WO2014045936A1 - 磁気共鳴イメージング装置および磁気共鳴イメージング方法 - Google Patents

磁気共鳴イメージング装置および磁気共鳴イメージング方法 Download PDF

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    • G01R33/546—Interface between the MR system and the user, e.g. for controlling the operation of the MR system or for the design of pulse sequences

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 a sequence using a spatial selective excitation pulse.
  • MRI Magnetic Resonance Imaging
  • an arbitrary plane having a thickness in a one-dimensional direction is selectively excited using a radio wave (hereinafter referred to as RF) and a gradient magnetic field.
  • RF radio wave
  • SS two-dimensional spatial selective excitation
  • an RF pulse is applied together with an oscillating gradient magnetic field pulse.
  • the RF pulse applied together with the oscillating gradient magnetic field pulse is called a two-dimensional selective excitation pulse (2DRF pulse).
  • a set of 2DRF pulse and oscillating gradient magnetic field pulse is called a two-dimensional space selective excitation pulse.
  • the application time of the two-dimensional spatial selective excitation pulse is long, and the excitation profile is distorted and the excitation position tends to shift due to various factors.
  • Typical factors that affect the excitation profile and excitation position include residual magnetic field and eddy current due to oscillating gradient magnetic field pulses, static magnetic field inhomogeneity, and deviation in the application timing of oscillating gradient magnetic field pulses and RF pulses (hereinafter referred to as GC Delay).
  • the displacement of the excitation position due to these factors is referred to as the displacement of the excitation position due to device distortion.
  • pulse stabilization reducing the displacement of the excitation position due to device distortion.
  • an excitation region (hereinafter, side lobe) outside the target region appears in addition to the target excitation region (hereinafter, main lobe). Due to the side lobe, a signal flows from an unintended region, resulting in an artifact. In order to improve the image quality by eliminating this artifact, it is necessary to adjust the side lobe generation region to a position that does not affect the inspection.
  • the positional relationship between the main lobe and side lobe generated according to the imaging sequence and the FOV is difficult for the user to understand and adjustment is difficult.
  • various k-space trajectories can be obtained by repeating the application of the three-dimensional spatial selective excitation pulse (application pattern).
  • the appearance also varies depending on the k-space trajectory. For this reason, the adjustment is more difficult.
  • the excitation positions of the main lobe and the side lobe change due to the apparatus distortion as described above. This is also an artifact factor.
  • the two-dimensional space selective excitation method there is a pulse stabilization method for reducing the influence of device distortion, as disclosed in the above patent documents.
  • the distortion of the excitation profile and the displacement of the excitation position due to the apparatus distortion vary depending on the k-space trajectory. For this reason, even if the 2D RF pulse stabilization method is directly applied to the three-dimensional spatial selective excitation method showing various k-space trajectories, the pulse cannot be sufficiently stabilized.
  • the present invention has been made in view of the above circumstances, and in either the two-dimensional spatial selective excitation method or the three-dimensional spatial selective excitation method, only a target region is highly accurate without imposing a burden on the user. It is an object of the present invention to provide a technique for improving the image quality by selectively exciting with the.
  • the present invention accepts selection of a k-space trajectory that suppresses excitation of non-target areas by side lobes.
  • the excitation region of the selected k-space trajectory is presented to the operator, and the operator can adjust the excitation region through the presentation.
  • the multidimensional space selective excitation pulse is stabilized.
  • an adjustment amount is calculated from a pre-measurement result corresponding to the k-space trajectory selected by the operator and reflected in the imaging sequence.
  • a sub-RF pulse is applied together with a 2D RF pulse as a two-dimensional spatial selective excitation pulse.
  • the irradiation frequency, irradiation start phase, and irradiation intensity of the sub RF pulse are adjusted so that the main lobe cancels the main lobe of the 2D RF pulse.
  • either the two-dimensional spatial selective excitation method or the three-dimensional spatial selective excitation method can selectively excite only a target region with high accuracy without imposing a burden on the user. Will improve.
  • Pulse sequence by slice selective excitation (a) is a pulse sequence that realizes two-dimensional spatial selective excitation, (b) is its k-space trajectory, (c) is its excitation region, (d) is its excitation profile, respectively.
  • Explanatory drawing for explanation (a) is a pulse sequence for realizing the three-dimensional spatial selective excitation of the first embodiment,
  • (b) is an explanatory diagram for explaining the k-space trajectory (a) to (c) are explanatory diagrams for explaining an example of excitation region display by the pulse sequence of FIG. 4 (a).
  • (a) is a pulse sequence for realizing the three-dimensional spatial selective excitation of the first embodiment
  • (b) and (c) are explanatory diagrams for explaining the k-space trajectory (a)-(c) is explanatory drawing for demonstrating the example of an excitation area
  • (a) is a pulse sequence for realizing the three-dimensional spatial selective excitation of the first embodiment
  • (b) and (d) are explanatory diagrams for explaining the k-space trajectory (a)-(c) is explanatory drawing for demonstrating the example of an excitation area
  • (a) is an example of a pre-scan sequence of the first embodiment
  • (b) is an explanatory diagram for explaining an excitation profile in the z direction acquired from a signal obtained by the sequence shown in (a).
  • Flow chart of imaging processing of the first embodiment Flowchart of imaging processing according to modification of first embodiment
  • Flow chart of device distortion adjustment processing of the first embodiment (a) and (b) are functional block diagrams of a control unit according to a modification of the first embodiment.
  • FIG. 1 is a functional block diagram of the control unit of the second embodiment
  • FIG. 1 is a functional block diagram of the control unit of the second embodiment
  • FIG. 1 is a functional block diagram of the control unit of the second embodiment
  • FIG. 1 is a functional block diagram of the control unit of the second embodiment
  • FIG. 1 is a functional block diagram of the control unit of the second embodiment
  • FIG. 1 is a functional block diagram of the control unit of the second embodiment
  • FIG. 1 is a functional block diagram of the control unit of the second embodiment
  • FIG. 1 is a functional block diagram of the control unit of the second embodiment
  • FIG. 1 is a functional block diagram of the control unit of the second embodiment
  • FIG. 1 is a functional block diagram of the control unit of the second embodiment
  • FIG. 1 is a functional block diagram of the control unit of the second embodiment
  • FIG. 1 is a functional block diagram of the control unit of the second embodiment
  • FIG. 1 is a functional block diagram of the control unit of the second embodiment
  • FIG. 1 is a functional
  • FIG. 1 is a functional block diagram of the MRI apparatus 100 of the present embodiment.
  • the MRI apparatus 100 of the present embodiment is an apparatus that obtains a tomographic image of the subject 101 using the NMR phenomenon. As shown in FIG.
  • a static magnetic field generating magnet 102 a gradient magnetic field coil 103 and a gradient magnetic field power source 106
  • a transmission RF coil (transmission coil) 104 an RF transmission unit 107, a reception RF coil (reception coil) 105, and a signal
  • the detection unit 108, the signal processing unit 109, the sequencer 110, the control unit 120, the display unit 121, the operation unit 122, and the subject 101 are mounted, and the subject 101 is placed inside the static magnetic field generating magnet 102.
  • a bed 111 to be taken in and out.
  • the static magnetic field generating magnet 102 functions as a static magnetic field generating unit that generates a static magnetic field.
  • the static magnetic field generating magnet 102 generates a uniform static magnetic field in the direction perpendicular to the body axis of the subject 101 in the vertical magnetic field method and in the body axis direction in the horizontal magnetic field method.
  • a permanent magnet type, normal conducting type or superconducting type static magnetic field generating source is arranged around the.
  • the gradient magnetic field coil 103 and the gradient magnetic field power source 106 function as a gradient magnetic field application unit that applies a gradient magnetic field to the subject 101 arranged in a static magnetic field.
  • the gradient magnetic field coil 103 is a coil wound in the three-axis directions of X, Y, and Z that are the real space coordinate system (stationary coordinate system) of the MRI apparatus.
  • Each of the gradient magnetic field coils is connected to a gradient magnetic field power source 106 for driving the gradient coil and supplied with a current.
  • the gradient magnetic field power supply 106 of each gradient coil is driven according to a command from a sequencer 110 described later, and supplies current to each gradient coil.
  • gradient magnetic fields Gx, Gy, and Gz are generated in the three axial directions of X, Y, and Z.
  • a slice gradient magnetic field pulse (Gs) is applied in a direction orthogonal to the slice plane (imaging section) to set the slice plane for the subject 101.
  • a phase encoding gradient magnetic field pulse (Gp) and a frequency encoding (leadout) gradient magnetic field pulse (Gf) are applied in the remaining two directions orthogonal to the slice plane and orthogonal to each other, and the echo signal in each direction is applied.
  • Location information is encoded.
  • the transmission coil 104 and the RF transmitter 107 function as a high-frequency magnetic field transmitter that transmits a high-frequency magnetic field pulse (RF pulse) that excites the magnetization of the subject 101 at a predetermined flip angle.
  • the transmission coil 104 is a coil that irradiates the subject 101 with an RF pulse, is connected to the RF transmission unit 107, and is supplied with an RF pulse current from the RF transmission unit 107.
  • an NMR phenomenon is induced in the nuclear spins of the atoms constituting the biological tissue of the subject 101.
  • the RF transmission unit 107 is driven according to a command from a sequencer 110 described later, amplitude-modulates and amplifies the high-frequency pulse, and supplies it to the transmission coil 104 disposed in the vicinity of the subject 101.
  • the supplied high frequency pulse is applied to the subject 101 from the transmission coil 104.
  • the reception coil 105 and the signal detection unit 108 function as a signal reception unit that receives an echo signal generated by the subject 101.
  • the reception coil 105 is a coil that receives an NMR signal (echo signal) emitted by the NMR phenomenon of the nuclear spin that constitutes the biological tissue of the subject 101, and is connected to the signal detection unit 108 to signal the received echo signal.
  • the data is sent to the detection unit 106.
  • the signal detection unit 108 performs detection processing of the echo signal received by the reception coil 105.
  • the signal detection unit 108 when the echo signal of the response of the subject 101 induced by the RF pulse irradiated from the transmission coil 104 is received by the reception coil 105 disposed in the vicinity of the subject 101, the signal detection unit 108 sent.
  • the signal detection unit 108 amplifies the received echo signal according to a command from the sequencer 110 described later, divides the signal into two orthogonal signals by quadrature detection, and each of them is a predetermined number (for example, 128, 256, 512, etc.). ) Sampling, A / D conversion of each sampling signal is converted to a digital quantity, and sent to the signal processing unit 109 described later.
  • the echo signal is obtained as time-series digital data (hereinafter referred to as echo data) composed of a predetermined number of sampling data.
  • the signal processing unit 109 performs various signal processing on the echo data, and sends the processed echo data to the control unit 120.
  • the sequencer 110 mainly transmits various commands for data collection necessary for the reconstruction of the tomographic image of the subject 101 to the gradient magnetic field power source 106, the RF transmission unit 107, and the signal detection unit 108.
  • the sequencer 110 operates under the control of the control unit 120, which will be described later, and controls the gradient magnetic field power source 106, the RF transmission unit 107, and the signal detection unit 108 in accordance with the imaging sequence, and the RF pulse to the subject 101.
  • the application of the gradient magnetic field pulse and the detection of the echo signal from the subject 101 are repeatedly executed to collect echo data necessary for reconstruction of the image of the imaging region of the subject 101.
  • the control unit 120 performs control of the sequencer 110, various data processing, display of processing results, storage, and the like, and includes an arithmetic processing unit having a CPU and a memory therein, and storage of an optical disk, a magnetic disk, etc. A part.
  • an image is reconstructed from the echo signal received by the signal receiving unit described above, and a command for controlling the operations of the gradient magnetic field applying unit, the high frequency magnetic field transmitting unit, and the signal receiving unit is given to the sequencer 110 according to the imaging sequence. give.
  • the imaging sequence is generated by imaging parameters set by the user and a pulse sequence specified by the user.
  • the sequencer 110 is controlled to collect echo data, and the collected echo data is stored in an area corresponding to the k space of the memory based on the encoding information applied to the echo data. .
  • a group of echo data stored in an area corresponding to the k space of the memory is also referred to as k space data.
  • the k-space data is subjected to processing such as signal processing and image reconstruction by Fourier transform, and the resulting image of the subject 101 is displayed on the display unit 121 described later and recorded in the storage unit. .
  • the display unit 121 and the operation unit 122 are interfaces for exchanging various control information of the MRI apparatus 100, information necessary for calculation processing, and calculation processing results with the user.
  • the MRI apparatus 100 of the present embodiment receives input from the user via the display unit 121 and the operation unit 122.
  • the operation unit 122 is disposed in the vicinity of the display unit 121, and an operator controls various processes of the MRI apparatus 100 interactively through the operation unit 122 while looking at the display unit 121.
  • the display unit 121 displays the reconstructed image of the subject 101.
  • the operation unit 122 includes at least one of a trackball, a mouse, a keyboard, and the like serving as an input device.
  • the transmission coil 104 and the gradient magnetic field coil 103 are opposed to the subject 101 in the static magnetic field space of the static magnetic field generating magnet 102 into which the subject 101 is inserted, in the case of the vertical magnetic field method, If the horizontal magnetic field method is used, the object 101 is installed so as to surround it.
  • the receiving coil 105 is installed so as to face or surround the subject 101.
  • the nuclide to be imaged by the current MRI apparatus 100 is a hydrogen nucleus (proton) that is a main constituent material of the subject 101 as widely used clinically.
  • the information about the spatial distribution of proton density and the spatial distribution of the relaxation time of the excited state is imaged, so that the form or function of the human head, abdomen, limbs, etc. can be expressed two-dimensionally or three-dimensionally.
  • an RF pulse is applied together with a gradient magnetic field in order to excite only protons in a specific region.
  • each applied pulse of the imaging sequence is adjusted so as to selectively excite only the target excitation region with high accuracy even in the three-dimensional spatial selective excitation.
  • the pulse sequence that realizes the slice selective pulse sequence and the two-dimensional spatial selective excitation will be described.
  • FIG. 2 shows a pulse sequence 900 for exciting an arbitrary slice having a thickness in a one-dimensional direction.
  • RF, Gx, Gy, and Gz indicate application timings of the RF pulse, the gradient magnetic field in the x-axis direction, the gradient magnetic field in the y-axis direction, and the gradient magnetic field in the z-axis direction, respectively.
  • a slice selective gradient magnetic field 902 is applied in any one direction of Gx, Gy, and Gz.
  • a case of applying in the Gz direction is illustrated. Thereby, a predetermined slice in which only the position in the z-axis direction is specified is selectively excited.
  • a pulse sequence that realizes two-dimensional spatial selective excitation (hereinafter referred to as a 2DRF sequence), a k-space trajectory by the pulse sequence, and an excitation region will be described.
  • Fig. 3 (a) shows the 2D RF sequence 200
  • Fig. 3 (b) shows the k-space trajectory 220 based on the 2D RF sequence 200
  • Figs. 3 (c) and 3 (d) show the regions excited by the 2D RF sequence 200 (main Lobes 231 and side lobes 232) are shown.
  • Fig. 3 (a) shows only RF, Gx, and Gy as the 2D RF sequence 200.
  • the 2DRF sequence 200 includes a two-dimensional selective excitation pulse (hereinafter referred to as 2DRF pulse) 201 and an oscillating gradient magnetic field pulse 202.
  • 2DRF pulse a two-dimensional selective excitation pulse
  • oscillating gradient magnetic field pulse 202 By these 2DRF pulse 201 and oscillating gradient magnetic field pulse 202, only a predetermined cylindrical region is selectively excited.
  • the 2D RF pulse 201 and the oscillating gradient magnetic field pulse 202 are collectively referred to as a two-dimensional space selective excitation pulse 210.
  • 2DRF pulse 201 is a pencil beam type excitation RF pulse for exciting a cylindrical region.
  • F0 is the irradiation frequency of the 2D RF pulse 201.
  • the oscillating gradient magnetic field pulse 202 has its k-space trajectory 220 in the Gx and Gy directions so that it has a spiral trajectory from the center of the k-space to the outside or the outside to the center. Applied.
  • the frequency n of the oscillating gradient magnetic field pulse 202 is equal to the number of spiral turns (number of rotations) n of the k-space trajectory 220.
  • G 0 is the maximum intensity of the oscillating gradient magnetic field pulse 202.
  • the region excited by the 2DRF sequence 200 is the target excitation region (main lobe) 231 at the center of the xy plane and the non-target excitation at the outer concentric position.
  • the lateral magnetization (signal intensity) of the side lobe 232 is smaller than that of the main lobe 231. It is assumed that the diameter of the main lobe 231 to be excited is X 0 and the diameter of the side lobe 232 is WX 0 .
  • the respective excitation profiles in the x direction are shown in FIG. 3 (d).
  • the vertical axis represents the signal intensity.
  • the 3D RF sequence applies the two-dimensional spatial selective excitation pulse 210 including the 2D RF pulse 201 and the oscillating gradient magnetic field pulse 202 a plurality of times.
  • the two-dimensional space selective excitation pulse 210 is applied with various application patterns by changing the intensity and frequency of the RF pulse and the vibration gradient magnetic field pulse in various ways.
  • FIG. -3 3DRF sequences 300 (300-1, 300-2, 300, respectively) having different application patterns of the two-dimensional spatial selective excitation pulse 210 of this embodiment are shown in FIG. -3) is illustrated.
  • the 3DRF sequence 300 includes a plurality of two-dimensional spatial selective excitation pulses 210 (hereinafter, in the 3DRF sequence, three-dimensional spatial selective excitation pulses 310). Called).
  • Each three-dimensional space selective excitation pulse 310 includes a 3D RF pulse 301 which is a pencil beam type excitation RF pulse similar to the 2D RF pulse 201, and an oscillating gradient magnetic field pulse 302 similar to the oscillating gradient magnetic field pulse 202.
  • each three-dimensional space selective excitation pulse 310 is sequentially called 310a, 310b, 310c, 310d, 310e, and the oscillating gradient magnetic field pulse applied in the x-axis direction (Gx direction) is 302x.
  • the oscillating gradient magnetic field pulse applied in the y-axis direction (Gy direction) is referred to as 302y
  • the oscillating gradient magnetic field pulse applied in the z-axis direction (Gz direction) is referred to as 302z.
  • the oscillating gradient magnetic field pulse 302 in the uniaxial direction is a blip gradient magnetic field pulse.
  • the oscillating gradient magnetic field pulses 302x and 302y are applied in the Gx direction and the Gy direction, and the blip gradient magnetic field pulse 302z is applied in the Gz direction.
  • the application intensity of the 3D RF pulse 301 is changed according to a predetermined pattern.
  • Fig. 4 (b) shows the k-space trajectory (first k-space trajectory) 320-1 by the 3D space selective excitation pulse 310 of the 3DRF sequence 300-1.
  • the k-space trajectories by the respective three-dimensional spatial selective excitation pulses 310a, 310b, 310c, 310d, and 310e are indicated by 320a, 320b, 320c, 320d, and 320e, respectively.
