JP2015173897A - magnetic resonance imaging apparatus - Google Patents
magnetic resonance imaging apparatus Download PDFInfo
- Publication number
- JP2015173897A JP2015173897A JP2014053828A JP2014053828A JP2015173897A JP 2015173897 A JP2015173897 A JP 2015173897A JP 2014053828 A JP2014053828 A JP 2014053828A JP 2014053828 A JP2014053828 A JP 2014053828A JP 2015173897 A JP2015173897 A JP 2015173897A
- Authority
- JP
- Japan
- Prior art keywords
- magnetic field
- gradient magnetic
- pulse sequence
- data
- magnetic resonance
- Prior art date
- Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
- Granted
Links
Images
Landscapes
- Magnetic Resonance Imaging Apparatus (AREA)
Abstract
Description
本発明の実施形態は、磁気共鳴イメージングに関する。 Embodiments of the invention relate to magnetic resonance imaging.
ＭＲＩ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パルスで磁気的に励起し、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。なお、上記ＭＲＩは磁気共鳴イメージング(Magnetic Resonance Imaging)の意味であり、ＲＦパルスは高周波パルス(radio frequency pulse)の意味であり、ＭＲ信号は核磁気共鳴信号(nuclear magnetic resonance signal)の意味である。 MRI is an imaging method in which a nuclear spin of a subject placed in a static magnetic field is magnetically excited with an RF pulse having a Larmor frequency, and an image is reconstructed from MR signals generated by the excitation. The MRI means magnetic resonance imaging, the RF pulse means radio frequency pulse, and the MR signal means nuclear magnetic resonance signal. .
ＭＲＩでは、空間的位置情報を得るために、互いに直交する傾斜磁場を静磁場に重畳して印加する。従って、ＭＲＩ装置の傾斜磁場発生システムは、被検体が置かれる撮像空間内で傾斜磁場を印加することで、ＭＲ信号に空間的な位置情報を付加する傾斜磁場コイルを備える。 In MRI, in order to obtain spatial position information, gradient magnetic fields orthogonal to each other are applied superimposed on a static magnetic field. Therefore, the gradient magnetic field generation system of the MRI apparatus includes a gradient magnetic field coil that adds spatial position information to the MR signal by applying a gradient magnetic field in the imaging space where the subject is placed.
ＭＲＩの画質劣化の要因の１つとして、上記の傾斜磁場分布の歪みが知られている。スライス選択方向、位相エンコード方向、周波数エンコード方向（読み出し方向）の各傾斜磁場の分布は、例えば、印加方向に沿った位置に応じて直線的に磁場強度が変化するのが理想である。しかしながら実際には、傾斜磁場コイルにパルス電流を供給すると渦電流が発生し、渦電流による磁場（以下、渦電流磁場と称する）が傾斜磁場に加わって傾斜磁場分布が歪む。 As one of the causes of image quality degradation of MRI, distortion of the gradient magnetic field distribution is known. Ideally, the distribution of the gradient magnetic fields in the slice selection direction, the phase encoding direction, and the frequency encoding direction (reading direction) should change the magnetic field strength linearly according to the position along the application direction, for example. However, in reality, when a pulse current is supplied to the gradient magnetic field coil, an eddy current is generated, and a magnetic field due to the eddy current (hereinafter referred to as an eddy current magnetic field) is added to the gradient magnetic field and the gradient magnetic field distribution is distorted.
そこで特許文献１では、撮像領域の位置に応じて、１次成分のみならず２次以上の成分も加味して渦電流磁場成分の振幅を時定数毎に算出している。そして、渦電流磁場が相殺されるように傾斜磁場コイルへの供給電流を補正することで、傾斜磁場波形を変形させ、目標とする傾斜磁場分布が得られるように制御している。
Therefore, in
また、特許文献２では、ファントムを用いた実験的な撮像において様々な渦補正パラメータによる渦補正を実行し、収集されたＭＲ信号への影響を測定することで、時定数の短い渦磁場に対して、撮像位置毎に渦補正パラメータを決定している。そして、頭部、腹部などの撮像部位毎の渦補正パラメータセットを用意し、撮像部位に応じていずれかを選択している。なお、時定数の長い渦電流磁場に対しては、共通の渦補正パラメータを用いる場合と、上記同様に撮像位置毎に渦補正パラメータを用意する場合とが記載されている。
Further, in
ここで、傾斜磁場パルスの内、読み出し方向傾斜磁場パルスのオン期間中において、被験体からのＭＲ信号が検出される。検出期間中の読み出し方向傾斜磁場パルスの強度が一定であれば、読み出し方向の位置と、ＭＲ信号の周波数との線形関係が確保される。 Here, the MR signal from the subject is detected during the ON period of the readout direction gradient magnetic field pulse among the gradient magnetic field pulses. If the intensity of the reading direction gradient magnetic field pulse during the detection period is constant, a linear relationship between the position in the reading direction and the frequency of the MR signal is secured.
しかし、近年の高速撮像法では、読み出し方向傾斜磁場のパルス幅が非常に短く、特許文献１や特許文献２のような優れた渦電流磁場補償が実行されても、読み出し方向傾斜磁場パルスの波形が理想的な矩形波から乖離する場合がある。その場合、読み出し方向傾斜磁場パルスの強度が一定ではない期間に等時間間隔でサンプリングされるＭＲ信号の生データは、ｋ空間（周波数空間）上では等間隔にならない。換言すれば、ＭＲ信号の各サンプリング時刻同士で、読み出し方向傾斜磁場の強度の時間積分値が等間隔とはならない。
However, in the recent high-speed imaging method, the pulse width of the readout direction gradient magnetic field is very short, and even if excellent eddy current magnetic field compensation as in
そこで、サンプリングされたＭＲ信号の生データを、ｋ空間上で等間隔となるように再配列してから、実空間データへの変換処理を実行することが望ましい。この再配列処理は、リグリッディング（regridding）と呼ばれる。 Therefore, it is desirable to execute the conversion process to the real space data after rearranging the raw data of the sampled MR signal so as to be equally spaced in the k space. This rearrangement process is called regridding.
特許文献３の従来技術では、表皮効果や渦電流などが考慮された実際の傾斜磁場発生システムに近い等価回路モデルに基づいて傾斜磁場波形を算出している。そして、このように算出された傾斜磁場波形に基づいてリグリッディング処理を実行することで、リグリッディング処理の精度の向上を図っている。
In the prior art of
ハーフフーリエ法(AFI: Asymmetric Fourier Imaging)では、例えば、エコー時間ＴＥを短縮するため、周波数エンコードステップの一部のみのＭＲ信号を収集する場合がある。即ち、検出可能なＭＲ信号が再収束によって被検体から放射されている期間の一部において、読み出し方向傾斜磁場パルスが印加される。 In the half Fourier method (AFI: Asymmetric Fourier Imaging), for example, in order to shorten the echo time TE, MR signals of only a part of the frequency encoding step may be collected. That is, the readout gradient magnetic field pulse is applied during a part of the period in which the detectable MR signal is emitted from the subject by refocusing.
以下の説明では、ハーフフーリエ法において、どの程度の割合でＭＲ信号の収集を実行するかを「データ収集割合」と称する。例えば画素数が２５６×２５６として、周波数エンコードステップ−１０〜＋１２８のみのＭＲ信号が収集される場合、データ収集割合は１３８／２５６となる。ハーフフーリエ法では、収集されなかったＭＲ信号のデータは、収集されたＭＲ信号のデータと、共役複素性とに基づいて補完（補間）される。 In the following description, the rate at which MR signal collection is executed in the half Fourier method is referred to as “data collection rate”. For example, when the number of pixels is 256 × 256 and MR signals having only frequency encoding steps −10 to +128 are collected, the data collection ratio is 138/256. In the half Fourier method, MR signal data that has not been collected is complemented (interpolated) based on the collected MR signal data and conjugate complexity.
ハーフフーリエ法の読み出し方向傾斜磁場パルスは、データ収集割合が低いほど、パルス幅が短くなって、理想的な矩形波から乖離する。従って、上記のような渦電流磁場補償の実行後においても、なお読み出し方向傾斜磁場の歪が無視できない場合に、ハーフフーリエ法において、良好な画質を得るために十分な量のＭＲ信号のデータがリグリッディング処理後に残らないことがあった。 In the readout direction gradient magnetic field pulse of the half Fourier method, as the data collection rate is lower, the pulse width becomes shorter and deviates from an ideal rectangular wave. Therefore, even if the eddy current magnetic field compensation as described above is executed, if the distortion in the readout direction gradient magnetic field cannot be ignored, a sufficient amount of MR signal data for obtaining a good image quality is obtained in the half Fourier method. Sometimes it did not remain after regridding.
このため、渦電流磁場補償の実行後においても、なお読み出し方向傾斜磁場の歪が無視できない場合に、良好な画質を得るために十分な量のＭＲ信号のデータを確実に確保するＭＲＩの新技術が要望されていた。 For this reason, even after eddy current magnetic field compensation is performed, if the distortion in the reading direction gradient magnetic field is still not negligible, a new technology for MRI that reliably ensures a sufficient amount of MR signal data to obtain good image quality Was requested.
一実施形態では、ＭＲＩ装置は、パルスシーケンスに従って読み出し方向傾斜磁場を印加しつつ撮像領域からＭＲ信号を収集し、リグリッディング処理が含まれるサンプリングをＭＲ信号に施すことでｋ空間データを生成し、ｋ空間データに基づいて画像を再構成するものである。このＭＲＩ装置は、判定部と、撮像条件設定部とを有する。
判定部は、パルスシーケンスの条件から得られる読み出し方向傾斜磁場の強度及び波形に基づいて、リグリッディング処理後のｋ空間データの不足量を算出する。
撮像条件設定部は、ｋ空間データの不足が解消されるように、上記不足量に応じたパルスシーケンスの条件補正を実行する。
In one embodiment, the MRI apparatus collects MR signals from the imaging region while applying a reading direction gradient magnetic field according to a pulse sequence, and generates k-space data by performing sampling including a gridding process on the MR signals. The image is reconstructed based on the k-space data. The MRI apparatus includes a determination unit and an imaging condition setting unit.
The determination unit calculates an insufficient amount of k-space data after the regridding process based on the strength and waveform of the gradient magnetic field in the readout direction obtained from the pulse sequence conditions.
The imaging condition setting unit executes the condition correction of the pulse sequence according to the shortage amount so that the shortage of k-space data is resolved.
以下、ＭＲＩ装置及びＭＲＩ方法の実施形態について、添付図面に基づいて説明する。なお、各図において同一要素には同一符号を付し、重複する説明を省略する。 Hereinafter, embodiments of an MRI apparatus and an MRI method will be described with reference to the accompanying drawings. In addition, in each figure, the same code | symbol is attached | subjected to the same element and the overlapping description is abbreviate | omitted.
