JP3679847B2

JP3679847B2 - MRI equipment

Info

Publication number: JP3679847B2
Application number: JP32466095A
Authority: JP
Inventors: 富美敏児島; 美津恵宮崎
Original assignee: Toshiba Corp
Current assignee: Toshiba Corp
Priority date: 1995-12-13
Filing date: 1995-12-13
Publication date: 2005-08-03
Anticipated expiration: 2015-12-13
Also published as: JPH09164124A

Description

【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、被検体内の原子核スピンの磁気共鳴現象を利用したＭＲＩ（磁気共鳴イメージング）に係り、とくに、被検体が置かれる静磁場の均一性を向上させて脂肪抑制（脂肪からのＭＲ信号の収集を抑制すること）を行うＭＲＩ装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】
医療用のＭＲＩ装置は、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高周波信号で磁気的に励起し、この励起に伴って発生するＭＲ信号に基づいて画像を再構成したり、スペクトルを収集したりする装置である。
【０００３】
被検体のＭＲ画像を得る場合、断面内に在る脂肪は化学シフトに因ってアーチファクトなどの原因になるから、脂肪からのＭＲ信号はなるべく収集しないようにする脂肪抑制は必要不可欠である。この脂肪抑制の一手法として、通常の画像収集シーケンスの前に、周波数選択の脂肪抑制パルスで脂肪スピンを磁気的に飽和させておく技術が知られている。
【０００４】
この脂肪抑制効果を実効あらしめるためには、シミングにより静磁場の撮影領域の均一度を高めて化学シフトに因る水／脂肪の共鳴曲線を確実に分離しておく必要がある。従来、撮影領域がマルチスライス撮影時のように３次元領域である場合、図７に示すように、その撮影領域の中心位置でのスライス面Ｓcen を使ってシミングを行っていた。このため、中心スライス面Ｓcen の撮影時には、同図（ｂ）に例示する如く、脂肪抑制パルスの励起周波数範囲が脂肪の共鳴曲線に的確にマッチし、確実な脂肪抑制効果が得られる。しかし、同図中の端部のスライス面Ｓedg1、Ｓedg2で示す如く、３次元撮影領域の端に至るほど、部位の組成の違い等に因って水、脂肪のスペクトルが周波数軸上でずれてしまうことが多い。この場合には同図（ａ）、（ｃ）に例示する如く、中心スライス面Ｓcen で合わせた脂肪抑制パルスの励起周波数範囲が脂肪の共鳴曲線からずれてしまい、脂肪抑制効果が半減してしまうという事態が頻発していた。
【０００５】
【発明が解決しようとする課題】
この事態を回避するには、マルチスライス領域の３次元撮影領域を全体でシミングすることも知られてはいる。しかし、３次元撮影領域全体を実効的にシミングするには、静磁場成分の高次項までも含めた高次のシミングを実施する必要がある。通常のＭＲＩ装置で実施されている１次のシミングでは、そのような３次元撮影領域全体を脂肪抑制実施可能なレベルまで静磁場を均一化させることは殆ど困難で、実現できていない。
【０００６】
本発明は、このような従来技術による不都合に鑑みてなされたもので、３次元の撮影領域全体を脂肪抑制可能なレベルまで１次のシミングを使って簡単に磁場均一化でき、その領域全体にわたって良好な脂肪抑制効果を得ることを、その目的とする。
【０００７】
【課題を解決するための手段】
上記目的を達成させるため、本発明は、静磁場中に置かれた被検体のＭＲ画像を得るＭＲＩ装置において、前記被検体の診断部位を含む３次元撮像領域を形成する複数スライス面の内の２以上の任意スライス面に対して１次シミングを実行して最適シミング値及びスペクトルの周波数軸上のずれ情報をそれぞれ求める取得手段と、前記２以上の任意スライス面の前記最適シミング値と前記スペクトルの周波数軸上のずれ情報とに基づいて前記３次元撮像領域の残りのスライス面それぞれの最適シミング値とスペクトルの周波数軸上のずれ情報とを推定する推定手段と、前記全部のスライス面の前記最適シミング値と前記スペクトルの周波数軸上のずれ情報とを用いてスライス面毎にＭＲ撮像を行う撮像手段と、を備えたことを特徴とする。
