JP5268372B2 - Magnetic resonance imaging apparatus and image data generation method - Google Patents
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Abstract
Description
本発明は、アレイコイルを用いることにより高感度な画像データの生成を可能とする磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ）装置および画像データ生成方法に関する。 The present invention relates to a magnetic resonance imaging (MRI) apparatus and an image data generation method capable of generating highly sensitive image data by using an array coil.
磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ）法は、静磁場中に置かれた被検体組織の原子核のスピンを、当該原子核に応じたラーモア周波数をもつ高周波信号（ＲＦパルス）で励起する。そして、この励起に伴って発生する磁気共鳴信号（ＭＲ信号）から画像データを再構成する。 In the magnetic resonance imaging (MRI) method, the spin of a nucleus of a subject tissue placed in a static magnetic field is excited by a high-frequency signal (RF pulse) having a Larmor frequency corresponding to the nucleus. Then, the image data is reconstructed from the magnetic resonance signal (MR signal) generated along with this excitation.
ＭＲＩ装置は、上記のＭＲＩ法を利用して生体内等の画像データを生成する画像診断装置である。ＭＲＩ装置は、解剖学的診断情報のみならず生化学的情報や機能診断情報など多くの診断情報を得ることができるため、今日の画像診断の分野では重要なものとなっている。 The MRI apparatus is an image diagnostic apparatus that generates image data in a living body or the like using the MRI method. An MRI apparatus is important in today's field of image diagnosis because it can obtain not only anatomical diagnostic information but also a lot of diagnostic information such as biochemical information and functional diagnostic information.
近年、広範囲の撮像領域に対する画像データを高感度に収集することを目的として、アレイコイルを用いたＭＲＩが広く行われるようになった。アレイコイルは、複数の受信用コイル（以下では、コイルエレメントと呼ぶ。）が２次元配列されて構成される。ＭＲＩアレイコイルを使用したＭＲＩでは、隣接する複数のコイルエレメントにて検出されたＭＲ信号を加算合成することにより、前記複数のコイルエレメントを等価的に複数のセクションに束ねる。そして、各々のセクションにおいて得られるＭＲ信号をそれぞれ再構成することにより複数の画像データ（以下では、原画像データと呼ぶ。）を生成する。さらに、複数の原画像データを合成することにより、診断に用いる画像データ（以下では、診断用画像データと呼ぶ。）の生成が行なわれる（例えば、特許文献１参照。）。 In recent years, MRI using an array coil has been widely performed for the purpose of collecting image data for a wide range of imaging regions with high sensitivity. The array coil is configured by two-dimensionally arranging a plurality of receiving coils (hereinafter referred to as coil elements). In MRI using an MRI array coil, MR signals detected by a plurality of adjacent coil elements are added and synthesized, whereby the plurality of coil elements are equivalently bundled into a plurality of sections. A plurality of image data (hereinafter referred to as original image data) is generated by reconstructing the MR signals obtained in each section. Further, by combining a plurality of original image data, image data used for diagnosis (hereinafter referred to as diagnostic image data) is generated (see, for example, Patent Document 1).
図１３は被検体とアレイコイル５１との位置関係の一例を示す図である。 FIG. 13 is a diagram showing an example of the positional relationship between the subject and the array coil 51.
アレイコイル５１は、３つのセクション５２−１，５２−２，５２−３を有する。アレイコイル５１は、セクション５２−１〜５２−３の配列方向が被検体の体軸方向に一致するように配置されている。 The array coil 51 has three sections 52-1, 52-2, and 52-3. The array coil 51 is arranged so that the arrangement direction of the sections 52-1 to 52-3 coincides with the body axis direction of the subject.
図１４はアレイコイル５１を用いて得られる３つの原画像５３−１，５３−２，５３−３を示す図である。原画像５３−１〜５３−３は、セクション５２−１〜５２−３の各々に属するコイルエレメントによって検出されたＭＲ信号をそれぞれに再構成して得られる。原画像５３−１ではセクション５２−１のコイルエレメントに対向した被検体の部位において最大の感度を有している。原画像５３−２ではセクション５２−２のコイルエレメントに対向した被検体の部位において最大の感度を有している。また原画像５３−３ではセクション５２−３のコイルエレメントに対向した被検体の部位において最大の感度を有している。 FIG. 14 is a diagram showing three original images 53-1, 53-2, and 53-3 obtained using the array coil 51. The original images 53-1 to 53-3 are obtained by reconstructing MR signals detected by the coil elements belonging to the sections 52-1 to 52-3, respectively. The original image 53-1 has the highest sensitivity at the part of the subject facing the coil element of the section 52-1. The original image 53-2 has the highest sensitivity at the part of the subject facing the coil element of the section 52-2. Further, the original image 53-3 has the highest sensitivity at the part of the subject facing the coil element of the section 52-3.
図１５は図１４に示した原画像５３−１〜５３−３を合成処理することにより得られる診断用画像５４を示す図である。
アレイコイルを用いたＭＲＩでは、被検体の近傍に配置されたアレイコイルにおける複数のコイルエレメントの中から撮像領域に対応したコイルエレメントを選択して上述の各セクションを形成することが要求される。特に頚椎や脊柱等の画像化を行なう場合には、天板上に取り付けられたアレイコイルの上方に被検体の診断対象部位を配置する必要があるため、この診断対象部位の撮像領域に対する好適なコイルエレメントの選択は極めて困難であった。 In MRI using an array coil, it is required to select a coil element corresponding to an imaging region from a plurality of coil elements in an array coil arranged in the vicinity of a subject to form each section described above. In particular, when imaging the cervical spine, spinal column, etc., it is necessary to place the diagnosis target part of the subject above the array coil mounted on the top plate. The selection of the coil element was extremely difficult.
例えば、撮像領域外に配置されたコイルエレメントが誤って選択された場合、当該コイルエレメントによりサンプリング定理を満たさない高い周波数成分を有するＭＲ信号が検出される。この場合、このＭＲ信号の再構成における折り返り（aliasing）に起因したアーチファクトが診断用画像データにおいて発生する。一方、撮像領域内に配置されたコイルエレメントが選択されなかった場合、当該コイルエレメントの位置に対応した診断用画像データの領域における感度は著しく劣化する。 For example, when a coil element arranged outside the imaging region is selected by mistake, an MR signal having a high frequency component that does not satisfy the sampling theorem is detected by the coil element. In this case, artifacts due to aliasing in the reconstruction of the MR signal occur in the diagnostic image data. On the other hand, when the coil element arranged in the imaging region is not selected, the sensitivity in the diagnostic image data region corresponding to the position of the coil element is significantly deteriorated.
そして、最初に選択したコイルエレメントを用いて収集された診断用画像データにおいて許容できないアーチファクトや感度劣化が認められた場合、ＭＲＩをコイルエレメントの選択からやり直す必要があった。操作者のスキルが低い場合には、このような作業を所望の診断用画像データが得られるまで繰り返す必要があった。このため、ＭＲＩの効率が著しく低下するのみならず、操作者の負担が増大するおそれがあった。 When unacceptable artifacts and sensitivity deterioration are recognized in the diagnostic image data collected using the initially selected coil element, it is necessary to redo the MRI from the selection of the coil element. When the skill of the operator is low, it is necessary to repeat such an operation until desired diagnostic image data is obtained. For this reason, there is a possibility that not only the efficiency of MRI is significantly reduced, but also the burden on the operator is increased.
本発明は、上述の問題点に鑑みてなされたものであり、その目的は、効率的に、かつ簡易に所望の画像データを得ることにある。 The present invention has been made in view of the above-described problems, and an object thereof is to obtain desired image data efficiently and easily.
本発明の第１の態様による磁気共鳴イメージング装置は、静磁場を発生する静磁場発生手段と、前記静磁場に重畳するための傾斜磁場を発生する傾斜磁場発生手段と、前記静磁場および前記傾斜磁場が印加された被検体に対して照射するための高周波パルスを送信する送信手段と、前記被検体から発生する磁気共鳴信号をそれぞれ受信する複数のコイルエレメントと、前記複数のコイルエレメントの各々あるいは前記複数のコイルエレメントのグルーピングによって形成した複数のセクションによりそれぞれ受信された前記磁気共鳴信号を収集する収集手段と、前記収集手段が収集した複数の前記磁気共鳴信号をそれぞれ使用して、それらの磁気共鳴信号を受信した前記コイルエレメントまたは前記セクションにそれぞれ対応する複数の第１の画像データを再構成する再構成手段と、前記収集手段が収集した複数の前記磁気共鳴信号のうちの少なくとも一部である複数の磁気共鳴信号をそれぞれ受信した前記コイルエレメントまたは前記セクションをそれぞれ対象エレメントまたは対象セクションとし、これらの対象エレメントまたは対象セクションにそれぞれ対応する複数の前記第１の画像データを合成して第２の画像データを生成する第１の生成手段と、前記第２の画像データが表す画像を表示する表示手段と、前記表示手段による前記第２の画像の表示が行われた後に、前記対象エレメントまたは対象セクションの変更の指定がなされたことに応じて当該指定に応じて前記対象エレメントまたは対象セクションを変更し、この変更後の対象エレメントまたは対象セクションにそれぞれ対応する複数の前記第１の画像データを合成して第３の画像データを生成する第２の生成手段とを備える。 The magnetic resonance imaging apparatus according to the first aspect of the present invention includes a static magnetic field generating means for generating a static magnetic field, a gradient magnetic field generating means for generating a gradient magnetic field to be superimposed on the static magnetic field, the static magnetic field, and the gradient Transmitting means for transmitting a high-frequency pulse for irradiating a subject to which a magnetic field is applied; a plurality of coil elements respectively receiving magnetic resonance signals generated from the subject; and each of the plurality of coil elements or Collecting means for collecting the magnetic resonance signals respectively received by a plurality of sections formed by grouping the plurality of coil elements, and using the plurality of magnetic resonance signals collected by the collecting means, respectively, A plurality of first elements respectively corresponding to the coil element or the section that has received a resonance signal. Reconstructing means for reconstructing image data, and the coil element or the section respectively receiving a plurality of magnetic resonance signals that are at least part of the plurality of magnetic resonance signals collected by the collecting means, respectively, as target elements Alternatively, a first generation unit that generates a second image data by synthesizing a plurality of the first image data corresponding to the target element or the target section, respectively, and the second image data is a target section. Display means for displaying an image to be represented, and after the display of the second image by the display means, the target element or the target section is designated according to the designation according to the designation. Change the element or target section to the target element or target section after the change. And a second generating means for generating a third image data by combining a corresponding plurality of the first image data, respectively Re.
