JP5670159B2 - 磁気共鳴イメージング装置 - Google Patents

磁気共鳴イメージング装置 Download PDF

Info

Publication number
JP5670159B2
JP5670159B2 JP2010256379A JP2010256379A JP5670159B2 JP 5670159 B2 JP5670159 B2 JP 5670159B2 JP 2010256379 A JP2010256379 A JP 2010256379A JP 2010256379 A JP2010256379 A JP 2010256379A JP 5670159 B2 JP5670159 B2 JP 5670159B2
Authority
JP
Japan
Prior art keywords
phase
amplitude
magnetic resonance
resonance imaging
magnetic field
Prior art date
Legal status (The legal status 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 status listed.)
Active
Application number
JP2010256379A
Other languages
English (en)
Other versions
JP2011131045A (ja
Inventor
匡朗 梅田
匡朗 梅田
隆尋 石原
隆尋 石原
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
Toshiba Corp
Canon Medical Systems Corp
Original Assignee
Toshiba Corp
Toshiba Medical Systems Corp
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 Toshiba Corp, Toshiba Medical Systems Corp filed Critical Toshiba Corp
Priority to JP2010256379A priority Critical patent/JP5670159B2/ja
Priority to US12/953,931 priority patent/US8643364B2/en
Publication of JP2011131045A publication Critical patent/JP2011131045A/ja
Priority to US14/043,225 priority patent/US9746532B2/en
Application granted granted Critical
Publication of JP5670159B2 publication Critical patent/JP5670159B2/ja
Priority to US15/653,911 priority patent/US9835700B2/en
Active legal-status Critical Current
Anticipated expiration legal-status Critical

Links

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
    • G01R33/3628—Tuning/matching of the transmit/receive coil
    • 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
    • G01R33/3678—Electrical details, e.g. matching or coupling of the coil to the receiver involving quadrature drive or detection, e.g. a circularly polarized RF magnetic field
    • 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
    • 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
    • G01R33/24—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance for measuring direction or magnitude of magnetic fields or magnetic flux
    • G01R33/246—Spatial mapping of the RF magnetic field B1
    • 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
    • G01R33/561—Image enhancement or correction, e.g. subtraction or averaging techniques, e.g. improvement of signal-to-noise ratio and resolution by reduction of the scanning time, i.e. fast acquiring systems, e.g. using echo-planar pulse sequences
    • G01R33/5611—Parallel magnetic resonance imaging, e.g. sensitivity encoding [SENSE], simultaneous acquisition of spatial harmonics [SMASH], unaliasing by Fourier encoding of the overlaps using the temporal dimension [UNFOLD], k-t-broad-use linear acquisition speed-up technique [k-t-BLAST], k-t-SENSE
    • G01R33/5612—Parallel RF transmission, i.e. RF pulse transmission using a plurality of independent transmission channels

Landscapes

  • Physics & Mathematics (AREA)
  • Condensed Matter Physics & Semiconductors (AREA)
  • General Physics & Mathematics (AREA)
  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • General Health & Medical Sciences (AREA)
  • Nuclear Medicine, Radiotherapy & Molecular Imaging (AREA)
  • Radiology & Medical Imaging (AREA)
  • Engineering & Computer Science (AREA)
  • Signal Processing (AREA)
  • High Energy & Nuclear Physics (AREA)
  • Magnetic Resonance Imaging Apparatus (AREA)