【０００８】
好適には、前記推定手段は、前記２以上の任意スライス面の前記最適シミング値と前記スペクトルの周波数軸上のずれ情報とに基づいてカーブフィッティングの技法により前記残りのスライス面それぞれの前記最適シミング値と前記スペクトルの周波数軸上のずれ情報とを推定する手段である。
【０００９】
また、前記取得手段は、前記静磁場に重畳する傾斜磁場のオフセット値を変えて前記１次シミングを実行する手段を有することが望ましい。
さらに、前記２以上の任意スライス面には、前記３次元撮像領域の所定方向における中心位置のスライス面と、この３次元撮像領域の前記所定方向における端部のスライス面とが含まれるように構成してもよい。
【００１０】
【発明の実施の形態】
以下、この発明の一つの実施の形態を図１〜図６を参照して説明する。
【００１１】
この実施形態にかかるＭＲＩ（磁気共鳴イメージング）装置の概略構成を図１に示す。このＭＲＩ装置は、被検体Ｐを載せる寝台部と、静磁場発生用の磁石部と、静磁場に位置情報を付加するための傾斜磁場部と、高周波信号を送受信する送受信部と、システムコントロール及び画像再構成を担う制御・演算部とを備えている。
【００１２】
磁石部は、例えば超電導方式の磁石１と、この磁石１に電流を供給する静磁場電源２とを備え、被検体Ｐが遊挿される円筒状の開口部（診断用空間）の軸方向（Ｚ軸方向）に静磁場Ｈ₀を発生させる。寝台部は、被検体Ｐを載せた天板を磁石１の開口部に退避可能に挿入できるようになっている。
【００１３】
傾斜磁場部は、磁石１に組み込まれた傾斜磁場コイルユニット３を備える。この傾斜磁場コイルユニット３は、Ｘ、Ｙ、Ｚ軸方向の３組（種類）のｘ，ｙ，ｚコイル３ｘ〜３ｚを備える。傾斜磁場部はさらに、ｘ，ｙ，ｚコイル３ｘ〜３ｚに電流を供給する傾斜磁場電源４と、この電源４を制御するためのシーケンサ５内の傾斜磁場シーケンサ５ａとを備える。この傾斜磁場シーケンサ５ａはコンピュータを備え、装置全体を管理するコントローラ６（コンピュータを搭載）からＳＥ法などに係る、脂肪抑制パルスを用いたデータ収集用パルスシーケンスを指令する信号を受ける。これにより、傾斜磁場シ−ケンサ５ａは、指令されたパルスシーケンスにしたがってＸ、Ｙ、Ｚ軸方向の各傾斜磁場の印加及びその強度を制御し、それらの傾斜磁場が静磁場Ｈ₀に重畳可能になっている。この実施例では、互いに直交する３軸Ｘ，Ｙ，Ｚの内のＺ軸方向の傾斜磁場をスライス用傾斜磁場Ｇ_Sとし、Ｘ軸方向のそれを読出し用傾斜磁場Ｇ_Rとし、さらにＹ軸方向のそれを位相エンコ−ド用傾斜磁場Ｇ_Eとする。
【００１４】
このＭＲＩ装置では、静磁場内の撮影領域の磁場均一化を１次シミングにより行う方式を採用しており、その１次シミングをＸ，Ｙ，Ｚ軸方向の傾斜磁場、すなわちスライス用傾斜磁場Ｇ_S、読出し用傾斜磁場Ｇ_R、及び位相エンコ−ド用傾斜磁場Ｇ_Eのオフセット（直流値）の調節により行うようになっている。
【００１５】
ただし、磁石部にシミング専用のシムコイルを設け、このシムコイルにコントローラの制御下で、シムコイル電源から磁場均一化のための電流を供給するように構成してもよい。
【００１６】
送受信部は、磁石１内の撮影空間にて被検体Ｐの近傍に配設されるＲＦコイル７と、このコイル７に接続された送信機８Ｔ及び受信機８Ｒと、この送信機８Ｔ及び受信機８Ｒの動作を制御するためのシ−ケンサ５内のＲＦシーケンサ５ｂ（コンピュータを搭載）とを備える。この送信機８Ｔ及び受信機８Ｒは、ＲＦシーケンサ５ｂの制御のもと、核磁気共鳴（ＮＭＲ）を励起させるためのラーモア周波数のＲＦ電流パルスをＲＦコイル７に供給する一方、ＲＦコイル７が受信したＭＲ信号（高周波信号）を受信し、各種の信号処理を施して、対応するデジタル信号を形成するようになっている。
【００１７】
さらに、制御・演算部は、上述したコントローラ６のほか、受信機８Ｒで形成されたＭＲ信号のデジタルデータを入力して画像データやスペクトルデータを演算する演算ユニット１０と、演算した画像データを保管する記憶ユニット１１と、画像を表示する表示器１２と、入力器１３とを備えている。演算ユニット１０は、コントローラ６と共働して、シミングに伴う各種の演算のほか、内蔵するメモリで形成される２次元フーリエ空間への実測データの配置、画像再構成のためのフーリエ変換などの処理をも行う。コントローラ６は傾斜磁場シーケンサ５ａ及びＲＦシーケンサ５ｂの同期をとりながら、両者の動作内容及び動作タイミングを制御するもので、図２の処理を実施する。
