磁共振成像装置及高频磁场脉冲的调制方法

专利名称：磁共振成像装置及高频磁场脉冲的调制方法
技术领域：
本发明涉及磁共振成像装置(以下，称为MRI装置)，特别地，涉及对使用半波型的高频脉冲进行切片(slice)选择激发、以超短回波时间(UTE)来测量信号的UTE摄像适合的MRI装置。
背景技术：
在MRI装置中，在激发被检测体的原子核白旋(spin)来产生核磁共振信号时，为了选择特定的区域来进行激发，与高频磁场脉冲一并来施加切片选择倾斜磁场。作为高频磁场脉冲，通常使用以对称sine函数等的包络线(envelope)来进行了调制后的高频。对以sine函数进行了调制后的高频磁场在频率方向上进行傅立叶变换而得到的分布(profile)是矩形，从而激发由切片倾斜磁场决定的规定的矩形的区域。对于将上述对称函数作为包络线(规定的波形)的高频磁场脉冲(将其称为全RF脉冲)，有使用了其一半的波形(规定的波形的一部分波形)的高频磁场脉冲(称为半RF脉冲)的方法(专利文献I、专利文献2等)。半RF脉冲是例如将对称sine脉冲以其峰值为中心而划分为时间方向的前后时仅使用其前半部分的波形的脉冲。在专利文献I等提出的UTE摄像中，应用该半RF脉冲，省去切片倾斜磁场的聚相脉冲(refocus pulse)，并且也省去使其他TE增加的要素、即相位编码倾斜磁场以及读出倾斜磁场的失相倾斜磁场，由此能够从白旋激发起以极短时间来测量信号。这样，由于在UTE摄像中能够使TE极短，所以在现有的MRI中期待对图像化较为困难的横向弛豫时间T2较短的组织、例如骨组织等的摄像的应用。切片聚相脉冲是为了对由切片倾斜磁场分散的磁化的相位进行聚相而施加的脉冲，但是在UTE摄像中，通过按照也包含切片倾斜磁场的下降时间的方式来施加RF脉冲，能够省去切片聚相脉冲。其中，在倾斜磁场的下降时间中，由于倾斜磁场按照规定的压摆率(slew rate)进行变化，所以为了以相同切片厚度来进行激发，需要按照该切片倾斜磁场的变化来使高频磁场脉冲进行变化。不仅按照切片倾斜磁场的变化对高频磁场脉冲进行调制，还部分地延长施加时间，从而输出追随切片倾斜磁场导致的频率变化的高频磁场脉冲的技术，已知为VERSE(Variable-Rate Selective Excitation)(非专利文献I、专利文献3)，在专利文献I记载的UTE摄像中也记载了采用该技术。在追随切片倾斜磁场导致的空间频率变化的高频磁场脉冲的计算中，通常使用理想形(例如梯形)的切片倾斜磁场脉冲的响应(压摆率)，但是实际施加的切片倾斜磁场的响应并不一定是理想的切片倾斜磁场响应。对于该问题，提出有基于事先测定的倾斜磁场响应来校正被硬输出(hard output)的倾斜磁场响应从而将倾斜磁场输出为更理想的响应的技术(非专利文献3)。在先技术文献专利文献专利文献I :美国专利5025216号公报
专利文献2 :美国专利5150053号公报专利文献3 :美国专利4760336号公报非专利文献I JMRI 25 :279-289(2007)非专利文献2 JMR 78 :440-458(1988)非专利文献3 Proc. Intl. Soc. Mag. Reson. Med. 11 (2004)，p628发明的概要发明要解决的课题事先测定的倾斜磁场响应是基于基准倾斜磁场脉冲而测定出的倾斜磁场响应，严格来说，与在实际的摄像中所使用的倾斜磁场响应不同。在使用半RF脉冲的情况下，成为 在RF脉冲的高输出时间(峰值输出附近)中倾斜磁场发生变化的定时(倾斜磁场的下降时间)，所以实际的倾斜磁场响应的估计误差牵连到高频磁场脉冲的调制误差，画质显著劣化。具体来说，牵连到切片的激发特性的劣化、切片厚度的偏差、切片方向的模糊等。在UTE摄像中产生来自面外的伪影。

发明内容
