JP6194032B2 - Magnetic resonance imaging system - Google Patents
Magnetic resonance imaging system Download PDFInfo
- Publication number
- JP6194032B2 JP6194032B2 JP2016021986A JP2016021986A JP6194032B2 JP 6194032 B2 JP6194032 B2 JP 6194032B2 JP 2016021986 A JP2016021986 A JP 2016021986A JP 2016021986 A JP2016021986 A JP 2016021986A JP 6194032 B2 JP6194032 B2 JP 6194032B2
- Authority
- JP
- Japan
- Prior art keywords
- magnetic field
- phase
- gradient magnetic
- unit
- scan
- 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.)
- Active
Links
Landscapes
- Magnetic Resonance Imaging Apparatus (AREA)
Description
本発明の実施形態は、磁気共鳴イメージング装置に関する。 Embodiments described herein relate generally to a magnetic resonance imaging apparatus.
従来、磁気共鳴イメージング装置に関する撮像法として、高速スピンエコー(Fast Spin Echo:FSE)法がある。このFSE法は、被検体に対してフリップパルスを印加した後に複数のフロップパルスを順次印加することで、エコートレインと呼ばれる複数のエコー信号を収集する撮像法である。ここでいうフリップパルスとは、被検体内の原子核スピンを励起するためのRF(Radio Frequency)パルスである。また、フロップパルスとは、原子核スピンの位相をリフォーカスするためのRFパルスである。 Conventionally, as an imaging method related to a magnetic resonance imaging apparatus, there is a fast spin echo (FSE) method. This FSE method is an imaging method that collects a plurality of echo signals called echo trains by sequentially applying a plurality of flop pulses after applying a flip pulse to a subject. Here, the flip pulse is an RF (Radio Frequency) pulse for exciting the nuclear spin in the subject. The flop pulse is an RF pulse for refocusing the phase of the nuclear spin.
かかるFSE法では、複数のRFパルスが印加されることから、スピンエコーとともにスティミュレイテッドエコーが生成される。そして、このスティミュレイテッドエコーによって、収集されるエコー信号に位相ずれが生じる場合がある。このようなエコー信号の位相ずれは、感度むらや信号低下、ゴーストなどの画質劣化を生じさせる原因となる。 In the FSE method, a plurality of RF pulses are applied, and thus a stimulated echo is generated together with the spin echo. In some cases, the stimulated echo causes a phase shift in the collected echo signal. Such a phase shift of the echo signal causes image quality degradation such as uneven sensitivity, signal degradation, and ghost.
このような画質劣化を防ぐため、一般的には、エコー信号に生じる位相差を測定するためのプリスキャンが本スキャンの前に実行され、プリスキャンによって測定された位相差に基づいて本スキャン用のパルスシーケンスが補正される。この場合には、例えば、プリスキャンにおいて、スティミュレイテッドエコーをキャンセルするパルスシーケンスが実行され、スピンエコーのみが収集される。そして、プリスキャンによって収集されたスピンエコーのうち1番目及び2番目のエコー信号がリードアウト方向にフーリエ変換され、1番目のエコー信号と2番目のエコー信号との間の0次及び1次の位相差が算出される。その後、算出された0次及び1次の位相差からリードアウト方向及びスライス選択方向の位相ずれを補正するための補正量が算出され、算出された補正量に基づいて本スキャン用のパルスシーケンスが変更される。 In order to prevent such image quality degradation, in general, a pre-scan for measuring the phase difference generated in the echo signal is performed before the main scan, and the main scan is performed based on the phase difference measured by the pre-scan. The pulse sequence is corrected. In this case, for example, in the pre-scan, a pulse sequence for canceling the stimulated echo is executed, and only the spin echo is collected. The first and second echo signals of the spin echoes collected by the pre-scan are Fourier-transformed in the readout direction, and the 0th and 1st order echo signals between the 1st echo signal and the 2nd echo signal are obtained. A phase difference is calculated. Thereafter, a correction amount for correcting the phase shift in the readout direction and the slice selection direction is calculated from the calculated zeroth-order and first-order phase differences, and the pulse sequence for the main scan is calculated based on the calculated correction amount. Be changed.
そして、上記技術では、位相エンコード用傾斜磁場による渦電流の影響で位相エンコード方向に生じる位相ずれを補正することができず、その位相ずれによって画質劣化が生じてしまう場合があった。 In the above technique, the phase shift generated in the phase encoding direction due to the influence of the eddy current caused by the phase encoding gradient magnetic field cannot be corrected, and the image quality deterioration may occur due to the phase shift.
本発明が解決しようとする課題は、エコー信号の位相ずれによって生じる画像劣化を防ぐことができる磁気共鳴イメージング装置を提供することである。 The problem to be solved by the present invention is to provide a magnetic resonance imaging apparatus that can prevent image degradation caused by a phase shift of an echo signal.
実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置は、実行部と、算出部と、補正部とを備える。実行部は、本スキャン用のパルスシーケンスと同様にリードアウト用傾斜磁場及びスライス方向傾斜磁場を印加するプリスキャンを実行する。算出部は、前記プリスキャンにより収集された複数のエコー信号のうち、所定の範囲内に限定されたデータを用いて、本スキャンで収集される複数のエコー信号における位相差を補正するための位相補正量を算出する。補正部は、前記算出部により算出された前記位相補正量に基づいて前記本スキャン用のパルスシーケンスを補正する。前記算出部は、前記限定されたデータとして、操作者によってリードアウト方向に指定された撮像領域内のデータを用いて、前記位相補正量を算出する。 The magnetic resonance imaging apparatus according to the embodiment includes an execution unit, a calculation unit, and a correction unit. The execution unit executes a pre-scan that applies the readout gradient magnetic field and the slice direction gradient magnetic field in the same manner as the pulse sequence for the main scan. The calculation unit corrects a phase difference in the plurality of echo signals collected in the main scan using data limited to a predetermined range among the plurality of echo signals collected by the pre-scan. A correction amount is calculated. The correction unit corrects the pulse sequence for the main scan based on the phase correction amount calculated by the calculation unit. The calculation unit calculates the phase correction amount using data in an imaging region designated in the readout direction by an operator as the limited data.
以下に、図面に基づいて、実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置について詳細に説明する。なお、以下に示す実施形態では、磁気共鳴イメージング装置をMRI(Magnetic Resonance Imaging)装置と呼ぶ。 Hereinafter, a magnetic resonance imaging apparatus according to an embodiment will be described in detail based on the drawings. In the embodiment described below, the magnetic resonance imaging apparatus is referred to as an MRI (Magnetic Resonance Imaging) apparatus.
(第1の実施形態)
図1は、第1の実施形態に係るMRI装置の構成を示す図である。図1に示すように、このMRI装置100は、静磁場磁石1、傾斜磁場コイル2、傾斜磁場電源3、寝台4、寝台制御部5、送信RFコイル6、送信部7、受信RFコイル8、受信部9、シーケンス制御部10及び計算機システム20を備える。
(First embodiment)
FIG. 1 is a diagram illustrating the configuration of the MRI apparatus according to the first embodiment. As shown in FIG. 1, the MRI apparatus 100 includes a static magnetic field magnet 1, a gradient magnetic field coil 2, a gradient magnetic field power source 3, a bed 4, a bed control unit 5, a transmission RF coil 6, a transmission unit 7, a reception RF coil 8, A receiving unit 9, a sequence control unit 10, and a computer system 20 are provided.
静磁場磁石1は、中空の円筒形状に形成された磁石であり、内部の空間に一様な静磁場を発生する。この静磁場磁石1としては、例えば永久磁石、超伝導磁石等が使用される。 The static magnetic field magnet 1 is a magnet formed in a hollow cylindrical shape, and generates a uniform static magnetic field in an internal space. As the static magnetic field magnet 1, for example, a permanent magnet, a superconducting magnet or the like is used.
傾斜磁場コイル2は、中空の円筒形状に形成されたコイルであり、静磁場磁石1の内側に配置される。この傾斜磁場コイル2は、互いに直交するX,Y,Zの各軸に対応する3つのコイルが組み合わされて形成されており、これら3つのコイルは、後述する傾斜磁場電源3から個別に電流供給を受けて、X,Y,Zの各軸に沿って磁場強度が変化する傾斜磁場を発生させる。なお、Z軸方向は、静磁場と同方向とする。傾斜磁場電源3は、傾斜磁場コイル2に電流を供給する。 The gradient magnetic field coil 2 is a coil formed in a hollow cylindrical shape, and is disposed inside the static magnetic field magnet 1. The gradient magnetic field coil 2 is formed by combining three coils corresponding to the X, Y, and Z axes orthogonal to each other, and these three coils are individually supplied with current from a gradient magnetic field power source 3 to be described later. In response, a gradient magnetic field whose magnetic field strength changes along the X, Y, and Z axes is generated. The Z-axis direction is the same direction as the static magnetic field. The gradient magnetic field power supply 3 supplies a current to the gradient magnetic field coil 2.
