WO2015159664A1 - 核磁気共鳴撮像装置およびｒｆシミング方法 - Google Patents

核磁気共鳴撮像装置およびｒｆシミング方法 Download PDF

Info

Publication number
WO2015159664A1
WO2015159664A1 PCT/JP2015/059032 JP2015059032W WO2015159664A1 WO 2015159664 A1 WO2015159664 A1 WO 2015159664A1 JP 2015059032 W JP2015059032 W JP 2015059032W WO 2015159664 A1 WO2015159664 A1 WO 2015159664A1
Authority
WO
WIPO (PCT)
Prior art keywords
channel
weight
objective function
subject
shimming
Prior art date
Application number
PCT/JP2015/059032
Other languages
English (en)
French (fr)
Inventor
公輔 伊藤
Original Assignee
株式会社 日立メディコ
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by 株式会社 日立メディコ filed Critical 株式会社 日立メディコ
Priority to US15/127,866 priority Critical patent/US10156616B2/en
Priority to CN201580010607.0A priority patent/CN106028928B/zh
Priority to JP2016513693A priority patent/JP6527138B2/ja
Publication of WO2015159664A1 publication Critical patent/WO2015159664A1/ja

Links

Images

Classifications

    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01R—MEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
    • G01R33/00—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables
    • G01R33/20—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
    • G01R33/28—Details of apparatus provided for in groups G01R33/44 - G01R33/64
    • G01R33/32—Excitation or detection systems, e.g. using radio frequency signals
    • G01R33/36—Electrical details, e.g. matching or coupling of the coil to the receiver
    • G01R33/3607—RF waveform generators, e.g. frequency generators, amplitude-, frequency- or phase modulators or shifters, pulse programmers, digital to analog converters for the RF signal, means for filtering or attenuating of the RF signal
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/05—Detecting, measuring or recording for diagnosis by means of electric currents or magnetic fields; Measuring using microwaves or radio waves 
    • A61B5/055—Detecting, measuring or recording for diagnosis by means of electric currents or magnetic fields; Measuring using microwaves or radio waves  involving electronic [EMR] or nuclear [NMR] magnetic resonance, e.g. magnetic resonance imaging
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01R—MEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
    • G01R33/00—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables
    • G01R33/20—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
    • G01R33/28—Details of apparatus provided for in groups G01R33/44 - G01R33/64
    • G01R33/288—Provisions within MR facilities for enhancing safety during MR, e.g. reduction of the specific absorption rate [SAR], detection of ferromagnetic objects in the scanner room
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01R—MEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
    • G01R33/00—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables
    • G01R33/20—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
    • G01R33/44—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance using nuclear magnetic resonance [NMR]
    • G01R33/48—NMR imaging systems
    • G01R33/54—Signal processing systems, e.g. using pulse sequences ; Generation or control of pulse sequences; Operator console
    • G01R33/56—Image enhancement or correction, e.g. subtraction or averaging techniques, e.g. improvement of signal-to-noise ratio and resolution
    • G01R33/565—Correction of image distortions, e.g. due to magnetic field inhomogeneities
    • G01R33/5659—Correction of image distortions, e.g. due to magnetic field inhomogeneities caused by a distortion of the RF magnetic field, e.g. spatial inhomogeneities of the RF magnetic field
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/0033—Features or image-related aspects of imaging apparatus classified in A61B5/00, e.g. for MRI, optical tomography or impedance tomography apparatus; arrangements of imaging apparatus in a room