本发明的课题是，使得基于实际中所使用的倾斜磁场响应的高频磁场脉冲的调制成为可能，由此改善切片激发特性的劣化，尤其提高UTE摄像中的画质。用于解决课题的手段为了解决上述问题，本发明提供一种在每次实际的测量中简便测定切片倾斜磁场响应并使用实际的倾斜磁场响应来对高频磁场脉冲进行调制的方法。本发明的MRI装置根据通过与摄像序列相同的使用了切片倾斜磁场的脉冲序列而测量出的磁共振信号来计算切片倾斜磁场响应。用于求取切片倾斜磁场响应的脉冲序列，通过在与切片倾斜磁场为同轴方向上施加读出倾斜磁场来测量磁共振信号。本发明的MRI装置具体来说，包括倾斜磁场产生部；产生高频磁场脉冲的发送部；接收来自被检测体的磁共振信号的接收部；以及基于摄像脉冲序列来控制上述倾斜磁场产生部、发送部、以及接收部的控制部；上述摄像脉冲序列包括第一测量序列和第二测量序列，上述第一测量序列使用与在上述第二测量序列中使用的切片选择倾斜磁场脉冲相同的切片选择倾斜磁场脉冲，上述控制部包括高频磁场脉冲计算部，该高频磁场脉冲计算部使用在上述第一测量序列中测量出的磁共振信号来计算由上述发送部产生的高频磁场脉冲的波形；对上述发送部进行控制，以便在所述第二测量序列中将由所述高频磁场脉冲计算部计算出的波形的高频磁场脉冲与所述切片选择倾斜磁场脉冲一并进行施加。此外，在本发明的MRI装置中，第一测量序列是在与上述切片选择倾斜磁场相同的轴上施加读出倾斜磁场脉冲来收集回波信号的序列，上述控制部计算在上述第一测量序列中测量出的磁共振信号的相位分布，在时间方向上对该相位分布进行微分，使用微分后的分布来对高频磁场脉冲进行调制。本发明的MRI装置能够适用于具备以下的摄像脉冲序列的MRI装置高频磁场脉冲在时间轴方向上非对称的脉冲，例如将在时间轴方向上对称的脉冲减半而得到的脉冲即摄像脉冲序列；以及在高频磁场脉冲的施加中倾斜磁场脉冲的强度发生变化的摄像脉冲序列，例如在倾斜磁场脉冲的下降和上升时间中均施加高频磁场脉冲的摄像脉冲序列。
本发明的高频磁场脉冲的调制方法是对MRI装置的激发用高频磁场脉冲进行调制的方法，包括施加第一高频磁场脉冲和第一切片倾斜磁场脉冲，根据通过施加与上述第一切片倾斜磁场相同的轴的读出倾斜磁场而产生的回波信号来计算相位分布的步骤；在时间轴方向上对计算出的相位分布进行微分的步骤；以及使用微分后的分布来对同与上述第一切片倾斜磁场脉冲相同的第二切片倾斜磁场脉冲一并所施加的第二高频磁场脉冲进行调制的步骤。发明效果根据本发明的MRI装置，由于在紧挨摄像之前测定实际的倾斜磁场响应，使用该测量数据来对高频磁场脉冲进行调制，所以能够得到不存在伴随倾斜磁场响应的估计误差的切片激发特性的劣化的图像。特别地，在使用了半RF脉冲的UTE摄像中，能够得到没有伪影的良好的画质。


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图I是表示适用本发明的MRI装置的整体概要的图。图2是表示本发明的第一实施方式的摄像过程的图。图3是表示本发明的MRI装置所具备的脉冲序列的一例的图。图4是表示倾斜磁场响应的计算步骤的图。图5是表示在时间方向上对事先测量的回波信号进行微分后的结果的一例的图。图6是表示高频磁场脉冲形状的计算步骤的图。图7(a) (C)是说明图6的步骤中尺度变换(rescale)的概念的图。图8(a)是表示根据事先测量的数据而计算出的倾斜磁场的形状的图，(b)是表示所计算出的高频磁场脉冲的调制结果的图。图9是表示本发明的第二实施方式的摄像过程的图。