本発明の第２の態様による磁気共鳴イメージング装置は、静磁場を発生する静磁場発生手段と、前記静磁場に重畳するための傾斜磁場を発生する傾斜磁場発生手段と、前記静磁場および前記傾斜磁場が印加された被検体に対して照射するための高周波パルスを送信する送信手段と、前記被検体から発生する磁気共鳴信号をそれぞれ受信する複数のコイルエレメントと、前記複数のコイルエレメントの各々あるいは前記複数のコイルエレメントのグルーピングによって形成した複数のセクションによりそれぞれ受信された前記磁気共鳴信号を収集する収集手段と、前記収集手段が収集した複数の前記磁気共鳴信号をそれぞれ使用して、それらの磁気共鳴信号を受信した前記コイルエレメントまたは前記セクションにそれぞれ対応する複数の第１の画像データを再構成する再構成手段と、前記再構成手段によって再構成された複数の前記第１の画像データのうちの少なくとも一部である複数の合成対象データを合成して第２の画像データを生成する第１の生成手段と、前記第２の画像データが表す画像を表示する表示手段と、前記表示手段による前記第２の画像の表示が行われた後に前記合成対象データのうちからアーチファクトを含む前記第１の画像データの指定がなされたことに応じて、当該指定がなされた前記第１の画像データと、当該第１の画像データを除く前記複数の合成対象データとの重み付けを前記アーチファクトの影響を低減するように異ならせながら合成して第３の画像データを生成する第２の生成手段とを備える。 The magnetic resonance imaging apparatus according to the second aspect of the present invention includes a static magnetic field generating means for generating a static magnetic field, a gradient magnetic field generating means for generating a gradient magnetic field for superimposing the static magnetic field, the static magnetic field, and the gradient Transmitting means for transmitting a high-frequency pulse for irradiating a subject to which a magnetic field is applied; a plurality of coil elements respectively receiving magnetic resonance signals generated from the subject; and each of the plurality of coil elements or Collecting means for collecting the magnetic resonance signals respectively received by a plurality of sections formed by grouping the plurality of coil elements, and using the plurality of magnetic resonance signals collected by the collecting means, respectively, A plurality of first elements respectively corresponding to the coil element or the section that has received a resonance signal. Reconstructing means for reconstructing image data and second image data by compositing a plurality of compositing target data that are at least part of the plurality of first image data reconstructed by the reconstructing means First generation means for generating the image, display means for displaying the image represented by the second image data, and artifacts from the compositing target data after the display means displays the second image. In response to the designation of the first image data including the first image data, the weighting of the first image data designated and the plurality of compositing target data excluding the first image data is performed. A second generation unit configured to generate the third image data by combining differently so as to reduce the influence of the artifact.
本発明の第３の態様による磁気共鳴イメージング方法は、静磁場を発生し、前記静磁場に重畳するための傾斜磁場を発生し、前記静磁場および前記傾斜磁場が印加された被検体に対して照射するための高周波パルスを送信し、前記被検体から発生する磁気共鳴信号を複数のコイルエレメントでそれぞれ受信し、前記複数のコイルエレメントの各々あるいは前記複数のコイルエレメントのグルーピングによって形成した複数のセクションによりそれぞれ受信された前記磁気共鳴信号を収集し、収集された複数の前記磁気共鳴信号をそれぞれ使用して、それらの磁気共鳴信号を受信した前記コイルエレメントまたは前記セクションにそれぞれ対応する複数の第１の画像データを再構成し、収集された複数の前記磁気共鳴信号のうちの少なくとも一部である複数の磁気共鳴信号をそれぞれ受信した前記コイルエレメントまたは前記セクションをそれぞれ対象エレメントまたは対象セクションとし、これらの対象エレメントまたは対象セクションにそれぞれ対応する複数の前記第１の画像データを合成して第２の画像データを生成し、前記第２の画像データが表す画像を表示し、前記第２の画像の表示が行われた後に、前記対象エレメントまたは対象セクションの変更の指定がなされたことに応じて当該指定に応じて前記対象エレメントまたは対象セクションを変更し、この変更後の対象エレメントまたは対象セクションにそれぞれ対応する複数の前記第１の画像データを合成して第３の画像データを生成する。 The magnetic resonance imaging method according to the third aspect of the present invention generates a static magnetic field, generates a gradient magnetic field to be superimposed on the static magnetic field, and applies to the subject to which the static magnetic field and the gradient magnetic field are applied. A plurality of sections formed by transmitting a high-frequency pulse for irradiation, receiving magnetic resonance signals generated from the subject by a plurality of coil elements, and grouping each of the plurality of coil elements or the plurality of coil elements Collecting the magnetic resonance signals respectively received by the plurality of magnetic resonance signals, and using each of the collected magnetic resonance signals, a plurality of first corresponding to the coil element or the section receiving the magnetic resonance signals, respectively. At least one of the plurality of collected magnetic resonance signals. The coil element or the section that respectively received the plurality of magnetic resonance signals is set as a target element or a target section, and a plurality of the first image data respectively corresponding to the target element or the target section are synthesized 2 is generated, the image represented by the second image data is displayed, and after the display of the second image, the change of the target element or the target section is designated. Then, the target element or the target section is changed in accordance with the designation, and a plurality of the first image data corresponding to the target element or the target section after the change are combined to generate third image data.
本発明の第４の態様による磁気共鳴イメージング方法は、静磁場を発生し、前記静磁場
に重畳するための傾斜磁場を発生し、前記静磁場および前記傾斜磁場が印加された被検体
に対して照射するための高周波パルスを送信し、前記被検体から発生する磁気共鳴信号を
複数のコイルエレメントでそれぞれ受信し、前記複数のコイルエレメントの各々あるいは
前記複数のコイルエレメントのグルーピングによって形成した複数のセクションによりそ
れぞれ受信された前記磁気共鳴信号を収集し、前記収集手段が収集した複数の前記磁気共
鳴信号をそれぞれ使用して、それらの磁気共鳴信号を受信した前記コイルエレメントまた
は前記セクションにそれぞれ対応する複数の第１の画像データを再構成し、前記再構成手
段によって再構成された複数の前記第１の画像データのうちの少なくとも一部である複数
の合成対象データを合成して第２の画像データを生成し、前記第２の画像データが表す画
像を表示し、前記第２の画像の表示が行われた後に前記合成対象データのうちからアーチ
ファクトを含む前記第１の画像データの指定がなされたことに応じて、当該指定がなされ
た前記第１の画像データと、当該第１の画像データを除く前記複数の合成対象データとの
重み付けを前記アーチファクトの影響を低減するように異ならせながら合成して第３の画
像データを生成する。
本発明の第５の態様による磁気共鳴イメージング装置は、静磁場を発生する静磁場発生手段と、前記静磁場に重畳するための傾斜磁場を発生する傾斜磁場発生手段と、前記静磁場および前記傾斜磁場が印加された被検体に対して照射するための高周波パルスを送信する送信手段と、前記被検体から発生する磁気共鳴信号をそれぞれ受信する複数のコイルエレメントと、前記被検体における撮像領域よりも広くなるように設定された、前記複数のコイルエレメントの各々あるいは前記複数のコイルエレメントのグルーピングによって形成した複数のセクションによりそれぞれ受信された前記磁気共鳴信号を収集する収集手段と、前記収集手段が収集した複数の前記磁気共鳴信号をそれぞれ使用して、それらの磁気共鳴信号を受信した前記コイルエレメントまたは前記セクションにそれぞれ対応する複数の第１の画像データを再構成する再構成手段と、前記収集手段が収集した複数の前記磁気共鳴信号のうちの少なくとも一部である複数の磁気共鳴信号をそれぞれ受信した前記コイルエレメントまたは前記セクションをそれぞれ対象エレメントまたは対象セクションとし、これらの対象エレメントまたは対象セクションにそれぞれ対応する複数の前記第１の画像データを合成して第２の画像データを生成する第１の生成手段と、前記第２の画像データが表す画像を表示する表示手段と、前記表示手段による前記第２の画像の表示が行われた後に、前記対象エレメントまたは対象セクションの変更の指定がなされたことに応じて当該指定に応じて前記対象エレメントまたは対象セクションを変更し、この変更後の対象エレメントまたは対象セクションにそれぞれ対応する複数の前記第１の画像データを合成して第３の画像データを生成する第２の生成手段とを備える。
A magnetic resonance imaging method according to a fourth aspect of the present invention generates a static magnetic field, generates a gradient magnetic field to be superimposed on the static magnetic field, and applies to the subject to which the static magnetic field and the gradient magnetic field are applied. A plurality of sections formed by transmitting a high-frequency pulse for irradiation, receiving magnetic resonance signals generated from the subject by a plurality of coil elements, and grouping each of the plurality of coil elements or the plurality of coil elements Collecting the magnetic resonance signals respectively received by the plurality of magnetic resonance signals, and using the plurality of magnetic resonance signals collected by the collecting means, respectively, and corresponding to the coil elements or the sections receiving the magnetic resonance signals, respectively. A plurality of images reconstructed by the reconstruction means The second image data is generated by combining a plurality of compositing target data that is at least a part of the first image data, the image represented by the second image data is displayed, and the second image is displayed. In response to the designation of the first image data including an artifact from the compositing target data after the display is performed, the first image data designated and the first image data The third image data is generated by combining the plurality of compositing target data excluding the image data with different weights so as to reduce the influence of the artifact.