＜本実施形態の構成＞
図１は、本実施形態のＭＲＩ装置１０の全体構成の一例を示すブロック図である。ここでは一例として、ＭＲＩ装置１０の構成要素を寝台装置２０、ガントリ３０、制御装置４０の３つに分けて説明する。
<Configuration of this embodiment>
FIG. 1 is a block diagram showing an example of the overall configuration of the
第１に、寝台装置２０は、支持台２１と、天板２２と、支持台２１内に配置される天板移動機構２３とを有する。
天板２２の上面には、被検体Ｐが載置される。また、天板２２の上面には、被検体Ｐに装着されるＲＦコイル装置１００が接続される接続ポート２５が複数配置される。
First, the
A subject P is placed on the top surface of the
支持台２１は、天板２２を水平方向（装置座標系のＺ軸方向）に移動可能に支持する。天板移動機構２３は、天板２２がガントリ３０外に位置する場合に、支持台２１の高さを調整することで天板２２の鉛直方向の位置を調整する。また、天板移動機構２３は、天板２２を水平方向に移動させることで天板２２をガントリ３０内に入れ、撮像後には天板２２をガントリ３０外に出す。
The
第２に、ガントリ３０は、例えば円筒状に構成され、撮像室に設置される。ガントリ３０は、静磁場磁石３１と、シムコイルユニット３２と、傾斜磁場コイルユニット３３と、ＲＦコイルユニット３４とを有する。
Second, the
静磁場磁石３１は、例えば超伝導コイルであり、円筒状に構成される。静磁場磁石３１は、後述の制御装置４０の静磁場電源４２から供給される電流により、撮像空間に静磁場を形成する。撮像空間とは例えば、被検体Ｐが置かれて、静磁場が印加されるガントリ３０内の空間を意味する。なお、静磁場電源４２を設けずに、静磁場磁石３１を永久磁石で構成してもよい。
The static
シムコイルユニット３２は、例えば円筒状に構成され、静磁場磁石３１の内側において、静磁場磁石３１と軸を同じにして配置される。シムコイルユニット３２は、後述の制御装置４０のシムコイル電源４４から供給される電流により、静磁場を均一化するオフセット磁場を形成する。
The
傾斜磁場コイルユニット３３は、例えば円筒状に構成され、シムコイルユニット３２の内側に配置される。傾斜磁場コイルユニット３３は、Ｘ軸傾斜磁場コイル３３ｘと、Ｙ軸傾斜磁場コイル３３ｙと、Ｚ軸傾斜磁場コイル３３ｚとを有する。
The gradient coil unit 33 is configured in a cylindrical shape, for example, and is disposed inside the
本明細書では、特に断りのない限り、Ｘ軸、Ｙ軸、Ｚ軸は装置座標系であるものとする。ここでは一例として、装置座標系のＸ軸、Ｙ軸、Ｚ軸を以下のように定義する。まず、鉛直方向をＹ軸方向とし、天板２２は、その上面の法線方向がＹ軸方向となるように配置される。天板２２の水平移動方向をＺ軸方向とし、ガントリ３０は、その軸方向がＺ軸方向となるように配置される。Ｘ軸方向は、これらＹ軸方向、Ｚ軸方向に直交する方向であり、図１の例では天板２２の幅方向である。
In this specification, it is assumed that the X axis, the Y axis, and the Z axis are the apparatus coordinate system unless otherwise specified. Here, as an example, the X axis, Y axis, and Z axis of the apparatus coordinate system are defined as follows. First, the vertical direction is the Y-axis direction, and the
Ｘ軸傾斜磁場コイル３３ｘは、後述のＸ軸傾斜磁場電源４６ｘから供給される電流に応じたＸ軸方向の傾斜磁場Ｇｘを撮像領域に形成する。同様に、Ｙ軸傾斜磁場コイル３３ｙは、後述のＹ軸傾斜磁場電源４６ｙから供給される電流に応じたＹ軸方向の傾斜磁場Ｇｙを撮像領域に形成する。同様に、Ｚ軸傾斜磁場コイル３３ｚは、後述のＺ軸傾斜磁場電源４６ｚから供給される電流に応じたＺ軸方向の傾斜磁場Ｇｚを撮像領域に形成する。
The X-axis gradient
そして、スライス選択方向傾斜磁場Ｇｓｓ、位相エンコード方向傾斜磁場Ｇｐｅ、及び、読み出し方向（周波数エンコード方向）傾斜磁場Ｇｒｏは、装置座標系の３軸方向の傾斜磁場Ｇｘ、Ｇｙ、Ｇｚの合成により、任意の方向に設定可能である。 The slice selection direction gradient magnetic field Gss, the phase encode direction gradient magnetic field Gpe, and the readout direction (frequency encode direction) gradient magnetic field Gro can be arbitrarily determined by combining the gradient magnetic fields Gx, Gy, and Gz in the three-axis directions of the apparatus coordinate system. Can be set in the direction of.
上記撮像領域は、例えば、１画像又は１セットの画像の生成に用いられるＭＲ信号の収集範囲の少なくとも一部であって、画像となる領域である。撮像領域は例えば、撮像空間の一部として装置座標系で３次元的に規定される。例えば折り返しアーチファクトを防止するために、画像化される領域よりも広範囲でＭＲ信号が収集される場合、撮像領域はＭＲ信号の収集範囲の一部である。一方、ＭＲ信号の収集範囲の全てが画像となり、ＭＲ信号の収集範囲と撮像領域とが合致する場合もある。 The imaging region is, for example, at least a part of an MR signal collection range used for generating one image or one set of images and is an image region. For example, the imaging region is three-dimensionally defined in the apparatus coordinate system as a part of the imaging space. For example, in order to prevent aliasing artifacts, when MR signals are collected over a wider range than the region to be imaged, the imaging region is part of the MR signal collection range. On the other hand, the entire MR signal acquisition range may be an image, and the MR signal acquisition range may coincide with the imaging region.
ＲＦコイルユニット３４は、例えば円筒状に構成され、傾斜磁場コイルユニット３３の内側に配置される。ＲＦコイルユニット３４は、例えば、ＲＦパルスの送信及びＭＲ信号の受信を兼用する全身用コイルを含む。 The RF coil unit 34 is configured in a cylindrical shape, for example, and is disposed inside the gradient magnetic field coil unit 33. The RF coil unit 34 includes, for example, a whole-body coil that combines transmission of RF pulses and reception of MR signals.
第３に、制御装置４０は、静磁場電源４２と、シムコイル電源４４と、傾斜磁場電源４６と、ＲＦ送信器４８と、ＲＦ受信器５０と、シーケンスコントローラ５８と、演算装置６０と、入力装置７２と、表示装置７４と、記憶装置７６とを有する。
Thirdly, the control device 40 includes a static magnetic
傾斜磁場電源４６は、Ｘ軸傾斜磁場電源４６ｘと、Ｙ軸傾斜磁場電源４６ｙと、Ｚ軸傾斜磁場電源４６ｚとを有する。Ｘ軸傾斜磁場電源４６ｘ、Ｙ軸傾斜磁場電源４６ｙ、Ｚ軸傾斜磁場電源４６ｚは、傾斜磁場Ｇｘ、Ｇｙ、Ｇｚを形成するための各電流を、Ｘ軸傾斜磁場コイル３３ｘ、Ｙ軸傾斜磁場コイル３３ｙ、Ｚ軸傾斜磁場コイル３３ｚにそれぞれ供給する。
The gradient magnetic
ＲＦ送信器４８は、シーケンスコントローラ５８から入力される制御情報に基づいて、核磁気共鳴を起こすラーモア周波数のＲＦ電流パルスを生成し、これをＲＦコイルユニット３４に送信する。このＲＦ電流パルスに応じたＲＦパルスが、ＲＦコイルユニット３４から被検体Ｐに送信される。
The
ＲＦコイルユニット３４の全身用コイルや、被検体Ｐに装着されるＲＦコイル装置１００は、被検体Ｐ内の原子核スピンがＲＦパルスによって励起されることで発生したＭＲ信号を検出し、検出されたＭＲ信号は、ＲＦ受信器５０に入力される。
The whole body coil of the RF coil unit 34 and the
ＲＦ受信器５０は、受信したＭＲ信号に所定の信号処理を施した後、Ａ／Ｄ(analog to digital)変換を施すことで、デジタル化されたＭＲ信号の複素データである生データを生成する。ＲＦ受信器５０は、ＭＲ信号の生データを演算装置６０（の画像再構成部６２）に入力する。
The
シーケンスコントローラ５８は、演算装置６０の指令に従って、傾斜磁場電源４６、ＲＦ送信器４８及びＲＦ受信器５０の駆動に必要な制御情報を記憶する。ここでの制御情報とは、例えば、傾斜磁場電源４６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である。シーケンスコントローラ５８は、記憶した所定のシーケンスに従って傾斜磁場電源４６、ＲＦ送信器４８及びＲＦ受信器５０を駆動させることで、傾斜磁場Ｇｘ、Ｇｙ、Ｇｚ及びＲＦパルスを発生させる。
The
演算装置６０は、システム制御部６１と、システムバスＳＢと、画像再構成部６２と、画像データベース６３と、画像処理部６４と、判定部６５とを有する。
The arithmetic device 60 includes a
システム制御部６１は、撮像条件設定部として機能すると共に、撮像動作及び撮像後の画像表示において、システムバスＳＢ等の配線を介してＭＲＩ装置１０全体のシステム制御を行う。上記撮像条件とは例えば、どの種類のパルスシーケンスにより、どのような条件でＲＦパルス等を送信し、どのような条件で被検体ＰからＭＲ信号を収集するかを意味する。撮像条件の例としては、撮像空間内の位置的情報としての撮像領域、繰り返し時間ＴＲ(Repetition Time)、スライス数、撮像部位、スピンエコー法やパラレルイメージング等のパルスシーケンスの種類などが挙げられる。上記撮像部位とは、例えば、頭部、胸部、腹部などの被検体Ｐのどの部分を撮像領域として画像化するかを意味する。
The
上記「本スキャン」は、Ｔ１強調画像などの目的とする診断画像の撮像のためのスキャンであって、位置決め画像用のＭＲ信号収集のスキャンや、較正スキャンを含まないものとする。スキャンとは、ＭＲ信号の収集動作を指し、画像再構成を含まないものとする。 The “main scan” is a scan for capturing a target diagnostic image such as a T1-weighted image, and does not include a scan for acquiring MR signals for positioning images and a calibration scan. A scan refers to an MR signal acquisition operation and does not include image reconstruction.
較正スキャンとは例えば、本スキャンの撮像条件の内の未確定のものや、画像再構成処理や画像再構成後の補正処理に用いられる条件やデータを決定するために、本スキャンとは別に行われるスキャンを指す。較正スキャンの例としては、本スキャンでのＲＦパルスの中心周波数を算出するシーケンス等がある。プレスキャンとは、較正スキャンの内、本スキャン前に行われるものを指す。 The calibration scan is performed separately from the main scan in order to determine, for example, unconfirmed imaging conditions of the main scan, conditions and data used for image reconstruction processing and correction processing after image reconstruction. Refers to scans. As an example of the calibration scan, there is a sequence for calculating the center frequency of the RF pulse in the main scan. The pre-scan refers to a calibration scan performed before the main scan.
また、システム制御部６１は、撮像条件の設定画面情報を表示装置７４に表示させ、入力装置７２からの指示情報に基づいて撮像条件を暫定的に設定し、判定部６５の判定結果に基づいて暫定的に設定した撮像条件を補正する。
Further, the
システム制御部６１は、このようにして、本スキャンの撮像条件を最終的に決定し、決定された撮像条件をシーケンスコントローラ５８に入力する。また、システム制御部６１は、撮像後には、生成された表示用画像データが示す画像を表示装置７４に表示させる。
In this way, the
入力装置７２は、撮像条件や画像処理条件を設定する機能をユーザに提供する。
判定部６５は、暫定的に設定されたパルスシーケンスの条件に基づいて、良好な画質を得るために十分な量のＭＲ信号のデータが確保されるか否かを判定し、判定結果をシステム制御部６１に入力する。
The
The
画像再構成部６２は、位相エンコードステップ数及び周波数エンコードステップ数に応じて、ＲＦ受信器５０から入力されるＭＲ信号の生データをｋ空間データとして配置及び保存する。ｋ空間とは、周波数空間の意味である。画像再構成部６２は、ｋ空間データに２次元又は３次元のフーリエ変換を含む画像再構成処理を施すことで、被検体Ｐの画像データを生成する。画像再構成部６２は、生成した画像データを画像データベース６３に保存する。
The
画像処理部６４は、画像データベース６３から画像データを取り込み、これに所定の画像処理を施し、画像処理後の画像データを記憶装置７６に保存する。
記憶装置７６は、上記の表示用画像データに対し、その表示用画像データの生成に用いた撮像条件や被検体Ｐの情報（患者情報）等を付帯情報として付属させて記憶する。
The
The
なお、演算装置６０、入力装置７２、表示装置７４、記憶装置７６の４つを１つのコンピュータとして構成し、例えば制御室に設置してもよい。
また、上記説明では、ＭＲＩ装置１０の構成要素をガントリ３０、寝台装置２０、制御装置４０の３つに分類したが、これは一解釈例にすぎない。例えば、天板移動機構２３は、制御装置４０の一部として捉えてもよい。
Note that the arithmetic device 60, the
In the above description, the components of the
或いは、ＲＦ受信器５０は、ガントリ３０外ではなく、ガントリ３０内に配置されてもよい。この場合、例えばＲＦ受信器５０に相当する電子回路基盤がガントリ３０内に配設される。そして、ＲＦコイル装置１００等によって電磁波からアナログの電気信号に変換されたＭＲ信号は、当該電子回路基盤内のプリアンプで増幅され、デジタル信号としてガントリ３０外に出力され、画像再構成部６２に入力される。ガントリ３０外への出力に際しては、例えば光通信ケーブルを用いて光デジタル信号として送信すれば、外部ノイズの影響が軽減されるので望ましい。
Alternatively, the
＜本実施形態の原理説明＞
傾斜磁場の歪が無視できない場合に、良好な画質を得るために十分なＭＲ信号のデータを確実に確保する新手法の説明に先立って、それに関わる実際の傾斜磁場波形、ｋ空間データの生成方法、リグリッディング処理について図２〜図６で説明する。その後、図７〜図１０を参照しながら、ＭＲ信号のデータを確実に確保する新手法を説明する。
<Principle of this embodiment>
Prior to the description of a new method for ensuring sufficient MR signal data to obtain good image quality when the gradient magnetic field distortion cannot be ignored, the actual gradient magnetic field waveform and k-space data generation method related thereto are explained. The regridding process will be described with reference to FIGS. Thereafter, a new method for reliably securing MR signal data will be described with reference to FIGS.
