JP2010142411A - Magnetic resonance imaging apparatus - Google Patents
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Abstract
Description
本発明は、被検体の原子核スピンをラーモア周波数の高周波(RF: radio frequency)信号で磁気的に励起し、この励起に伴って発生する核磁気共鳴(NMR:nuclear magnetic resonance)信号から画像を再構成する磁気共鳴イメージング(MRI: Magnetic Resonance Imaging)装置に係り、特に、撮像条件に応じて感度補正用またはSNR補正用のデータを収集するためのプリスキャンに用いるコイルを選択することが可能な磁気共鳴イメージング装置に関する。 The present invention magnetically excites a subject's nuclear spin with a radio frequency (RF) signal of a Larmor frequency, and re-images the nuclear magnetic resonance (NMR) signal generated by this excitation. This is related to the magnetic resonance imaging (MRI) device, and in particular, it is possible to select a coil used for pre-scanning to collect data for sensitivity correction or SNR correction according to imaging conditions. The present invention relates to a resonance imaging apparatus.
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ＭＲ信号から画像を再構成する撮像法である。 Magnetic resonance imaging is an imaging method in which a nuclear spin of a subject placed in a static magnetic field is magnetically excited with an RF signal having a Larmor frequency, and an image is reconstructed from an MR signal generated by the excitation.
この磁気共鳴イメージングの分野において、FSE (fast spin echo)法と呼ばれるデータ収集法が知られている。FSE法は、90°励起パルスを印加した後に180°パルスを繰り返し印加してエコーを多く発生させ、それぞれのエコーについて独立して位相エンコードを行うことによってNMRデータを収集するデータ収集法である。FSE法によれば、横緩和(T2)強調画像データや高分解画像データが得られる。 In the field of magnetic resonance imaging, a data collection method called FSE (fast spin echo) method is known. The FSE method is a data collection method for collecting NMR data by applying a 180 ° pulse repeatedly after applying a 90 ° excitation pulse to generate many echoes, and independently performing phase encoding for each echo. According to the FSE method, lateral relaxation (T2) weighted image data and high resolution image data can be obtained.
さらに、FSE法を発展させた技術としてFASE (fast asymmetric spin echoまたはfast advanced spin echo)法が知られている。FASE法は、FSE法においてETL (echo train length)を270まで拡張させ、ハーフフーリエ法を組合せることによって撮像時間の短縮を図ったデータ収集法である。 Furthermore, FASE (fast asymmetric spin echo or fast advanced spin echo) method is known as a technology developed from the FSE method. The FASE method is a data collection method in which the ETL (echo train length) is extended to 270 in the FSE method and the imaging time is shortened by combining the half Fourier method.
これらFSE法またはFASE法によるデータ収集は、FSEシーケンスまたはFASEシーケンスを実行することによって行われるが、FSEシーケンスやFASEシーケンスを実行すると、渦電流の発生の影響を受けてCPMG (Carr-Purcell Meiboom-Gill sequence)系列の条件からのずれが生じる。このため、感度むらやSNR (signal to noise ratio)の低下が発生する場合がある。そこで、画像データを収集するためのイメージングスキャン（本スキャン）に先立って、感度むら、信号低下、ゴースト等の画質劣化を防ぐための補正量を求めるプリスキャンが実行される。そして、プリスキャンにより求めた補正量を用いてRF信号や傾斜磁場を調整してイメージングスキャンが行われる。 Data collection by these FSE or FASE methods is performed by executing FSE or FASE sequences. However, when FSE or FASE sequences are executed, CPMG (Carr-Purcell Meiboom- Gill sequence) Deviation from the sequence conditions occurs. For this reason, sensitivity unevenness and a decrease in SNR (signal to noise ratio) may occur. Therefore, prior to an imaging scan (main scan) for collecting image data, a pre-scan for obtaining a correction amount for preventing image quality degradation such as uneven sensitivity, signal degradation, and ghost is executed. Then, an imaging scan is performed by adjusting the RF signal and the gradient magnetic field using the correction amount obtained by the pre-scan.
FSE法やFASE法におけるプリスキャンでは、一般的に位相エンコード(PE: phase encode)を行わないFSEシーケンスまたはFASEシーケンスで補正用のエコーデータが収集される。そして、１番目のエコー信号と２番目のエコー信号との間における０次と１次の位相差がそれぞれRF補正データおよび傾斜磁場補正データとして測定される。 In the pre-scan in the FSE method or the FASE method, correction echo data is generally collected in an FSE sequence or FASE sequence that does not perform phase encoding (PE). Then, the zero-order and first-order phase differences between the first echo signal and the second echo signal are measured as RF correction data and gradient magnetic field correction data, respectively.
さらに、このように得られたRF補正データおよび傾斜磁場補正データを用いてイメージングスキャンが実行される。すなわち、エコー信号の０次の位相差であるRF補正データを用いてイメージングスキャンでは０次の位相差がキャンセルされるようにRF信号の送信位相が補正される。また、エコー信号の１次の位相差である傾斜磁場補正データを用いてイメージングスキャンでは１次の位相差がキャンセルされるように読出し(RO: readout)方向における傾斜磁場に補正パルスが付加される。これにより、傾斜磁場が補正される。(例えば特許文献１参照)
一方、画像上に現れるゴーストを低減するために、プリスキャンにより位相エンコードを行わずに補正データを収集し、イメージングスキャンによって収集されたデータに対する後処理として補正データを用いてデータの位相補正を行う技術も知られている。
Furthermore, an imaging scan is executed using the RF correction data and gradient magnetic field correction data obtained in this way. That is, the RF signal transmission phase is corrected so that the zero-order phase difference is canceled in the imaging scan using the RF correction data that is the zero-order phase difference of the echo signal. Further, a correction pulse is added to the gradient magnetic field in the readout (RO) direction so that the primary phase difference is canceled in the imaging scan using the gradient magnetic field correction data which is the primary phase difference of the echo signal. . Thereby, the gradient magnetic field is corrected. (For example, see Patent Document 1)
On the other hand, in order to reduce ghosts appearing on the image, correction data is collected without performing phase encoding by pre-scan, and phase correction of data is performed using correction data as post-processing for data collected by imaging scan. Technology is also known.