A magnetic resonance imaging apparatus according to a fifth aspect of the present invention includes a static magnetic field generating means for generating a static magnetic field, a gradient magnetic field generating means for generating a gradient magnetic field to be superimposed on the static magnetic field, the static magnetic field, and the gradient A transmission means for transmitting a high-frequency pulse for irradiating a subject to which a magnetic field is applied, a plurality of coil elements for receiving magnetic resonance signals generated from the subject, and an imaging region in the subject. A collecting means for collecting the magnetic resonance signals respectively received by each of the plurality of coil elements or a plurality of sections formed by grouping of the plurality of coil elements set to be wide; and the collecting means collects The coils that received the magnetic resonance signals using the plurality of magnetic resonance signals respectively Reconstructing means for reconstructing a plurality of first image data respectively corresponding to the rement or the section, and a plurality of magnetic resonance signals that are at least part of the plurality of magnetic resonance signals collected by the collecting means The received coil element or section is set as a target element or target section, respectively, and a plurality of the first image data respectively corresponding to the target element or target section is synthesized to generate second image data. 1 generation means, display means for displaying an image represented by the second image data, and designation of change of the target element or target section after the display of the second image by the display means. The target element or section according to the designation as made Change, and a second generating means for generating a third image data by combining a corresponding plurality of the first image data respectively to the target element or object section after the change.
本発明によれば、効率的に、かつ簡易に所望の画像データを得ることが可能となる。 According to the present invention, desired image data can be obtained efficiently and easily.
以下、図面を参照して本発明の実施形態について説明する。 Hereinafter, embodiments of the present invention will be described with reference to the drawings.
以下に述べる実施形態ＭＲＩ装置では、複数のコイルエレメントが２次元配列されたアレイコイルを用いてＭＲＩを行なう。ＭＲＩ装置では、スキャンプラン等によって予め設定された被検体の撮像領域に２次元配列されたコイルエレメントをグルーピングして体軸方向に複数のセクションを形成する。ＭＲＩ装置では、これら複数のセクションの各々において検出されたＭＲ信号を再構成してそれぞれ各セクションに対応した原画像データをそれぞれ生成する。そしてＭＲＩ装置では、これらの原画像データを合成して診断用画像データを生成する。ＭＲＩ装置では、許容できないアーチファクトが含まれた原画像データを排除することにより、アーチファクトの少ない診断用画像データを生成する。 In the embodiment MRI apparatus described below, MRI is performed using an array coil in which a plurality of coil elements are two-dimensionally arranged. In the MRI apparatus, a plurality of sections are formed in the body axis direction by grouping two-dimensionally arranged coil elements in an imaging region of a subject set in advance by a scan plan or the like. In the MRI apparatus, MR signals detected in each of the plurality of sections are reconstructed to generate original image data corresponding to each section. In the MRI apparatus, these original image data are combined to generate diagnostic image data. The MRI apparatus generates diagnostic image data with few artifacts by eliminating original image data containing unacceptable artifacts.
なお、本実施形態では、５つのセクションにグルーピングされたコイルエレメントを用い、被検体における頚椎のサジタル断面（側面から見た縦断面）において５つの原画像データを生成する。そして、これらの原画像データの中から選択したアーチファクトの少ない４つの原画像データを合成して診断用画像データを生成する場合について述べる。しかし、上述の原画像データ数や画像断面に限定されるものではなく、これらは任意であって良い。例えば、画像断面は、コロナル断面（正面から見た縦断面）やアキシャル断面（横断面）等であっても構わない。 In this embodiment, coil elements grouped into five sections are used, and five original image data are generated in a sagittal section (vertical section viewed from the side) of the cervical vertebra in the subject. Then, a case will be described in which diagnostic image data is generated by combining four original image data with few artifacts selected from these original image data. However, the number of original image data and the image cross section are not limited to the above, and these may be arbitrary. For example, the image section may be a coronal section (longitudinal section viewed from the front), an axial section (transverse section), or the like.
（装置の構成）
本実施形態におけるＭＲＩ装置５００の構成につき図１乃至図６を用いて説明する。なお、図１はＭＲＩ装置５００の全体構成を示すブロック図である。図２はＭＲＩ装置５００に設けられたＲＦコイルユニット３および送受信部４の具体的な構成を示す図である。
(Device configuration)
The configuration of the
ＭＲＩ装置５００は、静磁場発生部１、傾斜磁場発生部２、ＲＦコイルユニット３、送受信部４、天板５、天板移動機構部６、画像データ生成部７、表示部８、入力部９および制御部１０を含む。
The
静磁場発生部１および傾斜磁場発生部２は、被検体１５０に対して磁場を発生する。ＲＦコイルユニット３は、被検体１５０に対しＲＦパルスの照射とＭＲ信号の検出とを行なう。送受信部４は、ＲＦコイルユニット３に対しパルス電流を供給するとともにＲＦコイルユニット３が検出したＭＲ信号に対し所定の信号処理を行なう。天板５は、被検体１５０を載置する。天板移動機構部６は、天板５を被検体１５０の体軸方向に移動する。画像データ生成部７は、送受信部４が受信したＭＲ信号に基づいて原画像データおよび診断用画像データを生成する。表示部８は、生成された原画像データや診断用画像データが表す原画像や診断用画像を表示する。入力部９は、撮像条件や画像データ表示条件の設定、原画像データの選択、画像データ合成方法の選択、さらには、各種コマンド信号の入力等を行なう。制御部１０は、ＭＲＩ装置５００における上述の各ユニットを統括的に制御する。
The static
静磁場発生部１は、主磁石１１と静磁場電源１２とを含む。主磁石１１は、常伝導磁石あるいは超電導磁石によって構成される。静磁場電源１２は、主磁石１１に電流を供給する。そして静磁場発生部１は、図示しないガントリの中央部の撮像野に配置された被検体１５０の周囲に強力な静磁場を形成する。なお、主磁石１１は、永久磁石によって構成されていてもよい。
The static magnetic
傾斜磁場発生部２は、傾斜磁場コイルユニット２１と傾斜磁場電源２２とを含む。傾斜磁場コイルユニット２１は、３組の傾斜磁場コイルを有する。これら３組の傾斜磁場コイルは、体軸方向（ｚ方向）およびこの体軸方向に直交するｘ方向とｙ方向のそれぞれに沿った傾斜磁場を形成する。傾斜磁場コイルユニット２１傾斜磁場電源２２は、３組の傾斜磁場コイルの各々に対してパルス電流を供給する。傾斜磁場コイルユニット２１および傾斜磁場電源２２は、制御部１０から供給されたシーケンス制御信号に基づき被検体１５０が置かれた撮像野の磁場に対して位置情報を付加する。すなわち、傾斜磁場電源２２は、シーケンス制御信号に基づいてｘ方向，ｙ方向およびｚ方向の傾斜磁場コイルに供給するパルス電流を制御することにより、各々の方向に対して傾斜磁場を形成する。そして、ｘ方向，ｙ方向およびｚ方向の傾斜磁場は合成されて、互いに直交するスライス選択傾斜磁場Ｇｓ、位相エンコード傾斜磁場Ｇｅおよび読み出し（周波数エンコード）傾斜磁場Ｇｒが所望の方向に形成される。これらの傾斜磁場は、主磁石１１によって形成された静磁場に重畳されて、被検体１５０に印加される。
The gradient
ＲＦコイルユニット３は図２に示すように、送信コイル３１およびアレイコイル３２，３３を含む。送信コイル３１は、ＭＲＩ装置５００の図示しないガントリ内に傾斜磁場コイルユニット２１とともに設けられる。アレイコイル３２，３３は、被検体１５０の腹側および背中側にＭＲ信号の受信のために配設されている。そして、画像データの生成に際し、所定の周波数（ラーモア周波数）と包絡線を有したパルス電流が送信コイル３１に供給されると、送信コイル３１からは被検体１５０の撮像領域に対しＲＦパルスが照射される。このＲＦパルスの照射により被検体１５０の組織にて発生したＭＲ信号は、アレイコイル３２あるいはアレイコイル３３において検出されて送受信部４へ供給される。
As shown in FIG. 2, the
なお、アレイコイル３２は被検体１５０の腹部側臓器の撮像に用いられる。アレイコイル３３は、頚椎や脊椎等の撮像に用いられる。以下では、背中側のアレイコイル３３のみを用いて被検体１５０の頚椎の撮像を行なう場合について述べるが、これに限定されない。
The array coil 32 is used for imaging an abdominal organ of the subject 150. The
