磁共振摄像装置、高频磁场照射方法以及程序的制作方法
【专利摘要】本发明的磁共振摄像装置在将摄像时间的延长抑制为最小限的同时，使任意轴方向、任意位置的摄像截面的因RF匀场造成的B1不均匀的降低效果最大。只测量预先确定的一个方向的数个B1分布，根据该B1分布数据，针对任意方向、任意位置的摄像截面，分别计算使B1不均匀降低效果最大的高频磁场条件。例如，在AX方向上只测量数个B1分布的基础上，根据基于与摄像截面接近的2个B1分布计算出的高频磁场条件进行内插，从而求出对AX方向的任意位置的摄像截面最优的高频磁场条件，只提取B1分布中的与摄像截面的交叉区域内的B1值，使用它来求出对SAG、COR方向的任意位置的摄像截面最优的高频磁场条件。
【专利说明】磁共振摄像装置、高频磁场照射方法以及程序
【技术领域】
[0001]本发明涉及一种磁共振摄像(MR1:Magnetic Resonace Imaging)装置(以下称为MRI装置)，特别涉及一种引起磁共振现象的旋转磁场的空间分布的调整技术。
【背景技术】
[0002]MRI装置是一种使横切了检查对象的任意截面内的原子核产生磁共振，根据产生的磁共振信号得到该截面内的断层像的医用图像诊断装置。向检查对象发送作为电磁波的一种的无线电波(Radio Frequency wave,以下称为高频或RF),激励检查对象内的原子核的自旋，并且在其后接收由于核自旋而产生的核磁共振信号，对检查对象进行图像化。通过RF发送用线圈进行发送，通过RF接收用线圈进行接收。
[0003]近年来,为了提高图像的SNR (信噪比:Signal to Noise ratio),在提高静磁场强度的方向上，开始普及静磁场强度为3T (特斯拉)以上的高磁场MRI装置(3T MRI装置)。但是，静磁场强度越大，则摄像图像越是容易产生模糊。这是因为伴随着高磁场化，为了引起磁共振现象而使用的RF的频率变高。例如，在MRI装置中使用了频率128MHz的RF，但该RF在生物体内的波长为与腹部截面大致相同范围的30cm左右，在生物体内RF的相位产生变化。因此，照射RF分布、以及通过该RF生成并引起磁共振现象的旋转磁场(以下为B1)的空间分布不均匀，产生图像模糊。根据这样的现状，在通过高磁场MRI装置进行的RF照射中，为了提高画质，需要一种降低旋转磁场B1的分布不均匀的技术。
[0004]作为降低B1分布的不均匀的方法，提出了致力于RF照射方法的若干个方法。其中，近年来出现了“R F匀场”这样的方法并受到关注。该方法为，使用具有多个信道的RF发送用线圈，控制赋予给各信道的RF的相位和振幅，降低摄像区域的B1不均匀。
[0005]在RF匀场中，一般预先在主摄像之前测量各信道的B1分布，使用该B1分布计算降低B1不均匀的RF的振幅和相位(例如参照专利文献1、非专利文献I)。另外，有一种技术，即设定关注区域(R0I)，将RF的振幅和相位的至少一方作为摄像条件进行成像，使得降低ROI内的B1不均匀(例如参照专利文献2)。在专利文献2所记载的技术中，在设定了多个ROI的情况下，取得降低多个ROI之间的数据的偏差那样的RF的振幅和相位的至少一方。由此，解决了根据每个被检测体的特征而B1不均匀性的影响不同的问题。
[0006]现有技术文献
[0007]专利文献
[0008]专利文献1:美国专利第7078901号说明书
[0009]专利文献2:日本特开2010-29640号公报
[0010]非专利文献
[0011]非专利文献I:Nistler J 以及其他著作，“Homogeneity Improvement Using A 2Port Birdcage Coil，，Proceedings of International Society of Magnetic Resonancein Medicine2007p.1063
【发明内容】
[0012]发明要解决的问题
[0013]根据专利文献I和非专利文献1，通过预先测量摄像截面的B1分布来计算降低B1不均匀的RF脉冲的振幅和相位。但是，在实际的图像摄像时，取得与各种轴垂直的方向(以下称为轴方向)的各个位置的截面的多个图像。轴方向一般有轴向(以下称为AX)、径向(以下称为SAG)、切向(以下称为C0R)的3个方向，进而还有从这些方向只倾斜了某角度的轴方向(斜向)。另外，截面数大多为每个方向几个~几十个。