ここで、傾斜磁場コイル2によって発生するX,Y,Z各軸の傾斜磁場は、例えば、スライス選択用傾斜磁場Gs、位相エンコード用傾斜磁場Ge及びリードアウト用傾斜磁場Grにそれぞれ対応する。スライス選択用傾斜磁場Gsは、任意に撮像断面を決めるために利用される。位相エンコード用傾斜磁場Geは、空間的位置に応じて磁気共鳴信号の位相を変化させるために利用される。リードアウト用傾斜磁場Grは、空間的位置に応じて磁気共鳴信号の周波数を変化させるために利用される。 Here, the gradient magnetic fields of the X, Y, and Z axes generated by the gradient magnetic field coil 2 correspond to, for example, the slice selection gradient magnetic field Gs, the phase encoding gradient magnetic field Ge, and the readout gradient magnetic field Gr, respectively. The slice selection gradient magnetic field Gs is used to arbitrarily determine an imaging section. The phase encoding gradient magnetic field Ge is used to change the phase of the magnetic resonance signal in accordance with the spatial position. The readout gradient magnetic field Gr is used for changing the frequency of the magnetic resonance signal in accordance with the spatial position.
寝台4は、被検体Pが載置される天板4aを備え、後述する寝台制御部5による制御のもと、被検体Pが載置された状態で天板4aを傾斜磁場コイル2の空洞(撮像口)内へ挿入する。通常、この寝台4は、長手方向が静磁場磁石1の中心軸と平行になるように設置される。寝台制御部5は、制御部26による制御のもと、寝台4を制御する装置であり、寝台4を駆動して、天板4aを長手方向及び上下方向へ移動する。 The couch 4 includes a couchtop 4a on which the subject P is placed. Under the control of a couch controller 5 described later, the couchtop 4a is placed in the cavity of the gradient magnetic field coil 2 with the subject P placed thereon. Insert into (imaging port). Usually, the bed 4 is installed such that the longitudinal direction is parallel to the central axis of the static magnetic field magnet 1. The couch controller 5 is a device that controls the couch 4 under the control of the controller 26, and drives the couch 4 to move the couchtop 4a in the longitudinal direction and the vertical direction.
送信RFコイル6は、傾斜磁場コイル2の内側に配置され、送信部7から高周波パルスの供給を受けて高周波磁場を発生する。送信部7は、ラーモア周波数に対応する高周波パルスを送信RFコイル6に送信する。受信RFコイル8は、傾斜磁場コイル2の内側に配置され、上記の高周波磁場の影響によって被検体Pから放射される磁気共鳴信号を受信する。この受信RFコイル8は、磁気共鳴信号を受信すると、その磁気共鳴信号を受信部9へ出力する。 The transmission RF coil 6 is arranged inside the gradient magnetic field coil 2 and receives a high frequency pulse from the transmission unit 7 to generate a high frequency magnetic field. The transmission unit 7 transmits a high-frequency pulse corresponding to the Larmor frequency to the transmission RF coil 6. The reception RF coil 8 is disposed inside the gradient coil 2 and receives a magnetic resonance signal radiated from the subject P due to the influence of the high-frequency magnetic field. When receiving the magnetic resonance signal, the reception RF coil 8 outputs the magnetic resonance signal to the receiving unit 9.
受信部9は、受信RFコイル8から出力される磁気共鳴信号に基づいて磁気共鳴(Magnetic Resonance:MR)信号データを生成する。この受信部9は、受信RFコイル8から出力される磁気共鳴信号をデジタル変換することによってMR信号データを生成する。このMR信号データには、前述したスライス選択用傾斜磁場Gs、位相エンコード用傾斜磁場Ge及びリードアウト用傾斜磁場Grによって、位相エンコード方向、リードアウト方向、スライスエンコード方向の空間周波数の情報が対応付けられてk空間に配置される。そして、MR信号データを生成すると、受信部9は、そのMR信号データをシーケンス制御部10へ送信する。 The receiving unit 9 generates magnetic resonance (MR) signal data based on the magnetic resonance signal output from the reception RF coil 8. The receiver 9 generates MR signal data by digitally converting the magnetic resonance signal output from the reception RF coil 8. The MR signal data is associated with spatial frequency information in the phase encoding direction, the readout direction, and the slice encoding direction by the above-described slice selection gradient magnetic field Gs, phase encoding gradient magnetic field Ge, and readout gradient magnetic field Gr. And placed in k-space. When the MR signal data is generated, the receiving unit 9 transmits the MR signal data to the sequence control unit 10.
シーケンス制御部10は、計算機システム20から送信されるシーケンス実行データに基づいて、傾斜磁場電源3、送信部7及び受信部9を駆動することによって、被検体Pのスキャンを実行する。ここで、シーケンス実行データとは、傾斜磁場電源3が傾斜磁場コイル2に供給する電源の強さや電源を供給するタイミング、送信部7が送信RFコイル6に送信するRF信号の強さやRF信号を送信するタイミング、受信部9が磁気共鳴信号を検出するタイミングなど、被検体Pのスキャンを実行するための手順を示すパルスシーケンスを定義した情報である。なお、シーケンス制御部10は、シーケンス実行データに基づいて傾斜磁場電源3、送信部7及び受信部9を駆動した後に、受信部9からMR信号データが送信されると、そのMR信号データを計算機システム20へ転送する。 The sequence control unit 10 scans the subject P by driving the gradient magnetic field power source 3, the transmission unit 7, and the reception unit 9 based on the sequence execution data transmitted from the computer system 20. Here, the sequence execution data includes the strength of the power supplied from the gradient magnetic field power supply 3 to the gradient magnetic field coil 2 and the timing of supplying the power, the strength of the RF signal transmitted from the transmitter 7 to the transmission RF coil 6 and the RF signal. This is information defining a pulse sequence indicating a procedure for performing a scan of the subject P, such as a transmission timing and a timing at which the receiving unit 9 detects a magnetic resonance signal. When the MR signal data is transmitted from the receiving unit 9 after driving the gradient magnetic field power source 3, the transmitting unit 7, and the receiving unit 9 based on the sequence execution data, the sequence control unit 10 calculates the MR signal data. Transfer to system 20.
計算機システム20は、MRI装置100の全体制御を行う。例えば、計算機システム20は、MRI装置100が有する各部を駆動することで、被検体Pのスキャンや画像再構成などを行う。この計算機システム20は、インタフェース部21、画像再構成部22、記憶部23、入力部24、表示部25及び制御部26を有する。 The computer system 20 performs overall control of the MRI apparatus 100. For example, the computer system 20 performs scanning of the subject P, image reconstruction, and the like by driving each unit included in the MRI apparatus 100. The computer system 20 includes an interface unit 21, an image reconstruction unit 22, a storage unit 23, an input unit 24, a display unit 25, and a control unit 26.
インタフェース部21は、シーケンス制御部10との間で授受される各種信号の入出力を制御する。例えば、このインタフェース部21は、シーケンス制御部10に対してシーケンス実行データを送信し、シーケンス制御部10からMR信号データを受信する。MR信号データを受信すると、インタフェース部21は、各MR信号データを被検体Pごとに記憶部23に格納する。 The interface unit 21 controls input / output of various signals exchanged with the sequence control unit 10. For example, the interface unit 21 transmits sequence execution data to the sequence control unit 10 and receives MR signal data from the sequence control unit 10. When receiving MR signal data, the interface unit 21 stores each MR signal data in the storage unit 23 for each subject P.
画像再構成部22は、記憶部23によって記憶されたMR信号データに対して、後処理、すなわちフーリエ変換等の再構成処理を施すことによって、被検体P内における所望核スピンのスペクトラムデータあるいは画像データを生成する。 The image reconstruction unit 22 performs post-processing, that is, reconstruction processing such as Fourier transform, on the MR signal data stored in the storage unit 23, thereby obtaining spectrum data or images of desired nuclear spins in the subject P. Generate data.
記憶部23は、後述する制御部26によって実行される処理に必要な各種データや各種プログラムなどを記憶する。例えば、記憶部23は、インタフェース部21によって受信されたMR信号データや、画像再構成部22によって生成されたスペクトラムデータや画像データなどを、被検体Pごとに記憶する。 The storage unit 23 stores various data and various programs necessary for processing executed by the control unit 26 described later. For example, the storage unit 23 stores the MR signal data received by the interface unit 21 and the spectrum data and image data generated by the image reconstruction unit 22 for each subject P.
入力部24は、操作者からの各種指示や情報入力を受け付ける。この入力部24としては、マウスやトラックボールなどのポインティングデバイス、モード切替スイッチ等の選択デバイス、あるいはキーボード等の入力デバイスを適宜に利用可能である。 The input unit 24 receives various instructions and information input from the operator. As the input unit 24, a pointing device such as a mouse or a trackball, a selection device such as a mode change switch, or an input device such as a keyboard can be used as appropriate.
表示部25は、制御部26による制御のもと、スペクトラムデータあるいは画像データ等の各種の情報を表示する。この表示部25としては、液晶表示器などの表示デバイスを利用可能である。 The display unit 25 displays various types of information such as spectrum data or image data under the control of the control unit 26. As the display unit 25, a display device such as a liquid crystal display can be used.