Definitions

  • the present invention relates to a nuclear magnetic resonance imaging (MRI: Magnetic Resonance Imaging) technique, and more particularly to improving the uniformity of a high-frequency magnetic field irradiated by a plurality of channels of transmission coils and reducing the SAR of a subject.
  • MRI Magnetic Resonance Imaging
  • the MRI apparatus is a medical diagnostic imaging apparatus that causes nuclear magnetic resonance to occur in nuclei in an arbitrary cross section crossing a subject and obtains a tomographic image in the cross section from the generated nuclear magnetic resonance signal.
  • a radio frequency Radio Frequency wave, hereinafter referred to as RF
  • RF Radio Frequency wave
  • the specimen is imaged.
  • RF transmission to the subject is performed by an RF transmission coil, and reception of a nuclear magnetic resonance signal from the subject is performed by an RF reception coil.
  • an MRI apparatus (hereinafter referred to as a 3T MRI apparatus) having a static magnetic field strength of 3T (Tesla) uses RF having a frequency of 128 MHz.
  • the wavelength of this RF is about 30 cm, which is almost the same scale as the abdominal section, and its phase changes.
  • the rotating magnetic field induces RF and nuclear magnetic resonance phenomenon generated by the RF (hereinafter high frequency magnetic field, B 1) the spatial distribution of becomes uneven, causing image unevenness. Therefore, there is a need for a technique for reducing the nonuniformity of the spatial distribution of the rotating magnetic field B 1 in RF irradiation performed by an ultrahigh magnetic field MRI apparatus.
  • RF shimming As an RF irradiation method for reducing the nonuniformity of the B 1 distribution, there is a method called “RF shimming”. This is a technique for reducing the B 1 non-uniformity in the imaging region by controlling the phase and amplitude of the RF signal applied to each channel using an RF transmission coil having a plurality of channels (see, for example, Patent Document 1) ). Before the actual imaging, the B 1 distribution of each channel is measured in advance, and the B 1 distribution is used to calculate the optimum RF pulse amplitude and phase for each channel in order to reduce B 1 nonuniformity.
  • the region to be diagnosed which is a partial region in the cross section, is set as a region of interest (ROI), and the amplitude and phase of the RF pulse for each channel so as to reduce B 1 nonuniformity in the ROI.
  • ROI region of interest
  • the amount of RF absorption (SAR (Specific Absorption Ratio)) in the living body is regulated to fall within a predetermined range in consideration of safety to the living body by increasing the magnetic field.
  • SAR Specific Absorption Ratio
  • the value of the objective function parameter for setting the objective function is determined according to the contribution to the SAR when performing the RF shimming operation based on the objective function and the constraint conditions. is doing.
  • the contribution to the SAR for each channel differs depending on the distance to the subject and the imaging conditions. In the method of Patent Document 2, this point is not taken into consideration, so there is room for further reduction of SAR while making the B 1 distribution uniform.
  • the present invention has been made in view of the above circumstances, and in an MRI apparatus using a transmission coil having a plurality of channels, when performing an RF shimming operation based on an objective function and constraint conditions, the B 1 distribution is uniform.
  • the purpose is to reduce SAR corresponding to the contribution to SAR for each channel.
  • An RF shimming method in a nuclear magnetic resonance imaging apparatus comprising: an arithmetic unit that performs an RF shimming operation that determines at least one of an amplitude and a phase of a high frequency signal transmitted to each of a plurality of channels, and an objective function and a constraint condition Based on the above, when performing the RF shimming operation, the value of the objective function parameter for setting the objective function is determined according to the contribution to the SAR for each channel.
  • the B 1 distribution is uniformized and the SAR for each channel. SAR can be reduced in response to contributions to
  • Block diagram of an MRI apparatus according to an embodiment of the present invention is an explanatory diagram for explaining a transmission coil of an embodiment of the present invention
  • B is an explanatory diagram for explaining an imaging region of an embodiment of the present invention
  • C is an embodiment of the present invention explanatory view for explaining a simulation result of the distribution of the generated rotating magnetic field B 1 in the phantom
  • Functional block diagram of a computer according to an embodiment of the present invention is an explanatory diagram for explaining a setting example of the first region and the second region of the embodiment of the present invention (B) is for explaining a setting example of the first region of the embodiment of the present invention Illustration Flowchart of imaging processing according to an embodiment of the present invention As a specific example of the first embodiment, an example of imaging using a four-channel transmission coil as shown in FIG.
  • FIG. 2A is shown, and the measurement result of whole body SAR is shown.
  • the first embodiment it is an example of imaging using a four-channel transmission coil as shown in FIG. 2A, and shows the measurement result of the B 1 map of the entire FOV.
  • the second embodiment an example of the value of the objective function parameter for each imaging region is shown.
  • an example of a GUI for setting and inputting an objective function parameter value is shown.
  • an orthogonal three cross-sectional image that is a positioning image of a subject imaged with both arms placed on the abdomen using the transmission coils of a plurality of channels shown in FIG. An example is shown.
  • FIG. 1 is a block diagram showing a configuration of an example 100 of an MRI apparatus according to the present invention.
  • the MRI apparatus 100 includes a magnet 101 that generates a static magnetic field, a coil 102 that generates a gradient magnetic field, a shim coil 112 that adjusts the static magnetic field uniformity, a sequencer 104, and a high-frequency magnetic field (B 1 ) RF transmitting coil (transmitting coil) 114 for irradiating (transmitting)), RF receiving coil (receiving coil) 115 for detecting (receiving) a nuclear magnetic resonance signal generated from the subject 103, and the subject 103.
  • B 1 high-frequency magnetic field
  • the gradient coil 102 and shim coil 112 are connected to a gradient magnetic field power source 105 and a shim power source 113, respectively.
  • the transmission coil 114 and the reception coil 115 are connected to the high-frequency signal generator 106 and the receiver 108, respectively.
  • the sequencer 104 sends commands to the gradient magnetic field power source 105, the shim power source 113, and the high-frequency signal generator 106 in accordance with instructions from the computer 109 to generate a gradient magnetic field and RF, respectively.
  • RF is irradiated (transmitted) to the subject 103 through the transmission coil 114.
  • a nuclear magnetic resonance signal generated from the subject 103 by irradiating (transmitting) RF is detected (received) by the receiving coil 115 and detected by the receiver 108.
  • the nuclear magnetic resonance frequency used as a reference for detection by the receiver 108 is set by the computer 109 via the sequencer 104.
  • the detected signal is sent to the computer 109 through an A / D conversion circuit, where signal processing such as image reconstruction is performed.
  • the result is displayed on the display device 110 connected to the computer 109.
  • the detected signals and measurement conditions are stored in the storage device 111 connected to the computer 109 as necessary.
  • the magnet 101, the shim coil 112, and the shim power source 113 constitute a static magnetic field forming unit that forms a static magnetic field space.
  • the gradient magnetic field coil 102 and the gradient magnetic field power source 105 constitute a gradient magnetic field application unit that applies a gradient magnetic field to the static magnetic field space.
  • the transmission coil 114 and the high-frequency signal generator 106 constitute a high-frequency magnetic field transmission unit that irradiates (transmits) RF to the subject 103.
  • the receiving coil 115 and the receiver 108 constitute a signal receiving unit that detects (receives) a nuclear magnetic resonance signal generated from the subject 103.
  • the transmission coil 114 is a multi-channel coil including a plurality of channels that independently transmit RF.
  • An example of the transmission coil 114 is shown in FIG.
  • a case where the transmission coil 114 is a four-channel (4ch) coil including four channels (114-1, 114-2, 114-3, 114-4 counterclockwise from the upper left) is illustrated.
  • the present invention is not limited to four channels and can be applied to an arbitrary number of channels (about 2 to 256).
  • the amplitude and phase of RF transmitted from each channel (114-1, 114-2, 114-3, 114-4) are independently set by the computer 109.
  • the high-frequency signal generator 106 is supplied with the feeding points (117-1, 117-2, 117-3, 114-3) included in each channel (114-1, 114-2, 114-3, 114-4) according to control from the computer 109.
  • An RF signal is independently transmitted to each channel via 117-4).
  • reference numeral 116 denotes an RF shield.
  • RF irradiation method using the transmission coil 114 will be described.
  • a case where the abdominal region of the subject 103 is imaged will be described as an example.
  • the imaging region 201 of the subject 103 is set as shown in FIG.
  • the B 1 intensity in the imaging region 201 is dimensionless so that the maximum B 1 intensity in the phantom 200 is 1.
  • the dimensions of the phantom 200 in the x, y, and z axis directions were 300 mm, 200 mm, and 900 mm, respectively. This is a simplified shape assuming a cross section of the abdomen of the living body.
  • the physical properties of the phantom 200 were set to have a conductivity of 0.6 S / m and a relative dielectric constant of 80. This was determined on the assumption of a water phantom close to the physical property value of the living body.
  • the frequency of the irradiated RF was set to 128 MHz assuming a 3T MRI apparatus.
  • A1 and ⁇ 1 are respectively the amplitude and phase of the sine waveform voltage fed to the feeding point 117-1 of the channel 114-1, and A2 and ⁇ 2 are respectively fed to the feeding point 117-2 of the channel 114-2.
  • the same amplitude and phase, A3 and ⁇ 3 are supplied to the feeding point 117-3 of the channel 114-3, respectively, and the same amplitude and phase, A4 and ⁇ 4 are supplied to the feeding point 117-4 of the channel 114-4, respectively. Amplitude and phase are shown.
  • the computer (control unit) 109 controls each unit related to imaging of the MRI apparatus 100 so as to obtain a high-quality image by making the B 1 distribution uniform and reducing the SAR.
  • the computer 109 includes an imaging condition setting unit 310 that sets imaging conditions, and a main imaging unit 320 that performs main imaging according to the imaging conditions set by the imaging condition setting unit 310.
  • the imaging condition setting unit 310 includes an imaging position setting unit 311, a static magnetic field shimming unit 312, and an RF shimming unit 313.
  • the imaging position setting unit 311 sets an imaging position (imaging section).
  • the imaging section is set using a positioning image obtained by performing a scout scan or the like before performing the main imaging. For example, designation by the operator is received on the positioning image displayed on the display device 110, and the designated position is set as an imaging section.
  • an imaging cross section a predetermined position may be automatically set for each part, using a feature point on the positioning image as a clue. Note that the region of the subject 103 on the imaging section is referred to as an imaging region.
  • the static magnetic field shimming unit 312 measures the static magnetic field distribution and performs adjustment so that the static magnetic field is as uniform as possible. The adjustment is performed by operating the shim coil 112 via the shim power supply 113. Note that the static magnetic field shimming unit 312, the shim power supply 113, and the shim coil 112 do not have to be provided when the uniformity adjustment of the static magnetic field is unnecessary.
  • the RF shimming unit 313 performs RF shimming processing for determining at least one of the amplitude and phase of RF transmitted from each channel (114-1, 114-2, 114-3, 114-4) of the transmission coil 114.
  • the RF shimming unit 313 according to the present invention performs at least one of the amplitude and phase of the RF transmitted from each channel so as to obtain a high-quality image by uniformizing the B 1 distribution and reducing the SAR. decide.
  • at least one of the amplitude and phase of each RF transmitted to each channel of the transmission coil 114 which is determined by the RF shimming unit 313 of the present embodiment, is referred to as a high-frequency magnetic field condition.
  • the RF shimming unit 313 includes a region setting unit 301, an optimization condition setting unit 302, an optimization unit 303, and a condition storage unit 304.
  • the RF shimming unit 313 detects each channel (114-1, 114-2, 114-3, 114-4) so as to reduce B 1 non-uniformity in the imaging region 201, particularly in a region to be diagnosed (diagnosis region). ) To adjust the amplitude (A1, A2, A3, A4) and phase ( ⁇ 1, ⁇ 2, ⁇ 3, ⁇ 4) of the RF to be transmitted and set the optimum one as the high frequency magnetic field condition. At this time, the RF shimming unit 313 of the present embodiment adjusts the values of these parameters so as to further reduce the SAR.
  • the RF shimming unit 313 first specifies a diagnosis area and a suppression area where a high-quality image is desired to be acquired in the imaging area as necessary.
  • the suppression region may be a region different from the diagnosis region, for example, a region that generates artifacts in the diagnosis region or a region where local SAR is high. Then, the high-frequency magnetic field condition is determined so as to lower B 1 in the suppression region while increasing the B 1 uniformity in the diagnosis region.
  • the region setting unit 301 sets the diagnosis region and the suppression region as the first region ROI1 and the second region ROI2, respectively.
  • the setting is performed by accepting a region designated by the operator on the positioning image or on the result of B 1 distribution measurement performed with the high frequency magnetic field condition as an initial value. That is, the region setting unit 301 sets the first region ROI1 and the second region ROI2 in accordance with an instruction from the operator.
  • FIG. 4A shows a setting example of the first region ROI1 and the second region ROI2 when the abdomen is designated as the imaging region.
  • the first region ROI1 that is the diagnosis region and the second region ROI2 that is the suppression region may be configured to be automatically set according to the imaging region and the imaging purpose.
  • the MRI apparatus 100 further includes a region storage unit that stores the first region ROI1 and the second region ROI2 in association with the region and the imaging purpose, and the region setting unit 301 has the region and the imaging purpose as imaging conditions.
  • the first region ROI1 and the second region ROI2 stored in association with the imaging region or imaging purpose set in the imaging condition are extracted from the region storage unit and set.
  • the area storage unit is provided in the storage device 111 in advance.
  • the entire region of the subject 103 may be set as the diagnosis region (first region ROI1) without setting the suppression region (second region ROI2).
  • optimization unit 303 so as to optimize the B 1 distribution in the first region ROI1, the RF to be transmitted to each channel (114-1,114-2,114-3,114-4), amplitude (A1 , A2, A3, A4) and at least one of the phases ( ⁇ 1, ⁇ 2, ⁇ 3, ⁇ 4) is determined as the high-frequency magnetic field condition.
  • the high-frequency magnetic field condition is determined so that the uniformity of the B 1 distribution in the first region ROI1 is not less than a predetermined value and the SAR is reduced.
  • this high-frequency magnetic field condition is obtained as a solution that minimizes a predetermined objective function under predetermined constraints.
  • the calculation of the solution is performed using a solution for the optimization problem, for example, steepest descent method, gradient method, Newton method, least square method, conjugate gradient method, linear programming method, nonlinear programming method, and the like.
  • a solution for the optimization problem for example, steepest descent method, gradient method, Newton method, least square method, conjugate gradient method, linear programming method, nonlinear programming method, and the like.
  • a solution that minimizes the objective function may be obtained by comprehensively changing the amplitude and phase values.
  • the value of the objective function is calculated by changing the value of the amplitude and the phase by 1 dB and 5 degrees, respectively, and the amplitude and the phase in the case of the minimum are obtained.
  • the amplitude and phase may be obtained in the vicinity of the amplitude and phase values with the amount of change reduced.
  • the initial values of the amplitude and phase when performing these solutions are stored in the storage device 111 in advance.
  • the predicted value may be used as an initial value, and the amplitude and phase may be comprehensively changed only for the nearby values.
  • the optimization unit 303 each time changing the high-frequency magnetic field conditions, perform B 1 distribution measurement for measuring the B 1 distribution in the imaging area may be obtained B 1 value in the imaging region.
  • only one of the amplitude and phase may be changed to determine the high frequency magnetic field condition.
  • the condition storage unit 304 stores a set of constraint conditions and objective functions (optimization conditions) used by the optimization unit 303 to calculate the high-frequency magnetic field conditions.
  • the optimization condition setting unit 302 sets optimization conditions used by the optimization unit 303 to calculate the high frequency magnetic field conditions.
  • the optimization unit 303 calculates the high frequency magnetic field condition using the set optimization condition.
  • FIG. 5 shows an example of the flow of an imaging process including an RF shimming process according to the present invention performed in cooperation with each function of the RF shimming unit 313. This imaging process is started by an instruction from the operator.
  • the imaging condition setting unit 310 receives and sets an imaging condition including an imaging parameter, an imaging region, an imaging purpose, and the like from an operator (step S1001).
  • the imaging position setting unit 311 performs a scout scan and sets the imaging position (step S1002).
  • the region setting unit 301 sets the first region ROI1 and the second region ROI2 (step S1003). As described above, when the second region ROI2 is not set, the process of step S1003 is omitted.
  • the optimization condition setting unit 302 sets an optimization condition composed of a set of an objective function and a constraint condition (Step S1004).
  • the optimization unit 303 performs optimization for obtaining a solution that minimizes the objective function under the constraint conditions set by the optimization condition setting unit 302 (step S1005).
  • the imaging condition setting unit 310 sets the imaging condition together with other imaging parameters as the RF amplitude and phase (high frequency magnetic field condition) transmitted to each channel used for imaging the solution obtained by the optimization unit 303 (step S1006).
  • the main imaging unit 320 performs the main imaging according to the imaging conditions including the high-frequency magnetic field condition set by the imaging condition setting unit 310 (step S1007). Specifically, the main imaging unit 320 causes the high-frequency signal generator 106 to generate a high frequency (RF) for each channel based on the high-frequency magnetic field condition, and supply the channel to each channel of the transmission coil 114 to execute the main imaging. .
  • RF high frequency
  • Each function realized by the computer 109 is realized by the CPU provided in the computer 109 loading a program stored in advance in the storage device 111 to the memory and executing it.
  • the condition storage unit 304 may be built on the storage device 111.
  • B 1 distribution uniformity index U SD is the standard deviation of the B 1 value ( ⁇ (B 1)) is a value obtained by dividing at B 1 average value (m (B 1)). As this B 1 smaller the distribution uniformity index U SD, B 1 distribution in the region of interest is said to uniform.
  • the objective function is expressed by equation (3).
  • each term in the formula (3) is as follows. That is, the first term is a term for evaluating how much the amplitude of RF is smaller than that in the case of QD irradiation with respect to SAR reduction. For this reason, in order to reflect the difference in SAR for each channel, the power of the RF amplitude of each channel is weighted and added.
  • the second term relates to improved uniformity of the B 1 distribution, a term uniformity of B 1 distribution to assess how to much improved compared with the case of QD irradiation.
  • the objective function according to the present invention represented by the equation (3) weights the first term representing the reduction of SAR and the second term representing the improvement in the uniformity of the B 1 distribution with the weight (w). It is a linear combination.
