CN103200868A - 磁共振摄像装置、照射磁场测量方法 - Google Patents

Abstract

本发明提供一种可在短时间内高精度地测量RF发射线圈的B1分布的MRI装置。因此，MRI装置的摄像单元具备：包括RF照射单元的前脉冲的施加、和自施加上述前脉冲起的经过时间(TI)不同的多个信号获取序列的B1分布测量序列。信号获取序列采用翻转角小的脉冲作为RF脉冲，并在前脉冲后的纵向驰豫结束之前被执行。运算单元采用由多个信号获取序列分别得到的TI不同的图像数据，来计算RF照射单元的B1分布。

Description

磁共振摄像装置、照射磁场测量方法

技术领域

本发明涉及磁共振摄像装置(以下称作MRI装置)，尤其涉及具备测量对被检体照射高频磁场的照射线圈的照射磁场分布的功能的MRI装置。

背景技术

MRI装置是一种对在均匀的静磁场中配置了检查对象的状态下通过向检查对象施加高频磁场脉冲而产生的核磁共振(NMR)信号进行测量，并通过NMR信号的运算来重构检查对象的图像的装置。通过采用高磁场的磁场产生装置作为配置检查对象的静磁场，从而能够得到SN高的图像。

近年来，随着超导磁铁的开发，能够实现3T以上的高磁场的高磁场MRI装置正在普及。在高磁场MRI中，虽然能够得到高SN，但是在腹部摄像等时却存在图像中产生亮度不均的问题。作为该亮度不均的原因之一在于，激励被检体的组织内的原子核自旋的高频磁场脉冲(以下称作RF脉冲)的磁场分布(照射磁场分布、B1分布)在空间上不均匀。一般而言，用于激励的高频磁场的共振频率由于与静磁场强度成比例，因此在高磁场MRI的情况下，需要照射频率比现有技术的高频磁场更高的磁场。在该情况下，生物体内的高频磁场的波长成为与生物体(尤其腹部)的大小相同的规模。因此，高频磁场的相位因生物体内的位置而发生变化，会出现图像不均。

作为用于解决该照射磁场分布(B1分布)在空间上的不均匀的技术，存在RF匀场技术。在RF匀场技术的情况下，采用具有多个通道(channel)的发射用RF线圈，通过独立控制给各个通道提供的RF脉冲的强度和相位，从而降低B1分布的不均匀。为了决定给各通道提供的RF脉冲的强度和相位，需要按每个被检体、每个摄像部位测量各通道的B1分布，各种B1分布的测量方法被提出。

测量B1分布的(B1测量)的一般方法是一种被称作Double Angle法(DAM)的方法，通过运算采用任意翻转角(flip angle)的RF脉冲所摄像到的图像、和采用其2倍的翻转角的RF脉冲所摄像到的图像，从而测量B1。另外，采用多个不同翻转角的RF脉冲获取多个图像，根据由脉冲序列决定的信号强度式，对多个图像的信号强度(像素值)进行拟合，从而计算B1分布的方法也被提出(非专利文献1)。另外，对于同样获取的多个图像，不采用拟合而根据信号强度变化的周期来计算B1分布的方法也被提出(专利文献1)。

进而，对于施加高频磁场前脉冲(以下简称作前脉冲)以获取图像的脉冲序列，使前脉冲的强度发生变化地重复该脉冲序列，根据所获取的图像来计算B1分布的方法(非专利文献2)、以及通过取在刚刚施加前脉冲之后获取到的图像、与不施加前脉冲地获取到的图像之比，从而计算B1分布的方法(非专利文献3)也被提出。

在先技术文献

专利文献

专利文献1：日本特开2008-68830号公报

非专利文献

非专利文献1：Hai-King Margaret Cheng，Graham A Wright著、“Rapid High-resoluTIon T1 Mapping by Variable Flip Angles：Accurate andPrecise Measurements in the Presence of Radiofrequency FieldInhomogeneity”、MagneTIc Resonance in Medicine 55：566-574

非专利文献2：J.T.Vaughan，M.Garwood，C.M.Collins，W.Liu，LDelaBarre，G.Adriany，P.Andersen，H.Merkle，R.Goebel，M.B.Smith，K.Ugurbil著、“7T vs4T：RF Power，Homogeneity，and Signal-to-NoiseComparison in Head Images”、MagneTIc Resonance in Medicine46：24-30(2001)

非专利文献3：H-P.Fautz，M.Vogel，P.Gross，A.Kerr，and Y.Zur著、“B1 mapping of coil arrays for parallel transmission”、Proc.Intl.Soc.Mag.Reson.Med.16(2008)1247

非专利文献4：R.Lattanzi，C.Glaser，A.V.Mikheev，C.Petchprapa，D.J.Mossa，S.Gyftopoulos，H.Rusinek，M.Recht，and D.Kim著、“AB1-insensiTIve High ResoluTIon，2D T1 Mapping Pulse Sequence for RadialdGEMRIC of the Hip at 3T”，Prc.Intl.Soc.Mag.Reson.Med.19(2011)504

非专利文献5：John G.Sled，G.Bruce Pike：MagneTIc Resonance inMedicine 43：589-593(2000)

发明内容

发明概要

发明要解决的课题

然而，上述各方法中存在如下问题。在Double Angle法中，为了消除T1驰豫的影响，一般将重复时间TR(RF脉冲的施加间隔)设定为5秒左右的时间。这样，虽然可根据简单的计算式来计算B1分布，但需要很长的摄像时间，摄像时间有时会成为约10分钟以上。在专利文献1以及非专利文献1的技术中，由于T1值包括在拟合所使用的函数中，因此不需要消除其影响，可进行比较短的TR下的摄像，与Double Angle法相比可缩短摄像时间。但是，为了找出拟合、信号强度变化的周期，需要以约20种的翻转角获取图像，故依然存在摄像时间长的问题。

另外，由于计算精度取决于摄像张数、拟合的精度，因此为了高精度地计算B1分布，需要更长的摄像时间。

在非专利文献2的技术中，由于成为B1分布计算的基础的图像信号的强度变化的周期仅取决于前脉冲的翻转角，因此不会被用于获取图像信号的脉冲序列影响。因此，可将该脉冲序列中的TR设定较短，与DoubleAngle法相比可缩短摄像时间。但是，由于采用拟合来计算因前脉冲的强度的变化而产生的图像信号的强度的变化的周期，因此为了高精度地计算B1分布，需要使前脉冲的翻转角变化20次以上来进行摄像，故依然存在摄像时间长的问题。另外，B1分布计算需要烦杂的计算。

在非专利文献3的技术中，通过尽可能地缩短从前脉冲的施加至回波信号(NMR信号)获取为止的时间(TI)，从而可高速地计算B1分布，但由于采用计算式仅在TI＝0时能使用的近似，因此在延长TI的情况下，存在误差变大的问题。

因此，本发明的目的在于提供一种可在短时间内高精度地测量B1分布的MRI装置。

用于解决课题的技术方案

本发明针对B1分布测量提出了一种新的方法，即：使前脉冲的施加和信号获取脉冲序列相组合，并且执行自前脉冲施加起的经过时间TI不同的多个信号获取脉冲序列，通过执行这些多个信号获取脉冲序列而获取的TI不同的多个图像(图像用数据)的运算，从而求出B1。