制御部26は、図示していないCPU(Central Processing Unit)やメモリ等を有し、MRI装置100の全体制御を行う。この制御部26は、例えば、入力部24を介して操作者から入力される撮像条件に基づいて各種のシーケンス実行データを生成し、生成したシーケンス実行データをシーケンス制御部10に送信することによってスキャンを制御する。また、制御部26は、スキャンの結果としてシーケンス制御部10からMR信号データが送られた場合に、そのMR信号データに基づいて画像を再構成するよう画像再構成部22を制御する。 The control unit 26 includes a CPU (Central Processing Unit), a memory, and the like (not shown), and performs overall control of the MRI apparatus 100. For example, the control unit 26 generates various sequence execution data based on the imaging conditions input from the operator via the input unit 24 and transmits the generated sequence execution data to the sequence control unit 10 to perform scanning. To control. In addition, when MR signal data is sent from the sequence control unit 10 as a result of scanning, the control unit 26 controls the image reconstruction unit 22 to reconstruct an image based on the MR signal data.
以上、第1の実施形態に係るMRI装置100の構成について説明した。このような構成のもと、MRI装置100は、プリスキャンを実行する。ここで、プリスキャンは、本スキャン用のパルスシーケンスと同様にリードアウト用傾斜磁場、スライス方向傾斜磁場を印加し、補正量を算出するエコーの手前まで、本スキャン用のパルスシーケンスと同様に位相エンコード用傾斜磁場を印加するものである。そして、MRI装置100は、プリスキャンにより収集された複数のエコー信号における位相差から位相ずれの量を補正量として算出する。また、MRI装置100は、後述する補正量算出部26cにより算出された補正量に基づいて、本スキャン用のパルスシーケンスを補正する。 The configuration of the MRI apparatus 100 according to the first embodiment has been described above. Under such a configuration, the MRI apparatus 100 performs pre-scanning. Here, in the pre-scan, the readout gradient magnetic field and slice-direction gradient magnetic field are applied in the same manner as the pulse sequence for the main scan, and the phase is the same as in the pulse sequence for the main scan until the echo for calculating the correction amount. An encoding gradient magnetic field is applied. Then, the MRI apparatus 100 calculates the amount of phase shift as the correction amount from the phase difference in the plurality of echo signals collected by the prescan. The MRI apparatus 100 corrects the pulse sequence for the main scan based on the correction amount calculated by the correction amount calculation unit 26c described later.
すなわち、第1の実施形態に係るMRI装置100は、位相エンコード用傾斜磁場を印加するプリスキャンを実行し、プリスキャンにより得られたエコー信号との間の位相ずれに基づいて、本スキャン用のパルスシーケンスの補正量を算出する。したがって、第1の実施形態によれば、リードアウト方向、スライス方向のずれに加えて、位相エンコード用傾斜磁場による0次の位相ずれによって生じる画像劣化を防ぐことができる。以下では、かかるMRI装置100が有する機能について詳細に説明する。 That is, the MRI apparatus 100 according to the first embodiment performs pre-scan that applies a phase encoding gradient magnetic field, and based on the phase shift between the echo signals obtained by the pre-scan, Calculate the correction amount of the pulse sequence. Therefore, according to the first embodiment, in addition to the shift in the readout direction and the slice direction, it is possible to prevent image degradation caused by the 0th-order phase shift due to the phase encoding gradient magnetic field. Hereinafter, functions of the MRI apparatus 100 will be described in detail.
図2は、図1に示した計算機システム20の詳細な構成を示す機能ブロック図である。図2では、計算機システム20が有する機能部のうち、インタフェース部21、記憶部23、及び制御部26を示している。 FIG. 2 is a functional block diagram showing a detailed configuration of the computer system 20 shown in FIG. FIG. 2 shows the interface unit 21, the storage unit 23, and the control unit 26 among the functional units included in the computer system 20.
記憶部23は、シーケンス実行データ記憶部23aと、MR信号データ記憶部23bとを有する。シーケンス実行データ記憶部23aは、後述する撮像条件設定部26aにより生成されるシーケンス実行データを記憶する。MR信号データ記憶部23bは、インタフェース部21によって受信されたMR信号データを記憶する。 The storage unit 23 includes a sequence execution data storage unit 23a and an MR signal data storage unit 23b. The sequence execution data storage unit 23a stores sequence execution data generated by an imaging condition setting unit 26a described later. The MR signal data storage unit 23b stores the MR signal data received by the interface unit 21.
制御部26は、撮像条件設定部26a、プリスキャン実行部26b、補正量算出部26c、シーケンス補正部26d、及び本スキャン実行部26eを有する。 The control unit 26 includes an imaging condition setting unit 26a, a pre-scan execution unit 26b, a correction amount calculation unit 26c, a sequence correction unit 26d, and a main scan execution unit 26e.
撮像条件設定部26aは、操作者によって入力部24を介して入力された撮像条件に基づいて、撮像で用いられるパルスシーケンスを定義したシーケンス実行データを生成する。例えば、撮像条件設定部26aは、操作者によってFSE法の撮像条件が入力された場合には、以下で説明する本スキャン用のパルスシーケンス、プリスキャン用のパルスシーケンスそれぞれについて、シーケンス実行データを生成する。 The imaging condition setting unit 26a generates sequence execution data defining a pulse sequence used for imaging based on the imaging condition input by the operator via the input unit 24. For example, when an FSE imaging condition is input by the operator, the imaging condition setting unit 26a generates sequence execution data for each of the pulse sequence for main scanning and the pulse sequence for prescan described below. To do.
図3は、第1の実施形態に係る本スキャン用のパルスシーケンスを示す図である。図3において、「RF」は、励起用のフリップパルス及びリフォーカス用のフロップパルスが印加されるタイミングを示している。また、「Gss」はスライス選択用傾斜磁場の印加タイミング及び強度を示しており、「Gro」はリードアウト用傾斜磁場の印加タイミング及び強度を示しており、「Gpe」は位相エンコード用傾斜磁場の印加タイミング及び強度を示している。なお、図3では、1つのスライス選択に関するパルスシーケンスのみを示し、スライスエンコードについては図示を省略している。また、「ETS(Echo Train Spacing)」は、エコー間隔を示している。 FIG. 3 is a diagram showing a pulse sequence for the main scan according to the first embodiment. In FIG. 3, “RF” indicates a timing at which an excitation flip pulse and a refocus flop pulse are applied. “Gss” indicates the application timing and intensity of the slice selection gradient magnetic field, “Gro” indicates the application timing and intensity of the readout gradient magnetic field, and “Gpe” indicates the phase encoding gradient magnetic field. The application timing and intensity are shown. In FIG. 3, only a pulse sequence related to one slice selection is shown, and illustration of slice encoding is omitted. “ETS (Echo Train Spacing)” indicates an echo interval.
図3に示すように、本スキャン用のパルスシーケンスは、一般的なFSE法のパルスシーケンスである。図3に示すように、本スキャン用のパルスシーケンスは、フリップパルスfliが印加された後に、複数のフロップパルスflo1、flo2・・・flo9、flo10、flo11・・・を順次印加することで、複数のエコー信号Echo1、Echo2・・・Echo9、Echo10、Echo11・・・を収集する。なお、図3に示すパルスシーケンスは、10番目に収集されるエコー信号Echo10で位相エンコード用傾斜磁場がゼロになるように設定された場合の例である。 As shown in FIG. 3, the pulse sequence for the main scan is a general FSE method pulse sequence. As shown in FIG. 3, the pulse sequence for the main scan includes a plurality of flop pulses flo1, flo2,... Flo9, flo10, flo11,. Echo signals Echo1, Echo2,... Echo9, Echo10, Echo11. Note that the pulse sequence shown in FIG. 3 is an example when the gradient signal for phase encoding is set to zero by the echo signal Echo10 collected tenth.
図4は、第1の実施形態に係るプリスキャン用のパルスシーケンスを示す図である。プリスキャン用のパルスシーケンスは、図3に示した本スキャン用のパルスシーケンスと同様にリードアウト用傾斜磁場、スライス方向傾斜磁場を印加し、補正量を算出するエコーの手前まで、本スキャン用のパルスシーケンスと同様に位相エンコード用傾斜磁場を印加するものである。 FIG. 4 is a diagram showing a pre-scanning pulse sequence according to the first embodiment. The pre-scanning pulse sequence is similar to the main-scanning pulse sequence shown in FIG. 3 by applying the readout gradient magnetic field and slice-direction gradient magnetic field, and before the echo for calculating the correction amount, for the main scanning. Similar to the pulse sequence, a phase encoding gradient magnetic field is applied.
例えば、図4に示すように、プリスキャン用のパルスシーケンスは、本スキャン用のパルスシーケンスと同様にリードアウト用傾斜磁場、スライス選択用傾斜磁場を印加し、本スキャン用のパルスシーケンスで印加される位相エンコード用傾斜磁場のうちの少なくとも一つをk空間中心近傍のエコーまで印加するものである。言い換えると、このパルスシーケンスは、本スキャン用のパルスシーケンスにおいて、コントラストTEの近傍まで位相エンコード用傾斜磁場を印加し、コントラストTE以降は位相エンコード用傾斜磁場を抜いたものである。なお、図4では、Echo10がk空間の中心に対応する場合の例を示している。 For example, as shown in FIG. 4, the pre-scan pulse sequence is applied in the main scan pulse sequence by applying the readout gradient magnetic field and the slice selection gradient magnetic field in the same manner as the main scan pulse sequence. At least one of the phase encoding gradient magnetic fields is applied up to an echo near the center of the k-space. In other words, this pulse sequence is obtained by applying a phase encoding gradient magnetic field to the vicinity of the contrast TE in the main scanning pulse sequence and removing the phase encoding gradient magnetic field after the contrast TE. FIG. 4 shows an example in which Echo 10 corresponds to the center of k-space.