また、近年では、複数の表面コイル（コイル要素）を備えたフェーズドアレイコイル(PAC: phased array coil)を用いてエコーデータが収集される。そして、従来、PACを備えたMRI装置では、表面コイルを用いて上述したプリスキャンが行われている。
しかしながら表面コイルを用いた従来のプリスキャンでは、撮像部位や撮影視野(FOV: field of view)等の撮像条件と表面コイルとの関係によっては、適切な補正データが得られない場合がある。例えば、FOVが大きい場合に、不適切な位置に設置された表面コイルでプリスキャンを行うと、不均一な補正データが取得される恐れがある。このように、プリスキャンに用いられる補正データ収集用の表面コイルが不適切であることに起因して渦電流による画質劣化に対する補正が良好に行われない場合があるという問題がある。そして、このような問題は、FSE法やFASE法以外のデータ収集法においても共通の問題である。 However, in the conventional pre-scan using the surface coil, appropriate correction data may not be obtained depending on the relationship between the imaging condition such as the imaging region and field of view (FOV) and the surface coil. For example, when the FOV is large, if pre-scanning is performed with a surface coil installed at an inappropriate position, non-uniform correction data may be acquired. As described above, there is a problem in that correction of image quality deterioration due to eddy current may not be performed satisfactorily due to an inappropriate surface coil for collecting correction data used for pre-scanning. Such a problem is common to data collection methods other than the FSE method and the FASE method.
本発明はかかる従来の事情に対処するためになされたものであり、プリスキャンにおいてより適切なコイルを用いることによって平均的でバランスのとれた補正データを収集し、収集された補正データを用いてより画質が改善された画像データを取得するイメージングを行うことが可能な磁気共鳴イメージング装置を提供することを目的とする。 The present invention has been made in order to cope with such a conventional situation, and collects average and balanced correction data by using a more appropriate coil in the pre-scan, and uses the collected correction data. It is an object of the present invention to provide a magnetic resonance imaging apparatus capable of performing imaging for acquiring image data with improved image quality.
本発明に係る磁気共鳴イメージング装置は、上述の目的を達成するために、請求項１に記載したように、補正データを求めるためのデータを収集するプリスキャン用の受信コイルを撮影計画領域およびコイルの感度情報に基づいて全身用コイルおよびコイル要素のいずれかに決定する受信コイル決定手段と、前記プリスキャンによって収集された前記データから前記補正データを求め、求めた前記補正データを反映させたイメージングを行うことにより画質を改善させた画像データを取得する画像データ取得手段とを有することを特徴とするものである。 In order to achieve the above-described object, a magnetic resonance imaging apparatus according to the present invention includes a pre-scan receiving coil for collecting data for obtaining correction data as an imaging plan area and a coil. Receiving coil determining means for determining one of the whole body coil and coil element based on the sensitivity information, and the correction data is obtained from the data collected by the pre-scan, and the reflected correction data is reflected. And image data acquisition means for acquiring image data whose image quality is improved by performing.
本発明に係る磁気共鳴イメージング装置においては、プリスキャンにおいてより適切なコイルを用いることによって平均的でバランスのとれた補正データを収集し、収集された補正データを用いてより画質が改善された画像データを取得するイメージングを行うことができる。 In the magnetic resonance imaging apparatus according to the present invention, average and balanced correction data is collected by using a more appropriate coil in the pre-scan, and an image with improved image quality using the collected correction data. Imaging to acquire data can be performed.
本発明に係る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。 Embodiments of a magnetic resonance imaging apparatus according to the present invention will be described with reference to the accompanying drawings.
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。 FIG. 1 is a configuration diagram showing an embodiment of a magnetic resonance imaging apparatus according to the present invention.
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と、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とを図示しないガントリに内蔵した構成である。
The magnetic
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。
In addition, the magnetic
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。
The static
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。
A
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はガントリに内蔵されず、寝台３７や被検体Ｐ近傍に設けられる場合もある。
The gradient
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。
The gradient
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。
The X-axis gradient magnetic
RFコイル２４は、送信器２９および受信器３０と接続される。RFコイル２４は、送信器２９からRF信号を受けて被検体Ｐに送信する機能と、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。
The
図２は図１に示すRFコイル２４の詳細構成の一例を示す図であり、図３は図２に示す被検体Ｐの体表側に設けられるコイル要素２４ｃの配置例を示す図、図４は図２に示す被検体Ｐの背面側に設けられるコイル要素２４ｃの配置例を示す図である。
2 is a diagram showing an example of a detailed configuration of the