Description

本発明の実施形態は、磁気共鳴イメージング装置に関する。
磁気共鳴イメージングは、静磁場中に置かれた被検体の原子核スピンをラーモア周波数のRF信号で磁気的に励起し、この励起に伴って発生するNMR信号から画像を再構成する撮像法である。
この磁気共鳴イメージングにおいて、送信されるRFパルスの周波数が増大すると、被検体内におけるRF磁場が不均一となる。このRF磁場の不均一性は、B1不均一性とも呼ばれる。そこで、B1不均一性を改善することが重要となる。
例えば、アスペクト比に応じてRF送信パルスの振幅および位相を決定するB1補正方法が考案されている(例えば特許文献１参照)。また、RF送信パルスの振幅および位相を変えながらB1マップを収集し、RF送信パルスの振幅および位相を決定する方法も知られている。
特表２００８−５１４２５９号公報
しかしながら、近年、磁場強度が高いMRI装置が開発されてきている。このため、RFパルスの周波数が一層大きくなり、従来のようにアスペクト比に応じて求めた振幅および位相でRFパルスを送信しても、B1不均一性が解消できない場合がある。一方、従来のようにRFパルスの振幅および位相を変化させながらB1マップを収集する場合には、撮像時間が長くなるという問題やB1不均一性の判定が難しいという問題点がある。
そこで、簡易にB1均一性を一層向上させることが可能な磁気共鳴イメージング装置が望まれている。
実施形態の磁気共鳴イメージング装置は、高周波パルスの位相および振幅の少なくとも一方を互に独立に調整することが可能な送信用のＱＤコイルを用いて被検体の磁気共鳴イメージングを行うイメージング手段と、前記高周波パルスの位相および振幅の少なくとも一方を撮像条件に応じて調整する調整手段と、前記撮像条件と、前記高周波パルスの位相および振幅の少なくとも一方とが互いに関連付けられて記憶される記憶手段と、を備え、前記記憶手段に記憶される前記位相および振幅の少なくとも一方は、前記ＱＤコイルによって形成される高周波磁場の不均一性を表す指標を、位相および振幅の少なくとも一方を変化させて収集されたデータから求め、前記指標が最小或いは所定の基準範囲内となるように、決定されたものであり、前記調整手段は、設定された前記撮像条件に対応する前記高周波パルスの位相および振幅の少なくとも一方を前記記憶手段から読み出し、読み出した前記位相および振幅の少なくとも一方を用いて前記位相および振幅の少なくとも一方を調整する、ことを特徴とする。
本発明に係る磁気共鳴イメージング装置の実施の形態を示す構成図。 送信用のＱＤコイルおよび送信器の詳細構成例を示す図。 コンピュータの機能ブロック図。 位相振幅ルックアップテーブルの一例を示す図。 イメージングに先だってB1均一性を向上させるためにRF送信パルスの位相および振幅を調整する際の手順の一例を示すフローチャート。 RF送信パルスの最適な位相を決定するためのデータ収集用のDSEシーケンスを示す図。 RF送信パルスの位相Φ２の変化に対する画像値の不均一性の変化を示すカーブから最適位相Φ２optを求める方法を説明する図。 画像値の均一性とリフォーカスパルスのフォーワードパワーから最適位相Φ２optを求める方法を説明する図。 頭部におけるB1マップデータの対称性を利用してRF送信パルスの最適位相Φ２optを求める方法を説明する図。 ２つのチャンネルch1, ch2において夫々独立に送信して収集した２つのB1マップデータに基づいて位相Φ２および利得Ｇ２を調整する際の手順の一例を示すフローチャート。 ２つのチャンネルch1, ch2をそれぞれ単独で使用して収集した２つのB1マップデータの一例を示す図。 位相Φ２の補正前のB1マップデータと位相Φ２を初期値から60°だけ補正して収集した補正後のB1マップデータとを比較した例を示す図。 利得Ｇ２の初期値に対する補正量Δgain2を-5dBとして収集したB1マップデータと補正量Δgain2を+5dBとして収集したB1マップデータとを比較した例を示す図。
磁気共鳴イメージング装置の実施の形態について添付図面を参照して説明する。実施形態の磁気共鳴イメージング装置は、高周波送信パルスの位相および振幅の少なくとも一方を互に独立に調整することが可能な送信用のＱＤコイルを用いて被検体の磁気共鳴イメージングを行うイメージング手段と、前記高周波パルスの位相および振幅の少なくとも一方を撮像条件に応じて調整する調整手段と、を備える。
（構成および機能）
図１は本発明に係る磁気共鳴イメージング装置の実施の形態を示す構成図である。
磁気共鳴イメージング装置２０は、静磁場を形成する筒状の静磁場用磁石２１、この静磁場用磁石２１の内部に設けられたシムコイル２２、傾斜磁場コイル２３およびRFコイル２４を備えている。
また、磁気共鳴イメージング装置２０には、制御系２５が備えられる。制御系２５は、静磁場電源２６、傾斜磁場電源２７、シムコイル電源２８、送信器２９、受信器３０、シーケンスコントローラ３１およびコンピュータ３２を具備している。制御系２５の傾斜磁場電源２７は、Ｘ軸傾斜磁場電源２７ｘ、Ｙ軸傾斜磁場電源２７ｙおよびＺ軸傾斜磁場電源２７ｚで構成される。また、コンピュータ３２には、入力装置３３、表示装置３４、演算装置３５および記憶装置３６が備えられる。
静磁場用磁石２１は静磁場電源２６と接続され、静磁場電源２６から供給された電流により撮像領域に静磁場を形成させる機能を有する。尚、静磁場用磁石２１は超伝導コイルで構成される場合が多く、励磁の際に静磁場電源２６と接続されて電流が供給されるが、一旦励磁された後は非接続状態とされるのが一般的である。また、静磁場用磁石２１を永久磁石で構成し、静磁場電源２６が設けられない場合もある。
また、静磁場用磁石２１の内側には、同軸上に筒状のシムコイル２２が設けられる。シムコイル２２はシムコイル電源２８と接続され、シムコイル電源２８からシムコイル２２に電流が供給されて静磁場が均一化されるように構成される。
傾斜磁場コイル２３は、Ｘ軸傾斜磁場コイル２３ｘ、Ｙ軸傾斜磁場コイル２３ｙおよびＺ軸傾斜磁場コイル２３ｚで構成され、静磁場用磁石２１の内部において筒状に形成される。傾斜磁場コイル２３の内側には寝台３７が設けられて撮像領域とされ、寝台３７には被検体Ｐがセットされる。RFコイル２４にはガントリに内蔵されたRF信号の送受信用の全身用コイル(WBC: whole body coil)や寝台３７や被検体Ｐ近傍に設けられるRF信号の受信用の局所コイルなどがある。
また、傾斜磁場コイル２３は、傾斜磁場電源２７と接続される。傾斜磁場コイル２３のＸ軸傾斜磁場コイル２３ｘ、Ｙ軸傾斜磁場コイル２３ｙおよびＺ軸傾斜磁場コイル２３ｚはそれぞれ、傾斜磁場電源２７のＸ軸傾斜磁場電源２７ｘ、Ｙ軸傾斜磁場電源２７ｙおよびＺ軸傾斜磁場電源２７ｚと接続される。
そして、Ｘ軸傾斜磁場電源２７ｘ、Ｙ軸傾斜磁場電源２７ｙおよびＺ軸傾斜磁場電源２７ｚからそれぞれＸ軸傾斜磁場コイル２３ｘ、Ｙ軸傾斜磁場コイル２３ｙおよびＺ軸傾斜磁場コイル２３ｚに供給された電流により、撮像領域にそれぞれＸ軸方向の傾斜磁場Ｇｘ、Ｙ軸方向の傾斜磁場Ｇｙ、Ｚ軸方向の傾斜磁場Ｇｚを形成することができるように構成される。
RFコイル２４は、送信器２９および/または受信器３０と接続される。送信用のRFコイル２４は、送信器２９からRF信号を受けて被検体Ｐに送信する機能を有し、受信用のRFコイル２４は、被検体Ｐ内部の原子核スピンのRF信号による励起に伴って発生したNMR信号を受信して受信器３０に与える機能を有する。
図２は、図１に示す送信用のRFコイル２４および送信器２９の詳細構成例を示す図である。
送信用のRFコイル２４である全身用コイル２４Ａは、ＱＤコイルとして構成される。ＱＤコイルには、通常２つの送信チャンネルch1, ch2から送信信号が給電され、第１の送信チャンネルch1と第２の送信チャンネルch2によって、空間的に互いに直交する磁界を発生する。ＱＤコイルには、円筒状のバードケージタイプ型のものや、独立した２つのコイルで構成されるタイプのものがある。バードケージタイプのＱＤコイルでは、円筒上で互いに９０度離れた位置にある２つの給電点に、チャンネルch1とチャンネルch2の送信信号が夫々給電される。一方、独立２コイルタイプのＱＤでは、それぞれのコイルにチャンネルch1とチャンネルch2の送信信号が別々に給電される。
RFアンプ２９Ａから出力されたＲＦ送信パルスは、９０度分配器２０９によって電気的に９０度位相の異なる第１及び第２の送信チャンネルch1, ch2の信号に分配される。
送信用ＱＤコイルは、電気的位相が９０度離れた２つのＲＦ信号を空間的に直交する方向にそれぞれ印加することにより、理想的な条件下においては、撮像領域のＸＹ面に完全に均一な磁場を形成することができる。
しかしながら、現実にはこのような理想的な条件は成立しない。例えば、送信用ＱＤコイルの位置と撮像部位（患者の頭部、腹部、手首等）と位置関係によって磁場の均一性は大きく影響を受ける。つまり、同じ送信用ＱＤコイル（例えば全身用コイル）を使用したとしても、撮像部位によって磁場の均一性は必ずしも確保されず、また不均一な状態も撮像部位によって異なってくる。
また、使用するコイルの種類によっても磁場の均一性は大きく影響をうける。例えば、同じ送信用ＱＤコイルに対しても、受信コイルとして胴部コイルを使用する場合と手首コイルを使用する場合では、磁場の均一性は異なる。
そこで、磁場の均一性を調整する手段として、第１及び第２の送信チャンネルch1, ch2には、位相調整手段２１０Ａ、２１０Ｂ、及び利得調整手段２１１Ａ、２１１Ｂが夫々設けられている。
