磁共振攝像裝置及高頻磁場條件決定方法

磁共振攝像裝置及高頻磁場條件決定方法
【專利摘要】在使用具有多個通道的發送線圈的MRI裝置中，高效且以高像質拍攝想要診斷的區域。具備：區域設定部，將拍攝區域內的想要取得高像質的圖像的區域設定為第一區域；和最佳化部，將分別從多個所述通道發送的高頻波的振幅與相位中的至少一方決定為高頻磁場條件，所述最佳化部以將所述第一區域內的高頻磁場分布的均一度設為規定值以上的均一度制約條件下、且將比吸收率及產生假象的區域的信號值中的至少一方設為各自的規定值以下的方式決定所述高頻磁場條件。
【專利說明】磁共振攝像裝置及高頻磁場條件決定方法

【技術領域】
[0001] 本發明涉及磁共振拍攝（MRI :Magnetic Resonance Imaging)技術，尤其是涉及用 于生成感應出磁共振現象的旋轉磁場的高頻磁場的照射技術。

【背景技術】
[0002] MRI裝置是使橫切檢查對象的任意斷面內的原子核引起磁共振并從所產生的磁共 振信號中獲得該斷面內的斷層像的醫用圖像診斷裝置。向檢查對象發送作為電磁波的一種 的射頻波（Radio Frequency wave，以下稱作RF)，激勵檢查對象內的原子核的自旋，然后接 收因核自旋而產生的核磁共振信號，將檢查對象圖像化。對檢查對象的RF的發送是通過RF 發送用線圈來完成的，來自檢查對象的核磁共振信號的接收是通過RF接收用線圈來完成 的。
[0003] 近幾年，具有以圖像的SNR(Signal to Noise Ratio)的提高為目的而靜磁場強度 變大的趨勢，開始普及了靜磁場強度為3T(特斯拉）以上的高磁場MRI裝置（超高磁場MRI 裝置）。但是，雖然靜磁場強度越大越能夠提高SNR，但是會在攝像圖像中容易產生深淺不 勻。這是因為，伴隨著高磁場化，為了感應出磁共振現象而使用的RF的頻率變高。例如，在 靜磁場強度為3T (特斯拉）的MRI裝置（以下稱作3T MRI裝置）中，使用頻率128MHz的 RF。在生物體內，該RF的波長大致與腹部斷面相同等級，是30cm左右，在其相位上會產生 變化。通過該相位的變化，照射RF分布以及因該RF生成且感應出磁共振現象的旋轉磁場 (以下稱作高頻磁場分布，B 1)的空間分布變得不均勻，會產生圖像紊亂。因此，在超高磁場 MRI裝置中進行的RF照射中，需要降低旋轉磁場&的分布不均勻的技術。
[0004] 作為降低&分布的不均勻的RF照射方法，有被稱為"RF勻場"的方法。這是一種使 用具有多個通道的發送用線圈，控制提供給各通道的RF脈沖的相位和振幅來降低拍攝區 域的B 1不均勻的方法（例如，參照專利文獻1)。在正式拍攝（本撮像）之前預先測量各通 道的B1分布，使用該1分布，計算出用于降低B 1不均勻的最佳RF脈沖的振幅和相位。此時， 將斷面內的一部分區域、即想要診斷的區域設定為關心區域（R〇I:Region of Interest)， 決定用于降低ROI內的&不均勻的振幅和相位。
[0005] 此外，還提出了僅提高ROI內的B1值且降低其他區域的B i值的RF照射方法（例 如，參照非專利文獻1)。其中，使用ROI內的區域與ROI外的區域的B1平均值之比，以ROI 內的B1值最大的方式設定RF的振幅和相位。由此，使B 布局部集中于ROI內。
[0006] 另外，還提出了通過改變RF波形及傾斜磁場波形來更高精度地控制&分布的方 法（例如，參照專利文獻2)。
[0007] 在先技術文獻
[0008] 專利文獻
[0009] 專利文獻1 :美國專利7078901號說明書
[0010] 專利文獻2 :美國專利0214294號說明書
[0011] 非專利文獻
[0012] 非專利文獻 I :Tamer S. Ibrahim等著、Understanding and manipulating the RF fields at high field MRI、NMR in Biomedicine、2009、pp.927-936