  • Each k-space trajectory 320a, 320b, 320c, 320d, 320e becomes a spiral trajectory on the kx-ky plane with different positions in the kz direction.
  • FIGS. 5 (a), 5 (b) and 5 (c) show regions (main lobe 331 and side lobe 332) excited by the 3D RF sequence 300-1 shown in FIG. 4 (a).
  • Reference numeral 339 denotes a positioning image.
  • the voxel-shaped main lobe 331 and the ring-shaped side lobe 332-1 are excited by the 3D RF pulse 301, the oscillating gradient magnetic field pulses 302x and 302y, and the blip gradient magnetic field pulse 302z.
  • side lobes 332-2 and 332-3 appearing at different positions in the z-axis direction with the same shape as 331 and 332-1 are also excited. That is, according to the 3DRF sequence 300-1, the first side lobe 332-1 appears concentrically with the main lobe 331 in the direction of the oscillating gradient magnetic field pulses 302x and 302y.
  • the second side lobe 332-2 and the third side lobe 332-3 appear in the direction of the blip gradient magnetic field 302z (Z direction).
  • the second side lobe 332-2 and the third side lobe 332-2 are excitation regions having the same shape as the main lobe 331 and the first side lobe 332-1, respectively, and only the center position in the z direction is present. Different.
  • Two second side lobes 332-2 and third side lobes 332-3 appear at equidistant positions from the main lobe 331 in the blip gradient magnetic field 302z direction (Z direction).
  • the application intensity of the 3DRF pulse 301 is all the same.
  • the applied intensity of the oscillating gradient magnetic field pulse 302 gradually increases and decreases symmetrically in two directions, and is constant in the remaining one direction.
  • Gx direction oscillating gradient magnetic field pulse 302x gradually increases its intensity
  • Gy direction oscillating gradient magnetic field pulse 302y gradually decreases its intensity
  • Gz direction oscillating gradient magnetic field pulse 302z has a constant intensity. Is illustrated.
  • the k-space trajectory (second k-space trajectory) 320-2 by the 3D spatial selective excitation pulse 310 of the 3DRF sequence 300-2 is shown in FIG. 6 (b) and FIG. 6 (c).
  • Each k-space trajectory 320a, 320b, 320c, 320d, 320e is a plane orthogonal to the kx-ky plane, and the intersection line with the kx-ky plane is on a different plane passing through the origin of the kx-ky plane, respectively. It becomes a spiral trajectory.
  • FIGS. 7 (a), 7 (b) and 7 (c) The regions (main lobe 331 and side lobe 332) excited by this 3DRF sequence 300-2 are shown in FIGS. 7 (a), 7 (b) and 7 (c).
  • the voxel-shaped main lobe 331 and the disk-shaped side lobe 332-1 are excited.
  • side lobes 332-2 and 332-3 appearing at different positions in the z-axis direction with the same shape as 331 and 332-1 are also excited.
  • the disk-shaped first side lobe 332-1 appears on the surface specified by the applied direction of the oscillating gradient magnetic field that is not applied at a constant intensity.
  • the first side lobe 332-1 appears on the xy plane.
  • the second side lobe 332-2 and the third side lobe 332-3 appear in the application direction (z direction) of the oscillating gradient magnetic field applied at a constant intensity.
  • the second side lobe 332-2 and the third side lobe 332-2 are excitation regions having the same shape as the main lobe 331 and the first side lobe 332-1 and differ only in the center position in the Z-axis direction. .
  • Two of the second side lobe 332-2 and the third side lobe 332-2 appear at positions equidistant from the main lobe 331 in the vibration gradient magnetic field application direction (z direction) applied at a constant intensity.
  • the third side lobe 332-3 is omitted.
  • the application intensity of the 3DRF pulse 301 is all the same.
  • the oscillating gradient magnetic field pulse 302 (302x, 302y, 302z) is applied only in two directions.
  • Fig. 8 (b) to Fig. 8 (d) show the k-space trajectory (third k-space trajectory) 320-3 by the 3D space selective excitation pulse 310 of the 3DRF sequence 300-3.
  • Each k-space trajectory 320a, 320b, 320c becomes a spiral trajectory on the kz-kx plane, the ky-kx plane, and the kz-ky plane, respectively.
  • FIGS. 9 (a), 9 (b) and 9 (c) The regions excited by this 3DRF sequence 300-3 are shown in FIGS. 9 (a), 9 (b) and 9 (c).
  • the voxel-shaped main lobe 331 and the voxel-shaped side lobe 332-1 are excited.
  • a cylindrical main lobe and a cylindrical side lobe similar to those in FIG. 3C are generated in the X, Y, and Z directions.
  • a voxel-like region where a plurality of main lobes are superimposed is excited as a main lobe 331, and a cylinder-like region other than 331 and a voxel-like region where side lobes are superimposed are excited as side lobes 332-1. Is done.
  • the 3D RF sequence 300 selectively excites a voxel-like region by applying a three-dimensional spatial selective excitation pulse 310 composed of a set of the 3D RF pulse 301 and the oscillating gradient magnetic field pulse 302 a plurality of times.
  • the generation mode of the k-space trajectory 320 differs depending on the application pattern of the three-dimensional space selective excitation pulse 310.
  • the generation position of the side lobe 332 is also different.
  • each of the three k-space trajectories is generated by selecting the k-space trajectory so as to selectively excite only the target excitation region with high accuracy.
  • a dimension space selective excitation pulse 310 is adjusted.
  • the function of the control unit 120 of the present embodiment that realizes this will be described.
  • FIG. 1 (b) is a functional block diagram of the control unit 120 of the present embodiment.
  • control unit 120 of the present embodiment includes an accepting unit 130 that accepts input of imaging parameters and selection of a k-space trajectory from a user, and an excitation region display that displays an excitation region based on the selected k-space trajectory Unit 140, adjustment unit 150 that adjusts three-dimensional spatial selective excitation pulse 310 to selectively excite a target region, and imaging in accordance with an imaging sequence using adjusted three-dimensional spatial selective excitation pulse 310 An imaging unit 160.
  • the adjustment unit 150 includes an excitation region adjustment unit 151 that reflects the adjustment for the position of the excitation region received from the user in the three-dimensional space selective excitation pulse 310, and an adjustment for the displacement of the excitation position due to device distortion.
  • An apparatus distortion adjusting unit 152 that reflects the three-dimensional space selective excitation pulse 310.
  • the accepting unit 130 accepts imaging parameters and designation of a k-space trajectory, and generates an imaging sequence used for actual imaging.
  • a pulse sequence having an application pattern that realizes a user-selectable k-space trajectory is stored in advance in the storage unit in association with the k-space trajectory.
  • the accepting unit 130 extracts a pulse sequence that realizes the k-space trajectory according to a user's designation, and generates an imaging sequence reflecting the imaging parameters.
  • the designation is performed, for example, via an excitation area screen described later.
  • a selectable k-space trajectory may be presented in a menu format so that the user can select it.
  • the excitation region display unit 140 calculates the excitation region (main lobe 331 and side lobe 332) excited by the k-space trajectory selected by the user and displays it on the display unit 121.
  • the display is updated every time the k-space trajectory is selected in the receiving unit 130.
  • every time the excitation region adjustment unit 151 described later reflects the adjustment by the user in the three-dimensional space selective excitation pulse 310, the display of the excitation region is updated according to the adjustment.
  • the screen on which the calculated main lobe 331 and side lobe 332 are displayed is referred to as an excitation area screen.
  • the excitation area screen includes an excitation area (main lobe 331 and side lobe 332) display area, an end button for accepting the intention to end adjustment of the excitation area, and a selection area for accepting selection of the k-space trajectory.
  • the accepting unit 130 accepts selection and change of the k-space trajectory from the user via this selection area.
  • Excitation areas in the excitation area display area are, for example, FIG. 5 (a), FIG. 5 (b), FIG. 5 (c), FIG. 7 (a), FIG. 7 (b), FIG. 7 (c), FIG. Displayed as shown in a), FIG. 9 (b), and FIG. 9 (c).
  • the display mode of the excitation region is two-dimensional. It may be a three-dimensional display as shown in FIGS. 5 (c), 7 (c), and 9 (c).
  • the display mode of the main lobe 331 and the side lobe 332 is changed so that the user can easily grasp the position of the side lobe 332.
  • the display mode is changed, for example, by changing the color or changing the pattern. Further, as shown in FIG. 5 (a), FIG. 5 (b), FIG. 7 (a), FIG. 7 (b), FIG. 9 (a), FIG. Also good.
  • the excitation region adjustment unit 151 receives the adjustment of the excitation region from the user via the excitation region displayed on the display unit 121, and reflects the adjustment in the three-dimensional space selective excitation pulse 310.
  • the accepted adjustments are, for example, the position, orientation, and size of each of the main lobe 331 and the side lobe 332, the relative distance 341 between the main lobe 331 and the side lobe 332, and the relative distance 342 between the side lobes 332 (FIG. ), FIG. 5 (a)-(c), FIG. 7 (a)-(c), and FIG. 9 (a)-(c)).
  • the relative distances 341 and 342 are distances between peak positions, respectively.
  • the excitation region adjustment unit 151 adjusts the three-dimensional space selective excitation pulse 310 so as to realize the adjusted main lobe 331 and side lobe 332.
  • the three-dimensional space selective excitation pulse 310 is adjusted so as to realize the excitation region displayed on the excitation region screen when the end button is pressed.
  • the number of applications of the three-dimensional space selective excitation pulse 310 and the number of rotations (vibration frequency) of the oscillating gradient magnetic field pulse 302 are adjusted according to changes in the relative distances 341 and 342.
  • the rotation speed (frequency) of each oscillating gradient magnetic field pulse 302 is changed.
  • the position of the side lobe 332 approaches the main lobe 331 as the rotational speed (frequency) of the oscillating gradient magnetic field pulse 302 is decreased. Therefore, when the relative distance 341 becomes longer, the rotation number (frequency) of the oscillating gradient magnetic field pulse 302 is increased.
  • the number of three-dimensional space selective excitation pulses 310 to be applied is changed. Specifically, when the relative distance 342 is increased, the number of three-dimensional spatial selective excitation pulses 310 to be applied is increased. In the 3D RF sequences 300-1 and 300-2, the main lobe 331 is excited by being divided by a plurality of RF pulses (3D RF pulse 301). For this reason, when the number of applied three-dimensional space selective excitation pulses 310 is increased, the FA of the side lobe 332-1 decreases. Therefore, also when the FA of the side lobe 332-1 is lowered, the number of three-dimensional spatial selective excitation pulses 310 to be applied is increased.
  • the apparatus distortion adjustment unit 152 reflects the adjustment of the displacement of the excitation position due to the apparatus distortion in the three-dimensional space selective excitation pulse 310.
  • the device distortion adjustment unit 152 performs optimization processing similar to the conventional optimization processing in the 2D RF sequence 200 on each three-dimensional spatial selective excitation pulse 310 to optimize the irradiation frequency, application time, and rotation speed.
  • the conventional optimization process uses, for example, the technique disclosed in Patent Document 1 or Patent Document 3 described above.
  • the static magnetic field inhomogeneity in the region of interest is measured, and the resonance frequency of magnetization obtained from the measurement result is set as the irradiation frequency of the 3D RF pulse 301.
  • the optimum application time of the 3D RF pulse 301 and the rotation speed of the oscillating gradient magnetic field pulse 302 are obtained while changing the coefficient for determining the cylinder diameter of the excitation region and the time difference for determining the offset position.
  • an optimization process similar to the optimization process for the 2D RF sequence 200 is performed on one three-dimensional spatial selective excitation pulse 310, and an adjustment value for the obtained three-dimensional spatial selective excitation pulse 310 is set to another
  • the present invention may also be applied to the three-dimensional space selective excitation pulse 310. Thereby, the time required for optimization adjustment can be shortened.
  • the device distortion adjustment unit 152 uses an excitation profile obtained from a signal measured according to a predetermined prescan sequence, and adjusts the intensity adjustment value (intensity adjustment value) C W of the oscillating gradient magnetic field pulse 302 and the start phase of the 3D RF pulse 301.
  • the adjustment value (referred to as a position adjustment value or a start phase adjustment value) CP is calculated and reflected in each three-dimensional space selective excitation pulse 310.
  • the excitation profile is acquired by performing Fourier transform on a signal acquired according to a predetermined prescan sequence.
  • the pre-scan sequence to be used is stored in advance in the storage unit according to the k-space trajectory used for imaging.
  • the apparatus distortion adjustment unit 152 extracts a pre-scan sequence from the storage unit according to the k-space trajectory selected by the user.
  • FIG. 10 (a) shows a pre-scan sequence 400 in the case of performing main imaging with the 3DRF sequence 300-1 shown in FIG. 4 (a).
  • the adjustment value in the blip direction (z direction) is calculated.
  • the magnetic field center (RF pulse 401 and oscillating gradient magnetic field pulse 402) is generated by a three-dimensional spatial selective excitation pulse (RF pulse 401 and oscillating gradient magnetic field pulse 402) having the same configuration as the sequence 300-1 shown in FIG.
  • the obtained signal 404 has a plurality of peaks as shown in FIG.
  • FIG. 10B shows the excitation profile in the z direction obtained at this time.
  • device distortion adjustment unit 152 first obtains the half width WZ 1 excitation profile in the z direction of the main lobe 431. Note that the half width WZ 1 is measured and acquired by scanning the obtained excitation profile, as described in Patent Document 3, for example. Then, the calculation of the oscillating gradient magnetic field pulse 302z in the z direction, the intensity adjustment value C WZ using the half-width WZ 1.
  • This intensity adjustment value C WZ is expressed by the following expression (1), where the width in the z direction of the main lobe 331 set by the user on the excitation area screen is WZ 0 .
  • the start phase adjustment value C PZ in the z direction may be calculated from the phase difference at the signal center between the acquired multiple-peak signals 404, or as described in Patent Document 2, It may be obtained by dividing the position shift amount by the peak interval of each RF pulse.
  • the apparatus distortion adjustment unit 152 reflects the calculated oscillating gradient magnetic field intensity adjustment value C WZ and the start phase adjustment value CPZ in the three-dimensional spatial selective excitation pulse 310 of the imaging sequence. Specifically, the oscillating gradient magnetic field intensity adjustment value C WZ is multiplied by the intensity Gz 0 of the oscillating gradient magnetic field pulse 302z in the z direction, and the start phase adjustment value C PZ in the z direction is set to the start phase of each 3D RF pulse 301. Add to the increment value.
  • the intensity (Gz 0 ⁇ C WZ ) of the oscillating gradient magnetic field pulse 302z after adjustment exceeds the maximum value of the gradient magnetic field intensity that can be applied by the MRI apparatus 100, it is not the adjusted value but the MRI
  • the maximum value that can be applied by the device 100 is used.
  • it may be configured to calculate the excitation region based on the vibration gradient magnetic field pulse intensity to be used and display it on the display unit 121.
  • the radius of the side lobe 332 (the relative distance between the main lobe 331 and the side lobe 332) 341 is isotropic in the xy direction, so only encoding in the z direction is possible. Can determine the excitation profile in the z direction.
  • FIG. 11 is a processing flow of the imaging process of the present embodiment. This process starts upon receiving a start instruction from the user.
  • the receiving unit 130 receives an imaging parameter input by the user (step S1101).
  • the accepting unit 130 accepts selection of a k-space trajectory (step S1102).
  • the excitation area display unit 140 When the k-space trajectory is selected, the excitation area display unit 140 generates an excitation area screen and displays the excitation area of the accepted k-space trajectory (step S1103).
  • the excitation region adjustment unit 151 When receiving the adjustment from the user via the excitation region screen (step S1104), the excitation region adjustment unit 151 reflects the received adjustment on the three-dimensional space selective excitation pulse 310 (step S1105). When the adjustment is reflected in the three-dimensional spatial selective excitation pulse 310, the excitation region display unit 140 recalculates the excitation region by the three-dimensional spatial selective excitation pulse 310 after the reflection, and updates the excitation region on the excitation region screen ( Step S1106).
  • step S1107 when the accepting unit 130 accepts an instruction to change the k-space trajectory from the user on the excitation area screen (step S1107), the process returns to step S1102, accepts the selected k-space trajectory, and repeats the process.
  • step S1108 the process of accepting adjustment and changing the k-space trajectory continues until an end instruction is received from the user on the excitation area screen (step S1108).
  • the apparatus distortion adjustment unit 152 performs an excitation position adjustment process (apparatus distortion adjustment process) due to apparatus distortion (step S1109).
  • the flow of adjustment processing by the apparatus distortion adjustment unit 152 will be described later.
  • the imaging unit 160 performs the main imaging according to the imaging sequence by the three-dimensional space selective excitation pulse 310 in which the adjustment is reflected (step S1110), and ends the process.
  • the k-space trajectory to be used may be determined while viewing each excitation region, and then the determined excitation region of the k-space trajectory may be adjusted.
  • the excitation area screen includes a confirmation button for accepting the intention of confirming the k-space trajectory used for imaging.
  • Fig. 12 shows the flow of imaging processing in this case.
  • the accepting unit 130 accepts input of imaging parameters from the user (step S1201).
  • the k-space trajectory used for imaging is determined (step S1202).
  • the accepting unit 130 accepts selection of the k-space trajectory
  • the excitation region display unit 140 generates an excitation region screen and displays the accepted excitation region of the k-space trajectory. This is repeated every time the accepting unit 130 accepts the k-space trajectory until the press of the confirm button is accepted.
  • the selection is stored in advance in the storage unit.
  • the three-dimensional spatial selective excitation pulse 310 is applied from among a plurality of 3D RF sequences (k-space trajectories) having different application patterns.
  • the adjustment unit 150 adjusts the determined three-dimensional spatial selective excitation pulse 310 of the k-space trajectory (step S1203).
  • adjustment is performed so that the target region is selectively excited.
  • two types of adjustment are performed: adjustment of the excitation position according to the user's instruction and adjustment for the apparatus distortion.
  • the imaging unit 160 performs the main imaging (step S1204).
  • FIG. 13 is a processing flow of apparatus distortion adjustment processing of the present embodiment.
  • the apparatus distortion adjustment unit 152 performs an optimization process for optimizing each three-dimensional space selective excitation pulse 310 (step S1301).
  • the optimization processing is performed by the above method (conventional optimization processing of the two-dimensional spatial selective excitation pulse 210 of the 2D RF sequence).
  • the apparatus distortion adjustment unit 152 selects a pre-scan sequence corresponding to the k-space trajectory and executes it to acquire a signal (step S1302). Then, an excitation profile is acquired from the obtained signal (step S1303).
  • the characteristic value of the excitation profile is acquired (step S1304).
  • the selected k-space trajectory is the first k-space trajectory 320-1 shown in FIG. 4 (b) and the excitation profile is obtained by the pre-scan sequence 400 shown in FIG.
  • the characteristic values are the half width WZ 1 in the z direction of the excitation profile of the main lobe 431, the distance Z 1 in the z direction between the peak position of the excitation profile of the main lobe 431 and the magnetic field center, A distance Z 0 in the z direction between the peak position of the excitation profile of the main lobe 431 and the peak position of the excitation profile of the side lobe 432.
  • the MRI apparatus 100 is an MRI apparatus 100 including the control unit 120 that controls each part of the apparatus according to an imaging sequence generated by a preset imaging parameter and a predetermined pulse sequence.
  • the pulse sequence includes a multidimensional spatial selective excitation pulse composed of a two-dimensional selective excitation pulse having a main lobe and a side lobe and an oscillating gradient magnetic field pulse, and the control unit 120 defines a target region as the main lobe.