【００１８】
次に、この実施形態の動作を説明する。
【００１９】
ＭＲＩ装置が起動すると、コントローラ６は所定メインプログラムを実行し、その中で図２に示す一連の処理を実行する。
【００２０】
コントローラ６は、図２の最初のステップＳ１で、所望の３次元の撮像領域
（例えば図３に示すような頭部）の指定情報を入力するとともに、続くステップＳ２で、この３次元撮像領域を成す複数枚のスライス面の内の２以上の任意スライス面を指定する。この任意スライス面としては例えば図３（ａ）に示すように、３次元領域の体軸Ｚ方向の中心位置のスライス面Ｓcen と、その３次元領域の体軸Ｚ方向の両端位置のスライス面Ｓedg1、Ｓedg2とが自動的に又はオペレータからの指令に基づいて採用される。
【００２１】
次いでステップＳ３にて、複数の指定スライス面のそれぞれに対し、コントローラ６はシーケンサ５及び演算ユニット１０にシングルスライスによる１次シミングを指令する。ここで言う「シミング」は、所定値以上の均一性を有する静磁場の中に患者Ｐを入れることにより乱れた静磁場の撮影領域の均一性を補正する処理である。このシミングは、位相エンコード及び読み出し用傾斜磁場を掛けないシーケンス（例えばＳＥ法）を使って指定スライス面で実行される。これにより得られたエコー信号をフーリエ変換してスペクトルを得る（図４（ａ）参照）。このスペクトルの水の共鳴曲線Ｃwat および脂肪の共鳴曲線Ｃfat の半値幅Ｗwat 及びＷfat をそれぞれ演算し、半値幅Ｗwat 及びＷfat が最小となるように、傾斜磁場電源４からｘコイル３ｘ…３ｘ、ｙコイル３ｙ…３ｙ、ｚコイル３ｚ，３ｚに流すオフセット値（直流電流値）を調整する。この一連の処理は図４（ｂ）に示す如く、半値幅Ｗwat 及びＷfat の最小値が見つかり、水、脂肪の共鳴曲線Ｃwat 、Ｃfat がスペクトル上で確実に分離されるまで行われる。
【００２２】
これとともに、ステップＳ４で、最小の半値幅Ｗwat 及びＷfat となるようにｘコイル３ｘ…３ｘ、ｙコイル３ｙ…３ｙ、ｚコイル３ｚ，３ｚに供給する各オフセット値がＸ，Ｙ，Ｚ軸方向の１次最適シミング値Ｇxn，Ｇyn，Ｇznとして決定され、記憶される。
【００２３】
さらに、ステップＳ５にて、水の共鳴曲線Ｃwat の中心周波数ｆ₀をＲＦパルスの中心周波数として求め、この中心周波数ｆ₀から３．５ppm だけ低周波数にある脂肪の中心周波数をも推定する。
【００２４】
次いでステップＳ６では、指定した複数のスライス面全てについて１次シミングを行ったか否かが判断され、例えば図３（ａ）に示すように３つのスライス面Ｓcen ，Ｓedg1，Ｓedg2の指定であれば、この３スライス面全てについて上述したステップＳ２〜Ｓ４の処理が実行される。
【００２５】
なお、上述の処理では、シングルスライス法により数回に渡りシミングを実施するようにしたが、マルチスライス法により一度に複数の任意スライス面をシミングするように処理してもよい。
【００２６】
コントローラ６は次いでステップＳ７に処理を移動させる。ステップＳ７では、所望の３次元撮像領域ＢＲ（図３（ｂ）参照）の残りスライス面の１次最適シミング値を推定演算する。具体的には、上述のように求めた１次最適シミング値（図３の例では、中心及び端部の３つのスライス面Ｓcen ，Ｓedg1，Ｓedg2それぞれの１次最適シミング値）に基づいて１次又は高次のカーブフィッティングにより推定演算する。
【００２７】
これが済むと、ステップＳ８で、残りのスライス面の脂肪の共鳴曲線Ｃ fat の中心周波数を、同じくカーブフィッティングにより推定演算する。
【００２８】
このように準備が済むと、コントローラ６はステップＳ９に移行し、画像データ収集をシーケンサ５及び演算ユニット１０に指令する。このとき、コントローラ６は上記ステップＳ４及びＳ７で求めた各スライス面の１次最適シミング値を内部メモリから読み出し、また上記ステップＳ５及びＳ８で求めた脂肪の共鳴曲線の中心周波数を読み出し、これらを撮像条件などの情報と共に傾斜磁場シーケンサ５ａ、ＲＦシーケンサ５ｂに与える（図２ステップＳ９ａ）。
【００２９】
この結果、指定した３次元撮像領域ＢＲが例えばマルチスライス法により撮像される。この撮像は例えば図５に示すように、脂肪抑制パルスＰfat をプリパルスとして用いたＣＨＥＳＳ（chemical shift selective）法に拠る撮像シーケンス（ＳＥ法）により行われる。
【００３０】