即，本发明的MRI装置，其特征在于，具备：RF照射部，其对被检体照射用于产生核磁共振的高频磁场B1；摄像部，其采用B1分布测量序列来摄像被检体，该B1分布测量序列是具有设置了自施加前脉冲起的经过时间TI来获取回波信号的信号获取序列而形成的；以及运算部，其采用回波信号来重构被检体的图像，运算部采用图像来求出RF照射部的照射磁场分布，运算部采用经过时间不同的多个图像来求出照射磁场分布。

本发明的照射磁场测量方法，其特征在于，包括：测量步骤，执行信号获取序列，该信号获取序列设置了自RF照射部施加前脉冲起的经过时间TI来获取回波信号；图像重构步骤，采用回波信号来重构被检体的图像；以及照射磁场分布计算步骤，采用图像来求出RF照射部的照射磁场分布，在照射磁场分布计算步骤中采用经过时间不同的多个图像来求出照射磁场分布。

发明效果

根据本发明，通过前脉冲、与自施加前脉冲起的经过时间不同的多个信号获取序列之间的组合，从而能够在极短时间内且高精度地进行RF脉冲的磁场分布测量(B1测量)。通过采用所测量出的磁场分布来控制RF照射单元，从而能够实现高精度的RF匀场。

另外，运算单元通过采用无前脉冲的图像的信号强度与有前脉冲的图像的信号强度之比，来求解矩阵式，从而在计算出了照射磁场分布的情况下，能够与B1分布一并计算T1分布。

附图说明

图1是表示应用本发明的MRI装置的一实施方式的框图。

图2是表示本发明的B1分布测量过程的一实施方式的流程图。

图3是表示B1分布测量序列的第一实施方式的图。

图4是表示信号获取序列的一例的时序图。

图5是表示信号获取序列的其他例的时序图。

图6是表示信号获取序列的又一其他例的时序图。

图7(a)是表示B1分布测量序列的第二实施方式的图，(b)是表示(a)的变更例的图。

图8是将B1分布测量序列的第二实施方式一般化的图。

图9是表示B1分布测量序列的第三实施方式的图。

图10是表示第三实施方式的变更例的图。

图11是表示B1分布测量序列的第四实施方式的图。

图12是表示B1分布测量序列的第五实施方式的图。

图13(a)、(b)分别是表示B1分布测量序列的第六实施方式的图。

图14是表示本发明的B1分布测量过程的其他实施方式的流程图。

图15是表示实施例1的B1分布算出结果的图。

图16是表示实施例2的B1分布算出结果的图。

图17是表示现有方法(DAM)的B1分布算出结果的图。

图18是表示实施例3的B1分布算出结果的图。

图19是表示对本发明的方法和现有方法(DAM)之间的计算精度进行比较的结果的图。

具体实施方式

以下，对本发明的实施方式进行说明。首先，针对应用本发明的MRI装置的整体构成，参照附图进行说明。

图1是表示应用本发明的MRI装置的一实施方式的框图。该MRI装置构成为具备：静磁场产生系统2；倾斜磁场产生系统3；发射系统5；接收系统6；信号处理系统7；序列发生器4；以及中央处理装置(CPU)8。

静磁场产生系统2在放置被检体1的空间产生均匀的静磁场，由永久磁铁方式、常导方式或者超导方式的静磁场产生源(未图示)组成。关于静磁场产生源，如果是垂直磁场方式，则被配置为在与被检体1的体轴正交的方向上产生均匀的静磁场，如果是水平磁场方式，则被配置为在体轴方向上产生均匀的静磁场。

倾斜磁场产生系统3由在作为MRI装置的座标系(静止座标系)的X、Y、Z的正交3轴方向施加倾斜磁场的倾斜磁场线圈9、和对各个倾斜磁场线圈进行驱动的倾斜磁场电源10组成。根据来自后述的序列发生器4的命令对各个线圈的倾斜磁场电源10进行驱动，从而能够在X、Y、Z的3轴方向施加所希望的倾斜磁场Gx、Gy、Gz。根据倾斜磁场的施加方式，能够对被检体的摄像切片选择性地进行激励，并对由激励区域产生的回波信号(NMR信号)添加位置信息。

序列发生器4是采用某个规定的脉冲序列重复施加RF脉冲和倾斜磁场脉冲的控制单元，在CPU8的控制下进行动作，将被检体1的断层图像的数据收集所需要的各种命令发送给发射系统5、倾斜磁场产生系统3、以及接收系统6。

发射系统5是为了使构成被检体1的生物体组织的原子的原子核自旋产生核磁共振，而对被检体1照射RF脉冲的单元，由高频振荡器11、调制器12、高频放大器13、以及发射侧的高频线圈(发射线圈)14a组成。发射线圈在本实施方式中具有多个供电点，被构成为能够对被提供的高频的强度和相位进行调整。高频振荡器11、调制器12以及高频放大器13与各通道对应地配备多个。虽然图中示出了存在两个供电点的情况，但供电点的数目不限于两个。

在基于来自序列发生器4的指令的定时通过调制器12对从高频振荡器11输出的RF脉冲进行振幅调制，将该被振幅调制后的RF脉冲经高频放大器13进行放大之后，提供至与被检体1接近配置的高频线圈14a，从而RF脉冲被照射至被检体1。来自序列发生器4的定时和调制器12的调制，被控制为反映后述的B1分布的测量结果。

接收系统6是对通过构成被检体1的生物体组织的原子核自旋的核磁共振而发出的回波信号进行检测的单元，由接收侧的高频线圈(接收线圈)14b、信号放大器15、正交相位检波器16、以及A/D转换器17组成。因从发射线圈14a照射的电磁波而被感应出的被检体1所响应的NMR信号，由与被检体1接近配置的接收线圈14b进行检测，由信号放大器15进行放大之后，在基于来自序列发生器4的指令的定时通过正交相位检波器16被分割为正交的双系统的信号，各个信号被A/D转换器17变换为数字量，并被发送至信号处理系统7。

另外，图1中示出发射用的高频线圈和接收用的高频线圈被分别设置的构成，但还可以是一个高频线圈(含多线圈)兼作发射用以及接收用的构成。

信号处理系统7是与CPU8之间进行各种数据处理、以及进行处理结果的显示以及保存等的单元，具有：光盘19、磁盘18等外部存储装置、以及由CRT等组成的显示器20。当来自接收系统6的数据被输入至CPU8时，CPU8执行信号处理、图像重构等处理，将作为其结果的被检体1的断层图像显示在显示器20，并且记录在外部存储装置的磁盘18等。

CPU8除了具有作为信号处理系统7的运算部的功能之外，还具有作为对装置的各要素进行控制的控制部的功能，经由序列发生器4执行各种脉冲序列。脉冲序列预先作为程序而进行组合。在本实施方式中，具备用于对基于发射线圈的照射磁场分布(B1分布)进行测量的B1分布测量序列。另外，信号处理系统7采用该B1分布测量序列的测量结果，进行B1分布的计算、或进行对发射线圈提供的高频脉冲的相位、振幅的计算，并基于该计算结果来控制对发射线圈提供的高频脉冲的相位、振幅。

操作部25是输入MRI装置的各种控制信息、上述信号处理系统7所进行的处理的控制信息的单元，由跟踪球或鼠标23、以及键盘24组成。该操作部25被配置为与显示器20接近，操作者一边观看显示器20一边通过操作部25交互地控制MRI装置的各种处理。