  • Includes an adjustment unit 150 that adjusts the multi-dimensional spatial selective excitation pulse so as to be selectively excited.
  • the pulse sequence may be a three-dimensional selective excitation sequence 300 that applies a plurality of the multidimensional spatial selective excitation pulses.
  • the control unit 120 includes a receiving unit 130 that accepts a user's selection from a plurality of three-dimensional selective excitation sequences 300 having different application patterns of the multidimensional spatial selective excitation pulse, and the user performs the three-dimensional selective excitation sequence 300.
  • An excitation region display unit 140 that displays the excitation region of the main lobe and the side lobe of the three-dimensional selective excitation sequence 300 for each selection may be further provided.
  • the excitation area display unit 140 may display the excitation area on the positioning image.
  • the adjustment unit 150 may include an excitation region adjustment unit 151 that receives an adjustment of an excitation region from the user on the displayed excitation region and reflects the adjustment in the multidimensional spatial selective excitation pulse.
  • the adjustment unit 150 includes a device distortion adjustment unit 152 that adjusts the multidimensional space selective excitation pulse so as to eliminate the influence of device distortion based on an excitation profile based on a signal obtained by a predetermined prescan, and the device
  • the distortion adjustment unit 152 calculates an intensity adjustment value of the oscillating gradient magnetic field pulse 202 and a start phase adjustment value of each two-dimensional selective excitation pulse 201 from the excitation profile, and uses the calculated intensity adjustment value and start phase adjustment value.
  • the multidimensional spatial selective excitation pulse may be adjusted.
  • the intensity adjustment value is calculated as a ratio of a half-value width of the excitation profile of the main lobe and a width in the same direction of the target excitation region, and the start phase adjustment value is calculated by calculating the center of the excitation profile of the main lobe and the magnetic field. It may be calculated as a ratio of the distance between the center and the distance between the center of the excitation profile of the main lobe and the center of the excitation profile of the side lobe.
  • the excitation region adjustment unit 151 adjusts the frequency of the oscillating gradient magnetic field pulse so as to increase as the relative distance between the main lobe and the side lobe increases, and increases as the relative distance between the side lobes increases.
  • the number of applied multidimensional space selective excitation pulses may be adjusted.
  • the excitation region is displayed in an easy-to-understand manner even for imaging using a 3DRF sequence.
  • the user can select a k-space trajectory (application pattern of the three-dimensional spatial selective excitation pulse 310) in which a position having no problem in the inspection is excited.
  • the user can adjust the size and position of the main lobe and side lobe while viewing this display. The adjustment result is automatically reflected in the imaging sequence.
  • the user can easily adjust the positional relationship between the imaging range, the imaging target, the main lobe and the side lobe, It can be a position where there is no problem in the inspection. Therefore, according to the present embodiment, excitation of a non-target region due to a side lobe can be easily avoided even in imaging using a 3DRF sequence.
  • the displacement of the excitation position due to the apparatus distortion is adjusted according to the k-space trajectory (application pattern of the three-dimensional space selective excitation pulse). Therefore, even in a 3D RF sequence with a longer application time of a three-dimensional spatial selective excitation pulse, it is possible to reduce the displacement of the excitation position due to device distortion, as in the case of imaging with a 2D RF sequence. That is, according to the present embodiment, the target region can be stably excited even with the 3DRF sequence.
  • the present embodiment even in the two-dimensional spatial selective excitation method or the three-dimensional spatial selective excitation method, only a target region can be selectively selected with high accuracy without imposing a burden on the user. This reduces the number of inspection failures and improves the quality of the resulting image.
  • the user selects an imaging sequence (k-space trajectory) used for imaging.
  • the system may automatically determine based on the imaging conditions set by the user.
  • the control unit 120 further includes a sequence determination unit 170 as shown in FIG. 14 (a).
  • the sequence determination unit 170 determines a three-dimensional selective excitation sequence 300 optimum for the imaging condition from a plurality of three-dimensional selective excitation sequences 300 having different application patterns of the multidimensional spatial selective excitation pulse based on the imaging condition. .
  • the side lobe generated in the direction in which the number of trajectories increases or decreases according to the number of times of application is most likely to approach the main lobe.
  • the side lobe 332-2 in the z direction shown in FIG. 5 (b) is likely to appear closest to the main lobe 331.
  • the sequence determination unit 170 selects a pulse sequence indicating a k-space trajectory in which the readout direction of the imaging sequence is a direction in which the number of trajectories increases or decreases according to the number of times of application (a direction in which side lobes are most likely to be closest).
  • the accepting unit 130 accepts only the imaging parameters.
  • the system may not be automatically determined, but may be configured to present the encoding direction and k-space trajectory recommended by the system to the operator's settings and accept the selection from the operator.
  • the control unit 120 determines at least one of the encoding direction and the k-space trajectory as a recommended change plan, presents it to the operator, and designates it from the operator.
  • a change proposal presenting unit 180 is further provided.
  • the change proposal presenting unit 180 analyzes the received imaging condition and the three-dimensional selective excitation sequence 300, and creates and presents the proposed imaging condition or the proposed change of the three-dimensional selective excitation sequence 300. At this time, the three-dimensional selective excitation sequence 300 used for the imaging and the proposed change are selected from a plurality of three-dimensional selective excitation sequences 300 having different application patterns of the multidimensional spatial selective excitation pulse held in advance.
  • the change proposal presenting unit 180 analyzes the imaging condition and k-space trajectory set by the user, and the direction in which the number of trajectories increases or decreases according to the number of times of application (the direction in which the side lobe tends to be closest) is the slice direction or phase.
  • the encoding direction is set (different from the lead-out encoding direction)
  • the following change proposal is generated and displayed on the display unit 121 to the user.
  • the k-space trajectory is changed to a k-space trajectory in which the readout direction of the imaging condition set by the user is a direction in which the number of trajectories increases or decreases according to the number of times of application (a direction in which side lobes are most likely to be closest).
  • the accepting unit 130 accepts a selection made by the user from the change plans presented by the change plan presenting unit 180, and determines the imaging parameters and k-space trajectory used for imaging based on the accepted change plan.
  • the excitation area display unit 140 calculates and displays the excitation area according to the determined imaging parameter and k-space trajectory.
  • the adjustment unit 150 also adjusts the three-dimensional space selective excitation pulse 310 determined by the determined imaging parameter and k-space trajectory.
  • the configuration of the MRI apparatus 100 of this embodiment is basically the same as that of the first embodiment.
  • the two-dimensional space selective excitation pulse is further provided with a second 2DRF pulse (hereinafter referred to as a sub-2DRF pulse), and side lobes are appropriately suppressed by the sub-2DRF pulse. Therefore, in this embodiment, the pulse sequence used for imaging is different.
  • the control unit 120 of the present embodiment includes a receiving unit 130 that receives an input of imaging parameters from a user, and a two-dimensional space selective excitation so as to selectively excite a target region.
  • An adjustment unit 150 that adjusts a pulse, and an imaging unit 160 that performs imaging according to an imaging sequence using the adjusted two-dimensional spatial selective excitation pulse.
  • the adjustment unit 150 according to the present embodiment includes a sub-pulse adjustment unit 153 that adjusts the sub 2DRF pulse so as to cancel the side lobe of the 2DRF pulse.
  • the configuration having the same name as the first embodiment basically has the same function.
  • the present embodiment will be described focusing on the configuration different from the first embodiment.
  • FIG. 16 (a) is an example of the 2DRF sequence 500 of the present embodiment.
  • Gx and Gy are shown as gradient magnetic field application axes.
  • the 2DRF sequence 500 of this embodiment includes a 2DRF pulse 501, a second 2DRF pulse (hereinafter referred to as a sub 2DRF pulse) 501s, and an oscillating gradient magnetic field pulse 502.
  • the 2D RF pulse 501, the second 2D RF pulse 501s, and the oscillating gradient magnetic field pulse 502 are collectively referred to as a two-dimensional space selective excitation pulse 510.
  • the 2DRF pulse 501 is shown on the RF1 axis
  • the sub 2DRF pulse 501s is shown on the RF2 axis.
  • the 2DRF pulse 501 is an RF pulse of pencil beam type excitation similar to the 2DRF pulse of the first embodiment.
  • the irradiation frequency is F0.
  • the application start phase is 90 degrees.
  • the sub 2D RF pulse 501s has an application start phase of ⁇ 90 degrees and an irradiation frequency of F0 + ⁇ F.
  • the main lobe by the sub 2DRF pulse 501s is concentric. ⁇ F is determined so that the main lobe is in the same position as the side lobe by the 2DRF pulse 501. The determination method will be described later.
  • G 0 the intensity of the oscillating gradient magnetic field pulse 202 of 2DRF sequence 200 described in the first embodiment, when the frequency is n, the intensity of the oscillating gradient magnetic field pulse 502 2G 0, frequency and n / 2 To do.
  • the two-dimensional spatial selective excitation pulse 210 of the 2D RF sequence 200 described in the first embodiment (the irradiation frequency F0 of the 2D RF pulse 201, the maximum intensity G 0 of the oscillating gradient magnetic field pulse 202).
  • 2-dimensional space selective excitation pulse 510 of 2DRF sequence 500 of this embodiment When the diameter of the main lobe 531 by the 2DRF pulse 501 is X 1 and the diameter of the side lobe 532 is WX 1 , the following equations (3) and (4) are established.
  • the scanning speed of the k-space is constant, the sub 2DRF pulse 501s, TBW (Time Band width) of the TBW 1, Duration T, as described above, the radiation frequency F0 + [Delta] F, the application start phase -90
  • the main lobe by the sub 2D RF pulse 501s is concentric, and the diameter is represented by 4X 0 T ⁇ F / TBW 1 .
  • the excitation profile s of the main lobe 531s by the sub 2D RF pulse 501s becomes as shown in FIG.
  • the reason why the direction is opposite to that of the 2DRF pulse 501 is that the start phase of the sub 2DRF pulse 501s is shifted from the start phase of the 2DRF pulse 501 by 180 degrees.
  • ⁇ F is determined so that the diameter WX 1 of the side lobe 532 by the 2DRF pulse 501 is equal to the diameter 4X 0 T ⁇ F / TBW 1 of the main lobe 531s of the sub 2DRF pulse 501s, as shown in FIG.
  • the side lobe 532 by the 2DRF pulse 501 and the main lobe 531s of the sub 2DRF pulse 501s are at the same position.
  • ⁇ F is determined so as to satisfy the following expression (6) by modifying the following expression (5).
  • WX 1 4X 0 T ⁇ F / TBW 1 ...
  • ⁇ F WX 0 TBW 1 / (8X 0 T) ⁇ ⁇ ⁇ (6)
  • the sub-pulse adjustment unit 153 of the present embodiment first optimizes the 2D RF pulse 501 and the oscillating gradient magnetic field pulse 502 by the same method as the optimization method of the first embodiment, and then the side lobe 532 and the main lobe 531s.
  • the sub 2D RF pulse 501s is optimized so that the diameter and the intensity of each match. Note that the amount of deviation ⁇ F of the irradiation frequency of the sub 2DRF pulse 501s from the 2DRF pulse 501 is determined by the above method.
  • FIG. 17 is a processing flow of the sub-pulse adjustment processing of the present embodiment.
  • optimization processing of the 2D RF pulse 501 and the oscillating gradient magnetic field pulse 502 in the two-dimensional space selective excitation pulse 510 is performed by the same method as in step S1301 of the first embodiment (step S1401).
  • step S1401 optimization processing of the 2D RF pulse 501 and the oscillating gradient magnetic field pulse 502 in the two-dimensional space selective excitation pulse 510 is performed by the same method as in step S1301 of the first embodiment (step S1401).
  • only the 2D RF pulse 501 is irradiated as an RF pulse, and optimization is performed.
  • the signal Sig.1 by the 2DRF pulse 501 is acquired (step S1402).
  • the case of applying in the Gx and Gy directions is illustrated.
  • a slice selection type 180 ° pulse 603 is applied in a cross section parallel to the axial direction of the pencil beam. Here, it is applied together with the slice selective gradient magnetic field pulse 604 in the x direction.
  • a readout gradient magnetic field pulse 606 is applied in a direction perpendicular to the axial direction of the pencil beam and parallel to a slice plane of 180 ° (the y direction in FIG. 18A) to obtain a signal 605.
  • the signal Sig.2 based on the sub 2D RF pulse 501s is acquired by the same method as in step S1302 (step S1403).
  • the irradiation frequency of the pulse 601 is F0 + ⁇ F.
  • Step S1404 Fourier transform of Sig.1 and Sig.2 respectively to obtain the excitation profile 620 in the diameter direction (y direction) of the pencil beam of the 2DRF pulse 501 and the excitation profile 630 in the concentric diameter direction (y direction) of the sub 2DRF pulse 501s.
  • the excitation profiles 620 and 630 obtained at this time are shown in FIGS. 18 (b) and 18 (c), respectively.
  • 2DRF pulses can be optimized even when two types of frequencies are output simultaneously. Even if there is a difference between the two irradiation systems, the excitation position can be accurately controlled.
  • FIG. 15B is a process flow of the imaging process of the present embodiment.
  • the receiving unit 130 receives an input of imaging parameters from the user (step S1501).
  • the sub-pulse adjustment unit 153 optimizes the 2DRF pulse 501 and the oscillating gradient magnetic field pulse 502 and adjusts the sub-2DRF pulse 501s by the above method (step S1502).
  • the application intensity and irradiation frequency of the sub 2DRF pulse 501s are adjusted so that the main lobe by the sub 2DRF pulse 501s cancels the side lobe by the 2DRF pulse 501.
  • the imaging unit 160 performs main imaging (step S1503).
  • each three-dimensional spatial selective excitation pulse 310 includes the sub 2DRF pulse 501s.
  • the apparatus distortion adjustment process of the first embodiment is executed, and the 3D RF pulse 301 and the oscillating gradient magnetic field pulse 302 are optimized and adjusted.
  • the sub pulse adjustment unit 153 adjusts the sub 2D RF pulse 501s of each three-dimensional space selective excitation pulse 310 by the above method.
  • the excitation region adjustment unit 151 may be provided and the excitation region adjustment process may be performed as in the first embodiment. Further, as in the first embodiment, the reception unit 130 and the excitation region display unit 140 may be configured to receive selection of a desired k-space trajectory.
  • the sequence determination unit 170 or the change plan presentation unit 180 may be provided as in the first embodiment.
  • the MRI apparatus 100 of the present embodiment is an MRI apparatus 100 including a control unit that controls each part of the apparatus in accordance with an imaging sequence generated by a preset imaging parameter and a predetermined pulse sequence.
  • the pulse sequence includes a multidimensional spatial selective excitation pulse composed of a two-dimensional selective excitation pulse 501 having a main lobe and a side lobe and an oscillating gradient magnetic field pulse 502, and the control unit 120 sets the target region as the main region.
  • An adjustment unit 150 is provided for adjusting the multidimensional spatial selective excitation pulse so that the lobe is selectively excited.
  • the multidimensional spatial selective excitation pulse further includes a sub two-dimensional selective excitation pulse 501s applied together with the two-dimensional selective excitation pulse 501, and the adjustment unit 150 includes a main lobe generated by the sub two-dimensional selective excitation pulse 501s.
  • the adjustment unit 150 includes a main lobe generated by the sub two-dimensional selective excitation pulse 501s.
  • the start phase of the sub two-dimensional selective excitation pulse 501s may be 180 degrees different from the start phase of the two-dimensional selective excitation pulse.
  • the frequency of the oscillating gradient magnetic field pulse 502 may be smaller than the frequency of the oscillating gradient magnetic field pulse 202 of the multidimensional spatial selective excitation pulse that does not include the sub two-dimensional selective excitation pulse and obtains the same main lobe. .
  • the side lobe due to the 2DRF pulse can be canceled by the main lobe due to the sub 2DRF pulse.
  • excitation of a non-target region by a side lobe can be easily avoided without imposing a burden on the user, regardless of whether imaging is performed using either a 2DRF sequence or a 3DRF sequence. Thereby, the influence which a side lobe has on image quality can be suppressed.
  • the displacement of the excitation position due to the apparatus distortion can be reduced, and the target region can be excited stably. For this reason, it becomes excitation different from the objective and the case where a test fails can be reduced. Further, even in the acquired image, artifacts due to signals in the non-target region can be reduced, and the image quality is improved.
  • a pencil beam type RF pulse that excites only a cylindrical region is used.
  • a gradient magnetic field (oscillating gradient magnetic field) pulse is applied so as to take a spiral locus from the center of the k space to the outside or from the outside to the center. Therefore, the application time of the two-dimensional space selective excitation pulse becomes long.
  • the application time becomes longer.
  • the size of the main lobe is made constant and the rotation speed of the k space is halved.
  • side lobes are generated in addition to the main lobe.
  • the application time can be reduced by half, but the side lobe radius can also be halved.
  • the side lobe radius becomes small and approaches the main lobe, the side lobe may be superimposed on the imaging region.
  • Non-Patent Document 3 a method of creating the optimum and shortest RF pulse irradiation waveform from the irradiation sensitivity distribution, k-space trajectory, and target excitation profile of the transmission coil 104 of multiple channels is known.
  • the sensitivity distribution of the transmission coil 104 is used to create the RF pulse waveform, non-uniform irradiation occurs when a subject-dependent sensitivity distribution change occurs. Further, it is necessary to change the RF waveform according to the pattern of the transmission coil 104, and the system configuration becomes very complicated.
  • the rotation speed of the k space can be reduced while keeping the diameter of the main lobe constant.
  • the sensitivity distribution of the transmission coil 104 is not used. Therefore, as described above, the inspection time can be shortened in the present embodiment without the non-uniform irradiation caused by using the sensitivity distribution and the complicated system configuration.
  • the influence of the side lobe can be realized without adjustment from the user and by reducing the measurement time.
  • Duration can be shortened without changing the diameter of the side lobe and without performing complicated calculation using the irradiation sensitivity distribution.
  • the frequency of the oscillating gradient magnetic field pulse 502 is half that of the first embodiment, but the frequency of the oscillating gradient magnetic field pulse 502 is not limited to this. It is only necessary that the side lobe does not overlap the main lobe.
  • MRI apparatus 101 subject, 102 static magnetic field generating magnet, 103 gradient magnetic field coil, 104 transmission coil, 105 reception coil, 106 gradient magnetic field power supply, 106 signal detection unit, 107 RF transmission unit, 108 signal detection unit, 109 signal processing Unit, 110 sequencer, 110 measurement control unit, 111 bed, 120 control unit, 121 display unit, 122 operation unit, 130 reception unit, 140 excitation region display unit, 150 adjustment unit, 151 excitation region adjustment unit, 152 device distortion adjustment unit , 153 sub-pulse adjustment unit, 160 imaging unit, 170 sequence determination unit, 180 change plan presentation unit, 200 2DRF sequence, 201 2DRF pulse, 202 vibration gradient magnetic field pulse, 210 two-dimensional spatial selective excitation pulse, 220 k-space trajectory, 231 main Lobe, 232 side lobe, 300 3DRF sequence, 300 3D selective excitation sequence, 301 3DRF pulse, 302 oscillating gradient magnetic field pulse, 302x oscillating gradient magnetic field Luz, 302y oscillating gradient magnetic