同図から分かるように、傾斜磁場シーケンサ５ａは、マルチスライス撮像における各スライス面の１エンコード毎に、与えられた１次最適シミング値Ｇxn，Ｇyn，Ｇznをオフセット量として印加している。このオフセット量の印加により、撮像する各スライス面の磁場均一性は図６に示すように全部のスライス面において、水、脂肪の共鳴曲線Ｃwat ，Ｃfat が良好に分離されるレベルの静磁場均一性を保持でき、かつ、脂肪抑制パルスＰfat の励起周波数範囲はその中心周波数情報に基づいてスライス面毎に調整されるので、脂肪の共鳴曲線Ｃfat に的確に一致する。
【００３１】
この結果、実際の１次シミングを行うのは最初の複数枚のスライス面だけであるが、残りのスライス面のシミング値を実測値から良好に推定することで、実際の１次シミングを３次元撮像領域全体にわたって実行したのとほぼ等価な磁場均一状態を達成でき、結果的に、広い３次元領域にわたって水、脂肪を確実に分離できる。
【００３２】
これにより、各スライス面で脂肪抑制パルスに拠る脂肪抑制効果が十分に且つ安定して発揮され、脂肪によるアーチファクトの無い高画質の複数枚のマルチスライス画像を得ることができる。実際に行うシミングは１次であるから、シミングも簡単で、とくに専用のシミングコイルを設置しなくてもよく、傾斜磁場コイルを兼用して容易に実施できる。
【００３３】
なお、上記実施形態では最初に１次最適シミング値を計測する複数のスライス面として３枚を例示したが、本発明は必ずしもこれに限定されるものではなく、残りのスライス面の１次最適シミング値を推定演算できるスライス位置であれば、中心スライスと一方の端部のスライス面との組み合わせなど、最低２枚の計測であってもよい。
【００３４】
さらに、上述した実施形態ではＣＨＥＳＳ法をＳＥ法で実施する場合を説明したが、高速ＳＥ法やＦＥ法であっても同様に実施できる。また、脂肪抑制シーケンスとしてのＣＨＥＳＳ法に用いる脂肪抑制パルスは、バイノミアルパルスであってもよいし、シンク関数、ガウシャン関数などであってもよい。
【００３５】
【発明の効果】
以上説明したように、本発明に係るＭＲＩ装置によれば、被検体の診断部位を含む３次元撮像領域を形成する複数スライス面の内の２以上の任意スライス面に対して１次シミングを実行して最適シミング値及びスペクトルの周波数軸上のずれ情報を各別に求め、この２以上の任意スライス面の最適シミング値及びスペクトルの周波数軸上のずれ情報に基づいて３次元撮像領域の残りのスライス面それぞれの最適シミング値及びスペクトルの周波数軸上のずれ情報を推定し、この最適シミング値及びスペクトルの周波数軸上のずれ情報を用いてスライス面毎にＭＲ撮像を行うので、３次元の撮影領域全体を脂肪抑制可能なレベルまで１次のシミングを使って簡単に磁場均一化でき、その領域全体にわたって良好な脂肪抑制効果を得ることができる。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明の一実施形態に係るＭＲＩ装置の一例を示すブロック図。
【図２】実施形態に係るコントローラの処理の一例を示すフローチャート。
【図３】３次元撮像領域における実際のシミング・スライス面と残りのスライス面との関係を説明する図。
【図４】シミング処理の概要を説明する波形図。
【図５】一実施形態に係る撮像用の一例を示すパルスシーケンス。
【図６】同実施形態の脂肪抑制効果を説明する図。
【図７】従来の脂肪抑制の不具合を説明する図。
【符号の説明】
１磁石
２静磁場電源
３傾斜磁場コイルユニット
４傾斜磁場電源
５シーケンサ
６コントローラ
７ＲＦコイル
８Ｔ送信機
８Ｒ受信機
１０演算ユニット
１１記憶ユニット[0001]
BACKGROUND OF THE INVENTION
The present invention relates to MRI (Magnetic Resonance Imaging) using the magnetic resonance phenomenon of nuclear spins in a subject, and in particular, improves fat uniformity (MR signal from fat by improving the uniformity of a static magnetic field in which the subject is placed. In particular, the present invention relates to an MRI apparatus that suppresses collection of data .
