜磁場強度(Gradient strength)の時間(time)変化、励起RFパルスの振幅波形(RF amplitude)の時間変化、励起RFパルスの位相(RF phase diff)の時間変化を示す。
　スライス選択傾斜磁場に、線形勾配磁場705を用いた場合の、本実施形態の手法により決定した励起RFパルスの振幅波形RFa(t)を703、位相変化RFp(t)を707、その励起プロファイル(スライスプロファイル)を701とする。また、得られた画像を図11(B)の示す709とする。
　また、スライス選択傾斜磁場に、非線形勾配磁場706を用いた場合の、本実施形態の手法により決定した励起RFパルスの振幅波形RFa(t)を704、位相変化RFp(t)を708、その励起プロファイル(スライスプロファイル)を702とする。また、得られた画像を図11(B)の710とする。
　図11(A)に示すように、スライスプロファイル701とスライスプロファイル702とは、波形および撮像位置とも、ほぼ合致する。また、図11(B)に示すように、画像709と画像710とも、画質はほぼ同等である。しかし、励起RFパルスの振幅波形703と704とを比べると、振幅波形703に比べ、振幅波形704の方がその値が小さく、必要とするRF励起パワーが低い。従って、同じ撮像条件であれば、スライス選択傾斜磁場に非線形勾配磁場を用いることにより、低い励起パワーで同等の画像を得ることができることが示された。
　このように、本実施形態によれば、スライス選択傾斜磁場に非線形勾配磁場を用いても、実際に印加される傾斜磁場波形に基づいて決定された周波数、位相、振幅波形を有する励起RFパルスが照射される。従って、スライス選択傾斜磁場に線形勾配磁場を用いる場合と同様に、所望のスライスを励起することができる。
　従来は、非線形勾配磁場を用いる場合、磁場の歪みが大きく、励起プロファイルが崩れやすいため、同じ撮像条件で線形勾配磁場を用いる場合に比べて画質が劣っていた。しかし、本実施形態によれば、スライス選択傾斜磁場に、線形勾配磁場を用いても、非線形勾配磁場を用いても、同等の画質の画像を得ることができる。従って、同じ画質の画像を得るために、より少ない励起パワーで済む。
　なお、上記実施形態では、出力傾斜磁場決定部230は、本撮像毎に、本撮像に用いるスライス選択傾斜磁場波形(入力傾斜磁場波形；Gs_in(t))を用い、傾斜磁場波形算出シーケンスを実行することにより、出力傾斜磁場波形Gs_out(t)を決定している。しかし、出力傾斜磁場波形Gs_out(t)の決定手法はこれに限られない。
　傾斜磁場強度とスライス厚とは反比例する。従って、例えば、上記手法で出力傾斜磁場波形Gs_out(t)を求めた撮像とスライス厚のみ異なる本撮像の出力傾斜磁場波形Gs_out(t)は、傾斜磁場波形算出シーケンス300の実行無しに、以下の式(8)で求めることができる。
　Gs_out(t)＝c・Tb・Gsb(t)/Tg　　　(8)
　ここで、Gsb(t)は、上記傾斜磁場波形算出シーケンス300を実行して算出したベースとなる傾斜磁場波形、Tbは、その時のスライス厚、一方、Tgは、出力傾斜磁場波形Gs_out(t)算出対象の本撮像のスライス厚である。また、cは、相関係数である。相関係数cは、予め、2以上の異なるスライス厚で、上記傾斜磁場波形算出シーケンス300を実行して出力傾斜磁場波形をそれぞれ算出し、求めておく。
　また、出力傾斜磁場波形Gs_out(t)は、MRI装置100固有のシステム伝達関数ts(t)を用いて算出し、決定するよう構成してもよい。すなわち、出力傾斜磁場波形Gs_out(t)は、入力傾斜磁場波形Gs_in(t)とシステム伝達関数ts(t)とを用い、以下の式(9)で算出できる。
Figure JPOXMLDOC01-appb-I000001
　ここで、tは、スライス選択傾斜磁場の印加時間であり、τは、0≦τ≦tを満たす変数である。また、システム伝達関数ts(t)は、渦電流などの特性から、複数の時定数とゲインとを持つ、時間的に減衰する応答関数である。システム伝達関数ts(t)として用いることができる応答関数には、例えば、以下の式(10)で表される指数関数を用いることができる。
Figure JPOXMLDOC01-appb-I000002
　ここで、g1、g2、g3はゲイン、τ1、τ2、τ3は時定数である。これらのゲインおよび時定数は装置に依存する値であるため、各MRI装置について、たとえば、据付時などに、1回測定すればよい。