図２は、読み出し方向の傾斜磁場パルスの入力波形と、実際の波形とを対比した模式的波形図である。図２の上段は、読み出し方向の傾斜磁場パルスの入力波形、即ち、理想的な制御波形の一例である。図２の下段は、図２の上段の入力波形に対して想定される渦電流磁場を補償する補正がなされた後の読み出し方向の傾斜磁場パルスの実際の波形の一例である。 FIG. 2 is a schematic waveform diagram comparing the input waveform of the gradient magnetic field pulse in the readout direction with the actual waveform. The upper part of FIG. 2 is an example of an input waveform of a gradient magnetic field pulse in the readout direction, that is, an ideal control waveform. The lower part of FIG. 2 is an example of the actual waveform of the gradient magnetic field pulse in the readout direction after correction for compensating the eddy current magnetic field assumed for the input waveform in the upper part of FIG.
図２の上段、下段において、各横軸は経過時間ｔを示し、各縦軸は、磁場強度を示す。図２の上段に示すように、理想的な制御波形は台形派（又は矩形波）であるが、実際には渦電流磁場によって波形が歪み、特許文献１や特許文献２の渦電流磁場補償が実行されても、図２の下段のように波形が歪む場合がある。
In each of the upper and lower stages of FIG. 2, each horizontal axis indicates the elapsed time t, and each vertical axis indicates the magnetic field strength. As shown in the upper part of FIG. 2, the ideal control waveform is trapezoidal (or rectangular wave). However, the waveform is actually distorted by the eddy current magnetic field, and the eddy current magnetic field compensation of
図２の下段の斜線領域は、読み出し方向傾斜磁場パルスの磁場強度の時間積分値（以下、０次モーメントと称する）が、図２の上段の制御理想波形と比較して不足する領域である。このように０次モーメントが不足すると、後述の図６に示すように、リグリッディング処理後において、ＭＲ信号のデータの不足が生じ得る。 The hatched area in the lower part of FIG. 2 is an area where the time integral value (hereinafter referred to as the 0th-order moment) of the magnetic field strength of the read direction gradient magnetic field pulse is insufficient as compared with the control ideal waveform in the upper part of FIG. As described above, when the 0th-order moment is insufficient, the MR signal data may be insufficient after the regridding process, as shown in FIG.
なお、例えばＥＰＩ(Echo Planar Imaging)法のようなパルスシーケンスでは読み出し方向傾斜磁場パルスの極性が反転するが、上記０次モーメントを計算する場合の磁場強度は、正負に拘らず、絶対値で計算する。 For example, in the pulse sequence such as EPI (Echo Planar Imaging), the polarity of the gradient magnetic field pulse in the readout direction is reversed. However, the magnetic field strength when calculating the zero-order moment is calculated as an absolute value regardless of whether it is positive or negative. To do.
図３は、位相エンコード方向及び周波数エンコード方向のマトリクス要素数が２５６×２５６の場合のｋ空間データの生成方法の一例を示す模式図である。図３の上段は、ｋ空間データの実数部分又は虚数部分を示し、図３の下段は、読み出し方向傾斜磁場パルスの一例を示す。 FIG. 3 is a schematic diagram illustrating an example of a method for generating k-space data when the number of matrix elements in the phase encoding direction and the frequency encoding direction is 256 × 256. The upper part of FIG. 3 shows the real part or the imaginary part of the k-space data, and the lower part of FIG. 3 shows an example of the readout direction gradient magnetic field pulse.
図３の上段において、ＴＲは繰り返し時間であり、縦軸は、ｋ空間における位相エンコード軸(PHASE ENCODE AXIS)である。縦軸の右側に付した各数字は、位相エンコードステップ番号（Phase Encode Step）である。図３の上段における横方向は、ｋ空間における周波数エンコード軸(FREQUENCY ENCODE AXIS)に相当する。 In the upper part of FIG. 3, TR is the repetition time, and the vertical axis is the phase encoding axis (PHASE ENCODE AXIS) in k-space. Each number on the right side of the vertical axis is a phase encoding step number (Phase Encode Step). The horizontal direction in the upper part of FIG. 3 corresponds to a frequency encoding axis (FREQUENCY ENCODE AXIS) in k space.
また、図３において、横方向のＴｓはサンプリング時間(Sampling Time)である。図３の下段において、横軸は経過時間ｔ、即ち、サンプリング時刻ｔであり、縦軸は読み出し方向傾斜磁場パルスの磁場強度を示す。 In FIG. 3, Ts in the horizontal direction is a sampling time. In the lower part of FIG. 3, the horizontal axis represents the elapsed time t, that is, the sampling time t, and the vertical axis represents the magnetic field strength of the readout direction gradient magnetic field pulse.
例えばスピンエコー法では、位相エンコードを例えば２５６回変えて収集した２５６ラインのＭＲ信号からそれぞれ、搬送周波数の余弦関数を差し引く。この処理後の２５６のＭＲ信号を、図３の上段のように、位相エンコードステップ順に下から−１２７，−１２６，・・・−１，０，１，・・・１２７，１２８のように並べる。 For example, in the spin echo method, the cosine function of the carrier frequency is subtracted from 256 lines of MR signals acquired by changing the phase encoding, for example, 256 times. The 256 MR signals after this processing are arranged in the order of phase encoding step from the bottom as -127, -126, ... -1, 0, 1, ... 127, 128 as shown in the upper part of FIG. .
さらに、図３の上段の周波数エンコード軸の方向（サンプリング時刻ｔの方向）に、各ＭＲ信号のライン（この例では２５６ライン）を等間隔に２５６分割したΔＴｓ毎に、ＭＲ信号の強度をマトリクス値にする。これにより、２５６×２５６のマトリクス要素からなるマトリクスデータ、即ち、ｋ空間データの実数部分が得られる。 Further, the MR signal intensity is matrixed for each ΔTs obtained by dividing 256 lines of each MR signal (256 lines in this example) at equal intervals in the direction of the upper frequency encode axis (direction of sampling time t) in FIG. Value. Thereby, matrix data composed of 256 × 256 matrix elements, that is, a real part of k-space data is obtained.
また、搬送周波数の余弦関数の代わりに搬送周波数の正弦関数を引く点を除いて、上記同様に処理することで、２５６×２５６のマトリクス要素からなるｋ空間データの虚数部分が得られる。 Further, by performing the same processing as described above except that the sine function of the carrier frequency is subtracted instead of the cosine function of the carrier frequency, an imaginary part of k-space data composed of 256 × 256 matrix elements is obtained.
図４は、読み出し方向傾斜磁場パルスが非線形な領域において等時間間隔でサンプリングされたＭＲ信号が、ｋ空間上では不等間隔になることを示す概念図である。 FIG. 4 is a conceptual diagram showing that MR signals sampled at equal time intervals in a region where the read direction gradient magnetic field pulse is nonlinear are unequal on the k space.
図４の上段は、非線形な立ち上がり領域と、平坦な線形領域と、非線形な立ち下がり領域とからなる仮想の読み出し方向傾斜磁場Ｇｒｏのパルス波形である。図４の上段において、横軸は、読み出し方向傾斜磁場Ｇｒｏのパルスの印加開始時刻からの経過時間ｔ（上記サンプリング時刻ｔと同じ）を示し、縦軸は読み出し方向傾斜磁場Ｇｒｏの磁場強度を示す。 The upper part of FIG. 4 shows a pulse waveform of a virtual readout direction gradient magnetic field Gro composed of a non-linear rising region, a flat linear region, and a non-linear falling region. In the upper part of FIG. 4, the horizontal axis indicates the elapsed time t (same as the sampling time t) from the pulse application start time of the readout direction gradient magnetic field Gro, and the vertical axis indicates the magnetic field strength of the readout direction gradient magnetic field Gro. .
図４の中段は、図４の上段の読み出し方向傾斜磁場Ｇｒｏの磁場強度を時間積分したものである。積分期間の始期は、共通して、読み出し方向傾斜磁場Ｇｒｏのパルスの印加開始時刻である。従って、図４の中段において、横軸は積分期間の終期時刻を示し、縦軸は、０次モーメントを示す。 The middle part of FIG. 4 is obtained by time-integrating the magnetic field strength of the readout direction gradient magnetic field Gro in the upper part of FIG. The start of the integration period is in common the application start time of the pulse of the readout direction gradient magnetic field Gro. Therefore, in the middle of FIG. 4, the horizontal axis indicates the end time of the integration period, and the vertical axis indicates the zeroth moment.
図４の下段は、時間的に等間隔でサンプリングされる場合における、１つの位相エンコードステップ分のＭＲ信号（１ラインのＭＲ信号）に対する各サンプリング期間の模式図である。 The lower part of FIG. 4 is a schematic diagram of each sampling period for MR signals for one phase encoding step (MR signal of one line) when sampling is performed at equal intervals in time.
図４の下段において、横軸は、上段と同様に、読み出し方向傾斜磁場Ｇｒｏのパルスの印加開始時刻からの経過時間ｔを示し、縦軸は、ＭＲ信号の強度を示す。この例では、周波数エンコードステップ数が２５６の例を示し、２５６のサンプリング期間ＳＰ１，ＳＰ２，ＳＰ３，ＳＰ４，…，ＳＰ２５６が設定される。即ち、１ラインのＭＲ信号は、図４の縦方向の一点鎖線で示すように、２５６のサンプリング期間ＳＰ１〜ＳＰ２５６に等間隔に分割される。 In the lower part of FIG. 4, the horizontal axis indicates the elapsed time t from the application start time of the pulse of the read direction gradient magnetic field Gro, and the vertical axis indicates the intensity of the MR signal, as in the upper part. In this example, the number of frequency encoding steps is 256, and 256 sampling periods SP1, SP2, SP3, SP4,..., SP256 are set. That is, one line of MR signals is divided at equal intervals into 256 sampling periods SP1 to SP256, as indicated by a one-dot chain line in the vertical direction of FIG.
図４から分かるように、読み出し方向傾斜磁場Ｇｒｏが非線形な領域を含めてＭＲ信号が等時間間隔でサンプリングされる場合、生成されるｋ空間データは、ｋ空間上では不等間隔になる。読み出し方向傾斜磁場Ｇｒｏの印加の下でサンプリングされたＭＲ信号は、ｋ空間上では０次モーメントに対応するところ、この０次モーメントは、図４の中段の横方向の複数の一点鎖線で示すように、互いに不等間隔となるからである。 As can be seen from FIG. 4, when MR signals are sampled at equal time intervals including a region where the reading direction gradient magnetic field Gro is non-linear, the generated k-space data is unequal on the k-space. The MR signal sampled under the application of the gradient magnetic field Gro in the readout direction corresponds to the zeroth order moment in the k space, and this zeroth order moment is indicated by a plurality of one-dot chain lines in the horizontal direction in the middle of FIG. This is because they are unequally spaced from each other.
図５は、リグリッディング処理の一例の概念を示す模式図である。図５の上段は、図４の下段のように時間的に等間隔でサンプリングされることで生成されるｋ空間データの１ライン分の各マトリクス要素のマトリクス値ＭＥ１，ＭＥ２，ＭＥ３，ＭＥ４，…，ＭＥ２５６を示す。 FIG. 5 is a schematic diagram showing an example of the concept of the regridding process. The upper part of FIG. 5 shows matrix values ME1, ME2, ME3, ME4,... Of matrix elements for one line of k-space data generated by sampling at equal intervals in time as in the lower part of FIG. , ME256.
ここでは一例として、周波数エンコードステップ数を２５６で考えるので、１ライン分のマトリクス要素数も２５６である。各マトリクス値ＭＥ１，ＭＥ２，ＭＥ３，…，ＭＥ２５６は、その上に示すＭＲ信号における各サンプリング期間ＳＰ１，ＳＰ２，ＳＰ３，…，ＳＰ２５６にそれぞれ対応する。 Here, as an example, since the number of frequency encoding steps is considered to be 256, the number of matrix elements for one line is also 256. Each matrix value ME1, ME2, ME3,..., ME256 corresponds to each sampling period SP1, SP2, SP3,.