[0014]因此，在使用专利文献I和非专利文献I的技术的情况下，为了使所有摄像截面的B1不均匀降低效果为最大，需要针对所有摄像截面分别测量B1分布，分别计算最优的RF的振幅和相位，这要花费很多时间。因此，总摄像时间延长。另一方面，如果只测量预定的摄像截面的B1分布，并将计算出的一个RF的振幅和相位的值也应用于其他所有的截面，则有时会在其他截面中无法充分得到B1不均匀降低效果。
[0015]在专利文献2所记载的技术中，为了测量所有的摄像截面的B1分布，也花费很多时间，总摄像时间延长。
[0016]本发明就是鉴于上述情况而提出的，提供以下一种技术，即在将摄像时间的延长抑制为最小限的同时，使任意轴方向、任意位置的摄像截面的因RF匀场造成的B1不均匀的降低效果最大。
[0017]解决问题的方案
[0018]本发明使用预定轴方向的预定数的截面的B1分布、使B1不均匀降低效果最大的RF的振幅和相位，计算使任意的摄像截面的B1不均匀降低效果最大的RF的振幅和相位。
[0019]以下表示本发明的代表性的一个例子。即，本发明提供一种磁共振摄像装置，其特征在于，具备:静磁场形成部，其形成静磁场；倾斜磁场施加部，其施加倾斜磁场；高频磁场发送部，其具有向被检测体分别发送不同的高频磁场的多个信道；信号接收部，其从上述被检测体接收所产生的核磁共振信号；分布计算部，其根据在从上述高频磁场发送部向上述被检测体发送了上述高频磁场后由上述信号接收部接收到的核磁共振信号，计算与第一轴垂直的第一分布测量截面的高频磁场分布即第一高频磁场分布；条件计算部，其根据上述第一高频磁场分布，计算成为摄像对象的任意摄像截面的摄像条件中的从上述多个信道分别照射的高频磁场的相位和振幅的至少一方作为高频磁场条件。
[0020]另外，提供一种摄像条件决定方法，其降低磁共振摄像装置的高频磁场的不均匀，该磁共振摄像装置具备:高频磁场发送部，其具有向被检测体分别发送不同的高频磁场的多个信道；信号接收部，其从上述被检测体接收所产生的核磁共振信号，该摄像条件决定方法的特征在于，具备:根据在从上述高频磁场照射部向上述被检测体发送了上述高频磁场后由上述信号接收部检测出的核磁共振信号，计算与第一轴垂直的第一分布测量截面的高频磁场分布即第一高频磁场分布的分布计算步骤；根据上述第一高频磁场分布，计算成为摄像对象的任意摄像截面的摄像条件中的从上述多个信道分别照射的高频磁场的相位和振幅的至少一方作为高频磁场条件的条件计算步骤。
[0021]发明效果
[0022]根据本发明，能够在将摄像时间的延长抑制为最小限的同时，能够在任意轴方向、任意位置的摄像截面的全部中将因RF匀场造成的B1不均匀的降低效果设为最大。【专利附图】
【附图说明】
[0023]图1是表示第一实施方式的MRI装置的结构的结构图。
[0024]图2是用于说明第一实施方式的发送线圈、体模以及旋转磁场的说明图。
[0025]图3 (A)是表示体模内的AX截面中的旋转磁场B1分布的模拟结果的说明图，图3(B)是表示体模内的SAG截面中的旋转磁场B1分布的模拟结果的说明图，图3 (C)是表示体模内的COR截面中的旋转磁场B1分布的模拟结果的说明图。
[0026]图4是用于说明摄像截面的说明图。
[0027]图5 (A)是用于说明主摄像时的摄像截面是多个AX截面的情况下的截面位置的说明图，图5 (B)是用于说明主摄像时的摄像截面是多个SAG截面的情况下的截面位置的说明图，图5 (C)是用于说明主摄像时的摄像截面是多个COR截面的情况下的截面位置的说明图。
[0028]图6是第一实施方式的计算部的功能框图。
[0029]图7是用于说明第一实施方式的摄像区域和B1分布测量截面的说明图。
[0030]图8是用于说明第一实施方式的计算摄像截面的最优的高频磁场条件的方法的说明图，图8 (A)是摄像截面是AX截面的情况，图8 (B)是摄像截面是SAG截面的情况，图8 (C)是摄像截面是COR截面的情况。
[0031]图9是第一实施方式的摄像处理的流程图。