[0002]
[Prior art]
A medical MRI apparatus magnetically excites a nuclear spin of a subject placed in a static magnetic field with a high frequency signal having a Larmor frequency, and reconstructs an image based on an MR signal generated by the excitation. It is a device that collects spectra.
[0003]
When obtaining an MR image of a subject, fat in the cross section causes artifacts due to chemical shifts, and thus fat suppression is essential to prevent MR signals from being collected as much as possible. As a method of this fat suppression, a technique is known in which fat spins are magnetically saturated with a frequency-selective fat suppression pulse before a normal image acquisition sequence.
[0004]
In order to effectively exhibit this fat suppression effect, it is necessary to increase the uniformity of the imaging region of the static magnetic field by shimming to reliably separate the water / fat resonance curve due to chemical shift. Conventionally, when the imaging region is a three-dimensional region as in multi-slice imaging, shimming is performed using a slice plane Scen at the center position of the imaging region as shown in FIG. For this reason, at the time of photographing the central slice plane Scen, the excitation frequency range of the fat saturation pulse exactly matches the fat resonance curve as shown in FIG. However, as shown by the slice planes Sedg1 and Sedg2 at the end in the figure, the water and fat spectra shift on the frequency axis due to the difference in the composition of the part as it reaches the end of the three-dimensional imaging region. It often ends up. In this case, as illustrated in FIGS. 4A and 4C, the excitation frequency range of the fat saturation pulse combined with the central slice plane Scen is deviated from the fat resonance curve, and the fat suppression effect is halved. It happened frequently.
[0005]
[Problems to be solved by the invention]
In order to avoid this situation, it is also known to shim the entire 3D imaging area of the multi-slice area. However, in order to effectively shim the entire three-dimensional imaging region, it is necessary to perform higher-order shimming including higher-order terms of the static magnetic field component. In the first-order shimming performed by a normal MRI apparatus, it is almost difficult to make the static magnetic field uniform to such a level that fat suppression can be performed in the entire three-dimensional imaging region, and it cannot be realized.
[0006]
The present invention has been made in view of such disadvantages of the prior art. The entire three-dimensional imaging region can be easily homogenized using a first-order shimming to a level capable of suppressing fat, and the entire region can be uniformed. The purpose is to obtain a good fat suppression effect.
[0007]
[Means for Solving the Problems]
In order to achieve the above object, the present invention provides an MRI apparatus that obtains MR images of a subject placed in a static magnetic field, and includes a plurality of slice planes that form a three-dimensional imaging region including a diagnostic region of the subject. An obtaining means for performing first-order shimming on two or more arbitrary slice planes to obtain the optimum shimming value and spectrum frequency shift information on the frequency axis; and the optimum shimming value and the spectrum of the two or more arbitrary slice planes. Estimating means for estimating the optimum shimming value of each of the remaining slice planes of the three-dimensional imaging region and the shift information on the frequency axis of the spectrum based on the shift information on the frequency axis of Imaging means for performing MR imaging for each slice plane using the optimum shimming value and shift information on the frequency axis of the spectrum.
[0008]
Preferably, the estimating means uses the optimum shimming value of each of the remaining slice planes by a curve fitting technique based on the optimum shimming values of the two or more arbitrary slice planes and deviation information on the frequency axis of the spectrum. It is means for estimating a value and shift information on the frequency axis of the spectrum.
[0009]
In addition, it is preferable that the acquisition unit includes a unit that executes the primary shimming by changing an offset value of a gradient magnetic field superimposed on the static magnetic field.
Further, the two or more arbitrary slice planes include a slice plane at a center position in a predetermined direction of the three-dimensional imaging region and an end slice plane in the predetermined direction of the three-dimensional imaging region. May be.
[0010]
DETAILED DESCRIPTION OF THE INVENTION
Hereinafter, an embodiment of the present invention will be described with reference to FIGS.
[0011]
A schematic configuration of an MRI (magnetic resonance imaging) apparatus according to this embodiment is shown in FIG. The MRI apparatus includes a bed unit on which a subject P is placed, a magnet unit for generating a static magnetic field, a gradient magnetic field unit for adding position information to the static magnetic field, a transmission / reception unit that transmits and receives a high-frequency signal, system control, and And a control / arithmetic unit for image reconstruction.
[0012]
The magnet unit includes, for example, a superconducting magnet 1 and a static magnetic field power source 2 that supplies current to the magnet 1, and an axial direction (Z) of a cylindrical opening (diagnostic space) into which the subject P is loosely inserted. A static magnetic field H ₀ is generated in the axial direction). The bed portion can be removably inserted into the opening of the magnet 1 with the top plate on which the subject P is placed.