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Abstract

　2次元空間選択励起法および3次元空間選択励起法のいずれであっても、目的とする領域だけを高い精度で選択的に励起することにより、画質を向上させる技術を提供する為に、サイドローブによる目的外領域の励起を抑えるk空間トラジェクトリの選択を受け付ける。このとき、選択されたk空間トラジェクトリの励起領域を操作者に提示するとともに、提示を介して操作者が励起領域を調整可能とする。操作者による励起領域の調整を反映後、多次元空間選択励起パルスを安定化する。

Description

磁気共鳴イメージング装置および磁気共鳴イメージング方法
　本発明は、Magnetic Resonance Imaging(以下、MRI)技術に関し、特に、空間選択励起パルスを用いたシーケンスによる撮像技術に関する。
　通常、MRIでは、ラジオ波(以下、RF)と傾斜磁場とを用いて、1次元方向に厚みを持った任意の平面を選択的に励起する。また、2方向を特定し、これにより限定される領域内のみ選択的に励起する2次元空間選択励起(Spectral-Spatial:SS)法がある。2次元空間選択励起法では、RFパルスを振動傾斜磁場パルスとともに印加する。このとき振動傾斜磁場パルスとともに印加されるRFパルスを、2次元選択励起パルス(2DRFパルス)と呼ぶ。また、2DRFパルスと振動傾斜磁場パルスとの組を2次元空間選択励起パルスと呼ぶ。
　これに対して、2次元空間選択励起パルスを複数回印加することにより、3次元空間を選択的に励起する手法がある(例えば、非特許文献1参照)。この手法を、3次元空間選択励起法と呼び、このとき印加される複数のRFパルスを3DRFパルス、また、各3DRFパルスと振動傾斜磁場パルスとの組を3次元空間選択励起パルスと呼ぶ。なお、以下、本明細書では、2次元および3次元を特に区別する必要がない場合、または、2次元および3次元を包含する場合は、多次元空間選択励起パルスと呼ぶ。
　2次元空間選択励起法では、2次元空間選択励起パルスの印加時間が長く、種々の要因で、励起プロファイルが歪み、励起位置がずれやすい。励起プロファイルや励起位置に影響を及ぼす代表的な要因は、振動傾斜磁場パルスによる残留磁場および渦電流、静磁場不均一、振動傾斜磁場パルスとRFパルスの印加タイミングのずれ(以下、GC Delay)などこれらの要因による励起位置のずれを、本明細書では、装置歪みによる励起位置のずれと呼ぶ。また、装置歪みによる励起位置のずれを低減することを、パルスの安定化と呼ぶ。
　このパルスの安定化手法として、励起プロファイルの位相を用いて、残留磁場、渦電流による影響を補正するものがある(例えば、特許文献1参照)。また、着目領域の静磁場不均一を計測し、その影響を補正する技術がある(例えば、特許文献2参照)。さらに、励起領域のシリンダ径を決定する係数とオフセット位置を決定する時間差とを変更しながら、振動傾斜磁場パルスとRFパルスの印加タイミングのずれを減少させる技術がある(例えば、特許文献3参照)。
国際公開第2011/37064号 特開2009-18079号公報 国際公開第2011/040289号
Glen Morrell, Albert Macovski,"Three-Dimensional Spectral-Spatial Excitation" Magn. Reson. Med.,1997 37，p378-386 Nigel P. Davies, Peter Jezzard, Selective Arterial Spin Labeling (SASL): Perfusion Territory Mapping of Selected Feeding Arteries Tagged Using Two-Dimensional Radiofrequency Pulses, Magn. Reson. Med.,2003;49:p1133-1142 Ulrich Katscher, Peter Bornert, Christoph Leussler, Johan S. van den Brink, Transmit SENSE, Magn. Reson. Med., 2003; 49:p144-150
　多次元空間選択励起パルスを用いるシーケンスでは、目的とする励起領域(以下、メインローブ)の他に、目的領域外の励起領域(以下、サイドローブ)が現れる。このサイドローブにより、目的外の領域から信号が流入し、アーチファクトとなる。このアーチファクトを排除して画質を向上させるためには、サイドローブの発生領域を検査に影響を与えない位置に調整する必要がある。
　しかしながら、現状では、撮像シーケンスに応じて発生するメインローブおよびサイドローブとFOVとの位置関係がユーザにわかりにくく、調整は難しい。特に、3次元空間選択励起パルスを複数回印加する3次元空間選択励起法では、3次元空間選択励起パルスの印加の繰り返し方(印加パターン)により、様々なk空間トラジェクトリが得られ、サイドローブの現れ方も、k空間トラジェクトリにより異なる。このため、その調整はより困難である。
　また、上述のような装置歪みにより、メインローブおよびサイドローブの励起位置が変化する。これもアーチファクトの要因となる。2次元空間選択励起法に対しては、上記各特許文献に開示されているように、装置歪みによる影響を低減するパルスの安定化手法がある。しかしながら、装置歪みによる励起プロファイルの歪みおよび励起位置のずれは、k空間トラジェクトリにより異なる。このため、様々なk空間トラジェクトリを示す3次元空間選択励起法に、2DRFパルスの安定化手法をそのまま適用しても、パルスを十分安定化できない。
　このように、2次元空間選択励起法および3次元空間選択励起法では、正確に目的とする領域だけを選択的に励起することが難しい。このため、目的外領域からの信号混入があり、これがアーチファクトとなり、画質を低下させている。
　本発明は、上記事情に鑑みてなされたもので、2次元空間選択励起法および3次元空間選択励起法のいずれであっても、ユーザに負担をかけることなく、目的とする領域だけを高い精度で選択的に励起することにより、画質を向上させる技術を提供することを目的とする。
　本発明は、サイドローブによる目的外領域の励起を抑えるk空間トラジェクトリの選択を受け付ける。このとき、選択されたk空間トラジェクトリの励起領域を操作者に提示するとともに、提示を介して操作者が励起領域を調整可能とする。操作者による励起領域の調整を反映後、多次元空間選択励起パルスを安定化する。多次元空間選択励起パルスを安定化させるため、操作者が選択したk空間トラジェクトリに応じた事前計測結果から調整量を算出し、撮像シーケンスに反映する。
　また、本発明は、2次元空間選択励起パルスとして、2DRFパルスとともにサブRFパルスを印加する。このサブRFパルスは、そのメインローブが2DRFパルスのメインローブを打ち消すよう、照射周波数、照射開始位相、照射強度が調整される。
　本発明によれば、2次元空間選択励起法および3次元空間選択励起法のいずれであっても、ユーザに負担をかけることなく、目的とする領域だけを高い精度で選択的に励起でき、画質が向上する。
(a)は、第一の実施形態のMRI装置100のブロック図であり、(b)は、第一の実施形態の制御部の機能ブロック図 スライス選択励起法によるパルスシーケンス (a)は、2次元空間選択励起を実現するパルスシーケンスであり、(b)は、そのk空間トラジェクトリを、(c)は、その励起領域を、(d)は、その励起プロファイルを、それぞれ説明するための説明図 (a)は、第一の実施形態の3次元空間選択励起を実現するパルスシーケンスであり、(b)は、そのk空間トラジェクトリを説明するための説明図 (a)～(c)は、図4(a)のパルスシーケンスによる励起領域表示例を説明するための説明図 (a)は、第一の実施形態の3次元空間選択励起を実現するパルスシーケンスであり、(b)および(c)は、そのk空間トラジェクトリを説明するための説明図 (a)～(c)は、図6(a)のパルスシーケンスによる励起領域表示例を説明するための説明図 (a)は、第一の実施形態の3次元空間選択励起を実現するパルスシーケンスであり、(b)、(c)および(d)は、そのk空間トラジェクトリを説明するための説明図 (a)～(c)は、図8(a)のパルスシーケンスによる励起領域表示例を説明するための説明図 (a)は、第一の実施形態のプリスキャンシーケンス例であり、(b)は(a)に示すシーケンスにより得られた信号から取得したz方向の励起プロファイルを説明するための説明図 第一の実施形態の撮像処理のフローチャート 第一の実施形態の変形例の撮像処理のフローチャート 第一の実施形態の装置歪み調整処理のフローチャート (a)および(b)は、第一の実施形態の変形例の制御部の機能ブロック図 (a)は、第二の実施形態の制御部の機能ブロック図であり、(b)は、第二の実施形態の撮像処理のフローチャート (a)は、第二の実施形態の2次元空間選択励起を実現するパルスシーケンスであり、(b)は、その励起領域を、(c)は、その励起プロファイルを、それぞれ説明するための説明図 第二の実施形態のサブパルス調整処理のフローチャート (a)は、第二の実施形態のプリスキャンシーケンスであり、(b)および(c)は、それぞれ、2DRFパルスおよびサブ2DRFパルスによる励起プロファイルを説明するための説明図
　＜＜第一の実施形態＞＞
　以下、本発明を適用する第一の実施形態について説明する。以下、本発明の実施形態を説明するための全図において、同一機能を有するものは同一符号を付し、その繰り返しの説明は省略する。
　まず、本実施形態のMRI装置の構成について説明する。図1は本実施形態のMRI装置100の機能ブロック図である。本実施形態のMRI装置100は、NMR現象を利用して被検体101の断層画像を得る装置である。図1に示すように、静磁場発生磁石102と、傾斜磁場コイル103及び傾斜磁場電源106と、送信RFコイル(送信コイル)104及びRF送信部107と、受信RFコイル(受信コイル)105及び信号検出部108と、信号処理部109と、シーケンサ110と、制御部120と、表示部121と、操作部122と、被検体101を搭載してその被検体101を静磁場発生磁石102の内部に出し入れするベッド111と、を備える。
　静磁場発生磁石102は、静磁場を発生する静磁場発生部として機能する。静磁場発生磁石102は、垂直磁場方式であれば被検体101の体軸と直交する方向に、水平磁場方式であれば体軸方向に、それぞれ均一な静磁場を発生させるもので、被検体101の周りに永久磁石方式、常電導方式あるいは超電導方式の静磁場発生源が配置される。
　傾斜磁場コイル103と傾斜磁場電源106とは、静磁場中に配置された被検体101に対し、傾斜磁場を印加する傾斜磁場印加部として機能する。傾斜磁場コイル103は、MRI装置の実空間座標系(静止座標系)であるX，Y，Zの3軸方向に巻かれたコイルである。それぞれの傾斜磁場コイルは、それを駆動する傾斜磁場電源106に接続され、電流が供給される。具体的には、各傾斜磁場コイルの傾斜磁場電源106は、それぞれ後述のシーケンサ110からの命令に従って駆動されて、それぞれの傾斜磁場コイルに電流を供給する。これにより、X，Y，Zの3軸方向に傾斜磁場Gx，Gy，Gzが発生する。
　例えば、2次元スライス面の撮像時には、スライス面(撮像断面)に直交する方向にスライス傾斜磁場パルス(Gs)が印加されて被検体101に対するスライス面が設定される。そのスライス面に直交し、且つ互いに直交する残りの2つの方向に位相エンコード傾斜磁場パルス(Gp)と周波数エンコード(リードアウト)傾斜磁場パルス(Gf)とが印加され、エコー信号にそれぞれの方向の位置情報がエンコードされる。
　送信コイル104とRF送信部107とは、被検体101の磁化を所定のフリップ角で励起させる高周波磁場パルス(RFパルス)を送信する高周波磁場送信部として機能する。送信コイル104は、被検体101にRFパルスを照射するコイルであり、RF送信部107に接続され、RF送信部107からRFパルス電流が供給される。送信コイル104から被検体101にRFパルスを照射することにより、被検体101の生体組織を構成する原子の原子核スピンにNMR現象が誘起される。
　具体的には、RF送信部107は、後述のシーケンサ110からの命令に従って駆動され、高周波パルスを振幅変調し、増幅し、被検体101に近接して配置される送信コイル104に供給する。供給された高周波パルスが、送信コイル104から被検体101に照射される。
　受信コイル105と信号検出部108とは、被検体101が発生するエコー信号を受信する信号受信部として機能する。受信コイル105は、被検体101の生体組織を構成する原子核スピンのNMR現象により放出されるNMR信号(エコー信号)を受信するコイルであり、信号検出部108に接続され、受信したエコー信号を信号検出部106に送る。信号検出部108は、受信コイル105で受信したエコー信号の検出処理を行う。
　具体的には、送信コイル104から照射されたRFパルスによって誘起された被検体101の応答のエコー信号は、被検体101に近接して配置された受信コイル105で受信されると、信号検出部108送られる。信号検出部108は、後述のシーケンサ110からの命令に従って、受信されたエコー信号を増幅し、直交位相検波により直交する二系統の信号に分割し、それぞれを所定数(例えば128，256，512等)サンプリングし、各サンプリング信号をA/D変換してディジタル量に変換し、後述の信号処理部109に送る。このように、エコー信号は所定数のサンプリングデータからなる時系列のデジタルデータ(以下、エコーデータという)として得られる。
　信号処理部109は、エコーデータに対して各種の信号処理を行い、処理後のエコーデータを制御部120に送る。
　シーケンサ110は、被検体101の断層画像の再構成に必要なデータ収集のための種々の命令を、主に、傾斜磁場電源106と、RF送信部107と、信号検出部108に送信し、これらを制御する。具体的には、シーケンサ110は、後述する制御部120の制御で動作し、撮像シーケンスに従って、傾斜磁場電源106、RF送信部107及び信号検出部108を制御して、被検体101へのRFパルスと傾斜磁場パルスとの印加、および被検体101からのエコー信号の検出を繰り返し実行し、被検体101の撮像領域の画像の再構成に必要なエコーデータを収集する。
　制御部120は、シーケンサ110の制御、各種データ処理、処理結果の表示、および保存等の制御を行うものであって、CPU及びメモリを内部に有する演算処理部と、光ディスク、磁気ディスク等の記憶部とを備える。本実施形態では、上述の信号受信部が受信したエコー信号から画像を再構成するとともに、撮像シーケンスに従って、シーケンサ110に傾斜磁場印加部、高周波磁場送信部、信号受信部の動作を制御する指令を与える。
　なお、撮像シーケンスは、ユーザにより設定された撮像パラメータおよびユーザにより指定されたパルスシーケンスにより生成される。
　具体的には、シーケンサ110を制御してエコーデータの収集を実行させ、収集されたエコーデータを、そのエコーデータに印加されたエンコード情報に基づいて、メモリのk空間に相当する領域に記憶する。メモリのk空間に相当する領域に記憶されたエコーデータ群をk空間データともいう。そして、このk空間データに対して信号処理やフーリエ変換による画像再構成等の処理を実行し、その結果である被検体101の画像を、後述の表示部121に表示させると共に記憶部に記録する。
　表示部121および操作部122は、MRI装置100の各種制御情報や演算処理に必要な情報および演算処理結果をユーザとやりとりするインタフェースである。本実施形態のMRI装置100は、表示部121および操作部122を介して、ユーザからの入力を受け付ける。この操作部122は表示部121に近接して配置され、操作者が表示部121を見ながら操作部122を通してインタラクティブにMRI装置100の各種処理を制御する。例えば、表示部121は、再構成された被検体101の画像を表示する。また、操作部122は、入力装置となるトラックボール、マウス、キーボード等の少なくとも1つを備える。
　なお、図1において、送信コイル104と傾斜磁場コイル103とは、被検体101が挿入される静磁場発生磁石102の静磁場空間内に、垂直磁場方式であれば被検体101に対向して、水平磁場方式であれば被検体101を取り囲むようにして設置される。また、受信コイル105は、被検体101に対向して、或いは取り囲むように設置される。
　現在のMRI装置100の撮像対象核種は、臨床で普及しているものとしては、被検体101の主たる構成物質である水素原子核(プロトン)である。MRI装置100では、プロトン密度の空間分布や、励起状態の緩和時間の空間分布に関する情報を画像化することで、人体頭部、腹部、四肢等の形態または、機能を2次元もしくは3次元的に撮像する。このとき、MRIでは、特定領域のプロトンのみを励起するため、RFパルスを傾斜磁場とともに印加する。
　本実施形態では、3次元空間選択励起であっても、目的とする励起領域だけを精度よく選択的に励起するよう撮像シーケンスの各印加パルスを調整する。本実施形態の3次元空間選択的励起を実現するパルスシーケンスの説明に先立ち、スライス選択パルスシーケンスおよび2次元空間選択励起を実現するパルスシーケンスを説明する。