  • w (0 ⁇ w ⁇ 1) represents a distribution weight related to the distribution of SAR reduction and improvement of the uniformity of the B 1 distribution.
  • w amp means the weight for adjusting the amplitude of each channel of the transmit coil and is a value set for each channel.
  • w amp (i) is the value of the amplitude weight of the i-th channel and is 0 or positive.
  • the amplitude power k represents the kth power of the amplitude, and is 0 or a positive number (0 ⁇ k ⁇ 4).
  • Usd (shim) is obtained by using Usd of Equation (3) using RF shim parameter after RF shim
  • Usd (QD) is obtained by using Usd of Equation (3) using RF shim parameter of QD irradiation. It is what I asked for.
  • k is normally 2 but may be a value other than 2. Since the amplitude normally takes a value of about 1, when k increases, the contribution of the first term increases, the amplitude decreases, and the SAR also decreases.
  • the distribution weight (w), the weight for each channel (w amp ), and the power (k) are collectively referred to as an objective function parameter.
  • the objective function parameters include distribution weight (w), weight per channel (w amp ), and power (k),
  • the objective function is a linear combination of the term representing the reduction in SAR and the term representing the improvement in uniformity of the B 1 distribution weighted by the distribution weight (w), -The term representing the reduction in SAR is obtained by weighting and adding the RF amplitude power (k power) with weight (w amp ) for each channel.
  • the RF shimming unit determines the high-frequency magnetic field condition as a solution for optimizing the objective function set in this way.
  • the value of the objective function parameter for setting the objective function such as the above equation (3) is determined according to the contribution to the SAR.
  • the weight of each channel which is one of the objective function parameter (w # 038), the weight contribution of the relatively small channel is relatively weights large channel contribution to SAR and (w # 038) to the SAR larger than (w amp ).
  • the weight (w amp ) of the channel arranged at a position relatively close to the subject is set larger than the weight (w amp ) of the channel arranged at a position relatively far from the subject.
  • ⁇ first embodiment A first embodiment of the present invention will be described.
  • the first embodiment is characterized in that values of objective function parameters are preset in the MRI apparatus and these values are used.
  • the channel arranged on the lower side relatively close to the subject is arranged on the upper side relatively far from the subject.
  • the contribution to the SAR is relatively greater than the channel. Therefore, in the first embodiment, is set to be relatively larger than the weight of the upper channel weights of the lower channel (w amp) (w amp) .
  • each function of the RF shimming unit 313 in the first embodiment is the same as the configuration shown in FIG. 3 described above, but the processing of the following functional units is different.
  • the value of the objective function parameter is stored in the condition storage unit 304 in advance, and the optimization condition setting unit 302 reads the value and sets the objective function.
  • the processing flow of the RF shimming unit 313 is the same as the processing flow shown in FIG. 5 described above, but the processing of the following steps is different.
  • step S1004 when the optimization condition setting unit 302 extracts the optimization condition from the condition storage unit 304, the optimization function setting unit 302 also reads the value of the objective function parameter and sets the objective function.
  • FIGS. 6 and 7 show an example of imaging using a four-channel transmission coil as shown in FIG.
  • FIG. 6 shows the measurement result of whole body SAR, the measurement result using the amplitude and phase for each channel determined by the first embodiment, and the amplitude and phase for each channel determined by the conventional method of minimizing Usd.
  • the measurement result using is shown.
  • the vertical axis shows the value of whole body SAR.
  • the whole body SAR was 0.3 [W / kg] according to the conventional method, but was 0.23 [W / kg] in the first embodiment, and a reduction of about 25% was achieved.
  • FIG. 7 is a shows a B 1 map of the measurement results of the entire FOV, the measurement results using the amplitude and phase of each channel decided by the first embodiment (FIG. 7 (A)), the conventional Usd The measurement results (FIG. 7B) using the amplitude and phase for each channel determined by the method of minimization are shown.
  • the example of the first embodiment shown in FIGS. 6 and 7 shows that the SAR can be reduced while maintaining the uniformity of the B 1 distribution (without substantially degrading).
  • the objective function is set using the value of the objective function parameter that has been set in advance assuming the subject's placement position, so the placement position of the subject is detected. Therefore, it is possible to easily achieve the reduction of SAR and the maintenance and improvement of the uniformity of the B 1 distribution.
  • Second Embodiment A second embodiment of the present invention will be described.
  • the second embodiment is characterized in that different objective function parameter values are used depending on the imaging region (and / or imaging purpose) of the subject.
  • the subject is often arranged in the magnetic field space so that Breast of the subject is located at or near the center of the magnetic field.
  • the upper channel contributes relatively more to the SAR than the lower channel. Therefore, at the time of Breast imaging, it is possible to improve the uniformity while reducing the SAR by setting the wamp of the upper channel larger than the wamp of the lower channel.
  • the subject when imaging a shoulder or arm, the subject is placed in the magnetic field space so that the shoulder or arm on the imaging target side is close to or near the center of the magnetic field. It will be placed off-center in the direction.
  • the weight (w amp ) of the channel closer to the subject to be larger than the weight (w amp ) of the channel far from the subject, the B 1 distribution is reduced while reducing the SAR. Uniformity can be improved.
  • the value of the objective function parameter for each imaging region (and / or imaging purpose) of the subject is stored in advance. Then, the setting from the operator regarding the imaging part (and / or imaging purpose) is accepted, and the operator sets the objective function parameter value for each imaging part (and / or imaging purpose) stored in advance. The value of the objective function parameter corresponding to the set imaging region (and / or imaging purpose) is selected, and the selected value is used for setting the objective function.
  • each function of the RF shimming unit 313 for realizing the second embodiment is the same as the configuration shown in FIG. 3 described above, but the processing of the following functional units is different.
  • the imaging condition setting unit 310 receives an input of imaging conditions including an imaging part (and / or imaging purpose) from an operator, and sets the input imaging part (and / or imaging purpose).
  • the condition storage unit 304 stores in advance values of objective function parameters for each imaging region (and / or imaging purpose).
  • the optimization condition setting unit 302 selects the imaging region (and / or //) set by the imaging condition setting unit 310 from the objective function parameter values for each imaging region (and / or imaging purpose) stored in the condition storage unit 304. Alternatively, the objective function parameter value corresponding to the imaging purpose) is extracted, and the objective function is set using the extracted value.
  • the processing flow of the RF shimming unit 313 is the same as the processing flow shown in FIG. 5 described above, but the processing of the following steps is different.
  • step S1001 the imaging condition setting unit 310 receives and sets input of imaging conditions including an imaging region (and / or imaging purpose).
  • step S1004 the optimization condition setting unit 302 sets the value of the objective function parameter corresponding to the imaging part (and / or imaging purpose) set in step S1001 to the imaging part (and / or) stored in the condition storage part 304.
  • An objective function parameter value is extracted for each imaging purpose), and an objective function is set using the extracted value.
  • Fig. 8 shows an example of objective function parameter values for each imaging region.
  • a database in which such a combination of the imaging region and the value of the objective function parameter is set for each imaging region is prepared in advance and stored in the condition storage unit 304.
  • the right channels 3 and 4 are relatively close to the subject's left shoulder and left arm, and the left channels 1 and 2 are relative to the subject's right shoulder and right arm. It ’s far away. Therefore, it sets the weight of the right channel 3, 4 (w # 038) greater than the weight of the left channel 1,2 (w amp).
  • the value of the objective function parameter can be set together with the first embodiment described above. For example, if the subject is placed are shifted to the lower side, with different weights of channels between the upper and lower, than the lower channel of the weight (w # 038) to the upper channel weights (w # 038) Enlarge.
  • weights of the left channel 1 and 2 are set weights of the left channel 1 and 2 (w # 038) greater than the weight of the right channel 3,4 (w amp). Furthermore, when the subject is shifted and arranged in the vertical direction, the weights may be changed between the upper and lower channels.
  • the value of the objective function parameter for each imaging region (and / or imaging purpose) is stored in advance, and the imaging region (and / or imaging purpose) is set by the operator.
  • the objective function parameter corresponding to the imaging part (and / or imaging purpose) set by the operator from the values of the objective function parameter for each imaging part (and / or imaging purpose) stored in advance. Is used to set the objective function. That is, different objective function parameter values are used depending on the imaging region (and / or imaging purpose) of the subject. As a result, it is possible to easily reduce the SAR and maintain and improve the uniformity of the B 1 distribution more accurately and easily according to the imaging site (and / or imaging purpose) without detecting the position of the subject. can do.
  • Fig. 9 shows an example of the GUI for setting the objective function parameter value.
  • the example shown in FIG. 9 is a GUI example for displaying a plurality of parameter value combinations prepared in advance and allowing the operator to select a desired combination from the combinations.
  • "RF Shim Mode" is the setting item of the objective function parameter value. Clicking this will display the following options, and selecting one of them will allow you to select the objective function parameter value. Is set. The meaning of each is as follows.
  • Type A QD irradiation
  • Type B RF shim parameter calculation with objective function of the present invention
  • Type C RF shim parameter calculation with Usd as objective function
  • Type D RF with Usd as objective function using B1 map of some areas shim parameter calculation
  • the configuration of each function of the RF shimming unit 313 for realizing the third embodiment is the same as the configuration shown in FIG. 3 described above, but the processing of the following functional units is different.
  • the optimization condition setting unit 302 displays a GUI for setting and inputting the objective function parameter value on the display device 110, accepts the input of the objective function parameter value by the operator, and sets the input objective function parameter value. Set the objective function based on it.
  • the processing flow of the RF shimming unit 313 is the same as the processing flow shown in FIG. 5 described above, but the processing of the following steps is different.
  • step S1001 the imaging condition setting unit 310 displays an objective function parameter value setting input GUI on the display device 110, receives input of the objective function parameter value by the operator, and inputs the input value to the objective function. Set as a parameter value.
  • step S1004 the optimization condition setting unit 302 sets an objective function based on the value of the objective function parameter set in step S1001.
  • the third embodiment accepts the setting of the objective function parameter value by the operator, and sets the objective function based on the input objective function parameter value. As a result, the photographer can freely select a channel for reducing the SAR.
  • the fourth embodiment is characterized in that the distance between the subject and each channel is determined based on the positioning image, and the value of the objective function parameter is set based on the determined distance.
  • a normal MRI examination in order to determine the imaging position and imaging area of a subject, positioning images such as three orthogonal sections are acquired before the main imaging. And using this positioning image, the arrangement position of the subject in the magnetic field space can be determined.
  • the arrangement position of each channel of the transmission coil in the magnetic field space is known in advance from data at the time of designing the MRI apparatus, and these values can be stored. Therefore, the distance between the subject and each channel can be obtained based on the placement position of the subject determined using the positioning image and the design data of the placement position of each channel. Based on the obtained distance, it is possible to determine which channel the subject is relatively close to or from which channel.
  • the weight (w amp ) of the channel relatively close to the subject is set to be larger than the weight (w amp ) of the channel relatively far from the subject.
  • the weight (w amp ) of the channel may be determined based on the distance (d) between the subject and each channel as in the following equation (4).
  • w amp w max ⁇ exp (- ⁇ ⁇ d) (4)
  • w max is the maximum weight value and ⁇ is a predetermined distance attenuation coefficient.
  • each function of the RF shimming unit 313 for realizing the fourth embodiment is the same as the configuration shown in FIG. 3 described above, but the processing of the following functional units is different.
  • the condition storage unit 304 stores the arrangement position in the magnetic field space of each channel of the transmission coil obtained from the design data of the MRI apparatus.
  • the imaging position setting unit 311 acquires a positioning image by performing a scout scan or the like, and determines an arrangement position of the subject in the magnetic field space based on the acquired positioning image.
  • the optimization condition setting unit 302 is based on the arrangement position of the subject in the magnetic field space obtained by the imaging position setting unit 311 and the arrangement position in the magnetic field space of each channel read from the condition storage unit 304. The distance between the subject and each channel is obtained. Based on this distance, the weight (w amp ) of the channel relatively close to the subject is set larger than the weight (w amp ) of the channel relatively far from the subject. Alternatively, the weight (w amp ) of each channel is determined using the above equation (4).
  • processing flow of the RF shimming unit 313 is the same as the processing flow shown in FIG. 5 described above, but the processing contents of the following steps are different.
  • step S1002 the imaging position setting unit 311 performs a scout scan or the like to acquire a positioning image. Then, as described above, the distance between the subject and each channel is obtained based on the acquired positioning image.
  • step S1004 the optimization condition setting unit 302 calculates the weight (w amp ) of a channel relatively close to the subject based on the distance between the subject and each channel obtained in step S1002. Set larger than the weight (w amp ) of the channel far from the sample. Alternatively, the weight (w amp ) of the channel is determined based on the distance between the subject and each channel as in the above-described equation (4). Then, an objective function is set based on the determined weight (w amp ) of each channel.
  • FIG. 10 shows an example of an orthogonal three-section image that is a positioning image of a subject imaged with both arms placed on the abdomen using the transmission coils of a plurality of channels shown in FIG. 1001 is an axial image, 1002 is a sagittal image, and 1003 is a coronal image. From these cross-sectional images, it can be understood that the subject is arranged so as to be relatively shifted upward in the vertical direction and relatively shifted to the left in the horizontal direction. In this case, since the distance between the upper left channel 1 and the subject is the shortest, the weight (w amp ) is relatively increased, and the distance between the lower right channel 3 and the subject is the longest. Therefore, the weight (w amp ) is made relatively small, and the distance between the upper right channel 4 and the lower left channel 2 and the subject is in between them, so those weights (w amp ) And
  • the fourth embodiment determines the distance between the subject and each channel based on the positioning image and determines the weight (w amp ) of each channel based on the determined distance. Set the function. As a result, the weight (w amp ) of each channel can be set precisely, so that the accuracy of the objective function can be improved. As a result, it is possible to achieve SAR reduction and B 1 distribution uniformity / maintenance with higher accuracy.
  • the fifth embodiment is characterized in that the weight (w amp ) for each channel is determined using the SAR of each channel of the transmission coil.
  • the SAR of each channel varies depending on the imaging conditions such as the value of the imaging parameter, the attribute of the subject, the arrangement position of the subject in the magnetic field space, etc., it is basically preferable to measure each time these change. .
  • the SAR value of each channel corresponding to the imaging condition may be measured and stored in advance, and the SAR measurement may be omitted by selecting and using the stored value.
  • the measured SAR of each channel differs depending on the distance to the subject. Specifically, the SAR of a channel arranged at a position close to the subject tends to be higher than the SAR of a channel arranged at a position far from the subject. Therefore, if the weight (w amp ) of each channel is determined as in equation (5), the weight (w amp ) of each channel tends to differ depending on the distance to the subject. In other words, the weight (w amp ) of the channel placed relatively close to the subject should be set larger than the weight (w amp ) of the channel placed far away from the subject. become.
  • each function of the RF shimming unit 313 for realizing the fifth embodiment is the same as the configuration shown in FIG. 3 described above, but the processing of the following functional units is different.
  • the condition storage unit 304 stores the SAR value of each channel according to the imaging conditions. If the SAR of each channel of the transmission coil is measured each time, it is not necessary to store the SAR value of each channel corresponding to the imaging conditions.
  • the optimization condition setting unit 302 measures the SAR of each channel of the transmission coil. Alternatively, from the SAR values of the respective channels corresponding to the imaging conditions stored in the condition storage unit 304, the SAR values of the respective channels associated with the imaging conditions that substantially coincide with the imaging to be performed from now on are extracted. Based on the SAR value of each channel, the objective function is set by determining the weight (w amp ) of each channel, for example, as in Equation (5) described above.
  • processing flow of the RF shimming unit 313 is the same as the processing flow shown in FIG. 5 described above, but the processing contents of the following steps are different.
  • step S1004 the optimization condition setting unit 302 measures the SAR of each channel of the transmission coil, or from the condition storage unit 304, each channel associated with an imaging condition that substantially matches the imaging condition for imaging to be performed from now on. Extract the SAR value. Then, based on the SAR value of each channel, the weight (w amp ) of each channel is determined and the objective function is set.
  • the fifth embodiment obtains the SAR for each channel by actually measuring or selecting from the SAR values of each channel for each imaging condition prepared in advance.
  • the weight (w amp ) of each channel is determined using these values.
  • MRI device 101 magnet, 102 coil, 102 gradient coil, 103 subject, 104 sequencer, 105 gradient magnetic field power supply, 106 high-frequency signal generator, 107 table, 108 receiver, 109 computer, 110 display device, 111 storage device , 112 Shim coil, 113 Shim power supply, 114 Transmitting coil, 114-1 1st channel, 114-2 2nd channel, 114-3 3rd channel, 114-4 4th channel, 115 Receiver coil, 117-1 Feeding point, 117-2 Feeding point, 117-3 Feeding point, 117-4 Feeding point, 200 Phantom, 201 Imaging area, 202 B 1 distribution, 301 area setting part, 302 Condition setting part, 303 Optimization part, 304 Condition storage part, 310 Imaging condition setting unit, 311 Imaging position setting unit, 312 Static magnetic field shimming unit, 313 RF shimming unit, 320 imaging units, 401 B 1 distribution, 402 B 1 distribution, 403 B 1 distribution, 404 B 1 distribution, ROI