[0032]图10 (A)是在骨盆区域的COR图像上表示所设定的各AX截面位置和SAG截面位置，说明第一实施方式的具体例子的说明图，图10 (B)是在骨盆区域的AX图像上表示SAG、COR的各方向的交叉区域，说明第一实施方式的具体例子的说明图。
[0033]图11 (A)是摄像截面是骨盆区域的AX截面的情况下的B1均匀度指标的图表，图11 (B)是摄像截面是骨盆区域的SAG截面的情况下的B1均匀度指标的图表，图11 (C)是摄像截面是骨盆区域的COR截面的情况下的B1均匀度指标的图表。
[0034]图12是在颈椎区域的COR图像上表示AX、SAG的各方向的截面位置，说明第一实施方式的具体例子的说明图。
[0035]图13 (A)是摄像截面是颈椎区域的AX截面的情况下的B1均匀度指标的图表，图13 (B)是摄像截面是颈椎区域的SAG截面的情况下的B1均匀度指标的图表，图13 (C)是摄像截面是颈椎区域的COR截面的情况下的B1均匀度指标的图表。
[0036]图14是用于说明第一实施方式的摄像截面是斜向截面的情况下的RF匀场的方法的说明图。
[0037]图15是在骨盆区域的AX图像上表示SAG、COR的各方向的区域，说明第一实施方式的变形例子的说明图。
[0038]图16是第二实施方式的计算机的功能框图。
[0039]图17是第二实施方式的摄像处理的流程图。
[0040]图18是第三实施方式的计算机的功能框图。
[0041]图19是第三实施方式的摄像处理的流程图。
【具体实施方式】[0042]首先，说明本发明的概要。本发明如上述那样根据预定轴方向的规定数的截面的B1分布，计算使任意的摄像截面的B1不均匀降低效果为最大的RF的振幅和相位。
[0043]具体地说，测量与预先确定的一个轴垂直的多个不同的截面的B1分布(以下也称为高频磁分布)。另外，使用该B1分布，计算在摄像任意的摄像截面时用作摄像条件的高频磁场(RF)的振幅和相位的至少一方。计算出的RF的振幅和相位使该摄像截面的B1分布不均匀降低效果为最大。
[0044]以下，在本说明书中，将测量B1分布的截面称为分布测量截面，将与分布测量截面垂直的轴称为分布测量轴。另外，将作为摄像条件而计算出的RF的振幅和相位的至少一方称为高频磁场条件。另外，将使B1分布不均匀降低效果为最大的高频磁场条件称为最优高频磁场条件。进而，将与预定的轴垂直的截面称为该轴方向的截面。
[0045]通过对根据多个分布测量截面的B1分布计算出的各分布测量截面的最优的高频磁场条件进行内插，计算该B1分布测量轴方向的任意位置的摄像截面的最优的高频磁场条件。[0046]另外，从各分布测量截面的B1分布中提取包含分布测量截面和摄像截面的交线的区域(以下称为交叉区域)的B1值，计算与B1分布测量轴不同的轴方向的、任意位置的摄像截面的最优的高频磁场条件，使得这些值的偏差最小。
[0047]此外，分布测量截面也可以是一个。在该情况下，对B1分布测量轴方向的任意位置的摄像截面的最优的高频磁场条件，直接使用根据该I个分布测量截面的B1分布得到的高频磁场条件。另外，从该B1分布提取交叉区域的B1值，根据该值计算与B1分布测量轴不同的轴方向的任意位置的摄像截面的最优的高频磁场条件。
[0048]?第一实施方式>>
[0049]以下，说明本发明的第一实施方式。首先，说明本实施方式的MRI装置的整体结构。图1是本实施方式的MRI装置100的框图。如该图所示那样，本实施方式的MRI装置100具备产生静磁场的磁铁101、产生倾斜磁场的线圈102、调整静磁场均匀度的匀场线圈
112、时序产生器104、照射(发送)高频磁场(RF)的RF发送用线圈(发送线圈)114、检测(接收)从被检测体103产生的核磁共振信号的RF接收用线圈(接收线圈)115、载置被检测体103的工作台107、倾斜磁场电源105、高频磁场产生器106、接收器108、匀场电源113、计算机 109。