図３はアレイコイル３３が有するコイルエレメントの配置の一例を示す図である。図３に示したアレイコイル３３では、体軸方向（ｙ方向）のコイル領域幅がＬｚであり、ｘ方向のコイル領域幅がＬｘである。このアレイコイル３３では、ｘ方向にＮｘ個、また、ｚ方向にＮｚ個で合計Ｎｘ×Ｎｚ個コイルエレメントが２次元配列されている。図３では、Ｎｘ＝４、Ｎｚ＝５となっており、合計で２０個のコイルエレメントｅ１１〜ｅ１４、ｅ２１〜ｅ２４、ｅ３１〜ｅ３４、ｅ４１〜ｅ４４、ｅ５１〜ｅ５４が、４×５のマトリクス状に配列されている。そして、ｘ方向に配列されたＮｘ個のコイルエレメントは、送受信部４によってグルーピングされ、Ｑｚ個のセクション３５−１，３５−２…，３５−Ｑｚが等価的に形成される。図３の例では、Ｑｚ＝Ｎｚ＝５であり、５個のセクション３５−１〜３５ー５が形成されている。
FIG. 3 is a diagram illustrating an example of the arrangement of coil elements included in the
すなわち、コイルエレメントｅ１１〜ｅ１４によってセクション３５−１が、コイルエレメントｅ２１〜ｅ２４によってセクション３５−２が、コイルエレメントｅ３１〜ｅ３４によってセクション３５−３が、コイルエレメントｅ４１〜ｅ４４によってセクション３５−４が、そしてコイルエレメントｅ５１〜ｅ５４によってセクション３５−５がそれぞれ形成それぞれされる。このようなグルーピングにより、アレイコイル３３では５つのコイルが体軸方向に沿って配列された場合と等価となる。
That is, the section 35-1 is formed by the coil elements e11 to e14, the section 35-2 is formed by the coil elements e21 to e24, the section 35-3 is formed by the coil elements e31 to e34, and the section 35-4 is formed by the coil elements e41 to e44. Sections 35-5 are respectively formed by the coil elements e51 to e54. By such grouping, the
図４は被検体１５０の撮像領域とアレイコイル３３との位置関係について示した図である。ｚ方向のコイル領域幅Ｌｚが、被検体１５０の体軸方向における撮像領域Ｒｚより広くなるようにアレイコイル３３におけるセクション３５−１〜３５−５が設定される。
FIG. 4 is a diagram showing the positional relationship between the imaging region of the subject 150 and the
図２に示すように送受信部４は、送信部４１、受信部４２およびセクション形成部４３を含む。
As shown in FIG. 2, the transmission /
送信部４１は、主磁石１１の静磁場強度と傾斜磁場コイルユニット２１の傾斜磁場によって決定される所定スライス断面における磁気共鳴周波数（ラーモア周波数）と略同一の周波数を有し、所定の選択励起波形で変調されたパルス電流を生成して送信コイル３１に供給する。
The
受信部４２は、Ｎｃ中間周波変換回路、位相検波回路、低周波増幅器、フィルタリング回路およびＡ／Ｄ変換器を内在する。受信部４２は、アレイコイル３３におけるＮｃ（Ｎｃ＝Ｎｘ×Ｎｚ）個のコイルエレメントからそれぞれ供給されるＮｃチャネルのＭＲ信号に対し中間周波変換、位相検波、低周波増幅、フィルタリング、ならびにＡ／Ｄ変換等の信号処理を個別に行なう。
The receiving
セクション形成部４３は、スイッチング回路および加算回路を内在する。セクション形成部４３は、セクション３５−１〜３５−Ｑｚのそれぞれについて、属するＮｘ個のコイルエレメントから供給されるＮｘチャネルのＭＲ信号を加算合成することにより、前述したセクション３５−１〜３５−Ｑｚを等価的に形成する。
The
さて天板５は図１に示すように、図示しない寝台基部の上面においてｚ方向にスライド自在に支持されている。天板５には、被検体１５０がその対軸方向をｚ方向に沿わせる状態で載置される。天板５は、ｚ方向に移動することにより、被検体１５０の撮像対象部位を撮像野の所望位置に設定する。
As shown in FIG. 1, the
天板移動機構部６は、例えば寝台基部の端部あるいは下部に取り付けられる。天板移動機構部６は、制御部１０から供給される天板移動制御信号に基づき、天板５を移動するための駆動信号を生成する。そして天板移動機構部６は、この駆動信号により天板５をｚ方向に所定速度で移動させる。
The top plate moving mechanism 6 is attached to, for example, the end or lower part of the bed base. The top plate moving mechanism unit 6 generates a drive signal for moving the
画像データ生成部７は図１に示すように、ＭＲ信号記憶部７１、再構成部７２、画像データ記憶部７３および画像データ合成部７４を含む。
As shown in FIG. 1, the image
ＭＲ信号記憶部７１は、アレイコイル３３のセクション３５−１〜３５−Ｑｚの各々によって検出されたＭＲ信号Ｍｒ−１〜Ｍｒ−Ｑｚをそれぞれの記憶領域に保存する。
The MR signal storage unit 71 stores the MR signals Mr-1 to Mr-Qz detected by the sections 35-1 to 35-Qz of the
再構成部７２は、ＭＲ信号記憶部７１に保存されたＭＲ信号Ｍｒ−１〜Ｍｒ−Ｑｚを順次読み出し、２次元フーリエ変換による画像再構成を行なって原画像データＯｉｍ−１〜Ｏｉｍ−Ｑｚをそれぞれ生成する。すなわち、再構成部７２は、セクション３５−１によって検出されたＭＲ信号Ｍｒ−１を再構成して原画像データＯｉｍ−１を得る。同様にして、セクション３５−２〜３５−Ｑｚによって検出されたＭＲ信号Ｍｒ−２〜Ｍｒ−Ｑｚを再構成して原画像データＯｉｍ−２〜Ｏｉｍ−Ｑｚを得る。
The
画像データ記憶部７３は、再構成部７２により得られた原画像データＯｉｍ−１〜Ｏｉｍ−Ｑｚをそれぞれ保存する。
The image
画像データ合成部７４は、制御部１０からの指示に従い、画像データ記憶部７３に保存されている原画像データＯｉｍ−１〜Ｏｉｍ−Ｑｚの全てまたは一部を選択する。画像データ合成部７４は、これらの選択した原画像データを予め設定された演算式に基づく合成方法に従って合成し、診断用画像データを得る。
The image
ＭＲ信号
図１に示す表示部８は、表示データ生成回路、変換回路およびモニタを内在する。表示部８は、画像データ合成部７４において生成された診断用画像データが表す診断用画像を表示する。具体的には、表示データ生成回路は、画像データ合成部７４から供給される診断用画像データに制御部１０から供給される被検体情報等の付帯情報を付加して表示データを生成する。変換回路は、この表示データを所定の表示フォーマットに変換する。モニタは、表示フォーマット通りの画像を表示する。
MR Signal The
なお表示部８は、画像データ記憶部７３に保存された原画像データＯｉｍ−１〜Ｏｉｍ−Ｑｚを同様の方法によって表示することも可能である。原画像データＯｉｍ−１〜Ｏｉｍ−Ｑｚを表示することにより、それぞれの原画像データにおけるアーチファクト発生の有無を操作者に観察させることが可能となり、許容できないアーチファクトを有する原画像データの判定を容易にすることができる。
The
入力部９は、操作卓上に配置されたスイッチ、キーボード、マウス等の各種入力デバイスや表示パネルなどを内在する。そして入力部９は、制御部１０を介した表示部８との連携によりインタラクティブなインターフェースを形成している。入力部９は、被検体情報の入力、パルスシーケンス等を含んだ撮像条件の設定、画像データ表示条件の設定、セクションの設定、天板移動指示の入力、各種コマンド信号の入力等のための操作者による操作を受け付ける。さらに入力部９は、画像データ選択部９１および合成方法選択部９２を含む。
The
画像データ選択部９１は、診断用画像データの生成に際し合成すべき原画像データを操作者による操作に基づいて選択する。
The image
合成方法選択部９２は、原画像データの合成方法を操作者による操作に基づいて選択する。また、
制御部１０は、主制御部１０１、シーケンス制御部１０２および天板移動制御部１０３を含む。
The composition
The
主制御部１０１は、ＣＰＵおよび記憶回路を内在する。主制御部１０１は、ＭＲＩ装置５００を統括して制御する。主制御部１０１の記憶回路には、入力部９にて入力、設定または選択された被検体情報、ＭＲＩ検査の撮像条件、画像データの表示条件、原画像データの選択情報、原画像データ合成方法の選択情報等が保存される。主制御部１０１のＣＰＵは、記憶回路に保存された各種情報に基づき、ＭＲ信号の収集と原画像データおよび診断用画像データの生成および表示とを制御する。なお、ＭＲ信号の収集に際してＣＰＵは、撮像に適用するパルスシーケンスに基づき傾斜磁場コイルユニット２１やＲＦコイルユニット３に供給するパルス電流の大きさ、供給時間、供給タイミング等を設定して、これらを表すパルスシーケンス情報をシーケンス制御部１０２に供給する。
The
シーケンス制御部１０２は、ＣＰＵおよび記憶回路を内在する。シーケンス制御部１０２は、主制御部１０１から供給されるパルスシーケンス情報をシーケンス制御部１０２の記憶回路に一旦記憶する。シーケンス制御部１０２は、パルスシーケンス情報に基づいてシーケンス制御信号を生成し、傾斜磁場電源２２や送受信部４を制御する。
The
また天板移動制御部１０３は、入力部９から主制御部１０１を介して供給される天板移動指示に基づいて天板移動制御信号を生成し、これを天板移動機構部６へ供給する。
The top plate
次に、以上のように構成されたＭＲＩ装置５００の動作について説明する。
Next, the operation of the
図５はセクション３５−１〜３５−５のそれぞれに対応した原画像データの感度分布とこれらの原画像データを合成して得られる診断用画像データの感度分布とを模式的に示す図である。 FIG. 5 is a diagram schematically showing the sensitivity distribution of original image data corresponding to each of sections 35-1 to 35-5 and the sensitivity distribution of diagnostic image data obtained by synthesizing these original image data. .
ここでは図５（ａ）に示すように、セクション３５−１〜３５−５から構成されたｚ方向のコイル領域幅Ｌｚの中心が、ｚ方向の撮像領域Ｒｚ（Ｒｚ＜Ｌｚ）の中心に対しΔγ／２だけ左方にシフトして配置されていることとする。ただし、ここでは説明を簡単にするために、シフト量Δγ／２はセクション幅Δｗの１／２としている。 Here, as shown in FIG. 5A, the center of the coil region width Lz in the z direction constituted by the sections 35-1 to 35-5 is relative to the center of the imaging region Rz in the z direction (Rz <Lz). It is assumed that they are shifted leftward by Δγ / 2. However, in order to simplify the description here, the shift amount Δγ / 2 is set to ½ of the section width Δw.
図５（ｂ）は、セクション３５−１〜３５−５によって得られる原画像データＯｉｍ−１〜Ｏｉｍ−５の各々におけるｚ方向の感度分布を示している。具体的には、感度分布ｆ１（ｚ）〜ｆ５（ｚ）は、原画像データＯｉｍ−１〜Ｏｉｍ−５のｚ方向に対する感度分布をそれぞれ示している。この場合、セクション３５−１は撮像領域Ｒｚ外に位置している。このため、セクション３５−１にて検出されるＭＲ信号には許容されない高い周波数成分が含まれている。この高い周波成分に起因して、原画像データＯｉｍ−１の感度分布ｆ１（ｚ）の一部は、撮像領域Ｒｚの右端部にアーチファクト成分Ａｒｔとして表れる。 FIG. 5B shows the sensitivity distribution in the z direction in each of the original image data Oim-1 to Oim-5 obtained by the sections 35-1 to 35-5. Specifically, sensitivity distributions f1 (z) to f5 (z) indicate sensitivity distributions in the z direction of the original image data Oim-1 to Oim-5, respectively. In this case, the section 35-1 is located outside the imaging region Rz. For this reason, the MR signal detected in the section 35-1 includes an unacceptable high frequency component. Due to this high frequency component, a part of the sensitivity distribution f1 (z) of the original image data Oim-1 appears as an artifact component Art at the right end of the imaging region Rz.