【發明內容】

[0013] 發明要解決的課題
[0014] 在MRI裝置中，因高磁場化，由于體動等產生的假象（artifact)變得更加顯著。此 夕卜，在MRI裝置中，考慮對生物體的安全性，規定了生物體內的RF的吸收量（SAR(Specifi C Absorption Ratio):比吸收率）收斂于規定范圍內。但是，由于裝置的高磁場化，所使用的 RF的頻率變高，SAR也會變大。
[0015] 在專利文獻1或非專利文獻1記載的RF勻場中，還不能降低到假象和/或SAR。 因此，由于假象而導致重新獲取圖像等，為了使SAR收斂于規定的范圍內而限制檢查順序、 拍攝時間，這妨礙了檢查的效率。此外，在專利文獻2記載的方法中，RF脈沖的照射時間變 長，對脈沖序列有限制，也會妨礙檢查的效率。
[0016] 本發明鑒于上述情況而完成，目的在于，在使用具有多個通道的發送線圈的MRI 裝置中，提供以高效且高像質拍攝想要診斷的區域的技術。
[0017] 用于解決課題的手段
[0018] 本發明將關心區域內的&分布設為規定以上的均一度的同時至少降低SAR及假 象中的一方。
[0019] 具體而言，提供一種具備發送線圈的磁共振攝像裝置，所述發送線圈具有分別向 被檢測體發送高頻波的多個通道，所述磁共振攝像裝置的特征在于，具備區域設定部，將拍 攝區域內的想要取得高像質的圖像的區域設定為第一區域；和最佳化部，將分別從多個所 述通道發送的高頻波的振幅與相位中的至少一方決定為高頻磁場條件，所述最佳化部以將 所述第一區域內的高頻磁場分布的均一度設為規定值以上、且將比吸收率及產生假象的區 域的信號值中的至少一方設為各自的規定值以下的方式決定所述高頻磁場條件。
[0020] 此外，提供一種決定分別從磁共振攝像裝置的發送線圈的多個通道發送的所述高 頻波的振幅及相位中的至少一方的高頻磁場條件決定方法，該高頻磁場條件決定方法的特 征在于，包括：將拍攝區域內的想要取得高像質的圖像的區域設定為第一區域的區域設定 步驟；和以將所述第一區域內的高頻磁場分布的均一度設為規定值以上、且將比吸收率及 產生假象的區域的信號值中的至少一方設為各自的規定值以下的方式，決定分別從多個所 述通道發送的高頻波的振幅與相位中的至少一方的最佳化步驟。
[0021] 發明效果
[0022] 根據本發明，在使用具有多個通道的發送線圈的MRI裝置中，能夠以高效率且高 像質拍攝想要診斷的區域。

【專利附圖】

【附圖說明】
[0023] 圖1是本發明的實施方式的MRI裝置的框圖。
[0024] 圖2(A)是用于說明本發明的實施方式的發送線圈的說明圖，（B)是用于說明 本發明的實施方式的拍攝區域的說明圖，（C)是用于說明在本發明的實施方式的幻影 (phantom)內生成的旋轉磁場B 1分布的仿真結果的說明圖。
[0025] 圖3是本發明的實施方式的計算機的功能框圖。
[0026] 圖4(A)是用于說明本發明的實施方式的第一區域及第二區域的設定例的說明 圖，（B)是用于說明本發明的實施方式的第一區域的設定例的說明圖。
[0027] 圖5是本發明的實施方式的拍攝處理的流程圖。
[0028] 圖6是用于說明本發明的實施方式的拍攝腹部時的第一區域及第二區域的設定 例的說明圖。
[0029] 圖7(A)是用于說明本發明的實施方式的拍攝乳房時的拍攝區域的說明圖，（B)是 用于說明本發明的實施方式的拍攝乳房時的第一區域及第二區域的設定例的說明圖。
[0030] 圖8(A)是用于說明本發明的實施方式的拍攝肩部時的拍攝區域的說明圖，（B)是 用于說明本發明的實施方式的拍攝肩部時的第一區域及第二區域的設定例的說明圖。
[0031 ] 圖9 (A)是用于說明無RF勻場時的幻影內的&分布的說明圖，（B)是用于說明現 有技術中的RF勻場時的幻影內的&分布的說明圖，（C)是用于說明本發明的實施方式的使 用第一最佳化條件時的幻影內的&分布的說明圖，（D)是本發明的實施方式的使用第二最 佳化條件時的幻影內的&分布的說明圖。
[0032] 圖10是以表格形式表示無RF勻場、現有技術中的RF勻場、使用第一最佳化條件 時和使用第二最佳化條件時的、各個幻影內的第一區域內的B 1均一度指標U SD、RF照射功率 及第一區域的B1平均值與第二區域的B :平均值之比的例子的說明圖。