　図2に、1次元方向に厚みを持った任意のスライスを励起するためのパルスシーケンス900を示す。以下、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、RFパルス、x軸方向の傾斜磁場、y軸方向の傾斜磁場、z軸方向の傾斜磁場の印加タイミングを示す。本図に示すように、RFパルス901と同時に、Gx，Gy，Gzのいずれか1方向にスライス選択傾斜磁場902を印加する。ここでは、Gz方向に印加する場合を例示する。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。
　次に、2次元空間選択励起を実現するパルスシーケンス(以下、2DRFシーケンス)と、それによるk空間トラジェクトリ、および励起領域を説明する。図3(a)に2DRFシーケンス200を、図3(b)に2DRFシーケンス200によるk空間トラジェクトリ220を、図3(c)および図3(d)に、2DRFシーケンス200により励起される領域(メインローブ231およびサイドローブ232)を示す。
　図3(a)では、2DRFシーケンス200として、RFとGx，Gyのみを示す。本図に示すように、2DRFシーケンス200は、2次元選択励起パルス(以下、2DRFパルス)201と、振動傾斜磁場パルス202とを備える。これらの2DRFパルス201と振動傾斜磁場パルス202とにより、円筒状の所定の領域のみを選択的に励起する。
　以後、2DRFパルス201と振動傾斜磁場パルス202とを合わせて2次元空間選択励起パルス210と呼ぶ。
　2DRFパルス201は、円筒状の領域を励起するペンシルビーム型用の励起RFパルスである。F0は、2DRFパルス201の照射周波数である。
　また、振動傾斜磁場パルス202は、図3(b)に示すように、そのk空間トラジェクトリ220が、k空間の中心から外側あるいは外側から中心にスパイラル状の軌跡となるよう、GxおよびGy方向に印加される。振動傾斜磁場パルス202の振動数nは、k空間トラジェクトリ220の、スパイラルの巻き数(回転数)nと等しい。G0は、振動傾斜磁場パルス202の最大強度である。
　図3(c)に示すように、2DRFシーケンス200により励起される領域は、x-y平面の中心の、目的とする励起領域(メインローブ)231と、その外側の同心円状の位置の、目的外励起領域(サイドローブ)232と、である。サイドローブ232の横磁化(信号強度)はメインローブ231よりも小さい。励起されるメインローブ231の直径をX0、サイドローブ232の直径をWX0とする。それぞれの、x方向の励起プロファイルを、図3(d)に示す。縦軸は、信号強度である。
　次に、本実施形態の3次元選択励起を実現するパルスシーケンス(以下、3DRFシーケンス)を図4～図9を用いて説明する。上述のように、3DRFシーケンスは、2DRFパルス201および振動傾斜磁場パルス202とからなる2次元空間選択励起パルス210を複数回印加する。このとき、RFパルスと振動傾斜磁場パルスの強度、振動数等を様々に変化させ、様々な印加パターンで2次元空間選択励起パルス210を印加する。
　図4(a)、図6(a)、図8(a)に、本実施形態の、それぞれ2次元空間選択励起パルス210の印加パターンの異なる3DRFシーケンス300(300-1、300-2、300-3)を例示する。
　図4(a)、図6(a)、図8(a)に示すように、3DRFシーケンス300は、複数の2次元空間選択励起パルス210(以下、3DRFシーケンスでは、3次元空間選択励起パルス310と呼ぶ。)を備える。各3次元空間選択励起パルス310は、2DRFパルス201と同様のペンシルビーム型の励起RFパルスである3DRFパルス301と、振動傾斜磁場パルス202と同様の振動傾斜磁場パルス302とを備える。
　なお、区別する必要がある場合は、各3次元空間選択励起パルス310を順に、310a、310b、310c、310d、310eと呼び、x軸方向(Gx方向)に印加される振動傾斜磁場パルスを302x、y軸方向(Gy方向)に印加される振動傾斜磁場パルスを302y、z軸方向(Gz方向)に印加される振動傾斜磁場パルスを302zと呼ぶ。
　図4(a)に示すように、3DRFシーケンス300-1では、1軸方向の振動傾斜磁場パルス302は、ブリップ傾斜磁場パルスとする。本図の例では、Gx方向およびGy方向に振動傾斜磁場パルス302x、302yを印加し、Gz方向にブリップ傾斜磁場パルス302zを印加する。また、3DRFパルス301の印加強度は、予め定めたパターンに従って変化させる。
　3DRFシーケンス300-1の3次元空間選択励起パルス310によるk空間トラジェクトリ(第一のk空間トラジェクトリ)320-1を図4(b)に示す。各3次元空間選択励起パルス310a、310b、310c、310d、310eによるk空間トラジェクトリを、それぞれ、320a、320b、320c、320d、320eで示す。各k空間トラジェクトリ320a、320b、320c、320d、320eは、kz方向の位置が異なるkx-ky平面上のスパイラル状の軌跡となる。
　また、図5(a)、図5(b)および図5(c)に、図4(a)に示す3DRFシーケンス300-1により励起される領域(メインローブ331およびサイドローブ332)を示す。なお、339は、位置決め画像である。
　3DRFパルス301および振動傾斜磁場パルス302x、302y、ブリップ傾斜磁場パルス302zにより、ボクセル形状のメインローブ331、及びリング形状のサイドローブ332-1が励起される。また、331、332-1と同じ形状でz軸方向の異なる位置に現れるサイドローブ332-2、332-3も励起される。すなわち、3DRFシーケンス300-1によれば、振動傾斜磁場パルス302x、302yの方向に、メインローブ331と同心円状に、第一のサイドローブ332-1が現れる。また、ブリップ傾斜磁場302zの方向(Z方向)に、第二のサイドローブ332-2、第三のサイドローブ332-3が現れる。この第二のサイドローブ332-2および第三のサイドローブ332-3は、それぞれ、メインローブ331と第一のサイドローブ332-1と同じ形状の励起領域であり、z方向の中心位置のみが異なる。第二のサイドローブ332-2および第三のサイドローブ332-3は、ブリップ傾斜磁場302z方向(Z方向)に、メインローブ331から等距離の位置に2つ現れる。
　また、図6(a)に示すように、3DRFシーケンス300-2では、3DRFパルス301の印加強度は、全て同じとする。一方、振動傾斜磁場パルス302の印加強度は、2方向については、対称的に漸増、漸減し、残りの1方向については、一定とする。本図では、Gx方向の振動傾斜磁場パルス302xはその強度を漸増させ、Gy方向の振動傾斜磁場パルス302yはその強度を漸減させ、Gz方向の振動傾斜磁場パルス302zについては一定の強度とする場合を例示する。
　3DRFシーケンス300-2の3次元空間選択励起パルス310によるk空間トラジェクトリ(第二のk空間トラジェクトリ)320-2を図6(b)および図6(c)に示す。各k空間トラジェクトリ320a、320b、320c、320d、320eは、kx-ky平面に直交する平面であって、kx-ky平面との交線がkx-ky平面の原点を通る異なる平面上で、それぞれ、スパイラル状の軌跡となる。
　この3DRFシーケンス300-2により励起される領域(メインローブ331およびサイドローブ332)を、図7(a)、図7(b)および図7(c)に示す。3DRFシーケンス300-2によれば、ボクセル形状のメインローブ331、及び円盤状のサイドローブ332-1が励起される。また、331、332-1と同じ形状でz軸方向の異なる位置に現れるサイドローブ332-2、332-3も励起される。
　すなわち、3DRFシーケンス300-2によれば、一定強度で印加していない振動傾斜磁場印加方向で特定される面上に円盤状の第一のサイドローブ332-1が現れる。このとき、第一のサイドローブ332-1は、xy平面上に現れる。また、一定強度で印加する振動傾斜磁場印加方向(z方向)に、第二のサイドローブ332-2、第三のサイドローブ332-3が現れる。この第二のサイドローブ332-2および第三のサイドローブ332-3は、メインローブ331と第一のサイドローブ332-1と同じ形状の励起領域であり、Z軸方向の中心位置のみが異なる。第二のサイドローブ332-2および第三のサイドローブ332-3は、一定強度で印加する振動傾斜磁場印加方向(z方向)に、メインローブ331から等距離の位置に2つ現れる。なお、図7(c)においては、第三のサイドローブ332-3は省略している。
　図8(a)に示すように、3DRFシーケンス300-3では、3DRFパルス301の印加強度は全て同じとする。このとき、振動傾斜磁場パルス302(302x、302y、302z)は、それぞれ、2方向のみ印加する。
　3DRFシーケンス300-3の3次元空間選択励起パルス310によるk空間トラジェクトリ(第三のk空間トラジェクトリ)320-3を、図8(b)～図8(d)に示す。各k空間トラジェクトリ320a、320b、320cは、それぞれ、kz-kx平面、ky-kx平面、kz-ky平面上で、スパイラル状の軌跡となる。
　この3DRFシーケンス300-3により励起される領域を、図9(a)、図9(b)および図9(c)に示す。3DRFシーケンス300-3によれば、ボクセル形状のメインローブ331、及びボクセル状のサイドローブ332-1が励起される。これは、3DRFシーケンス300-3によれば、X，Y，Z各方向に、図3(c)と同様のシリンダ状のメインローブと円筒状のサイドローブが生じる。このため、結果として複数のメインローブが重畳したボクセル状の領域がメインローブ331として励起され、331以外のシリンダ状の領域及びサイドローブが重畳するボクセル状の領域がサイドローブ332-1して励起される。
　このように、3DRFシーケンス300は、3DRFパルス301と振動傾斜磁場パルス302との組からなる3次元空間選択励起パルス310を複数回印加することにより、ボクセル状の領域を選択的に励起する。このとき、3次元空間選択励起パルス310の印加パターンにより、k空間トラジェクトリ320の発生態様が異なる。これにより、サイドローブ332の発生位置も異なる。
　本実施形態は、上述のように、3次元空間選択励起において、目的とする励起領域だけを精度よく選択的に励起するようk空間トラジェクトリを選択し、選択されたk空間トラジェクトリを発生させる各3次元空間選択励起パルス310を調整する。これを実現する本実施形態の制御部120の機能について説明する。図1(b)は、本実施形態の制御部120の機能ブロック図である。
　本図に示すように、本実施形態の制御部120は、ユーザから撮像パラメータの入力およびk空間トラジェクトリの選択を受け付ける受付部130と、選択されたk空間トラジェクトリによる励起領域を表示する励起領域表示部140と、目的とする領域を選択的に励起するよう3次元空間選択励起パルス310を調整する調整部150と、調整後の3次元空間選択励起パルス310を用いた撮像シーケンスに従って撮像を実行する撮像部160と、を備える。
　また、本実施形態では、調整部150は、ユーザから受け付けた励起領域の位置に対する調整を3次元空間選択励起パルス310に反映する励起領域調整部151と、装置歪みによる励起位置のずれに対する調整を3次元空間選択励起パルス310に反映する装置歪み調整部152と、を備える。
　受付部130は、撮像パラメータと、k空間トラジェクトリの指定とを受け付け、本撮像に用いる撮像シーケンスを生成する。ユーザが選択可能なk空間トラジェクトリを実現する印加パターンを有するパルスシーケンスは、予め、k空間トラジェクトリに対応づけて記憶部に格納される。受付部130は、ユーザの指定に応じて、当該k空間トラジェクトリを実現するパルスシーケンスを抽出し、撮像パラメータを反映して、撮像シーケンスを生成する。指定は、例えば、後述する励起領域画面を介して行われる。このとき、選択可能なk空間トラジェクトリをメニュー形式で提示し、ユーザが選択可能なように構成してもよい。
　励起領域表示部140は、ユーザが選択したk空間トラジェクトリにより励起される励起領域(メインローブ331およびサイドローブ332)を計算し、表示部121に表示する。表示は、受付部130において、k空間トラジェクトリが選択される毎に更新する。また、本実施形態では、後述する励起領域調整部151が、3次元空間選択励起パルス310にユーザによる調整を反映する毎に、調整に応じて励起領域の表示を更新する。
　なお、本実施形態では、算出したメインローブ331、および、サイドローブ332が表示された画面を励起領域画面と呼ぶ。励起領域画面は、励起領域(メインローブ331、および、サイドローブ332)表示エリアと、励起領域の調整終了の意思を受け付ける終了ボタンと、k空間トラジェクトリの選択を受け付ける選択エリアと、を備える。受付部130は、この選択エリアを介して、ユーザからk空間トラジェクトリの選択、変更を受け付ける。
　励起領域表示エリアに励起領域は、例えば、図5(a)、図5(b)、図5(c)、図7(a)、図7(b)、図7(c)、図9(a)、図9(b)、図9(c)に示すように表示される。励起領域の表示態様は、図5(a)、図5(b)、図7(a)、図7(b)、図9(a)、図9(b)に示すように、2次元的であってもよいし、図5(c)、図7(c)、図9(c)に示すように、3次元的な表示であってもよい。
　また、ユーザがサイドローブ332の位置を把握しやすいよう、メインローブ331とサイドローブ332との表示態様を変更する。表示態様の変更は、例えば、色を変える、パターンを変える、などとする。また、図5(a)、図5(b)、図7(a)、図7(b)、図9(a)、図9(b)に示すように、位置決め画像339上に表示してもよい。
　なお、各パルスシーケンスに対応するデフォルトの励起領域を表示するデータは、予め記憶部に保持しておく。
　励起領域調整部151は、表示部121に表示される励起領域を介して、ユーザから励起領域の調整を受け付け、その調整を3次元空間選択励起パルス310に反映する。
　受け付ける調整は、例えば、メインローブ331およびサイドローブ332それぞれの位置、向き、サイズ、メインローブ331とサイドローブ332との相対距離341、サイドローブ332間の相対距離342、である(図3(b)、図5(a)-(c)、図7(a)-(c)、図9(a)-(c)参照)。なお、相対距離341、342は、それぞれ、ピーク位置間の距離とする。
　励起領域調整部151は、調整後のメインローブ331およびサイドローブ332を実現するよう、3次元空間選択励起パルス310を調整する。ここでは、終了ボタン押下時に励起領域画面上に表示されている励起領域を実現するよう3次元空間選択励起パルス310を調整する。具体的には、相対距離341、342の変更に応じて、3次元空間選択励起パルス310の印加数、振動傾斜磁場パルス302の回転数(振動数)を調整する。
　例えば、相対距離341が変更された場合、各振動傾斜磁場パルス302の回転数(振動数)を変更する。振動傾斜磁場パルス302の回転数(振動数)は、小さくすればするほど、サイドローブ332の位置は、メインローブ331に近づく。従って、相対距離341が長くなった場合、振動傾斜磁場パルス302の回転数(振動数)を大きくする。
　また、相対距離342が変更された場合、印加する3次元空間選択励起パルス310の数を変更する。具体的には、相対距離342を長くする場合、印加する3次元空間選択励起パルス310の数を増加する。また、3DRFシーケンス300-1、300-2では、メインローブ331を複数のRFパルス(3DRFパルス301)で分割して励起している。このため、3次元空間選択励起パルス310の印加数を増加した場合、サイドローブ332-1のFAは低下する。従って、サイドローブ332-1のFAを低下させる場合も、印加する3次元空間選択励起パルス310の数を増加する。
　装置歪み調整部152は、装置歪みによる励起位置のずれの調整を、3次元空間選択励起パルス310に反映する。
　装置歪み調整部152は、まず、各3次元空間選択励起パルス310に対し、2DRFシーケンス200における従来の最適化処理と同様の最適化処理を行い、照射周波数、印加時間、回転数を最適化する。従来の最適化処理は、例えば、上述の特許文献1または特許文献3に開示される手法を用いる。この場合、着目する領域の静磁場不均一を計測し、計測結果から得た磁化の共振周波数を3DRFパルス301の照射周波数に設定する。また、励起領域のシリンダ径を決定する係数とオフセット位置を決定する時間差とを変更しながら、最適な3DRFパルス301の印加時間、振動傾斜磁場パルス302の回転数を得る。
　このとき、例えば、1つの3次元空間選択励起パルス310に対して2DRFシーケンス200に対する最適化処理と同様の最適化処理を行い、得られた3次元空間選択励起パルス310に対する調整値を、他の3次元空間選択励起パルス310に対しても適用してもよい。これにより、最適化調整にかかる時間を短縮できる。
　さらに、装置歪み調整部152は、所定のプリスキャンシーケンスに従って計測した信号から得た励起プロファイルを用い、振動傾斜磁場パルス302の強度の調整値(強度調整値)CWおよび3DRFパルス301の開始位相の調整値(位置調整値または開始位相調整値と呼ぶ。)CPを算出し、各3次元空間選択励起パルス310に反映する。
　励起プロファイルは、予め定めたプリスキャンシーケンスに従って取得した信号に対し、フーリエ変換を行って取得する。用いるプリスキャンシーケンスは、撮像に用いるk空間トラジェクトリに応じて、予め、記憶部に保持しておく。装置歪み調整部152は、ユーザが選択したk空間トラジェクトリに応じて、プリスキャンシーケンスを記憶部から抽出する。
　例えば、図4(a)に示す3DRFシーケンス300-1で本撮像を実行する場合のプリスキャンシーケンス400を図10(a)に示す。ここでは、ブリップ方向(z方向)の調整値を算出する。