Abstract

　目的関数と制約条件とに基づいてRFシミングの演算を行う際に、B1分布の均一化を行いつつ、チャンネル毎のSARへの寄与に対応してSARの低減を行うために、被検体にそれぞれ高周波を送信する複数のチャンネルを有する送信コイルと、送信コイルが生成する高周波磁場分布の均一度を向上させ、かつ、前記被検体の比吸収率を低減するように、前記複数のチャンネルそれぞれに送信する高周波の振幅と位相との少なくとも一方を決定するRFシミングの演算を行う演算部と、を備えた核磁気共鳴イメージング装置におけるRFシミング方法であって、目的関数と制約条件とに基づいて、RFシミングの演算を行う際に、目的関数を設定するための目的関数パラメータの値をチャンネル毎のSARへの寄与に応じて決定する。

Description

核磁気共鳴撮像装置およびＲＦシミング方法
　本発明は、核磁気共鳴撮像(MRI：Magnetic Resonance Imaging)技術に関し、特に、複数チャンネルの送信コイルが照射する高周波磁場の均一度向上と被検体のSAR低減に関する。
　MRI装置は、被検体を横切る任意の断面内の原子核に核磁気共鳴を起こさせ、発生する核磁気共鳴信号からその断面内における断層像を得る医用画像診断装置である。被検体に電磁波の一種である高周波(Radio Frequency wave、以下、RF)を送信し、被検体内の原子核のスピンを励起すると共に、その後、核スピンにより発生する核磁気共鳴信号を受信し、被検体を画像化する。被検体へのRFの送信は、RF送信用コイルによって、被検体からの核磁気共鳴信号の受信は、RF受信用コイルによってなされる。
　近年、画像のSNR(Signal to Noise Ratio)の向上を目指して、静磁場強度が大きくなる傾向があり、静磁場強度が3T(テスラ)以上の高磁場MRI装置(超高磁場MRI装置)の普及が始まっている。しかし、静磁場強度が大きくなるほど、SNRは向上するが、撮像画像にムラが生じやすい。これは、高磁場化に伴って、核磁気共鳴現象を誘起するために使用されるRFの周波数が高くなるためである。
　例えば、静磁場強度が3T(テスラ)のMRI装置(以下、3T　MRI装置)では周波数128MHzのRFが使用されている。生体内では、このRFの波長は腹部断面とほぼ同スケールの30cm程度となり、その位相に変化が生じる。この位相の変化により、RFおよびそのRFにより生成され核磁気共鳴現象を誘起する回転磁界(以下、高周波磁場、B1)の空間分布が不均一となり、画像ムラを生じさせる。従って、超高磁場MRI装置で行われるRF照射において、回転磁界B1の空間分布の不均一を低減する技術が必要とされている。
　B1分布の不均一を低減するRF照射方法として、「RFシミング」と呼ばれる手法がある。これは、複数のチャンネルを持つRF送信用コイルを用い、各チャンネルに与えるRF信号の位相と振幅を制御して、撮像領域のB1不均一を低減させる手法である(例えば、特許文献1参照)。本撮像前に各チャンネルのB1分布を予め計測し、そのB1分布を用いて、B1不均一を低減するためにチャンネル毎に最適なRFパルスの振幅と位相を算出する。このとき、断面内の一部の領域である診断したい領域を関心領域(ROI：Region of Interest)に設定して、ROI内のB1不均一を低減するようチャンネル毎のRFパルスの振幅と位相とを決定する(例えば、特許文献2参照)。
米国特許第7078901号明細書 国際公開第2014/021172号明細書
　MRI装置では、高磁場化により、生体への安全性を考慮し、生体内でのRFの吸収量(SAR(Specific Absorption Ratio)：比吸収率)が所定範囲に収まるよう規制されている。しかしながら、装置の高磁場化によって、使用するRFの周波数が高くなり、SARも大きくなっている。
　特許文献2に記載のRFシミングでは、目的関数と制約条件とに基づいて、RFシミングの演算を行う際に、目的関数を設定するための目的関数パラメータの値をSARへの寄与に応じて決定している。しかしながら、複数チャンネルを有する送信コイルの場合には、チャンネル毎のSARへの寄与が、被検体との間の距離や撮像条件に応じて異なる。特許文献2の手法では、この点が考慮されていないので、B1分布の均一化を行いつつ、更なるSARを低減できる余地が残されている。
　そこで本発明は、上記事情に鑑みてなされたもので、複数チャンネルを有する送信コイルを用いるMRI装置において、目的関数と制約条件とに基づいてRFシミングの演算を行う際に、B1分布の均一化を行いつつ、チャンネル毎のSARへの寄与に対応してSARの低減を行うことを目的とする。
　本発明は、上記課題を解決するために以下の様に構成される。即ち、被検体にそれぞれ高周波を送信する複数のチャンネルを有する送信コイルと、送信コイルが生成する高周波磁場分布の均一度を向上させ、かつ、前記被検体の比吸収率を低減するように、前記複数のチャンネルそれぞれに送信する高周波の振幅と位相との少なくとも一方を決定するRFシミングの演算を行う演算部と、を備えた核磁気共鳴イメージング装置におけるRFシミング方法であって、目的関数と制約条件とに基づいて、RFシミングの演算を行う際に、目的関数を設定するための目的関数パラメータの値をチャンネル毎のSARへの寄与に応じて決定する。
　本発明によれば、複数チャンネルを有する送信コイルを用いるMRI装置において、目的関数と制約条件とに基づいてRFシミングの演算を行う際に、B1分布の均一化を行いつつ、チャンネル毎のSARへの寄与に対応してSARの低減を行うことができる。
本発明の実施形態のMRI装置のブロック図 (A)は、本発明の実施形態の送信コイルを説明するための説明図(B)は、本発明の実施形態の撮像領域を説明するための説明図(C)は、本発明の実施形態のファントム内に生成される回転磁界B1の分布のシミュレーション結果を説明するための説明図 本発明の実施形態の計算機の機能ブロック図 (A)は、本発明の実施形態の第一領域および第二領域の設定例を説明するための説明図(B)は、本発明の実施形態の第一領域の設定例を説明するための説明図 本発明の実施形態の撮像処理のフローチャート 第1の実施形態の具体例として、図2(A)に示した様な4チャンネル送信コイルを用いて撮像した例であり、全身SARの計測結果を示す。 第1の実施形態の具体例として、図2(A)に示した様な4チャンネル送信コイルを用いて撮像した例であり、FOV全体のB1マップの計測結果を示す。 第2の実施形態の具体例として、撮像部位毎の目的関数パラメータの値の一例を示す。 第3の実施形態の具体例として、目的関数パラメータの値の設定入力用のGUIの一例を示す。 第4の実施形態の具体例として、図2に示した複数チャンネルの送信コイルを用いて、両腕を腹部の上に乗せた状態で撮像された被検体の位置決め画像である直交3断面画像の一例を示す。
　以下、本発明を適用する実施形態を、図面を用いて説明する。なお、各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、同一の符号を付し、その繰り返しの説明は省略する。なお、これにより本発明が限定されるものではない。
　最初に、本発明に係るMRI装置の全体構成について説明する。図1は、本発明に係るMRI装置の一例100の構成を示すブロック図である。本図に示すように、MRI装置100は、静磁場を発生するマグネット101と、傾斜磁場を発生するコイル102と、静磁場均一度を調整するシムコイル112と、シーケンサ104と、高周波磁場(B1)を照射(送信)するRF送信用コイル(送信コイル)114と、被検体103から発生する核磁気共鳴信号を検出(受信)するRF受信用コイル(受信コイル)115と、被検体103を載置するテーブル107と、傾斜磁場電源105と、高周波信号発生器106と、受信器108と、シム電源113と、MRI装置100の各部を制御し、撮像を実現する計算機(制御部)109と、を備える。
　傾斜磁場コイル102およびシムコイル112は、それぞれ傾斜磁場電源105およびシム電源113に接続される。また、送信コイル114および受信コイル115は、それぞれ、高周波信号発生器106および受信器108に接続される。
　シーケンサ104は、計算機109からの指示に従って、傾斜磁場電源105とシム電源113、および高周波信号発生器106に命令を送り、それぞれ傾斜磁場およびRFを発生させる。RFは、送信コイル114を通じて被検体103に照射(送信)される。RFを照射(送信)することにより被検体103から発生する核磁気共鳴信号は受信コイル115によって検出(受信)され、受信器108で検波が行われる。受信器108での検波の基準とする核磁気共鳴周波数は、計算機109によりシーケンサ104を介してセットされる。検波された信号はA/D変換回路を通して計算機109に送られ、ここで画像再構成などの信号処理が行われる。その結果は、計算機109に接続される表示装置110に表示される。検波された信号や測定条件は、必要に応じて、計算機109に接続される記憶装置111に保存される。
　マグネット101とシムコイル112とシム電源113とは、静磁場空間を形成する静磁場形成部を構成する。傾斜磁場コイル102と傾斜磁場電源105とは、静磁場空間に傾斜磁場を印加する傾斜磁場印加部を構成する。また、送信コイル114と高周波信号発生器106とは、被検体103にRFを照射(送信)する高周波磁場送信部を構成する。受信コイル115と受信器108とは、被検体103から発生する核磁気共鳴信号検出(受信)する信号受信部を構成する。
　<<複数チャンネルの送信コイルについて>>
　送信コイル114は、それぞれ独立にRFを送信する複数のチャンネルを備える複数チャンネルのコイルとする。図2(A)に、送信コイル114の一例を示す。ここでは、送信コイル114が、4つのチャンネル(左上から反時計周りに114-1、114-2、114-3、114-4)を備える4チャンネル(4ch)コイルである場合を例示する。ただし、本発明は４チャンネルに限定されず任意のチャンネル数（２～２５６程度）に適用可能である。各チャンネル(114-1、114-2、114-3、114-4)から送信されるRFの振幅および位相は、個々独立に計算機109により設定される。高周波信号発生器106は、計算機109からの制御に従って、各チャンネル(114-1、114-2、114-3、114-4)が備える給電点(117-1、117-2、117-3、117-4)を介し、それぞれのチャンネルに独立にRF信号を送信する。なお、本図において116は、RFシールドである。
　<<RF照射法>>
　次に、送信コイル114によるRF照射方法について説明する。ここでは、被検体103の腹部領域を撮像する場合を例にあげて説明する。腹部領域の撮像時は、図2(B)に示すように、被検体103の撮像領域201が設定される。
　この被検体103の腹部領域を模したファントム200に対して、送信コイル114からRFを照射した際の、ファントム200内に生成される回転磁界B1(B1分布)202の電磁場シミュレーション結果を、図2(C)に示す。
　なお、本シミュレーションにおいて、撮像領域201内部のB1強度は、ファントム200内の最大B1強度が1となるよう無次元化した。ファントム200のx、y、z軸方向の寸法はそれぞれ、300mm、200mm、900mmとした。これは、生体の腹部断面を想定した上で、単純化した形状としたものである。また、ファントム200の物性値は、導電率0.6S/m、比誘電率80とした。これは、生体の物性値と近い水ファントムを想定した上で決定された。照射されるRFの周波数については、3T MRI装置を想定して、128MHzとした。
　また、各チャンネル(114-1、114-2、114-3、114-4)それぞれの給電点(117-1、117-2、117-3、117-4)に以下の式(1)に示すsine波形の電圧を給電した。
Figure JPOXMLDOC01-appb-I000001
　なお、A1、φ1は、それぞれチャンネル114-1の給電点117-1に給電されるsine波形電圧の振幅および位相、A2、φ2は、それぞれチャンネル114-2の給電点117-2に供給される同振幅および位相、A3、φ3は、それぞれチャンネル114-3の給電点117-3に供給される同振幅および位相、A4、φ4は、それぞれチャンネル114-4の給電点117-4に供給される振幅および位相を示す。また、図2(C)に示すB1分布202は、A1、A2、A3、A4をすべて1、位相をφ1＝0、φ2＝π/2、φ3＝π、φ4＝3π/2に設定した。これは、QD(Quadrature Drive)と呼ばれるRF照射方法で、標準的なRF照射手法である。
　QD照射のように、各チャンネル(114-1、114-2、114-3、114-4)から、同じ振幅で、π/2ずつ異なる位相でRF波形を送信する場合、図2(C)に示すように、ファントムの撮像領域201内では、B1強度が大きくばらつき、不均一になる。これが、高磁場MRI装置において課題とされているB1不均一の一例である。
　<<制御部の各機能>>
　本発明に係る計算機(制御部)109は、B1分布の均一化とSARの低減とを行って、高画質画像を得るようMRI装置100の撮像に係る各部を制御する。これを実現するため、計算機109は、図3に示すように、撮像条件を設定する撮像条件設定部310と、撮像条件設定部310により設定された撮像条件に従って本撮像を行う本撮像部320と、を備える。また、撮像条件設定部310は、撮像位置設定部311と、静磁場シミング部312と、RFシミング部313と、を備える。
　撮像位置設定部311は、撮像位置(撮像断面)を設定する。撮像断面は、本撮像を行う前にスカウトスキャン等を実施し、得られた位置決め画像を用いて設定される。例えば、表示装置110に表示した位置決め画像上で、操作者による指定を受け付け、指定された位置を撮像断面として設定する。撮像断面として、部位毎に、予め定められた位置を、位置決め画像上の特徴点等を手がかりに自動的に設定してもよい。なお、撮像断面上の被検体103領域を撮像領域と呼ぶ。
　静磁場シミング部312では、静磁場分布を計測し、静磁場が出来る限り均一となるように調整を行う。調整は、シム電源113を介してシムコイル112を動作させることにより行う。なお、静磁場の均一度調整が不要な場合、静磁場シミング部312、シム電源113、シムコイル112は、備えなくてもよい。
　RFシミング部313は、送信コイル114の各チャンネル(114-1、114-2、114-3、114-4)から送信するRFの振幅と位相との少なくとも一方を決定するRFシミング処理を行う。本発明に係るRFシミング部313は、上述のように、B1分布の均一化とSARの低減を行って高画質画像を得るよう、各チャンネルから送信するRFの振幅と位相との少なくとも一方を決定する。以下、本実施形態のRFシミング部313が決定する、送信コイル114の各チャンネルに送信されるRFそれぞれの振幅と位相との少なくとも一方を、高周波磁場条件と呼ぶ。
　<<RFシミング部313の各機能の詳細>>
　次に、本発明に係るRFシミング部313の詳細を説明する。上記RFシミング処理を実現するため、本発明に係るRFシミング部313は、領域設定部301と、最適化条件設定部302と、最適化部303と、条件記憶部304とを備える。
　RFシミング部313は、撮像領域201内の、特に診断したい領域(診断領域)内のB1不均一を低減するよう、各々のチャンネル(114-1、114-2、114-3、114-4)に送信するRFの振幅(A1、A2、A3、A4)と位相(φ1、φ2、φ3、φ4)とを調整し、最適なものを高周波磁場条件として設定する。このとき、本実施形態のRFシミング部313は、さらにSARを低減するようこれらのパラメータの値を調整する。