位相調整手段２１０Ａ、２１０Ｂと利得調整手段２１１Ａ、２１１Ｂによって、チャンネル間の相対的な位相（位相バランス）と相対的な利得（利得バランス）を調整することができる。位相調整手段２１０Ａ、２１０Ｂと利得調整手段２１１Ａ、２１１Ｂは、図２に示すように夫々のチャンネルに別々に設けても良いし、いずれか一方のチャンネルにのみ設けても良い。
以下の説明では、第１の送信チャンネルch1の位相Φ１と利得Ｇ１を夫々０°と０ｄＢに固定し、第２の送信チャンネルch2の位相Φ２と利得Ｇ２を可変にしてチャンネル間の位相バランスと利得バランスを調整するものとする。位相Φ２や利得Ｇ２の可変範囲は特に限定するものではないが、例えば、位相Φ２は、-90°から90°まで設定可能であり、利得Ｇ２は、-10dBから10dBまで設定可能である。
なお、位相Φ２と利得Ｇ２のうち、いずれか一方のみを調整可能な構成としても良い。また、以下の説明では、チャンネルの「利得」という用語を主に使用するが、チャンネル内の信号の「振幅」という用語に置き換えても、その意味は同じである。
また、第１及び第２の送信チャンネルch1, ch2には、ＱＤコイルに出力するＲＦ送信パルスのフォーワードパルスのパワーＦＰ１、ＦＰ２を測定する機能、およびＱＤコイルからの反射パルスのパワーＲＰ１、ＲＰ２を測定する機能がそれぞれ設けられている。
図１に戻って説明する。制御系２５のシーケンスコントローラ３１は、傾斜磁場電源２７、送信器２９および受信器３０と接続される。シーケンスコントローラ３１は傾斜磁場電源２７、送信器２９および受信器３０を駆動させるために必要な制御情報、例えば傾斜磁場電源２７に印加すべきパルス電流の強度や印加時間、印加タイミング等の動作制御情報を記述したシーケンス情報を記憶する機能と、記憶した所定のシーケンスに従って傾斜磁場電源２７、送信器２９および受信器３０を駆動させることによりＸ軸傾斜磁場Ｇｘ、Ｙ軸傾斜磁場Ｇｙ，Ｚ軸傾斜磁場ＧｚおよびRF信号を発生させる機能を有する。
また、シーケンスコントローラ３１は、受信器３０におけるNMR信号の検波およびA/D (analog to digital)変換により得られた複素データである生データ(raw data)を受けてコンピュータ３２に与えるように構成される。
このため、送信器２９には、シーケンスコントローラ３１から受けた制御情報に基づいてRF信号をRFコイル２４に与える機能が備えられる一方、受信器３０には、RFコイル２４から受けたNMR信号を検波して所要の信号処理を実行するとともにＡ／Ｄ変換することにより、デジタル化された複素データである生データを生成する機能と生成した生データをシーケンスコントローラ３１に与える機能とが備えられる。
また、コンピュータ３２の記憶装置３６に保存されたプログラムを演算装置３５で実行することにより、コンピュータ３２には各種機能が備えられる。ただし、プログラムによらず、各種機能を有する特定の回路を磁気共鳴イメージング装置２０に設けてもよい。
図３は、図１に示すコンピュータ３２の機能ブロック図である。
コンピュータ３２は、プログラムにより撮像条件設定部４０、シーケンスコントローラ制御部４１およびデータ処理部４２として機能する。撮像条件設定部４０は、位相振幅LUT (look up table)４０Ａおよび位相振幅調整部４０Ｂを有する。
撮像条件設定部４０は、入力装置３３からの指示情報に基づいて撮像部位(imaging region)やコイルの種別、或いはパルスシーケンスを含む各種の撮像条件を設定し、設定した撮像条件に基づく各種パラメータをシーケンスコントローラ制御部４１に与える機能を有する。
位相振幅LUT４０Ａには、撮像部位(imaging region)や使用する送信コイルあるいは受信コイルの種別等の撮像条件に応じた適切な送信RFパルスの位相および振幅が撮像条件ごとに参照可能に予め保存されている。
図４は、位相振幅LUT４０Ａの一例を示す図である。位相振幅LUT４０Ａでは、患者の頭部、腹部、手首といった各撮像部位、或いはPhased Array 頭部コイル，Ｔ／Ｒ（送信／受信）頭部コイル、胴部コイル、手首コイルといった各コイル種別に対して、第１の送信チャンネルch1を基準とする第２の送信チャンネルch2の位相Φ２および利得Ｇ２が保存されている。
また、位相振幅LUT４０Ａには、体重に応じた利得補正値（ΔＧ）も保存されている。
位相振幅LUT４０Ａに保存される送信RFパルスの位相Φ２利得Ｇ２は、過去のスキャンや試験スキャンにより収集されたデータの分析またはシミュレーション等の方法で求めることができる。また、後述する再調整のシーケンスでの処理と同じ方法を用いて，位相振幅LUT４０Ａ内の位相Φ２及び利得Ｇ２を求めても良い。
位相振幅調整部４０Ｂは、イメージングスキャンの実行に先だって、位相振幅LUT４０Ａを参照することによって送信RFパルスの位相Φ２および利得Ｇ２を撮像条件に応じた適切な値に調整する。また、位相振幅調整部４０Ｂは、調整した送信RFパルスの位相Φ２および利得Ｇ２をシーケンスコントローラ制御部４１から取得した画像データ等に基づいて更に再調整し、最終的に決定された送信RFパルスの位相Φ２および利得Ｇ２をイメージングスキャン用のパラメータとしてシーケンスコントローラ制御部４１に設定する機能を有する。
シーケンスコントローラ制御部４１は、入力装置３３及び撮像条件設定部４０からの情報に基づいて、シーケンスコントローラ３１にパルスシーケンスを含む各種パラメータを出力する。また、シーケンスコントローラ制御部４１は、シーケンスコントローラ３１から生データを受けてｋ空間データとしてデータ処理部４２に与える機能を有する。
データ処理部４２は、ｋ空間データにフーリエ変換(FT: Fourier transform)を含む画像再構成処理を施すことにより画像データを生成する機能と、画像データに必要な画像処理を行って表示装置３４に表示させる機能を有する。
（動作および作用）
次に磁気共鳴イメージング装置２０の動作および作用について説明する。尚、第１の送信チャンネルch1の位相Φ１および利得Ｇ１が固定であり、第２の送信チャンネルch2の位相Φ２および利得Ｇ２が可変である場合を例に説明する。
図５は、図１に示す磁気共鳴イメージング装置２０において、イメージングに先だってB1均一性を向上させるためにRF送信パルスの位相および振幅を調整する際の手順の一例を示すフローチャートである。
まず、予め寝台３７に被検体Ｐがセットされ、静磁場電源２６により励磁された静磁場用磁石２１(超伝導磁石)の撮像領域に静磁場が形成される。また、シムコイル電源２８からシムコイル２２に電流が供給されて撮像領域に形成された静磁場が均一化される。
そして、ステップＳ１において、第２の送信チャンネルch2から送信されるRF送信パルスの位相Φ２および利得Ｇ２が、被検体の撮像部位、撮像に使用するコイルの種別等の撮像条件に応じた適切な値に設定される。
具体的には、撮像条件設定部４０の位相振幅調整部４０Ｂは、位相振幅LUT４０Ａを参照することによって撮像条件に対応するRF送信パルスの位相Φ２および利得Ｇ２を取得し、取得した位相Φ２および利得Ｇ２を送信部２９の位相調整手段および利得調整手段にそれぞれ設定すべくシーケンスコントローラ制御部４１に出力する。
なお、撮像条件として、撮像に用いるコイルの種別や患者の撮像部位のほか、患者の体重や横臥の向きを付加してもい。例えば、図３に示すように、患者の体重が８０ｋｇを超える場合は、利得Ｇ２に利得補正値ΔＧを加算する。
また、患者の横臥の向きが横向き（患者が仰向けからほぼ９０度傾いた状態）である場合には、位相振幅LUT４０Ａから取得したRF送信パルスの位相Φ２および利得Ｇ２に-1を乗じる。例えば、位相振幅LUT４０Ａから取得した位相Φ２が１４０度であり、利得Ｇ２が３ｄＢの場合には、それぞれに−１を乗じて補正し、位相Φ２を−１４０度、利得Ｇ２を−３ｄＢを、位相振幅LUT４０Ａ内の数値と置き換える。
位相振幅LUT４０Ａを参照することにより、RF送信パルスの位相Φ２および利得Ｇ２を撮像条件に応じた適切な値に設定することができるものの、ステップＳ２以降の再調整手順を実行することによって位相Φ２と利得Ｇ２をより適切な値に設定することができる。ステップＳ２以降の処理では、位相振幅LUT４０Ａ内の位相Φ２および利得Ｇ２を初期値として送信部２９の位相調整手段２１０Ｂ及び利得調整手段２１１Ｂに設定し、この初期値から位相Φ２及び利得Ｇ２を変化させながら取得した調整用の画像データに基づいて位相Φ２および利得Ｇ２を再調整する。
再調整は、以下の手順で行う。まず、ステップＳ２において、RF送信パルスの最適な出力レベルRFlevelが求められる。すなわち、SE (spin echo)法等の公知のデータ収集法によりRF送信パルスの出力パワーのレベルを変更しながら信号を収集し、収集される信号の強度が最大となるときの出力レベルRFlevelが求められる。
次に、ステップＳ３において、RF送信パルスの位相Φ２および利得Ｇ２の再調整用のデータを収集するためのターゲット領域が設定される。ターゲット領域は、イメージングスキャン用の撮像領域に対応して設定される。ターゲット領域としては、アキシャル断面が選択される場合が多いがサジタル断面やコロナル断面の局所領域を選択してもよい。
次に、ステップＳ４において、RF送信パルスの位相Φ２を変えて収集したデータに基づいてRF送信パルスの最適な位相Φ２optが決定される。