例えば、プリスキャン用のパルスシーケンスは、本スキャン用のパルスシーケンスと同様にリードアウト用傾斜磁場、スライス選択用傾斜磁場を印加し、本スキャン用のパルスシーケンスで使用する複数の位相エンコードのうちで、平均強度近傍の位相エンコード用傾斜磁場を印加するものである。 For example, the pre-scan pulse sequence is applied with a readout gradient magnetic field and a slice selection gradient magnetic field in the same manner as the main scan pulse sequence, and among the plurality of phase encodings used in the main scan pulse sequence. A gradient magnetic field for phase encoding in the vicinity of the average intensity is applied.
さらに、このパルスシーケンスでは、スティミュレイテッドエコーがキャンセルされ、スピンエコーのみが収集されるように設定される。例えば、米国特許第5818229に記載された方法を用いることができる。この方法では、リフォーカス用のフロップパルスの位相をπ,π,π,π・・・と変えながら収集された1ショット目のエコー信号と、π,−π,π,−π・・・と変えながら収集された2ショット目のエコー信号とを加算することで、スピンエコー成分のみが取り出される。または、1ショット目のエコー信号から2ショット目のエコー信号を減算することで、スティミュレイテッドエコー成分のみを取り出し、取り出したスティミュレイテッドエコー成分がスピンエコー成分の代わりに用いられてもよい。 Further, in this pulse sequence, the stimulated echo is canceled and only the spin echo is collected. For example, the method described in US Pat. No. 5,818,229 can be used. In this method, the echo signal of the first shot collected while changing the phase of the flop pulse for refocusing to π, π, π, π..., Π, −π, π, −π. By adding the echo signals of the second shot collected while changing, only the spin echo component is extracted. Alternatively, only the stimulated echo component may be extracted by subtracting the echo signal of the second shot from the echo signal of the first shot, and the extracted stimulated echo component may be used instead of the spin echo component.
ここで、プリスキャン用のパルスシーケンスは、例えば、位相エンコードMatrixが256で19エコー収集の場合、k空間を埋めるために256/19=13ショットが必要になる。この場合には、プリスキャン用のパルスシーケンスは、平均の位相エンコード用傾斜磁場強度を持つショット(シーケンシャルに位相エンコードを埋める場合は中心ショット(7ショット))で印加される位相エンコード用傾斜磁場を印加するように設定される。 Here, the pulse sequence for pre-scan requires, for example, 256/19 = 13 shots to fill the k-space when the phase encoding Matrix is 256 and 19 echoes are collected. In this case, the pre-scanning pulse sequence includes a phase encoding gradient magnetic field applied in a shot having an average phase encoding gradient magnetic field intensity (or a central shot (7 shots when the phase encoding is sequentially filled)). It is set to apply.
図2の説明にもどって、プリスキャン実行部26bは、プリスキャン用のパルスシーケンスを実行する。 Returning to the description of FIG. 2, the pre-scan execution unit 26 b executes a pre-scan pulse sequence.
具体的には、プリスキャン実行部26bは、撮像条件設定部26aによってプリスキャン用のシーケンス実行データが生成されると、まず、シーケンス実行データをシーケンス実行データ記憶部23aから読み出す。そして、プリスキャン実行部26bは、読み出したシーケンス実行データをインタフェース部21経由でシーケンス制御部10に送信することで、プリスキャンを実行する。例えば、プリスキャン実行部26bは、図4に示したパルスシーケンスを定義したシーケンス実行データをシーケンス制御部10に送信することで、プリスキャンを実行する。 Specifically, when pre-scan sequence execution data is generated by the imaging condition setting unit 26a, the pre-scan execution unit 26b first reads the sequence execution data from the sequence execution data storage unit 23a. The prescan execution unit 26b transmits the read sequence execution data to the sequence control unit 10 via the interface unit 21, thereby executing prescan. For example, the prescan execution unit 26b executes prescan by transmitting sequence execution data defining the pulse sequence shown in FIG. 4 to the sequence control unit 10.
補正量算出部26cは、プリスキャンにより収集された複数のエコー信号における位相差から位相ずれの量を補正量として算出する。この補正量算出部26cは、プリスキャンにより収集された複数のエコー信号における位相差から、リードアウト用傾斜磁場、スライス選択用傾斜磁場によって生じる位相ずれ(0次および1次)、位相エンコード用傾斜磁場によって生じる0次の位相ずれの量を補正量として算出する。 The correction amount calculation unit 26c calculates the amount of phase shift as the correction amount from the phase differences in the plurality of echo signals collected by the prescan. The correction amount calculation unit 26c calculates a phase shift (0th order and 1st order) caused by a readout gradient magnetic field, a slice selection gradient magnetic field, and a phase encoding gradient from phase differences in a plurality of echo signals collected by pre-scanning. The amount of zero-order phase shift caused by the magnetic field is calculated as a correction amount.
具体的には、補正量算出部26cは、プリスキャン実行部26bによってプリスキャンが実行された後に、プリスキャンにより収集されたエコー信号に関するMR信号データをMR信号データ記憶部23bから読み出す。その後、補正量算出部26cは、読み出した各MR信号データをリードアウト方向にフーリエ変換した後に、1次の位相差を算出する。この1次の位相差は、リードアウト用傾斜磁場の1次位相差である。 Specifically, the correction amount calculation unit 26c reads MR signal data related to echo signals collected by the prescan from the MR signal data storage unit 23b after the prescan is executed by the prescan execution unit 26b. Thereafter, the correction amount calculation unit 26c calculates a first-order phase difference after Fourier-transforming each read MR signal data in the readout direction. This primary phase difference is the primary phase difference of the readout gradient magnetic field.
FSE法で発生する各エコーごとの位相差には、場所の1次関数となる1次の位相差と、コイル配置の不整合などによって生じる場所依存性のない位相差がある。場所依存性のない位相差は0次の位相差と呼ばれる。各MR信号データに対して算出した1次の位相を補正し、位相平均を求めることで0次の位相差を算出する。この0次の位相差には、リードアウト用傾斜磁場の0次の位相差、スライス選択用傾斜磁場の0次および1次の位相差に加えて、位相エンコード用傾斜磁場の0次の位相差の影響も含まれる。 The phase difference for each echo generated by the FSE method includes a linear phase difference that is a linear function of the location and a phase difference that does not depend on location caused by a mismatch in coil arrangement. A phase difference having no place dependency is called a zeroth-order phase difference. A zero-order phase difference is calculated by correcting the first-order phase calculated for each MR signal data and obtaining a phase average. This 0th-order phase difference includes the 0th-order phase difference of the gradient magnetic field for readout in addition to the 0th-order phase difference of the gradient magnetic field for readout and the 0th-order and 1st-order phase differences of the gradient magnetic field for slice selection. The effect of.
ここで、補正量算出部26cは、プリスキャンにより収集されたエコー信号における1次および0次の位相差を算出する。この差分が、リードアウト用傾斜磁場、スライス選択用傾斜磁場、位相エンコード用傾斜磁場により生じる位相ずれとなる。 Here, the correction amount calculation unit 26c calculates the first-order and zero-order phase differences in the echo signals collected by the prescan. This difference becomes a phase shift caused by the readout gradient magnetic field, the slice selection gradient magnetic field, and the phase encoding gradient magnetic field.
例えば、図4に示したパルスシーケンスが実行されたとする。その場合には、補正量算出部26cは、図4に示した10番目のエコー信号Echo10と11番目のエコー信号Echo11との間の位相差p1を算出する。そして、補正量算出部26cは、算出した位相差から位相ずれp1を補正量として算出する。 For example, assume that the pulse sequence shown in FIG. 4 is executed. In that case, the correction amount calculation unit 26c calculates the phase difference p1 between the tenth echo signal Echo10 and the eleventh echo signal Echo11 shown in FIG. Then, the correction amount calculation unit 26c calculates the phase shift p1 as the correction amount from the calculated phase difference.
なお、ここでは、補正量算出部26cは、10番目のエコー信号と11番目のエコー信号とを補正量の算出に使用したが、さらに12番目以降の複数のエコーを使用してもよい。例えば、補正量算出部26cは、プリスキャンのパルスシーケンスの10番目と11番目の位相差をp1、12番目と11番目の位相差をp1_2、12番目と13番目の位相差をp1_3として、位相エンコード用傾斜磁場によって位相エンコード方向に生じる位相ずれを(p1+p1_2+p1_3)/3としてもよい。 Here, although the correction amount calculation unit 26c uses the tenth echo signal and the eleventh echo signal for calculation of the correction amount, a plurality of 12th and subsequent echoes may be used. For example, the correction amount calculation unit 26c sets the 10th and 11th phase differences of the pre-scan pulse sequence as p1, the 12th and 11th phase differences as p1_2, and the 12th and 13th phase differences as p1_3. The phase shift generated in the phase encoding direction by the encoding gradient magnetic field may be (p1 + p1_2 + p1_3) / 3.