[0013]
The gradient magnetic field unit includes a gradient magnetic field coil unit 3 incorporated in the magnet 1. The gradient magnetic field coil unit 3 includes three sets (types) of x, y, and z coils 3x to 3z in the X, Y, and Z axis directions. The gradient magnetic field unit further includes a gradient magnetic field power supply 4 for supplying current to the x, y, z coils 3x to 3z, and a gradient magnetic field sequencer 5a in the sequencer 5 for controlling the power supply 4. The gradient magnetic field sequencer 5a includes a computer, and receives a signal for instructing a data acquisition pulse sequence using a fat suppression pulse according to the SE method or the like from a controller 6 (equipped with a computer) that manages the entire apparatus. Thus, the gradient sheet - sequencer. 5a, X in accordance with the command pulse sequence, Y, and controls the application and its intensity of each gradient magnetic field in the Z axis direction, superimposable their gradient magnetic field in the static magnetic field H ₀ It has become. In this embodiment, the three axes X, Y, Z-axis direction of the tilting slice gradient magnetic field G _S of the Z orthogonal to each other, its X-axis direction and a readout gradient field G _R, further Y-axis its direction phase ene - and for de-gradient field G _E.
[0014]
This MRI apparatus employs a method of performing primary magnetic field homogenization of the imaging region within the static magnetic field by primary shimming, and the primary shimming is a gradient magnetic field in the X, Y, and Z axis directions, that is, a slice gradient magnetic field G. and performs the adjustment of the de-gradient field G _E offset (DC value) - _S, reading gradient field G _R, and the phase diene.
[0015]
However, a shim coil dedicated to shimming may be provided in the magnet unit, and a current for homogenizing the magnetic field may be supplied from the shim coil power source to the shim coil under the control of the controller.
[0016]
The transmission / reception unit includes an RF coil 7 disposed in the vicinity of the subject P in the imaging space within the magnet 1, a transmitter 8T and a receiver 8R connected to the coil 7, and the transmitter 8T and the receiver. And an RF sequencer 5b (equipped with a computer) in the sequencer 5 for controlling the operation of 8R. The transmitter 8T and the receiver 8R supply the RF coil 7 with an RF current pulse having a Larmor frequency for exciting nuclear magnetic resonance (NMR) under the control of the RF sequencer 5b, while the RF coil 7 receives the RF current pulse. The received MR signal (high-frequency signal) is received and subjected to various signal processing to form a corresponding digital signal.
[0017]
Further, in addition to the controller 6 described above, the control / arithmetic unit stores the arithmetic unit 10 that inputs digital data of MR signals formed by the receiver 8R and calculates image data and spectrum data, and stores the calculated image data. A storage unit 11, a display 12 for displaying an image, and an input unit 13. Calculator 10, the controller 6 and cooperates, in addition to various operations involving the shimming arrangement of measured data into two-dimensional Fourier space formed by the built-in memory, the Fourier transform for image reconstruction such as The process is also performed. The controller 6 controls the operation content and operation timing of the gradient magnetic field sequencer 5a and the RF sequencer 5b while synchronizing them, and performs the processing of FIG.
[0018]
Next, the operation of this embodiment will be described.
[0019]
When the MRI apparatus is activated, the controller 6 executes a predetermined main program, and executes a series of processes shown in FIG.
[0020]
The controller 6 inputs designation information of a desired three-dimensional imaging region (for example, a head as shown in FIG. 3) in the first step S1 of FIG. 2, and in the subsequent step S2, this three-dimensional imaging region is input. Designate two or more arbitrary slice planes among a plurality of slice planes formed. As the arbitrary slice plane, for example, as shown in FIG. 3A, the slice plane Scen at the center position in the body axis Z direction of the three-dimensional area, and the slice plane Sedg1 at both end positions in the body axis Z direction of the three-dimensional area. , Sedg2 is adopted automatically or based on a command from the operator.
[0021]
Next, in step S3, the controller 6 instructs the sequencer 5 and the arithmetic unit 10 to perform primary shimming using a single slice for each of a plurality of designated slice planes. Here, “shimming” is processing for correcting the uniformity of the imaging region of the static magnetic field disturbed by placing the patient P in the static magnetic field having a uniformity equal to or greater than a predetermined value. This shimming is performed on the designated slice plane using a sequence (for example, SE method) in which the phase encoding and the gradient magnetic field for reading are not applied. The echo signal thus obtained is Fourier transformed to obtain a spectrum (see FIG. 4A). The half-value widths Wwat and Wfat of the water resonance curve Cwat and the fat resonance curve Cfat of this spectrum are calculated, respectively, and the x-coil 3x. 3y... 3y, the offset value (DC current value) flowing through the z coils 3z and 3z is adjusted. As shown in FIG. 4B, this series of processing is performed until the minimum values of the half widths Wwat and Wfat are found and the water and fat resonance curves Cwat and Cfat are reliably separated on the spectrum.