この例では、図５の上段のように、時間的に等間隔でＭＲ信号をサンプリングすることで、一旦ｋ空間データが生成される。この後、ｋ空間データは、各マトリクス要素に対応するサンプリング期間の各代表時刻までの読み出し方向傾斜磁場Ｇｒｏのパルス強度の各時間積分値が等間隔となるように再配列されて、新たなｋ空間データとなる。上記「代表時刻」とは、例えば、各サンプリング期間の終了時刻でもよいし、中心時刻でもよい。また、再配列に際しては補完等の処理を用いればよい。 In this example, as shown in the upper part of FIG. 5, k-space data is once generated by sampling MR signals at regular intervals in time. Thereafter, the k-space data is rearranged so that the time integral values of the pulse intensities of the readout direction gradient magnetic field Gro up to the representative time in the sampling period corresponding to each matrix element are equally spaced, and a new k Spatial data. The “representative time” may be, for example, the end time of each sampling period or the central time. Further, in the rearrangement, a process such as complement may be used.
図５の中段は、再配列後のｋ空間データの各マトリクス値ＭＥ１’，ＭＥ２’，ＭＥ３’，…，ＭＥ２５６’を上側に示し、下側に元のＭＲ信号（図５の上段と同じ）を示す。これらマトリクス値ＭＥ１’〜ＭＥ２５６’は、元のＭＲ信号における各サンプリング期間ＳＰ１’〜ＳＰ２５６’の各信号強度からそれぞれ生成されたはずの値である。 The middle part of FIG. 5 shows the matrix values ME1 ′, ME2 ′, ME3 ′,..., ME256 ′ of the rearranged k-space data on the upper side, and the original MR signal on the lower side (same as the upper part of FIG. 5). Indicates. These matrix values ME1 'to ME256' are values that should have been generated from the signal intensities of the sampling periods SP1 'to SP256' in the original MR signal.
図５の下段は、０次モーメントを図４の中段と同様に示す。図５の下段の縦軸である０次モーメントを等間隔で分割する横方向の複数の一点鎖線に示すように、再配列後のｋ空間データの各マトリクス要素に対応する０次モーメントは、等間隔となる。このように、ＭＲ信号における、各マトリクス要素に対応する部分の各収集時刻（受信時刻）での各０次モーメントが等間隔になるように、ｋ空間データは再配列される。 The lower part of FIG. 5 shows the zero-order moment in the same manner as the middle part of FIG. As indicated by a plurality of one-dot chain lines in the horizontal direction that divide the zeroth-order moment, which is the vertical axis in the lower part of FIG. 5, at equal intervals, the zeroth-order moment corresponding to each matrix element of the k-space data after rearrangement is equal to It becomes an interval. In this way, the k-space data is rearranged so that the zero-order moments at the collection times (reception times) of the portions corresponding to the matrix elements in the MR signal are equally spaced.
図６は、図２の下段のように、読み出し方向傾斜磁場パルスの０次モーメントが制御理想波形よりも不足する場合における、リグリッディング処理の前後のｋ空間データの一例を示す模式図である。図６の上段はリグリッディング処理前であり、図６の下段はリグリッディング処理後である。図６の上段、下段において、各縦軸は位相エンコード軸であり、各横方向は周波数エンコード軸に対応する。また、ここでは一例として、位相エンコードステップ数及び周波数エンコードステップ数は２５６×２５６とする。 FIG. 6 is a schematic diagram illustrating an example of k-space data before and after the regridding process in the case where the 0th-order moment of the read direction gradient magnetic field pulse is less than the ideal control waveform as in the lower part of FIG. . The upper part of FIG. 6 is before the regridding process, and the lower part of FIG. 6 is after the regridding process. 6, each vertical axis corresponds to a phase encode axis, and each horizontal direction corresponds to a frequency encode axis. Also, here, as an example, the number of phase encoding steps and the number of frequency encoding steps are 256 × 256.
図６の上段、下段における１つ１つの丸印は、１ポイントのデータを示す（図７〜図９も同様）。ここでの「１ポイント」とは、ｋ空間データを２５６×２５６のマトリクスと捉えた場合の一のマトリクス要素である。 Each circle in the upper and lower stages of FIG. 6 indicates one point of data (the same applies to FIGS. 7 to 9). Here, “one point” is one matrix element when k-space data is regarded as a 256 × 256 matrix.
図６の上段に示すように、等時間間隔のサンプリングによって一旦生成されるｋ空間データは、２５６×２５６のマトリクス要素が足りている。しかし、図５のように、リグリッディング処理が施されると、０次モーメントの不足分（図２の下段の斜線領域）によってｋ空間においてＭＲ信号のデータが減少する。これにより、図６の下段のように、例えば周波数エンコードステップが−１２７や−１２６の高周波領域において、ＭＲ信号のデータが不足する。 As shown in the upper part of FIG. 6, 256 × 256 matrix elements are sufficient for the k-space data once generated by sampling at equal time intervals. However, as shown in FIG. 5, when the regridding process is performed, the MR signal data decreases in the k-space due to the lack of the zeroth-order moment (the hatched area in the lower part of FIG. 2). As a result, as shown in the lower part of FIG. 6, for example, in the high frequency region where the frequency encoding step is −127 or −126, the MR signal data is insufficient.
なお、図６に示すｋ空間データの例は、スピンエコー法のように、全位相エンコードステップ及び全周波数エンコードステップ分のＭＲ信号が収集される場合である。
一方、ハーフフーリエ法では、エコー時間ＴＥを短縮するため、全周波数エンコードステップの一部のみのＭＲ信号を収集する場合がある。
The example of the k-space data shown in FIG. 6 is a case where MR signals for all phase encoding steps and all frequency encoding steps are collected as in the spin echo method.
On the other hand, in the half Fourier method, in order to shorten the echo time TE, MR signals of only a part of all frequency encoding steps may be collected.
より詳細には、ハーフフーリエ法では、収集されなかったＭＲ信号のデータは、収集されたＭＲ信号のデータと、共役複素性とに基づいて、２つのウィンドウ関数を乗じることで補完され、ｋ空間データが生成される。上記ウィンドウ関数の値が上がり始める所からＭＲ信号を収集しないと、画像再構成をしても良好な画質とはならない。
さらに、低周波領域のＭＲ信号は信号レベルが高くデータ量が多いので、読み出し方向傾斜磁場パルスのオン期間の前半においても、周波数エンコードステップが０の近辺ではデータの収集が望まれる。以上の理由から、ハーフフーリエ法の収集割合は、一般には５０％を超え、例えば５５％、６０％といった値を用いることができる。
More specifically, in the half Fourier method, MR signal data not collected is complemented by multiplying two window functions based on the collected MR signal data and conjugate complexity, and k-space. Data is generated. If MR signals are not collected from the place where the value of the window function starts to rise, good image quality will not be obtained even if image reconstruction is performed.
Further, since the MR signal in the low frequency region has a high signal level and a large amount of data, it is desired to collect data in the vicinity of the frequency encoding step of 0 even in the first half of the ON period of the read direction gradient magnetic field pulse. For the above reasons, the collection rate of the half Fourier method generally exceeds 50%, and values such as 55% and 60% can be used.
本実施形態のハーフフーリエ法のように、被検体ＰからＭＲ信号が放射される期間の一部のみでＭＲ信号を収集するパルスシーケンスでは、図６の下段のようなデータ不足がリグリッディング処理後において低周波領域で生じ得る。その場合、補完処理によって全位相エンコードステップ及び全周波数エンコードステップ分のｋ空間データを埋めても、当該補完処理後のｋ空間データには十分な画像情報が含まれないので、良好な画質が得られない。 In the pulse sequence in which MR signals are collected only during a part of the period in which MR signals are radiated from the subject P as in the half Fourier method of the present embodiment, the shortage of data as shown in the lower part of FIG. It can occur later in the low frequency region. In that case, even if the k-space data for all the phase encoding steps and all the frequency encoding steps is filled by the complementary processing, sufficient image information is not included in the k-space data after the complementary processing, so that good image quality can be obtained. I can't.
そこで、本実施形態では一例として、ハーフフーリエ法において０次モーメントの不足の程度を３段階に分け、良好な画質を得るために十分な量のＭＲ信号のデータが確実に確保されるように、パルスシーケンスに対して３通りの補正方法のいずれかを適用する。 Therefore, as an example in the present embodiment, the degree of lack of the zeroth-order moment in the half Fourier method is divided into three stages so that a sufficient amount of MR signal data can be reliably ensured to obtain good image quality. One of three correction methods is applied to the pulse sequence.
図７は、ハーフフーリエ法において０次モーメントの不足が少量の場合のパルスシーケンスの補正前後におけるｋ空間データの例を示す模式図である。０次モーメントの不足が少量の場合、ランプサンプリング(Ramp Sampling)が実行されるようにパルスシーケンスが補正される。 FIG. 7 is a schematic diagram showing an example of k-space data before and after correction of the pulse sequence when the lack of the 0th-order moment is small in the half Fourier method. When the shortage of the zero-order moment is small, the pulse sequence is corrected so that ramp sampling is performed.
ランプサンプリングは、読み出し方向傾斜磁場パルスの磁場強度が略平坦な期間のみならず、立ち上り期間及び立ち下り期間においてもＭＲ信号の検出及びデータのサンプリングを実行する手法である。ランプサンプリングでは、立ち上り期間及び立ち下り期間の読み出し方向傾斜磁場パルスも利用される分だけ、０次モーメントを増加させることができる。 Ramp sampling is a technique for executing MR signal detection and data sampling not only in a period in which the magnetic field intensity of the gradient magnetic field pulse in the readout direction is substantially flat, but also in the rising and falling periods. In the ramp sampling, the zero-order moment can be increased by the amount by which the reading direction gradient magnetic field pulse in the rising period and the falling period is also used.
図７の上段は、パルスシーケンスの補正前におけるｋ空間データを図６と同様に示し、上側はリグリッディング処理前のｋ空間データに対応し、下側はリグリッディング処理後に対応する。ここでは一例として、周波数エンコードステップ−４〜＋１２８までのＭＲ信号が収集される場合、即ち、データ収集割合が１３２／２５６の場合を示す。 The upper part of FIG. 7 shows the k-space data before the correction of the pulse sequence as in FIG. 6, the upper side corresponds to the k-space data before the regriding process, and the lower part corresponds to the after the regriding process. Here, as an example, a case where MR signals in frequency encoding steps −4 to +128 are collected, that is, a case where the data collection ratio is 132/256 is shown.
図７の下段は、上記パルスシーケンスの補正後におけるｋ空間データを図６と同様に示し、上側はリグリッディング処理前に対応し、下側はリグリッディング処理後に対応する。
ここでは一例として、良好な画質が得られるためには、リグリッディング処理後、共役複素性に基づく補完前において、周波数エンコードステップ−４〜＋１２８までのｋ空間データが残るべきであると仮定する（図８、図９も同様）。
The lower part of FIG. 7 shows the k-space data after the correction of the pulse sequence as in FIG. 6, the upper side corresponds to before the regriding process, and the lower part corresponds to after the regridding process.
Here, as an example, in order to obtain good image quality, it is assumed that k-space data of frequency encoding steps −4 to +128 should remain after the regridding process and before complementation based on conjugate complexity. (The same applies to FIGS. 8 and 9).
図７の上段に示すように、補正前のパルスシーケンスでは、０次モーメントが不足するため、リグリッディング処理後において周波数エンコードステップ−４に対応する低周波領域の１ポイントのデータが不足する。 As shown in the upper part of FIG. 7, the zero-order moment is insufficient in the pulse sequence before correction, and therefore, one point of data in the low frequency region corresponding to the frequency encoding step -4 is insufficient after the regridding process.
一方、図７の下段に示すように、ランプサンプリングが実行されるように補正後のパルスシーケンスでは、０次モーメントが十分となるため、リグリッディング処理後において、周波数空間でのＭＲ信号のデータ（ｋ空間データ）は減らない。 On the other hand, as shown in the lower part of FIG. 7, in the pulse sequence after correction so that the ramp sampling is executed, the 0th-order moment is sufficient, and therefore the MR signal data in the frequency space after the regridding process. (K-space data) is not reduced.
図８は、ハーフフーリエ法において０次モーメントの不足が中程度の場合のパルスシーケンスの補正前後におけるｋ空間データの例を示す模式図である。０次モーメントの不足量が中程度の場合、ランプサンプリングが実行されるように、且つ、ハーフフーリエ法のデータ収集割合が上がるように、パルスシーケンスが補正される。 FIG. 8 is a schematic diagram illustrating an example of k-space data before and after correction of the pulse sequence when the lack of the zeroth-order moment is medium in the half Fourier method. When the deficiency of the zeroth moment is medium, the pulse sequence is corrected so that ramp sampling is performed and the data collection rate of the half Fourier method is increased.