シーケンス補正部26dは、補正量算出部26cにより算出された位相ずれに基づいて、本スキャン用のパルスシーケンスを補正する。具体的には、シーケンス補正部26dは、補正量算出部26cによって位相ずれが算出されると、算出された位相ずれに基づいて、シーケンス実行データ記憶部23aに記憶されている本スキャン用のシーケンス実行データを補正する。 The sequence correction unit 26d corrects the pulse sequence for the main scan based on the phase shift calculated by the correction amount calculation unit 26c. Specifically, when the phase shift is calculated by the correction amount calculation unit 26c, the sequence correction unit 26d performs the main scan sequence stored in the sequence execution data storage unit 23a based on the calculated phase shift. Correct the execution data.
ここで、シーケンス補正部26dは、補正量算出部26cによって算出された位相ずれがゼロになるように、本スキャン用のパルスシーケンスを補正する。このとき、例えば、シーケンス補正部26dは、1次の位相差に関しては、フリップパルスとフロップパルスとの間に補正傾斜磁場を印加するように、本スキャン用のパルスシーケンスを変更する。なお、シーケンス補正部26dは、本スキャン用のパルスシーケンスにおけるリードアウト用傾斜磁場の前後に、補正傾斜磁場を加えてもよい。また、例えば、シーケンス補正部26dは、0次の位相差に関しては、フロップパルスの位相を変更することで、位相ずれがゼロになるようにする。 Here, the sequence correction unit 26d corrects the pulse sequence for the main scan so that the phase shift calculated by the correction amount calculation unit 26c becomes zero. At this time, for example, with respect to the primary phase difference, the sequence correction unit 26d changes the pulse sequence for the main scan so that the correction gradient magnetic field is applied between the flip pulse and the flop pulse. The sequence correction unit 26d may add a correction gradient magnetic field before and after the readout gradient magnetic field in the pulse sequence for the main scan. Further, for example, the sequence correction unit 26d changes the phase of the flop pulse so that the phase shift becomes zero with respect to the zero-order phase difference.
このように、シーケンス補正部26dが、プリスキャンで観測された位相ずれがゼロになるように本スキャン用のパルスシーケンスを補正することによって、リードアウト用傾斜磁場、スライス選択用傾斜磁場の0次および1次の渦電流、位相エンコード用傾斜磁場の0次の渦電流の影響を受けない画像が得られるようになる。 In this way, the sequence correction unit 26d corrects the pulse sequence for main scanning so that the phase shift observed in the pre-scan becomes zero, whereby the 0th order of the readout gradient magnetic field and the slice selection gradient magnetic field. An image that is not affected by the first-order eddy current and the zero-order eddy current of the phase encoding gradient magnetic field can be obtained.
図5及び6は、シーケンス補正部26dによって行われる位相ずれの補正を説明するための図である。図5は、位相エンコード方向の位相ずれの一例を示している。図5において、実線61は、エコー信号ごとの位相エンコード方向の0次の位相ずれを表しており、破線62は、位相エンコード用傾斜磁場の強度を表している。また、図6は、図5に示したエコー信号が配置されるk空間を示している。図6において、横軸は位相エンコード方向を示している。 5 and 6 are diagrams for explaining the correction of the phase shift performed by the sequence correction unit 26d. FIG. 5 shows an example of the phase shift in the phase encoding direction. In FIG. 5, a solid line 61 represents the zero-order phase shift in the phase encoding direction for each echo signal, and a broken line 62 represents the intensity of the phase encoding gradient magnetic field. FIG. 6 shows a k-space in which the echo signals shown in FIG. 5 are arranged. In FIG. 6, the horizontal axis represents the phase encoding direction.
ここで、位相エンコード方向の0次の位相ずれは、k空間へのエコー信号の配置の仕方に依存する。図5に示す例は、k空間に対して、収集されたエコー信号を位相エンコード方向に順番に配置していく場合を示している。図6に示す番号は、収集されたエコー信号の順番を表している。図4に示したパルスシーケンスを用いてプリスキャンを行った場合には、10番目に収集されるエコー信号Echo10に対応する位置(図6に示す矢印の位置)、すなわち、k空間の中心近傍に配置されるエコー信号の0次の位相ずれが補正される。なお、ここでは、10番目に収集されるエコー信号Echo10を基準にして補正を行う場合について説明するが、基準となるエコー信号は、任意のエコー信号でよい。 Here, the zero-order phase shift in the phase encoding direction depends on the arrangement of echo signals in the k space. The example illustrated in FIG. 5 illustrates a case where the collected echo signals are sequentially arranged in the phase encoding direction with respect to the k space. The numbers shown in FIG. 6 represent the order of the collected echo signals. When the pre-scan is performed using the pulse sequence shown in FIG. 4, the position corresponding to the echo signal Echo10 collected tenth (the position of the arrow shown in FIG. 6), that is, near the center of the k space. The zero-order phase shift of the arranged echo signal is corrected. Here, a case where correction is performed with reference to the echo signal Echo10 collected tenth will be described, but the reference echo signal may be an arbitrary echo signal.
本スキャン実行部26eは、シーケンス補正部26dにより補正された本スキャン用のパルスシーケンスを用いて、本スキャンを実行する。具体的には、プリスキャン実行部26bは、シーケンス補正部26dによって本スキャン用のシーケンス実行データが補正されると、補正後のシーケンス実行データをシーケンス実行データ記憶部23aから読み出す。そして、本スキャン実行部26eは、読み出したシーケンス実行データをインタフェース部21経由でシーケンス制御部10に送信することで、本スキャンを実行する。 The main scan execution unit 26e executes the main scan using the pulse sequence for main scan corrected by the sequence correction unit 26d. Specifically, when the sequence execution data for main scan is corrected by the sequence correction unit 26d, the pre-scan execution unit 26b reads the corrected sequence execution data from the sequence execution data storage unit 23a. Then, the main scan execution unit 26e transmits the read sequence execution data to the sequence control unit 10 via the interface unit 21, thereby executing the main scan.
次に、第1の実施形態に係るMRI装置100によって行われる位相ずれ補正の処理手順について説明する。図7は、第1の実施形態に係るMRI装置100によって行われる位相ずれ補正の処理手順を示すフローチャートである。 Next, a processing procedure for phase shift correction performed by the MRI apparatus 100 according to the first embodiment will be described. FIG. 7 is a flowchart illustrating a processing procedure for phase shift correction performed by the MRI apparatus 100 according to the first embodiment.
図7に示すように、第1の実施形態に係るMRI装置100では、操作者によって撮像を開始するよう指示された場合に(ステップS101,Yes)、撮像条件設定部26aが、入力部24を介して操作者から撮像条件の入力を受け付ける(ステップS102)。 As shown in FIG. 7, in the MRI apparatus 100 according to the first embodiment, when the operator gives an instruction to start imaging (Yes in step S <b> 101), the imaging condition setting unit 26 a uses the input unit 24. An input of imaging conditions is received from the operator (step S102).
続いて、撮像条件設定部26aは、操作者によって入力された撮像条件に基づいて、本スキャン用及びプリスキャン用のシーケンス実行データをそれぞれ生成する(ステップS103)。 Subsequently, the imaging condition setting unit 26a generates main scan and pre-scan sequence execution data based on the imaging conditions input by the operator (step S103).
例えば、撮像条件設定部26aは、図3に示したパルスシーケンスを定義したシーケンス実行データを、本スキャン用のシーケンス実行データとして生成する。また、例えば、撮像条件設定部26aは、図4に示したパルスシーケンスを定義したシーケンス実行データを生成する。 For example, the imaging condition setting unit 26a generates sequence execution data defining the pulse sequence shown in FIG. 3 as sequence execution data for the main scan. For example, the imaging condition setting unit 26a generates sequence execution data defining the pulse sequence illustrated in FIG.
続いて、プリスキャン実行部26bが、撮像条件設定部26aによって生成されたパルスシーケンスのシーケンス実行データに基づいて、プリスキャンを実行する(ステップS104)。 Subsequently, the prescan execution unit 26b executes prescan based on the sequence execution data of the pulse sequence generated by the imaging condition setting unit 26a (step S104).
続いて、補正量算出部26cが、各プリスキャンにより収集された複数のエコー信号における位相差から位相ずれの量を補正量として算出する(ステップS106)。その後、シーケンス補正部26dが、補正量算出部26cにより算出された補正量に基づいて本スキャン用のシーケンス実行データを補正する(ステップS106)。 Subsequently, the correction amount calculation unit 26c calculates the amount of phase shift as the correction amount from the phase differences in the plurality of echo signals collected by each prescan (step S106). Thereafter, the sequence correction unit 26d corrects the sequence execution data for the main scan based on the correction amount calculated by the correction amount calculation unit 26c (step S106).
続いて、本スキャン実行部26eが、シーケンス補正部26dにより補正された本スキャン用のシーケンス実行データに基づいて、本スキャンを実行する(ステップS107)。そして、画像再構成部22が、本スキャンによって収集されたMR信号データから画像を再構成する(ステップS108)。 Subsequently, the main scan execution unit 26e executes the main scan based on the sequence execution data for main scan corrected by the sequence correction unit 26d (step S107). Then, the image reconstruction unit 22 reconstructs an image from the MR signal data collected by the main scan (step S108).