[0050]倾斜磁场线圈102和匀场线圈112分别与倾斜磁场电源105和匀场电源113连接。另外，发送线圈114和接收线圈115分别与高频磁场产生器106和接收器108连接。时序产生器114向倾斜磁场电源105和匀场电源113、以及高频磁场产生器106发送指令，分别使得产生倾斜磁场和RF。RF通过发送线圈114照射(发送)到被检测体103。通过照射(发送)RF而从被检测体103产生的核磁共振信号被接收线圈115检测(接收)，在接收器108中进行检波。由计算机109经由时序产生器104设置成为接收器108中的检波的基准的磁共振频率。检波的信号通过A/D变换电路发送到计算机109，在此进行图像重构等信号处理。其结果是显示在与计算机109连接的显示器110上。根据需要，将检波的信号和测定条件保存在与计算机109连接的存储装置111中。时序产生器104通常进行控制使得各装置以预先编程的定时、强度进行动作。
[0051]磁铁101、匀场线圈112、匀场电源113构成形成静磁场空间的静磁场形成部。倾斜磁场线圈102和倾斜磁场电源105构成向静磁场空间施加倾斜磁场的倾斜磁场施加部。另外，发送线圈114和高频磁场产生器106构成向被检测体103照射(发送)RF的高频磁场发送部。接收线圈115和接收器108构成检测(接收)从被检测体103产生的核磁共振信号的信号接收部。
[0052]接着，使用图2和图3简单说明降低B1不均匀的RF匀场。首先，说明在从发送线圈114向模拟被检测体103所得的体模202照射RF时在体模202内生成的旋转磁场(B1)的状况。
[0053]图2是发送线圈114和体模202的示意图。图3 (A)、图3 (B)以及图3 (C)分别是通过电磁场模拟计算出的体模202内的B1分布的一个例子。图3 (A)是分别表示体模内的AX截面中的旋转磁场B1分布的模拟结果，图3 (B)是表示体模内的SAG截面中的旋转磁场B1分布的模拟结果，图3 (C)是表不体模内的COR截面中的旋转磁场B1分布的模拟结果。此外，对图3 (A)、图3 (B)以及图3 (C)内的B1强度进行标准化使得体模202内的最大B1强度为I。另外，在图3 (B)以及图3 (C)中，在z轴方向上表示300mm的范围内的B1分布。在此，使用将静磁场方向作为z的坐标系。
[0054]在本模拟中使用的体模202具有长方体形状，其X、y、z轴方向的尺寸分别为350mm、200mm、600mm。这是设想生物体的腹部截面而决定的尺寸。另外，体模202的物性值是导电率为0.6S/m，相对介电常数为60。这是在设想了生物体的各物性值的基础上决定的。
[0055]作为用于向该体模202赋予磁通的发送线圈114,使用了 24横档(rung)的笼式线圈。该笼式线圈(发送线圈114)具有直径为615mm、z轴方向的横档长度为500mm的圆筒形状，配置为中心轴与z轴平行。设想3T MRI装置，将从笼式线圈(发送线圈114)照射(发送)的RF的频率设为128MHz。另外，笼式线圈(发送线圈114)具有以下构造，即在2个位置具有供电点201，能够进行2个信道的RF发送。将各信道分别称为信道I (chi)、信道2(ch2)。此外，供电点201和信道的个数可以是多个，并不限于2个。以下，在本实施方式中，举例说明发送线圈114为2个信道的情况。
[0056]此外，在笼式线圈(发送线圈114)的外侧，设置直径655mm、z轴方向的尺寸为900mm的圆筒屏蔽(未图不)，进行电磁场模拟。
[0057]通过向各供电点201供电sine波形的电压，生成正交的2个磁通。具体地说，如果将Al、Φ1设为向信道I供给的电压的振幅和相位，将A2、Φ2设为向信道2供给的电压的振幅和相位，将B_chl设为通过信道I生成的磁通，将B_ch2设为通过信道2生成的磁通，则通过向各供电点供电Alsin ( ω t+ΦΙ)和A2sin ( ω t+Φ 2)的电压,来生成磁通B_chl和 B_ch2。
[0058]这时，用以下的公式(I)表示所生成的旋转磁场B1。
[0059]B1= (B_chl+iXB_ch2)/2......(I)
[0060]在现有的MRI 装置中，为了最高效地生成该B1，将B_chl和B_ch2之间的振幅比(A2/A1)设定为I,将相位差(Φ2-Φ I)设定为/2 ο这在被称为QD (Quadrature Drive)的RF照射方法中是标准的设定。
[0061]图3 (A)是这样设定了振幅比和相位差的情况下(QD照射时)的AX截面的B1分布。在该情况下，在体模202内，可以看到B1强度有很大偏差而变得不均匀。这是当前在高磁场MRI装置中成为课题的B1不均匀。