具体的には、まず、RF送信パルスの位相Φ２を変えながら位相エンコードを行わずに信号が収集される。例えば、位相振幅LUT４０Ａに記憶されているRF送信パルスの位相Φ２の初期値が30°である場合には、RF送信パルスの位相Φ２を-90°, -70°, -50° , …, 90°のように20°刻みで変化させて信号収集が行われる。そして、B1均一性が最も高く、この結果、ターゲット領域から収集される信号の強度が最大となるときの最適な位相Φ２optが算出される。これは、第１のチャンネルch1から送信されるB1と、第２のチャンネルch2から送信されるB1とが直交するような第２のチャンネルch2の位相phase2を求めることに相当する。
このときのデータ収集法には、１軸または２軸スライス選択SE法や１軸、２軸または３軸スライス選択DSE (Double Spine Echo)法を用いることができる。
図６は、RF送信パルスの最適な位相phase2optを決定するためのデータ収集用のDSEシーケンスを示す図である。
図６において、RFはRF送信パルスを、Gssはスライス選択方向の傾斜磁場を、Groはリードアウト方向の傾斜磁場を、Gpeは位相エンコード方向の傾斜磁場を、ECHOは収集されるエコー信号を、それぞれ示す。
図６に示すように、DSEシーケンスでは、スライス選択方向、リードアウト方向および位相エンコード方向のスライス選択をそれぞれ伴って、フリップ角αの励起パルス、フリップ角βの１番目のリフォーカスパルスおよび、フリップ角γの２番目のリフォーカスパルスが印加される。そして、１番目のリフォーカスパルスの後に位相エンコード用傾斜磁場パルスを印加せずにリードアウト用傾斜磁場を印加することによって、励起パルスからTE/2 (TEはエコー時間: echo time)後に１番目のエコー信号が収集される。また、２番目のリフォーカスパルスの後に位相エンコード用傾斜磁場パルスを印加せずにリードアウト用傾斜磁場を印加することによって、１番目のエコー信号からTE/2後に２番目のエコー信号が収集される。
SE法により収集されるエコー信号の強度Sseは、緩和を無視すると、励起パルスのフリップ角をα、１番目のリフォーカスパルスのフリップ角をβとすると、式(1)で表される。また、DSE法により２番目に収集されるエコー信号の強度Sdseは、緩和を無視すると、上述のように励起パルスのフリップ角をα、１番目のリフォーカスパルスのフリップ角をβ、２番目のリフォーカスパルスのフリップ角をγとすると、式(2)で表される。
Sse=sin(α)・sin2(β/2) (1)
Sdse=sin(α)・sin2(β/2)・sin2(γ/2) (2)
式（１）、（２）からわかるように、励起パルスのフリップ角αが90°に近い場合やリフォーカスパルスのフリップ角β、γが180°に近い場合には、強度Sse、Sdseの値は緩やかに変化するため、B1磁場の変動に対して信号強度の変化は小さくなる。一方、SE法またはDSE法における励起パルスのフリップ角αおよびリフォーカスパルスのフリップ角β, γを、本来のフリップ角よりも小さいフリップ角に設定すると、強度Sse、Sdseの値の変化の傾きは大きくなる。このため、B1不均一性の影響をより鋭敏に信号に反映させることが可能となる。換言すれば、フリップ角を低フリップ角に設定することによりB1磁場の変化に敏感な信号を収集することが可能となり、B1均一性が高くなるときの位相Φ２をより正確に求めることができる。
例えば、SE法であれば、励起パルスと１番目のリフォーカスパルスのフリップ角αおよびβを一般的な90°および-180°ではなく30°および-60°に設定することが好適である。また、DSE法であれば、励起パルスのフリップ角αおよびリフォーカスパルスのフリップ角β, γを一般的な90°, -180°および-180°ではなく30°, -60°および-60°に設定することが好適である。
そして、SE法やDSE法により収集されたエコー信号に基づいて、画像値の不均一性を表す指標を位相Φ２ごとに算出する。画像値の不均一性を表す指標としては、平均値からの乖離量が閾値(例えば-20%以下および／または20%以上)を超える範囲の面積値や分散等が挙げられる。具体的には、SE法により励起パルスのフリップ角αおよびリフォーカスパルスのフリップ角βを低フリップ角として収集されたエコー信号や、DSE法により励起パルスフリップ角αおよびリフォーカスパルスのフリップ角β, γを低フリップ角として収集された２番目のエコー信号を１次元高速フーリエ変換(1D FFT: one-dimensional fast Fourier transformation)することによって、位相Φ２ごとのリードアウト方向における画像値の不均一性を表す指標Ｓを算出することができる。
図７は、RF送信パルスの位相Φ２に対する画像値の不均一性指標Ｓの変化を示すカーブを模式的に示す図である。
まず、位相Φ２ごとに、リードアウト方向における画像値の平均値を求め、平均値からの乖離量が所定の閾値を超える範囲の面積値や分散等を指標Ｓ０１、Ｓ０２、Ｓ０３等として求める。そして、指標Ｓ０１、Ｓ０２、Ｓ０３等を多項式フィッティング等の公知の近似法により近似すると図７の実線示すような不均一性カーブが得られる。そうすると、不均一性カーブが最小となるときの最適な位相Φ２optを求めることができる。
最適な位相Φ２optは、上述した例の他、様々な方法により求めることができる。例えば、DSE法において励起パルスのフリップ角αおよび１番目のリフォーカスパルスのフリップ角βをそれぞれ通常の90°および180°とし、２番目のリフォーカスパルスのフリップ角γのみを通常よりも小さな低フリップ角としてエコー信号を収集してもよい。この場合、２番目のエコー信号に対応する画像値の不均一性指標を１番目のエコー信号に対応する画像値の不均一性指標で除算した値が最小となるときの位相Φ２を最適な位相Φ２optとすることができる。この場合、体動の影響を受け難いという利点が得られる。
また、３つ以上のエコー信号を収集するシーケンスを用いてエコー信号を収集し、３つ以上のエコー信号に対応する位相Φ２の不均一性指標に基づいて最適な位相Φ２optを求めることもできる。例えば、FSE (fast spin echo)法により位相エンコードを行いながらシングルショットまたは２ショット程度のマルチショットで８つ程度のエコー信号を収集し、収集したエコー信号に２次元(2D: two-dimensional)FFTを施すと2D画像データが得られる。そして、2D画像データのピクセル値を用いて位相Φ２の不均一性指標カーブを作成することができる。
更に別の例としては、グラディエントエコー法を用いる公知の手法で1Dまたは2DのB1マップデータを異なる複数の位相Φ２について収集し、位相Φ２ごとのB1マップデータの代表値などに基づいて位相Φ２の不均一性指標カーブを作成することもできる。この場合、不均一性指標カーブの作成に先立ってB1マップデータを２乗または３乗する等の、マップデータの強度の変化を強調する処理を行えば、不均一性に対する感度を向上させることができる。例えば、位相エンコードをかけないシーケンスによってリードアウト方向のみのB1マップデータを得る場合、リードアウト方向のみのB1マップデータの２乗値や３乗値を位相phase2ごとに算出し、位相Φ２に対する不均一性指標カーブを作成することができる。
上述した方法では、B1不均一性指標Ｓが最小となる位相Φ２を最適位相Φ２optとしているが、B1不均一性指標Ｓだけでなく、リフォーカスパルスのフォワードパワーＦＰも考慮してRF送信パルスの最適な位相Φ２optを決定することもできる。
具体的には、図８に示すように、不均一性指標Ｓが所定の基準範囲内（例えば、不均一性指標Ｓの最小値の±10%の範囲）となるとなる位相Φ２のうち、２つの送信チャンネルch1, ch2からそれぞれ送信されるリフォーカスパルスのフォワードパワーＦＰ１、ＦＰ２の合計値ＦＰが最小となる位相Φ２を最適位相Φ２optとする。リフォーカスパルスのフォワードパワーＦＰ１、ＦＰ２は、位相Φ２を変えながら不均一性指標Ｓの測定を行うのと同時に図２に示す系統により測定することができる。この方法によれば、B1均一性が良好で、かつリフォーカスパルスのフォワードパワーが小さくなるときの位相Φ２を最適な位相Φ２optとして求めることが可能となる。
尚、条件の増加に伴ってデータ収集時間が増加する恐れがある場合には、位相Φ２の変更範囲を例えば0°から90°に限定することによりデータ収集時間の増加を低減させることができる。
ここまでは、位相Φ２を変化させながら取得したB1不均一性指標ＳやB1マップデータから最適位相Φ２optを求める手法について説明してきたが、位相Φ２を変化させることなく、初期値として設定した位相Φ２intに対する１つのB1マップデータから直ちに最適位相Φ２optを求めることもできる。図９（Ａ）、（Ｂ）は、この手法の概念を説明する図である。
図９（Ａ）は、頭部のB1マップデータと、B1マップデータにおける同一の値同士をつないだコンタを楕円モデルでフィッティングした白い線とを重ねて表示した図である。
一般に、頭部におけるB1マップデータのコンタは、その形状が比較的安定している。そして、第１及び第２の送信チャンネルch1, ch2の位相Φ２が理想的な状態では、寝台に仰向けに横臥した患者の頭部のアキシャル断面形状は水平方向が垂直方向よりも長くなる。したがって、位相Φ２が理想的な状態では、頭部形状のコンタをフィッティングした楕円（図９（Ｂ）に実線で示す楕円）の長軸は水平方向となる。
一方、位相Φ２が理想的な状態からずれると、図９（Ｂ）に示すように、頭部コンタをフィッティングした楕円（図９（Ａ）の白線、図９（Ｂ）の破線で示す楕円）の長軸は水平とはならず、水平方向に対して傾きΦ２ｃをもつ。この傾きΦ２ｃは、位相Φ２の理想値からのずれに相当する。したがって、位相Φ２を理想的な値、即ち最適位相Φ２opt(deg)にするには、傾いたB1マップデータが得られたときの位相Φ２の初期値Φ２int(deg)に対して、傾きΦ２ｃ(deg)の角度だけ補正してやればよい。