【具體實施方式】
[0033] 以下，利用附圖來說明應用本發明的實施方式。另外，在用于說明各實施方式的所 有圖中，對具有同一功能的部分賦予同一符號，并省略反復的說明。另外，并不通過這些限 定本發明。
[0034] 首先，說明本實施方式的MRI裝置的整體構成。圖1是本實施方式的MRI裝置100 的框圖。如該圖所示，本實施方式的MRI裝置100具備產生靜磁場的磁鐵101、產生傾斜磁 場的線圈102、調整靜磁場均一度的勻磁線圈112、定序器104、照射（發送）高頻磁場（RF) 的RF發送用線圈（發送線圈）114、檢測（接收）從被檢測體103產生的核磁共振信號的 RF接收用線圈（接收線圈）115、搭載被檢測體103的工作臺107、傾斜磁場電源105、高頻 磁場產生器106、接收器108、勻磁電源113、以及控制MRI裝置100的各部分且實現拍攝的 計算機109。
[0035] 傾斜磁場線圈102及勻磁線圈112分別與傾斜磁場電源105及勻磁電源113連接。 此外，發送線圈114及接收線圈115分別與高頻磁場產生器106及接收器108連接。
[0036] 定序器104根據來自計算機109的指示，向傾斜磁場電源105、勾磁電源113及高 頻磁場產生器106發送命令，分別產生傾斜磁場及RF。通過發送線圈114向被檢測體103 照射（發送）RF。通過照射（發送）RF而從被檢測體103產生的核磁共振信號被接收線圈 115檢測（接收），由接收器108進行檢波。成為接收器108中的檢波的基準的磁共振頻率 是計算機109經由定序器104設置的。被檢波的信號通過A/D變換電路而被發送到計算機 109,在計算機109中進行圖像重構等信號處理。其結果顯示在與計算機109連接的顯示裝 置110上。被檢波的信號和測量條件可根據需要而保存在與計算機109連接的存儲裝置 111 中。
[0037] 磁鐵101、勻磁線圈112和勻磁電源113構成形成靜磁場空間的靜磁場形成部。傾 斜磁場線圈102和傾斜磁場電源105構成向靜磁場空間施加傾斜磁場的傾斜磁場施加部。 此外，發送線圈114和高頻磁場產生器106構成向被檢測體103照射（發送）RF的高頻磁 場發送部。接收線圈115和接收器108構成檢測（接收）從被檢測體103產生的核磁共振 信號的信號接收部。
[0038] 本實施方式的發送線圈114是具備分別發送獨立的RF的多個通道的多通道線圈。 圖2(A)表示本實施方式的發送線圈114的例子。在此，例示了發送線圈114為具備4個 通道（114a、114b、114c、114d)的 4 通道（4ch)線圈的情況。從各通道（114a、114b、114c、 114d)發送的RF的振幅及相位分別由計算機109獨立地設定。本實施方式的高頻磁場產生 器106伴隨著來自計算機109的控制，經由各通道（114a、114b、114c、114d)所具備的供電 點（117 &、11713、117(：、117(1)，向各個通道獨立地發送1^波形。另外，在該圖中，116是1^屏 蔽體。