[0062]在RF匀场中，为了降低该B1不均匀，对向信道I (chi)和信道2 (ch2)分别供给的电压的振幅(A1、A2)和相位(Φ 1、Φ2)、即从各信道发送的RF的振幅和相位进行调整。
[0063]接着，说明摄像截面。图4是用于说明在被检测体103为人的情况下摄像预定的一个截面的情况下的摄像截面的图。此外，在该图中，表示摄像人骨盆区域402的轴向(AX)截面401的例子。以下，在本说明书中，列举被检测体103为人的情况的例子，设z轴方向为轴向(AX)方向、与z轴垂直的截面(z轴方向的截面)为AX截面、X轴方向为径向(SAG)方向、与X轴垂直的截面(X轴方向的截面)为SAG截面、y轴方向为切向(C0R)方向、与y轴垂直的截面(y轴方向的截面)为COR截面。
[0064]如该图所示，在摄像预定的一个截面的情况下，首先测量该摄像截面401内的骨盆区域402的B1分布，得到B1分布。然后，根据所得到的B1分布，决定最适合于该摄像截面401的RF的振幅和相位。然后，将其设定为摄像条件。由此，能够使B1不均匀降低效果为最大。[0065]但是，实际的摄像时(图像主摄像时)的摄像截面不限于一个截面。在各种轴方向上进行多个截面的摄像。图5 (A)是摄像多个AX截面411的情况的摄像截面的例子，图5
(B)是摄像多个SAG截面412的情况的摄像截面的例子，图5 (C)是摄像多个COR截面413的情况的摄像截面的例子。
[0066]这样在各个方向上摄像多个摄像截面的情况下，如果如上述那样，测量全部摄像截面的B1分布，对每个摄像截面分别计算最优的RF的振幅和相位，则能够使各摄像截面的B1不均匀降低效果为最大，但摄像时间延长。
[0067]在本实施方式中，为了避免该总摄像时间的延长，测量B1分布的截面与摄像截面的个数、方向无关而设为预先确定的方向的预先确定的个数。另外，根据该测量出的截面的B1分布，通过计算决定各摄像截面的最优的高频磁场条件。以下，在本实施方式中，列举作为最优的高频磁场条件设为从各信道发送的RF的最优的振幅和相位的情况为例子进行说明。
[0068]图6是实现它的本实施方式的计算机109的功能框图。如该图所示，本实施方式的计算机109具备摄像位置设定部310、静磁场匀场部320、RF匀场部330、图像主摄像部340。通过由计算机109所具备的CPU将预先存储在存储装置111中的程序装载到存储器中而执行，从而实现计算机109的各功能。
[0069]摄像位置设定部310在进行主摄像之前实施选取扫描等，进行摄像截面的定位，决定定位相关的各参数。定位相关的参数例如是主摄像图像的轴方向、个数、位置等。例如另外，将所决定的各参数设定为用于图像主摄像的摄像条件。将摄像位置设定部310所进行的处理称为摄像位置设定处理。
[0070]静磁场匀场部320测量静磁场分布，进行静磁场匀场处理，即决定静磁场均匀度调整相关的各参数，使得静磁场尽量均匀。另外，将所决定的各参数设定为用于图像主摄像的摄像条件。将静磁场匀场部320所进行的处理称为静磁场匀场处理。在摄像能够得到充分的静磁场均匀度的情况下，也可以不进行静磁场匀场处理。在不进行静磁场匀场处理的情况下，也可以不具备静磁场匀场部320。以下，在本实施方式中，举例说明不进行静磁场匀场处理的情况。[0071]RF匀场部330对每个摄像截面决定RF匀场相关的参数(高频磁场条件)。在本实施方式中，针对每个摄像截面，计算从各信道发送的最优的RF的振幅和相位作为高频磁场条件。另外，将计算出的高频磁场条件设定为用于图像主摄像的摄像条件。将RF匀场部330的处理称为RF匀场处理。将在后面详细说明本实施方式的RF匀场处理。
[0072]图像主摄像部340根据对摄像位置设定部310、静磁场匀场部320、RF匀场部330设定的摄像条件，实施主摄像。
[0073]以下，说明本实施方式的RF匀场部330的RF匀场处理。本实施方式的RF匀场部330具备:分布计算部331，其根据核磁共振信号，计算与预先确定的分布测量轴垂直的分布测量截面的B1分布(高频磁场分布);条件计算部332，其使用所得到的B1分布，计算任意的摄像截面的高频磁场条件；条件设定部333，其将所得到的高频磁场条件设定为用于图像主摄像的摄像条件。在此，将作为高频磁场条件计算出的对摄像截面最优的RF振幅和相位的值设定为时序产生器104内的RF脉冲的参数值。在本实施方式中，设定为向发送线圈114的各信道的供电点201发送所计算出的振幅和相位的电压。