このように、この手法では、初期値として設定した位相Φ２int(deg)に対して得られたB1マップデータのコンタを楕円でフィッティングし、得られた楕円の長軸の水平方向からのずれを位相Φ２の補正値Φ２ｃとする。そして、初期値位相Φ２int(deg)を補正値Φ２ｃ(deg)で補正（加減算）することによって最適な位相Φ２opt(deg)を得ることができる。この手法は、適用できる部位が頭部等、形状が判りやすい部位にある程度限定されるものの、１つのB1マップデータから直ちに最適位相Φ２optが求まるため、補正に要する時間が短くてすむ。
次に、図５のステップＳ５において、RF送信パルスの利得Ｇ２を変えて収集したデータに基づいてRF送信パルスの最適な利得Ｇ２optが決定される。このとき、RF送信パルスの位相Φ２は最適な位相Φ２optに固定される。
具体的には、RF送信パルスの利得Ｇ２を変えながら信号が収集される。例えば、位相振幅LUT４０Aに記憶されてるRF送信パルスの利得Ｇ２の初期値が2dBである場合には、RF送信パルスの利得Ｇ２を-8dB, -6dB, -4dB, …, 8dBのように2dB刻みで変化させて信号収集が行われる。そして、B1均一性が高くターゲット領域から収集される信号の強度が最大となるときの最適な利得Ｇ２が算出される。
尚、異なる利得Ｇ２に対応する複数の信号を比較するために、２つのチャンネルch1. ch2から出力されるRF送信パルスの合計パワーが一定となるように、RF送信パルスの出力レベルRFlevelが調整される。例えば、初期状態における出力レベルRFlevelが50dBである場合には、第１のチャンネルch1から50dBでRF送信パルスが出力されている。一方、第２のチャンネルch2からは、出力レベルRFlevel 50dBに利得Ｇ２の初期値である2dBを加えた52dBでRF送信パルスが出力されている。つまり、RF送信パルスの合計パワーはデシベル値でみると102dBである。一方、第２のチャンネルch2の利得Ｇ２を、例えば+6dBに設定したときは、出力レベルRFlevelは48dBに設定される。この場合、第２のチャンネルch2からは54dBで、第１のチャンネルch1からは48dBで、それぞれRF送信パルスが出力されるので合計パワーはやはり102dBとなり、一定にできる。
最適な利得Ｇ２optも最適な位相Φ２optを求める方法と同様に、異なる複数の利得Ｇ２ごとのB1不均一性指標カーブやB1マップデータから求めることができる。また、最適な利得Ｇ２optを求める場合にも、不均一性が所定の基準範囲内にある複数の利得Ｇ２の中から、リフォーカスパルスのフォワードパワーが最も小さくなる利得Ｇ２を選択して、最適利得Ｇ２optとすることができる。
尚、条件の増加に伴ってデータ収集時間が増加する恐れがある場合には、利得Ｇ２の変更範囲を例えば0dBから6dBに限定することによりデータ収集時間の増加を低減させることができる。
次に、ステップＳ６において、必要に応じてRF送信パルスの出力レベルRFlevelが再設定される。すなわち、RF送信パルスの位相Φ２および利得Ｇ２がそれぞれ最適な位相Φ２optおよび利得Ｇ２optに再調整されたため、RF送信パルスの最適な出力レベルRFlevelを決定するための条件が変わっていることになる。そこで、RF送信パルスの出力レベルRFlevelを、RF送信パルスの最適な位相Φ２optおよび利得Ｇ２optに応じて再調整することが望ましい。
出力レベルRFlevelの再設定は、ステップＳ２と同様に行うことができるが、他の方法により行うこともできる。
例えば、SE法やDSE法により出力レベルRFlevelを変えながら、ターゲット領域からエコー信号を収集し、収集されるエコー信号の強度が最大となるときの出力レベルRFlevelを最設定値とすることができる。ターゲット領域は、イメージングスキャン用の撮像領域に対応して設定される。
或いは、SE法やDSE法により、出力レベルRFlevelを変えながらターゲット領域のB1マップデータを収集し、出力レベルRFlevelごとのB1マップデータに基づいて出力レベルRFlevelの最適値を求めることができる。すなわち、B1マップデータの分散や平均値から出力レベルRFlevelごとのB1不均一指標を表すカーブを作成し、B1不均一性が最小となるときの出力レベルRFlevelを最設定値とすることができる。或いは、最適なB1マップデータに対応する出力レベルRFlevelを最設定値としてもよい。
更に別の例として、出力レベルRFlevelのデフォルト値からの補正量を、位相振幅LUT４０Ａに撮像部位や送信コイル種類等の撮像条件並びにRF送信パルスの位相Φ２および利得Ｇ２ごとに保存しておくことができる。そして、撮像条件、位相Φ２および利得Ｇ２に対応する補正量を位相振幅調整部４０Ｂが位相振幅LUT４０Ａから取得し、取得した補正量に従って出力レベルRFlevelを最設定することもできる。
このようにして、位相振幅調整部４０Ｂにおいて撮像条件に応じた最適なRF送信パルスの位相Φ２opt、利得Ｇ２optおよび出力レベルRFlevelを求めることができる。尚、データ収集時間の短縮化のためにステップＳ１以外の任意のステップを省略してもよい。また、最適な利得Ｇ２optを求めた後に、利得Ｇ２を固定した状態で最適な位相Φ２optを求めてもよい。ただし、B1均一性への影響は利得Ｇ２よりも位相Φ２の方が支配的である。このため、最適な位相Φ２optを求めた後に最適な利得Ｇ２optを求める方が望ましい。
さらに、データ収集時間の短縮化のために位相Φ２および利得Ｇ２の双方を変化させてエコー信号を収集し、最適な位相Φ２optおよび最適な利得Ｇ２optの双方を求めることもできる。すなわち、B1不均一性指標やB1マップデータを位相Φ２と利得Ｇ２の両方を変化させながら取得してもよい。また、リフォーカスパルスのフォワードパワーも位相Φ２と利得Ｇ２の両方を変化さながら取得することができる。そして、B1不均一性およびリフォーカスパルスのフォワードパワーがより小さくなるように最適な位相Φ２optおよび最適な利得Ｇ２optの双方を同時に決定することができる。
上述した手法では、ステップＳ２からステップＳ６（特にステップＳ３からステップＳ５）における位相Φ２と利得Ｇ２の再調整手順を行うことを前提としている。このため、位相振幅LUT４０Ａに記憶される位相Φ２と利得Ｇ２の夫々の初期値の精度はそれ程高くなくてもよい。
これとは逆に、ステップＳ３からステップＳ５における位相Φ２と利得Ｇ２の再調整手順を撮像部位やコイルの種類ごとに予め行い、得られた最適位相Φ２optと最適利得Ｇ２optを、撮像部位やコイルの種類ごとに位相振幅LUT４０Ａに記憶させておいてもよい。この場合、ステップＳ１における位相振幅LUT４０Ａの参照によって、精度の高い最適位相Φ２optと最適利得Ｇ２optが得られるため、ステップＳ２からステップＳ６（特にステップＳ３からステップＳ５）の再調整手順を省略してもよい。
上述した例では、位相Φ２、或いは利得Ｇ２を変化させながら、第１及び第２の送信チャンネルch1, ch2の２つの送信チャンネルから同時に送信し、位相Φ２、或いは利得Ｇ２ごとに得られる複数のデータに基づいて第２のチャンネルch2の位相Φ２および利得Ｇ２を再調整する場合について説明した。また、頭部等のB1マップデータから楕円のフィッティングカーブを求め、その長軸の傾きと理想的な楕円の長軸の傾きから最適位相Φ２optを求める場合でも、第１及び第２の送信チャンネルch1, ch2から同時に送信を行っている。
これに対して、以下に説明する方法では、第１の送信チャンネルch1のみから送信したときに得られるB1マップデータと、第２の送信チャンネルch2のみから送信したときに得られるB1マップデータの２つのB1マップデータから、最適位相Φ２optと最適利得Ｇ２optを求めている。この方法を、以下、チャンネル独立送信法と呼ぶ。チャンネル独立送信法では、位相Φ２および利得Ｇ２を複数ステップで変化させることなく、２つのB1マップデータから、最適位相Φ２optと最適利得Ｇ２optを直ちに求めることができる。
図１０は、チャンネル独立送信法を用いて、最適位相Φ２optと最適利得Ｇ２optを求める手順の一例を示すフローチャートである。尚、図１０において、図５と同等なステップには同符号を付して説明を省略する。
チャンネル独立送信法では、ステップＳ１０において、第１の送信チャンネルch１のみの送信によって収集した第１のB1マップデータと、第２の送信チャンネルch２のみの送信によって収集した第２のB1マップデータに基づいて、第２のチャンネルch2の最適な位相Φ２optおよび利得Ｇ２optが求められる。
図１１（Ａ）は、第２の送信チャンネルch2をオフ状態にして、第１の送信チャンネルch1のみからの送信を用いて収集した薄いファントムに対する第１のB1マップデータをコンタ表示した画像である。また、図１１（Ｂ）は、第１の送信チャンネルch1をオフ状態にして、第２の送信チャンネルch2のみからの送信を用いて収集した薄いファントムに対する第２のB1マップデータをコンタ表示した画像である。
ここで、画像の中心を通る任意の直線のうち、その直線に沿った振幅分布の均一性が最も大きくなる直線を均一性最大直線と呼ぶものとする。図１１（Ａ）、（Ｂ）中に示した白い矢印は、第１、第２のB1マップデータにおける均一性最大直線を夫々図示したものである。