此外，在图1中，发射侧的高频线圈14a和倾斜磁场线圈9，在被插入被检体1的静磁场产生系统2的静磁场空间内，如果是垂直磁场方式，则被设置为与被检体1对置，如果是水平磁场方式，则被设置为包围被检体1。另外，接收侧的高频线圈14b被设置为与被检体1对置、或者包围被检体1。

接着，说明在上述的MRI装置中进行B1分布测量的过程。图2示出该过程。

首先，在静磁场空间内配置被检体，按照作为目标的摄像部位位于静磁场空间的大致中央处的方式进行定位(步骤201)。接着，按发射线圈的每个通道执行B1分布测量序列并获取图像(步骤202)。关于B1分布测量序列，进行后述。采用步骤202中获取到的图像，计算每个通道的B1分布(步骤203)。采用所计算的B1分布，设定对其通道施加的高频脉冲的振幅和相位(步骤204、205)。之后，在步骤204中设定的条件下，进行所希望的测量(摄像)(步骤206)。以下，针对B1分布测量的典型的实施方式，详细进行说明。在以下说明的各实施方式中，步骤201和步骤204以后是相同的，关于步骤202和步骤203，按每个实施方式进行说明。

<第一实施方式>

《B1分布测量(步骤202)》

B1分布测量序列由前脉冲和信号获取序列的组合组成，该前脉冲由翻转角较大的RF脉冲组成，该信号获取序列采用了翻转角较小的RF脉冲，在信号获取序列中获得前脉冲施加后的经过时间(TI)不同的多个图像。根据前脉冲与信号获取序列的组合方式，可实现不同的方式，B1分布计算根据其方式的不同而不同(步骤203)。

本实施方式的特征在于，在前脉冲的施加之后接着执行至少三次信号获取序列，并根据由各信号获取序列得到的图像来计算B1分布。

图3是表示前脉冲301和信号获取序列303、305、307之间的关系的图，在图中上侧，用图表示出信号强度依赖于自施加前脉冲301起的经过时间(TI)而产生的变化。在图示的图表中，横轴是施加前脉冲后的经过时间，纵轴是信号强度。前脉冲301是例如非选择性的RF脉冲，是翻转角大的、例如90度的脉冲。在被该前脉冲301激励的原子核自旋纵向驰豫的期间，执行至少三次信号获取序列303、305、307，获取TI不同的三个k空间数据(或者图像数据)。另外，在本发明中，重要的是得到来自前脉冲的纵向驰豫不同的数据，按照在前脉冲的影响充分残留的期间内完成所有的信号获取序列的方式设定TI。这样便能够高精度地进行B1分布的计算。

各信号获取序列只要是在短时间内能够收集k空间数据的脉冲序列即可，没有特别限定，例如可以采用图4所示这样的梯度回波(GrE)系的脉冲序列。在该GrE系序列中，在将低翻转角的RF脉冲401与切片倾斜磁场脉冲402一起施加之后，施加相位编码倾斜磁场403。同时施加读出倾斜磁场404，在施加极性反转后的读出倾斜磁场的过程中测量回波信号405。最后，在相位编码方向上施加用于重相(rephase)的倾斜磁场406。作为RF脉冲401，为了减少对纵向磁化的影响，优选采用10度以下的低翻转角脉冲，更优选采用5度以下的低翻转角脉冲。

该脉冲序列作为RF脉冲401而采用低翻转角脉冲并且采用相位编码方向的重相脉冲406，因此能够将重复时间TR设定在数ms(毫秒)之程度。在改变相位编码倾斜磁场脉冲403的强度的同时，重复RF脉冲401至重相倾斜磁场406，得到通过切片倾斜磁场402而选择的切片的数据(k空间数据)。

该k空间数据用于后述的B1分布的计算，矩阵大小最好是64×64之程度。由此，能够在极短时间内、具体而言在200ms之程度的测量时间内获取整个k空间数据。

由k空间数据所形成的图像数据的对比度主要由k空间数据的中央数据管理，因此在各信号获取序列中，将对k空间数据的中心的回波进行测量的定时设为自施加前脉冲起的经过时间(TI)。在图3所示的实施方式中，各信号获取序列是从k空间的中央的回波起开始测量的所谓中心级的脉冲序列，信号获取序列的开始时刻分别为TI1、TI2、TI3。另外，这些经过时间的关系在本实施方式中被设定为TI2＝2×TI1、TI3＝3×TI1的关系。

《B1分布计算(步骤203)》

接着，说明根据由图3所示的B1分布测量序列所得到的k空间数据来计算B1分布的方法。

通过对采用最初的信号获取序列得到的k空间数据进行逆傅立叶变换而得到的图像数据的、某个关注像素的信号强度S(B1，TI)，由式(1)来给出。

S(B1，TI)＝S_seq(1-(1-cos(B1·α))exp(-TI/T1))  (1)

在式(1)中，Sseq表示由前脉冲之后的信号获取序列而决定的信号强度，α表示所设定的前脉冲的翻转角，TI表示从施加前脉冲至收集k空间中心的信号为止的时间，T1表示取决于组织的纵向驰豫时间。

同样地，由第二个、第三个信号获取序列得到的图像数据的关注像素的信号强度，能够由式(2)、式(3)表示。

S(B1，2TI)＝S_seq(1-(1-cos(B1·α))exp(-2TI/T1))  (2)

S(B1，3TI)＝S_seq(1-(1-cos(B1·α))exp(-3TI/T1))  (3)

在此，若定义为：

1-cos(B1·α)≡X

exp(-TI/T1)≡Y

则，式(1)～式(3)能够如式(4)～式(6)那样书写。

S(B1，TI)＝S_seq(1-XY)  (4)

S(B1，2TI)＝S_seq(1-XY²)  (5)

S(B1，3TI)＝S_seq(1-XY³)  (6)

通过求解式(4)～式(6)的联立方程式，从而由式(7)、(8)求出X以及Y。

$X=\frac{{[S(B1,\mathrm{TI})-S\left(B\mathrm{1,2}\mathrm{TI}\right)]}^3}{[S\left(B\mathrm{1,2}\mathrm{TI}\right)-S\left(B\mathrm{1,3}\mathrm{TI}\right)][{\left\{S\left(B\mathrm{1,2}\mathrm{TI}\right)\right\}}^2-S(B1,\mathrm{TI})S\left(B\mathrm{1,3}\mathrm{TI}\right)]}---\left(7\right)$

$Y=\frac{S\left(B\mathrm{1,2}\mathrm{TI}\right)-S\left(B\mathrm{1,3}\mathrm{TI}\right)}{S(B1,\mathrm{TI})-S\left(B\mathrm{1,2}\mathrm{TI}\right)}---\left(8\right)$

在此，根据定义，由于X＝1-cos(B1·α)，因此B1能够由式(9)计算出。

$B1=\frac{\arccos (1-X)}{\mathrm{\&alpha;}}---\left(9\right)$

在本实施方式中，由于根据由TI不同的至少三次信号获取序列得到的图像来求解联立方程式能够求出B1分布，因此能够在数秒这样的极短时间内进行B1分布测量。

如上所述，根据TI不同的数次测量结果(信号强度)来求解联立方程式能够正确地求出B1分布，在运算的容易性这点上也是适合的，通过对多次测量结果进行拟合，从而还能够计算B1分布。