[0074]另外，条件计算部332具备:分布提取部334，其从分布测量截面的B1分布中提取包含摄像截面和分布测量截面的交线的区域(以下称为交叉区域)的B1分布(B1值)。交叉区域为在与测量轴方向和摄像截面垂直的方向上具有预定宽度的区域。
[0075]以下，使用具体例子说明分布计算部331和条件计算部332的处理的详细。
[0076]首先，说明分布计算部331的处理的详细。分布计算部331进行用于得到摄像区域内的B1分布的测量，根据测量结果计算预先确定的分布测量截面的每个信道的B1分布。通过执行预先确定的时序，测量摄像区域内的B1分布。另外，理想的是将分布测量截面的测量轴设定为B1分布的 变化小的方向。或者，理想的是设为被检测体的形状变化最少的方向。
[0077]例如，在被检测体103是人，使用图2所示的笼式线圈作为发送线圈114的情况下，理想的是分布测量截面为AX截面，测量轴为z轴方向。这基于以下的理由。
[0078]如果考虑到图2所示的形状的笼式线圈的直线状地在z轴方向上延伸的横档的各个电流分布，则z轴方向的电流变化小并大致相同。由此，可以认为在这样的形状的笼式线圈中，在Z轴方向上生成的磁场的分布也大致相同，z轴方向的B1的变化也小。
[0079]根据图3 (B)、图3 (C)所示的SAG截面(yz平面)和COR截面(xz平面)中的B1分布，可知与z轴方向对应的B1的变化比较小。另一方面，如图3 (A)所示，在AX截面(xy平面)内，B1分布有很大变化。由此，如果考虑摄像区域的B1的三维分布，则与X和y轴方向的B1变化相比，可以说z轴方向的B1变化小。
[0080]此外，B1分布还很大地依存于摄像截面的形状，但在与z轴方向对应的摄像截面的形状变化小的情况下，在z坐标不同的多个AX截面中，表示出大致相同的B1分布。例如，在摄像对象是骨盆区域、上腹部区域的情况下，与z轴方向对应的截面形状的变化比较小，因此任意的z坐标的B1分布都表示出比较相同的倾向。
[0081]根据以上的理由，例如在被检测体103是人，使用图2所示的笼式线圈作为发送线圈114的情况下，理想的是z轴方向(与AX截面垂直的方向)是B1分布的变化最小的方向，并且是被检测体103的形状变化最少的方向，作为测量轴方向。
[0082]另外，理想的是在包含全部摄像截面的摄像区域内设定所测量的分布测量截面。以下，在本实施方式中，将所测量的分布测量截面的个数设为N个(N为I以上的整数)。在具体例子中，将测量轴方向设为AX方向，将分布测量截面的个数N设为3。
[0083]例如，在如图5 (A)~图5 (C)所示那样分别在y轴方向(AX截面)、x轴方向(SAG截面)、y轴方向(COR截面)中设定多个摄像截面的情况下，在包含这些摄像截面411、412、413的图7所示的摄像区域420内设定分布测量截面。例如，在将测量轴设为AX方向，将分布测量截面的个数N设为3的情况下，如图7所示，在AX方向上的、摄像区域420的两端部421、423和中央部422设定分布测量截面。
[0084]例如，在设想了骨盆区域的摄像的情况下，如果将SAG、C0R方向的图像的z轴方向的FOV (关注区域:Field of View)设为300mm，将区域420的z轴方向的中心作为原点，则测量通过z=-150mm、0mm、150mm的3个位置的分布测量截面421、422、423的B1分布。这时，分布测量截面的FOV为300~500mm左右，切片宽度为5~20mm左右。
[0085]此外，例如使用多切片法等进行多个分布测量截面的B1分布的测量。
[0086]接着，详细说明条件计算部332的处理。条件计算部332在摄像截面与测量轴垂直的情况、和除此以外的情况下，按照不同的步骤计算最优的高频磁场条件。
[0087]首先，说明摄像截面与测量轴垂直的情况，即，摄像截面与分布测量截面平行的情况下的、条件计算部332对最优高频磁场条件的计算步骤。在该情况下，条件计算部332首先计算各分布测量截面的每个信道的最优的高频磁场，将计算结果例如登记到存储装置111等中。可以使用各个分布测量截面的B1分布，由以下的公式(2)计算各分布测量截面的每个信道的最优的高频磁场条件。