　またRFシミング部313は、最初に必要に応じて、撮像領域の中で、高画質の画像を取得したい診断領域と抑制領域とを特定する。抑制領域は、診断領域とは異なる領域とし、例えば、診断領域にアーチファクトを発生させる領域または局所SARが高くなる領域とすることができる。そして、診断領域内のB1均一度を高めながら、抑制領域のB1を低くするよう高周波磁場条件を決定する。
　領域設定部301は、診断領域および抑制領域を、それぞれ、第一領域ROI1および第二領域ROI2として設定する。設定は、それぞれ、操作者が位置決め画像上、または、高周波磁場条件を初期値にして行うB1分布計測結果上で指定した領域を受け付けることにより行う。すなわち、領域設定部301は、操作者からの指示に従って、第一領域ROI1および第二領域ROI2を設定する。図4(A)に、撮像部位として腹部が指定された場合の、第一領域ROI1および第二領域ROI2の設定例を示す。
　或いは、診断領域である第一領域ROI1および抑制領域である第二領域ROI2は、撮像部位、撮像目的に応じて自動的に設定されるよう構成してもよい。この場合は、MRI装置100は、部位および撮像目的に対応づけて第一領域ROI1および第二領域ROI2を記憶する領域記憶部をさらに備え、領域設定部301は、撮像条件として部位および撮像目的が設定されると、撮像条件で設定された撮像部位または撮像目的に対応づけて記憶される第一領域ROI1および第二領域ROI2を領域記憶部から抽出し、設定する。領域記憶部は、予め記憶装置111に設けられる。
　なお、抑制領域(第二領域ROI2)を設定することなく、被検体103領域の全体を診断領域(第一領域ROI1)と設定しても良い。
　最適化部303は、第一領域ROI1内のB1分布を最適化するよう、各チャンネル(114-1、114-2、114-3、114-4)に送信されるRFの、振幅(A1、A2、A3、A4)および位相(φ1、φ2、φ3、φ4)の少なくとも一方を高周波磁場条件として決定する。本発明では、上述のように、第一領域ROI1内のB1分布の均一度が所定値以上であり、かつ、SARを低減させるようこの高周波磁場条件を決定する。本発明では、この高周波磁場条件を、予め定めた制約条件の下、予め定めた目的関数を最小とする解として得る。
　解の算出は、最適化問題の解法、例えば、最急降下法、勾配法、ニュートン法、最小二乗法、共役勾配法、線形計画法、非線形計画法、などを用いて行う。
　また、振幅および位相の値を網羅的に変化させて、目的関数を最小化する解を求めてもよい。たとえば、振幅および位相の値を、それぞれ、1dB、5度ずつ変化させて目的関数の値を計算し、最小となる場合の振幅および位相を求める。ただし、網羅的に振幅や位相を変化させる際に計算時間が膨大にかかる場合は、たとえば、振幅および位相の変化量をはじめは大きくした状態で目的関数の最小値をとる振幅および位相を求め、次に、その振幅および位相の値の近傍で、変化量を小さくした状態で振幅および位相を求めてもよい。
　これらの解法を行う場合の振幅および位相の初期値は、予め記憶装置111に保持される。また、予め最適な振幅や位相について、ある程度予測のつく場合には、その予測値を初期値として、その近傍の値のみについて、網羅的に振幅や位相を変化させてもよい。
　ここで、最適化部303は、高周波磁場条件を変更する毎に、撮像領域内のB1分布を計測するB1分布計測を行い、撮像領域内のB1値を得てもよい。また、振幅および位相の一方のみを変化させ、高周波磁場条件を決定してもよい。
　条件記憶部304は、最適化部303が高周波磁場条件の算出に用いる制約条件および目的関数の組(最適化条件)を記憶する。最適化条件設定部302は、最適化部303が高周波磁場条件の算出に用いる最適化条件を設定する。最適化部303は、設定された最適化条件を用いて、高周波磁場条件を算出する。
　<<RFシミングの処理フロー>>
　次に、上記RFシミング部313の各機能が連携して行う、本発明に係るRFシミング処理を含む、撮像処理の流れの一例を図5に示す。本撮像処理は、操作者による指示により開始される。
　まず、撮像条件設定部310は、操作者から撮像パラメータ、撮像部位、撮像目的などを含む撮像条件の入力を受け付け、設定する(ステップS1001)。次に、撮像位置設定部311は、スカウトスキャンを実施し、撮像位置を設定する(ステップS1002)。次に、領域設定部301は、第一領域ROI1および第二領域ROI2を設定する(ステップS1003)。なお、上述のように、第二領域ROI2を設定しない場合は、本ステップS1003の処理は省略される。
　次に、最適化条件設定部302は、目的関数および制約条件の組からなる最適化条件を設定する(ステップS1004)。最適化部303は、最適化条件設定部302が設定した制約条件の下で、目的関数を最小とする解を求める最適化を行う(ステップS1005)。そして、撮像条件設定部310は、最適化部303が求めた解を撮像に用いる各チャンネルに送信するRFの振幅および位相（高周波磁場条件）として、他の撮像パラメータとともに撮像条件を設定する(ステップS1006)。
　そして、本撮像部320は、撮像条件設定部310により設定された高周波磁場条件を含む撮像条件に従って、本撮像を行う(ステップS1007)。具体的には、本撮像部320は、高周波信号発生器106に高周波磁場条件に基づいてチャンネル毎の高周波（RF）を発生させ、送信コイル114の各チャンネルに供給して、本撮像を実行する。
　計算機109が実現する各機能は、計算機109が備えるCPUが、記憶装置111に予め格納されたプログラムをメモリにロードして実行することにより実現される。なお、条件記憶部304は、記憶装置111上に構築されても良い。
　<<本発明で用いる指標>>
　次に、本発明で用いるB1分布の均一度を示す指標の一例を説明する。その一例として、撮像領域201内のB1分布の均一度を示す指標として、以下の式(2)で表されるB1分布均一度指標USDを用いることができる。B1分布均一度指標USDは、B1値の標準偏差（σ(B1)）をB1平均値（ｍ(B1)）で除した値である。このB1分布均一度指標USDが小さければ小さいほど、対象領域内のB1分布は均一といえる。
Figure JPOXMLDOC01-appb-I000002
　さらに、本発明に係る目的関数の一例について説明する。その目的関数は式(3)で表される。
Figure JPOXMLDOC01-appb-I000003
　式(3)の各項の意味は次の通りである。即ち、第1項は、SARの低減に関し、RFの振幅が、QD照射の場合と比べてどの程度小さくなるかを評価する項である。そのため、各チャンネルによるSARの違いを反映させるため、各チャンネルのRFの振幅の冪乗を重み付け加算して成っている。一方、第2項は、B1分布の均一度の改善に関し、B1分布の均一度がQD照射の場合と比べてどの程度改善するかを評価する項である。つまり、式(3)で表される本発明に係る目的関数は、SARの低減を表す第1項とB1分布の均一度の改善を表す第2項とを重み(w)で重みづけた線形結合となっている。
　より具体的には、式(3)において、w(0≦w≦1)はSARの低減とB1分布の均一度の改善の配分に関する配分重みを表す。wampは送信コイルのチャンネル毎の振幅の調整に関わる重みを意味し、チャンネル毎に設定される値であり、wamp(i)はi番目のチャンネルの振幅重みの値で、0または正の数（0≦wamp(i)≦10程度）である。振幅冪数kは振幅のk乗を表し、0または正の数（0≦k≦4程度）である。chは照射コイルのチャンネル数を表し、例えば4チャンネル構成であればch＝4となる。また、Usd(shim)は式(3)のUsdをRF shim後のRF shim parameterを用いて求めたものであり、Usd(QD)は式(3)のUsdをQD照射のRF shim parameterを用いて求めたものである。
　以上のことから、配分重みwが大きくなると第1項の寄与が大きくなりSARがより低減する。一方、配分重みwが小さくなると第2項の寄与が大きくなりB1分布の均一度が改善する。kは通常2を用いるが、2以外の値でも良い。振幅は通常1程度の値をとることから、kが大きくなると第1項の寄与が大きくなり振幅が低下しSARも低下する。
　以下、配分重み(w)、チャンネル毎の重み(wamp)、及び冪数(k)を纏めて目的関数パラメータという。
　上述を纏めると、本発明に係る目的関数パラメータを用いた目的関数の一例は、
・目的関数パラメータが、配分重み(w)と、チャンネル毎の重み(wamp)と、冪数(k)とを含み、
・目的関数が、SARの低減を表す項とB1分布の均一度の改善を表す項とを配分重み(w)で重みづけた線形結合であり、
・SARの低減を表す項が、チャンネル毎に、RFの振幅の冪乗(k乗)を重み(wamp)で重み付け加算して成る、
　ものであり、RFシミング部は、このように設定された目的関数を最適化する解として、高周波磁場条件を決定する。
　<<本発明の基本構成>>
　一般的に、MRI装置での検査における多くの場合で、被検体は磁場中心からシフトされて配置される。このため、複数チャンネルの送信コイルの場合には、被検体に相対的に近い位置に配置されているチャンネルの方が、被検体に相対的に遠い位置に配置されているチャンネルよりも、SARが高くなる。
　そこで、本発明では、上記式(3)のような目的関数を設定するための目的関数パラメータの値を、SARへの寄与に応じて決定する。目的関数パラメータの内の一つである各チャンネルの重み(wamp)については、SARへの寄与が相対的に大きなチャンネルの重み(wamp)をSARへの寄与が相対的に小さなチャンネルの重み(wamp)よりも大きくする。例えば、被検体に相対的に近い位置に配置されているチャンネルの重み(wamp)を、被検体に相対的に遠い位置に配置されているチャンネルの重み(wamp)より、大きく設定する。これにより、送信コイルの全体としてのSARの低減と、B1分布の均一度の向上とを両立させる。
　以下、本発明に係る各実施形態において、各チャンネルのSARへの寄与に応じて目的関数設定のための上記目的関数パラメータの値の設定について説明する。なお、以下に説明する各実施形態においては、抑制領域(第二領域ROI2)を設定することなく、被検体103領域の全体を診断領域(第一領域ROI1)と設定する場合を説明するが、抑制領域(第二領域ROI2)を設定する場合も同様に実施することができる。
　<<第1の実施形態>>
　本発明の第1の実施形態を説明する。第1の実施形態では、MRI装置に目的関数パラメータの値を予め設定しておき、これらの値を用いることを特徴とする。
　MRI装置での検査における多くの場合で、被検体は磁場中心よりも下側に配置される。このため、複数チャンネルの送信コイルを用いて撮像を行う際には、被検体に相対的に近い下側に配置されているチャンネルの方が、被検体から相対的に遠い上側に配置されているチャンネルよりも、相対的にSARへの寄与が大きくなる。そこで、第1の実施形態では、下側チャンネルの重み(wamp)を上側チャンネルの重み(wamp)より相対的に大きく設定する。
　第1の実施形態におけるRFシミング部313の各機能の構成は、前述の図3に示した構成と同様であるが、以下の機能部の処理が異なる。
　条件記憶部304には目的関数パラメータの値が予め記憶されており、最適化条件設定部302が、それらの値を読み込んで目的関数を設定する。
　また、RFシミング部313の処理フローは前述の図5に示した処理フローと同様であるが、以下のステップの処理が異なる。
　ステップS1004において最適化条件設定部302が、最適化条件を条件記憶部304から抽出する際に、目的関数パラメータの値も読み込んで目的関数を設定する。
　他の処理は図5の処理フローと同様なので説明を省略する。
　次に、第1の実施形態の具体例として、図2(A)に示した様な4チャンネル送信コイルを用いて撮像した例を図6，7に示す。図2(A)に示した4チャンネル送信コイルでは、チャンネル1，4が上側に配置され、チャンネル2，3が下側に配置された構成となっている。そこで、図6、7の例は、目的関数パラメータの値を、
　　配分重み：w＝0.5
　　振幅冪数：k＝2
　　上側チャンネルの重み：wamp(i)＝0.4　　　i＝1，4
　　下側チャンネルの重み：wamp(i)＝1.6　　　i＝2，3
　としたものである。
　図6は、全身SARの計測結果を示し、第1の実施形態により決めたチャンネル毎の振幅と位相を用いた計測結果と、従来のUsdを最小にする方法で決めたチャンネル毎の振幅と位相を用いた計測結果とを示す。縦軸は全身SARの値を示す。全身SARは、従来の方法で0.3[W/kg]であったものが、第1の実施形態では0.23[W/kg]となり、25％程度の低下を達成できた。
　また、図7は、FOV全体のB1マップの計測結果を示し、第1の実施形態により決めたチャンネル毎の振幅と位相を用いた計測結果(図7(A))と、従来のUsdを最小にする方法で決めたチャンネル毎の振幅と位相を用いた計測結果(図7(B))とを示す。FOV全体のB1分布の均一度は、従来の方法でUsd=0.116であったものが、第1の実施形態では0.119となり、僅か約3％程度の劣化に抑えることができた。
　つまり、図6，7に示した第1の実施形態の例は、B1分布の均一度を維持しつつ(実質的に劣化させることなく)SARを低減できたことを示している。
　以上説明したように第1の実施形態は、予め被検体の配置位置を想定して設定しておいた目的関数パラメータの値を用いて目的関数を設定するので、被検体の配置位置を検出することなく、容易にSARの低減とB1分布の均一度の維持・向上を達成することができる。
　<<第2の実施形態>>
　本発明の第2の実施形態を説明する。第2の実施形態では、被検体の撮像部位(及び/又は撮像目的)に応じて異なる目的関数パラメータの値を用いることを特徴とする。
　例えば、Breast撮像時には、被検体のBreastが磁場中心又はその近傍に位置するように被検体が磁場空間内に配置されることが多い。この場合、上側のチャンネルに被検体が近づくため、上側のチャンネルの方が下側のチャンネルより相対的にSARへの寄与が大きくなる。そこで、Breast撮像時には、上側のチャンネルのwampを下側のチャンネルのwampよりも大きく設定することで、SARを低減しつつ均一度を向上させることが可能になる。
　また、肩や腕等の撮像時には、撮像対象とする側の肩や腕が磁場中心又はその近傍に近くなるように被検体が磁場空間内に配置されるため、被検体は磁場空間内で左右方向にオフセンターして配置されることになる。このような場合、被検体に近い側のチャンネルの重み(wamp)を、被検体から遠い側のチャンネルの重み(wamp)よりも大きく設定することで、SARを低下させつつB1分布の均一度を向上させることができる。
　そこで、第2の実施形態では、被検体の撮像部位(及び/又は撮像目的)毎の目的関数パラメータの値を予め記憶しておく。そして、撮像部位(及び/又は撮像目的)についての操作者からの設定を受け付けて、予め記憶しておいた撮像部位(及び/又は撮像目的)毎の目的関数パラメータの値の内から操作者により設定された撮像部位(及び/又は撮像目的)に対応する目的関数パラメータの値を選択して、選択した値を目的関数の設定に用いる。
　この第2の実施形態を実現するためのRFシミング部313の各機能の構成は、前述の図3に示した構成と同様であるが、以下の機能部の処理が異なる。
　撮像条件設定部310は、操作者から撮像部位(及び/又は撮像目的)を含む撮像条件の入力を受け付け、入力された撮像部位(及び/又は撮像目的)を設定する。
　条件記憶部304には、撮像部位(及び/又は撮像目的)毎の目的関数パラメータの値が予め記憶されている。
　最適化条件設定部302が、条件記憶部304に記憶された撮像部位(及び/又は撮像目的)毎の目的関数パラメータの値の内から、撮像条件設定部310によって設定された撮像部位(及び/又は撮像目的)に対応する目的関数パラメータの値を抽出して、抽出した値を用いて目的関数を設定する。