図８の上段は、パルスシーケンスの補正前におけるｋ空間データを図７と同様に示し、上側はリグリッディング処理前のｋ空間データに対応し、下側はリグリッディング処理後に対応する。ここでは一例として、パルスシーケンスの補正前では、周波数エンコードステップ−４〜＋１２８までのＭＲ信号が収集される場合、即ち、データ収集割合が１３２／２５６の場合を示す。 The upper part of FIG. 8 shows the k-space data before the correction of the pulse sequence as in FIG. 7, the upper side corresponds to the k-space data before the regridding process, and the lower side corresponds to the post-regrid process. Here, as an example, a case where MR signals of frequency encoding steps −4 to +128 are acquired before correction of the pulse sequence, that is, a case where the data acquisition ratio is 132/256 is shown.
図８の下段は、上記のパルスシーケンスの補正後におけるｋ空間データを図７と同様に示し、上側はリグリッディング処理前に対応し、下側はリグリッディング処理後に対応する。ここでは一例として、パルスシーケンスの補正後では、周波数エンコードステップ−６〜＋１２８までのＭＲ信号が収集される場合、即ち、データ収集割合が１３４／２５６の場合を示す。 The lower part of FIG. 8 shows the k-space data after the correction of the pulse sequence as in FIG. 7, the upper side corresponds to before the regriding process, and the lower part corresponds to after the regridding process. Here, as an example, after correction of the pulse sequence, a case where MR signals of frequency encoding steps −6 to +128 are acquired, that is, a case where the data acquisition ratio is 134/256 is shown.
図８の上段に示すように、補正前のパルスシーケンスでは、０次モーメントが不足するため、リグリッディング処理後において、データのポイント数が２つ減り、周波数エンコードステップ−４、−３に対応する低周波領域のデータが不足する。 As shown in the upper part of FIG. 8, the zero-order moment is insufficient in the pulse sequence before correction, so the number of data points is reduced by 2 after the regridding process, and corresponds to frequency encoding steps -4 and -3. There is insufficient data in the low frequency range.
一方、図８の下段に示すように、補正後のパルスシーケンスでは、データ収集割合の引き上げ及びランプサンプリングによって０次モーメントが十分となるため、リグリッディング処理後において、データのポイント数が２つ減っても、周波数エンコードステップ−４〜＋１２８までのｋ空間データが残る。 On the other hand, as shown in the lower part of FIG. 8, in the corrected pulse sequence, the zero-order moment becomes sufficient by raising the data collection rate and ramp sampling, so that the number of data points is 2 after the regridding process. Even if it decreases, k-space data of frequency encoding steps -4 to +128 remains.
図９は、ハーフフーリエ法において０次モーメントの不足が大きい場合のパルスシーケンスの補正前後におけるｋ空間データの例を示す模式図である。０次モーメントの不足量が大きい場合、ランプサンプリングが実行されるように、且つ、読み出し方向傾斜磁場パルスの振幅（強度）が上がるように、パルスシーケンスが補正される。これは、データ収集割合を大きくすることのみで０次モーメントの不足を補うと、エコー時間ＴＥが大きく変わってしまうからである。 FIG. 9 is a schematic diagram illustrating an example of k-space data before and after correction of the pulse sequence when the lack of the 0th-order moment is large in the half Fourier method. When the deficient amount of the zero-order moment is large, the pulse sequence is corrected so that ramp sampling is performed and the amplitude (intensity) of the readout direction gradient magnetic field pulse is increased. This is because the echo time TE greatly changes if the lack of the 0th-order moment is compensated only by increasing the data collection rate.
図９の上段は、パルスシーケンスの補正前におけるｋ空間データを図７と同様に示し、上側はリグリッディング処理前に対応し、下側はリグリッディング処理後に対応する。図９の下段は、上記のパルスシーケンスの補正後におけるｋ空間データを同様に示し、上側はリグリッディング処理前に対応し、下側はリグリッディング処理後に対応する。 The upper part of FIG. 9 shows the k-space data before correction of the pulse sequence in the same manner as FIG. 7, the upper side corresponds to before the gridding process, and the lower side corresponds to after the gridding process. The lower part of FIG. 9 similarly shows the k-space data after the correction of the pulse sequence, the upper side corresponds to before the regridding process, and the lower side corresponds to after the regridding process.
ここでは一例として、パルスシーケンスの補正前、補正後において、周波数エンコードステップ−４〜＋１２８までのＭＲ信号が収集される場合、即ち、データ収集割合が１３２／２５６の場合を示す。 Here, as an example, a case where MR signals of frequency encoding steps -4 to +128 are acquired before and after correction of the pulse sequence, that is, a case where the data acquisition ratio is 132/256 is shown.
図９の上段に示すように、補正前のパルスシーケンスでは、０次モーメントが不足するため、リグリッディング処理後において、データのポイント数が４つ減り、周波数エンコードステップ−４から−１までに対応する低周波領域のデータが不足する。 As shown in the upper part of FIG. 9, the zero-order moment is insufficient in the pulse sequence before correction, and therefore the number of data points is reduced by 4 after the regridding process, and frequency encoding steps -4 to −1 are performed. The corresponding low frequency data is insufficient.
一方、図９の下段に示すように、補正後のパルスシーケンスでは、リグリッディング処理後において、データのポイント数が減らず、周波数エンコードステップ−４〜＋１２８までのｋ空間データが残る。これは、読み出し方向傾斜磁場パルスの振幅の引き上げ及びランプサンプリングによって、０次モーメントが十分となるからである。この原理について、図１０を参照しながら補足する。 On the other hand, as shown in the lower part of FIG. 9, in the corrected pulse sequence, the number of data points does not decrease after the regridding process, and k-space data from frequency encoding steps -4 to +128 remains. This is because the zero-order moment is sufficient by raising the amplitude of the readout direction gradient magnetic field pulse and ramp sampling. This principle will be supplemented with reference to FIG.
図１０は、ハーフフーリエ法において０次モーメントの不足が大きく、読み出し方向傾斜磁場パルスの振幅を上げる場合の補正の原理を示す模式図である。図１０の上段は、読み出し方向傾斜磁場パルスの波形を示し、図１０の下段は、上記のパルスシーケンスの補正後におけるｋ空間データを示す。 FIG. 10 is a schematic diagram showing the principle of correction when the zero-order moment is largely insufficient in the half Fourier method and the amplitude of the read direction gradient magnetic field pulse is increased. The upper part of FIG. 10 shows the waveform of the readout direction gradient magnetic field pulse, and the lower part of FIG. 10 shows the k-space data after the correction of the pulse sequence.
図１０の上段では、読み出し方向傾斜磁場パルスについて、上から順に、入力波形（制御理想波形）、渦電流磁場を補償する補正後の波形、さらに振幅引き上げ補正後の波形をそれぞれ太線で示す。図１０の上段において、各横軸は経過時間ｔであり、各縦軸は、入力波形の平坦部分の振幅（最大振幅）を基準とした振幅（％）を示す。ここでは一例として、振幅を１０％上げる例を示す。 In the upper part of FIG. 10, with respect to the gradient magnetic field pulse in the readout direction, the input waveform (control ideal waveform), the corrected waveform for compensating the eddy current magnetic field, and the waveform after the amplitude increase correction are shown by bold lines in order from the top. In the upper part of FIG. 10, each horizontal axis represents an elapsed time t, and each vertical axis represents an amplitude (%) based on the amplitude (maximum amplitude) of the flat portion of the input waveform. Here, as an example, an example in which the amplitude is increased by 10% is shown.
図１０の上段の下側に示す振幅引き上げの補正後の波形では、対比のため、渦電流磁場を補償する補正後の波形を破線で示す。この対比で分かるように、振幅を上げれば、０次モーメント（読み出し方向傾斜磁場パルスの強度の時間積分値）も当然増加する。 In the waveform after correction of the amplitude increase shown in the lower side of the upper part of FIG. 10, the waveform after correction for compensating the eddy current magnetic field is shown by a broken line for comparison. As can be seen from this comparison, when the amplitude is increased, the zero-order moment (the time integral value of the intensity of the gradient magnetic field pulse in the readout direction) naturally increases.
ここで、振幅引き上げの補正後の波形において、補正前の最大振幅（１００％）よりも振幅が大きい期間をアンダーサンプリング(Under-Sampling)、補正前の最大振幅（１００％）よりも振幅が小さい期間をオーバーサンプリング(Over-Sampling)と定義する。立ち上がりの期間、及び、立ち下がりの期間はオーバーサンプリングとなる。図１０の下段において、オーバーサンプリングの期間に検出されたデータのポイントは白丸で示し、アンダーサンプリングの期間に検出されたデータのポイントは黒丸で示す。 Here, in the waveform after correction for raising the amplitude, the period when the amplitude is larger than the maximum amplitude before correction (100%) is under-sampling, and the amplitude is smaller than the maximum amplitude before correction (100%). The period is defined as over-sampling. Oversampling is performed during the rising period and the falling period. In the lower part of FIG. 10, data points detected during the oversampling period are indicated by white circles, and data points detected during the undersampling period are indicated by black circles.
より詳細には、リグリッディング処理前のｋ空間データを等時間間隔のサンプリングで生成する場合、オーバーサンプリングの期間では、リグリッディング処理後にデータのポイント数は減り、アンダーサンプリングの期間では、リグリッディング処理後にデータのポイント数は増える。 More specifically, when k-space data before the regridding process is generated by sampling at equal time intervals, the number of data points decreases after the regridding process in the oversampling period, and in the undersampling period, The number of data points increases after the gridding process.
即ち、オーバーサンプリングの期間では、読み出し方向傾斜磁場パルスの強度が相対的に弱いので、０次モーメントが相対的に小さいため、０次モーメントが等間隔で上昇するように再配列（リグリッディング）すると、データのポイント数が減る。一方、アンダーサンプリングの期間では、読み出し方向傾斜磁場パルスの強度が相対的に強いので、０次モーメントが相対的に強いため、０次モーメントが等間隔で上昇するように再配列すると、データのポイント数が増える。 That is, during the oversampling period, since the intensity of the read direction gradient magnetic field pulse is relatively weak, the 0th moment is relatively small, so that the 0th moment is rearranged so as to rise at equal intervals (regridding). As a result, the number of data points decreases. On the other hand, in the undersampling period, since the intensity of the readout gradient magnetic field pulse is relatively strong, the 0th moment is relatively strong. Therefore, when the rearrangement is performed so that the 0th moment increases at equal intervals, the data points The number increases.
しかし、オーバーサンプリングの期間、アンダーサンプリングの期間を含めて、ＭＲ信号の検出期間を平均すると、０次モーメントの量が十分であるので、図１０の下段に示すように、リグリッディング処理後においてデータのポイント数は減らない。 However, if the MR signal detection period including the oversampling period and the undersampling period is averaged, the amount of the zeroth moment is sufficient. Therefore, as shown in the lower part of FIG. Data points are not reduced.
ここで、上記図９、図１０では、読み出し方向傾斜磁場パルスの振幅を上げる場合にデータ収集割合を変えない例を述べた。本発明の実施形態は、かかる態様に限定されるものではない。 Here, in FIG. 9 and FIG. 10, the example in which the data collection ratio is not changed when the amplitude of the read direction gradient magnetic field pulse is increased has been described. The embodiment of the present invention is not limited to such an aspect.
エコー時間ＴＥの変化が支障のない範囲で収まる程度に、データ収集割合を上げつつ、読み出し方向傾斜磁場パルスの振幅を上げてもよい。その場合、データ収集割合を上げる分、振幅の上げ幅は小さくなり、０次モーメントの増分の小さくなるので、リグリッディング処理後においてデータのポイント数は減る。しかし、データ収集割合を上げているので、リグリッディング処理後においてデータのポイント数は減っても、十分な量のＭＲ信号のデータ（ｋ空間データ）が残る。 The amplitude of the read direction gradient magnetic field pulse may be increased while increasing the data collection rate so that the change in the echo time TE is within a range where there is no problem. In that case, as the data collection rate is increased, the increase in amplitude is reduced and the increment of the 0th moment is reduced, so that the number of data points is reduced after the regridding process. However, since the data collection rate is increased, a sufficient amount of MR signal data (k-space data) remains even if the number of data points decreases after the regridding process.