図５（ｃ）は原画像データＯｉｍ−１〜Ｏｉｍ−５の全てを対等に合成して生成された診断用画像データＩｍａの感度分布Ｇａ（ｚ）を示している。図５（ｃ）に示すように、アーチファクト成分Ａｒｔは診断用画像データＩｍａにおいても残存する。 FIG. 5C shows the sensitivity distribution Ga (z) of the diagnostic image data Ima generated by synthesizing all of the original image data Oim-1 to Oim-5 on an equal basis. As shown in FIG. 5C, the artifact component Art remains in the diagnostic image data Ima.
図５（ｄ）はアーチファクト成分が無視できる原画像データＯｉｍ−２〜Ｏｉｍ−５を合成することによって生成された診断用画像データＩｍｂの感度分布Ｇｂ（ｚ）を示している。アーチファクト成分Ａｒｔを含んだ原画像データＯｉｍ−１を合成していないことにより、図５（ｃ）に示したアーチファクト成分Ａｒｔは診断用画像データＩｍｂには含まれない。 FIG. 5D shows the sensitivity distribution Gb (z) of the diagnostic image data Imb generated by synthesizing the original image data Oim-2 to Oim-5 in which the artifact component can be ignored. Since the original image data Oim-1 including the artifact component Art is not synthesized, the artifact component Art shown in FIG. 5C is not included in the diagnostic image data Imb.
図６は原画像データにおけるアーチファクトの発生状況を示す図である。図６（ａ）〜図６（ｅ）はセクション３５−１〜３５−５によって得られた被検体１５０の頚椎における原画像データＯｉｍ−１〜Ｏｉｍ−５をそれぞれ画像で表している。これらの原画像データＯｉｍ−１〜Ｏｉｍ−５では、セクション３５−１〜３５−５が配置された位置において最大の感度を有する。そして撮像領域外に配置されたセクション３５−１による原画像データＯｉｍ−１では、その下端部において、前記頚椎に起因するアーチファクトＡｒｔが表れている。 FIG. 6 is a diagram showing the state of occurrence of artifacts in the original image data. FIGS. 6A to 6E show original image data Oim-1 to Oim-5 in the cervical spine of the subject 150 obtained by sections 35-1 to 35-5, respectively, as images. These original image data Oim-1 to Oim-5 have the maximum sensitivity at the positions where the sections 35-1 to 35-5 are arranged. In the original image data Oim-1 by the section 35-1 arranged outside the imaging region, an artifact Art due to the cervical spine appears at the lower end portion.
図７は診断用画像データＩｍａを画像で示す図である。図８は診断用画像データＩｍｂを画像で示す図である。この図７および図８から明らかなように、許容できない程のアーチファクトが生じている原画像データを診断用画像データを得るために使用しないようにすれば、撮像領域Ｒｚとコイル領域幅Ｌｚとが一致しない場合でもアーチファクトの少ない診断用画像データを前記撮像領域において生成することが可能となる。 FIG. 7 is a diagram showing diagnostic image data Ima as an image. FIG. 8 is a diagram showing diagnostic image data Imb as an image. As is apparent from FIGS. 7 and 8, if the original image data in which unacceptable artifacts are generated is not used for obtaining diagnostic image data, the imaging region Rz and the coil region width Lz are obtained. Even if they do not match, diagnostic image data with little artifact can be generated in the imaging region.
なお、画像データ合成部７４における原画像データの合成は、予め設定された演算式に基づいて行なわれる。例えば原画像データＯｉｍ−２〜Ｏｉｍ−５を合成して診断用画像データＩｍｂを生成する場合には、原画像データＯｉｍ−２〜Ｏｉｍ−５の感度分布をｆ２（ｚ）〜ｆ５（ｚ）とすれば診断用画像データＩｍｂの感度分布Ｇｂ（ｚ）は、例えば、以下に示す式（１）あるいは式（２）に基づいて算出される。ただし、Ａ２（ｚ）〜Ａ５（ｚ）およびＢ２（ｚ）〜Ｂ５（ｚ）は、予め設定された重み付け係数を示す。
なお、式（１）は、原画像データの感度分布ｆｉ（ｚ）（ｉ＝２〜５）の２乗和の平方根を計算する演算（２乗和演算）を示す。また、式（２）は、感度分布ｆｉ（ｚ）（ｉ＝２〜５）に対して通常の加算を行なう演算（加算演算）を示す。 Equation (1) represents an operation (square sum operation) for calculating the square root of the square sum of the sensitivity distribution fi (z) (i = 2 to 5) of the original image data. Equation (2) represents an operation (addition operation) for performing normal addition on the sensitivity distribution fi (z) (i = 2 to 5).
（診断用画像データの生成手順）
次に、診断用画像データの生成手順につき図９のフローチャートに沿って説明する。
(Procedure for generating diagnostic image data)
Next, a procedure for generating diagnostic image data will be described with reference to the flowchart of FIG.
被検体１５０の撮像に先立ち、ＭＲＩ装置５００の操作者は、被検体１５０の撮像領域より広い範囲において２次元配列されたコイルエレメントを有するアレイコイル３３を選択し、このアレイコイル３３を天板５の所定位置に配置する。次いで操作者は、アレイコイル３３が被検体１５０の撮像領域近傍に位置するように被検体１５０を天板５に載置する（図９のステップＳ１）。
Prior to imaging the subject 150, the operator of the
次に操作者は、天板移動指示を入力部９にて入力し、被検体１５０の診断対象部位がガントリ中央部の撮像野に位置するように天板５をｚ方向に移動する。次いで操作者は、入力部９にて被検体情報の入力、撮像領域の設定、撮像条件および画像データ表示条件の設定、原画像データ合成方法の選択、セクションの設定等を行なう。そして、これらの入力情報、設定情報および選択情報は、主制御部１０１に備えられた記憶回路に保存される（図９のステップＳ２）。
Next, the operator inputs an instruction to move the top board through the
次に操作者は、撮像の開始コマンドを入力部９にて入力する（図９のステップＳ３）。この開始コマンドが主制御部１０１に供給されることにより、アレイコイル３３のセクション３５−１〜３５−Ｑｚを用いた原画像データＯｉｍ−１〜Ｏｉｍ−Ｑｚの生成が主制御部１０１の制御の下に開始される。
Next, the operator inputs an imaging start command through the input unit 9 (step S3 in FIG. 9). When the start command is supplied to the
以下では、ＳＥ（スピンエコー）法を用い被検体１５０の頚部サジタル断面におけるＴ１強調画像データを診断用画像データとして生成する場合について述べる。 Hereinafter, a case will be described in which T1-weighted image data in the cervical sagittal section of the subject 150 is generated as diagnostic image data using the SE (spin echo) method.
ＳＥ法によりＴ１強調画像データを収集する場合、傾斜磁場電源２２は、シーケンス制御部１０２から供給されたシーケンス制御信号に基づいて傾斜磁場コイルユニット２１のｘ方向，ｙ方向およびｚ方向の各傾斜磁場コイルに対するパルス電流を制御し、被検体１５０の診断対象部位に対しサジタル断面を設定するためのスライス選択傾斜磁場Ｇｓと、このサジタル断面から得られるＭＲ信号に対しその発生位置を符号化するための位相エンコード傾斜磁場Ｇeおよび読み出し傾斜磁場Ｇｒを印加する。
When collecting T1-weighted image data by the SE method, the gradient magnetic
そして、例えば、Ｎａ×Ｎａの画素を有する診断用画像データを生成する場合、Ｎａ種類の磁場強度を有する位相エンコード傾斜磁場Ｇｅの印加を繰り返し周期ＴＲでＮａ回繰り返すとともに、所定の磁場強度を有した読み出し傾斜磁場Ｇｅの印加を繰り返し周期ＴＲでＮａ回繰り返す。 For example, when generating diagnostic image data having Na × Na pixels, the application of the phase encoding gradient magnetic field Ge having Na types of magnetic field intensities is repeated Na times with a repetition period TR, and a predetermined magnetic field intensity is provided. The application of the read gradient magnetic field Ge is repeated Na times with a repetition period TR.
一方、送受信部４の送信部４１は、最初のスライス選択傾斜磁場Ｇｓの印加中に９０度ＲＦパルスを被検体１５０の撮像部位に対し繰り返し周期ＴＲでＮａ回照射し、さらに、この照射から時間ＴＥ／２後における第２のスライス選択傾斜磁場Ｇｓの印加中に１８０度ＲＦパルスを同一部位に対し繰り返し周期ＴＲでＮａ回照射するように、送信コイル３１に対しパルス電流を供給する。そして、アレイコイル３３におけるＮｃ個のコイルエレメントの各々は、１８０度ＲＦパルスの照射から時間ＴＥ／２後に被検体１５０から生ずるＭＲ信号を受信して受信部４２に供給する。受信部４２はこれらＮｃチャンネルのＭＲ信号に対し所定の処理を行なう。
On the other hand, the
次いで、セクション形成部４３は、被検体１５０の体軸方向に垂直な方向（ｘ方向）に配列されているコイルエレメントから供給されたＭＲ信号を加算合成することによりセクション３５−１〜３５−Ｑｚを形成する。そして、セクション３５−１〜３５−Ｑｚから供給されたＱｚチャンネルのＭＲ信号は、ＭＲ信号記憶部７１に保存される。すなわち、ＭＲ信号記憶部７１には、ＱｚチャンネルのＭＲ信号Ｍｒ−１〜Ｍｒ−Ｑｚがセクション３５−１〜３５−Ｑｚに対応して保存される（図９のステップＳ４）。
Next, the
なお、上述の９０度ＲＦパルスおよび１８０度ＲＦパルスは、被検体組織の原子核スピンを９０度および１８０度回転するために必要なエネルギーを原子核スピンに供給するためのＲＦ波である。時間ＴＥは、９０度ＲＦパルスの照射からＭＲ信号が検出されるまでの時間である。、時間ＴＲは、ＭＲ信号の検出周期である。 The 90-degree RF pulse and the 180-degree RF pulse described above are RF waves for supplying energy necessary to rotate the nuclear spin of the subject tissue by 90 degrees and 180 degrees to the nuclear spin. Time TE is the time from the irradiation of the 90-degree RF pulse until the MR signal is detected. , Time TR is an MR signal detection period.