[0088]Bx=m......(2)
[0089]在此，B是表示各信道的B1分布的矩阵，m是表示理想的B1分布的矩阵，x是希望求出的最优的高频磁场条件(在此为RF的振幅和相位)。矩阵m例如设想理想的B1分布而将全部的要素设为相同的值。例如使用最小二乘法求解上述公式(2)而计算X的值。所得到的高频磁场条件是最优的高频磁场条件。
[0090]例如，在各信道的B1分布由1000个数据构成，信道数为2的情况下，B为1000X2的矩阵。另外，X为2X1的矩阵，m为1000X1的矩阵。例如，在信道数为2，分布测量截面数N为3，计算RF的振幅和相位作为高频磁场条件的情况下，计算共计3组的振幅/相位的值(Α1、Α2、Φ1、Φ2)。
[0091]如果得到各分布测量截面的最优的高频磁场条件，则条件计算部332从其中提取2个以上的分布测量截面，通过内插计算摄像截面的最优的高频磁场条件。例如，在使用2个分布测量截面进行内插的情况下，理想的是使用摄像截面的两侧的分布测量截面的高频磁场条件。
[0092]在此，使用具体例子说明通过内插计算摄像截面的高频磁场条件的方法。在此，如图8 (A)所示，分布测量截面是AX (z轴方向)的3个511、512、513，摄像截面510为相同方向上分布测量截面511和分布测量截面512之间，高频磁场条件为RF的振幅和相位。另外，将各测量截面511、512、513的z坐标分别设为zl、z2、z3 (zl ^ z2 ^ z3)，将摄像截面510 的 z 坐标设为 zi (zl<zi<z2)。
[0093]可以认为被检测体的截面形状和最优的RF的振幅和相位的z轴方向的变化大致为线性。因此，可以用以下的公式(3)计算摄像截面510的信道I的最优的RF的振幅Al的值 Alzi。
[0094]公式3
【权利要求】
1.一种磁共振摄像装置，其特征在于，具备: 静磁场形成部，其形成静磁场； 倾斜磁场施加部，其施加倾斜磁场； 高频磁场发送部，其具有向被检测体分别发送不同的高频磁场的多个信道； 信号接收部，其从上述被检测体接收所产生的核磁共振信号； 分布计算部，其根据在从上述高频磁场发送部向上述被检测体发送了上述高频磁场后由上述信号接收部接收到的核磁共振信号，计算与第一轴垂直的第一分布测量截面的高频磁场分布即第一高频磁场分布； 条件计算部，其根据上述第一高频磁场分布，计算成为摄像对象的任意摄像截面的摄像条件中的从上述多个信道分别照射的高频磁场的相位和振幅的至少一方作为高频磁场条件。
2.根据权利要求1所述的磁共振摄像装置，其特征在于， 上述分布计算部还根据上述核磁共振信号，计算与上述第一轴垂直的第二分布测量截面的高频磁场分布即第二高频磁场分布， 上述条件计算部还根据第二高频磁场分布，计算上述高频磁场条件。
3.根据权利要求1所述的磁共振摄像装置，其特征在于， 上述摄像截面是与和上述第一轴不同的第二轴垂直的截面，` 上述条件计算部具备:分布提取部，其从上述第一高频磁场分布中提取包含上述摄像截面和上述第一分布测量截面的交线的区域的高频磁场分布即交叉区域高频磁场分布，使用上述交叉区域高频磁场分布，计算上述摄像截面的上述高频磁场条件。
4.根据权利要求2所述的磁共振摄像装置，其特征在于， 上述摄像截面是与上述第一轴垂直并且与上述第一分布测量截面和上述第二分布测量截面的任意一个都不同的截面， 上述条件计算部通过对根据上述第一高频磁场分布计算出的第一高频磁场条件和根据上述第二高频磁场分布计算出的第二高频磁场条件进行内插，计算上述上述摄像截面的高频磁场条件。
5.根据权利要求1所述的磁共振摄像装置，其特征在于， 上述第一轴的方向是在摄像空间内磁场分布的变化最少的方向。
6.根据权利要求1所述的磁共振摄像装置，其特征在于， 上述第一轴的方向是被检测体的形状变化最少的方向。
7.根据权利要求1所述的磁共振摄像装置，其特征在于， 上述第一轴的方向是轴向方向。
8.根据权利要求3所述的磁共振摄像装置，其特征在于， 上述第二轴与上述第一轴垂直。
9.根据权利要求8所述的磁共振摄像装置，其特征在于， 上述第一轴的方向是体轴方向，上述第二轴的方向是切向方向、或径向方向。