次に、上記のように読み出し方向傾斜磁場パルスの振幅を上げる場合のＦＯＶ(Field Of view: 撮像視野)を考える。ＦＯＶの設定可能範囲は、例えば、読み出し方向傾斜磁場パルスの入力波形の最大強度を１００％として暫定的に算出される。従って、読み出し方向傾斜磁場の強度の最大値を上げる場合、ＦＯＶの設定可能範囲を修正（制約）することが望ましい。 Next, consider the FOV (Field Of view) in the case of increasing the amplitude of the readout direction gradient magnetic field pulse as described above. The settable range of the FOV is provisionally calculated, for example, with the maximum intensity of the input waveform of the read direction gradient magnetic field pulse being 100%. Therefore, when increasing the maximum value of the gradient magnetic field in the reading direction, it is desirable to modify (restrict) the FOV settable range.
より詳細には、読み出し方向傾斜磁場パルスの最大強度（理想的な台形波である場合、平坦領域の振幅）は、以下の３要素によって決定される。 More specifically, the maximum intensity of the readout direction gradient magnetic field pulse (in the case of an ideal trapezoidal wave, the amplitude of the flat region) is determined by the following three factors.
第１には、一サンプリングに割り当てる時間（例えばランプサンプリングが実行されず、読み出し方向傾斜磁場パルスが理想的な台形波である場合、読み出し方向傾斜磁場パルスにおける、平坦な部分の長さ）である。
第２には、読み出し方向分解能、即ち、周波数エンコードステップ数である。
第３には、ＦＯＶである。読み出し方向傾斜磁場パルスの最大強度が大きいほど、設定可能なＦＯＶの最小幅は小さくなる。
The first is the time allocated to one sampling (for example, when ramp sampling is not performed and the reading direction gradient magnetic field pulse is an ideal trapezoidal wave, the length of the flat portion in the reading direction gradient magnetic field pulse). .
The second is the resolution in the reading direction, that is, the number of frequency encoding steps.
The third is FOV. As the maximum intensity of the readout direction gradient magnetic field pulse increases, the minimum FOV width that can be set decreases.
例えば、読み出し方向傾斜磁場パルスの最大強度が１００％である条件において、ＦＯＶの読み出し方向の幅は、１ｃｍ〜４０ｃｍで設定可能である場合を考える。その場合、読み出し方向傾斜磁場パルスの最大強度を１１０％に上げると、ＦＯＶの読み出し方向の設定可能な幅が例えば１．２ｃｍ〜４０ｃｍに制約される。この場合、読み出し方向傾斜磁場パルスの最大強度（波高）の上げ幅が小さければ、取得するＭＲ信号に対して適用するデジタルの低域通過フィルタの設定変更は不要である。なお、上記した１ｃｍ等の数値は、説明を分かり易くするための一例にすぎない。 For example, let us consider a case where the width in the reading direction of the FOV can be set from 1 cm to 40 cm under the condition that the maximum intensity of the reading direction gradient magnetic field pulse is 100%. In this case, when the maximum intensity of the read direction gradient magnetic field pulse is increased to 110%, the settable width of the FOV read direction is limited to, for example, 1.2 cm to 40 cm. In this case, if the increase width of the maximum intensity (wave height) of the readout direction gradient magnetic field pulse is small, it is not necessary to change the setting of the digital low-pass filter applied to the acquired MR signal. The numerical value such as 1 cm described above is merely an example for easy explanation.
＜本実施形態の動作説明＞
図１１は、本実施形態のＭＲＩ装置１０の動作の流れの一例を示すフローチャートである。以下、前述した各図を適宜参照しながら、図１１に示すステップ番号に従って、ＭＲＩ装置１０の動作を説明する。
<Description of operation of this embodiment>
FIG. 11 is a flowchart showing an example of the operation flow of the
［ステップＳ１］システム制御部６１（図１参照）は、入力装置７２を介してＭＲＩ装置１０に対して入力された撮像条件に基づいて、ＭＲＩ装置１０の初期設定を行う。ここでは一例として、本スキャンのパルスシーケンスとしてハーフフーリエ法が選択され、ハーフフーリエ法のパルスシーケンスの各条件が暫定的に設定されるものとする。また、ステップＳ１の段階では、ランプサンプリングが実行されないようにパルスシーケンスが設定されるものとする。この後、ステップＳ２に進む。
[Step S1] The system control unit 61 (see FIG. 1) performs initial setting of the
［ステップＳ２］システム制御部６１は、ステップＳ１で暫定的に設定したパルスシーケンスの各条件に基づいて、Ｘ軸傾斜磁場コイル３３ｘ、Ｙ軸傾斜磁場コイル３３ｙ、Ｚ軸傾斜磁場コイル３３ｚに対する各供給電流によって生じる渦電流磁場を算出する。システム制御部６１は、渦電流磁場の傾斜磁場に対する影響が相殺されるように、パルスシーケンスの条件を補正する（図２参照）。
[Step S2] The
このように、渦電流磁場を補償することで、傾斜磁場分布を線形に近づける補正方法は、特許文献１や特許文献２に記載の公知技術を用いればよいので、ここでは詳細な説明を省略する。この後、ステップＳ３に進む。
As described above, since the correction method for compensating the eddy current magnetic field to make the gradient magnetic field distribution close to linear may use the known technique described in
［ステップＳ３］Ｘ軸傾斜磁場コイル３３ｘ、Ｙ軸傾斜磁場コイル３３ｙ、Ｚ軸傾斜磁場コイル３３ｚの各電気的特性、即ち、傾斜磁場Ｇｘ，Ｇｙ，Ｇｚの諸特性（立ち上がりのなまり方等）は、例えばＭＲＩ装置１０の製造直後に測定により取得され、判定部６５に例えば近似曲線の数式として記憶されている。
[Step S3] The electrical characteristics of the X-axis gradient
判定部６５は、ステップＳ２で補正されたパルスシーケンスの条件（データ収集割合、読み出し方向傾斜磁場パルスの強度、波形、印加タイミング等）と、傾斜磁場Ｇｘ，Ｇｙ，Ｇｚの特性とに基づいて、ＭＲ信号のデータ不足量を算出する。上記「ＭＲ信号のデータ不足量」は、良好な画質を得るために十分な量のＭＲ信号と対比した不足量であり、リグリッディング処理後、共役複素性に基づく補完前のｋ空間データの不足量である。図７の例では、リグリッディング処理後、共役複素性に基づく補完前に、周波数エンコードステップ−４〜＋１２８までのｋ空間データが残るべきところ、１ポイントのデータが不足する。図８の例では２ポイント、図９の例では４ポイントのデータが不足する。 Based on the pulse sequence conditions (data collection ratio, readout direction gradient magnetic field pulse intensity, waveform, application timing, etc.) corrected in step S2 and the characteristics of the gradient magnetic fields Gx, Gy, Gz, The data shortage amount of the MR signal is calculated. The “data shortage amount of MR signal” is a shortage amount compared with a sufficient amount of MR signal to obtain a good image quality. After the regridding processing, the k-space data before complementation based on conjugate complexity is obtained. Insufficient amount. In the example of FIG. 7, one point of data is insufficient where k-space data of frequency encoding steps −4 to +128 should remain after the regridding processing and before complementation based on conjugate complexity. In the example of FIG. 8, data of 2 points is insufficient, and in the example of FIG. 9, data of 4 points is insufficient.
判定部６５は、ＭＲ信号のデータの不足量に基づいて、０次モーメントの不足量を算出する。例えば図８のケースでは、リグリッディング処理後、共役複素性に基づく補完前に、さらに２ポイントのデータが増えるには、０次モーメントをどの程度増加させればよいかが算出される。判定部６５は、ＭＲ信号のデータ不足量、及び、０次モーメントの不足量の算出結果（判定結果）をシステム制御部６１に入力する。
この後、ステップＳ４に進む。
The
Thereafter, the process proceeds to step S4.
［ステップＳ４］ステップＳ３の判定部６５の判定結果において、ＭＲ信号のデータ不足がない場合、システム制御部６１は、ステップＳ２で補正したパルスシーケンスを決定後の本スキャンのパルスシーケンスとし、その後、ステップＳ１１に進む。そうではない場合、ステップＳ５に進む。
[Step S4] In the determination result of the
［ステップＳ５］ステップＳ３の判定部６５の判定結果において、０次モーメントの不足量が第１所定値以下である場合、システム制御部６１は、ステップＳ６にＭＲＩ装置１０の処理を移行させる。そうではない場合、ステップＳ７に進む。
[Step S5] In the determination result of the
上記第１所定値とは、ランプサンプリングの実行によって増加する０次モーメントの量に相当する値である。第１所定値は、例えばＭＲＩ装置１０の据え付け調整時に種々の条件を変えたパルスシーケンスを実行して、リグリッディング後に残るｋ空間データ量を測定することで、システム制御部６１及び判定部６５に記憶させておけばよい。
The first predetermined value is a value corresponding to the amount of the 0th-order moment that increases as a result of ramp sampling. The first predetermined value is obtained by, for example, executing a pulse sequence in which various conditions are changed at the time of installation adjustment of the
［ステップＳ６］システム制御部６１は、ステップＳ２で補正された本スキャンのパルスシーケンスの条件を、ランプサンプリングが実行されるように再補正し（図７参照）、再補正後のパルスシーケンスを本スキャンのパルスシーケンスとして決定する。この後、ステップＳ１１に進む。
[Step S6] The
［ステップＳ７］このステップＳ７に移行する場合、ステップＳ３の判定部６５の判定結果において、０次モーメントの不足量が第１所定値を超え、ランプサンプリングのみでは、ＭＲ信号のデータ不足量を補えない。
[Step S7] When the process proceeds to step S7, in the determination result of the
ステップＳ３の判定部６５の判定結果において、０次モーメントの不足量が第１所定値よりも大きく、且つ、第２所定値以下である場合、システム制御部６１は、ステップＳ８にＭＲＩ装置１０の処理を移行させる。そうではない場合、ステップＳ９に進む。
In the determination result of the
上記第２所定値とは例えば、エコー時間ＴＥ等の撮像条件に支障がない範囲でデータ収集割合を上げると共にランプサンプリングを実行することで、増加する０次モーメントの量に相当する値である。第２所定値は、例えばＭＲＩ装置１０の据え付け調整時に種々の条件を変えたパルスシーケンスを実行して、リグリッディング後に残るｋ空間データ量を測定することで、システム制御部６１及び判定部６５に記憶させておけばよい。
The second predetermined value is, for example, a value corresponding to the amount of the 0th-order moment that increases by increasing the data collection ratio and executing ramp sampling in a range that does not hinder the imaging conditions such as the echo time TE. The second predetermined value is obtained by, for example, executing a pulse sequence in which various conditions are changed during installation adjustment of the
［ステップＳ８］システム制御部６１は、ステップＳ２で補正されたパルスシーケンスの条件を、ランプサンプリングが実行されるように、且つ、データ収集割合が上がるように再補正する（図８参照）。システム制御部６１は、再補正後のパルスシーケンスを本スキャンのパルスシーケンスとして決定する。ここでのデータ収集割合の引き上げの程度は、０次モーメントの不足量が解消される程度であって、最小量にされる。この後、ステップＳ１１に進む。
[Step S8] The
［ステップＳ９］システム制御部６１は、ステップＳ２で補正されたパルスシーケンスの条件を、ランプサンプリングが実行されるように、且つ、読み出し方向傾斜磁場パルスの最大強度が上がるように、再補正する（図９、図１０参照）。システム制御部６１は、再補正後のパルスシーケンスを本スキャンのパルスシーケンスとして決定する。ここでの読み出し方向傾斜磁場パルスの最大強度の引き上げの程度は、０次モーメントの不足量が解消される程度であって、最小量にされる。
[Step S9] The
なお、設定可能なＦＯＶの最小幅が大きくなっても問題なく、読み出し方向傾斜磁場パルスの最大強度の可能な上げ幅の余裕がある場合、ランプサンプリングをしないで済む程度まで、読み出し方向傾斜磁場パルスの最大強度を上げてもよい。この後、ステップＳ１０に進む。 It should be noted that there is no problem even if the minimum width of the settable FOV is increased, and if there is a margin of possible increase in the maximum intensity of the readout direction gradient magnetic field pulse, the readout direction gradient magnetic field pulse is reduced to the extent that it is not necessary to perform ramp sampling. Maximum strength may be increased. Thereafter, the process proceeds to step S10.