ファントムが球状である場合には、理想的には、第１の送信チャンネルch1のみから送信したときに収集される第１のB1マップデータの均一性最大直線の向きは、第１の送信チャンネルch1によって形成される水平方向の磁場の向きに対応して、水平方向、つまり角度が0°となる。一方、第２の送信チャンネルch2のみから送信したときに収集される第２のB1マップデータの均一性最大直線の向きは、第２の送信チャンネルch1によって形成される垂直方向の磁場の向きに対応して、垂直方向、つまり角度が90°となる。
ファントムの形状に依存してB1マップデータの形状は異なってくるが、均一性最大直線の向きに関する上記の特徴は概ね維持される。
図１１（Ａ）では、均一性最大直線の角度はほぼ０°であり、理想的な状態に近い。一方、図１１（Ｂ）では、均一性最大直線の角度は約３０°であり、理想的な角度９０°からは約６０°ずれている。
そこで、第２のB1マップデータの均一性最大直線の角度が90°となるように、第２の送信チャンネルch2の位相Φ２を補正するための補正量を求めることができる。具体的には、第１、第２のB1マップデータのそれぞれの均一性最大直線のなす角度（この場合３０°）と、理想的な状態における２つの均一性最大直線のなす角度90°との差分を第２のチャンネルch2の最適な位相Φ２optを求めるための補正量とすることができる。例えば、図１１（Ａ）、（Ｂ）の例では、第２の送信チャンネルch2の位相Φ２の補正量は、60°となる。
図１２（Ａ）は、第２の送信チャンネルch2の位相Φ２を初期値のままとし、上述した補正を行わずに、第１及び第２の送信チャンネルch1, ch2で同時に送信して収集したB1マップデータ画像である。画像中央部の画像値のレベルが低く、均一性が確保されていない。
一方、図１２（Ｂ）は、第２の送信チャンネルch2の位相Φ２を初期値から60°だけ補正した後（再調整した後）、第１及び第２の送信チャンネルch1, ch2で同時送信して収集したB1マップデータ画像である。図１２（Ｂ）に示すように、第２の送信チャンネルch2の位相Φ２を補正する（再調整する）ことによって、B1マップデータの均一性が改善されたことが確認できる。
なお、均一性最大直線の抽出は例えば次のように行う。まず、予め収集した受信コイルの感度マップデータや位置決め（ロケータ）画像データ等の任意の画像データを用いて撮像領域の中心を求める。次に、B1マップデータにおいて撮像領域の中心から5°等の所望の角度の刻み幅で放射状に直線を引き、各直線上におけるB1値の代表値（例えば平均値）を算出する。Ｂ１値の平均値はその直線におけるＢ１値の均一性を表す指標となり得る。したがって、B1値の代表値（例えば平均値）が最大となる直線を抽出することにより、抽出したその直線を均一性最大直線とみなすことができる。
一方、第２の送信チャンネルch2の利得Ｇ２を再調整するための補正量も、位相Φ２の補正量と同様に、第１及び第２の送信チャンネルch1, ch2をそれぞれ単独で送信することによって収集した第１、第２のB1マップデータに基づいて決定することができる。
具体的には、第１の送信チャンネルch1から送信されるRF送信パルスのB1均一性に対する寄与度と、第２の送信チャンネルch2から送信されるRF送信パルスのB1均一性に対する寄与度とを求め、寄与度が大きい側のチャンネルから送信されるRF送信パルスの振幅が相対的に大きくなるように利得Ｇ２の補正量を決定する。
例えば、図１１（Ａ）によれば、第１の送信チャンネルch1から送信されるRF送信パルスによって撮像中心近傍に形成されるB1強度は小さいことが分かる。一方、図１１(B)によれば、第２の送信チャンネルch2から送信されるRF送信パルスによって撮像中心近傍に高い強度でB1が形成されることが分かる。従って、第２の送信チャンネルch2の利得Ｇ２を相対的に大きくした方が、第１の送信チャンネルch１の利得Ｇ１を大きくするよりも均一性を高める上で望ましいことが分かる。
B1均一性に対する寄与度は、種々の指標として求めることができる。例えば、B1マップデータにおいて撮像領域の中心から5°等の所望の角度の刻み幅で放射状に直線を引き、各直線上におけるB1値の平均値や合計値等の代表値を求めることができる。そして、各直線に対応するB1の代表値を加算した値をB1均一性に対する寄与度の指標とすることができる。
この場合、利得Ｇ２の初期値からの補正量Δgain2は、例えば、式(3)に示すように２つの送信チャンネルch1, ch2のB1均一性に対する寄与度の比に基づいて算出することができる。
Δgain2（ｄＢ）=２０log10(SumB1ch2/SumB1ch1) (3)
ただし、式(3)において、SumB1ch1は、第１の送信チャンネルch1に対応するB1マップデータ上における各直線上のB1代表値の総和（真数）であり、SumB1ch2は、第２の送信チャンネルch2に対応するB1マップデータ上における各直線上のB1代表値の総和（真数）である。
図１３（Ａ）は、第２の送信チャンネルch2の利得Ｇ２の初期値に対する補正量Δgain2を-5dBとして第１及び第２の送信チャンネルch1, ch2を同時送信して収集したB1マップデータ画像である。一方、図１３（Ｂ）は、第２の送信チャンネルch2の利得Ｇ２の初期値に対する補正量Δgain2を+5dBとして第１及び第２の送信チャンネルch1, ch2を同時送信して収集したB1マップデータ画像である。尚、図１３（Ａ），（Ｂ）において、第２の送信チャンネルch2の位相Φ２に対する補正量は、いずれも60°に固定した。
図１３(A)によれば、B1均一性に対する寄与度が小さい第１の送信チャンネルch1の利得Ｇ１が相対的に大きく設定されているため、この結果、撮像中心におけるB1強度が小さくなり、Ｂ１の均一性が小さくなっていることが確認できる。一方、図１３(B)によれば、B1均一性に対する寄与度が大きい第２の送信チャンネルch2の利得Ｇ２が相対的に大きく設定されているため、撮像中心におけるB1強度が大きく、かつB1均一性も改善されていることが確認できる。
上記の説明では、第２のチャンネルch2の位相Φ２および利得Ｇ２の双方を第１、第２の２つのB1マップデータに基づいて再調整（補正）する例を示したが、位相Φ２の再調整または利得Ｇ２の再調整の何れか一方を省略してもよい。
また、位相Φ２および利得Ｇ２の一方または双方の再調整をユーザが表示装置３４に表示される２つのB1マップデータ画像を参照しながら入力装置３３の操作によってマニュアルで行えるようにしてもよい。
上記のように最適位相Φ２optと最適利得Ｇ２optが決定されると、撮像条件設定部４０は、最適位相Φ２optと最適利得Ｇ２optやパルスシーケンスに関わる各種のパラメータ等をシーケンスコントローラ制御部４１に与える。これにより、イメージングスキャンを実行することが可能となる。イメージングスキャンは以下のような流れで行われる。
入力装置３３からシーケンスコントローラ制御部４１にスキャン開始指示が与えられると、シーケンスコントローラ制御部４１は撮像条件設定部４０から取得した各種撮像用パラメータをシーケンスコントローラ３１に与える。シーケンスコントローラ３１は、シーケンスコントローラ制御部４１から受けた各種撮像用パラメータに従って傾斜磁場電源２７、送信器２９および受信器３０を駆動させることにより被検体Ｐがセットされた撮像領域に傾斜磁場を形成させるとともに、RFコイル２４からRF信号を発生させる。
このため、被検体Ｐの内部における核磁気共鳴により生じたNMR信号が、RFコイル２４により受信されて受信器３０に与えられる。受信器３０は、RFコイル２４からNMR信号を受けて、所要の信号処理を実行した後、A/D変換することにより、デジタルデータのNMR信号である生データを生成する。受信器３０は、生成した生データをシーケンスコントローラ３１に与える。シーケンスコントローラ３１は、生データをシーケンスコントローラ制御部４１に与え、シーケンスコントローラ制御部４１は生データをｋ空間データとしてデータ処理部４２与える。
次に、データ処理部４２は、ｋ空間データに画像再構成処理を施すことにより画像データを生成し、画像データに必要な画像処理を行って表示装置３４に表示させる。これによりユーザは診断画像を確認することができる。
つまり以上のような磁気共鳴イメージング装置２０は、撮像部位やRFコイルの種類等の撮像条件に応じて適切にRF送信パルスの位相および振幅を調整し、さらに必要に応じて収集データに基づいて送信B1がより均一になるようにRF送信パルスの位相および振幅を再調整できるようにしたものである。
このため、磁気共鳴イメージング装置２０によれば、撮像部位やRFコイルの種類等の撮像条件に応じて、より均一な送信B1を得ることができる。
本発明のいくつかの実施形態を説明したが、これらの実施形態は、例として提示したものであり、発明の範囲を限定することは意図していない。これら実施形態は、その他の様々な形態で実施されることが可能であり、発明の要旨を逸脱しない範囲で、種々の省略、置き換え、変更を行うことができる。これら実施形態やその変形は、発明の範囲や要旨に含まれると同様に、特許請求の範囲に記載された発明とその均等の範囲に含まれるものである。
２０ 磁気共鳴イメージング装置
２１ 静磁場用磁石
２２ シムコイル
２３ 傾斜磁場コイル
２４ RFコイル
２４Ａ 全身用コイル
２５ 制御系
２６ 静磁場電源
２７ 傾斜磁場電源
２８ シムコイル電源
２９ 送信器
２９Ａ RFアンプ
３０ 受信器
３１ シーケンスコントローラ
３２ コンピュータ
３７ 寝台
Ｐ 被検体