図２に示すようにRFコイル２４は、筒状の全身用(WB:whole-body)コイル２４ａとフェーズドアレイコイル２４ｂを備えている。フェーズドアレイコイル２４ｂは、複数のコイル要素（表面コイル）２４ｃを備えており、被検ｃｈ体Ｐの体表側と背面側とにそれぞれ複数のコイル要素２４ｃが配置される。
As shown in FIG. 2, the
例えば図３に示すように被検体の体表側には、広範囲の撮影部位がカバーされるようにｘ方向に４列、ｚ方向に８列の合計３２個のコイル要素２４ｃが配置される。また、図４に示すように被検体の背面側にも同様に広範囲の撮影部位がカバーされるようにｘ方向に４列、ｚ方向に８列の合計３２個のコイル要素２４ｃが配置される。背面側では、被検体Ｐの背骨の存在を考慮した感度向上の観点から、体軸付近に他のコイル要素２４ｃよりも小さいコイル要素２４ｃが配置される。
For example, as shown in FIG. 3, a total of 32
一方、受信器３０は、デュプレクサ３０ａ，アンプ３０ｂ、切換合成器３０ｃおよび受信系回路３０ｄを備えている。デュプレクサ３０ａは、送信器２９、WBコイル２４ａおよびWBコイル２４ａ用のアンプ３０ｂと接続される。アンプ３０ｂは、各コイル要素２４ｃおよびWBコイル２４ａの数だけ設けられ、それぞれ個別に各コイル要素２４ｃおよびWBコイル２４ａと接続される。切換合成器３０ｃは、単一または複数個設けられ、切換合成器３０ｃの入力側は、複数のアンプ３０ｂを介して複数のコイル要素２４またはWBコイル２４ａと接続される。受信系回路３０ｄは、各コイル要素２４ｃおよびWBコイル２４ａの数以下となるように所望の数だけ設けられ、切換合成器３０ｃの出力側に設けられる。
On the other hand, the
WBコイル２４ａは、RF信号の送信用のコイルとして用いることができる。また、NMR信号の受信用のコイルとして各コイル要素２４ｃを用いることができる。さらに、WBコイル２４ａを受信用のコイルとして用いることもできる。
The
このため、デュプレクサ３０ａは、送信器２９から出力された送信用のRF信号をWBコイル２４ａに与える一方、WBコイル２４ａにおいて受信されたNMR信号を受信器３０内のアンプ２４ｄを経由して切換合成器３０ｃに与えるように構成されている。また、各コイル要素２４ｃにおいて受信されたNMR信号もそれぞれ対応するアンプ２４ｄを経由して切換合成器３０ｃに出力されるように構成されている。
For this reason, the
切換合成器３０ｃは、コイル要素２４ｃやWBコイル２４ａから受けたNMR信号の合成処理および切換を行って、対応する受信系回路３０ｄに出力するように構成されている。換言すれば、受信系回路３０ｄの数に合わせてコイル要素２４ｃやWBコイル２４ａから受けたNMR信号の合成処理および切換が切換合成器３０ｃにおいて行われ、所望の複数のコイル要素２４ｃを用いて撮影部位に応じた感度分布を形成して様々な撮影部位からのNMR信号を受信できるように構成されている。
The switching
ただし、コイル要素２４ｃを設けずに、WBコイル２４ａのみでNMR信号を受信するようにしてもよい。また、切換合成器３０ｃを設けずに、コイル要素２４ｃやWBコイル２４ａにおいて受信されたNMR信号を直接受信系回路３０ｄに出力するようにしてもよい。さらに、より多くのコイル要素２４ｃを広範囲に亘って配置することもできる。
However, the NMR signal may be received only by the
図５は、図２に示す被検体Ｐの体表側に設けられるコイル要素２４ｃの別の配置例を示す図、図６は図２に示す被検体Ｐの背面側に設けられるコイル要素２４ｃの別の配置例を示す図である。
FIG. 5 is a diagram showing another arrangement example of the
図５および図６に示すようにさらに多くのコイル要素２４ｃを被検体Ｐの周囲に配置することができる。図５に示す例では、ｘ方向に４列、ｚ方向に４列の１６要素のコイル要素２４ｃで構成されるコイルユニット２４ｄがｚ方向に３つ配置されているため合計４８要素のコイル要素２４ｃが被検体Ｐの体表側に設けられることとなる。また、図６に示す例では、ｘ方向に４列、ｚ方向に８列の３２要素のコイル要素２４ｃで構成されるコイルユニット２４ｅが背骨側に、図示しない２要素のコイル要素２４ｃを備えたコイルユニット２４ｆが顎付近に、図示しない１２要素のコイル要素２４ｃを備えたコイルユニット２４ｇが頭部にそれぞれは位置されるため、合計４６要素のコイル要素２４ｃが被検体Ｐの背面側に設けられることとなる。そして、図５およびう図６に示すように被検体Ｐの体表側および背面側にコイル要素２４ｃを配置すれば、合計９４要素のコイル要素２４ｃが被検体の周囲に配置されることとなる。各コイル要素２４ｃは、図示しないコイルポートを経由してそれぞれ専用のアンプ３０ｂと接続される。
As shown in FIGS. 5 and 6,
そして、コイル要素２４ｃを多数被検体Ｐの周囲に配置することによって、コイルや被検体Ｐの位置を移動させることなく複数の撮影部位からのデータを受信することが可能な全身用のフェーズドアレイコイル２４ｂを形成することが可能となる。WBコイル２４ａもコイルや被検体Ｐの位置を移動させることなく複数の撮影部位からのデータを受信することが可能であるが、全身用のフェーズドアレイコイル２４ｂを受信用のコイルとして用いれば、より撮影部位に適した感度およびより良好なSNR でデータを受信することが可能となる。
Then, by arranging a number of
一方、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。
On the other hand, the
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。
In addition, the
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。
For this reason, the
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。
Further, the
図７は、図１に示すコンピュータ３２の機能ブロック図である。
FIG. 7 is a functional block diagram of the
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、ｋ空間データベース４２、画像再構成部４３、画像データベース４４、画像処理部４５、データ補正部４６および感度マップデータベース４７として機能する。また、撮像条件設定部４０は、プリスキャン用コイル選択部４０A、RF送信位相補正部４０Bおよび傾斜磁場強度補正部４０Cを備えている。
The
撮影条件設定部４０は、入力装置３３からの指示情報に基づいてパルスシーケンスを含む撮影条件を設定し、設定した撮影条件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。特に、撮影条件設定部４０では、画像データの取得用のイメージングスキャンに先立ってプリスキャンを実行するための撮影条件を設定する機能が備えられる。
The imaging condition setting unit 40 has a function of setting imaging conditions including a pulse sequence based on instruction information from the
プリスキャンでは、渦電流の影響やハードウェアの設計誤差によるRF信号および傾斜磁場のずれに起因して画像データに生じる感度むら、SNRの低下、ゴーストの発生、リンギング等の画質劣化を抑制するための任意の補正法による補正データを作成するためのデータが収集される。従って撮影条件設定部４０では、イメージングスキャン用のイメージングシーケンスおよびプリスキャン用のシーケンスが設定される。イメージングシーケンスとしては、FSEシーケンスやFASEシーケンス等の任意のシーケンスを設定することができる。また、プリスキャン用のシーケンスは、イメージングシーケンスと同種で位相エンコードを行わないシーケンスとすることが実用的な一例である。 In pre-scanning, in order to suppress image quality degradation such as uneven sensitivity in image data due to the influence of eddy currents and deviations in RF signals and gradient magnetic fields due to hardware design errors, SNR reduction, ghosting, ringing, etc. Data for creating correction data by any correction method is collected. Accordingly, the imaging condition setting unit 40 sets an imaging sequence for imaging scan and a sequence for prescan. An arbitrary sequence such as an FSE sequence or a FASE sequence can be set as the imaging sequence. It is a practical example that the pre-scan sequence is the same type as the imaging sequence and does not perform phase encoding.