次に再構成部７２は、ＭＲ信号Ｍｒ−１〜Ｍｒ−Ｑｚの各々においてそれぞれがＮａ個のデータ点を有するＮａ個のＭＲエコーを２次元フーリエ変換してＮａ×Ｎａの画素を有したサジタル断面の原画像データＯｉｍ−１〜Ｏｉｍ−Ｑｚを生成し、画像データ記憶部７３に保存するとともに表示部８に表示する（図９のステップＳ５）。
Next, the
表示部８に表示された原画像データＯｉｍ−１〜Ｏｉｍ−Ｑｚを観察した操作者は、画像データ選択部９１において原画像データＯｉｍ−１〜Ｏｉｍ−Ｑｚの中からアーチファクトが許容できる程度に収まっている原画像データを選択する（図９のステップＳ６）。
An operator who has observed the original image data Oim-1 to Oim-Qz displayed on the
そして、主制御部１０１を介し画像データ選択部９１から画像データ選択信号を受信した画像データ合成部７４は、この画像データ選択信号に基づいて画像データ記憶部７３から読み出した原画像データを合成して診断用画像データを得る。得られた診断用画像データは、表示部８により表示される（図９のステップＳ７）。
Then, the image
このように本実施形態によれば、セクション３５−１〜３５−Ｑｚの全てを用いてＭＲ信号を収集しておく。そして、これらのＭＲ信号からそれぞれ再構成された原画像データＯｉｍ−１〜Ｏｉｍ−Ｑｚのうちで操作者が選択した原画像データのみを合成して診断用画像データが得られる。従って、撮像に使用するセクションを変更しながら撮像を繰り替えすような作業を行うことなしに、アーチファクトの少ない診断用画像データを得ることができる。さらに操作者は、実際のアーチファクトの発生状況を確認しながら撮像に使用するセクションを選択できることになり、被検体１５０の撮像部位と各セクションとの位置関係に基づいてセクションを選択する場合に比べて操作者の負担が軽減される。 Thus, according to the present embodiment, MR signals are collected using all of the sections 35-1 to 35-Qz. Then, only the original image data selected by the operator among the original image data Oim-1 to Oim-Qz reconstructed from these MR signals is combined to obtain diagnostic image data. Therefore, diagnostic image data with few artifacts can be obtained without performing an operation of repeating imaging while changing a section used for imaging. Furthermore, the operator can select a section to be used for imaging while confirming the actual state of occurrence of artifacts, as compared with the case of selecting a section based on the positional relationship between the imaging region of the subject 150 and each section. The burden on the operator is reduced.
さらに本実施形態によれば、アーチファクトが許容できる程度に収まっている原画像データを診断用画像データの生成に全て使用するから、感度劣化の少ない診断用画像データが得られる。 Furthermore, according to the present embodiment, since all of the original image data in which the artifact is within an allowable level is used for generating diagnostic image data, diagnostic image data with little sensitivity deterioration can be obtained.
さらに、被検体の撮像領域に好適なアレイコイルのセクション位置を設定する際に、高い位置精度を要求されないため初期設定に要する時間が短縮されるのみならず操作者の負担が軽減される。 Furthermore, when setting the section position of the array coil suitable for the imaging region of the subject, high position accuracy is not required, so that not only the time required for the initial setting is shortened but also the burden on the operator is reduced.
（第１の変形例）
上記のように原画像データＯｉｍ−１〜Ｏｉｍ−Ｑｚのそれぞれを画像として表示して、これを操作者に確認させることは、臨床現場においては好ましくない場合がある。
(First modification)
As described above, displaying each of the original image data Oim-1 to Oim-Qz as an image and allowing the operator to confirm it may not be preferable in the clinical field.
このような場合には、原画像データＯｉｍ−１〜Ｏｉｍ−Ｑｚの全てを合成して得た診断用画像データを画像として表示して全てのセクションを使用した場合のアーチファクトの発生状況を操作者に確認させる。そして、診断用画像データに基づいて操作者が不使用と判定したセクションの指定を入力部９にて入力する。さらにこの指定に応じて画像データ合成部７４が、不使用とされたセクションに対応する原画像データ以外の原画像データを合成して新たな診断用画像データを得るようにすれば良い。
In such a case, the operator displays the state of occurrence of artifacts when the diagnostic image data obtained by combining all of the original image data Oim-1 to Oim-Qz is displayed as an image and all sections are used. Let me check. Then, the
この場合、操作者は、所望の診断用画像データが得られるまで不使用のセクションの指定を繰り返し行わなければならないこともあり得るが、この場合に繰り返される処理は原画像データの合成であり、ＭＲ信号の収集などは行われないから、新たな診断用画像データは速やかに得られる。そしてこのようにすれば、アーチファクトの発生状況の確認のために操作者は、複数の画像を個別に確認する必要がなく、１枚の画像を確認すれば良いから、その作業に関する操作者の負担は軽減される。 In this case, the operator may have to repeatedly specify the unused section until the desired diagnostic image data is obtained. In this case, the repeated processing is synthesis of the original image data. Since no MR signal is collected, new diagnostic image data can be obtained quickly. In this way, it is not necessary for the operator to check a plurality of images individually to check the state of occurrence of the artifact, and it is only necessary to check one image. Is alleviated.
（第２の変形例）
上記のように原画像データＯｉｍ−１〜Ｏｉｍ−Ｑｚの一部を合成に使用しないことは、その原画像データの合成に際しての重みをゼロに設定したことと等価である。
(Second modification)
Not using a part of the original image data Oim-1 to Oim-Qz as described above is equivalent to setting the weight at the time of combining the original image data to zero.
さて、図６（ａ）から分かるように、許容できない程のアーチファクトが生じている原画像データであっても、診断に有益な情報（以下では、診断情報と呼ぶ。）も含んでいる場合がある。そこで、このような原画像データは、他の原画像データよりも低い重みで合成しても良い。この場合、重み付け係数は固定としておいても良いが、操作者により任意に設定できるようにしておくと便利である。 As can be seen from FIG. 6A, even in the case of original image data in which unacceptable artifacts are generated, information useful for diagnosis (hereinafter referred to as diagnosis information) may be included. is there. Therefore, such original image data may be combined with a lower weight than other original image data. In this case, the weighting coefficient may be fixed, but it is convenient if it can be arbitrarily set by the operator.
図１０は操作者により重み付け計数を設定可能とするための表示画像６００の一例を示す図である。
FIG. 10 is a diagram showing an example of a
この表示画像６００は例えば、主制御部１０１の制御の下に画像データ合成部７４により生成されて表示部８にて表示される。
For example, the
表示画像６００には、選択ボックス６０１、スライドバー６０２および診断用画像表示領域６０３が配置されている。操作者が選択ボックス６０１を操作したことに応じて主制御部１０１は、選択ボックス６０１に表示されるセクションの番号を変更する。そして主制御部１０１は、選択ボックス６０１に表示された番号のセクションに対応する原画像データについての重み付け係数を変更対象として設定する。操作者によるスライドバー６０２の操作に基づいて、主制御部１０１は変更対象に設定されている原画像データについての重み付け係数を変更する。主制御部１０１は、重み付け係数を変更する毎に、その変更後の重み付け係数を適用しての合成を画像データ合成部７４に行わせる。そして主制御部１０１は、画像データ合成部７４にて新たに得られた診断用画像データを画像として表すように診断用画像表示領域６０３を更新する。
In the
このようにすれば、許容できない程のアーチファクトが生じている原画像データであっても、アーチファクトが診断用画像データに大きく影響することがない程度に利用することが可能で、これにより診断用画像データの画質を向上することができる。 In this way, even original image data in which unacceptable artifacts are generated can be used to such an extent that the artifacts do not significantly affect the diagnostic image data. The image quality of data can be improved.
（第３の変形例）
第２の変形例の場合、診断情報を生かすために重み付け係数を増加させれば、アーチファクトの影響も大きくなる。そこで、１つの原画像データのなかでアーチファクトが生じている一部の領域のみを排除した上で合成に用いるようにする。
(Third Modification)
In the case of the second modification, if the weighting coefficient is increased in order to make use of the diagnostic information, the influence of the artifact is increased. Therefore, only a part of the region where the artifact is generated in one original image data is excluded and used for synthesis.
すなわち、上述の実施形態では、アーチファクトが発生した原画像データＯｉｍ−１を排除し、残りの原画像データＯｉｍ−２〜Ｏｉｍ−５を合成することによりアーチファクトの少ない診断用画像データを生成する場合について述べた。しかしこのような場合に、原画像データＯｉｍ−１のアーチファクト発生領域を排除（切除）して得られた原画像データと残りの原画像データＯｉｍ−２〜Ｏｉｍ−５とを合成して診断用画像データを生成してもよい。 That is, in the above-described embodiment, when the original image data Oim-1 in which the artifact has occurred is excluded and the remaining original image data Oim-2 to Oim-5 is synthesized, diagnostic image data with less artifacts is generated. Said. However, in such a case, the original image data obtained by eliminating (removing) the artifact generation area of the original image data Oim-1 and the remaining original image data Oim-2 to Oim-5 are combined for diagnosis. Image data may be generated.
これは、１つの原画像データに関する重み付け係数を、例えば図１１に示すように領域毎に異ならせることによって実現できる。 This can be realized by varying the weighting coefficient for one original image data for each region as shown in FIG. 11, for example.