Claims (21)

  1. 高周波パルスの位相および振幅の少なくとも一方を互に独立に調整することが可能な送信用のＱＤコイルを用いて被検体の磁気共鳴イメージングを行うイメージング手段と、
    前記高周波パルスの位相および振幅の少なくとも一方を撮像条件に応じて調整する調整手段と、
    前記撮像条件と、前記高周波パルスの位相および振幅の少なくとも一方とが互いに関連付けられて記憶される記憶手段と、
    を備え、
    前記記憶手段に記憶される前記位相および振幅の少なくとも一方は、前記ＱＤコイルによって形成される高周波磁場の不均一性を表す指標を、位相および振幅の少なくとも一方を変化させて収集されたデータから求め、前記指標が最小或いは所定の基準範囲内となるように、決定されたものであり、
    前記調整手段は、設定された前記撮像条件に対応する前記高周波パルスの位相および振幅の少なくとも一方を前記記憶手段から読み出し、読み出した前記位相および振幅の少なくとも一方を用いて前記位相および振幅の少なくとも一方を調整する、
    ことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  2. 高周波パルスの位相および振幅の少なくとも一方を互に独立に調整することが可能な送信用のＱＤコイルを用いて被検体の磁気共鳴イメージングを行うイメージング手段と、
    前記高周波パルスの位相および振幅の少なくとも一方を撮像条件に応じて調整する調整手段と、
    前記撮像条件と、前記高周波パルスの位相および振幅の少なくとも一方とが互いに関連付けられて記憶される記憶手段と、
    備え、
    前記調整手段は、設定された前記撮像条件に対応する前記高周波パルスの位相および振幅の少なくとも一方を前記記憶手段から初期値として取得し、取得した前記位相および振幅の少なくとも一方を前記初期値から変化させてデータを収集し、前記ＱＤコイルによって形成される高周波磁場の不均一性を表す指標を収集された前記データから求め、前記指標が最小或いは所定の基準範囲内となるように前記位相および振幅の少なくとも一方を調整する、
    ことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  3. 前記撮像条件は、前記被検体の撮像部位及び受信コイルの種類の少なくとも一方を含む、
    ことを特徴とする請求項１又は２に記載の磁気共鳴イメージング装置。
  4. 前記データは、本来のフリップ角よりも小さいフリップ角に設定したスピンエコー法のパルスシーケンスで収集された調整用データである、請求項１又は２に記載の磁気共鳴イメージング装置。
  5. 前記データは、高周波磁場マップである、請求項１又は２に記載の磁気共鳴イメージング装置。
  6. 前記調整手段は、前記調整用データに対して、強度変化を強調する処理を施す、請求項４に記載の磁気共鳴イメージング装置。
  7. 前記調整手段は、前記高周波磁場マップに対して、強度変化を強調する処理を施す、請求項５に記載の磁気共鳴イメージング装置。
  8. 高周波パルスの位相および振幅の少なくとも一方を互に独立に調整することが可能な送信用のＱＤコイルを用いて被検体の磁気共鳴イメージングを行うイメージング手段と、
    前記高周波パルスの位相および振幅の少なくとも一方を撮像条件に応じて調整する調整手段と、
    前記撮像条件と、前記高周波パルスの位相および振幅の少なくとも一方とが互いに関連付けられて記憶される記憶手段と、
    備え、
    前記調整手段は、設定された前記撮像条件に対応する前記高周波パルスの位相および振幅の少なくとも一方を前記記憶手段から初期値として取得すると共に、前記被検体のアキシャル断面像の高周波磁場マップを取得し、前記高周波磁場マップ内の特定の軸と、前記特定の軸に対応する前記被検体の実際の軸との角度差を補正値として求め、前記記憶手段に記憶される前記位相の初期値を前記補正値によって補正する、
    ことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  9. 前記調整手段は、前記指標が所定の基準範囲内となる場合において、前記位相および振幅の少なくとも一方を変化させて測定されたリフォーカスパルスのフォワードパワーが最小となるように前記位相および振幅の少なくとも一方を調整するように構成される請求項１又は２に記載の磁気共鳴イメージング装置。
  10. 高周波パルスの位相および振幅の少なくとも一方を互に独立に調整することが可能な送信用のＱＤコイルを用いて被検体の磁気共鳴イメージングを行うイメージング手段と、
    前記高周波パルスの位相および振幅の少なくとも一方を撮像条件に応じて調整する調整手段と、
    を備え、
    前記ＱＤコイルは、第１及び第２のチャンネルから給電され、
    前記調整手段は、前記第１のチャンネルのみから送信して収集された第１の高周波磁場マップと、前記第２のチャンネルのみから送信して収集された第２の高周波磁場マップとに基づいて、前記位相および振幅の少なくとも一方を調整する、
    ことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  11. 前記調整手段は、前記第１および第２の高周波磁場マップにおいて抽出された均一性最大直線のなす角度に基づいて前記位相を調整する請求項１０に記載の磁気共鳴イメージング装置。
  12. 前記調整手段は、前記第１および第２の高周波磁場マップから算出された前記ＱＤコイルの高周波磁場の均一性に対する寄与度に基づいて、前記振幅を調整する請求項１０に記載の磁気共鳴イメージング装置。
  13. 前記調整手段は、前記位相および振幅の少なくとも一方の調整後に、前記高周波パルスの出力レベルを調整するように構成される請求項１又は２に記載の磁気共鳴イメージング装置。
  14. 前記調整手段は、前記出力レベルを変化させて収集された高周波磁場の不均一性を表す指標が最小となるように前記出力レベルを調整するように構成される請求項１３に記載の磁気共鳴イメージング装置。
  15. 前記調整手段は、前記出力レベルを変化させて収集された信号の強度が最大となるように前記出力レベルを調整するように構成される請求項１３に記載の磁気共鳴イメージング装置。
  16. 前記調整手段は、調整後における前記位相および振幅の少なくとも一方を条件として前記高周波パルスの出力レベルを調整するように構成される請求項１０に記載の磁気共鳴イメージング装置。
  17. 前記調整手段は、前記出力レベルを変化させて収集された高周波磁場の不均一性を表す指標が最小となるように前記出力レベルを調整するように構成される請求項１６に記載の磁気共鳴イメージング装置。
  18. 前記調整手段は、前記出力レベルを変化させて収集された信号の強度が最大となるように前記出力レベルを調整するように構成される請求項１６に記載の磁気共鳴イメージング装置。
  19. 前記調整手段は、前記撮像条件に対応する前記高周波パルスの位相および振幅の少なくとも一方を前記記憶手段から取得し、前記被検体の体位情報が横向きである場合に、取得した前記位相および振幅の少なくとも一方に-1を乗じるように構成される請求項１又は２に記載の磁気共鳴イメージング装置。
  20. 前記調整手段は、前記位相を調整した後に前記振幅を調整するように構成される請求項１又は２に記載の磁気共鳴イメージング装置。
  21. 前記ＱＤコイルは、第１及び第２のチャンネルから給電され、
    前記記憶手段に記憶される前記位相および振幅の少なくとも一方は、前記第１のチャンネルのみから送信して収集された第１の高周波磁場マップと、前記第２のチャンネルのみから送信して収集された第２の高周波磁場マップとに基づいて決定された、請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。
JP2010256379A 2009-11-26 2010-11-17 磁気共鳴イメージング装置 Active JP5670159B2 (ja)