另外，在本实施方式中，为了求解上述的联立方程式，需要至少三个图像(执行三次信号获取序列)，但如果是在前脉冲施加后的自旋纵向驰豫时间的范围内，则也可以是三次以上。另外，多个信号获取序列的TI，在上述的例子中设为整数比，但只要分别不同即可，也可以是整数比以外的值。

关于信号获取序列，只要是在短时间内获取图像数据，则不限于图4所示的序列，还可以进行各种变更。

例如，也可以不是隔着一定的间隔来执行图3所示的TI不同的三个信号获取序列，而是不设置间隔地连续执行多个信号获取序列。或者，还可以在信号获取序列的前后不测量回波，而在与信号获取序列相同的TR连续地施加RF脉冲(图3的301)。这些变更例中，通过连续施加RF脉冲，从而能够将自旋维持在稳定状态，能够抑制在信号获取序列内产生对比度差的情况。

另外，虽然在图4中示出了采用一个方向的相位编码脉冲的GrE系的脉冲序列，但还可以采用组合双轴方向的编码脉冲来以辐射状扫描k空间的所谓辐射式的脉冲序列。

辐射式的脉冲序列的一例在图5中示出。在该信号获取序列中，将RF脉冲501与切片倾斜磁场脉冲502一起进行施加，接着在双轴方向(Gp方向以及Gr方向)分别施加倾斜磁场脉冲504、506、以及极性反转后的倾斜磁场脉冲505、507，测量在倾斜磁场脉冲504、506的施加量和倾斜磁场脉冲505、507的施加量的绝对值相同的时刻成为峰值的梯度回波信号508。从激励至使回波信号产生为止的时间即回波时间TE是决定图像对比度的参数，根据拍摄的目标能够任意设定。

将所测量的一个回波信号508配置在k空间所形成的数据成为穿过k空间的原点、且相对于k空间的座标轴的角度由双轴的倾斜磁场脉冲的施加量而决定的一列的数据(辐条)。按每个重复时间TR，在使双轴方向的倾斜磁场脉冲的施加量与其比值不同的同时重复数次以上步骤，从而能够在k空间上旋转的同时获取数据。在采用该脉冲序列的情况下，也通过将RF脉冲501的翻转角设为10度以下，将TR设为数ms之程度，从而即使在将重复次数设为200次(辐条数为200)的情况下，也能够以0.1秒的程度获取一个k空间数据。

在辐射式的脉冲序列的情况下，由于各辐条的数据穿过k空间的中心，因此式(1)表示的信号强度成为对所有数据中最初的辐条获取时至最后的辐条获取时为止的纵向驰豫的影响进行平均所得的值，但如上述，由于所有数据的获取时间短，因此与在采用图4的信号获取序列时同样地，通过式(1)～式(9)的计算能够计算B1分布。

作为其他变更例，还可采用对图4所示的信号获取序列的切片轴(Gs)施加了切片编码倾斜磁场的3D脉冲序列(图6)。

通过采用3D脉冲序列，从而可测量三维的B1分布。

<第二实施方式>

《B1分布测量(步骤202)》

在本实施方式中，其特征在于，根据通过执行自施加前脉冲起的经过时间不同的至少两次图像用信号获取序列(第一B1分布测量序列)、和前脉冲施加的条件与第一B1分布测量序列不同的信号获取序列(第二B1分布测量序列)从而获取的至少三个图像，来计算B1分布。

图7(a)是表示第一B1分布测量序列710、和第二B1分布测量序列720之间的关系的图。第一B1分布测量序列710与图3所示的第一实施方式同样，通过由翻转角为90度以上的RF脉冲组成的前脉冲711、和继其之后的至少两次信号获取序列713、715而构成。但是，在第一实施方式中，在前脉冲711施加后的自旋的纵向驰豫时间以内执行了至少三次信号获取序列，相比之下，在本实施方式中，信号获取序列713、715只要执行2次以上即可。

第二B1分布测量序列720由不采用前脉冲的单一信号获取序列721组成。在图7(a)中，在第一B1分布测量序列710之前配置第二B1分布测量序列720，但如图7(b)所示，也可以在第一B1分布测量序列710之后的纵向驰豫时间TD经过之后配置第二B1分布测量序列720。

信号获取序列713、715以及721，与第一实施方式同样地，只要是能在短时间内收集k空间数据的脉冲序列，则与种类无关。例如，可以采用图4、图5所示那样的GrE系的脉冲序列。

《B1分布计算(步骤203)》

接着，说明根据由图7所示的B1测量脉冲序列得到的k空间数据来计算B1的方法。

第二B1分布测量序列720(信号获取序列721)可以视作采用翻转角为0度的前脉冲的信号获取序列，所获取的图像的、某个关注像素的信号强度，由在式(1)中设α＝0°的式(10)来给出。

S₀＝Sseq  (10)

另一方面，将前脉冲711的翻转角设为α，在自施加前脉冲711起的经过时间TI、TI×2中，获取了k空间的中心数据的最初的信号获取序列713、715之中，关注像素的信号强度由式(11)、式(12)来给出。

$\frac{S(B1,\mathrm{TI})}{S_0}=1-(1-\cos (B1\&CenterDot;\mathrm{\&alpha;}))\exp (-\mathrm{TI}/T1)---\left(11\right)$

$\frac{S(B1,2\mathrm{TI})}{S_0}=1-(1-\cos (B1\&CenterDot;\mathrm{\&alpha;}))\exp (-2\mathrm{TI}/T1)---\left(12\right)$

将式(11)以及式(12)如式(13)、式(14)那样进行变形，

$(1-\cos (B1\&CenterDot;\mathrm{\&alpha;}))\exp (-\mathrm{TI}/T1)=1-\frac{S(B1,\mathrm{TI})}{S_0}---\left(13\right)$

$(1-\cos (B1\&CenterDot;\mathrm{\&alpha;}))\exp (-2\mathrm{TI}/T1)=1-\frac{S(B1,2\mathrm{TI})}{S_0}---\left(14\right)$

通过对式(13)进行平方并除以式(14)，从而采用式(15)求出B1分布。

$B1=\frac{\arccos (1-\frac{{(S_0-S(B1,\mathrm{TI}))}^2}{S_0(S_0-S\left(B\mathrm{1,2}\mathrm{TI}\right))})}{\mathrm{\&alpha;}}---\left(15\right)$

另外，在图7所示的例子中，第二B1分布测量序列由不采用前脉冲的信号获取序列构成，但在本实施方式中，第一以及第二B1分布测量序列中的前脉冲的施加条件(翻转角)不同，且只要执行至少三个信号获取序列即可，例如图8所示，还可由第1翻转角的前脉冲811的施加和两个信号获取序列813、815来构成第一B1分布测量序列810，由与第1翻转角不同的第2翻转角的前脉冲821的施加和一个信号获取序列823来构成第二B1分布测量序列820。第1翻转角以及第2翻转角之间的关系并未特别限定，可以是例如90度与0度、90度与180度等的组合。

另外，在图中，第一B1分布测量序列810和第二B1分布测量序列820也可以调换顺序。任一情况下，都优选将第一测量和第二测量之间(前脉冲的施加间隔TD)设定为纵向驰豫时间以上，由此能够提高B1分布测量的精度。