ただし、図１１に示すように重み付け係数を急峻に変化させると、重み付け係数の境界付近に診断情報が含まれている場合には、診断用画像データにおいて画像の不連続が生じるおそれがある。 However, if the weighting coefficient is changed abruptly as shown in FIG. 11, if diagnostic information is included near the boundary of the weighting coefficient, there is a risk of discontinuity of the image in the diagnostic image data.
このような場合には、例えば図１２に示すように緩やかに変化する重み付け係数を適用することにより、画像の不連続を軽減できる。 In such a case, image discontinuity can be reduced by applying a gradually changing weighting coefficient as shown in FIG. 12, for example.
なお、Δγ／２＜ΔＷ／２の場合には、原画像データＯｉｍ−１の下端部のみならず原画像データＯｉｍ−５の上端部においてもアーチファクトが発生する可能性がある。このような場合においても上述と同様の方法によりアーチファクトが低減された診断用画像データを得ることができる。 If Δγ / 2 <ΔW / 2, an artifact may occur not only at the lower end portion of the original image data Oim-1 but also at the upper end portion of the original image data Oim-5. Even in such a case, diagnostic image data with reduced artifacts can be obtained by the same method as described above.
すなわち、原画像データＯｉｍ−１および原画像データＯｉｍ−５を排除し、残りの原画像データＯｉｍ−２〜Ｏｉｍ−４を合成して診断用画像データを生成しても良い。あるいは、アーチファクト発生領域のみを排除した原画像データＯｉｍ−１および原画像データＯｉｍ−５と原画像データＯｉｍ−２〜Ｏｉｍ−４とを合成して診断用画像データを生成してもよい。 That is, the original image data Oim-1 and the original image data Oim-5 may be excluded, and the remaining original image data Oim-2 to Oim-4 may be combined to generate diagnostic image data. Alternatively, the diagnostic image data may be generated by combining the original image data Oim-1 and the original image data Oim-5 excluding only the artifact occurrence region and the original image data Oim-2 to Oim-4.
この実施形態は、さらに次のような種々の変形実施が可能である。 This embodiment can be further modified in various ways as follows.
診断用画像データを最初に得るために合成する原画像データは、操作者により指定されたセクションに対応したもののみとしても良い。そして、より感度劣化の少ない診断用画像データを操作者が要求する場合に、操作者により指定されたセクションに対応した原画像データと操作者により指定されていないセクションに対応した原画像データとを合成して診断用画像データを得ても良い。 Original image data to be combined to obtain diagnostic image data first may be only data corresponding to a section designated by the operator. Then, when the operator requests diagnostic image data with less sensitivity deterioration, original image data corresponding to a section designated by the operator and original image data corresponding to a section not designated by the operator are obtained. The image data for diagnosis may be obtained by synthesis.
操作者により指定されたセクションと、このセクションに対して所定の関係を持つセクションとをＭＲ信号の収集に使用しても良い。例えば、操作者により指定されたセクションと、このセクションに隣接したセクションとをＭＲ信号の収集に使用することが考えられる。 A section designated by the operator and a section having a predetermined relationship with this section may be used for collecting MR signals. For example, it is conceivable to use a section specified by the operator and a section adjacent to this section for collecting MR signals.
原画像データは、各コイルエレメントで検出されたＭＲ信号に基づいてコイルエレメント毎に再構成しても良い。 The original image data may be reconstructed for each coil element based on the MR signal detected by each coil element.
原画像データ数や画像断面は任意であって良い。例えば、撮像断面は、コロナル断面やアキシャル断面等であっても構わない。 The number of original image data and the image cross section may be arbitrary. For example, the imaging cross section may be a coronal cross section, an axial cross section, or the like.
被検体１５０の背中側に配置されたアレイコイル３３を用いた場合について述べたがこれに限定されるものではなく、例えば、腹部側に配置されたアレイコイル３２等を用いて原画像データや診断用画像データの収集を行なってもよい。
Although the case where the
ＳＥ法を適用したＭＲＩによって原画像データや診断用画像データを収集する場合について述べたが、ＦＳＥ（高速ＳＥ）法、ＥＰＩ（エコープラナーイメージング）法、ＦＥ（グラジェントエコー）法等の他のパルスシーケンスを適用して上述の画像データを収集してもよい。 The case of collecting original image data and diagnostic image data by MRI using the SE method has been described, but other methods such as FSE (Fast SE) method, EPI (Echo Planar Imaging) method, FE (Gradient Echo) method, etc. The above-described image data may be collected by applying a pulse sequence.
原画像データの合成方法として２乗和演算法と加算演算法について述べたが、他の合成方法を適用しても構わない。 The square sum operation method and the addition operation method have been described as the original image data combining method, but other combining methods may be applied.
なお、本発明は上記実施形態そのままに限定されるものではなく、実施段階ではその要旨を逸脱しない範囲で構成要素を変形して具体化できる。また、上記実施形態に開示されている複数の構成要素の適宜な組み合わせにより、種々の発明を形成できる。例えば、実施形態に示される全構成要素から幾つかの構成要素を削除してもよい。 Note that the present invention is not limited to the above-described embodiment as it is, and can be embodied by modifying the constituent elements without departing from the scope of the invention in the implementation stage. In addition, various inventions can be formed by appropriately combining a plurality of components disclosed in the embodiment. For example, some components may be deleted from all the components shown in the embodiment.
１…静磁場発生部、１１…主磁石、１２…静磁場電源、２…傾斜磁場発生部、２１…傾斜磁場コイル、２２…傾斜磁場電源、３…ＲＦコイルユニット、３１…送信コイル、３２、３３…アレイコイル、４…送受信部、４１…送信部、４２…受信部、４３…セクション形成部、５…天板、６…天板移動機構部、７…画像データ生成部、７１…ＭＲ信号記憶部、７２…再構成部、７３…画像データ記憶部、７４…画像データ合成部、８…表示部、９…入力部、９１…画像データ選択部、９２…合成方法選択部、１０…制御部、１０１…主制御部、１０２…シーケンス制御部、１０３…天板移動制御部、５００…ＭＲＩ装置。
DESCRIPTION OF
Claims (13)
前記静磁場に重畳するための傾斜磁場を発生する傾斜磁場発生手段と、
前記静磁場および前記傾斜磁場が印加された被検体に対して照射するための高周波パルスを送信する送信手段と、
前記被検体から発生する磁気共鳴信号をそれぞれ受信する複数のコイルエレメントと、
前記複数のコイルエレメントの各々あるいは前記複数のコイルエレメントのグルーピングによって形成した複数のセクションによりそれぞれ受信された前記磁気共鳴信号を収集する収集手段と、
前記収集手段が収集した複数の前記磁気共鳴信号をそれぞれ使用して、それらの磁気共鳴信号を受信した前記コイルエレメントまたは前記セクションにそれぞれ対応する複数の第１の画像データを再構成する再構成手段と、
前記収集手段が収集した複数の前記磁気共鳴信号のうちの少なくとも一部である複数の磁気共鳴信号をそれぞれ受信した前記コイルエレメントまたは前記セクションをそれぞれ対象エレメントまたは対象セクションとし、これらの対象エレメントまたは対象セクションにそれぞれ対応する複数の前記第１の画像データを合成して第２の画像データを生成する第１の生成手段と、
前記第２の画像データが表す画像を表示する表示手段と、
前記表示手段による前記第２の画像の表示が行われた後に、前記対象エレメントまたは対象セクションの変更の指定がなされたことに応じて当該指定に応じて前記対象エレメントまたは対象セクションを変更し、この変更後の対象エレメントまたは対象セクションにそれぞれ対応する複数の前記第１の画像データを合成して第３の画像データを生成する第２の生成手段とを具備することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。 A static magnetic field generating means for generating a static magnetic field;
A gradient magnetic field generating means for generating a gradient magnetic field to be superimposed on the static magnetic field;
Transmitting means for transmitting a high-frequency pulse for irradiating the subject to which the static magnetic field and the gradient magnetic field are applied;
A plurality of coil elements respectively receiving magnetic resonance signals generated from the subject;
Collecting means for collecting the magnetic resonance signals respectively received by each of the plurality of coil elements or by a plurality of sections formed by grouping of the plurality of coil elements;
Reconstructing means for reconstructing a plurality of first image data respectively corresponding to the coil element or the section that has received the magnetic resonance signals by using the plurality of magnetic resonance signals collected by the collecting means. When,
The coil element or the section that respectively received a plurality of magnetic resonance signals that are at least a part of the plurality of magnetic resonance signals collected by the collecting means is set as a target element or a target section, and these target elements or targets First generation means for generating a second image data by combining a plurality of the first image data respectively corresponding to sections;
Display means for displaying an image represented by the second image data;
After the display of the second image by the display means, the target element or the target section is changed according to the designation in response to the designation of the change of the target element or the target section. A magnetic resonance imaging apparatus comprising: a second generation unit configured to combine a plurality of the first image data respectively corresponding to the target element or the target section after the change to generate third image data. .
前記第１の生成手段は、前記指定された前記コイルエレメントまたは前記セクションを対象エレメントまたは対象セクションとし、
前記第２の生成手段は、ユーザにより除外が指定された前記コイルエレメントまたは前記セクションを対象エレメントまたは対象セクションから除外することを特徴とする請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。 The collecting means collects the magnetic resonance signals respectively received by the coil element or the section designated by the user;
The first generation means sets the designated coil element or section as a target element or target section,
2. The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 1, wherein the second generation unit excludes the coil element or the section specified to be excluded by a user from the target element or the target section.
前記第１の生成手段は、指定された前記コイルエレメントまたは前記セクションを対象エレメントまたは対象セクションとし、
前記第２の生成手段は、ユーザにより追加が指定された前記コイルエレメントまたは前記セクションを対象エレメントまたは対象セクションに追加することを特徴とする請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。 The collecting means receives the magnetic resonance received by the coil element or section designated by a user and the coil element or section having a predetermined relationship with the designated coil element or section. Collecting signals,
The first generation means sets the designated coil element or section as a target element or target section,
The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 1, wherein the second generation unit adds the coil element or the section designated to be added by a user to the target element or the target section.