具体实施例方式以下，说明本发明的实施方式。图I表示适用本发明的MRI装置的整体构成图。MRI装置，如图I所示，主要包括静磁场产生系统11，其在被检测体10的周围产生均匀的静磁场；倾斜磁场产生系统12，其给出与静磁场正交的3轴方向(X，y, z)的磁场梯度；高频磁场产生系统13，其对被检测体10施加RF脉冲；接收系统14，其检测从被检测体10产生的磁共振信号(MR信号)；重构运算部15，其使用由接收系统14接收到的MR信号来重构被检测体的断层图像和频谱等；以及控制系统16，其对倾斜磁场产生系统12、高频磁场产生系统13、以及接收系统14的动作进行控制。静磁场产生系统11虽然未图示，但是配置有永久磁铁和超导磁铁等磁铁，并使被检测体放置于磁铁的孔内。倾斜磁场产生系统12由3轴方向的倾斜磁场线圈121、驱动这些倾斜磁场线圈121的倾斜磁场电源122构成。高频磁场产生系统13由以下构成高频振荡器131 ;对由闻频振荡器131广生的闻频/[目号进行调制的调制器132 ;对调制后的闻频/[目号进行放大的高频放大器133 ;以及接受来自高频放大器133的高频信号并将高频磁场脉冲照射到被检测体10的照射线圈134。
RF脉冲的频率以及波形(包络线)分别由高频振荡器131的频率以及来自调制器132的调制信号来确定，通过控制系统16的控制来变更来自调制器132的调制信号，由此能够输出希望的波形的RF脉冲。接收系统14由以下构成检测来自被检测体10的MR信号的接收线圈141 ;接收由接收线圈141检测到的信号的接收电路142 ;以及以规定的采样频率将由接收电路142接收到的模拟信号变换为数字信号的A/D变换器143。从A/D变换器143输出的数字信号在重构运算部15中实施修正计算、傅立叶变换等运算，对图像进行重构。重构运算部15中的处理结果显示在显示器17中。控制系统16对上述装置整体的动作进行控制，特别地，为了以根据摄像方法而确定的规定的定时来控制倾斜磁场产生系统12、高频磁场产生系统13、以及接收系统14的动作，控制系统16包括定序器(sequencer) 18、和用于存储控制所需的参数等的存储部(未图示)等。控制系统16还进行用于决定后述的RF脉冲的波形的运算和脉冲序列的创建，并经由定序器18将结果交付给调制器132等的发送系统13以及倾斜磁场产生系统12。由定序 器18控制的各磁场脉冲产生的定时称为脉冲序列，将各种脉冲序列预先保存在存储部中，通过读出并执行希望的脉冲序列来进行摄像。在本发明的MRI装置中，作为脉冲序列，具备后述的UTE摄像的脉冲序列。控制系统16以及重构运算部15具备用于由用户来设定这些内部处理所需的条件等的用户接口。通过该用户接口来进行摄像方法的选择和脉冲序列的执行所需的参数的设定。本发明的MRI装置，在上述构成中，具有按照与UTE摄像等的切片倾斜磁场脉冲进行对应的方式来控制在该切片倾斜磁场脉冲发生变化的期间所施加的RF脉冲的特征。以下，将RF脉冲的控制方法作为主要着眼点，来说明本发明的MRI装置的动作的实施方式。<第一实施方式>图2表示本实施方式的动作过程，图3表示本实施方式的脉冲序列图。如图2所示，本实施方式的摄像由用于测定倾斜磁场脉冲的事先测量100、和使用了根据事先测量的结果而决定的RF脉冲形状的主测量200构成。事先测量100是用于计算在与主测量200中所使用的切片倾斜磁场相同的条件下所施加的切片倾斜磁场的输出的测量，由图3所示的事先测量脉冲序列310的执行步骤110和紧接其后的倾斜磁场输出(实际的倾斜磁场的响应)的计算步骤120构成。主测量200在本实施方式中是基于UTE摄像序列的测量，由以下步骤构成使用了在事先测量100中所计算出的倾斜磁场响应的RF脉冲的计算步骤210 ;使用了在计算步骤210中所计算出的RF脉冲的摄像脉冲序列320的创建步骤220 ;以及所创建的摄像序列320的执行步骤230。摄像脉冲序列320是公知的UTE摄像序列。简单地说，如图3的右侧所示，将半RF脉冲321与切片倾斜磁场脉冲322 —并进行施加，并施加2轴方向的读出倾斜磁场324、325，同时进行信号测量326。