また、撮影条件設定部４０では、複数のコイル要素２４ｃを用いてイメージングを行うパラレルイメージング(PI)用の撮影条件を設定する機能が備えられる。PIは、複数のコイル要素２４ｃを用いてエコーデータを受信し、かつ位相エンコードをスキップさせることによって画像再構成に必要な位相エンコード数を減らす撮像法である。原理的には、位相エンコード数を、最大で画像再構成に必要な位相エンコード数のコイル要素２４ｃの数分の１に減らすことができる。PIが行われる場合には、エコーデータの収集に用いるコイル要素２４ｃの数や各コイル要素２４ｃと撮影部位を関連付けた情報を始めとしてPIに必要な情報が撮影条件として設定される。
The imaging condition setting unit 40 has a function of setting imaging conditions for parallel imaging (PI) in which imaging is performed using a plurality of
撮影条件設定部４０のプリスキャン用コイル選択部４０Aは、撮影領域およびRFコイル２４の感度分布情報に基づいてプリスキャン用のシーケンスに従ってデータを収集するための適切な受信コイルを決定する機能と、決定された受信コイルを用いてプリスキャンにおいてデータが収集されるようにシーケンスコントローラ制御部４１に受信コイル情報を与えることによってシーケンスコントローラ３１を制御する機能とを有する。具体的には、プリスキャン用コイル選択部４０Aは、予め取得したWBコイル２４ａの感度マップ、各コイル要素２４ｃの感度マップおよび撮像計画に基づいてプリスキャンで使用する受信コイルをWBコイル２４ａか特定の単一または複数のコイル要素２４ｃに切換える機能を備えている。
The pre-scanning
感度マップデータベース４７には、予め取得したWBコイル２４ａの感度マップおよび各コイル要素２４ｃの感度マップが保存される。そして、プリスキャン用コイル選択部４０Aは、プリスキャンで使用する受信コイルを切換える際に、感度マップデータベース４７に保存されたWBコイル２４ａの感度マップおよび各コイル要素２４ｃの感度マップを参照できるように構成される。
In the
図８は、図７に示すプリスキャン用コイル選択部４０Aにおいてプリスキャン用の受信コイルとしてWBコイル２４ａが決定される場合の例を示す概念図である。
FIG. 8 is a conceptual diagram showing an example in which the
図８に示すように、RFコイル２４である筒状のWBコイル２４ａ内に被検体Ｐがセットされ、被検体Ｐの周囲には複数のコイル要素（表面コイル）２４ｃが配置される。そして、腰椎を撮像する場合には、点線で囲まれた広範囲の領域が撮影領域、FOVまたは2次元(2D: two-dimensional)撮像におけるスラブ等の撮影計画領域Rとして設定される。
As shown in FIG. 8, a subject P is set in a
ここで、WBコイル２４ａの感度マップは、WBコイル２４ａ内をカバーするように平均的に分布するものとなるが、コイル要素２４ｃの感度マップは、各コイル要素２４ｃによって形成可能な分布を有するものとなる。尚、これらの感度マップは予め感度マップ収集用のスキャンの実行により取得することができる。
Here, the sensitivity map of the
従って、図８に示すように撮影計画領域RがWBコイル２４ａ内において広範囲に広がる場合には、WBコイル２４ａ内において感度マップが平均的に分布するWBコイル２４ａを用いてプリスキャンを実行した方がコイル要素２４ｃを用いてプリスキャンを実行する場合に比べて撮像条件によらず平均的でバランスのとれた適切な補正データの取得に繋がることになる。よって、図８に示すような広範囲の撮影計画領域Rが設定された場合には、プリスキャン用コイル選択部４０Aは、WBコイル２４ａをプリスキャン用の受信コイルとして決定するように構成される。
Therefore, as shown in FIG. 8, when the imaging plan area R extends over a wide range in the
図９は、図７に示すプリスキャン用コイル選択部４０Aにおいてプリスキャン用の受信コイルとして特定のコイル要素２４ｃが決定される場合の例を示す概念図である。
FIG. 9 is a conceptual diagram showing an example in which a
図９に示すように、RFコイル２４である筒状のWBコイル２４ａ内に被検体Ｐがセットされ、被検体Ｐの周囲には複数のコイル要素２４ｃが配置される。そして、肩を撮像する場合には、点線で囲まれた局所的な領域が撮影領域、FOVまたは2D撮像におけるスラブ等の撮影計画領域Rとして設定される。
As shown in FIG. 9, a subject P is set in a
図９に示すように撮影計画領域RがWBコイル２４ａ内において局所的に存在する場合には、撮影計画領域Rをカバーするように分布する感度マップを有する、または形成することが可能な単一または複数のコイル要素２４ｃを用いてプリスキャンを実行した方がWBコイル２４ａを用いてプリスキャンを実行する場合に比べて撮像条件によらず高精度で適切な補正データの取得に繋がることになる。よって、図９に示すような局所的な撮影計画領域Rが設定された場合には、プリスキャン用コイル選択部４０Aは、対応する単一または複数のコイル要素２４ｃをプリスキャン用の受信コイルとして決定するように構成される。
As shown in FIG. 9, when the imaging plan area R exists locally in the
上述したような受信コイルをWBコイル２４ａとするかまたはコイル要素２４ｃとするかの判定は、撮影計画領域Rの体積FとWBコイル２４ａの感度マップの（データ領域の）体積Wwとの比F/Wwまたは撮影計画領域Rの体積Fと単一または複数のコイル要素２４ｃにより形成される感度マップの体積Weとの比F/Weに基づいて数値的に行うことができる。
Whether the receiving coil as described above is the
例えば撮影計画領域Rの体積FとWBコイル２４ａの感度マップの体積Wwとの比F/Wwが60%以上である場合のように十分大きい場合には、WBコイル２４ａをプリスキャン用の受信コイルとして決定することができる。尚、図８に示す撮影計画領域Rは、十分に大きい場合に相当する。
For example, when the ratio F / Ww between the volume F of the imaging plan area R and the volume Ww of the sensitivity map of the
一方、撮影計画領域Rの体積FとWBコイル２４ａの感度マップの体積Wwとの比F/Wwが例えば30以下である場合のように十分小さい場合には、コイル要素２４ｃをプリスキャン用の受信コイルとして決定することができる。尚、図９に示す撮影計画領域Rは、十分に小さい場合に相当する。
On the other hand, when the ratio F / Ww between the volume F of the imaging plan area R and the volume Ww of the sensitivity map of the
また、撮影計画領域Rの体積FとWBコイル２４ａの感度マップの体積Wwとの比F/Wwが上記のいずれの場合にも該当せず中間値をとる場合には、予め決定した他の条件により受信コイルをWBコイル２４ａとするかまたはコイル要素２４ｃとするかの判定を行うことができる。
When the ratio F / Ww between the volume F of the imaging plan area R and the volume Ww of the sensitivity map of the
例えば、撮影計画領域Rの体積FとWBコイル２４ａの感度マップの体積Wwとの比F/Wwが中間値をとる場合には、WBコイル２４ａをプリスキャン用の受信コイルとして決定するようにしてもよい。つまりWBコイル２４ａを優先的にプリスキャン用の受信コイルとして用いるように条件を決定することができる。或いは、撮影計画領域Rの大きさに基づいて判定を行うこともできる。例えば、撮影計画領域Rの各軸方向における長さがそれぞれ0.2m未満である場合には、コイル要素２４ｃをプリスキャン用の受信コイルとして決定する一方、0.2m以上である場合には、WBコイル２４ａをプリスキャン用の受信コイルとして決定することができる。さらに別の例としては、WBコイル２４ａおよびコイル要素２４ｃの双方をプリスキャン用の受信コイルとして用い、より適切な値を示す一方のデータを補正データの作成用に採用することもできる。具体例としては、０次の位相がより小さい方のデータを補正データの作成用に採用することができる。