［ステップＳ１０］システム制御部６１は、ステップＳ９での読み出し方向傾斜磁場パルスの最大強度の上げ幅に応じて、ＦＯＶの読み出し方向の幅の設定可能範囲を修正する。この修正方法は、前述の通りである。この後、ステップＳ１１に進む。
[Step S10] The
［ステップＳ１１］位置決め画像が撮像される。具体的には、天板２２には被検体Ｐが載置されており、静磁場電源４２により励磁された静磁場磁石３１によって撮像空間に静磁場が形成されている。また、シムコイル電源４４からシムコイルユニット３２に電流が供給されて、撮像空間に形成された静磁場が均一化される。
[Step S11] A positioning image is captured. Specifically, the subject P is placed on the
そして、入力装置７２からシステム制御部６１に撮像開始指示が入力されると、システム制御部６１は、位置決め画像用のパルスシーケンスを含む撮像条件をシーケンスコントローラ５８に入力する。シーケンスコントローラ５８は、入力されたパルスシーケンスに従って傾斜磁場電源４６、ＲＦ送信器４８及びＲＦ受信器５０を駆動させることで、被検体Ｐの撮像部位が含まれる撮像領域に傾斜磁場を形成させると共に、ＲＦコイルユニット３４からＲＦパルスを発生させる。
When an imaging start instruction is input from the
このため、被検体Ｐ内の核磁気共鳴により生じたＭＲ信号がＲＦコイル装置１００により検出されて、ＲＦ受信器５０に入力される。ＲＦ受信器５０は、ＭＲ信号に前述の処理を施すことでＭＲ信号の生データを生成し、これら生データを画像再構成部６２に入力する。画像再構成部６２は、ＭＲ信号の生データをｋ空間データとして配置及び保存する。画像再構成部６２は、ｋ空間データにフーリエ変換を含む画像再構成処理を施すことで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６３に保存する。
Therefore, an MR signal generated by nuclear magnetic resonance in the subject P is detected by the
画像処理部６４は、画像データベース６３から画像データを取り込み、これに所定の画像処理を施すことで２次元の位置決め画像データを生成し、位置決め画像データを記憶装置７６に保存する。この後、システム制御部６１は、位置決め画像データが示す画像を表示装置７４に表示させる。
The
この後、位置決め画像に基づいて、ユーザは、ＦＯＶを選択する。ステップＳ１０の処理が実行された場合、ここでユーザが設定可能なＦＯＶの範囲は、ステップＳ１０で制約されたものとなる。システム制御部６１は、ユーザにより選択されたＦＯＶを撮像条件として決定する。この後、ステップＳ１２に進む。
Thereafter, the user selects FOV based on the positioning image. When the process of step S10 is executed, the range of FOVs that can be set by the user here is restricted by step S10. The
［ステップＳ１２］プレスキャンによってＲＦパルスの中心周波数が本スキャン直前に補正された後、ステップＳ１１までに設定された最終的なパルスシーケンスに従って、本スキャンのデータ収集が行われる。即ち、ステップＳ３の判定結果においてＭＲ信号のデータ不足がなければ、ステップＳ２で補正されたパルスシーケンスが用いられる。 [Step S12] After the center frequency of the RF pulse is corrected immediately before the main scan by the pre-scan, data acquisition for the main scan is performed according to the final pulse sequence set up to step S11. That is, if the MR signal data is not insufficient in the determination result in step S3, the pulse sequence corrected in step S2 is used.
一方、判定結果においてＭＲ信号のデータ不足が少量の場合、ステップＳ６で補正されたパルスシーケンスが用いられ、ＭＲ信号のデータ不足が中程度の場合、ステップＳ８で補正されたパルスシーケンスが用いられ、ＭＲ信号のデータ不足が大きい場合、ステップＳ９で補正されたパルスシーケンスが用いられる。即ち、良好な画質を得るために十分な量のＭＲ信号がリグリッディング処理後に残るように補正済みのパルスシーケンスが本スキャンとして実行される。 On the other hand, if the data shortage of the MR signal is small in the determination result, the pulse sequence corrected in step S6 is used, and if the data shortage of the MR signal is medium, the pulse sequence corrected in step S8 is used. When the data shortage of the MR signal is large, the pulse sequence corrected in step S9 is used. That is, the corrected pulse sequence is executed as the main scan so that a sufficient amount of MR signal remains after the regridding process to obtain a good image quality.
ＭＲＩ装置１０の各部は、パルスシーケンスの違いを除いて位置決め画像の撮像時と同様に動作し、これによりＭＲ信号がデータ収集割合に応じて部分的に収集され、画像再構成部６２にｋ空間データとして保存される。そして、画像再構成部６２は、ｋ空間データにリグリッディング処理を施した後、共役複素性に基づく補完処理を実行する。これにより、ｋ空間データは、全ての位相エンコードステップ及び全ての周波数エンコードステップのマトリクス要素がデータで埋まる。この後、ステップＳ１３に進む。
Each part of the
［ステップＳ１３］画像再構成部６２は、補完処理後のｋ空間データにフーリエ変換を含む画像再構成処理を施すことで本スキャンの画像データを再構成し、本スキャンの画像データを画像データベース６３に保存する。
[Step S13] The
画像処理部６４は、画像データベース６３から本スキャンの画像データを取り込み、これに所定の画像処理を施すことで２次元の表示用画像データを生成し、表示用画像データを記憶装置７６に保存する。この後、システム制御部６１は、表示用画像データが示す画像を表示装置７４に表示させる。
以上が本実施形態のＭＲＩ装置１０の動作説明である。
The
The above is the description of the operation of the
＜本実施形態の効果＞
従来技術では、リグリッディング処理後におけるＭＲ信号のデータの不足量が算出されないが、本実施形態では、上記不足量が算出される。そして、ＭＲ信号のデータの不足量（０次モーメントの不足量）に応じて、段階的なパルスシーケンスの補正が実行される。
<Effect of this embodiment>
In the prior art, the shortage amount of MR signal data after the regridding process is not calculated, but in the present embodiment, the shortage amount is calculated. Then, stepwise pulse sequence correction is executed in accordance with the deficiency in the MR signal data (the deficiency in the 0th moment).
上記不足量が少量の場合、ランプサンプリングが実行されるようにパルスシーケンスが補正され、上記不足量が中程度の場合、データ収集割合が引き上げられ、上記不足量が大きい場合、読み出し方向傾斜磁場パルスの最大強度が引き上げられる。このように、０次モーメントの不足量に応じた段階的な補正により、良好な画質を得るために十分な量のＭＲ信号がリグリッディング処理後に残るように補正されたパルスシーケンスが本スキャンとして実行される。 When the shortage amount is small, the pulse sequence is corrected so that ramp sampling is executed. When the shortage amount is medium, the data collection rate is increased. When the shortage amount is large, the reading direction gradient magnetic field pulse is corrected. The maximum strength of is increased. In this way, the pulse sequence corrected so that a sufficient amount of MR signal remains after the regridding processing by the stepwise correction according to the deficient amount of the 0th-order moment is obtained as the main scan. Executed.
従って、本実施形態では、ＭＲＩにおいて渦電流磁場補償の実行後においても、なお読み出し方向傾斜磁場の歪が無視できない場合に、良好な画質を得るために十分な量のＭＲ信号のデータを確実に確保できる。これにより、従来よりも良好な画質の画像が得られる。 Therefore, in the present embodiment, even after execution of eddy current magnetic field compensation in MRI, if distortion of the gradient magnetic field in the readout direction is still not negligible, a sufficient amount of MR signal data is reliably obtained to obtain good image quality. It can be secured. Thereby, an image with better image quality than before can be obtained.
なお、０次モーメントの不足量に応じて、パルスシーケンスの補正を段階的且つ最小限度に留める本実施形態の技術思想は、従来技術には全く存在しない。また、ハーフフーリエ法においてデータ収集割合を上げる、又は、読み出し方向傾斜磁場パルスの最大強度を引き上げることでＭＲ信号のデータ不足を補う技術思想も、従来技術には全く存在しない。 It should be noted that the technical idea of this embodiment in which correction of the pulse sequence is stepwise and minimized according to the deficient amount of the 0th moment does not exist in the prior art. Also, there is no technical idea in the prior art that compensates for the shortage of MR signal data by increasing the data collection rate in the half Fourier method or by increasing the maximum intensity of the readout gradient magnetic field pulse.
本実施形態では、傾斜磁場波形の歪が大きい場合にも、撮像条件の制約を最小限度に留めるので、良好な画質を維持しつつ、撮像条件の設定の自由度が高くなる。また、傾斜磁場波形の歪が大きい場合にも、撮像条件を不必要に制約することはないため、大電流の供給によって傾斜磁場が形成されるワイドボア型のＭＲＩ装置に有用である。 In the present embodiment, even when the gradient magnetic field waveform has a large distortion, the restriction on the imaging condition is kept to a minimum, so that the degree of freedom in setting the imaging condition is increased while maintaining good image quality. In addition, even when the gradient magnetic field waveform distortion is large, the imaging conditions are not unnecessarily restricted, which is useful for a wide bore MRI apparatus in which a gradient magnetic field is formed by supplying a large current.
＜実施形態の補足事項＞
［１］上記実施形態では、図１１のステップＳ２において渦電流磁場が補償されるようにパルスシーケンスの条件を補正することで、傾斜磁場パルスの波形を理想的な矩形波に近づける例を述べた。本発明の実施形態は、かかる態様に限定されるものではない。上記ステップＳ２の渦電流磁場を補償する処理は必須ではなく、省いてもよい。
<Supplementary items of the embodiment>
[1] In the above embodiment, an example in which the pulse sequence condition is corrected so that the eddy current magnetic field is compensated in step S2 of FIG. 11 to bring the gradient magnetic field pulse waveform closer to an ideal rectangular wave has been described. . The embodiment of the present invention is not limited to such an aspect. The process of compensating the eddy current magnetic field in step S2 is not essential and may be omitted.
［２］本実施形態は、ハーフフーリエ法のように、ＭＲ信号の一部のみをサンプリングするパルスシーケンスにおいて大きな効果を奏するが、かかる態様に限定されるものではない。本実施形態は、ＦＳＥ(Fast Spin Echo)法やＥＰＩ(Echo Planar Imaging)法などの他のパルスシーケンスにも適用可能である。 [2] Although this embodiment has a great effect in a pulse sequence for sampling only a part of an MR signal, like the half Fourier method, it is not limited to this mode. This embodiment can also be applied to other pulse sequences such as FSE (Fast Spin Echo) method and EPI (Echo Planar Imaging) method.
［３］上記実施形態のリグリッディング処理では、等時間間隔のサンプリングによってｋ空間データを一旦生成後、０次モーメントが等間隔となるように当該ｋ空間データを再配列する例を述べた。本発明は、かかる実施形態に限定されるものではない。
特許文献３に記載のように、０次モーメントが等間隔となるような不等時間間隔のサンプリングによってＭＲ信号の生データからｋ空間データを生成することで、図５で説明した再配列処理を省いてもよい。
[3] In the regridding process of the above embodiment, an example has been described in which k-space data is once generated by sampling at equal time intervals, and then the k-space data is rearranged so that the zero-order moments are equally spaced. The present invention is not limited to such an embodiment.
As described in
［４］請求項の用語と実施形態との対応関係を説明する。なお、以下に示す対応関係は、参考のために示した一解釈であり、本発明を限定するものではない。
渦電流磁場の傾斜磁場に対する影響が補償されるようにパルスシーケンスの条件を補正し、判定部６５の判定結果に応じて、ｋ空間データの不足が解消されるようにパルスシーケンスの条件を再補正するシステム制御部６１の機能は、請求項記載の撮像条件設定部の一例である。
[4] A correspondence relationship between the terms of the claims and the embodiments will be described. In addition, the correspondence shown below is one interpretation shown for reference, and does not limit the present invention.
The pulse sequence condition is corrected so that the influence of the eddy current magnetic field on the gradient magnetic field is compensated, and the pulse sequence condition is recorrected according to the determination result of the
［５］本発明のいくつかの実施形態を説明したが、これらの実施形態は、例として提示したものであり、発明の範囲を限定することは意図していない。これら実施形態は、その他の様々な形態で実施されることが可能であり、発明の要旨を逸脱しない範囲で、種々の省略、置き換え、変更を行うことができる。これら実施形態やその変形は、発明の範囲や要旨に含まれると同様に、特許請求の範囲に記載された発明とその均等の範囲に含まれるものである。 [5] Although some embodiments of the present invention have been described, these embodiments are presented as examples and are not intended to limit the scope of the invention. These embodiments can be implemented in various other forms, and various omissions, replacements, and changes can be made without departing from the spirit of the invention. These embodiments and their modifications are included in the scope and gist of the invention, and are also included in the invention described in the claims and the equivalents thereof.