[0039] 本實施方式的計算機109抑制SAR或者假象，為了高效地獲得關心區域ROI的高 像質圖像，控制MRI裝置100的攝像所涉及的各部分。為了實現該控制，本實施方式的計算 機109如圖3所示那樣，具備設定攝像條件的攝像條件設定部310、根據由攝像條件設定部 310設定的攝像條件來進行正式攝像的正式攝像部320。此外，攝像條件設定部310具備攝 像位置設定部311、靜磁場勻場部312和RF勻場部313。
[0040] 攝像位置設定部311設定攝像位置（攝像斷面）。在進行正式攝像之前實施偵察 掃描等，利用所獲得的定位圖像來設定攝像斷面。例如，在顯示于顯示裝置110上的定位圖 像上，受理用戶進行的指定，將所指定的位置設定為攝像斷面。作為攝像斷面，也可以按每 個部位，將預先確定的位置、即定位圖像上的特征點等自動設定為線索。另外，將攝像斷而 上的被檢測體103區域稱作拍攝區域。
[0041] 在靜磁場勻場部312中，測量靜磁場分布，進行調整以使靜磁場盡可能均勻。經由 勻磁電源113使勻磁線圈112工作，從而進行調整。另外，在不需要調整靜磁場的均一度的 情況下，也可以不具備靜磁場勻場部312、勻磁電源113、勻磁線圈112。
[0042] RF勻場部313進行決定從發送線圈114的各通道（114a、114b、114c、114d)發送的 RF的振幅與相位中的至少一方的RF勻場處理。本實施方式的RF勻場部313如上所述那樣 抑制SAR及假象中的至少一方，為了高效地獲得關心區域ROI的高像質圖像，決定各RF的 振幅與相位中的至少一方。以下，將本實施方式的RF勻場部313決定的、發送給發送線圈 114的各通道的RF各自的振幅與相位中的至少一方稱作高頻磁場條件。
[0043] 為了實現上述決定，本實施方式的RF勻場部313具備區域設定部301、條件設定部 302、最佳化部303和條件存儲部304。
[0044] 在說明實現RF勻場部313進行的本實施方式的RF勻場處理的各部分的結構之 前，先簡單說明本實施方式的發送線圈114進行的RF照射方法。在此，舉例說明拍攝被檢 測體103的腹部區域的情況。拍攝腹部區域時，如圖2(B)所示，設定被檢測體103的拍攝 區域201。
[0045] 圖2(C)示出針對模擬了被檢測體103的腹部區域的幻影200,從發送線圈114照 射了 RF時的、在幻影200內生成的旋轉磁場B1 (B1分布）202的電磁場仿真結果。
[0046] 另外，在正式仿真中，拍攝區域201內部的&強度是無量綱的，使幻影200內的最 大1^強度成為1。幻影200的x、y、z軸方向的尺寸分別是300mm、200mm、900mm。這是在假 設了生物體的腹部斷面的基礎上簡化的形狀。此外，幻影200的物性值是，導電率為0.6S/ m，相對介電常數為80。這是在假設了與生物體的物性值接近的水幻影的基礎上決定的。關 于所照射的RF的頻率，假設3T MRI裝置，設為128MHz。
[0047] 此外，向各通道（114a、114b、114c、114d)各自的供電點（117a、117b、117c、117d) 供給以下的式（1)所示的sine波形的電壓。
[0048] [式 1]