根据本实施方式，与非专利文献2所记载的技术相比，由于只要对翻转角进行一次变更即可，因此能够将摄像时间缩短为[2÷(非专利文献2的翻转角变化次数)]。另外，与第一实施方式相比较的情况下，由于还采用翻转角的数据，因此能够测量更高精度的B1分布。

另外，在重复B1分布测量序列的情况下，若缩短其间隔(前脉冲施加间隔TD)，则有可能变成在不充分驰豫的状态下施加下一前脉冲，采用式(10)～式(15)的计算误差变大。该问题通过如上述那样将TD设定为纵向驰豫时间以上从而能够得以解决，但在B1分布测量序列中的最后的信号获取序列之后，还可增加强制性地产生纵向驰豫的RF脉冲，以缩短前脉冲施加间隔。作为强制性地产生纵向驰豫的RF脉冲，可以采用强度与前脉冲相同而相位相反的RF脉冲，通过采用这样的强制纵向驰豫脉冲，从而即使缩短摄像时间，也能够进行精度高的B1分布的计算。

<第三实施方式>

《B1分布测量(步骤202)》

在本实施方式中，执行基准图像获取序列以及多个信号获取序列，在该基准图像获取序列中不施加前脉冲而获取信号，在该多个信号获取序列中，在前脉冲施加后从施加前脉冲至获取k空间中心的信号为止的时间TI不同，通过采用TI与基准图像不同的多个图像的矩阵运算从而能够计算B1分布。

图9表示本实施方式中的前脉冲、和信号获取序列之间的关系。图9与表示前脉冲与信号获取序列之间的关系的图7类似，但在本实施方式中，信号获取序列是在前脉冲的影响大的期间内获取信号的、TI短的序列，在第一以及第二实施方式中，最初的信号获取序列的TI和继其之后的信号获取序列的TI之间的比值为整数比，相比之下，在本实施方式中不限于整数比。

信号获取序列903、905、907、……，与第一实施方式同样地，可以设为图4所示那样的TR短的梯度回波系的脉冲序列，优选为中心级、且设定翻转角较小。前脉冲901为非选择性的翻转角大的RF脉冲。基准图像获取序列900是与信号获取序列903等相同的脉冲序列，为了缩短摄像时间，优选在刚刚施加前脉冲901之前执行基准图像获取序列900。

《B1分布计算(步骤203)》

接着，说明采用由基准图像获取序列900以及信号获取序列所获取的图像进行的B1分布的计算。

关于根据在前脉冲施加后由第k个(k＝1，2，3，……n)信号获取序列所获取的信号进行重构的图像的关注像素的信号强度，若将第k个TI设为TI_k，则由与第一实施方式所示的式(1)同样的式(16)给出该信号强度。

S(B1，TI_k)＝S_seq(1-(1-cos(B1·α))exp(-TI_k/T1))  (16)

式中，与式(1)相同的符号具有相同的意思。

另一方面，关于由前脉冲紧前面的基准图像获取序列所获得的图像的相同关注像素，由于与在式(16)中设α＝0的情况相同，因此由与式(10)相同的式(17)给出信号强度。

S₀＝S_seq  (17)

若用式(16)除以式(17)，并取自然对数，则如式(18)那样，可以由log(1-cos(B1·α))和(-TIk/T1)的线性结合来表示。

$\log (1-\frac{S(B1,{\mathrm{TI}}_k)}{S_0})=\log (1-\cos (B_1\&CenterDot;\mathrm{\&alpha;}))-\frac{{\mathrm{TI}}_k}{T_1}---\left(18\right)$

若针对根据各信号获取序列得到的TI不同的图像进行同样的计算，则得到式(19)的联立方程式。

S＝A·X

$S=\left(\begin{array}{c}{W}_1\&CenterDot;\log (1-\frac{S(B_1,{\mathrm{TI}}_1)}{S_0})\\ W_2\&CenterDot;\log (1-\frac{S(B_1,{\mathrm{TI}}_2)}{S_0})\\ W_3\&CenterDot;\log (1-\frac{S(B_1,{\mathrm{TI}}_3)}{S_0})\\ W_4\&CenterDot;\log (1-\frac{S(B_1,{\mathrm{TI}}_4)}{S_0})\\ .\\ .\\ .\\ .\end{array}\right),A=\left(\begin{array}{cc}{W}_1& W_1\\ W_2& W_2\&CenterDot;\frac{{\mathrm{TI}}_2}{{\mathrm{TI}}_1}\\ W_3& W_3\&CenterDot;\frac{{\mathrm{TI}}_3}{{\mathrm{TI}}_1}\\ W_4& W_4\&CenterDot;\frac{{\mathrm{TI}}_4}{{\mathrm{TI}}_1}\\ & .\\ & .\\ & .\\ & \end{array}\right),X=\left(\begin{array}{c}\log (1-\cos (B_1\&CenterDot;\mathrm{\&alpha;}))\\ -\frac{{\mathrm{TI}}_1}{T_1}\end{array}\right)---\left(19\right)$

在此，S是1×n的矩阵，A是2×n的矩阵，X是1×2的矩阵。Wi(i＝1，2，3，……n)是各个TI对应的权重，可以任意设定。通过从左边乘以矩阵A的伪逆矩阵pinvA，从而能够求解式(19)，能够如下式(20)、(21)那样求出B1以及T1。

[数学式1]

$B_1=\frac{a\cos [1-\exp [{\left(\mathrm{pinvA}\right)}_{1i}{S}_i\left]\right]}{\mathrm{\&alpha;}}---\left(20\right)$

$T_1=-\frac{{\mathrm{TI}}_1}{{\left(\mathrm{pinvA}\right)}_{2i}{S}_i}---\left(21\right)$

在第一以及第二实施方式中，由于通过求解式(4)～(6)或者式(13)以及(14)的联立方程式，从而求出解(B1)，因此为了使解不发散，而将前脉冲后的信号获取序列的TI设为整数比，但在本实施方式中，由于不需要这样的TI的限制便能够求出解，因此前脉冲的效果强，能够以短TI来进行信号获取，能够缩短测量时间，并且能够得到高精度的B1分布。另外，在本实施方式中，可与B1分布一并计算T1分布。被计算出的T1分布，例如非专利文献4所记载的那样被利用于骨关节炎的诊断等。

另外，在图9中，说明了在前脉冲901紧前面执行基准图像获取序列900并获取基准图像的情况，但也可以在前脉冲901施加后、在经过足够的时间即T1驰豫所需要的足够的时间后，执行基准信号获取序列900。图10表示其变更例。如图示那样，在前脉冲901施加后在不同的TI执行信号获取序列903、905、907、……来获取TI不同的图像，最后将TI设定得足够长来执行基准图像获取序列900以获取基准图像。该基准图像的信号强度S0，如式(17)所示，能够表示为S0＝Sseq，因此与图9的情况同样地，能够根据式(18)～式(21)来计算B1分布以及T1分布。

<第四实施方式>

本实施方式的特征在于，以多切片的方法进行多个断面的B1分布测量。除此之外与第一～第三实施方式同样，以其不同点为中心进行说明。

图11表示本实施方式的B1分布测量序列的一例。如图所示，B1分布测量序列910由前脉冲911和继其之后的信号获取序列913、915、917组成。该B1分布测量序列910与图3所示的B1分布测量序列类似，但各信号获取序列913、915、917是分别选择相互正交的三个断面中的一个而进行的。