For example, when the ratio F / Ww between the volume F of the imaging plan area R and the volume Ww of the sensitivity map of the
一方、上述したように、撮影計画領域Rの体積Fとコイル要素２４ｃの感度マップの体積Weとの比F/Weを指標として受信コイルをWBコイル２４ａとするかまたはコイル要素２４ｃとするかの判定を行うこともできる。
On the other hand, as described above, whether the receiving coil is the
例えば、撮影計画領域Rの体積Fとコイル要素２４ｃの感度マップの体積Weのうち最も大きい感度マップの体積Wemaxとの比F/Wemaxが300%以上である場合のように十分大きい場合には、WBコイル２４ａをプリスキャン用の受信コイルとして決定することができる。尚、図８に示す撮影計画領域Rは、十分に大きい場合に相当する。
For example, when the ratio F / Wemax between the volume F of the imaging plan area R and the volume Wemax of the largest sensitivity map among the volumes We of the sensitivity map of the
これに対し、撮影計画領域Rの体積Fとコイル要素２４ｃの感度マップの体積Weのうち最も大きい感度マップの体積Wemaxとの比F/Wemaxが例えば150%以下である場合のように十分小さい場合には、コイル要素２４ｃをプリスキャン用の受信コイルとして決定することができる。尚、図９に示す撮影計画領域Rは、十分に小さい場合に相当する。
On the other hand, when the ratio F / Wemax between the volume F of the imaging plan region R and the volume Wemax of the sensitivity map of the sensitivity map of the
尚、撮像計画領域Rの体積FがWBコイル２４ａの感度マップの体積Wwよりも大きい場合がある。このような場合には、WBコイル２４ａの感度マップに基づいて無信号部分における体積W0を求め、撮像計画領域の体積Fから無信号部分における体積W0を差し引いた体積を撮像計画領域の体積Fとみなして上述の判定を行ってもよい。
The volume F of the imaging plan area R may be larger than the volume Ww of the sensitivity map of the
図１０は、図２に示すWBコイル２４ａの感度マップの体積Wwよりも撮像計画領域の体積Fが大きい場合における無信号領域および撮像計画領域の断面図である。
FIG. 10 is a cross-sectional view of the no-signal area and the imaging plan area when the volume F of the imaging plan area is larger than the volume Ww of the sensitivity map of the
図１０に示すように、撮像計画領域Rの体積FがWBコイル２４ａの感度マップの体積Wwよりも大きい場合には、隅に無信号領域が存在するので無信号領域の体積W0を撮像計画領域の体積Fから差し引いて受信コイルの選択の判定を行うことができる。
As shown in FIG. 10, when the volume F of the imaging plan area R is larger than the volume Ww of the sensitivity map of the
上述した受信コイルの決定方法の他、撮像計画領域Rの大きさのみに基づいて受信コイルを決定することもできる。例えば、コイル要素２４ｃやWBコイル２４ａの感度マップは既知であるから、実際には上述した体積比を計算するまでもなく、撮像計画領域Rの大きさが予め設定された閾値を超えるか否か或いは予め設定された閾値以下であるか否かを判定することによってプリスキャン用の受信コイルをWBコイル２４ａおよび特定のコイル要素２４ｃのいずれかに決定することができる。
In addition to the reception coil determination method described above, the reception coil can be determined based only on the size of the imaging plan area R. For example, since the sensitivity maps of the
また、複数のコイル要素２４ｃをプリスキャン用の受信コイルとして用いる場合に、コイル要素２４ｃの数よりも少ない数の受信チャンネルでデータを収集する、いわゆるチャンネルの縮退を行うこともできる。特に、イメージングスキャンにおいてチャンネルの縮退を行う場合には、プリスキャンにおいてもチャンネルの縮退を行うことが望ましい。
When a plurality of
チャンネルの縮退を行う場合には、複数のコイル要素２４ｃによって感度マップが形成され、感度マップに応じてそれぞれのコイル要素２４ｃによって受信された受信信号が合成されてチャンネル数以下の受信データが生成される。そして、生成された受信データが受信チャンネルに出力される。従って、チャンネルの縮退のために複数のコイル要素２４ｃによって形成される合成感度マップが事前に収集されて感度マップデータベース４７に保存される。そして、感度マップデータベース４７に保存された合成感度マップの体積に基づいて上述した受信コイルの決定が行われる。
When performing channel degeneration, a sensitivity map is formed by the plurality of
そして、このようにして決定された受信コイルを用いてデータ収集を行うためのプリスキャン用のパルスシーケンスが撮像条件設定部４０において設定される。尚、WBコイル２４ａを用いてオブリーク撮像でないプリスキャンを行う場合には、位相エンコード方向におけるエンドスポイラ傾斜磁場パルスやプリパルスに対応するスポイラ傾斜磁場パルスを印加しないシーケンスをプリスキャン用に設定することができる。
Then, the imaging condition setting unit 40 sets a pre-scanning pulse sequence for collecting data using the reception coil determined in this way. When performing pre-scanning that is not oblique imaging using the
プリスキャン用のシーケンスは、上述したように位相エンコード用の傾斜磁場パルスが印加されないシーケンスであり、補正データを作成するためのデータを収集するためのシーケンスである。補正データとしては、イメージングスキャンにおけるRF信号の送信位相を補正するための位相補正データや傾斜磁場強度を補正するための傾斜磁場補正データが挙げられる。この他、イメージングスキャンによって収集されたデータの位相を補正する後処理において用いられる位相補正データを作成するためのテンプレートデータと呼ばれるデータをプリスキャンによって収集することもできる。 As described above, the pre-scan sequence is a sequence in which a gradient magnetic field pulse for phase encoding is not applied, and is a sequence for collecting data for creating correction data. Examples of the correction data include phase correction data for correcting the transmission phase of the RF signal in the imaging scan and gradient magnetic field correction data for correcting the gradient magnetic field strength. In addition, data called template data for creating phase correction data used in post-processing for correcting the phase of data collected by the imaging scan can also be collected by pre-scanning.