10.根据权利要求3所述的磁共振摄像装置，其特征在于， 包含上述交线的区域是比上述摄像截面的切片厚度大的区域。
11.根据权利要求10所述的磁共振摄像装置，其特征在于，包含上述交线的区域是以该交线为中心且宽度为10~80mm的长方形的区域。
12.根据权利要求1所述的磁共振摄像装置，其特征在于， 上述条件计算部根据上述第一高频磁场分布，计算通过将包含全部摄像截面的摄像区域在与上述摄像截面相同的方向上分割为预定数而得到的各划分区域的上述高频磁场条件，将上述划分区域中的包含上述摄像截面的划分区域的高频磁场条件设为该摄像截面的高频磁场条件。
13.根据权利要求1所述的磁共振摄像装置，其特征在于， 上述第一分布测量截面是多个， 上述摄像截面是与上述第一轴垂直并且与多个上述第一分布测量截面的任意一个都不同的截面， 上述条件计算部还具备:平均值计算部，其针对多个上述第一分布测量截面，分别计算各第一分布测量截面内的高频磁场值的平均值即磁场平均值， 调整上述各第一测量截面的高频磁场条件使得各上述磁场平均值成为固定，通过对调整后的各上述高频磁场条件进行内插，计算上述摄像截面的高频磁场条件。
14.根据权利要求1所述的磁共振摄像装置，其特征在于， 上述第一分布测量截面是多个， 上述摄像截面是与不同于上述第一轴的第二轴垂直的截面， 上述条件计算部具备: 分布提取部，其从各上述第`一高频磁场分布中分别提取包含各上述第一分布测量截面和上述摄像截面的交线的各区域的高频磁场分布即交叉区域高频磁场分布； 平均值计算部，其对包含上述交线的每个区域，计算该区域内的高频磁场值的平均值即磁场平均值，其中 计算上述摄像截面的高频磁场条件使得上述各磁场平均值成为固定。
15.根据权利要求1所述的磁共振摄像装置，其特征在于， 上述条件计算部具备:输出计算部，其使用上述第一高频磁场分布和计算出的上述高频磁场条件的任意一方，计算以上述计算出的高频磁场条件从高频磁场照射部照射高频磁场的情况下的SAR相对于预先确定的SAR的上限值的比例，其中 在上述输出计算部的计算结果超过I的情况下，调整上述高频磁场条件使得上述计算结果为I以下。
16.根据权利要求2所述的磁共振摄像装置，其特征在于， 上述第一分布测量截面是包含全部摄像截面的摄像区域的、上述第一轴方向的一个端部的截面， 上述第二分布测量截面是上述摄像区域的上述第一轴方向的另一个端部的截面。
17.根据权利要求1所述的磁共振摄像装置，其特征在于， 上述分布计算部还计算与不同于上述第一轴的第三轴垂直的第三分布测量截面的高频磁场分布即第三高频磁场分布， 上述条件计算部还根据上述第三高频磁场分布，计算上述高频磁场条件。
18.根据权利要求12所述的磁共振摄像装置，其特征在于， 上述摄像区域的分割数是3。
19.一种磁共振摄像装置的高频磁场照射方法，上述磁共振摄像装置具备:高频磁场发送部，其具有向被检测体分别发送不同的高频磁场的多个信道；信号接收部，其从上述被检测体接收所产生的核磁共振信号，该高频磁场照射方法的特征在于，具备: 根据在从上述高频磁场照射部向上述被检测体发送了上述高频磁场后由上述信号接收部检测出的核磁共振信号，计算与第一轴垂直的第一分布测量截面的高频磁场分布即第一高频磁场分布的分布计算步骤； 根据上述第一高频磁场分布，计算成为摄像对象的任意摄像截面的摄像条件中的从上述多个信道分别照射的高频磁场的相位和振幅的至少一方作为高频磁场条件的条件计算步骤。
20.一种程序，其用于使计算机作为以下的部分而发挥功能: 分布计算部，其根据由磁共振摄像装置的信号接收部检测出的核磁共振信号，计算与第一轴垂直的第一分布测量截面的高频磁场分布即第一高频磁场分布； 条件计算部，其根据上述第一高频磁场分布，计算成为摄像对象的任意摄像截面的摄像条件中的从上述多个信道分别照射的高频磁场的相位和振幅的至少一方作为高频磁场条件。`
【文档编号】G01R33/34GK103874457SQ201280041946
【公开日】2014年6月18日 申请日期:2012年7月27日 优先权日:2011年9月29日
【发明者】金子幸生, 五月女悦久, 尾藤良孝, 竹内博幸, 高桥哲彦, 羽原秀太, 大竹阳介 申请人:株式会社日立医疗器械