[0022]
At the same time, in step S4, the offset values supplied to the x coils 3x... 3x, the y coils 3y. The primary optimum shimming values Gxn, Gyn, Gzn are determined and stored.
[0023]
Further, in step S5, the center frequency f ₀ of the resonance curve Cwat of water is obtained as the center frequency of the RF pulse, and the center frequency of fat at a low frequency of 3.5 ppm is estimated from this center frequency f ₀ .
[0024]
Next, in step S6, it is determined whether or not primary shimming has been performed for all of the designated slice planes. For example, as shown in FIG. 3A, if three slice planes Scen, Sedg1, and Sedg2 are designated, The processes of steps S2 to S4 described above are executed for all three slice planes.
[0025]
In the above-described processing, shimming is performed several times by the single slice method. However, a plurality of arbitrary slice planes may be shimmed at a time by the multi-slice method.
[0026]
The controller 6 then moves the process to step S7. In step S7, the primary optimal shimming value of the remaining slice plane of the desired three-dimensional imaging region BR (see FIG. 3B) is estimated and calculated. Specifically, the primary optimum shimming value obtained as described above (in the example of FIG. 3, the primary optimum shimming values of the three slice planes Scen, Sedg1, and Sedg2 at the center and the end) are primary. Alternatively, estimation calculation is performed by high-order curve fitting.
[0027]
After this, in step S8, the center frequency of the fat resonance curve C fat on the remaining slice plane is similarly estimated and calculated by curve fitting.
[0028]
When the preparation is completed in this way, the controller 6 proceeds to step S9 and instructs the sequencer 5 and the arithmetic unit 10 to collect image data. At this time, the controller 6 reads out the first-order optimal shimming value of each slice plane obtained in steps S4 and S7 from the internal memory, reads out the center frequency of the fat resonance curve obtained in steps S5 and S8, and It is given to the gradient magnetic field sequencer 5a and the RF sequencer 5b together with information such as imaging conditions (step S9a in FIG. 2).
[0029]
As a result, the designated three-dimensional imaging region BR is imaged by, for example, the multi-slice method. For example, as shown in FIG. 5, this imaging is performed by an imaging sequence (SE method) based on the CHESS (chemical shift selective) method using the fat suppression pulse Pfat as a pre-pulse.
[0030]
As can be seen from the figure, the gradient magnetic field sequencer 5a applies the given primary optimum shimming values Gxn, Gyn, Gzn as offset amounts for each encoding of each slice plane in multi-slice imaging. By applying this offset amount, the magnetic field uniformity of each slice surface to be imaged is such that the static magnetic field uniformity is such that the water and fat resonance curves Cwat and Cfat are well separated in all slice surfaces as shown in FIG. And the excitation frequency range of the fat suppression pulse Pfat is adjusted for each slice plane based on the center frequency information, and therefore exactly matches the fat resonance curve Cfat.
[0031]
As a result, the actual primary shimming is performed only on the first plurality of slice planes, but the actual primary shimming is three-dimensionally estimated by satisfactorily estimating the shimming values of the remaining slice planes from the actually measured values. A magnetic field uniform state almost equivalent to that performed over the entire imaging region can be achieved, and as a result, water and fat can be reliably separated over a wide three-dimensional region.
[0032]
As a result, the fat suppression effect due to the fat suppression pulse is sufficiently and stably exhibited on each slice plane, and a plurality of high-quality multi-slice images free from fat artifacts can be obtained. Since the actual shimming is first order, the shimming is also simple. In particular, it is not necessary to install a dedicated shimming coil, and it can be easily carried out by using the gradient magnetic field coil.
[0033]
In the above-described embodiment, three sheets are exemplified as the plurality of slice planes for which the primary optimum shimming value is initially measured. However, the present invention is not necessarily limited to this, and the primary optimum shimming of the remaining slice planes. As long as the slice position can estimate the value, it may be a minimum of two measurements, such as a combination of the central slice and the slice surface at one end.
[0034]
Further, in the above-described embodiment, the case where the CHESS method is performed by the SE method has been described. The fat suppression pulse used in the CHESS method as the fat suppression sequence may be a binomial pulse, a sink function, a Gaussian function, or the like.