前記静磁場に重畳するための傾斜磁場を発生する傾斜磁場発生手段と、
前記静磁場および前記傾斜磁場が印加された被検体に対して照射するための高周波パルスを送信する送信手段と、
前記被検体から発生する磁気共鳴信号をそれぞれ受信する複数のコイルエレメントと、
前記複数のコイルエレメントの各々あるいは前記複数のコイルエレメントのグルーピングによって形成した複数のセクションによりそれぞれ受信された前記磁気共鳴信号を収集する収集手段と、
前記収集手段が収集した複数の前記磁気共鳴信号をそれぞれ使用して、それらの磁気共鳴信号を受信した前記コイルエレメントまたは前記セクションにそれぞれ対応する複数の第１の画像データを再構成する再構成手段と、
複数の前記第１の画像データのうちの少なくとも一部である複数の合成対象データを合成して第２の画像データを生成する第１の生成手段と、
前記第２の画像データが表す画像を表示する表示手段と、
前記表示手段による前記画像の表示が行われた後に前記合成対象データのうちからアーチファクトを含む前記第１の画像データの指定がなされたことに応じて、当該指定がなされた前記第１の画像データと、当該第１の画像データを除く前記複数の合成対象データとの重み付けを前記アーチファクトの影響を低減するように異ならせながら合成して第３の画像データを生成する第２の生成手段とを具備したことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。 A static magnetic field generating means for generating a static magnetic field;
A gradient magnetic field generating means for generating a gradient magnetic field to be superimposed on the static magnetic field;
Transmitting means for transmitting a high-frequency pulse for irradiating the subject to which the static magnetic field and the gradient magnetic field are applied;
A plurality of coil elements respectively receiving magnetic resonance signals generated from the subject;
Collecting means for collecting the magnetic resonance signals respectively received by each of the plurality of coil elements or by a plurality of sections formed by grouping of the plurality of coil elements;
Reconstructing means for reconstructing a plurality of first image data respectively corresponding to the coil element or the section that has received the magnetic resonance signals by using the plurality of magnetic resonance signals collected by the collecting means. When,
First generation means for generating a second image data by combining a plurality of compositing target data that is at least a part of the plurality of first image data;
Display means for displaying an image represented by the second image data;
The first image data that has been designated in response to the designation of the first image data including artifacts from the synthesis target data after the display of the image by the display means. And second generation means for generating the third image data by combining the plurality of synthesis target data excluding the first image data with different weights so as to reduce the influence of the artifact. A magnetic resonance imaging apparatus comprising:
前記静磁場に重畳するための傾斜磁場を発生し、
前記静磁場および前記傾斜磁場が印加された被検体に対して照射するための高周波パルスを送信し、
前記被検体から発生する磁気共鳴信号を複数のコイルエレメントでそれぞれ受信し、
前記複数のコイルエレメントの各々あるいは前記複数のコイルエレメントのグルーピングによって形成した複数のセクションによりそれぞれ受信された前記磁気共鳴信号を収集し、
収集された複数の前記磁気共鳴信号をそれぞれ使用して、それらの磁気共鳴信号を受信した前記コイルエレメントまたは前記セクションにそれぞれ対応する複数の第１の画像データを再構成し、
収集された複数の前記磁気共鳴信号のうちの少なくとも一部である複数の磁気共鳴信号をそれぞれ受信した前記コイルエレメントまたは前記セクションをそれぞれ対象エレメントまたは対象セクションとし、これらの対象エレメントまたは対象セクションにそれぞれ対応する複数の前記第１の画像データを合成して第２の画像データを生成し、
前記第２の画像データが表す画像を表示し、
前記第２の画像の表示が行われた後に、前記対象エレメントまたは対象セクションの変更の指定がなされたことに応じて当該指定に応じて前記対象エレメントまたは対象セクションを変更し、この変更後の対象エレメントまたは対象セクションにそれぞれ対応する複数の前記第１の画像データを合成して第３の画像データを生成することを特徴とする画像データ生成方法。 Generate a static magnetic field,
Generating a gradient magnetic field to be superimposed on the static magnetic field;
Transmitting a high-frequency pulse for irradiating the subject to which the static magnetic field and the gradient magnetic field are applied;
Each of the plurality of coil elements receives magnetic resonance signals generated from the subject,
Collecting the magnetic resonance signals respectively received by a plurality of sections formed by grouping each of the plurality of coil elements or the plurality of coil elements;
Reconstructing a plurality of first image data respectively corresponding to the coil element or the section that received the magnetic resonance signals using the collected magnetic resonance signals, respectively.
The coil element or the section that respectively received a plurality of magnetic resonance signals that are at least a part of the collected plurality of magnetic resonance signals is set as a target element or a target section, respectively, A plurality of corresponding first image data are combined to generate second image data;
Displaying an image represented by the second image data;
After the display of the second image, the target element or the target section is changed according to the designation in response to the designation of the change of the target element or the target section, and the target after the change A method of generating image data, comprising: combining a plurality of the first image data respectively corresponding to an element or a target section to generate third image data.
前記静磁場に重畳するための傾斜磁場を発生し、
前記静磁場および前記傾斜磁場が印加された被検体に対して照射するための高周波パルスを送信し、
前記被検体から発生する磁気共鳴信号を複数のコイルエレメントでそれぞれ受信し、
前記複数のコイルエレメントの各々あるいは前記複数のコイルエレメントのグルーピングによって形成した複数のセクションによりそれぞれ受信された前記磁気共鳴信号を収集し、
前記収集された複数の前記磁気共鳴信号をそれぞれ使用して、それらの磁気共鳴信号を受信した前記コイルエレメントまたは前記セクションにそれぞれ対応する複数の第１の画像データを再構成し、
前記再構成された複数の前記第１の画像データのうちの少なくとも一部である複数の合成対象データを合成して第２の画像データを生成し、
前記第２の画像データが表す画像を表示し、
前記第２の画像の表示が行われた後に前記合成対象データのうちからアーチファクトを含む前記第１の画像データの指定がなされたことに応じて、当該指定がなされた前記第１の画像データと、当該第１の画像データを除く前記複数の合成対象データとの重み付けを前記アーチファクトの影響を低減するように異ならせながら合成して第３の画像データを生成することを特徴とする画像データ生成方法。 Generate a static magnetic field,
Generating a gradient magnetic field to be superimposed on the static magnetic field;
Transmitting a high-frequency pulse for irradiating the subject to which the static magnetic field and the gradient magnetic field are applied;
Each of the plurality of coil elements receives magnetic resonance signals generated from the subject,
Collecting the magnetic resonance signals respectively received by a plurality of sections formed by grouping each of the plurality of coil elements or the plurality of coil elements;
Reconstructing a plurality of first image data respectively corresponding to the coil element or the section that received the magnetic resonance signals using the collected magnetic resonance signals, respectively.
Generating a second image data by combining a plurality of compositing target data that is at least a part of the reconstructed plurality of the first image data;
Displaying an image represented by the second image data;
In response to the designation of the first image data including artifacts from the compositing target data after the second image is displayed, the designated first image data and And generating the third image data by combining the plurality of synthesis target data excluding the first image data with different weights so as to reduce the influence of the artifact. Method.
前記静磁場に重畳するための傾斜磁場を発生する傾斜磁場発生手段と、 A gradient magnetic field generating means for generating a gradient magnetic field to be superimposed on the static magnetic field;
前記静磁場および前記傾斜磁場が印加された被検体に対して照射するための高周波パルスを送信する送信手段と、 Transmitting means for transmitting a high-frequency pulse for irradiating the subject to which the static magnetic field and the gradient magnetic field are applied;
前記被検体から発生する磁気共鳴信号をそれぞれ受信する複数のコイルエレメントと、 A plurality of coil elements respectively receiving magnetic resonance signals generated from the subject;
前記被検体における撮像領域よりも広くなるように設定された、前記複数のコイルエレメントの各々あるいは前記複数のコイルエレメントのグルーピングによって形成した複数のセクションによりそれぞれ受信された前記磁気共鳴信号を収集する収集手段と、 Collection for collecting the magnetic resonance signals respectively received by each of the plurality of coil elements or a plurality of sections formed by grouping the plurality of coil elements, which is set to be wider than an imaging region in the subject. Means,
前記収集手段が収集した複数の前記磁気共鳴信号をそれぞれ使用して、それらの磁気共鳴信号を受信した前記コイルエレメントまたは前記セクションにそれぞれ対応する複数の第１の画像データを再構成する再構成手段と、 Reconstructing means for reconstructing a plurality of first image data respectively corresponding to the coil element or the section that has received the magnetic resonance signals by using the plurality of magnetic resonance signals collected by the collecting means. When,
前記収集手段が収集した複数の前記磁気共鳴信号のうちの少なくとも一部である複数の磁気共鳴信号をそれぞれ受信した前記コイルエレメントまたは前記セクションをそれぞれ対象エレメントまたは対象セクションとし、これらの対象エレメントまたは対象セクションにそれぞれ対応する複数の前記第１の画像データを合成して第２の画像データを生成する第１の生成手段と、 The coil element or the section that respectively received a plurality of magnetic resonance signals that are at least a part of the plurality of magnetic resonance signals collected by the collecting means is set as a target element or a target section, and these target elements or targets First generation means for generating a second image data by combining a plurality of the first image data respectively corresponding to sections;
前記第２の画像データが表す画像を表示する表示手段と、 Display means for displaying an image represented by the second image data;
前記表示手段による前記第２の画像の表示が行われた後に、前記対象エレメントまたは対象セクションの変更の指定がなされたことに応じて当該指定に応じて前記対象エレメントまたは対象セクションを変更し、この変更後の対象エレメントまたは対象セクションにそれぞれ対応する複数の前記第１の画像データを合成して第３の画像データを生成する第２の生成手段とを具備することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。 After the display of the second image by the display means, the target element or the target section is changed according to the designation in response to the designation of the change of the target element or the target section. A magnetic resonance imaging apparatus comprising: a second generation unit configured to combine a plurality of the first image data respectively corresponding to the target element or the target section after the change to generate third image data. .
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