Priority Applications (4)

Application Number Priority Date Filing Date Title
JP2010256379A JP5670159B2 (ja) 2009-11-26 2010-11-17 磁気共鳴イメージング装置
US12/953,931 US8643364B2 (en) 2009-11-26 2010-11-24 Magnetic resonance imaging apparatus
US14/043,225 US9746532B2 (en) 2009-11-26 2013-10-01 Magnetic resonance imaging apparatus
US15/653,911 US9835700B2 (en) 2009-11-26 2017-07-19 Magnetic resonance imaging apparatus

Applications Claiming Priority (3)

Application Number Priority Date Filing Date Title
JP2009269210 2009-11-26
JP2009269210 2009-11-26
JP2010256379A JP5670159B2 (ja) 2009-11-26 2010-11-17 磁気共鳴イメージング装置

Publications (2)

Publication Number Publication Date
JP2011131045A JP2011131045A (ja) 2011-07-07
JP5670159B2 true JP5670159B2 (ja) 2015-02-18

Family

ID=44061630

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
JP2010256379A Active JP5670159B2 (ja) 2009-11-26 2010-11-17 磁気共鳴イメージング装置

Country Status (2)

Country Link
US (3) US8643364B2 (ja)
JP (1) JP5670159B2 (ja)

Families Citing this family (24)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
BR112012005688A2 (pt) * 2009-09-17 2017-05-30 Koninl Philips Electronics Nv método de ressonância magnetica, ressonancia magnetica de armazenamento que armazena instruções executivas atraves de um processador digital para realizar um metodo
US9097769B2 (en) * 2011-02-28 2015-08-04 Life Services, LLC Simultaneous TX-RX for MRI systems and other antenna devices
CN108318843B (zh) * 2011-09-22 2021-11-16 东芝医疗系统株式会社 磁共振成像装置以及磁共振成像方法
JP5931406B2 (ja) * 2011-11-09 2016-06-08 株式会社東芝 磁気共鳴イメージング装置
DE102011087210B4 (de) * 2011-11-28 2016-11-17 Siemens Healthcare Gmbh Verfahren zur Ermittlung einer Ansteuerungssequenz beim parallelen Senden
JP5925486B2 (ja) * 2011-12-27 2016-05-25 株式会社東芝 磁気共鳴イメージング装置
WO2013105384A1 (ja) * 2012-01-11 2013-07-18 株式会社 日立メディコ 磁気共鳴イメージング装置及び領域撮像方法
WO2014050640A1 (ja) 2012-09-25 2014-04-03 株式会社東芝 磁気共鳴イメージング装置および送信制御プログラム
DE102012219025B4 (de) * 2012-10-18 2015-07-16 Siemens Aktiengesellschaft Kontrolle einer Hochfrequenzsendeeinrichtung eines Magnetresonanztomographiesystem
US9910115B2 (en) * 2012-10-22 2018-03-06 The General Hospital Corporation System and method for portable magnetic resonance imaging using a rotating array of magnets
JP6227270B2 (ja) * 2013-04-09 2017-11-08 株式会社日立製作所 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
US9488713B2 (en) * 2013-07-16 2016-11-08 Siemens Aktiengesellschaft Automatic HF shim configuration for coils
JP6552804B2 (ja) * 2013-12-17 2019-07-31 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
US9977110B2 (en) * 2014-05-08 2018-05-22 Magnetic Resonance Innovations, Inc. Method and apparatus for magnetic resonance imaging with radio frequency pulses generated according to phase criteria
WO2016002446A1 (ja) * 2014-07-03 2016-01-07 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高周波磁場シムパラメータ決定方法
GB2567975B (en) * 2016-05-27 2022-02-02 Synaptive Medical Inc Magnetic resonance imaging of different nuclear spin species with the same radio frequency coil
FR3056760A1 (fr) * 2016-09-23 2018-03-30 Universite Claude Bernard Lyon 1 Procede d'imagerie par resonance magnetique incluant une phase de calibration originale
US10677861B2 (en) 2016-10-21 2020-06-09 Canon Medical Systems Corporation Magnetic resonance imaging apparatus
CN106842089B (zh) * 2017-01-23 2019-08-23 上海联影医疗科技有限公司 一种磁共振成像方法及系统
DE102017211177A1 (de) * 2017-06-30 2019-01-03 Siemens Healthcare Gmbh Induktiv gekoppelte Magnetresonanz-Sendeantenne
JP7166752B2 (ja) 2017-11-16 2022-11-08 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
EP3594707B1 (en) * 2018-07-09 2023-06-07 Esaote S.p.A. Method for designing gradient coils for mri systems and mri system comprising such gradient coils
CN112702078A (zh) * 2020-12-28 2021-04-23 电子科技大学 八通道mr-ept相控阵射频线圈输入射频信号程控系统
CN115327458B (zh) * 2021-05-11 2026-03-27 通用电气精准医疗有限责任公司 磁共振系统以及发射装置、发射方法，预扫描方法

Family Cites Families (9)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP3115028B2 (ja) * 1991-07-17 2000-12-04 株式会社東芝 Ｒｆプローブ
DE10338075B4 (de) * 2003-08-19 2008-05-15 Siemens Ag Verfahren zur ortsaufgelösten Messung der B1-Feldverteilung bei MR-Messungen
CN101027569B (zh) * 2004-09-24 2011-03-16 皇家飞利浦电子股份有限公司 磁共振设备和方法
JP2009511106A (ja) 2005-10-07 2009-03-19 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 マルチチャネル送信磁気共鳴
US8581585B2 (en) 2008-02-12 2013-11-12 Hitachi Medical Corporation Magnetic resonance imaging apparatus, initial state creation method, optimum intensity determination method, and magnetic resonance imaging method
JP5558737B2 (ja) * 2008-06-26 2014-07-23 株式会社東芝 磁気共鳴イメージング装置
BR112012005688A2 (pt) * 2009-09-17 2017-05-30 Koninl Philips Electronics Nv método de ressonância magnetica, ressonancia magnetica de armazenamento que armazena instruções executivas atraves de um processador digital para realizar um metodo
JP5502682B2 (ja) * 2010-09-28 2014-05-28 株式会社東芝 磁気共鳴イメージング装置
DE102012212402B3 (de) * 2012-03-20 2013-10-17 Siemens Aktiengesellschaft Ermittlung einer MR-Sequenz unter Berücksichtigung der Energieverteilungsfunktion im k-Raum

Also Published As

Publication number Publication date
US9746532B2 (en) 2017-08-29
US20170315187A1 (en) 2017-11-02
US8643364B2 (en) 2014-02-04
JP2011131045A (ja) 2011-07-07
US20140055140A1 (en) 2014-02-27
US20110121829A1 (en) 2011-05-26
US9835700B2 (en) 2017-12-05

Similar Documents

Publication Publication Date Title
JP5670159B2 (ja) 磁気共鳴イメージング装置
JP4693209B2 (ja) 磁気共鳴イメージング・システムのための高速スピン・エコーの位相補正法
US9310453B2 (en) Magnetic resonance imaging apparatus
JP5523564B2 (ja) 磁気共鳴イメージング装置および送信感度分布算出方法
JP2006506154A (ja) 磁気共鳴方法及び装置
JP5575454B2 (ja) 磁気共鳴イメージング装置
US10162033B2 (en) Magnetic resonance imaging method and apparatus
US10018691B2 (en) Correction of imaging methods in a magnetic resonance device
US20180031652A1 (en) Magnetic resonance imaging apparatus and method with slice-specific adjustment of radio frequency pulses to current ambient conditions
US11698427B2 (en) Methods and systems for estimating transmit attenuation for a magnetic resonance imaging scan
US9500733B2 (en) Method and apparatus for obtaining main magnetic field information and radio pulse related information in a magnetic resonance imaging system with different flip angles
JP2014236868A (ja) 磁気共鳴イメージング装置及びその高周波磁場均一性調整方法
US6275036B1 (en) Magnetic resonance method and device
US10261159B2 (en) Method and magnetic resonance apparatus for forming RF pulses for the compensation of inhomogeneities in the edge region of the magnetic resonance scanner
US9229083B2 (en) Magnetic resonance method and system to generate an optimized MR image of an examination subject
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
CN115963439A (zh) 用于估计磁共振成像扫描的发射衰减的方法和系统
JP7076224B2 (ja) 磁気共鳴イメージング装置
US20200174088A1 (en) Mri apparatus, image processing apparatus, and mri method
JP6788510B2 (ja) 磁気共鳴イメージング装置
US20240302467A1 (en) Method and mri system for calculating at least one optimized initial b1-shim for a magnetic resonance measurement
US12392854B2 (en) Magnetic resonance image processing method and device, and computer readable storage medium
US12265144B2 (en) Method for exciting nuclear spins
US10761164B2 (en) Generating a spatially resolved magnetic resonance dataset
JP2021078949A (ja) 磁気共鳴撮像装置、及び、その制御方法

Legal Events

Date Code Title Description
RD01 Notification of change of attorney

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A7421

Effective date: 20111209

A621 Written request for application examination

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A621

Effective date: 20130930

A977 Report on retrieval

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A971007

Effective date: 20140228

A131 Notification of reasons for refusal

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A131

Effective date: 20140408

A521 Request for written amendment filed

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A523

Effective date: 20140605

TRDD Decision of grant or rejection written
A01 Written decision to grant a patent or to grant a registration (utility model)

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A01

Effective date: 20141125

A61 First payment of annual fees (during grant procedure)

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A61

Effective date: 20141217

R150 Certificate of patent or registration of utility model

Ref document number: 5670159

Country of ref document: JP

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R150

S111 Request for change of ownership or part of ownership

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R313117

R350 Written notification of registration of transfer

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R350

S533 Written request for registration of change of name

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R313533

R350 Written notification of registration of transfer

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R350