上述したように、第1の実施形態では、プリスキャン実行部26bが、プリスキャンを実行する。ここで、プリスキャンは、本スキャン用のパルスシーケンスと同様にリードアウト用傾斜磁場、スライス方向傾斜磁場を印加し、補正量を算出するエコーの手前まで、本スキャン用のパルスシーケンスと同様に位相エンコード用傾斜磁場を印加するものである。例えば、プリスキャンは、本スキャン用のパルスシーケンスと同様にリードアウト用傾斜磁場、スライス選択用傾斜磁場を印加し、本スキャン用のパルスシーケンスで印加される位相エンコード用傾斜磁場のうちの少なくとも一つをk空間中心近傍のエコーまで印加するものである。そして、補正量算出部26cが、プリスキャンにより収集された複数のエコー信号における位相差から、リードアウト用傾斜磁場、スライス選択用傾斜磁場によって生じる位相ずれ(0次および1次)、位相エンコード用傾斜磁場によって生じる0次の位相ずれの量を補正量として算出する。また、シーケンス補正部26dが、補正量算出部26cにより算出された補正量に基づいて、本スキャン用のパルスシーケンスを補正する。したがって、第1の実施形態によればリードアウト用傾斜磁場、スライス選択用傾斜磁場の0次および1次の渦電流、位相エンコード用傾斜磁場の0次の渦電流によって生じる画質劣化を防ぐことができる。 As described above, in the first embodiment, the pre-scan execution unit 26b executes pre-scan. Here, in the pre-scan, the readout gradient magnetic field and slice-direction gradient magnetic field are applied in the same manner as the pulse sequence for the main scan, and the phase is the same as in the pulse sequence for the main scan until the echo for calculating the correction amount. An encoding gradient magnetic field is applied. For example, in the pre-scan, the readout gradient magnetic field and the slice selection gradient magnetic field are applied in the same manner as the pulse sequence for the main scan, and at least one of the phase encoding gradient magnetic fields applied in the pulse sequence for the main scan is applied. This applies up to the echo near the center of k-space. Then, the correction amount calculation unit 26c determines the phase shift (0th order and 1st order) caused by the readout gradient magnetic field, the slice selection gradient magnetic field, and the phase encoding from the phase differences in the plurality of echo signals collected by the prescan. The amount of zero-order phase shift caused by the gradient magnetic field is calculated as a correction amount. The sequence correction unit 26d corrects the pulse sequence for the main scan based on the correction amount calculated by the correction amount calculation unit 26c. Therefore, according to the first embodiment, it is possible to prevent image quality degradation caused by the gradient magnetic field for readout, the 0th and 1st eddy currents of the gradient magnetic field for slice selection, and the 0th eddy current of the gradient magnetic field for phase encoding. it can.
また、第1の実施形態では、プリスキャン用のパルスシーケンスは、本スキャンにおいて位相エンコード用傾斜磁場がゼロになる期間と同じ期間又は該期間の近傍で収集されるエコー信号の手前まで、本スキャン用のパルスシーケンスと同様に位相エンコード用傾斜磁場を印加するものである。したがって、第1の実施形態によれば、画質に最も寄与するk空間の中心近傍に配置されるエコー信号の位相ずれが補正されるので、MRI装置100によって生成される画像の画質をより向上させることができる。 In the first embodiment, the pre-scanning pulse sequence is the same as the period in which the phase encoding gradient magnetic field becomes zero in the main scan, or before the echo signal collected in the vicinity of the period. In this manner, a phase encoding gradient magnetic field is applied in the same manner as the pulse sequence for use. Therefore, according to the first embodiment, the phase shift of the echo signal arranged in the vicinity of the center of the k space that contributes most to the image quality is corrected, so that the image quality of the image generated by the MRI apparatus 100 is further improved. be able to.
また、第1の実施形態の変形例として、プリスキャン実行部26bが、プリスキャンを複数回行うようにしてもよい。例えば、プリスキャン実行部26bは、本スキャン用のパルスシーケンスと同様にリードアウト用傾斜磁場、スライス方向傾斜磁場を印加し、補正量を算出するエコーの手前まで、本スキャン用のパルスシーケンスと同様に位相エンコード用傾斜磁場を印加する第1のプリスキャンと、第1のプリスキャンで印加される位相エンコード用傾斜磁場と異なる位相エンコード用傾斜磁場を印加する第2のパルスシーケンスを用いた第2のプリスキャンとを実行する。 As a modification of the first embodiment, the prescan execution unit 26b may perform the prescan a plurality of times. For example, the pre-scan execution unit 26b applies the readout gradient magnetic field and the slice direction gradient magnetic field in the same manner as the main scan pulse sequence, and performs the same operation as the main scan pulse sequence up to the echo before calculating the correction amount. And a second pre-scan using a second pulse sequence that applies a phase encoding gradient magnetic field different from the phase encoding gradient magnetic field applied in the first pre-scan. Perform a pre-scan.
例えば、プリスキャン実行部26bは、第1のプリスキャンとして、複数ショットのうち、先頭エコーにおいて最大の位相エンコード用傾斜磁場を印加するショットの位相エンコード用傾斜磁場を印加し、第2のプリスキャンとして、先頭エコーにおいて最小の位相エンコード用傾斜磁場を印加するショットの位相エンコード用傾斜磁場を印加する。 For example, the prescan execution unit 26b applies the phase encoding gradient magnetic field of the shot that applies the maximum phase encoding gradient magnetic field in the head echo among the plurality of shots as the first prescan, and performs the second prescan. As described above, the phase encoding gradient magnetic field of the shot in which the minimum phase encoding gradient magnetic field is applied in the head echo is applied.
図8は、第1の実施形態の変形例を説明するための図である。図8は、図5に示した位相エンコード方向の位相ずれのうち、1番目のエコー信号(Echo1)から4番目のエコー信号(Echo4)までの位相ずれを示している。図5と同様に、実線61は、エコー信号ごとの位相エンコード方向の0次の位相ずれを表しており、破線62は、位相エンコード用傾斜磁場の強度を表している。 FIG. 8 is a diagram for explaining a modification of the first embodiment. FIG. 8 shows a phase shift from the first echo signal (Echo1) to the fourth echo signal (Echo4) among the phase shifts in the phase encoding direction shown in FIG. Similar to FIG. 5, the solid line 61 represents the zero-order phase shift in the phase encoding direction for each echo signal, and the broken line 62 represents the intensity of the phase encoding gradient magnetic field.
例えば、図8に示す例では、複数のショットa,b,c,・・・,k,l,mが用いられる場合を示している。また、例えば、図8に示すように、複数のショットa,b,c,・・・,k,l,mのうち、1番目のエコー信号(Echo1)において、最大の位相エンコード用傾斜磁場を印加するショットはショットaであり、最小の位相エンコード用傾斜磁場を印加するショットはショットmであったとする。この場合には、プリスキャン実行部26bは、第1のプリスキャンとして、ショットaの位相エンコード(図8に示す三角の印を参照)を印加し、第2のプリスキャンとして、ショットmの位相エンコード(図8に示す黒い三角の印を参照)を印加する。 For example, the example shown in FIG. 8 shows a case where a plurality of shots a, b, c,..., K, l, m are used. Further, for example, as shown in FIG. 8, the maximum phase encoding gradient magnetic field is set in the first echo signal (Echo1) among the plurality of shots a, b, c,..., K, l, m. The shot to be applied is shot a, and the shot to which the minimum phase encoding gradient magnetic field is applied is shot m. In this case, the pre-scan execution unit 26b applies the phase encoding of the shot a (see the triangular mark shown in FIG. 8) as the first pre-scan, and the phase of the shot m as the second pre-scan. Apply encoding (see black triangles shown in FIG. 8).
この場合には、補正量算出部26cは、例えば、第1のプリスキャンの位相差をp1、第2のプリスキャンの位相差をp2として、p1をショットaに対する補正量とし、p2をショットmに対する補正量とし、途中のショットに対する補正量は補間により求めてもよい。具体的には、ショット数をNとすると、i番目に位相エンコード用傾斜磁場が大きいショットに対する補正量は、p1+(p2−p1)*(i−1)/(N−1)となる。 In this case, for example, the correction amount calculation unit 26c sets the phase difference of the first prescan as p1, the phase difference of the second prescan as p2, p1 as the correction amount for the shot a, and p2 as the shot m. The correction amount for the shot in the middle may be obtained by interpolation. Specifically, when the number of shots is N, the correction amount for the i-th shot with the largest phase encoding gradient magnetic field is p1 + (p2−p1) * (i−1) / (N−1).
図9Aは、従来のプリスキャンにより得られた画像の一例を示す図である。図9Bは、第1の実施形態におけるプリスキャンにより得られた画像の一例を示す図である。図9Aは、従来の位相エンコードを抜いたプリスキャンにより収集した画像の一例である。また、図9Bは、第1の実施形態のプリスキャンにより収集された画像の一例である。これらの図に示すように、第1の実施形態では、位相エンコード用傾斜磁場による0次の位相ずれによる信号低下が改善していることが分かる。 FIG. 9A is a diagram illustrating an example of an image obtained by a conventional pre-scan. FIG. 9B is a diagram illustrating an example of an image obtained by the pre-scan in the first embodiment. FIG. 9A is an example of an image acquired by pre-scanning without conventional phase encoding. FIG. 9B is an example of an image collected by the prescan of the first embodiment. As shown in these figures, in the first embodiment, it can be seen that the signal degradation due to the zero-order phase shift due to the phase encoding gradient magnetic field is improved.