　また、RFシミング部313の処理フローは前述の図5に示した処理フローと同様であるが、以下のステップの処理が異なる。
　ステップS1001において撮像条件設定部310が、撮像部位(及び/又は撮像目的)を含む撮像条件の入力を受け付け、設定する。
　ステップS1004において最適化条件設定部302が、ステップS1001で設定された撮像部位(及び/又は撮像目的)に対応する目的関数パラメータの値を、条件記憶部304に記憶された撮像部位(及び/又は撮像目的)毎の目的関数パラメータの値の内から抽出し、抽出した値を用いて目的関数を設定する。
　他の処理は図5の処理フローと同様なので説明を省略する。
　図8に、撮像部位毎の目的関数パラメータの値の一例を示す。このような撮像部位と目的関数パラメータの値との組み合わせを撮像部位毎に設定したデータベースを予め用意しておき、条件記憶部304に記憶しておく。
　次に、第2の実施形態の具体例として、図2に示した4チャンネル送信コイルを用いて肩や腕を撮像する場合を説明する。
　被検体の右肩や右腕を撮像する場合は、右側のチャンネル3，4が被検体の左肩や左腕に相対的に近くなり、左側のチャンネル1，2が被検体の右肩や右腕から相対的に遠く離れてしまう。そこで、右側のチャンネル3，4の重み(wamp)を左側のチャンネル1，2の重み(wamp)より大きく設定する。例えば、目的関数パラメータの値を、
　　配分重み：w＝0.5
　　振幅冪数：k＝2
　　左側チャンネルの重み：wamp(i)＝0.4　　　i＝1，2
　　右側チャンネルの重み：wamp(i)＝1.6　　　i＝3，4
　とすることができる。
　さらに、被検体が上下方向にシフトされて配置された場合には、前述の第1の実施形態と合わせて目的関数パラメータの値を設定することができる。例えば、被検体が下側にシフトされて配置された場合には、上下間でもチャンネルの重みを異ならせ、下側のチャンネルの重み(wamp)を上側のチャンネルの重み(wamp)よりも大きくする。例えば、
　　左上側チャンネル(i=1)の重み：wamp(1)＝0.4　　　　　　　
　　左下側チャンネル(i=2)の重み：wamp(2)＝0.5　　　　　　　
　　右下側チャンネル(i=3)の重み：wamp(3)＝1.7　　　　　　
　　右上側チャンネル(i=4)の重み：wamp(4)＝1.6　　　　　　
　とすることができる。
　逆に、被検体の左肩や左腕を撮像対象とする場合は、左側のチャンネル1，2の重み(wamp)を右側のチャンネル3，4の重み(wamp)より大きく設定する。さらに、被検体が上下方向にシフトされて配置された場合には上下チャンネル間でもそれらの重みを変えてもよい。
　以上説明したように第2の実施形態は、撮像部位(及び/又は撮像目的)毎の目的関数パラメータの値を予め記憶しておき、操作者からの撮像部位(及び/又は撮像目的)の設定に応じて、予め記憶しておいた撮像部位(及び/又は撮像目的)毎の目的関数パラメータの値の内から操作者により設定された撮像部位(及び/又は撮像目的)に対応する目的関数パラメータの値を選択して、選択した値を目的関数の設定に用いる。つまり、被検体の撮像部位(及び/又は撮像目的)に応じて異なる目的関数パラメータの値を用いる。これにより、被検体の配置位置を検出することなく、撮像部位(及び/又は撮像目的)に応じて、より高精度に且つ容易にSARの低減とB1分布の均一度の維持・向上を達成することができる。
　<<第3の実施形態>>
　本発明の第3の実施形態を説明する。第3の実施形態では、操作者が目的関数パラメータの値を設定することを特徴とする。
　撮像条件設定時に、チャンネル毎の目的関数パラメータ(w,k,wamp)の値の設定入力用のGUI(Graphical User Interface)を表示して、操作者に目的関数パラメータの値を入力設定してもらう。或いは、予め用意しておいた複数のパラメータ値の組み合わせを表示して、その内から所望の組み合わせを操作者に選択してもらっても良い。そして、入力された目的関数パラメータの値に基づいて目的関数を設定し、制約条件の下で設定した目的関を最適化する高周波磁場条件を求める。
　図9に、目的関数パラメータの値の設定入力用のGUIの一例を示す。図9に示した例は、予め用意しておいた複数のパラメータ値の組み合わせを表示して、その内から所望の組み合わせを操作者に選択してもらうためのGUI例である。図9において、”RF Shim Mode”が目的関数パラメータの値の設定項目であり、これをクリックすると以下の選択肢が表示され、その中から任意の一つを選択することで、目的関数パラメータの値が設定される。それぞれの意味は以下の通りである。
　　Type A：QD照射
　　Type B：本発明の目的関数でRF shim parameter計算
　　Type C：Usdを目的関数としてRF shim parameter計算
　　Type D：一部の領域のB1 mapを用いて、Usdを目的関数としてRF shim parameter計算
　この第3の実施形態を実現するためのRFシミング部313の各機能の構成は、前述の図3に示した構成と同様であるあるが、以下の機能部の処理が異なる。
　最適化条件設定部302は、表示装置110に目的関数パラメータの値の設定入力用のGUIを表示して、操作者による目的関数パラメータの値の入力を受け付け、入力された目的関数パラメータの値に基づいて目的関数を設定する。
　また、RFシミング部313の処理フローは前述の図5に示した処理フローと同様であるが、以下のステップの処理が異なる。
　ステップS1001において撮像条件設定部310が、表示装置110に目的関数パラメータの値の設定入力用のGUIを表示して、操作者による目的関数パラメータの値の入力を受け付け、入力された値を目的関数パラメータの値として設定する。
　ステップS1004において最適化条件設定部302が、ステップS1001で設定された目的関数パラメータの値に基づいて目的関数を設定する。
　他の処理は図5の処理フローと同様なので説明を省略する。
　以上説明したように第3の実施形態は、操作者による目的関数パラメータの値の設定を受け付け、入力された目的関数パラメータの値に基づいて目的関数を設定する。これにより、撮像者が自由にSARを小さくするチャンネルを選択できるようになる。
　<<第4の実施形態>>
　本発明の第4の実施形態を説明する。第4の実施形態では、位置決め画像に基づいて被検体と各チャンネルとの間の距離を判定し、判定した距離に基づいて目的関数パラメータの値を設定することを特徴とする。
　通常のMRI検査では、被検体の撮像位置や撮像領域を決定するために、直交3断面等の位置決め画像が本撮像前に取得される。そして、この位置決め画像を用いることで、磁場空間内での被検体の配置位置を判定することができる。一方、送信コイルの各チャンネルの磁場空間内での配置位置は、MRI装置の設計時のデータから予め分かっており、それらの値を記憶しておくことができる。従って、位置決め画像を用いて判定した被検体の配置位置と、各チャンネルの配置位置の設計データとに基づいて、被検体と各チャンネルとの間の距離を求めることができる。この求めた距離に基づいて、被検体がどのチャンネルに相対的に近いか、或いは、どのチャンネルから相対的に遠いのかを判定することができる。そして、被検体に相対的に近い位置のチャンネルの重み(wamp)を、被検体に相対的に遠い位置のチャンネルの重み(wamp)より、大きく設定する。或いは、以下の式(4)の様に被検体と各チャンネルとの距離(d)に基づいてそのチャンネルの重み(wamp)を決定しても良い。
　　wamp＝wmax ・exp( －λ・d)　　　　　(4)
　ここで、wmaxは重みの最大値、λは所定の距離減衰係数である。
　この第4の実施形態を実現するためのRFシミング部313の各機能の構成は、前述の図3に示した構成と同様であるが、以下の機能部の処理が異なる。
　条件記憶部304は、MRI装置の設計データから得られる送信コイルの各チャンネルの磁場空間内での配置位置を記憶しておく。
　撮像位置設定部311は、スカウトスキャン等を実施して位置決め画像を取得し、取得した位置決め画像に基づいて被検体の磁場空間内での配置位置を判定する。
　最適化条件設定部302は、撮像位置設定部311が求めた被検体の磁場空間内での配置位置と、条件記憶部304から読み出した各チャンネルの磁場空間内での配置位置とに基づいて、被検体と各チャンネルとの間の距離を求める。この距離に基づいて、被検体に相対的に近い位置のチャンネルの重み(wamp)を、被検体から相対的に遠い位置のチャンネルの重み(wamp)より、大きく設定する。或いは、上記式(4)を用いて各チャンネルの重み(wamp)を決定する。
　また、RFシミング部313の処理フローは前述の図5に示した処理フローと同様であるが、以下のステップの処理内容が異なる。
　ステップS1002において撮像位置設定部311は、スカウトスキャン等を実施して位置決め画像を取得する。そして、前述したように、取得した位置決め画像に基づいて被検体と各チャンネルとの間の距離を求める。
　ステップS1004において最適化条件設定部302が、ステップS1002で求められた被検体と各チャンネルとの間の距離に基づいて、被検体に相対的に近い位置のチャンネルの重み(wamp)を、被検体に相対的に遠い位置のチャンネルの重み(wamp)より、大きく設定する。或いは、前述の式(4)の様に被検体と各チャンネルとの距離に基づいてそのチャンネルの重み(wamp)を決定する。そして、決定した各チャンネルの重み(wamp)に基づいて目的関数を設定する。
　他の処理は図5の処理フローと同様なので説明を省略する。
　図10に、図2に示した複数チャンネルの送信コイルを用いて、両腕を腹部の上に乗せた状態で撮像された被検体の位置決め画像である直交3断面画像の一例を示す。1001がアキシャル像であり、1002がサジタル像であり、1003がコロナル像である。これらの断面像から被検体は、上下方向では相対的に上側にシフトされて、左右方向では相対的に左側にシフトされて配置されていることが理解できる。この場合には、左上のチャンネル1と被検体との間の距離が最も短いのでその重み(wamp)を相対的に大きくし、右下のチャンネル3と被検体との間の距離が最も長いのでその重み(wamp)を相対的に小さくし、右上のチャンネル4及び左下のチャンネル2と被検体との間の距離が両者の中間なので、それらの重み(wamp)を両者の中間の値とする。
　以上説明したように第4の実施形態は、位置決め画像に基づいて被検体と各チャンネルとの間の距離を判定し、判定した距離に基づいて各チャンネルの重み(wamp)を決定して目的関数を設定する。これにより、各チャンネルの重み(wamp)を精密に設定できるようになるので目的関数の精度を向上できるようになる。その結果、より高精度にSARの低減とB1分布の均一度の維持・向上を達成することができる。
　<<第5の実施形態>>
　本発明の第5の実施形態を説明する。第5の実施形態では、送信コイルの各チャンネルのSARを用いて、チャンネル毎の重み(wamp)を決定することを特徴とする。
　送信コイルの各チャンネルのSARの計測には、例えば文献(NEMA Standards Publication MS 8-2008)の手法を用いることができる。このような手法を用いて計測された各チャンネルのSARをSAR(i)[i=1,2,3・・・,ch]とすると、各チャンネルの重み(wamp)を、例えば以下の式(5)の様に決定することができる。
Figure JPOXMLDOC01-appb-I000004
　ここでqは比例係数である。つまり、SARが相対的に大きいチャンネルの重み(wamp)をSARが相対的に小さいチャンネルの重み(wamp)よりも大きくする。
　各チャンネルのSARは、撮像パラメータの値、被検体の属性、被検体の磁場空間内の配置位置等の撮像条件に応じて異なるので、基本的には、これらが変わる毎に計測するのが好ましい。或いは、撮像条件に応じた各チャンネルのSARの値を予め計測して記憶しておき、この記憶された値を選択して用いることでSARの計測を省略しても良い。
　いずれの場合においても、計測された各チャンネルのSARは、被検体との間の距離に応じて異なることなる。具体的には、被検体に近い位置に配置されているチャンネルのSARが、被検体から遠い位置に配置されているチャンネルのSARよりも高くなる傾向になる。従って、式(5)のように各チャンネルの重み(wamp)を決定すれば、各チャンネルの重み(wamp)は、被検体との間の距離に応じて異なる傾向となる。つまり、被検体に相対的に近い位置に配置されているチャンネルの重み(wamp)を、被検体から相対的に遠い位置に配置されているチャンネルの重み(wamp)より、大きく設定することになる。
　この第5の実施形態を実現するためのRFシミング部313の各機能の構成は、前述の図3に示した構成と同様であるが、以下の機能部の処理が異なる。
　条件記憶部304には、撮像条件に応じた各チャンネルのSARの値を記憶しておく。なお、送信コイルの各チャンネルのSARをその都度計測するのであれば撮像条件に応じた各チャンネルのSARの値を記憶しておく必要はない。
　最適化条件設定部302は、送信コイルの各チャンネルのSARを計測する。或いは、条件記憶部304に記憶されている撮像条件に応じた各チャンネルのSARの値の内から、これから行う撮像と略一致する撮像条件に関連付けられた各チャンネルのSARの値を抽出する。そして、各チャンネルのSARの値に基づいて、例えば前述の式(5)のように各チャンネルの重み(wamp)を決定して目的関数を設定する。
　また、RFシミング部313の処理フローは前述の図5に示した処理フローと同様であるが、以下のステップの処理内容が異なる。
　ステップS1004で最適化条件設定部302は、送信コイルの各チャンネルのSARを計測するか、或いは、条件記憶部304から、これから行う撮像についての撮像条件と略一致する撮像条件に関連付けられた各チャンネルのSARの値を抽出する。そして、各チャンネルのSARの値に基づいて、各チャンネルの重み(wamp)を決定して目的関数を設定する。
　他の処理は図5の処理フローと同様なので説明を省略する。
　以下に、図2に示した4チャンネルの送信コイルを用いて、図10の被検体配置の状態で計測したSARの一例と、この計測結果に基づいて、上記式(5)を用いて各チャンネルの重み(wamp)を決定した例を示す。この場合では、q＝5としている。
Figure JPOXMLDOC01-appb-T000005
　以上説明したように第5の実施形態は、実際に計測するか、或いは、予め用意しておいた撮像条件毎の各チャンネルのSARの値の内から選択することで、チャンネル毎のSARを得て、これらの値を用いて各チャンネルの重み(wamp)を決定する。これにより、被検体の配置位置を取得することなく、SARに寄与の大きなチャンネルを特定できることになり、SAR低減により効果的な振幅と位相をチャンネル毎に設定することができる。
　100　MRI装置、101　マグネット、102　コイル、102　傾斜磁場コイル、103　被検体、104　シーケンサ、105　傾斜磁場電源、106　高周波信号発生器、107　テーブル、108　受信器、109　計算機、110　表示装置、111　記憶装置、112　シムコイル、113　シム電源、114　送信コイル、114-1　第1チャンネル、114-2　第2チャンネル、114-3　第3チャンネル、114-4　第4チャンネル、115　受信コイル、117-1　給電点、117-2　給電点、117-3　給電点、117-4　給電点、200　ファントム、201　撮像領域、202　B1分布、301　領域設定部、302　条件設定部、303　最適化部、304　条件記憶部、310　撮像条件設定部、311　撮像位置設定部、312　静磁場シミング部、313　RFシミング部、320　本撮像部、401　B1分布、402　B1分布、403　B1分布、404　B1分布、ROI1　第一領域、ROI2　第二領域