１０：ＭＲＩ装置，
２０：寝台装置，２２：天板，３０：ガントリ，
３１：静磁場磁石，３２：シムコイルユニット，３３：傾斜磁場コイルユニット，
３４：ＲＦコイルユニット，４０：制御装置，６０：演算装置
10: MRI apparatus,
20: bed apparatus, 22: top board, 30: gantry,
31: Static magnetic field magnet, 32: Shim coil unit, 33: Gradient magnetic field coil unit,
34: RF coil unit, 40: control device, 60: arithmetic device
Claims (7)
前記パルスシーケンスの条件から得られる前記読み出し方向傾斜磁場の強度及び波形に基づいて、前記リグリッディング処理後の前記ｋ空間データの不足量を算出する判定部と、
前記ｋ空間データの不足が解消されるように、前記ｋ空間データの不足量に応じた前記パルスシーケンスの条件補正を実行する撮像条件設定部と
を備えることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。 While applying a gradient magnetic field in the readout direction according to a pulse sequence, a nuclear magnetic resonance signal is collected from the imaging region, and sampling including a gridding process is performed on the nuclear magnetic resonance signal to generate k-space data. A magnetic resonance imaging apparatus for reconstructing an image based on spatial data,
A determination unit that calculates an insufficient amount of the k-space data after the regridding process, based on the intensity and waveform of the gradient magnetic field in the readout direction obtained from the conditions of the pulse sequence;
A magnetic resonance imaging apparatus comprising: an imaging condition setting unit that performs condition correction of the pulse sequence in accordance with the deficiency of the k-space data so that the deficiency of the k-space data is resolved.
供給電流に応じた傾斜磁場を発生させる傾斜磁場コイルをさらに備え、
前記撮像条件設定部は、前記供給電流によって生じる渦電流磁場の前記傾斜磁場に対する影響が補償されるように、前記パルスシーケンスの条件を補正し、
前記判定部は、前記渦電流磁場の影響が補償されるように補正された前記パルスシーケンスの条件から得られる前記読み出し方向傾斜磁場の強度及び波形に基づいて、前記リグリッディング処理後の前記ｋ空間データの不足量を算出し、
前記撮像条件設定部は、前記ｋ空間データの不足が解消されるように、前記ｋ空間データの不足量に応じて、前記パルスシーケンスの条件を再度補正する
ことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。 The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 1.
A gradient magnetic field coil for generating a gradient magnetic field according to the supply current;
The imaging condition setting unit corrects the conditions of the pulse sequence so that the influence of the eddy current magnetic field generated by the supply current on the gradient magnetic field is compensated,
The determination unit determines the k after the regridding process based on the intensity and waveform of the gradient magnetic field in the readout direction obtained from the pulse sequence condition corrected to compensate for the influence of the eddy current magnetic field. Calculate the lack of spatial data,
The magnetic resonance imaging apparatus, wherein the imaging condition setting unit corrects the pulse sequence condition again according to the deficiency of the k-space data so that the deficiency of the k-space data is resolved.
前記判定部は、前記ｋ空間データの不足量に基づいて、前記読み出し方向傾斜磁場の強度の時間積分値の不足量を算出し、
前記撮像条件設定部は、前記時間積分値の不足量に応じて、前記パルスシーケンスの条件を補正する
ことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。 The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 1 or 2,
The determination unit calculates an insufficient amount of time integral value of the strength of the read direction gradient magnetic field based on the insufficient amount of the k-space data,
The imaging condition setting unit corrects a condition of the pulse sequence according to an insufficient amount of the time integration value. A magnetic resonance imaging apparatus, wherein:
前記パルスシーケンスは、ハーフフーリエ法のパルスシーケンスである
ことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。 The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 3.
The magnetic resonance imaging apparatus, wherein the pulse sequence is a pulse sequence of a half Fourier method.
前記撮像条件設定部は、前記時間積分値の不足量に応じて、ランプサンプリングを実行させるか、又は、前記ハーフフーリエ法のデータ収集割合を上げるか、又は、前記読み出し方向傾斜磁場の強度を上げるように、前記パルスシーケンスの条件を補正する
ことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。 The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 4.
The imaging condition setting unit performs ramp sampling, increases the data collection rate of the half Fourier method, or increases the intensity of the gradient magnetic field in the readout direction according to the insufficient amount of the time integral value. Thus, the magnetic resonance imaging apparatus characterized by correcting the conditions of the pulse sequence.
前記ｋ空間データの不足量があると前記判定部により判定され、且つ、前記時間積分値の不足量が第１所定値以下である場合、前記撮像条件設定部は、ランプサンプリングが実行されるように前記パルスシーケンスの条件を補正し、
前記時間積分値の不足量が前記第１所定値よりも大きく、且つ、第２所定値以下である場合、前記撮像条件設定部は、前記ハーフフーリエ法のデータ収集割合が上がるように前記パルスシーケンスの条件を補正し、
前記時間積分値の不足量が前記第２所定値よりも大きい場合、前記撮像条件設定部は、前記読み出し方向傾斜磁場の強度が上がるように前記パルスシーケンスの条件を補正する
ことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。 The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 4.
When the determination unit determines that there is an insufficient amount of the k-space data, and the insufficient amount of the time integration value is equal to or less than a first predetermined value, the imaging condition setting unit performs ramp sampling. To correct the conditions of the pulse sequence,
When the insufficient amount of the time integral value is greater than the first predetermined value and less than or equal to the second predetermined value, the imaging condition setting unit is configured to increase the data collection rate of the half Fourier method. Correct the condition of
When the insufficient amount of the time integral value is larger than the second predetermined value, the imaging condition setting unit corrects the pulse sequence condition so that the intensity of the readout direction gradient magnetic field increases. Resonance imaging device.
前記時間積分値の不足量が前記第２所定値よりも大きい場合、前記撮像条件設定部は、前記読み出し方向傾斜磁場の強度の上げ幅に応じて、設定可能な前記撮像領域の読み出し方向の最小幅を広げる
ことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。 The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 6,
When the shortage amount of the time integration value is larger than the second predetermined value, the imaging condition setting unit can set the minimum width in the readout direction of the imaging region that can be set according to the increase in the intensity of the gradient magnetic field in the readout direction A magnetic resonance imaging apparatus characterized by widening.
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP2014053828A JP6377378B2 (en) | 2014-03-17 | 2014-03-17 | Magnetic resonance imaging system |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP2014053828A JP6377378B2 (en) | 2014-03-17 | 2014-03-17 | Magnetic resonance imaging system |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JP2015173897A true JP2015173897A (en) | 2015-10-05 |
| JP6377378B2 JP6377378B2 (en) | 2018-08-22 |
Family
ID=54253653
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP2014053828A Active JP6377378B2 (en) | 2014-03-17 | 2014-03-17 | Magnetic resonance imaging system |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JP6377378B2 (en) |
Cited By (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| DE102016113949A1 (en) | 2015-09-03 | 2017-03-09 | Toyota Jidosha Kabushiki Kaisha | The fuel cell system |
| CN110121293A (en) * | 2017-11-24 | 2019-08-13 | 佳能医疗***株式会社 | Medical data processing equipment, MR imaging apparatus and study finish model generating method |
Citations (5)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| WO2008152937A1 (en) * | 2007-06-14 | 2008-12-18 | Hitachi Medical Corporation | Magnetic resonance imaging apparatus and method for correcting error due to gradient magnetic field |
| US20090256570A1 (en) * | 2008-04-11 | 2009-10-15 | Zelinski Adam C | Method For Joint Sparsity-Enforced K-Space Trajectory and Radiofrequency Pulse Design |
| WO2010074059A1 (en) * | 2008-12-26 | 2010-07-01 | 株式会社 日立メディコ | Magnetic resonance imaging device and method of compensation for readout gradient magnetic field error |
| JP2010172383A (en) * | 2009-01-27 | 2010-08-12 | Toshiba Corp | Magnetic resonance imaging apparatus |
| JP2012016574A (en) * | 2010-06-07 | 2012-01-26 | Toshiba Corp | Magnetic resonance imaging apparatus |
-
2014
- 2014-03-17 JP JP2014053828A patent/JP6377378B2/en active Active
Patent Citations (5)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| WO2008152937A1 (en) * | 2007-06-14 | 2008-12-18 | Hitachi Medical Corporation | Magnetic resonance imaging apparatus and method for correcting error due to gradient magnetic field |
| US20090256570A1 (en) * | 2008-04-11 | 2009-10-15 | Zelinski Adam C | Method For Joint Sparsity-Enforced K-Space Trajectory and Radiofrequency Pulse Design |
| WO2010074059A1 (en) * | 2008-12-26 | 2010-07-01 | 株式会社 日立メディコ | Magnetic resonance imaging device and method of compensation for readout gradient magnetic field error |
| JP2010172383A (en) * | 2009-01-27 | 2010-08-12 | Toshiba Corp | Magnetic resonance imaging apparatus |
| JP2012016574A (en) * | 2010-06-07 | 2012-01-26 | Toshiba Corp | Magnetic resonance imaging apparatus |
Cited By (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| DE102016113949A1 (en) | 2015-09-03 | 2017-03-09 | Toyota Jidosha Kabushiki Kaisha | The fuel cell system |
| CN110121293A (en) * | 2017-11-24 | 2019-08-13 | 佳能医疗***株式会社 | Medical data processing equipment, MR imaging apparatus and study finish model generating method |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JP6377378B2 (en) | 2018-08-22 |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| JP6058477B2 (en) | Magnetic resonance imaging system | |
| JP5835989B2 (en) | Magnetic resonance imaging apparatus and magnetic resonance imaging method | |
| KR101663853B1 (en) | Diffusion-weighted magnetic resonance imaging using 3d mosaic segmentation and 3d navigator phase correction | |
| JP5886024B2 (en) | Magnetic resonance imaging system | |
| JP5611661B2 (en) | Magnetic resonance imaging system | |
| JP5138043B2 (en) | Magnetic resonance imaging system | |
| US10101425B2 (en) | Medical imaging apparatus having multiple subsystems, and operating method therefor | |
| US9910120B2 (en) | Method and magnetic resonance apparatus to acquire magnetic resonance data with a diffusion-weighted magnetic resonance sequence | |
| JP2012205897A (en) | Method for correcting phase information in magnetic resonance image and magnetic resonance equipment | |
| KR101665752B1 (en) | Magnetic resonance system and operating method for flow artifact reduction in slab selective space imaging | |
| JP2012040362A (en) | Magnetic resonance imaging method, magnetic resonance imaging apparatus, and control device of magnetic resonance imaging apparatus | |
| US10168407B2 (en) | Medical imaging apparatus having multiple subsystems, and operating method therefor | |
| US20180224513A1 (en) | Method and magnetic resonance apparatus for generating a weighting matrix for reducing artifacts with parallel imaging | |
| JP2014213084A (en) | Magnetic resonance imaging apparatus | |
| US10234530B2 (en) | Magnetic resonance imaging apparatus | |
| JP2016022302A (en) | Magnetic resonance signal processing method, magnetic resonance signal processing device and magnetic resonance apparatus, and program | |
| JP6377378B2 (en) | Magnetic resonance imaging system | |
| US20160124065A1 (en) | Method and apparatus for correction of magnetic resonance image recordings with the use of a converted field map | |
| JP5177379B2 (en) | Magnetic resonance imaging system | |
| JP2013017811A (en) | Magnetic resonance imaging apparatus | |
| JP2016104229A (en) | Magnet resonance imaging apparatus | |
| JP6691786B2 (en) | Magnetic resonance imaging equipment | |
| JP6678214B2 (en) | Magnetic resonance imaging equipment | |
| JP6104631B2 (en) | Magnetic resonance imaging system | |
| JP6407620B2 (en) | Magnetic resonance imaging system |
Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| A711 | Notification of change in applicant |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A711 Effective date: 20160511 |
|
| A621 | Written request for application examination |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A621 Effective date: 20161221 |
|
| A977 | Report on retrieval |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A971007 Effective date: 20171115 |
|
| A131 | Notification of reasons for refusal |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A131 Effective date: 20171121 |
|
| A521 | Request for written amendment filed |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A523 Effective date: 20180122 |
|
| TRDD | Decision of grant or rejection written | ||
| A01 | Written decision to grant a patent or to grant a registration (utility model) |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A01 Effective date: 20180626 |
|
| A61 | First payment of annual fees (during grant procedure) |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A61 Effective date: 20180725 |
|
| R150 | Certificate of patent or registration of utility model |
Ref document number: 6377378 Country of ref document: JP Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R150 |