　なお、システム伝達関数ts(t)のゲインと時定数とは、測定により求めるものに限られない。例えば、ゲインと時定数とを変更しながら、最適な値を決定してもよい。この場合、変更する毎に、上記式(9)および式(10)を用いて出力傾斜磁場波形Gs_app(t)の候補Gs_app(t)を算出し、上記傾斜磁場波形算出シーケンス300を実行して算出したベースとなる傾斜磁場波形Gsb(t)と比較し、類似度が最も高い場合のゲインと時定数とを採用する。出力傾斜磁場波形候補Gs_app(t)とベースとなる傾斜磁場波形Gsb(t)との類似度は、以下の式(11)に示す最小二乗和を用いて評価する。
Figure JPOXMLDOC01-appb-I000003
　さらに、式(10)のゲインと時定数とは、式(9)に対して、ラプラス変換やz変換を行った後に算出してもよい。
　さらに、上記実施形態では、出力傾斜磁場決定部230は、入力傾斜磁場波形Gs_in(t)に対する出力傾斜磁場波形Gs_out(t)を、本撮像毎、または、撮像パラメータが変わる毎に算出するように構成しているが、これに限られない。何らかの手法で、撮像パラメータで決定する入力傾斜磁場波形Gs_in(t)に対する出力傾斜磁場波形Gs_out(t)が得られればよい。
　例えば、代表的な撮像パラメータ毎に、入力傾斜磁場波形Gs_in(t)に対する出力傾斜磁場波形Gs_out(t)を、データベースとして記憶部115に保持しておく。そして、出力傾斜磁場決定部230は、撮像毎に、算出する代わりに、撮像パラメータに応じた入力傾斜磁場波形Gs_in(t)に対応づけてデータベースに保持される出力傾斜磁場波形Gs_out(t)を抽出するよう構成してもよい。
　なお、上記実施形態では、撮像断面が、xy面、yz面、zx面のいずれかに平行な直交断面撮像を例にあげて説明しているが、撮像はこれに限られない。例えば、任意角度の断面撮像であるオブリーク撮像であってもよい。オブリーク撮像の場合の出力傾斜磁場波形Gs_out(t)は、以下の式(12)で表される。
Figure JPOXMLDOC01-appb-I000004
　ここで、G_x(t)、G_y(t)、G_z(t)は、それぞれ、x軸、y軸、z軸方向の出力傾斜磁場波形であり、wx、wy、wzは、オブリークの角度に応じた重みである。重みは、回転座標とユーザが設定するオブリークの角度により計算される。事前に記憶部115に保持されていることが好ましい。
　x軸、y軸、z軸方向の出力傾斜磁場波形G_x(t)、G_y(t)、G_z(t)は、上述のいずれかの手法で算出する。
　また、上記実施形態では、励起RFパルス決定部210は、励起RFパルスの照射周波数RFfと位相変化量RFp(t)とを、得られた出力傾斜磁場波形Gs_out(t)から算出しているが、これに限られない。予めシーケンス毎に定められた励起RFパルスの照射周波数RFf_inと位相RFp_in(t)とを、補正することにより、算出してもよい。照射周波数RFf_inと位相RFp_in(t)とは、理想的な傾斜磁場、すなわち、入力傾斜磁場波形Gs_in(t)から算出される。
　この場合の、照射周波数RFfの補正量ΔRFfおよび位相RFp(t)の補正量ΔRFp(t)は、それぞれ、以下の式(13)、式(14)で表される。
　ΔRFf＝γ・(Ave(Gs_in(t))-Ave(Gs_out(t)))・OD　(13)
　ここで、Ave(Gs_in(t))は、入力傾斜磁場波形Gs_in(t)の時間方向の平均値、Ave(Gs_out(t))は、出力傾斜磁場波形Gs_out(t)の時間方向の平均値である。
　ΔRFp(t)＝(gcal(t)-gk(t))・RFf・D　　　(14)
ここで、gcal(t)は、入力傾斜磁場波形Gs_in(t)による、1サイクルの位相の変化量であり、最大位置が2πになるよう規格化したものである。
　そして、照射周波数RFfおよび位相RFp(t)は、それぞれ以下の式(15)、式(16)で求められる。
　RFf＝RFf_in＋ΔRFf　　　　　　　　(15)
　RFp(t)＝RFp_in(t)＋ΔRFp(t)　　　(16)
　また、本実施形態では、入力傾斜磁場Gs_in(t)に応じて励起RFパルスを決定する処理を、MRI装置100が備える演算部107内で行っているが、これに限られない。例えば、MRI装置100とデータの送受信が可能な、MRI装置100とは独立した情報処理装置内で、入力傾斜磁場Gs_in(t)に応じて励起RFパルスを決定するよう構成してもよい。