[0035]
【The invention's effect】
As described above, according to the MRI apparatus of the present invention , primary shimming is performed on two or more arbitrary slice planes among a plurality of slice planes that form a three-dimensional imaging region including a diagnostic region of a subject. Thus, the optimum shimming value and the shift information on the frequency axis of the spectrum are separately obtained, and the remaining slices of the three-dimensional imaging region are obtained based on the optimum shimming value of the two or more arbitrary slice planes and the shift information on the frequency axis of the spectrum. estimating the deviation information on the frequency axis of the surface each optimal shimming values and spectrum, since the MR imaging for each slice plane with the deviation information on the frequency axis of the optimal shimming values and spectrum, imaging of a three-dimensional The entire area can be easily homogenized using primary shimming to a level where fat suppression is possible, and a good fat suppression effect can be obtained over the entire area. .
[Brief description of the drawings]
FIG. 1 is a block diagram showing an example of an MRI apparatus according to an embodiment of the present invention.
FIG. 2 is a flowchart illustrating an example of processing of a controller according to the embodiment.
FIG. 3 is a diagram for explaining a relationship between an actual shimming slice plane and the remaining slice planes in a three-dimensional imaging region.
FIG. 4 is a waveform diagram illustrating an outline of shimming processing.
FIG. 5 is a pulse sequence showing an example for imaging according to an embodiment.
FIG. 6 is a view for explaining the fat suppression effect of the embodiment.
FIG. 7 is a diagram for explaining a problem of conventional fat suppression.
[Explanation of symbols]
DESCRIPTION OF SYMBOLS 1 Magnet 2 Static magnetic field power supply 3 Gradient magnetic field coil unit 4 Gradient magnetic field power supply 5 Sequencer 6 Controller 7 RF coil 8T Transmitter 8R Receiver 10 Arithmetic unit 11 Storage unit

Claims

静磁場中に置かれた被検体のＭＲ画像を得るＭＲＩ装置において、
前記被検体の診断部位を含む３次元撮像領域を形成する複数スライス面の内の２以上の任意スライス面に対して１次シミングを実行して最適シミング値及びスペクトルの周波数軸上のずれ情報をそれぞれ求める取得手段と、
前記２以上の任意スライス面の前記最適シミング値と前記スペクトルの周波数軸上のずれ情報とに基づいて前記３次元撮像領域の残りのスライス面それぞれの最適シミング値とスペクトルの周波数軸上のずれ情報とを推定する推定手段と、
前記全部のスライス面の前記最適シミング値と前記スペクトルの周波数軸上のずれ情報とを用いてスライス面毎にＭＲ撮像を行う撮像手段と、を備えたことを特徴とするＭＲＩ装置。In an MRI apparatus for obtaining an MR image of a subject placed in a static magnetic field,
First-order shimming is performed on two or more arbitrary slice planes of a plurality of slice planes that form a three-dimensional imaging region including the diagnostic region of the subject to obtain the optimum shimming value and the shift information on the frequency axis of the spectrum Each obtaining means
Based on the optimal shimming value of the two or more arbitrary slice planes and the shift information on the frequency axis of the spectrum, the optimal shimming value and the shift information on the frequency axis of the spectrum of each of the remaining slice planes of the three-dimensional imaging region. An estimation means for estimating
MRI apparatus comprising the, imaging means for performing MR imaging for each slice plane by using the shift information on the frequency axis of the optimal shimming value and the spectrum of the slice plane of the total.

前記推定手段は、前記２以上の任意スライス面の前記最適シミング値と前記スペクトルの周波数軸上のずれ情報とに基づいてカーブフィッティングの技法により前記残りのスライス面それぞれの前記最適シミング値と前記スペクトルの周波数軸上のずれ情報とを推定する手段である請求項１記載のＭＲＩ装置。 The estimation means is configured to perform the curve fitting technique based on the optimum shimming value of the two or more arbitrary slice planes and the shift information on the frequency axis of the spectrum, and the optimum shimming value and the spectrum of each of the remaining slice planes. The MRI apparatus according to claim 1, which is means for estimating deviation information on the frequency axis .

前記取得手段は、前記静磁場に重畳する傾斜磁場のオフセット値を変えて前記１次シミングを実行する手段を有する請求項１又は２に記載のＭＲＩ装置。The MRI apparatus according to claim 1 , wherein the acquisition unit includes a unit that executes the primary shimming by changing an offset value of a gradient magnetic field superimposed on the static magnetic field.

前記２以上の任意スライス面には、前記３次元撮像領域の所定方向における中心位置のスライス面と、この３次元撮像領域の前記所定方向における端部のスライス面とが含まれる請求項１〜３の何れか一項に記載のＭＲＩ装置。Wherein the two or more arbitrary slice plane, claims 1-3 contained the slice plane of the central position in the predetermined direction of the three-dimensional imaging region, and the slice surface of the end portion in the predetermined direction of the three-dimensional imaging region The MRI apparatus according to any one of the above .