　本図に示すように、プリスキャンシーケンス400では、図4(a)に示すシーケンス300-1と同じ構成の3次元空間選択励起パルス(RFパルス401および振動傾斜磁場パルス402)により、磁場中心(z＝0)の位置を励起し、z軸方向にのみエンコード403を与えながら、信号404を取得する。得られる信号404は、本図に示すように、複数のピークを有する。
　そして、取得した信号404をフーリエ変換し、z方向の励起プロファイルを得る。このとき得られるz方向の励起プロファイルを図10(b)に示す。
　z方向の励起プロファイルを得ると、装置歪み調整部152は、まず、メインローブ431のz方向の励起プロファイルの半値幅WZ1を取得する。なお、半値幅WZ1は、例えば、特許文献3に記載されているように、得られた励起プロファイルを走査することにより計測し取得する。そして、この半値幅WZ1を用いてz方向の振動傾斜磁場パルス302zの、強度調整値CWZを算出する。この強度調整値CWZは、ユーザが励起領域画面上で設定した、メインローブ331のz方向の幅をWZ0とすると、以下の式(1)で表される。
　　　CWZ＝WZ1/WZ0・・・(1)
　また、取得したメインローブ431のz方向の励起プロファイルの中心と磁場中心との距離Z1と、メインローブ431のz方向の励起プロファイルとサイドローブ432のz方向の励起プロファイルとの距離Z0とを用い、z方向の開始位相調整値CPZを以下の式(2)で算出する。
　　　CPZ＝2π×Z1/Z0・・・(2)
　なお、z方向の開始位相調整値CPZは、取得した複数ピークの信号404間の、信号中心の位相差から算出してもよいし、特許文献2に記載されているように、Z方向の位置のずれ量を各RFパルスのピーク間隔で除算することにより得ても良い。
　装置歪み調整部152は、算出した振動傾斜磁場強度調整値CWZと開始位相調整値CPZとを、撮像シーケンスの3次元空間選択励起パルス310に反映する。具体的には、振動傾斜磁場強度調整値CWZを、z方向の振動傾斜磁場パルス302zの強度Gz0に乗算し、z方向の開始位相調整値CPZを、各3DRFパルス301の開始位相のインクリメント値に加算する。
　なお、このとき、調整後の振動傾斜磁場パルス302zの強度(Gz0×CWZ)が、MRI装置100が印加可能な傾斜磁場強度の最大値を越えた場合、調整後の値ではなく、MRI装置100が印加可能な最大値を用いる。この場合、使用する振動傾斜磁場パルス強度による励起領域を計算し、表示部121に表示するよう構成してもよい。
　なお、プリスキャンシーケンス400による励起プロファイルでは、x-y方向の信号を積算した値が得られる。図4(b)に示すk空間トラジェクトリによれば、サイドローブ332の半径(メインローブ331とサイドローブ332との相対距離)341は、x-y方向に等方向的であるため、z方向のエンコードのみでz方向の励起プロファイルを判断することができる。
　なお、上記調整処理の説明では、図4(a)に示す3DRFシーケンス300-1を用いる場合を例にあげて説明したが、他の3DRFシーケンス300-2、300-3であっても同様である。ただし、サイドローブ332の半径が、x-y方向に等方的でない場合などは、強度調整値CWおよび位相調整値CPは、必要に応じて、各軸方向のものを算出する。
　以上説明した各調整処理を含む撮像処理の流れを説明する。図11は、本実施形態の撮像処理の処理フローである。本処理は、ユーザから開始の指示を受けて開始する。
　まず、受付部130が、ユーザにより入力された撮像パラメータを受け付ける(ステップS1101)。次に、受付部130は、k空間トラジェクトリの選択を受け付ける(ステップS1102)。k空間トラジェクトリが選択されると、励起領域表示部140は、励起領域画面を生成し、受け付けたk空間トラジェクトリの励起領域を表示する(ステップS1103)。
　励起領域調整部151は、励起領域画面を介してユーザから調整を受け付けると(ステップS1104)、受け付けた調整を3次元空間選択励起パルス310に反映する(ステップS1105)。3次元空間選択励起パルス310に調整が反映されると、励起領域表示部140は、反映後の3次元空間選択励起パルス310による励起領域を再計算し、励起領域画面の励起領域を更新する(ステップS1106)。
　また、受付部130が励起領域画面上で、ユーザからk空間トラジェクトリの変更の指示を受け付けると(ステップS1107)、ステップS1102に戻り、選択されたk空間トラジェクトリを受け付け、処理を繰り返す。
　なお、調整の受け付け、k空間トラジェクトリの変更の処理は、ユーザから励起領域画面上で終了の指示を受け付けるまで継続する(ステップS1108)。ユーザから励起領域画面上で終了の指示を受け付けると(ステップS1108)、装置歪み調整部152は、装置歪みによる励起位置の調整処理(装置歪み調整処理)を行う(ステップS1109)。装置歪み調整部152による調整処理の流れは後述する。
　装置歪み調整部152による調整処理を終えると、撮像部160は、調整が反映された3次元空間選択励起パルス310による撮像シーケンスに従って、本撮像を行い(ステップS1110)、処理を終了する。
　なお、ここでは、励起領域の調整とk空間トラジェクトリの選択とを平行して行う場合を例にあげて説明したが、これに限られない。まず、使用するk空間トラジェクトリを各々の励起領域を見ながら確定し、その後、決定したk空間トラジェクトリの励起領域を調整するよう構成してもよい。この場合、励起領域画面には、撮像に使用するk空間トラジェクトリ確定の意思を受け付ける確定ボタンを備える。
　この場合の撮像処理の流れを図12に示す。まず、まず、受付部130が、ユーザから撮像パラメータの入力を受け付ける(ステップS1201)。
　次に、撮像に使用するk空間トラジェクトリを決定する(ステップS1202)。ここでは、受付部130が、k空間トラジェクトリの選択を受け付け、励起領域表示部140は、励起領域画面を生成し、受け付けたk空間トラジェクトリの励起領域を表示する。これを、受付部130がk空間トラジェクトリを受け付ける毎に、確定ボタンの押下を受け付けるまで繰り返す。選択は、予め記憶部に保持される。3次元空間選択励起パルス310の印加パターンが異なる複数の3DRFシーケンス(k空間トラジェクトリ)の中から行われる。
　そして、調整部150は、決定したk空間トラジェクトリの3次元空間選択励起パルス310を調整する(ステップS1203)。ここでは、目的とする領域を選択的に励起するよう調整する。調整は、上述のようにユーザの指示に従った励起位置の調整および装置歪に対する調整の2種行う。そして、3次元空間選択励起パルス310を調整後の撮像シーケンスに従って、撮像部160は本撮像を実行する(ステップS1204)。
　次に、装置歪み調整部152による装置歪み調整処理の流れを説明する。図13は、本実施形態の装置歪み調整処理の処理フローである。
　装置歪み調整部152は、各3次元空間選択励起パルス310をそれぞれ最適化する最適化処理を行う(ステップS1301)。最適化処理は、上記手法(従来の2DRFシーケンスの2次元空間選択励起パルス210の最適化処理)で行う。
　次に、装置歪み調整部152は、k空間トラジェクトリに応じたプリスキャンシーケンスを選択し、それを実行することにより信号を取得する(ステップS1302)。そして、得られた信号から励起プロファイルを取得する(ステップS1303)。
　次に、励起プロファイルの特性値を取得する(ステップS1304)。例えば、選択されたk空間トラジェクトリが図4(b)に示す第一のk空間トラジェクトリ320-1であり、励起プロファイルが図10に示すプリスキャンシーケンス400により取得されたものである場合、取得する特性値は、図10(b)に示すように、メインローブ431の励起プロファイルのz方向の半値幅WZ1、メインローブ431の励起プロファイルのピーク位置と磁場中心とのz方向の距離Z1、メインローブ431の励起プロファイルのピーク位置とサイドローブ432の励起プロファイルのピーク位置との間のz方向の距離Z0である。
　そして、取得した各特性値を用い、k空間トラジェクトリに応じて必要な軸方向の振動傾斜磁場パルス302の強度調整値CWと、3DRFパルス301の開始位相調整値CPと、を算出する(ステップS1305)。算出したこれらの調整値を3次元空間選択励起パルス310に反映する(ステップS1306)。
　以上説明したように、本実施形態のMRI装置100は、予め設定される撮像パラメータと予め定めたパルスシーケンスとにより生成される撮像シーケンスに従って装置各部を制御する制御部120を備えるMRI装置100であって、前記パルスシーケンスは、メインローブおよびサイドローブを有する2次元選択励起パルスと振動傾斜磁場パルスとからなる多次元空間選択励起パルスを備え、前記制御部120は、目的とする領域を前記メインローブが選択的に励起するよう前記多次元空間選択励起パルスを調整する調整部150を備える。
　前記パルスシーケンスは、前記多次元空間選択励起パルスを複数印加する3次元選択励起シーケンス300であってもよい。
　また、前記制御部120は、前記多次元空間選択励起パルスの印加パターンの異なる複数の3次元選択励起シーケンス300から、ユーザの選択を受け付ける受付部130と、ユーザが前記3次元選択励起シーケンス300を選択する毎に、当該3次元選択励起シーケンス300の前記メインローブおよび前記サイドローブの励起領域を表示する励起領域表示部140と、さらに備えてもよい。
　このとき、前記励起領域表示部140は、位置決め画像上に、前記励起領域を表示してもよい。
　また、前記調整部150は、表示される前記励起領域上でユーザから励起領域の調整を受け付け、当該調整を、前記多次元空間選択励起パルスに反映する励起領域調整部151を備えてもよい。
　また、前記調整部150は、予め定めたプリスキャンで得た信号による励起プロファイルに基づいて装置歪みによる影響を除くよう前記多次元空間選択励起パルスを調整する装置歪み調整部152を備え、前記装置歪み調整部152は、前記励起プロファイルから前記振動傾斜磁場パルス202の強度調整値と前記各2次元選択励起パルス201の開始位相調整値とを算出し、算出した強度調整値および開始位相調整値により前記多次元空間選択励起パルスを調整してもよい。
　前記強度調整値は、メインローブの前記励起プロファイルの半値幅と目的とする励起領域の同方向の幅との比として算出し、前記開始位相調整値は、メインローブの前記励起プロファイルの中心と磁場中心との間の距離と、メインローブの前記励起プロファイルの中心とサイドローブの前記励起プロファイルの中心との間の距離との比として算出してもよい。
　前記励起領域調整部151は、前記メインローブと前記サイドローブとの相対距離が大きくなるほど大きくなるよう前記振動傾斜磁場パルスの振動数を調整し、サイドローブ間の相対距離が大きくなるほど多くするよう前記多次元空間選択励起パルスの印加数を調整してもよい。
　このため、本実施形態によれば、3DRFシーケンスを用いる撮像であっても、ユーザに分かりやすい態様で励起領域が表示される。ユーザは、この表示をみながら、検査に問題のない位置が励起されるk空間トラジェクトリ(3次元空間選択励起パルス310の印加パターン)を選択することができる。さらに、ユーザは、この表示を見ながら、メインローブ、サイドローブの大きさ、位置を調整することができる。また、この調整結果は、自動的に撮像シーケンスに反映される。
　すなわち、本実施形態によれば、3DRFシーケンスを用いる撮像であっても、ユーザは、容易に、撮像範囲、撮像対象とメインローブおよびサイドローブの位置関係を調整でき、サイドローブの発生箇所を、検査に問題のない位置とすることができる。従って、本実施形態によれば、3DRFシーケンスを用いる撮像であっても、サイドローブによる目的外領域の励起を容易に回避することができる。
　また、本実施形態によれば、k空間トラジェクトリ(3次元空間選択励起パルスの印加パターン)に応じて、装置歪みによる励起位置のずれが調整される。従って、より3次元空間選択励起パルスの印加時間の長い3DRFシーケンスであっても、2DRFシーケンスによる撮像時と同様に、装置歪みによる励起位置のずれを低減することができる。すなわち、本実施形態によれば、3DRFシーケンスであっても、目的とする領域を安定的に励起できる。
　これにより、目的と異なる励起となり、検査が失敗するケースを低減できる。また、取得する画像においても、目的外領域の信号によるアーチファクトを低減でき、画質が向上する。
　従って、本実施形態によれば、2次元空間選択励起法であっても、3次元空間選択励起法であっても、ユーザに負担をかけることなく、目的とする領域だけを高い精度で選択的に励起でき、検査の失敗を減らすとともに得られる画像の質も向上する。
　なお、実施形態では、撮像に使用する撮像シーケンス(k空間トラジェクトリ)を、ユーザが選択するよう構成しているが、これに限られない。例えば、ユーザが設定する撮像条件に基づき、システムが自動で判断するよう構成してもよい。この場合は、制御部120は、図14(a)に示すように、シーケンス決定部170をさらに備える。このシーケンス決定部170は、前記撮像条件に基づき、前記多次元空間選択励起パルスの印加パターンの異なる複数の3次元選択励起シーケンス300から、当該撮像条件に最適な3次元選択励起シーケンス300を決定する。
　例えば、3DRFシーケンスでは、3次元空間選択励起パルス310の印加回数を増やすことが最も困難である。従って、印加回数に応じてトラジェクトリ数が増減する方向に発生するサイドローブが最もメインローブに近づきやすい。例えば、図4(b)に示すk空間トラジェクトリ320-1を使用する場合、図5(b)に示すz方向のサイドローブ332-2が最もメインローブ331の近くに現れやすい。一方、3D撮像では、エンコード方向は、スライス方向、位相方向、リードアウト方向の3方向あるが、再構成画像のリードアウト方向に折り返しは現れない。
　従って、シーケンス決定部170は、撮像シーケンスのリードアウト方向が、印加回数に応じてトラジェクトリ数が増減する方向(サイドローブが最も近くなりやすい方向)となるk空間トラジェクトリを示すパルスシーケンスを選択する。
　このとき、リードアウト方向の折り返しは無視できるため、同方向のサイドローブの位置は不要となる。従って、励起領域画面に表示する励起領域に、同方向のサイドローブの表示が不要となり、視認性が向上する。
　なお、この場合は、受付部130では、撮像パラメータのみ受け付ける。
　また、自動的にシステムが決定するのではなく、操作者の設定に対してシステムが推奨するエンコード方向、k空間トラジェクトリを提示し、操作者から選択を受け付けるよう構成してもよい。この場合、制御部120は、図14(b)に示すように、推奨する変更案として、エンコード方向およびk空間トラジェクトリの少なくとも一方を決定し、操作者に提示するとともに、操作者からの指定を受け付ける、変更案提示部180をさらに備える。
　変更案提示部180は、受け付けた撮像条件と3次元選択励起シーケンス300とを解析し、当該撮像条件または当該3次元選択励起シーケンス300の変更案を作成して提示する。このとき、前記撮像に使用する3次元選択励起シーケンス300および前記変更案は、予め保持する前記多次元空間選択励起パルスの印加パターンの異なる複数の3次元選択励起シーケンス300の中から選択される。
　例えば、変更案提示部180は、ユーザが設定した撮像条件およびk空間トラジェクトリを解析し、印加回数に応じてトラジェクトリ数が増減する方向(サイドローブが最も近くなりやすい方向)が、スライス方向または位相エンコード方向となる(リードアウトエンコード方向と異なる)と判別された場合、以下の変更案を生成し、表示部121に表示することにより、ユーザに提示する。
　　1)エンコード方向を、ユーザが設定したk空間トラジェクトリの、印加回数に応じてトラジェクトリ数が増減する方向(サイドローブが最も近くなりやすい方向)がリードアウトエンコード方向となるよう変更する。
　　2)k空間トラジェクトリを、ユーザが設定した撮像条件のリードアウト方向が、上記印加回数に応じてトラジェクトリ数が増減する方向(サイドローブが最も近くなりやすい方向)となるk空間トラジェクトリに変更する。
　　3)そのまま撮像を行う。
なお、3)の選択肢によれば、操作者が意図しない領域が励起されることによる、検査の失敗を防止できる。
　この場合、受付部130は、変更案提示部180が提示した変更案の中から、ユーザによる選択を受け付け、受け付けた変更案に基づいて、撮像に使用する撮像パラメータ、k空間トラジェクトリを決定する。励起領域表示部140は、決定した撮像パラメータおよびk空間トラジェクトリに応じて、励起領域を算出し、表示する。調整部150も、決定した撮像パラメータおよびk空間トラジェクトリで定まる3次元空間選択励起パルス310を調整対象とする。
　＜＜第二の実施形態＞＞
　次に、本発明を適用する第二の実施形態を説明する。第一の実施形態では、励起領域の位置を調整することにより目的外領域からの信号の流入を防ぐ。これに対し、本実施形態では、サイドローブ自体を抑制することにより、目的外領域からの信号の流入を防ぐ。
　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、本実施形態では、2次元空間選択励起パルスに第二の2DRFパルス(以下、サブ2DRFパルス)をさらに備え、このサブ2DRFパルスにより、サイドローブを適切に抑制する。従って、本実施形態では、撮像に用いるパルスシーケンスが異なる。