また、撮像条件設定部４０では、上述したように、イメージングスキャン用の撮影条件も設定される。ただし、上述した位相補正データや傾斜磁場補正データに基づいてRF送信位相や傾斜磁場強度が補正された撮影条件が設定される。 In addition, as described above, the imaging condition setting unit 40 also sets imaging conditions for the imaging scan. However, imaging conditions in which the RF transmission phase and the gradient magnetic field intensity are corrected based on the above-described phase correction data and gradient magnetic field correction data are set.
RF送信位相補正部４０Bは、ｋ空間データベース４２からプリスキャンによって収集されたデータを取得し、１番目のエコー信号と２番目のエコー信号との間における０次の位相差をRF送信位相補正データとして求める機能と、RF送信位相補正データに基づいて０次の位相差がキャンセルされるようにイメージングスキャン用のRF送信位相を補正することにより補正後の撮影条件を設定する機能とを有する。 The RF transmission phase correction unit 40B acquires data collected by the pre-scan from the k-space database 42, and calculates the zero-order phase difference between the first echo signal and the second echo signal as RF transmission phase correction data. And a function of setting the corrected imaging condition by correcting the RF transmission phase for imaging scan so that the zero-order phase difference is canceled based on the RF transmission phase correction data.
傾斜磁場強度補正部４０Cは、ｋ空間データベース４２からプリスキャンによって収集されたデータを取得し、１番目のエコー信号と２番目のエコー信号との間における１次の位相差を傾斜磁場補正データとして求める機能と、傾斜磁場補正データに基づいて１次の位相差がキャンセルされるようにイメージングスキャン用の傾斜磁場を補正することにより補正後の撮影条件を設定する機能とを有する。例えば、傾斜磁場強度補正部４０Cは、読出し方向における傾斜磁場に補正パルスを付加することによって傾斜磁場を補正するように構成される。 The gradient magnetic field intensity correction unit 40C acquires data collected by prescan from the k-space database 42, and uses the primary phase difference between the first echo signal and the second echo signal as gradient magnetic field correction data. And a function for setting the corrected imaging condition by correcting the gradient magnetic field for imaging scan so that the primary phase difference is canceled based on the gradient magnetic field correction data. For example, the gradient magnetic field intensity correction unit 40C is configured to correct the gradient magnetic field by adding a correction pulse to the gradient magnetic field in the reading direction.
次に、コンピュータ３２の他の機能について説明する。
Next, other functions of the
シーケンスコントローラ制御部４１は、入力装置３３からのスキャン開始指示情報を受けた場合に、撮影条件設定部４０からパルスシーケンスを含む撮影条件をシーケンスコントローラ３１に与えることにより駆動制御させる機能を有する。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空間データベース４２に形成されたｋ空間に配置する機能を有する。このため、ｋ空間データベース４２には、受信器３０において生成された各生データがｋ空間データとして保存される。
The sequence
画像再構成部４３は、ｋ空間データベース４２からｋ空間データを取り込んでフーリエ変換(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再構成する機能と、再構成して得られた画像データを画像データベース４４に書き込む機能を有する。このため、画像データベース４４には、画像再構成部４３において再構成された画像データが保存される。 The image reconstruction unit 43 has a function of reconstructing image data by acquiring k-space data from the k-space database 42 and performing an image reconstruction process including Fourier transform (FT). A function of writing the received image data into the image database 44. For this reason, the image database 44 stores the image data reconstructed by the image reconstruction unit 43.