(第2の実施形態)
なお、第1の実施形態では、k空間の中心近傍に配置されるエコー信号の位相ずれを補正する場合について説明したが、MRI装置100の実施形態はこれに限られるものではない。そこで、以下では第2の実施形態として、複数のエコー信号の位相ずれを補正する場合について説明する。第2の実施形態に係るMRI装置の構成は、基本的には図1及び2に示したものと同じであるが、撮像条件設定部26a、プリスキャン実行部26b、補正量算出部26c、及びシーケンス補正部26dによって行われる処理が第1の実施形態と異なる。
(Second Embodiment)
In the first embodiment, the case of correcting the phase shift of the echo signal arranged near the center of the k space has been described, but the embodiment of the MRI apparatus 100 is not limited to this. Therefore, in the following, as a second embodiment, a case will be described in which phase shifts of a plurality of echo signals are corrected. The configuration of the MRI apparatus according to the second embodiment is basically the same as that shown in FIGS. 1 and 2, but the imaging condition setting unit 26a, the pre-scan execution unit 26b, the correction amount calculation unit 26c, The processing performed by the sequence correction unit 26d is different from that of the first embodiment.
第2の実施形態では、撮像条件設定部26aは、本スキャン用のパルスシーケンス、第1のプリスキャン用の第1のパルスシーケンス(図4に示したパルスシーケンス)に加えて、以下で説明する第2のプリスキャン用のパルスシーケンスについて、さらにシーケンス実行データを作成する。 In the second embodiment, the imaging condition setting unit 26a will be described below in addition to the pulse sequence for main scanning and the first pulse sequence for first prescan (pulse sequence shown in FIG. 4). Further, sequence execution data is created for the second pre-scanning pulse sequence.
図10は、第2の実施形態に係る第2のプリスキャン用の第2のパルスシーケンスを示す図である。第2のパルスシーケンスは、第1のプリスキャンで印加される位相エンコード用傾斜磁場と異なるエコー数分の位相エンコード用傾斜磁場を印加するものである。例えば、図10に示すように、第2のパルスシーケンスは、本スキャン用のパルスシーケンスと同様の位相エンコード用傾斜磁場を、第1のプリスキャンより少ないエコー数分、印加するものである。なお、リードアウト用傾斜磁場及びスライス選択用傾斜磁場は、第1のプリスキャンと同じである。 FIG. 10 is a diagram showing a second pulse sequence for the second prescan according to the second embodiment. The second pulse sequence applies a phase encoding gradient magnetic field corresponding to the number of echoes different from the phase encoding gradient magnetic field applied in the first prescan. For example, as shown in FIG. 10, the second pulse sequence applies the same phase encoding gradient magnetic field as the pulse sequence for the main scan for the number of echoes smaller than that of the first prescan. The readout gradient magnetic field and the slice selection gradient magnetic field are the same as those in the first pre-scan.
例えば、図10に示すように、第2のパルスシーケンスは、3番目のエコー信号まで位相エンコード用傾斜磁場を印加するように設定される。 For example, as shown in FIG. 10, the second pulse sequence is set to apply the phase encoding gradient magnetic field up to the third echo signal.
また、第2の実施形態では、プリスキャン実行部26bは、第1のプリスキャンに加えて、図10に示した第2のパルスシーケンスを用いた第2のプリスキャンをさらに実行する。 In the second embodiment, the prescan executing unit 26b further executes a second prescan using the second pulse sequence shown in FIG. 10 in addition to the first prescan.
また、第2の実施形態では、補正量算出部26cは、第1のプリスキャンにより収集された複数のエコー信号から第1の位相ずれを算出する。また、補正量算出部26cは、第2のプリスキャンにより収集された複数のエコー信号における位相差から第2の位相ずれを算出する。そして、補正量算出部26cは、算出した第1の位相ずれと第2の位相ずれとから、複数のエコー信号に関する補正量を算出する。 In the second embodiment, the correction amount calculation unit 26c calculates the first phase shift from a plurality of echo signals collected by the first prescan. In addition, the correction amount calculation unit 26c calculates a second phase shift from the phase differences in the plurality of echo signals collected by the second prescan. Then, the correction amount calculation unit 26c calculates correction amounts related to a plurality of echo signals from the calculated first phase shift and second phase shift.
例えば、図4に示した第1のパルスシーケンスと、図10に示した第2のパルスシーケンスとがそれぞれ実行されたとする。その場合には、補正量算出部26cは、図4に示した10番目のエコー信号Echo10と11番目のエコー信号Echo11との間の位相差p1と、図10に示した5番目のエコー信号Echo5と4番目のエコー信号Echo4との間の位相差p2とをそれぞれ算出する。 For example, assume that the first pulse sequence shown in FIG. 4 and the second pulse sequence shown in FIG. 10 are executed. In this case, the correction amount calculation unit 26c outputs the phase difference p1 between the tenth echo signal Echo10 and the eleventh echo signal Echo11 shown in FIG. 4 and the fifth echo signal Echo5 shown in FIG. And a phase difference p2 between the first echo signal Echo4 and the fourth echo signal Echo4.
さらに、補正量算出部26cは、第1の位相ずれとしてp1を算出する。また、補正量算出部26cは、第2の位相ずれとしてp2を算出する。ここで、第1の位相ずれであるp1は、10番目のエコー信号Echo10における位相ずれdif10となる。また、第2の位相ずれであるp2は、4番目のエコー信号Echo4における位相ずれdif4となる。 Further, the correction amount calculation unit 26c calculates p1 as the first phase shift. Further, the correction amount calculating unit 26c calculates p2 as the second phase shift. Here, p1 that is the first phase shift is the phase shift dif10 in the tenth echo signal Echo10. The second phase shift p2 is the phase shift dif4 in the fourth echo signal Echo4.
そして、補正量算出部26cは、第1の位相ずれと第2の位相ずれとから、4番目及び10番目のエコー信号以外のエコー信号に関する補正量を算出する。例えば、本スキャンにおいて、10番目に収集されるエコー信号Echo10で位相エンコード用傾斜磁場がゼロになる場合には、エコー信号における位相ずれは、Echo10までは徐々に増加し、Echo10を超えると徐々に減少する。このことから、例えば、16番目のエコー信号における位相ずれdif16は、4番目のエコー信号Echo4における位相ずれdif4に等しいと仮定することができる。 Then, the correction amount calculation unit 26c calculates a correction amount related to the echo signals other than the fourth and tenth echo signals from the first phase shift and the second phase shift. For example, in the main scan, when the gradient magnetic field for phase encoding becomes zero in the 10th echo signal Echo10 collected, the phase shift in the echo signal gradually increases until Echo10, and gradually increases beyond Echo10. Decrease. From this, for example, it can be assumed that the phase shift dif16 in the 16th echo signal is equal to the phase shift dif4 in the fourth echo signal Echo4.
そこで、補正量算出部26cは、本スキャンにおいて位相エンコード用傾斜磁場がゼロになるエコー信号を基準にして、そのエコー信号より前半に収集されたエコー信号における位相ずれから、後半に収集されるエコー信号における位相ずれを推計する。さらに、補正量算出部26cは、算出した各エコー信号における位相ずれを線形補間することで、複数のエコー信号における位相ずれを算出する。 Therefore, the correction amount calculation unit 26c uses the echo signal in which the phase encoding gradient magnetic field is zero in the main scan as a reference, and the echo collected in the second half from the phase shift in the echo signal collected in the first half of the echo signal. Estimate the phase shift in the signal. Furthermore, the correction amount calculation unit 26c calculates phase shifts in a plurality of echo signals by linearly interpolating the phase shifts in the calculated echo signals.
図11は、第2の実施形態に係るシーケンス補正部26dによって行われる位相ずれの算出を説明するための図である。図11に示すように、例えば、シーケンス補正部26dは、10番目のエコー信号Echo10を基準にして、4番目のエコー信号Echo4における位相ずれdif4から16番目のエコー信号Echo16における位相ずれdif16を推計する。その後、補正量算出部26cは、エコー信号Echo4における位相ずれdif4、エコー信号Echo10における位相ずれdif10、エコー信号Echo16におけるdif16を線形補間することで、複数のエコー信号における位相ずれを算出する。 FIG. 11 is a diagram for explaining the calculation of the phase shift performed by the sequence correction unit 26d according to the second embodiment. As illustrated in FIG. 11, for example, the sequence correction unit 26d estimates the phase shift dif16 in the 16th echo signal Echo16 from the phase shift dif4 in the fourth echo signal Echo4 with reference to the 10th echo signal Echo10. . Thereafter, the correction amount calculation unit 26c calculates phase shifts in a plurality of echo signals by linearly interpolating the phase shift dif4 in the echo signal Echo4, the phase shift dif10 in the echo signal Echo10, and the dif16 in the echo signal Echo16.