【權利要求】
1. 一種磁共振攝像裝置，具備發送線圈，該發送線圈具有分別向被檢測體發送高頻波 的多個通道，所述磁共振攝像裝置的特征在于，具備： 區域設定部，將拍攝區域內的預先確定的區域設定為第一區域；和 最佳化部，將分別發送到多個所述通道的高頻波的振幅與相位中的至少一方決定為高 頻磁場條件， 所述最佳化部以將所述第一區域內的高頻磁場分布的均一度設為規定值以上、且將比 吸收率及產生假象的區域的信號值中的至少一方設為各自的規定值以下的方式決定所述 高頻磁場條件。
2. 根據權利要求1所述的磁共振攝像裝置，其特征在于， 所述最佳化部將所述均一度、所述比吸收率及產生所述假象的區域的信號值中的至少 一個值設為制約條件，并且將所述均一度、所述比吸收率及產生所述假象的區域的信號值 中的其他值中的至少一個設為目標函數，決定所述高頻磁場條件作為最佳化所述目標函數 的解。
3. 根據權利要求2所述的磁共振攝像裝置，其特征在于， 所述制約條件是將所述均一度設為規定值以上的條件， 所述目標函數是通過將發送給多個所述通道的高頻波的照射功率設為最小來將所述 比吸收率設為規定值以下的函數。
4. 根據權利要求2所述的磁共振攝像裝置，其特征在于， 所述區域設定部還將所述拍攝區域內的不同于所述第一區域、且包括產生所述假象的 區域在內的區域或比吸收率變高的區域進一步設為第二區域。
5. 根據權利要求4所述的磁共振攝像裝置，其特征在于， 所述最佳化部以將所述第一區域內的信號值維持在規定值以上并且相對于所述第一 區域的信號值而相對地抑制所述第二區域內的信號值的方式，確定所述制約條件及所述目 標函數。
6. 根據權利要求4所述的磁共振攝像裝置，其特征在于， 所述制約條件是將所述均一度設為規定值以上的條件， 所述目標函數是通過將所述第一區域內的高頻磁場的平均值與所述第二區域內的高 頻磁場的平均值之比最小化來將該第二區域的信號值設為規定值以下的函數。
7. 根據權利要求4所述的磁共振攝像裝置，其特征在于， 所述制約條件是將所述均一度設為規定值以上的條件， 所述目標函數是通過將所述第一區域內的高頻磁場的平均值最大化來將所述第二區 域的信號值設為規定值以下的函數。
8. 根據權利要求4所述的磁共振攝像裝置，其特征在于， 所述制約條件是將所述均一度設為規定值以上、且將所述第二區域內的高頻磁場的平 均值設為規定值以下來將該第二區域的信號值設為規定值以下的條件。
9. 根據權利要求4所述的磁共振攝像裝置，其特征在于， 所述目標函數是將從多個所述通道之中的所述第二區域附近的通道發送的高頻磁場 的照射功率之和最小化來將所述比吸收率設為規定值以下的函數， 所述制約條件是將所述均一度設為規定值以上、且將所述第二區域的生物體吸收量 SAR設為規定值以下的條件。
10. 根據權利要求2所述的磁共振攝像裝置，其特征在于，還具備： 條件存儲部，存儲所述最佳化部在所述高頻磁場條件計算中所使用的所述制約條件及 所述目標函數；和 條件設定部，根據用戶的指示，從所述條件存儲部提取并設定所述最佳化部所使用的 制約條件及目標函數。
11. 根據權利要求10所述的磁共振攝像裝置，其特征在于， 所述條件存儲部與攝像部位相對應關聯地存儲所述制約條件及所述目標函數， 所述條件設定部根據由用戶設定的攝像部位，從所述條件存儲部提取并設定所述制約 條件及所述目標函數。
12. 根據權利要求4所述的磁共振攝像裝置，其特征在于， 所述區域設定部根據來自用戶的指示，設定所述第一區域及所述第二區域。
13. 根據權利要求4所述的磁共振攝像裝置，其特征在于， 所述區域設定部將脂肪區域或周期性的體動區域設定為所述第二區域。
14. 根據權利要求2所述的磁共振攝像裝置，其特征在于， 所述最佳化部使用最陡下降法、梯度法、牛頓法、最小二乘法、共軛梯度法、線性規劃 法、非線性規劃法、通過窮舉地改變振幅及相位的值來計算出最佳解的方法中的至少一個 方法，計算出所述解。
15. -種高頻磁場條件決定方法，決定分別從磁共振攝像裝置的發送線圈的多個通道 發送的所述高頻波的振幅及相位中的至少一方，該高頻磁場條件決定方法的特征在于，包 括： 區域設定步驟，將拍攝區域內的預定的區域設定為第一區域；和 最佳化步驟，以將所述第一區域內的高頻磁場分布的均一度設為規定值以上、且將比 吸收率及產生假象的區域的信號值中的至少一方設為各自的規定值以下的方式，決定分別 從多個所述通道發送的高頻波的振幅與相位中的至少一方。
【文檔編號】A61B5/055GK104486992SQ201380038419
【公開日】2015年4月1日 申請日期:2013年7月24日 優先權日:2012年8月3日
【發明者】金子幸生, 羽原秀太, 五月女悅久, 尾藤良孝 申請人:株式會社日立醫療器械