画像処理部４５は、画像データベース４４から画像データを取り込んで必要な画像処理を行って表示用の2次元の画像データを生成する機能と、生成した表示用の画像データを表示装置３４に表示させる機能を有する。特に、PIによりエコーデータが収集される場合には、各コイル要素２４ｃに対応する画像データに対してPIの条件に基づいてPIにおける後処理であるunfolding処理を行うことにより、展開された画像データが生成される。従って、画像処理部４５では、PIにより取得された複数の画像データに対するunfolding処理が行われる。unfolding処理には、各コイル要素２４ｃの感度分布が用いられる。従って、画像処理部４５は、感度マップデータベース４７に保存された各コイル要素２４ｃの感度マップを参照できるように構成される。
The
データ補正部４６は、イメージングスキャンにおいて収集されたデータに対する後処理用の補正データがプリスキャンによって取得された場合に、後処理用の補正データに基づいてイメージングスキャンによって取得されたｋ空間データまたは画像データを補正する機能を有する。
The
例えば、データ補正部４６は、プリスキャンによって収集された複数のテンプレートデータをｋ空間データベース４２から読み込んで、リードアウト方向に１次元(1D)の高速フーリエ変換(FFT: Fast Fourier Transform)を行うことにより時系列の複数のデータを再構成し、1D FFT後の基準となるデータ、例えば最初のデータと他のデータとの間における位相の差分を位相エンコード方向における位相補正データとして求めることができる。また、例えば、データ補正部４６は、ｋ空間データベース４２から読み込んだテンプレートデータまたはペアをなす２つのテンプレートデータ間における位相の差分値を対応するイメージング用のｋ空間データに対するリードアウト方向の位相補正データとすることができる。
For example, the
そして、データ補正部４６は、イメージングスキャンによって収集され、ｋ空間データベース４２に保存されたｋ空間データの位相シフトがキャンセルされるように、位相補正データを用いて位相エンコード方向および／またはリードアウト方向における位相を補正するように構成される。すなわち、データ補正部４６は、ｋ空間データベース４２からイメージングスキャンによって収集されたｋ空間データを読み込んで、位相補正後のｋ空間データをｋ空間データベース４２に書き込むように構成される。
The
一方、データ補正部４６がプリスキャンによって収集されたテンプレートデータから画像データに対する位置補正量を求めて、イメージングスキャンによって収集された画像データに対する位置補正を行うように構成することもできる。すなわち、データ補正部４６が、画像データベース４４からイメージングスキャンによって収集された画像データを読み込んで、位置補正量を用いた位置補正後の画像データを画像データベース４４に書き込むように構成することもできる。尚、画像データに対する位置補正量は、上述した位相補正量をIFT (inverse Fourier transform)することによって求めることができる。
On the other hand, the
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。
Next, the operation and action of the magnetic
図１１は、図１に示す磁気共鳴イメージング装置２０により受信コイルの選択処理を行って決定された受信コイルを用いたプリスキャンを伴うイメージングスキャンによって被検体Ｐの画像データを取得する際の手順を示すフローチャートであり、図中Ｓに数字を付した符号はフローチャートの各ステップを示す。
FIG. 11 shows a procedure for acquiring image data of the subject P by an imaging scan including a pre-scan using the receiving coil determined by performing a receiving coil selection process by the magnetic
まずステップＳ１において、プリスキャン用の受信コイルの選択およびプリスキャン用の撮影条件の設定が撮影条件設定部４０において行われる。すなわち、入力装置３３からの情報に従って撮影条件設定部４０において撮影計画領域Rを含むプリスキャン用の撮影条件が決定される。次に、プリスキャン用コイル選択部４０Aは、設定された撮影計画領域の体積と感度マップデータベース４７から取得したWBコイル２４ａまたは各コイル要素２４ｃの感度マップの体積との比と予め決定した閾値との比較結果や撮影計画領域の大きさ等の所望の判定条件に基づいて、プリスキャン用の受信コイルをWBコイル２４ａにするか特定のコイル要素２４ｃにするかの判定を行う。これによりプリスキャン用の受信コイルが決定される。
First, in step S1, selection of a pre-scan receiving coil and setting of pre-scanning shooting conditions are performed in the shooting condition setting unit 40. That is, according to the information from the
次に、ステップＳ２において、選択された受信コイルを用いて、設定された撮影条件に従ってプリスキャンが実行される。 Next, in step S2, pre-scanning is executed according to the set imaging conditions using the selected receiving coil.
そのために、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。
For this purpose, the subject P is set on the
そして、入力装置３３からシーケンスコントローラ制御部４１にプリスキャンの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は撮影条件設定部４０から受信コイルの選択情報およびパルスシーケンスを含む撮影条件を取得して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から受けたパルス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。
Then, when a pre-scan start instruction is given from the
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ｋ空間データベース４２に形成されたｋ空間に生データをｋ空間データとして配置する。
Therefore, an NMR signal generated by nuclear magnetic resonance inside the subject P is received by the
この結果、ｋ空間データベース４２には、プリスキャンによって収集された補正データの作成用のデータが保存される。 As a result, the k-space database 42 stores data for creating correction data collected by pre-scanning.
次に、ステップＳ３において、プリスキャンによって収集されたデータからイメージングスキャンにおけるRF送信位相や傾斜磁場強度に対する補正データが求められる。そして、補正データに基づいてRF送信位相および／または傾斜磁場強度が補正されたイメージングスキャン用の撮影条件が設定される。 Next, in step S3, correction data for the RF transmission phase and gradient magnetic field strength in the imaging scan is obtained from the data collected by the pre-scan. Then, imaging conditions for the imaging scan in which the RF transmission phase and / or the gradient magnetic field intensity are corrected based on the correction data are set.
具体的には、RF送信位相補正部４０Bは、ｋ空間データベース４２からプリスキャンによって収集されたデータを取得し、１番目のエコー信号と２番目のエコー信号との間における０次の位相差をRF送信位相補正データとして求める。次に、RF送信位相補正部４０Bは、RF送信位相補正データに基づいて０次の位相差がキャンセルされるようにイメージングスキャン用のRF送信位相を補正することにより補正後の撮影条件を設定する。 Specifically, the RF transmission phase correction unit 40B acquires the data collected by the pre-scan from the k-space database 42, and calculates the 0th-order phase difference between the first echo signal and the second echo signal. Obtained as RF transmission phase correction data. Next, the RF transmission phase correction unit 40B sets the corrected imaging condition by correcting the RF transmission phase for imaging scan so that the zero-order phase difference is canceled based on the RF transmission phase correction data. .
一方、傾斜磁場強度補正部４０Cは、ｋ空間データベース４２からプリスキャンによって収集されたデータを取得し、１番目のエコー信号と２番目のエコー信号との間における１次の位相差を傾斜磁場補正データとして求める。次に、傾斜磁場強度補正部４０Cは、傾斜磁場補正データに基づいて１次の位相差がキャンセルされるようにイメージングスキャン用の傾斜磁場に補正パルスを付加する。これにより補正後の傾斜磁場が撮影条件として設定される。 On the other hand, the gradient magnetic field intensity correction unit 40C acquires data collected by pre-scanning from the k-space database 42, and corrects the first-order phase difference between the first echo signal and the second echo signal by gradient magnetic field correction. Find as data. Next, the gradient magnetic field intensity correction unit 40C adds a correction pulse to the gradient magnetic field for imaging scan so that the primary phase difference is canceled based on the gradient magnetic field correction data. Thereby, the corrected gradient magnetic field is set as the imaging condition.