Claims (13)

  1. 　被検体にそれぞれ高周波(RF)を送信する複数のチャンネルを有する送信コイルと、
    　前記送信コイルが生成する高周波磁場(B1)分布の均一度を向上させ、かつ、前記被検体の比吸収率(SAR)を低減するように、目的関数と制約条件とに基づいて、前記複数のチャンネルそれぞれに送信する高周波の振幅と位相との少なくとも一方を高周波磁場条件として決定するRFシミング部と、
    　前記高周波磁場条件に基づいて前記チャンネル毎の前記高周波を発生する高周波信号発生器と、
    　を備え、
    　前記RFシミング部は、前記目的関数を設定するための前記チャンネル毎の目的関数パラメータの値を前記比吸収率への寄与に応じて決定すること
    　を特徴とする核磁気共鳴撮像装置。
  2. 　請求項1記載の核磁気共鳴撮像装置であって、
    　前記目的関数パラメータは、配分重み(w)と、チャンネル毎の重み(wamp)と、冪数(k)とを含み、
    　前記目的関数は、前記比吸収率の低減を表す項と前記均一度の改善を表す項とを前記配分重み(w)で重みづけた線形結合であり、
    　前記比吸収率の低減を表す項は、前記チャンネル毎に、前記高周波の振幅の前記冪乗(k乗)を前記重み(wamp)で重み付け加算して成り、
    　前記RFシミング部は、前記目的関数を最適化する解として、前記高周波磁場条件を決定すること
    　を特徴とする核磁気共鳴撮像装置。
  3. 　請求項2記載の核磁気共鳴撮像装置であって、
    　前記RFシミング部は、前記チャンネル毎の重み(wamp)の値を、前記比吸収率への寄与に応じて決定すること
    　を特徴とする核磁気共鳴撮像装置。
  4. 　請求項3記載の核磁気共鳴撮像装置であって、
    　前記RFシミング部は、前記比吸収率への寄与が相対的に大きなチャンネルの重み(wamp)を前記比吸収率への寄与が相対的に小さなチャンネルの重み(wamp)よりも大きくすること
    　を特徴とする核磁気共鳴撮像装置。
  5. 　請求項3記載の核磁気共鳴撮像装置であって、
    　前記RFシミング部は、前記被検体に相対的に近い位置に配置されているチャンネルの重み(wamp)を、前記被検体から相対的に遠い位置に配置されているチャンネルの重み(wamp)より、大きく設定すること
    　を特徴とする核磁気共鳴撮像装置。
  6. 　請求項4記載の核磁気共鳴撮像装置であって、
    　前記送信コイルは、磁場空間内で上側に配置された上側チャンネルと下側に配置された下側チャンネルとを有し、
    　前記RFシミング部は、前記下側チャンネルの重み(wamp)を前記上側チャンネルの重み(wamp)より相対的に大きく設定すること
    　を特徴とする核磁気共鳴撮像装置。
  7. 　請求項4記載の核磁気共鳴撮像装置であって、
    　前記RFシミング部は、撮像部位毎の前記目的関数パラメータの値を記憶した条件記憶部を有し、操作者により設定された撮像部位に応じて、前記チャンネル毎の重み(wamp)を前記条件記憶部から抽出して設定すること
    　を特徴とする核磁気共鳴撮像装置。
  8. 　請求項2記載の核磁気共鳴撮像装置であって、
    　前記RFシミング部は、操作者による前記目的関数パラメータの値の入力を受け付け、入力された前記目的関数パラメータの値に基づいて前記目的関数を設定すること
    　を特徴とする核磁気共鳴撮像装置。
  9. 　請求項5記載の核磁気共鳴撮像装置であって、
    　前記被検体を撮像する位置を決定するための位置決め画像を取得し、該位置決め画像に基づいて前記被検体の磁場空間内での配置位置を判定する撮像位置設定部と、
    　前記RFシミング部は、前記送信コイルの各チャンネルの磁場空間内での配置位置を記憶しておき、前記被検体の磁場空間内での配置位置と前記各チャンネルの磁場空間内での配置位置とに基づいて、前記被検体と前記各チャンネルとの間の距離を求め、前記被検体に相対的に近い位置のチャンネルの重み(wamp)を、被検体から相対的に遠い位置のチャンネルの重み(wamp)より、大きく設定すること
    　を特徴とする核磁気共鳴撮像装置。
  10. 　請求項1記載の核磁気共鳴撮像装置であって、
    　前記RFシミング部は、前記送信コイルの各チャンネルの前記比吸収率を取得し、前記比吸収率が相対的に大きいチャンネルの重み(wamp)を前記比吸収率が相対的に小さいチャンネルの重み(wamp)よりも大きくすること
    　を特徴とする核磁気共鳴撮像装置。
  11. 　被検体にそれぞれ高周波(RF)を送信する複数のチャンネルを有する送信コイルと、
    　前記送信コイルが生成する高周波磁場(B1)分布の均一度を向上させ、かつ、前記被検体の比吸収率(SAR)を低減するように、前記複数のチャンネルそれぞれに送信する高周波の振幅と位相との少なくとも一方を決定するRFシミングの演算を行う演算部と、を備えた核磁気共鳴イメージング装置におけるRFシミング方法であって、
    　目的関数と制約条件とに基づいて前記RFシミングの演算を行う際に、前記目的関数を設定するための目的関数パラメータの値を前記チャンネル毎の前記比吸収率への寄与に応じて決定すること
    　を特徴とするRFシミング方法。
  12. 　請求項11記載のRFシミング方法であって、
    　前記目的関数パラメータは、配分重み(w)と、チャンネル毎の重み(wamp)と、冪数(k)とを含み、
    　前記目的関数は、前記比吸収率の低減を表す項と前記均一度の改善を表す項とを前記配分重み(w)で重みづけた線形結合であり、
    　前記比吸収率の低減を表す項は、前記チャンネル毎に、前記高周波の振幅の前記冪乗(k乗)を前記重み(wamp)で重み付け加算して成り、
    　前記比吸収率への寄与が相対的に大きなチャンネルの重み(wamp)を前記比吸収率への寄与が相対的に小さなチャンネルの重み(wamp)よりも大きくすること
    　を特徴とするRFシミング方法。
  13. 　請求項12記載のRFシミング方法であって、
    　前記被検体に相対的に近い位置に配置されているチャンネルの重み(wamp)を、前記被検体から相対的に遠い位置に配置されているチャンネルの重み(wamp)より、大きく設定すること
    　を特徴とするRFシミング方法。
PCT/JP2015/059032 2014-04-16 2015-03-25 核磁気共鳴撮像装置およびｒｆシミング方法 WO2015159664A1 (ja)