即，在例如图4所示的序列中，与RF脉冲401同时被施加的切片选择倾斜磁场402是按每个信号获取序列而轴不同的切片倾斜磁场，不同的断面被激励。这样，各断面的图像的自施加前脉冲911起的经过时间TI不同。隔着规定的间隔(TD)重复同样的B1分布测量序列920、930。此时，将在各B1分布测量序列所含的信号获取序列中被选择的切片(断面)的顺序变更为循环。例如，在最初的B1分布测量序列910中，设为轴向面(AX)、矢状面(SG)、冠状面(COR)的顺序，在接下来的B1分布测量序列920中，设为SG→COR→AX的顺序，在接下来的B1分布测量序列830中，设为COR→AX→SG的顺序。由此，在第三次的B1分布测量序列930结束的时刻，关于轴向面(AX)、矢状面(SG)、冠状面(COR)的各个面，能够得到TI不同的三个图像数据(TI1、TI2、TI3的k空间数据)。

图9示出了多个断面相互正交的三个断面的情况，但在多个断面为相互平行的断面的情况下，通过改变各信号获取序列中的切片选择条件，从而与正交三断面的情况同样地，关于多个平行的断面而能够得到3组或者3组以上的图像数据。

之后，采用这3组的数据，根据式(1)～式(9)计算B1分布，这与是第一实施方式同样的。

代替图9所示的B1分布测量序列，也可以是图7(a)或(b)所示的B1分布测量序列，这种情况下，也能够与第二实施方式同样地，采用式(10)～式(15)，针对各断面计算B1分布。

另外，通过不施加前脉冲而得到基准图像，从而能够与第三实施方式同样地，采用式(18)～(21)计算B1分布。

本实施方式对于需要多个断面的B1分布的RF匀场是有效的。根据本实施方式，与第一～第三实施方式相比较，虽然断面数越多而测量时间越多，但由于一次B1分布测量序列的测量时间只是寥寥数秒之程度，因此能够在10～30秒之程度的短时间内针对3断面测量B1分布。

<第五实施方式>

本实施方式分多次对B1分布的计算所采用的k空间数据进行测量。即，其特征在于，进行基于多次触发方式的测量。除此之外，与第一实施方式～第三实施方式相同，以其不同点为中心进行说明。

在本实施方式中，如图12所示，进行多次由前脉冲101和多个信号获取序列103、105、107组成的B1分布测量序列100。各次中采用同一翻转角的前脉冲101，但在一次信号获取序列中获取k空间数据的一部分，以多次获取所有k空间数据。k空间的分割方法未被特别限定，既可以如图示那样简单地分割为多个区域，也可以按各个信号获取序列110、120、130、……对相位编码步骤进行粗略测量，始终按规定的TI对与k空间的中心最近的数据进行测量。

在第一～第三实施方式中，说明了在一次获取所有k空间数据时获取该中心数据的定时被设定为规定的TI(自施加前脉冲起的经过时间)的情况，但在该情况下，k空间数据中包括TI不同的数据。在本实施方式中，由于分开获取k空间数据，因此能够减少k空间数据中所含的、TI与规定的TI不同的数据的比例。其结果，虽然信号获取时间延长数倍触发，但能够提高B1分布测量的精度。

本实施方式尤其在采用图5所示那样的辐射序列或图6所示那样的3D脉冲序列作为信号获取序列的情况下是有效的。

<第六实施方式>

在第一、第二实施方式中，说明了在一次前脉冲之后接着执行TI不同的多个信号获取序列的情况，但本实施方式的特征在于，在一次前脉冲后执行一次信号获取序列，使信号获取序列的TI不同地重复由该一次前脉冲和一次信号获取序列组成的B1分布测量序列，从而得到TI不同的多个图像数据。

图13表示本实施方式的B1分布测量序列。图13(a)表示根据本实施方式变更了第一实施方式的B1分布测量序列的情况，图13(b)表示根据本实施方式变更了第二实施方式的B1分布测量序列的情况。在图13(a)中，三次B1分布测量序列1110、1120、1130中采用的前脉冲111以及信号获取序列113、115、117三次均相同，仅仅TI不同。另外，在图13(b)中，三次B1分布测量序列1140、1150、1160中采用的信号获取序列114、116、118相同，但第一次B1分布测量序列1140不采用前脉冲(相当于翻转角0)。另外，第二次B1分布测量序列1150和第三次B1分布测量序列1160中仅仅TI不同。

如前述，信号获取序列中采用的RF脉冲是翻转角为10度以下的低翻转角脉冲，但在连续执行的情况下，后续的信号获取序列会受前面的信号获取序列中施加的RF脉冲的影响。在本实施方式中，由于单独执行TI不同的信号获取序列，因此能够不受彼此的RF脉冲的影响地，得到反映了正确的TI的图像数据。另外，由于B1分布测量序列的重复次数是3次左右，因此重复所带来的测量时间的延长少，图13(a)、(b)的任一情况下都能够以15秒左右完成B1分布所需要的数据的收集。

以上，对图2所示的本发明的MRI装置的动作中、按线圈的每个通道进行的B1测量步骤202以及B1分布计算步骤203的典型实施方式进行了说明，但这些实施方式可适当进行组合，另外脉冲序列和其重复次数等不限于例示，可进行各种变更。

《RF脉冲的振幅以及相位的设定(步骤204、205)》

接着，说明采用步骤203中计算出的B1分布的RF脉冲的调整(图2的步骤204、205)。在此，说明RF线圈是由多个小型RF线圈组成的多阵列线圈，具有能够按每个小型RF线圈独立地进行控制的供电点(通道)的情况。

在将RF线圈的通道数设为N，将按每个通道求出的B1分布设为B1n(r)，将对各小型RF线圈提供的高频信号的振幅以及相位设为An、

时，作为整体的磁场分布B1_total(r)能够由式(22)表示。

使式(22)的振幅以及相位的组

变化，求出形成均匀的磁场分布B1(r)作为磁场分布B1_total(r)(r为实际空间座标的位置)的振幅以及相位的组。该计算可以采用公知的非线性最佳算法来求解，例如能够采用对由式(22)求出的B1_total(r)和作为目标的磁场分布之间的均方误差的平方根进行最小化的最佳算法，求出振幅以及相位的组

。

将所求出的振幅以及相位的组设定在各小型RF线圈中。具体而言，通过序列发生器4以及调制器12调整对RF线圈的各通道提供的高频脉冲的振幅和定时。

采用在步骤204、205中设定的振幅以及相位进行所希望的摄像(步骤206)。另外，步骤202中测量的B1分布取决于进行了测量的被检体的部位。因此，在被检体、摄像部位产生了变化的情况下，优选进行B1分布的重新测量。图14示出包括被检体、摄像部位的变更的过程。在图14中，与图2相同的步骤用相同的符号表示。在该流程中，在摄像部位、被检体改变的定时(步骤207)，返回步骤201，进行B1分布的测量、和反映了该结果的各小型RF线圈的振幅以及相位的设定。这样，通过仅在被检体、摄像部位产生了变化时进行B1分布测量，从而能够减少B1分布测量的次数，能够使检查的通过量(through-put)提高。