　また、本実施形態の制御部120は、図15(a)に示すように、ユーザから撮像パラメータの入力を受け付ける受付部130と、目的とする領域を選択的に励起するよう2次元空間選択励起パルスを調整する調整部150と、調整後の2次元空間選択励起パルスを用いた撮像シーケンスに従って撮像を実行する撮像部160と、を備える。そして、本実施形態の調整部150は、サブ2DRFパルスが、2DRFパルスのサイドローブを打ち消すよう調整するサブパルス調整部153を備える。第一の実施形態と同名の構成は、基本的に同様の機能を有する。以下、本実施形態について、第一の実施形態と異なる構成に主眼をおいて説明する。
　まず、本実施形態のパルスシーケンスについて説明する。ここでは、2DRFシーケンスを例にあげて説明する。図16(a)は、本実施形態の2DRFシーケンス500例である。ここでは、傾斜磁場印加軸として、Gx、Gyのみ示す。
　本図に示すように、本実施形態の2DRFシーケンス500は、2DRFパルス501と、第二の2DRFパルス(以下、サブ2DRFパルス)501sと、振動傾斜磁場パルス502と、を備える。本実施形態においても、2DRFパルス501、第二の2DRFパルス501s、振動傾斜磁場パルス502を合わせて2次元空間選択励起パルス510と呼ぶ。なお、本図では、2DRFパルス501をRF1軸、サブ2DRFパルス501sをRF2軸に示す。
　2DRFパルス501は、第一の実施形態の2DRFパルス同様、ペンシルビーム型励起のRFパルスである。その照射周波数はF0とする。また、印加開始位相を90度とする。
　一方、サブ2DRFパルス501sは、印加開始位相をー90度とし、その照射周波数をF0+ΔFとする。このサブ2DRFパルス501sによるメインローブは、同心円状となる。ΔFは、このメインローブが2DRFパルス501によるサイドローブと同位置となるよう、決定される。決定手法は後述する。
　また、第一の実施形態で説明した2DRFシーケンス200の振動傾斜磁場パルス202の強度をG0、振動数をnとすると、振動傾斜磁場パルス502の強度は2G0、振動数はn/2とする。
　以下、サブ2DRFパルス501sの、ΔFの決定手法について説明する。
　ペンシルビーム型のRFパルスを用いるシーケンスで、メインローブのサイズを一定に保ちながら振動傾斜磁場パルスの振動数を半分にすると、サイドローブの半径が半分になることが知られている(例えば、非特許文献2参照)。
　従って、図3(c)に示すように、第一の実施形態で説明した2DRFシーケンス200の2次元空間選択励起パルス210(2DRFパルス201の照射周波数F0、振動傾斜磁場パルス202の最大強度G0、回転数n)によるメインローブ231の直径をX0、サイドローブ232の直径をWX0とし、図16(b)に示すように、本実施形態の2DRFシーケンス500の2次元空間選択励起パルス510の、2DRFパルス501によるメインローブ531の直径をX1、サイドローブ532の直径をWX1とすると、以下の式(3)、(4)が成り立つ。
　　　X1＝X0・・・(3)
　　　WX1＝WX0/2・・・(4)
　この2DRFパルス501によるメインローブ531のx方向の励起プロファイルおよびサイドローブ532の同励起プロファイルを、図16(c)に示す。
　ここで、k空間の走査速度を一定とし、サブ2DRFパルス501sの、TBW(Time Band width)をTBW1、DurationをT、上述のように、照射周波数をF0+ΔF、印加開始位相を-90度とすると、サブ2DRFパルス501sによるメインローブは同心円状となり、その直径は、4X0TΔF/TBW1で表される。
これにより、サブ2DRFパルス501sによるメインローブ531sの励起プロファイルsは、図16(c)に示すものとなる。2DRFパルス501によるものと逆向きになるのは、サブ2DRFパルス501sの開始位相が、2DRFパルス501の開始位相から180度ずらしてあるためである。
　従って、2DRFパルス501によるサイドローブ532の直径WX1がサブ2DRFパルス501sのメインローブ531sの直径4X0TΔF/TBW1と等しくなるようΔFを決定すれば、図16(b)に示すように、2DRFパルス501によるサイドローブ532と、サブ2DRFパルス501sのメインローブ531sとは、同位置となる。
　すなわち、ΔFは、以下の式(5)を変形し、以下の式(6)を満たすよう決定する。
　　　WX1＝4X0TΔF/TBW1・・・(5)
　　　ΔF＝WX0TBW1/(8X0T)・・・(6)
　次に、本実施形態のサブパルス調整部153によるサブ2DRFパルスの調整処理について説明する。
　本実施形態では、2DRFパルス501によるサイドローブ532を、サブ2DRFパルス501sによるメインローブの531sにより打ち消す。このため、サイドローブ532およびメインローブ531sの直径(発生位置)と強度とを正確に合致させる必要がある。従って、本実施形態のサブパルス調整部153は、まず、2DRFパルス501および振動傾斜磁場パルス502を第一の実施形態の最適化手法と同様の手法で最適化し、その後、サイドローブ532およびメインローブ531sの直径と強度とが合致するよう、サブ2DRFパルス501sを最適化する。なお、サブ2DRFパルス501sの照射周波数の、2DRFパルス501からのずれ量ΔFは、上記手法で定められているものとする。
　以下、上記サブパルス調整部153によるサブパルス調整処理の流れを説明する。図17は、本実施形態のサブパルス調整処理の処理フローである。
　まず、第一の実施形態のステップS1301と同様の手法で、2次元空間選択励起パルス510中の2DRFパルス501および振動傾斜磁場パルス502の最適化処理を行う(ステップS1401)。ここでは、RFパルスとして2DRFパルス501のみを照射し、最適化を行う。
　次に、サブ2DRFパルス501sの調整処理を行う。このとき用いるプリパルスシーケンス600を図18(a)に示す。
　まず、2DRFパルス501による信号Sig.1を取得する(ステップS1402)。ここでは、図18(a)に示すように、2DRFパルス501および振動傾斜磁場パルス502と同じパルスを印加し、(X，Y)＝(0，0)の位置を励起する。すなわち、90°パルス601を照射周波数F0で照射し、振動傾斜磁場パルス602を2方向に印加する。ここでは、Gx、Gy方向に印加する場合を例示する。次に、スライス選択型の180°パルス603をペンシルビームの軸方向に平行な断面で印加する。ここでは、x方向のスライス選択傾斜磁場パルス604とともに印加する。さらに、ペンシルビームの軸方向に垂直かつ180°のスライス平面に平行な方向(図18(a)では、y方向)にリードアウト傾斜磁場パルス606を印加して、信号605を取得する。
　次に、ステップS1302と同様の手法で、サブ2DRFパルス501sによる信号Sig.2を取得する(ステップS1403)。ただし、パルス601の照射周波数をF0+ΔFとする。
　Sig.1およびSig.2をそれぞれフーリエ変換し、2DRFパルス501のペンシルビームの直径方向(y方向)の励起プロファイル620とサブ2DRFパルス501sの同心円の直径方向(y方向)の励起プロファイル630を得る(ステップS1404)。このとき得られた励起プロファイル620および630を、それぞれ図18(b)および図18(c)に示す。
　励起プロファイル620および630からそれぞれ得た、2DRFパルス501によるサイドローブの直径WY1と、サブ2DRFパルス501sによるメインローブの直径WY2とを用い、両者が合致するよう、サブ2DRFパルス501sの周波数調整値CF2を算出する。また、2DRFパルス501によるサイドローブの信号強度の最大値SI1と、サブ2DRFパルス501sによるメインローブの信号強度の最大値SI2とを用い、両者が合致するよう、サブ2DRFパルス501sの強度調整値CA2を算出する(ステップS1406)。
　ここでは、それぞれ、以下の式(7)、式(8)に従って、算出する。
　　　CF2＝WY1/WY2・・・(7)
　　　CA2＝SI1/SI2・・・(8)
　そして、算出した周波数調整値CF2および強度調整値CA2を、サブ2DRFパルス501sに反映する(ステップS1407)。具体的には、周波数調整値CF2を、ΔFに乗算し、サブ2DRFパルス501sの照射周波数を(F0+CF2ΔF)とする。また、強度調整値CA2をサブ2DRFパルス501sの強度Amp2に乗算し、サブ2DRFパルス501sの強度を(CA2Amp2)とする。
　以上の調整手法を用いることにより、2種類の周波数を同時に出力する場合であっても、2DRFパルスを最適化できる。2つの照射システムに違いがある場合でも、励起位置を正確に制御できる。
　また、以上の調整により、2DRFパルス501によるサイドローブ532とサブ2DRFパルス501sによるメインローブ531sとが打ち消しあい、図16(b)に示すように、当該領域の信号値をほぼ0にすることができる。
　ここで、本実施形態の撮像処理の流れを説明する。図15(b)は、本実施形態の撮像処理の処理フローである。
　まず、受付部130が、ユーザから撮像パラメータの入力を受け付ける(ステップS1501)。
　次に、サブパルス調整部153は、上記手法で2DRFパルス501および振動傾斜磁場パルス502の最適化するとともに、サブ2DRFパルス501sの調整を行う(ステップS1502)。ここでは、上述のように、サブ2DRFパルス501sによるメインローブが、2DRFパルス501によるサイドローブを打ち消すよう、サブ2DRFパルス501sの印加強度および照射周波数を調整する。
　そして、調整後の2次元空間選択励起パルスを用いて、撮像部160は、本撮像を行う(ステップS1503)。
　なお、本撮像に用いるパルスシーケンスは、3DRFシーケンスであってもよい。3DRFシーケンス300では、各3次元空間選択励起パルス310が、上記サブ2DRFパルス501sを備える。この場合は、サブパルス調整部153による上記最適化処理(ステップS1401)の代わりに、第一の実施形態の装置歪み調整処理を実行し、3DRFパルス301および振動傾斜磁場パルス302を最適化および調整する。その後、サブパルス調整部153は、各3次元空間選択励起パルス310のサブ2DRFパルス501sを上記手法で調整する。
　また、3DRFシーケンスが用いられる場合、第一の実施形態同様、励起領域調整部151を備え、励起領域調整処理を行うよう構成してもよい。また、第一の実施形態同様、受付部130と励起領域表示部140とにより、所望のk空間トラジェクトリの選択を受け付けるよう構成してもよい。
　また、3DRFシーケンスが用いられる場合、第一の実施形態同様、シーケンス決定部170または変更案提示部180を備えていてもよい。
　以上説明したように、本実施形態のMRI装置100は、予め設定される撮像パラメータと予め定めたパルスシーケンスとにより生成される撮像シーケンスに従って装置各部を制御する制御部を備えるMRI装置100であって、前記パルスシーケンスは、メインローブおよびサイドローブを有する2次元選択励起パルス501と振動傾斜磁場パルス502とからなる多次元空間選択励起パルスを備え、前記制御部120は、目的とする領域を前記メインローブが選択的に励起するよう前記多次元空間選択励起パルスを調整する調整部150を備える。
　このとき、前記多次元空間選択励起パルスは、前記2次元選択励起パルス501とともに印加するサブ2次元選択励起パルス501sをさらに備え、前記調整部150は、前記サブ2次元選択励起パルス501sによるメインローブが、前記2次元選択励起パルス501によるサイドローブを打ち消すよう、当該サブ2次元選択励起パルス501sの印加強度および照射周波数を決定するサブパルス調整部153を備える。
　このとき、前記サブ2次元選択励起パルス501sの開始位相は、前記2次元選択励起パルスの開始位相と180度異なっていてもよい。
　また、前記振動傾斜磁場パルス502の振動数は、同じメインローブを得る、前記サブ2次元選択励起パルスを備えない多次元空間選択励起パルスの前記振動傾斜磁場パルス202の振動数より小さくてもよい。
　このように、本実施形態によれば、同心円状の励起領域を得るサブ2DRFパルスを、2DRFパルスとともに印加することにより、2DRFパルスによるサイドローブをサブ2DRFパルスによるメインローブで打ち消すことができる。このため、本実施形態によれば、2DRFシーケンスおよび3DRFシーケンスのいずれを用いる撮像であっても、ユーザに負担をかけることなく、サイドローブによる目的外領域の励起を容易に回避することができる。これにより、サイドローブが画質に与える影響を抑えることができる。
　また、第一の実施形態同様、装置歪みによる励起位置のずれを低減することができ、目的とする領域を、安定的に励起できる。このため、目的と異なる励起となり、検査が失敗するケースを低減できる。また、取得する画像においても、目的外領域の信号によるアーチファクトを低減でき、画質が向上する。
　一般に、2次元空間選択励起パルスを用いるシーケンスでは、円筒状の領域のみを励起するペンシルビーム型のRFパルスを用いる。このとき、k空間の中心から外側あるいは外側から中心にスパイラル状の軌跡をとるように傾斜磁場(振動傾斜磁場)パルスを与える。従って、2次元空間選択励起パルスの印加時間が長くなる。特に、この2次元空間選択励起パルスを複数回印加する3DRFシーケンスでは、さらに印加時間が長くなる。
　この印加時間を短くするために、例えば、メインローブのサイズを一定とし、k空間の回転数を半分にすることが考えられる。しかしながら、このペンシルビーム型のRFパルスを用いるシーケンスでは、上述のように、メインローブ以外にサイドローブが発生する。
　例えば、メインローブのサイズを一定に保ちながら、k空間の回転数(スパイラル状の軌跡の巻き数)を半分にすると、印加時間は半分に短縮できるが、サイドローブの半径も半分になる事が知られている(例えば、非特許文献2参照)。サイドローブの半径が小さくなり、メインローブに近づいた場合、撮像領域にサイドローブが重畳する可能性がある。
　また、RFパルスの印加時間を短縮する手法として、複数チャンネルの送信コイル104の照射感度分布、k空間トラジェクトリ、目的とする励起プロファイルから、最適かつ最短のRFパルスの照射波形を作成する方法が知られている(例えば、非特許文献3参照)。しかし、RFパルス波形の作成に送信コイル104の感度分布を使用すると、被検体依存の感度分布の変化などが起きた場合に照射不均一が発生する。また、送信コイル104のパターンによりRF波形を変更する必要があり、システム構成が非常に複雑になる。
　上述のように、本実施形態によれば、2種の周波数のRFパルスを同時に印加することにより、メインローブの直径を一定に保ちながらk空間の回転数を減少させることができる。このとき、本実施形態によれば、送信コイル104の感度分布は使用しない。従って、上述のように、感度分布を用いることにより生じる照射不均一、システム構成の複雑化等なしに、本実施形態では、検査時間を短縮できる。
　以上説明したように、本実施形態では、サイドローブによる影響を、ユーザからの調整なしに、また、計測時間を短縮させて実現できる。これにより、サイドローブの直径を変更することなく、かつ照射感度分布を用いた複雑な計算をせずにDurationの短縮が可能になる。
　なお、本実施形態では、振動傾斜磁場パルス502の振動数は、第一の実施形態の半分としているが、振動傾斜磁場パルス502の振動数は、これに限られない。サイドローブがメインローブに重畳しなければよい。
　100　MRI装置、101　被検体、102　静磁場発生磁石、103　傾斜磁場コイル、104　送信コイル、105　受信コイル、106　傾斜磁場電源、106　信号検出部、107　RF送信部、108　信号検出部、109　信号処理部、110　シーケンサ、110　計測制御部、111　ベッド、120　制御部、121　表示部、122　操作部、130　受付部、140　励起領域表示部、150　調整部、151　励起領域調整部、152　装置歪み調整部、153　サブパルス調整部、160　撮像部、170　シーケンス決定部、180　変更案提示部、200　2DRFシーケンス、201　2DRFパルス、202　振動傾斜磁場パルス、210　2次元空間選択励起パルス、220　k空間トラジェクトリ、231　メインローブ、232　サイドローブ、300　3DRFシーケンス、300　3次元選択励起シーケンス、301　3DRFパルス、302　振動傾斜磁場パルス、302x　振動傾斜磁場パルス、302y　振動傾斜磁場パルス、302z　振動傾斜磁場パルス、310　3次元空間選択励起パルス、320　k空間トラジェクトリ、331　メインローブ、332　サイドローブ、341　相対距離、342　相対距離、400　プリスキャンシーケンス、401　RFパルス、402　振動傾斜磁場パルス、403　エンコード、404　信号、431　メインローブ、432　サイドローブ、500　2DRFシーケンス、501　2DRFパルス、501　2次元選択励起パルス、501s　サブ2DRFパルス、501s　サブ2次元選択励起パルス、502　振動傾斜磁場パルス、510　2次元空間選択励起パルス、531　メインローブ、531s　メインローブ、532　サイドローブ、600　プリパルスシーケンス、601　90°パルス、602　振動傾斜磁場パルス、603　180°パルス、604　スライス選択傾斜磁場パルス、605　信号、606　リードアウト傾斜磁場パルス、620　励起プロファイル、630　励起プロファイル、900　パルスシーケンス、901　RFパルス、902　スライス選択傾斜磁場