　100　MRI装置、101　被検体、102　磁石、103　傾斜磁場コイル、104　RF送信コイル、105　RF受信コイル、106　信号検出部、107　演算部、108　表示部、109　傾斜磁場電源、110　RF送信部、111　シーケンサ、112　寝台、113　寝台駆動部、114　入力部、115　記憶部、210　励起RFパルス決定部、220　入力傾斜磁場決定部、230　出力傾斜磁場決定部、240　シーケンス作成部、250　撮像部、300　傾斜磁場波形算出シーケンス、301　RFパルス、302　データ取得、303　スライス選択傾斜磁場、304　スライス選択傾斜磁場、310　パルスシーケンス、320　パルスシーケンス、401　励起RFパルス、402　入力傾斜磁場波形、403　位相、501　励起プロファイル、502　励起プロファイル、503　振幅波形、504　入力傾斜磁場波形、504d　立ち下がり部、504f　フラット部分、504u　立ち上がり部、505　出力傾斜磁場波形、506　位相、507　励起プロファイル、508　振幅波形、509　位相、510　撮像位置、511　撮像位置、601　励起プロファイル、602　励起プロファイル、603　振幅波形、604　入力傾斜磁場波形、605　出力傾斜磁場波形、606　位相、607　励起プロファイル、608　振幅波形、609　位相、610　撮像位置、611　撮像位置、701　スライスプロファイル、702　スライスプロファイル、703　振幅波形、704　振幅波形、705　線形勾配磁場、706　非線形勾配磁場、707　位相、708　位相、709　画像、710　画像

Claims (14)

  1. 　静磁場を発生する磁石と、静磁場空間に傾斜磁場を印加する傾斜磁場発生部と、被検体に高周波磁場を印加する高周波磁場印加部と、被検体から発生する核磁気共鳴信号を検出する信号検出部と、傾斜磁場発生部、高周波磁場印加部および信号検出部の動作を制御する計測制御部と、予め定められたパルスシーケンスに従って前記計測制御部に制御の指示を行うとともに、前記信号検出部が検出した核磁気共鳴信号からの画像の再構成を含む演算を行う演算部と、を備える磁気共鳴イメージング装置であって、
    　前記演算部は、前記パルスシーケンスに従って入力される入力傾斜磁場波形に応じて前記傾斜磁場発生部が印加する出力傾斜磁場波形に基づいて、前記高周波磁場印加部から印加する高周波磁場情報を決定する高周波磁場決定部と、
    　前記高周波磁場決定部が決定した高周波磁場情報を前記パルスシーケンスに設定するシーケンス作成部と、を備えること
    　を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  2. 　請求項1記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    　前記高周波磁場決定部は、
    　前記出力傾斜磁場波形を用いて前記高周波磁場の照射周波数を算出する周波数算出部と、
    　印加される傾斜磁場が前記入力傾斜磁場波形から前記出力傾斜磁場波形に変化したことによる位相変化量を算出する位相算出部と、を備え、
    　前記シーケンス作成部は、前記算出した位相変化量を前記パルスシーケンスの高周波磁場情報に設定すること
    　を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  3. 　請求項2記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    　前記シーケンス作成部は、前記算出した照射周波数を変調周波数として前記パルスシーケンスの高周波磁場情報に設定すること
    　を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  4. 　請求項2記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    　前記高周波磁場決定部は、前記入力傾斜磁場波形と前記出力傾斜磁場波形とを用いて前記高周波磁場の振幅波形を算出する振幅波形算出部をさらに備え、
    　前記シーケンス作成部は、前記算出した振幅波形を前記パルスシーケンスの高周波磁場情報に設定すること
    　を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  5. 　請求項1記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    　前記高周波磁場決定部は、
    　撮像パラメータから前記入力傾斜磁場波形を決定する入力傾斜磁場決定部と、
    　前記入力傾斜磁場波形から前記出力傾斜磁場波形を決定する出力傾斜磁場決定部と、をさらに備えること
    　を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  6. 　請求項2記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    　前記周波数算出部は、前記出力傾斜磁場波形の強度の平均値を用いて前記高周波磁場の周波数を算出し、