另外，在以上的实施方式中，说明了RF线圈为多阵列线圈的情况，但在采用独立的多个RF线圈作为RF线圈的情况下，也同样能够应用。

另外，在图2以及图14所示的流程中，示出了针对由多个通道构成的照射线圈，按每个通道测量B1分布的情况，但也可以组合2个以上的通道来获取B1分布。例如，在4通道的照射线圈的情况下，使之不同于3通道的组合而进行4次图像获取。由此，3通道的B1分布所合成的B1分布由式(5)来计算。例如，由4次B1分布测量得到的B1分布(B11～B14)成为下式(23)～(26)。

B11＝B1a+B1b+B1c  (23)

B12＝B1b+B1c+B1d  (24)

B13＝B1a+B1c+B1d  (25)

B14＝B1a+B1b+B1d  (26)

从而，基于这些公式，采用下式(27)～(30)能够求出各通道的B1a～B1d。

B1a＝{(B11+B13+B14)-2B12}/3  (27)

B1b＝{(B11+B12+B14)-2B13}/3  (28)

B1c＝{(B11+B12+B13)-2B14}/3  (29)

B1d＝{(B12+B13+B14)-2B11}/3  (30)

求出各通道的B1分布之后的步骤204如上所述。

另外，在仅采用2通道进行RF匀场的情况下，也可以组合所采用的2通道来获取图像。

另外，在以上的实施方式中，说明了采用B1分布测量的结果来对RF线圈的相位和振幅进行调整的情况，但本发明的特征之一在于，B1分布测量的方法即具备特定的B1分布测量序列的MRI装置，代替采用所测量的B1分布来调整RF线圈的相位和振幅，还可以采用B1分布而对采用摄像序列收集的数据进行校正。这种情况下，关于单独的RF线圈也能够应用本发明。

进一步计算出的B1分布，还可以不是用于RF匀场，而是用于获取T2分布时的后处理中，即在对因B1不均匀而引起的T2值的误差进行补正时采用。关于采用了B1分布进行的T2值的补正，在例如非专利文献5中有记载。

将以上的各实施方式的说明中明确的本发明的特征进行总结如下。即，

本发明的MRI装置的特征在于具备：RF照射部，对被检体照射用于产生核磁共振的高频磁场(B1)；摄像部，采用B1分布测量序列来摄像上述被检体，该B1分布测量序列是具有设置了自施加高频磁场前脉冲起的经过时间(TI)来获取核磁共振信号的信号获取序列而形成的；以及运算部，采用核磁共振信号来重构被检体的图像，运算部采用图像来求出RF照射部的照射磁场分布，运算部采用经过时间不同的多个图像来求出上述照射磁场分布。

优选B1分布测量序列包括经过时间不同的多个信号获取序列，运算部采用由经过时间不同的多个信号获取序列分别获取的核磁共振信号，来对经过时间不同的多个图像进行重构。

另外优选，摄像部执行高频磁场前脉冲的施加条件不同的多个B1分布测量序列来分别获取图像，运算部采用由高频磁场前脉冲的施加条件不同的多个B1分布测量序列分别得到的图像来求出上述照射磁场分布。

另外优选，在多个B1分布测量序列当中，第一B1分布测量序列是不采用高频磁场前脉冲地执行的信号获取序列，第二B1分布测量序列包括高频磁场前脉冲的施加和继其之后的至少两次信号获取序列。

另外优选，运算部采用对由第一B1分布测量序列的信号获取序列得到的核磁共振信号进行了重构的图像的信号强度、与对由第二B1分布测量序列的多个信号获取序列分别得到的核磁共振信号进行了重构的多个图像的信号强度之间的比值，来求解矩阵式，从而计算照射磁场分布。

另外优选，摄像部针对多个断面分别执行上述B1分布测量序列，运算部针对多个断面的每一个断面求出照射磁场分布。

另外优选，信号获取序列是多切片摄像序列或者三维摄像序列。

另外优选，摄像部包括高频磁场前脉冲的施加条件相同的多个上述B1分布测量序列，采用该多个B1分布测量序列分割并获取图像的重构所需要的所有数据。

另外优选，摄像部使经过时间不同地执行数次B1分布测量序列，运算部采用由各B1分布测量序列得到的核磁共振信号来重构经过时间不同的多个图像。

另外优选，高频磁场前脉冲是翻转角为90度以上的高频磁场脉冲。

另外优选，信号获取序列重复施加翻转角为10度以下的高频磁场脉冲来获取核磁共振信号。

另外优选，摄像部使多个信号获取序列连续，且按固定的重复时间来施加高频磁场脉冲。

另外优选，信号获取序列包括不伴随核磁共振信号的获取而执行的高频磁场脉冲的施加。

另外优选，运算部通过采用经过时间不同的多个图像的信号强度来求解联立方程式，从而求出照射磁场分布。

另外优选，信号获取序列是以辐射状对k空间进行扫描来获取核磁共振信号的脉冲序列。

另外优选，运算部基于所计算出的照射磁场分布，来调整对RF照射部提供的高频磁场的相位和振幅中的至少一方。

另外优选，RF照射部具有多个通道，摄像部按每个通道执行B1分布测量序列来摄像上述被检体，运算部按每个通道求出上述照射磁场分布。

另外，本发明的照射磁场测量方法的特征在于，对具备RF照射部的磁共振摄像装置中的照射部的上述照射磁场分布进行测量，该方法包括：测量步骤，执行信号获取序列，该信号获取序列设置了自RF照射部施加高频磁场前脉冲起的经过时间(TI)来获取核磁共振信号；图像重构步骤，采用核磁共振信号来重构被检体的图像；以及照射磁场分布计算步骤，采用图像来求出RF照射部的照射磁场分布，在照射磁场分布计算步骤中采用经过时间不同的多个图像来求出照射磁场分布。

优选，在测量步骤中执行自施加高频磁场前脉冲起的经过时间不同的多个信号获取序列，在图像重构步骤中采用由经过时间不同的多个信号获取序列分别获取的核磁共振信号，来对经过时间不同的多个图像进行重构。

另外优选，测量步骤包括：不采用高频磁场前脉冲地仅执行信号获取序列的步骤；和执行高频磁场前脉冲的施加和继其之后的至少两次信号获取序列的步骤，在照射磁场分布计算步骤中，通过采用对由各信号获取序列分别得到的核磁共振信号进行重构而得到的多个图像的信号强度之比，来求解矩阵式，从而计算照射磁场分布。

<实施例1>

采用图13(a)所示的B1分布测量序列，根据以下参数得到TI不同的三个图像数据。摄像时间是15秒。

前脉冲：翻转角90度

TR：5000ms

相位编码数：64

TI：150ms、300ms、450ms

采用这些图像数据计算B1分布的结果在图15中示出。

<实施例2>

采用图13(b)所示的B1分布测量序列，根据与实施例1相同的参数得到TI不同的三个图像数据。摄像时间为15秒。采用这些图像数据计算B1分布的结果在图16中示出。

由这些实施例所得到的结果(图15、图16)是与采用现有方法(DoubleAngle法)得到的结果(图17)等同的精度。

<实施例3>

采用图9所示的B1分布测量序列，在TR以及相位编码数与实施例1同样、TI1＝50ms、TI2＝150ms的情况下，得到包括一个基准图像的三个图像数据。摄像时间为约500ms。在将编码数从64减成32的情况下，进一步能够将摄像时间缩短为350ms。采用这些图像数据以与第三实施方式同样的计算方法计算B1分布的结果在图18中示出。