Claims (15)

  1. 　予め設定される撮像パラメータと予め定めたパルスシーケンスとにより生成される撮像シーケンスに従って装置各部を制御する制御部を備える磁気共鳴イメージング装置であって、
    　前記パルスシーケンスは、印加するパルスとして、メインローブおよびサイドローブを有する2次元選択励起パルスと、振動傾斜磁場パルスとからなる多次元空間選択励起パルスを含み、
    　前記制御部は、前記メインローブが目的とする領域を選択的に励起するよう前記多次元空間選択励起パルスを調整する調整部を備えること
    　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、
    　前記パルスシーケンスは、前記多次元空間選択励起パルスを複数印加する3次元選択励起シーケンスであること
    　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、
    　前記制御部は、
    　前記多次元空間選択励起パルスの印加パターンの異なる複数の前記3次元選択励起シーケンスの中から、ユーザの選択を受け付ける受付部と、
    　ユーザが前記3次元選択励起シーケンスを選択する毎に、当該3次元選択励起シーケンスの前記メインローブおよび前記サイドローブの励起領域を表示する励起領域表示部と、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。
  4. 　請求項1記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    　前記制御部は、前記メインローブおよび前記サイドローブの励起領域を表示する励起領域表示部をさらに備え、
    　前記調整部は、表示される前記励起領域上でユーザから励起領域の調整を受け付け、当該調整を、前記多次元空間選択励起パルスに反映する励起領域調整部を備えること
    　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、
    　前記調整部は、予め定めたプリスキャンで得た信号による励起プロファイルに基づいて装置歪みによる影響を除くよう前記多次元空間選択励起パルスを調整する装置歪み調整部を備え、
    　前記装置歪み調整部は、前記励起プロファイルから前記振動傾斜磁場パルスの強度調整値と前記各2次元選択励起パルスの開始位相調整値とを算出し、算出した強度調整値および開始位相調整値により前記多次元空間選択励起パルスを調整すること
    　を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  6. 　請求項1乃至5のいずれか一項記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    　前記多次元空間選択励起パルスは、前記2次元選択励起パルスとともに印加するサブ2次元選択励起パルスをさらに含み、
    　前記調整部は、前記サブ2次元選択励起パルスによるメインローブが、前記2次元選択励起パルスによるサイドローブを打ち消すよう、当該サブ2次元選択励起パルスの印加強度および照射周波数を決定するサブパルス調整部を備えること
    　を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  7. 　請求項6記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    　前記サブ2次元選択励起パルスの開始位相は、前記2次元選択励起パルスの開始位相と180度異なること
    　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、
    　前記振動傾斜磁場パルスの振動数は、同じメインローブを得る、前記サブ2次元選択励起パルスを含まない多次元空間選択励起パルスの前記振動傾斜磁場パルスの振動数より小さいこと
    　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、
    　前記制御部は、
    　ユーザから前記撮像パラメータの入力を受け付ける受付部と、
    　受け付けた撮像条件に基づき、前記多次元空間選択励起パルスの印加パターンの異なる複数の3次元選択励起シーケンスから、当該撮像条件に最適な3次元選択励起シーケンスを決定するシーケンス決定部と、を備えること
    　を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  10. 　請求項2記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    　前記制御部は、
    　前記撮像パラメータと、撮像に使用する3次元選択励起シーケンスとを受け付ける受付部と、
    　受け付けた撮像条件と3次元選択励起シーケンスとを解析し、当該撮像条件または当該3次元選択励起シーケンスの変更案を作成して提示する変更案提示部と、を備え、
    　前記撮像に使用する3次元選択励起シーケンスおよび前記変更案は、予め保持する前記多次元空間選択励起パルスの印加パターンの異なる複数の3次元選択励起シーケンスの中から選択されること
    　を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  11. 　請求項3または4記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    　前記励起領域表示部は、位置決め画像上に、前記励起領域を表示すること
    　を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  12. 　請求項4記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    　前記励起領域調整部は、前記メインローブと前記サイドローブとの相対距離が大きくなるほど大きくなるよう前記振動傾斜磁場パルスの振動数を調整し、前記サイドローブ間の相対距離が大きくなるほど多くするよう前記多次元空間選択励起パルスの印加数を調整すること
    　を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  13. 　請求項5記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    　前記強度調整値は、前記メインローブの前記励起プロファイルの半値幅と目的とする励起領域の同方向の幅との比として算出され、
    　前記開始位相調整値は、前記メインローブの前記励起プロファイルの中心と磁場中心との間の距離と、前記メインローブの前記励起プロファイルの中心と前記サイドローブの前記励起プロファイルの中心との間の距離との比として算出されること
    　を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  14. 　2次元選択励起パルスと振動傾斜磁場パルスとからなる多次元空間選択励起パルスを複数印加する3次元空間選択励起シーケンスを用いる磁気共鳴イメージング方法であって、　前記多次元空間選択励起パルスの印加パターンが異なる複数の前記3次元空間選択励起シーケンスの中から、撮像に使用する3次元空間選択励起シーケンスを決定するシーケンス決定ステップと、
    　目的とする領域を選択的に励起するよう、前記決定した3次元空間選択励起シーケンスの前記多次元空間選択励起パルスを調整する調整ステップと、
    　調整後の前記空間選択パルスを用いて前記選択された3次元空間選択励起シーケンスにより本撮像を実行する本撮像ステップと、を含み、
    　前記シーケンス選択ステップは、
    　選択を受け付ける毎に、当該選択された3次元空間選択励起シーケンスによる励起領域を表示する表示ステップを有すること
    　を特徴とする磁気共鳴イメージング方法。
  15. 　2次元選択励起パルスと振動傾斜磁場パルスとからなる選択励起パルスを印加する2次元選択励起シーケンスを用いる磁気共鳴イメージング方法であって、
    　前記選択励起パルスは、前記2次元選択励起パルスとともに印加するサブ2次元選択励起パルスを含み、
    　前記サブ2次元選択励起パルスによるメインローブが、前記2次元選択励起パルスによるサイドローブを打ち消すよう、前記サブ2次元選択励起パルスの印加強度および照射周波数を調整するサブパルス調整ステップと、
    　前記調整後のサブ2次元選択励起パルスを用い、前記2次元選択励起シーケンスにより本撮像を実行する本撮像ステップと、を有すること
    　を特徴とする磁気共鳴イメージング方法。
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Cited By (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2021515648A (ja) * 2018-03-13 2021-06-24 コーニンクレッカ フィリップス エヌ ヴェＫｏｎｉｎｋｌｉｊｋｅ Ｐｈｉｌｉｐｓ Ｎ．Ｖ． スパイラル獲得によるｍｒ像形成

Families Citing this family (7)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
DE102013214867B4 (de) * 2013-07-30 2015-02-12 Siemens Aktiengesellschaft Ermittlung einer Magnetresonanz-Ansteuersequenz mit konzentrischen, kreisförmigen Sendetrajektorien
WO2016080066A1 (ja) * 2014-11-21 2016-05-26 富士フイルム株式会社 時系列データ表示制御装置、その作動方法及びプログラム、並びにシステム
WO2018175807A1 (en) * 2017-03-22 2018-09-27 Viewray Technologies, Inc. Reduction of artifacts in magnetic resonance imaging by creating inhomogeneity in the magnetic field at gradient null position of an mri system
JP2019010439A (ja) * 2017-06-30 2019-01-24 キヤノンメディカルシステムズ株式会社 磁気共鳴イメージング装置
CN111142056B (zh) * 2020-01-21 2022-03-04 奥泰医疗系统有限责任公司 平面回波二维空间选择性脉冲的校正方法
DE102021210497A1 (de) * 2021-09-21 2023-03-23 Siemens Healthcare Gmbh Entstörung von Magnetresonanztomographen
US20240168118A1 (en) * 2022-11-17 2024-05-23 Q Bio, Inc. ACQUISITION TECHNIQUE WITH DYNAMIC k-SPACE SAMPLING PATTERN

Citations (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPH05200012A (ja) * 1991-11-29 1993-08-10 Toshiba Corp 磁気共鳴診断装置
JP2001095773A (ja) * 1999-09-28 2001-04-10 Hitachi Medical Corp 磁気共鳴画像診断装置
JP2009018079A (ja) * 2007-07-13 2009-01-29 Hitachi Medical Corp 磁気共鳴イメージング装置
JP2009291388A (ja) * 2008-06-05 2009-12-17 Hitachi Medical Corp 磁気共鳴イメージング方法及び磁気共鳴イメージング装置
WO2011040289A1 (ja) * 2009-09-29 2011-04-07 株式会社 日立メディコ 磁気共鳴イメージング装置および励起領域調整方法

Family Cites Families (8)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP3404030B2 (ja) 1991-11-29 2003-05-06 株式会社東芝 磁気共鳴診断装置
US7466131B1 (en) * 2007-04-20 2008-12-16 General Electric Company System and method for designing multi-channel RF pulses for MR imaging
JP5184049B2 (ja) * 2007-10-30 2013-04-17 株式会社日立製作所 磁気共鳴検査装置及び高周波パルス波形算出方法
DE102008021736B3 (de) * 2008-04-30 2009-12-10 Bruker Biospin Mri Gmbh Verfahren zur Bestimmung der räumlichen Verteilung von Magnetresonanzsignalen beim Einsatz von lokalen ortskodierenden Magnetfeldern
US8237439B2 (en) * 2009-08-13 2012-08-07 General Electric Company Composite pulse design method for large-tip-angle excitation in high field magnetic resonance imaging
JP5823865B2 (ja) * 2009-09-25 2015-11-25 株式会社日立メディコ 磁気共鳴イメージング装置および照射周波数調整方法
DE102010033329B4 (de) * 2010-08-04 2012-10-31 Siemens Aktiengesellschaft Verfahren und Einrichtung zur Ermittlung einer Magnetresonanzsystem-Ansteuersequenz und Verfahren zum Betrieb eines Magnetresonanzsystems
WO2012081399A1 (ja) * 2010-12-16 2012-06-21 株式会社 日立メディコ 磁気共鳴イメージング装置および撮像パラメータ適正化方法

Patent Citations (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPH05200012A (ja) * 1991-11-29 1993-08-10 Toshiba Corp 磁気共鳴診断装置
JP2001095773A (ja) * 1999-09-28 2001-04-10 Hitachi Medical Corp 磁気共鳴画像診断装置
JP2009018079A (ja) * 2007-07-13 2009-01-29 Hitachi Medical Corp 磁気共鳴イメージング装置
JP2009291388A (ja) * 2008-06-05 2009-12-17 Hitachi Medical Corp 磁気共鳴イメージング方法及び磁気共鳴イメージング装置
WO2011040289A1 (ja) * 2009-09-29 2011-04-07 株式会社 日立メディコ 磁気共鳴イメージング装置および励起領域調整方法

Non-Patent Citations (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Title
GLEN MORRELL: "Three-Dimensional Spectral-Spatial Excitation", MAGNETIC RESONANCE IN MEDICINE, vol. 37, 1997, pages 378 - 386 *

Cited By (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2021515648A (ja) * 2018-03-13 2021-06-24 コーニンクレッカ フィリップス エヌ ヴェＫｏｎｉｎｋｌｉｊｋｅ Ｐｈｉｌｉｐｓ Ｎ．Ｖ． スパイラル獲得によるｍｒ像形成
JP7209007B2 (ja) 2018-03-13 2023-01-19 コーニンクレッカ フィリップス エヌ ヴェ スパイラル獲得によるｍｒ像形成

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