UTE摄像使用半RF脉冲，并且从读出倾斜磁场324、325的上升时刻起开始信号测量326，将用于失相的倾斜磁场设为不需要，由此能够进行极短的TE的信号测量。按照使与半RF脉冲321同时施加的切片倾斜磁场脉冲323的极性不同的方式来重复上述测量326，得到一对信号。以半RF脉冲导致的激发所得到的回波，在考虑了 k空间的切片轴时，是从其原点起的单侧的测量数据，但是通过对在使切片倾斜磁场的极性不同的两次测量中得到的信号进行复数相加，能够得到与使用了全RF脉冲时等价的信号。改变读出倾斜磁场的强度来重复这一对的测量，由此能够得到2维的图像重构所需的数据。根据这样的主摄像脉冲序列，以下说明图2所示的各步骤的详细情况。《步骤110》执行事先测量脉冲序列310。在事先测量脉冲序列310中，如图3的左侧所示，施加与主摄像脉冲序列320的切片倾斜磁场322相同的切片倾斜磁场312，同时施加半RF脉冲311，其后，在与切片倾斜磁场相同的轴上施加读出倾斜磁场314、315，进行回波信号测 量317。接着，施加与主摄像脉冲序列320的切片倾斜磁场323相同的切片倾斜磁场313，同时进行同样的测量319，得到回波信号。该事先测量脉冲序列310特征是在与切片倾斜磁场312、313的同轴方向上施加读出倾斜磁场314、315，由此能够根据回波信号来计算切片倾斜磁场响应的信息。另外，在图3的事先测量中，虽然与在主测量320中使用的正负一对的切片倾斜磁场对应地进行了使切片倾斜磁场312、313的极性不同的两次的测量，但是也能够进行使用了一方的极性的倾斜磁场脉冲的测量，并根据该结果来估计(使符号反转)另一方的极性的倾斜磁场脉冲响应。《步骤120》使用在步骤110中得到一对回波信号，计算倾斜磁场脉冲312、313。图4示出本步骤120的详细情况。首先，针对在两次测量中所得到的信号(复数信号)中的每一个，求取信号的相位分布(步骤121)。相位能够通过计算复数信号的实部和虚部的切线来算出，以下，如说明那样，与实际所施加的切片倾斜磁场的积分值成正比。另外，将针对所有的样本点所计算出的相位的整体称为相位分布。能够将通过在切片倾斜磁场的轴上施加读出倾斜磁场而测量出的信号的横向磁化采用下面式子(I)来表示。[数I]
M:J·,· Μ. { “'j)-e …卜...^ (ι)这里，X是切片方向的位置，M0是初始磁化，rf (t)是高频磁场脉冲，G(S)是切片方向的倾斜磁场脉冲，表75时间轴S方向的倾斜磁场强度。通过事先测量而计算的回波信号m(t)如式子(2)所示，由式子(I)的积分记号之中的式子表示。[数2]
mi t) 二 rj s:/) ■ e '''' J''' ‘: η ^: Ii )并且，取得的回波信号的相位0 (t)由式子(3)表示。[数3]
Φ (t) = _i · Y · X / G (s) ds(3)S卩，在步骤121中，求取式子(3)的左边，这与对G(S)积分后的结果成正比。接着，在时间轴(t)方向上对在步骤121中求出的测量信号的相位分布进行微分(步骤122)。对相位分布进行了微分的结果如式子(4)所示，与倾斜磁场脉冲成正比。另夕卜，在式子⑷中，与相位的时间轴t相匹配，将G(S)标记为G(t)。[数4]
权利要求
1.一种磁共振成像装置，包括 倾斜磁场产生部； 产生高频磁场脉冲的发送部； 接收来自被检测体的磁共振信号的接收部；以及 基于摄像脉冲序列来控制所述倾斜磁场产生部、发送部、以及接收部的控制部， 所述摄像脉冲序列包括第一测量序列和第二测量序列，所述第一测量序列使用与在所述第二测量序列中使用的切片选择倾斜磁场脉冲相同的切片选择倾斜磁场脉冲， 所述控制部包括高频磁场脉冲计算部，该高频磁场脉冲计算部使用在所述第一测量序列中测量出的磁共振信号来计算由所述发送部产生的高频磁场脉冲的波形，所述控制部对所述发送部进行控制，以便在所述第二测量序列中将由所述高频磁场脉冲计算部计算出的波形的高频磁场脉冲与所述切片选择倾斜磁场脉冲一并进行施加。