    　前記位相算出部は、前記出力傾斜磁場波形による1サイクルの位相変化量を用いて前記位相変化量を算出すること
    　を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  7. 　請求項1記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    　前記高周波磁場決定部は、
    　前記高周波磁場の周波数の補正量と、前記高周波磁場の位相の補正量とを算出する補正量算出部を備え、
    　前記補正量を用い、予め定められた高周波磁場の周波数と位相とを補正し、前記パルスシーケンスに設定する高周波磁場情報を決定すること
    　を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  8. 　請求項5記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    　前記演算部は、前記入力傾斜磁場波形および撮像パラメータ毎に、予め算出した出力傾斜磁場波形を、前記入力傾斜磁場波形に対応づけて記憶する傾斜磁場波形データベースをさらに備え、
    　前記出力傾斜磁場決定部は、前記入力傾斜磁場波形に対応する出力傾斜磁場波形を、前記傾斜磁場波形データベースから抽出し、前記出力傾斜磁場波形を決定すること
    　を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  9. 　請求項5記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    　前記出力傾斜磁場決定部は、所定のパルスシーケンスを、本撮像で用いる傾斜磁場を印加して実行することにより得た第一の結果と、当該傾斜磁場を印加せずに実行することにより得た第二の結果とを比較することにより、前記出力傾斜磁場波形を決定すること
    　を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  10. 　請求項5記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    　前記演算部は、複数の出力傾斜磁場波形から相関係数を算出する相関係数算出部をさらに備え、
    　前記出力傾斜磁場決定部は、前記撮像パラメータと前記相関係数とを用いて、前記出力傾斜磁場波形を決定すること
    　を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  11. 　請求項5記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    　前記出力傾斜磁場決定部は、前記入力傾斜磁場波形と予め定めたシステム伝達関数とを用い、畳み込み積分により前記出力傾斜磁場波形を決定すること
    　を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  12. 　請求項5記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    　前記出力傾斜磁場決定部は、ユーザが入力するオブリークの角度を用い、前記出力傾斜磁場波形を決定すること
    　を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  13. 　磁気共鳴イメージング装置において撮像に用いるパルスシーケンスに設定する高周波磁場情報を決定する高周波磁場決定方法であって、
    　前記パルスシーケンスに設定された入力傾斜磁場波形に応じて印加される出力傾斜磁場波形に基づいて、前記高周波磁場情報を算出する高周波磁場算出ステップを備えること
    　を特徴とする高周波磁場決定方法。
  14. 　請求項13記載の高周波磁場決定方法であって、
    　前記高周波磁場算出ステップは、
    　前記出力傾斜磁場波形の平均値を用いて前記高周波磁場の周波数を算出する周波数算出ステップと、
    　前記入力傾斜磁場波形から前記出力傾斜磁場波形に変化したことによる、印加される高周波磁場の位相変化量を算出する位相算出ステップと、を備えること、
    　を特徴とする高周波磁場決定方法。
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