对本发明的方法和现有方法(DAM)之间的计算精度进行比较的结果在图19中示出。在图中，图(a)表示DAM，图(b)表示实施例1，图(c)表示实施例3。图19的横轴表示在发射线圈中设定的实际的翻转角，纵轴表示按各个方法进行计算还根据B1求出的翻转角，如果完全没有计算误差，则纵轴和横轴一致，成为y＝x的图表。可知实施例3的方法能够以最佳精度计算出B1分布。

另外，关于摄像时间，在以相同的摄像参数进行测量的情况下，可知DAM耗费10.8分钟，然而在实施例1、2中能够大幅缩减为15秒，在实施例3中能够进一步缩减为500ms。

产业上的可利用性

根据本发明，能够在极短时间内进行现有的RF脉冲的磁场分布测量(B1测量)。因此，由于能够根据摄像部位的变化实时地进行B1测量和基于其结果的RF脉冲的控制，因此能够减轻因摄像时间延长而对被检体造成的负担，并且在易受被检体的体内的磁场影响的高磁场MRI中，能够提供一种排除了其磁场影响的诊断性能高的图像。

符号说明

2：静磁场产生系统，3：倾斜磁场产生系统，4：序列发生器，5：发射系统，6：接收系统，7：信号处理系统，8：CPU，11：高频振荡器，12：调制器，13：放大器，14a：高频线圈(发射线圈)。

Claims (20)

1.一种磁共振摄像装置，其特征在于，具备：

RF照射部，其对被检体照射用于产生核磁共振的高频磁场(B1)；

摄像部，其采用B1分布测量序列来摄像所述被检体，该B1分布测量序列是具有设置了自施加高频磁场前脉冲起的经过时间(TI)来获取核磁共振信号的信号获取序列而形成的；以及

运算部，其采用所述核磁共振信号来重构所述被检体的图像，

所述运算部采用所述图像来求出所述RF照射部的照射磁场分布，

所述运算部采用所述经过时间不同的多个图像来求出所述照射磁场分布。

2.根据权利要求1所述的磁共振摄像装置，其特征在于，

所述B1分布测量序列包括所述经过时间不同的多个信号获取序列，

所述运算部采用由所述经过时间不同的多个信号获取序列分别获取的核磁共振信号，来对所述经过时间不同的多个图像进行重构。

3.根据权利要求1所述的磁共振摄像装置，其特征在于，

所述摄像部执行所述高频磁场前脉冲的施加条件不同的多个B1分布测量序列来分别获取图像，

所述运算部采用由所述高频磁场前脉冲的施加条件不同的多个B1分布测量序列分别得到的图像来求出所述照射磁场分布。

4.根据权利要求3所述的磁共振摄像装置，其特征在于，

在所述多个B1分布测量序列当中，第一B1分布测量序列是不采用所述高频磁场前脉冲地执行的信号获取序列，第二B1分布测量序列包括所述高频磁场前脉冲的施加和继其之后的至少两次信号获取序列。

5.根据权利要求4所述的磁共振摄像装置，其特征在于，

所述运算部通过采用对由所述第一B1分布测量序列的信号获取序列得到的核磁共振信号进行了重构的图像的信号强度、和对由所述第二B1分布测量序列的多个信号获取序列分别得到的核磁共振信号进行了重构的多个图像的信号强度之间的比值，来求解矩阵式，从而计算所述照射磁场分布。

6.根据权利要求1所述的磁共振摄像装置，其特征在于，

所述摄像部针对多个断面分别执行所述B1分布测量序列，

所述运算部针对所述多个断面的每一个断面求出所述照射磁场分布。

7.根据权利要求6所述的磁共振摄像装置，其特征在于，

所述信号获取序列是多切片摄像序列或者三维摄像序列。

8.根据权利要求1所述的磁共振摄像装置，其特征在于，

所述摄像部包括所述高频磁场前脉冲的施加条件相同的多个所述B1分布测量序列，由该多个B1分布测量序列分割并获取所述图像的重构所需要的所有数据。

9.根据权利要求1所述的磁共振摄像装置，其特征在于，

所述摄像部使所述经过时间不同地执行数次所述B1分布测量序列，

所述运算部采用由各B1分布测量序列得到的核磁共振信号，来重构所述经过时间不同的多个图像。

10.根据权利要求1所述的磁共振摄像装置，其特征在于，

所述高频磁场前脉冲是翻转角为90度以上的高频磁场脉冲。

11.根据权利要求2所述的磁共振摄像装置，其特征在于，

所述信号获取序列重复施加翻转角为10度以下的高频磁场脉冲来获取所述核磁共振信号。

12.根据权利要求11所述的磁共振摄像装置，其特征在于，

所述摄像部使所述多个信号获取序列连续，且按固定的重复时间施加所述高频磁场脉冲。

13.根据权利要求12所述的磁共振摄像装置，其特征在于，

所述信号获取序列包括不伴随核磁共振信号的获取而执行的高频磁场脉冲的施加。

14.根据权利要求1所述的磁共振摄像装置，其特征在于，

所述运算部通过采用所述经过时间不同的多个图像的信号强度来求解联立方程式，从而求出所述照射磁场分布。

15.根据权利要求1所述的磁共振摄像装置，其特征在于，

所述信号获取序列是以辐射状对k空间进行扫描来获取所述核磁共振信号的脉冲序列。

16.根据权利要求1所述的磁共振摄像装置，其特征在于，

所述运算部基于所计算出的所述照射磁场分布来调整对所述RF照射部提供的高频磁场的相位和振幅中的至少一方。

17.根据权利要求1所述的磁共振摄像装置，其特征在于，

所述RF照射部具有多个通道，

所述摄像部按每个所述通道执行所述B1分布测量序列来摄像所述被检体，

所述运算部按每个所述通道来求出所述照射磁场分布。

18.一种照射磁场测量方法，其特征在于，对具备RF照射部的磁共振摄像装置中的所述RF照射部的所述照射磁场分布进行测量，该照射磁场测量方法包括：

测量步骤，执行信号获取序列，该信号获取序列设置了自所述RF照射部施加高频磁场前脉冲起的经过时间(TI)来获取核磁共振信号；

图像重构步骤，采用所述核磁共振信号来重构所述被检体的图像；以及

照射磁场分布计算步骤，采用所述图像来求出所述RF照射部的照射磁场分布，

在所述照射磁场分布计算步骤中，采用所述经过时间不同的多个图像来求出所述照射磁场分布。

19.根据权利要求18所述的照射磁场测量方法，其特征在于，

在所述测量步骤中，执行自施加所述高频磁场前脉冲起的所述经过时间不同的多个信号获取序列，

在所述图像重构步骤中，采用由所述经过时间不同的多个信号获取序列分别获取的核磁共振信号，来对所述经过时间不同的多个图像进行重构。

20.根据权利要求19所述的照射磁场测量方法，其特征在于，

所述测量步骤包括：

不采用所述高频磁场前脉冲地仅执行信号获取序列的步骤；以及

执行所述高频磁场前脉冲的施加和继其之后的至少两次信号获取序列的步骤，

在所述照射磁场分布计算步骤中，通过采用对由各信号获取序列分别得到的核磁共振信号进行重构而得到的多个图像的信号强度之比，来求解矩阵式，从而计算所述照射磁场分布。

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