2.根据权利要求I所述的磁共振成像装置，其特征在于， 所述第一测量序列是通过在与所述切片选择倾斜磁场相同的轴上施加读出倾斜磁场脉冲来收集回波信号的序列。
3.根据权利要求2所述的磁共振成像装置，其特征在于， 所述控制部计算在所述第一测量序列中测量出的磁共振信号的相位分布，在时间方向上对该相位分布进行微分，使用微分后的分布来对高频磁场脉冲进行调制。
4.根据权利要求I所述的磁共振成像装置，其特征在于， 在所述第一以及第二测量序列中使用的切片选择倾斜磁场是在所述高频磁场脉冲的施加中强度发生变化的切片选择倾斜磁场。
5.根据权利要求4所述的磁共振成像装置，其特征在于， 在所述第一以及第二测量序列中使用的切片选择倾斜磁场具有大致梯形的分布，该大致梯形的分布具有上升时间以及下降时间， 所述控制部在包含该切片选择倾斜磁场的上升时间以及/或者下降时间在内的切片选择倾斜磁场施加中施加所述高频磁场脉冲。
6.根据权利要求I所述的磁共振成像装置，其特征在于， 所述第一以及第二测量序列的高频磁场脉冲是时间轴方向的形状为非对称形状的高频磁场脉冲。
7.根据权利要求6所述的磁共振成像装置，其特征在于， 所述第一以及第二测量序列的高频磁场脉冲是将相对于时间轴方向的一点呈对称的高频磁场脉冲变为一半而得到的非对称高频磁场脉冲。
8.根据权利要求I所述的磁共振成像装置，其特征在于， 所述摄像脉冲序列包含切片选择倾斜磁场的施加条件不同的多个第二测量序列， 每次在所述第二测量序列的切片选择倾斜磁场的施加条件被变更时，所述控制部先于变更来进行所述第一测量序列的执行和高频磁场脉冲的波形的计算。
9.根据权利要求3所述的磁共振成像装置，其特征在于， 所述控制部将作为基础的高频磁场脉冲与所述相位分布的时间轴相匹配地进行尺度变换。
10.一种对磁共振成像装置的激发用高频磁场脉冲进行调制的方法，包括施加第一高频磁场脉冲和第一切片倾斜磁场脉冲，根据通过施加与所述第一切片倾斜磁场脉冲相同的轴的读出倾斜磁场而产生的回波信号来计算相位分布的步骤； 在时间轴方向上对计算出的相位分布进行微分的步骤；以及 使用微分后的分布来对和与所述第一切片倾斜磁场脉冲相同的第二切片倾斜磁场脉冲一并施加的第二高频磁场脉冲进行调制的步骤。
11.根据权利要求10所述的高频磁场脉冲的调制方法，其特征在于， 所述进行调制的步骤包括将作为基础的高频磁场脉冲与所述相位分布的时间轴相匹配地进行尺度变换的步骤。
12.根据权利要求10所述的高频磁场脉冲的调制方法，其特征在于， 所述第一以及第二切片倾斜磁场脉冲是在高频磁场脉冲施加中强度发生变化的脉冲。
13.根据权利要求10所述的高频磁场脉冲的调制方法，其特征在于， 所述第一以及第二高频磁场脉冲是将相对于时间轴方向的一点呈对称的高频磁场脉冲变为一半而得到的非对称高频磁场脉冲。
全文摘要
使基于实际中所使用的倾斜磁场响应的高频磁场脉冲的调制成为可能，由此改善切片激发特性的劣化。为此，执行包含第一测量序列和第二测量序列在内的摄像脉冲序列。第一测量序列使用与在第二测量序列中使用的切片选择倾斜磁场脉冲相同的切片选择倾斜磁场脉冲。对在第一测量序列中测量出的磁共振信号的相位进行微分，使用其结果来计算高频磁场脉冲的波形。在第二测量序列中，将所计算出的波形的高频磁场脉冲与切片选择倾斜磁场脉冲一并进行施加，测量图像用磁共振信号。
文档编号A61B5/055GK102905617SQ20118002539
公开日2013年1月30日 申请日期2011年5月11日 优先权日2010年5月28日
发明者阿部贵之 申请人:株式会社日立医疗器械