Priority Applications (3)

Application Number Priority Date Filing Date Title
US15/127,866 US10156616B2 (en) 2014-04-16 2015-03-25 Nuclear magnetic resonance imaging apparatus and RF shimming method
CN201580010607.0A CN106028928B (zh) 2014-04-16 2015-03-25 核磁共振成像装置以及rf匀场方法
JP2016513693A JP6527138B2 (ja) 2014-04-16 2015-03-25 核磁気共鳴撮像装置およびｒｆシミング方法

Applications Claiming Priority (2)

Application Number Priority Date Filing Date Title
JP2014084603 2014-04-16
JP2014-084603 2014-04-16

Publications (1)

Publication Number Publication Date
WO2015159664A1 true WO2015159664A1 (ja) 2015-10-22

Family

ID=54323876

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
PCT/JP2015/059032 WO2015159664A1 (ja) 2014-04-16 2015-03-25 核磁気共鳴撮像装置およびｒｆシミング方法

Country Status (4)

Country Link
US (1) US10156616B2 (ja)
JP (1) JP6527138B2 (ja)
CN (2) CN106028928B (ja)
WO (1) WO2015159664A1 (ja)

Families Citing this family (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN108020797B (zh) * 2016-11-03 2020-11-10 上海东软医疗科技有限公司 磁共振发射线圈及核磁共振成像设备

Citations (9)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US20050231203A1 (en) * 2004-03-18 2005-10-20 Thorsten Feiweier Method and magnetic resonance system for homogenizing the B1 field
US20080100292A1 (en) * 2006-10-30 2008-05-01 Ileana Hancu System and method for fast mr coil sensitivity mapping
US20080238425A1 (en) * 2007-03-30 2008-10-02 Dan Xu System and method for designing improved rf pulse profiles
US20100253344A1 (en) * 2009-04-06 2010-10-07 Hans-Peter Fautz Magnetic resonance method and apparatus to determine k-space positions for modeling radio-frequency pulses
US20100301859A1 (en) * 2007-10-26 2010-12-02 Nicolas Boulant Method and Apparatus for Correcting B1-Inhomogeneities in Nuclear Magnetic Resonance Imaging
JP2012502683A (ja) * 2008-09-17 2012-02-02 コーニンクレッカ フィリップス エレクトロニクス エヌ ヴィ Ｍｒｉのｂ１マッピング及びｂ１シミング
JP2013505046A (ja) * 2009-09-17 2013-02-14 コーニンクレッカ フィリップス エレクトロニクス エヌ ヴィ Ｍｒｉにおけるｒｆパワー及びｒｆフィールド均一性の同時最適化
US20130251227A1 (en) * 2012-02-27 2013-09-26 Jinghua Wang Methods and apparatus for accurate characterization of signal coil receiver sensitivity in magnetic resonance imaging (mri)
WO2014021172A1 (ja) * 2012-08-03 2014-02-06 株式会社日立メディコ 磁気共鳴撮像装置および高周波磁場条件決定方法

Family Cites Families (13)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US6306348B1 (en) * 1993-11-01 2001-10-23 Nanogen, Inc. Inorganic permeation layer for micro-electric device
CN1249942C (zh) * 2003-05-13 2006-04-05 武汉汉网高技术有限公司 正交频分复用系统中的随机接入方法
EP1991887B1 (en) * 2006-02-17 2018-10-17 Regents of the University of Minnesota High field magnetic resonance
CN101282567B (zh) * 2007-04-03 2011-09-21 中兴通讯股份有限公司 一种支持多种多址接入的系统
CN102159966B (zh) * 2008-09-17 2015-05-20 皇家飞利浦电子股份有限公司 利用用于mri的多信道rf发射系统的具有rf功率正则化的rf匀场
CN102771060B (zh) * 2009-11-24 2016-05-18 韩国电子通信研究院 用于在基于多用户多输入多输出的无线通信系统中恢复传送失败的帧的方法
CN102763358B (zh) * 2010-01-22 2015-04-01 夏普株式会社 发送装置、接收装置、通信系统以及通信方法
US9668283B2 (en) * 2010-05-05 2017-05-30 Qualcomm Incorporated Collision detection and backoff window adaptation for multiuser MIMO transmission
US8653818B2 (en) * 2011-04-08 2014-02-18 Siemens Aktiengesellschaft Parallel transmission RF pulse design with local SAR constraints
WO2013046900A1 (ja) * 2011-09-29 2013-04-04 株式会社日立メディコ 磁気共鳴撮像装置、高周波磁場照射方法およびプログラム
US20130195027A1 (en) * 2012-01-30 2013-08-01 Qualcomm Incorporated Method and Apparatus for Channel Fallback in Enhanced Cell Forward Access Channel Dedicated Channel
KR101542415B1 (ko) * 2012-03-23 2015-08-06 엘지전자 주식회사 상향링크 신호 전송 방법 및 스테이션 장치와, 상향링크 신호 수신 방법 및 액세스 포인트 장치
US9521557B2 (en) * 2013-06-03 2016-12-13 Qualcomm Incorporated Methods and apparatus for clear channel assessment

Patent Citations (9)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US20050231203A1 (en) * 2004-03-18 2005-10-20 Thorsten Feiweier Method and magnetic resonance system for homogenizing the B1 field
US20080100292A1 (en) * 2006-10-30 2008-05-01 Ileana Hancu System and method for fast mr coil sensitivity mapping
US20080238425A1 (en) * 2007-03-30 2008-10-02 Dan Xu System and method for designing improved rf pulse profiles
US20100301859A1 (en) * 2007-10-26 2010-12-02 Nicolas Boulant Method and Apparatus for Correcting B1-Inhomogeneities in Nuclear Magnetic Resonance Imaging
JP2012502683A (ja) * 2008-09-17 2012-02-02 コーニンクレッカ フィリップス エレクトロニクス エヌ ヴィ Ｍｒｉのｂ１マッピング及びｂ１シミング
US20100253344A1 (en) * 2009-04-06 2010-10-07 Hans-Peter Fautz Magnetic resonance method and apparatus to determine k-space positions for modeling radio-frequency pulses
JP2013505046A (ja) * 2009-09-17 2013-02-14 コーニンクレッカ フィリップス エレクトロニクス エヌ ヴィ Ｍｒｉにおけるｒｆパワー及びｒｆフィールド均一性の同時最適化
US20130251227A1 (en) * 2012-02-27 2013-09-26 Jinghua Wang Methods and apparatus for accurate characterization of signal coil receiver sensitivity in magnetic resonance imaging (mri)
WO2014021172A1 (ja) * 2012-08-03 2014-02-06 株式会社日立メディコ 磁気共鳴撮像装置および高周波磁場条件決定方法

Non-Patent Citations (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Title
"BOB VAN DEN BERGEN, 7 T BODY MRI: B1 SHIMMING WITH SIMULTANEOUS SAR REDUCTION", PHYSICS IN MEDICINE AND BIOLOGY, vol. 52, no. 17, pages 5429 - 5441, XP020113056, ISSN: 0031-9155 *
ATTARDO ET AL.: "Field synthesis in inhomogeneous media: Joint control of polarization, uniformity and SAR in MRI B1- field", PROGRESS IN ELECTROMAGNETICS RESEARCH, vol. 118, 2011, pages 355 - 377, XP055231520 *
P.BALCHANDANI ET AL.: "Adiabatic B1 Shimming Algorithm for Multiple Channel Transmit at 7T", PROC.INTL.SOC.MAG. RESON.MED., vol. 1 9, 2011, pages 2907, XP055231525 *
R. LATTANZI: "Electrodynamic analysis of SAR and transmit homogeneity for RF shimming on a dielectric cylinder", PROC.INTL.SOC.MAG.RESON. MED., vol. 17, 2009, pages 4510 *
TANG, LIN: "Studies of RF Shimming Techniques with Minimization of RF Power Deposition and Their Associated Temperature Changes", CONCEPTS IN MAGNETIC RESONANCE PART B: MAGNETIC RESONANCE ENGINEERING, vol. 39 B, no. 1, February 2011 (2011-02-01), pages 11 - 25, XP055231518, ISSN: 1552-5031 *

Also Published As

Publication number Publication date
US20170108564A1 (en) 2017-04-20
CN107960154B (zh) 2022-05-10
JPWO2015159664A1 (ja) 2017-04-13
US10156616B2 (en) 2018-12-18
CN106028928B (zh) 2019-06-07
JP6527138B2 (ja) 2019-06-05
CN107960154A (zh) 2018-04-24
CN106028928A (zh) 2016-10-12

Similar Documents

Publication Publication Date Title
JP5885845B2 (ja) 磁気共鳴撮像装置および高周波磁場条件決定方法
JP6071905B2 (ja) 磁気共鳴イメージング装置及び領域撮像方法
KR101685253B1 (ko) 금속 물체를 포함하는 목표 영역의 자기 공명 데이터를 획득하기 위한 방법, 및 자기 공명 장치
JP6101352B2 (ja) 磁気共鳴撮像装置および撮像パラメータ決定方法
RU2577172C2 (ru) Пассивное шиммирование поля в1
JPWO2012008296A1 (ja) 医用画像撮像装置および撮像スライス決定方法
JP2018038807A (ja) 医用画像診断装置
JP6037424B2 (ja) 磁気共鳴イメージング装置
US11275140B2 (en) Emulation mode for MRI
WO2015159664A1 (ja) 核磁気共鳴撮像装置およびｒｆシミング方法
JP5797765B2 (ja) 磁気共鳴撮像装置、高周波磁場照射方法およびプログラム
KR101671267B1 (ko) 고주파 펄스 조정 방법 및 고주파 펄스 조정 장치
US10928469B2 (en) Magnetic resonance imaging apparatus
US20150201863A1 (en) Method and apparatus for determination of a suitable table position for an mr examination step
JP5433134B2 (ja) 磁気共鳴イメージング装置および静磁場の補正方法
JP2016097162A (ja) 磁気共鳴イメージング装置及び方法
JP6513493B2 (ja) 磁気共鳴撮像装置
JP6580040B2 (ja) 磁気共鳴イメージング装置
JP6408954B2 (ja) 磁気共鳴撮像装置、情報処理装置および高周波磁場シミング方法
JP2015019813A (ja) 磁気共鳴イメージング装置及び補正用ｂ１マップを計算する方法
JP2014150854A (ja) 磁気共鳴イメージング装置及びｒｆシミング方法

Legal Events

Date Code Title Description
121 Ep: the epo has been informed by wipo that ep was designated in this application

Ref document number: 15780241

Country of ref document: EP

Kind code of ref document: A1

ENP Entry into the national phase

Ref document number: 2016513693

Country of ref document: JP

Kind code of ref document: A

WWE Wipo information: entry into national phase

Ref document number: 15127866

Country of ref document: US

NENP Non-entry into the national phase

Ref country code: DE

122 Ep: pct application non-entry in european phase

Ref document number: 15780241

Country of ref document: EP

Kind code of ref document: A1