尚、プリスキャンによってイメージングスキャン後における後処理用のテンプレートデータのみが収集され、RF送信位相や傾斜磁場強度に対する補正データを求めるためのデータが収集されていない場合には、RF送信位相や傾斜磁場強度の補正は行われない。 In addition, when only pre-processing template data after the imaging scan is collected by the pre-scan, and data for obtaining correction data for the RF transmission phase and gradient magnetic field strength is not collected, the RF transmission phase and gradient magnetic field are not collected. The intensity is not corrected.
次に、ステップＳ４において、設定された撮影条件に従って複数のコイル要素２４ｃを用いたPIが実行される。すなわち、プリスキャンと同様な流れでイメージングスキャンが実行され、ｋ空間データベース４２には、イメージングスキャンによって収集されたｋ空間データが保存される。
Next, in step S4, PI using a plurality of
次に、ステップＳ５において、必要なデータ補正、画像再構成、必要な画像処理および画像表示が行われる。 Next, in step S5, necessary data correction, image reconstruction, necessary image processing, and image display are performed.
すなわち、プリスキャンによってテンプレートデータが収集された場合には、データ補正部４６が、ｋ空間データベース４２からテンプレートデータを読み込んでｋ空間データに対する位相補正データまたは画像データに対する位置補正データを作成する。位相補正データが作成されている場合には、データ補正部４６は、ｋ空間データベース４２からイメージングスキャンによって収集されたｋ空間データを読み込んで、位相補正データに基づく位相補正後のｋ空間データをｋ空間データベース４２に書き込む。
That is, when template data is collected by pre-scanning, the
次に、画像再構成部４３は、ｋ空間データベース４２からｋ空間データを取り込んで画像再構成処理を施すことにより画像データを再構成し、得られた画像データを画像データベース４４に書き込む。 Next, the image reconstruction unit 43 reconstructs image data by taking k-space data from the k-space database 42 and performing image reconstruction processing, and writes the obtained image data into the image database 44.
ここで、画像データに対する位置補正データが作成されている場合には、データ補正部４６は、画像データベース４４からイメージングスキャンによって収集された画像データを読み込んで、位置補正データに基づく位置補正後の画像データを画像データベース４４に書き込む。ただし、この画像データに対する位置補正は、次のunfolding処理後の展開画像データ対して行ってもよい。
Here, when position correction data for image data has been created, the
次に、画像処理部４５は、画像データベース４４から各コイル要素２４ｃに対応する画像データを取り込んでPIの条件に基づいてPIにおける後処理であるunfolding処理を行うことにより、展開された画像データを生成する。unfolding処理に必要な各コイル要素２４ｃの感度マップは、感度マップデータベース４７から取得することができる。
Next, the
次に、画像処理部４５は、必要な画像処理を行って表示用の2次元の画像データを生成し、生成した表示用の画像データを表示装置３４に表示させる。ここで、表示装置３４に表示された画像データは、適切に選択された受信コイルを用いてプリスキャンを行うことによって取得された補正データを用いて前処理または後処理を行うことによって生成された画像データであるため、画質の劣化が低減されている。このため、ユーザは、より良好な画質を有する画像を参照することができる。
Next, the
つまり、以上のような磁気共鳴イメージング装置２０は、渦電流の影響やハードウェアの設計誤差による画質劣化を抑制するための補正データを取得するプリスキャン用の受信コイルをRFコイル２４の感度分布情報と撮影計画領域との関係に基づいてWBコイル２４ａおよび任意のコイル要素２４ｃのいずれか適切なコイルに切換えられるようにしたものである。
That is, in the magnetic
従来は、コイル要素のみを用いてプリスキャンを行っていた。このため、撮影計画領域が大きい場合には、WBコイル２４ａを用いてプリスキャンを行う方が、バランスが良く、平均的な補正量を求められるにも関わらず、アンバランスな補正量が求まる結果となっていた。
Conventionally, pre-scanning has been performed using only coil elements. For this reason, when the imaging plan area is large, pre-scanning using the
これに対して、磁気共鳴イメージング装置２０によれば、撮影計画領域に応じて適切にWBコイル２４ａまたはコイル要素２４ｃがプリスキャン用の受信コイルとして選択されるため、プリスキャンによって収集されたデータから適切な補正量データを求めることができる。この結果、補正量データに基づくRF送信位相や傾斜磁場に対する前処理またはｋ空間データや画像データに対する後処理によって、より画質が改善された画像データを生成することができる。
On the other hand, according to the magnetic
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 WBコイル
２４ｂ フェーズドアレイコイル
２４ｃ コイル要素
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
３０ 受信器
３１ シーケンスコントローラ
３２ コンピュータ
３３ 入力装置
３４ 表示装置
３５ 演算装置
３６ 記憶装置
３７ 寝台
４０ 撮像条件設定部
４０A プリスキャン用コイル選択部
４０B RF送信位相補正部
４０C 傾斜磁場強度補正部
４１ シーケンスコントローラ制御部
４２ ｋ空間データベース
４３ 画像再構成部
４４ 画像データベース
４５ 画像処理部
４６ データ補正部
４７ 感度マップデータベース
Ｐ 被検体
DESCRIPTION OF
Claims (9)
前記プリスキャンによって収集された前記データから前記補正データを求め、求めた前記補正データを反映させたイメージングを行うことにより画質を改善させた画像データを取得する画像データ取得手段と、
を有することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。 A receiving coil determining means for determining a pre-scan receiving coil for collecting data for obtaining correction data as one of a coil for whole body and a coil element based on the imaging plan area and the sensitivity information of the coil;
Image data acquisition means for acquiring the correction data from the data collected by the pre-scan, and acquiring image data with improved image quality by performing imaging reflecting the calculated correction data;
A magnetic resonance imaging apparatus comprising:
前記画像データ取得手段は、前記複数のコイル要素および前記受信チャンネルを用いて前記イメージングを行うように構成されることを特徴とする請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置。 The receiving coil determining means is configured to receive the pre-scanning receiving coil based on a sensitivity map formed by the plurality of coil elements so that the data is collected by a smaller number of receiving channels than the number of the plurality of coil elements. Is configured to determine
The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 1, wherein the image data acquisition unit is configured to perform the imaging using the plurality of coil elements and the reception channel.
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