また、第2の実施形態では、シーケンス補正部26dは、補正量算出部26cにより算出された位相ずれに基づいて、本スキャン用のパルスシーケンスにおいて各エコー信号に印加される位相エンコード方向の傾斜磁場の強度を補正する。このとき、例えば、シーケンス補正部26dは、各エコー信号における位相ずれがゼロになるように、各エコー信号で印加される位相エンコード用傾斜磁場の強度を変更する。または、シーケンス補正部26dは、リワインド用傾斜磁場の強度を変更することで、各エコー信号における位相ずれがゼロになるようにしてもよい。 In the second embodiment, the sequence correction unit 26d uses the gradient field in the phase encoding direction applied to each echo signal in the pulse sequence for the main scan based on the phase shift calculated by the correction amount calculation unit 26c. Correct the intensity. At this time, for example, the sequence correction unit 26d changes the intensity of the gradient magnetic field for phase encoding applied by each echo signal so that the phase shift in each echo signal becomes zero. Alternatively, the sequence correction unit 26d may change the intensity of the rewind gradient magnetic field so that the phase shift in each echo signal becomes zero.
上述してきたように、第2の実施形態では、プリスキャン実行部26bが、第2のプリスキャンをさらに実行する。ここで、第2のプリスキャンは、第1のプリスキャンで印加される位相エンコード用傾斜磁場と異なるエコー数分の位相エンコード用傾斜磁場を印加するものである。例えば、第2のプリスキャンは、本スキャン用のパルスシーケンスと同様の位相エンコード用傾斜磁場を、第1のプリスキャンより少ないエコー数分、印加するものである。また、補正量算出部26cが、第1のプリスキャンにより収集された複数のエコー信号における位相差と第2のプリスキャンにより収集された複数のエコー信号における位相差から第2の位相ずれを算出し、算出した第1の位相ずれと第2の位相ずれとから複数のエコー信号に関する位相ずれを算出する。そして、シーケンス補正部26dが、補正量算出部26cによりエコー信号ごとに算出された位相ずれに基づいて、本スキャン用のパルスシーケンスを補正する。したがって、第2の実施形態によれば、本スキャンによって収集される各エコー信号の位相ずれが補正されるので、画像劣化をより精度よく防ぐことができる。 As described above, in the second embodiment, the pre-scan execution unit 26b further executes the second pre-scan. Here, the second pre-scan applies a phase encoding gradient magnetic field corresponding to the number of echoes different from the phase encoding gradient magnetic field applied in the first pre-scan. For example, in the second pre-scan, a phase encoding gradient magnetic field similar to the pulse sequence for the main scan is applied for the number of echoes smaller than that in the first pre-scan. In addition, the correction amount calculation unit 26c calculates the second phase shift from the phase differences in the plurality of echo signals collected by the first prescan and the phase differences in the plurality of echo signals collected by the second prescan. Then, phase shifts relating to a plurality of echo signals are calculated from the calculated first phase shift and second phase shift. Then, the sequence correction unit 26d corrects the pulse sequence for the main scan based on the phase shift calculated for each echo signal by the correction amount calculation unit 26c. Therefore, according to the second embodiment, since the phase shift of each echo signal collected by the main scan is corrected, image degradation can be prevented with higher accuracy.
なお、第2の実施形態では、本スキャンにおいて位相エンコード用傾斜磁場がゼロになるエコー信号を基準にして、そのエコー信号より前半に収集されたエコー信号における位相ずれから、後半に収集されるエコー信号における位相ずれを推計することとした。これに対し、さらに1回プリスキャンを行うことで、本スキャンにおいて位相エンコード用傾斜磁場がゼロになるエコー信号より後半に収集されるエコー信号における位相ずれを計測するようにしてもよい。これにより、位相エンコード方向の位相ずれによって生じる画像劣化をさらに精度よく防ぐことができるようになる。 In the second embodiment, the echo collected in the second half is detected from the phase shift in the echo signal collected in the first half of the echo signal with reference to the echo signal in which the phase encoding gradient magnetic field becomes zero in the main scan. We decided to estimate the phase shift in the signal. On the other hand, by performing the pre-scan once more, the phase shift in the echo signal collected in the latter half of the echo signal in which the gradient magnetic field for phase encoding becomes zero in the main scan may be measured. As a result, image degradation caused by a phase shift in the phase encoding direction can be prevented with higher accuracy.
なお、上記第1及び第2の実施形態では、1回の収集でk空間の全ての領域にエコー信号を配置する場合について説明した。これに対し、例えば、k空間が位相エンコード方向に複数の領域に分割され、複数回の収集によって複数のエコー信号がグループ分けされて収集される場合もある。そのような場合には、グループごとに位相ずれを算出し、グループごとに本スキャン用のパルスシーケンスを補正してもよい。 In the first and second embodiments described above, the case where echo signals are arranged in all areas of the k space by one acquisition has been described. On the other hand, for example, the k space may be divided into a plurality of regions in the phase encoding direction, and a plurality of echo signals may be grouped and collected by a plurality of collections. In such a case, the phase shift may be calculated for each group, and the pulse sequence for the main scan may be corrected for each group.
図12は、第1及び第2の実施形態の変形例を説明するための図である。図12は、位相エンコード方向に沿ったk空間を示しており、k空間が3つの領域に分割される場合の一例を示している。なお、図12に示す矢印は、k空間の中心を示している。ここで、例えば、エコー信号が2つのグループGr1及びGr2にグループ分けされて収集されるとする。その場合には、例えば、図12に示すように、真ん中の領域に対して、グループGr1のエコー信号が位相エンコード方向に順番に配置される。また、両側の領域のうち一方の側の領域に対して、グループGr2のエコー信号のうち前半に収集されたエコー信号が順番に配置され、他方の側の領域に対して、グループGr2のエコー信号のうち後半に収集されたエコー信号が順番に配置される。 FIG. 12 is a diagram for explaining a modification of the first and second embodiments. FIG. 12 shows the k-space along the phase encoding direction, and shows an example when the k-space is divided into three regions. In addition, the arrow shown in FIG. 12 has shown the center of k space. Here, for example, it is assumed that echo signals are collected by being grouped into two groups Gr1 and Gr2. In that case, for example, as shown in FIG. 12, the echo signals of the group Gr1 are sequentially arranged in the phase encoding direction with respect to the middle region. In addition, the echo signals collected in the first half of the echo signals of the group Gr2 are sequentially arranged with respect to one of the regions on both sides, and the echo signal of the group Gr2 is disposed with respect to the other region. The echo signals collected in the latter half are arranged in order.
このような場合には、例えば、補正量算出部26cが、グループごとに補正量を算出してもよい。また、その場合には、シーケンス補正部26dが、グループごとに本スキャン用のパルスシーケンスを補正する。なお、例えば、補正量算出部26cがいずれか1つのグループについて補正量を算出し、シーケンス補正部26dが、全てのグループについて、同じ補正量に基づいて本スキャン用のパルスシーケンスを補正するようにしてもよい。 In such a case, for example, the correction amount calculation unit 26c may calculate the correction amount for each group. In this case, the sequence correction unit 26d corrects the pulse sequence for the main scan for each group. For example, the correction amount calculation unit 26c calculates the correction amount for any one group, and the sequence correction unit 26d corrects the pulse sequence for the main scan based on the same correction amount for all the groups. May be.
(第3の実施形態)
次に、第3の実施形態として、k空間の中心が先頭エコーである場合のエコー信号の収集及び補正の例を説明する。第3の実施形態では、プリスキャン実行部26bが、プリスキャンとして、少なくとも1つの位相エンコード用傾斜磁場を印加する。図13は、第3の実施形態に係るプリスキャン用のパルスシーケンスを示す図である。図13に示すように、例えば、プリスキャン実行部26bは、2番目のエコー信号まで位相エンコード用傾斜磁場を印加し、3番目以降のエコー信号を補正量の算出に用いる。
(Third embodiment)
Next, as a third embodiment, an example of echo signal collection and correction when the center of the k space is the head echo will be described. In the third embodiment, the pre-scan execution unit 26b applies at least one phase encoding gradient magnetic field as the pre-scan. FIG. 13 is a diagram showing a pre-scanning pulse sequence according to the third embodiment. As shown in FIG. 13, for example, the pre-scan execution unit 26b applies the phase encoding gradient magnetic field to the second echo signal, and uses the third and subsequent echo signals for calculating the correction amount.
図14は、第3の実施形態に係るエコー信号の収集を説明するための図である。図14に示すように、通常、k空間の中心が先頭エコーの場合には、k空間を2つのGrに分割してエコー信号が収集される。このような場合には、プリスキャン実行部26bは、第1のプリスキャンとして、Gr1の代表的な位相エンコード用傾斜磁場を印加し、第2のプリスキャンとして、Gr2の代表的な位相エンコード用傾斜磁場を印加する。そして、補正量算出部26cが、第1及び第2の実施形態と同様に、各プリスキャンの複数エコーの位相差から補正量を算出する。 FIG. 14 is a diagram for explaining the collection of echo signals according to the third embodiment. As shown in FIG. 14, normally, when the center of the k space is the head echo, the echo signal is collected by dividing the k space into two Gr. In such a case, the pre-scan execution unit 26b applies a representative phase encoding gradient magnetic field of Gr1 as the first pre-scan and uses a representative phase encoding of Gr2 as the second pre-scan. Apply a gradient magnetic field. Then, the correction amount calculation unit 26c calculates the correction amount from the phase difference of the plurality of echoes in each prescan, as in the first and second embodiments.
なお、プリスキャンで使用するパルスシーケンスは、本スキャンで使用するプリパルスなどの傾斜磁場を同様に印加する。 In addition, the pulse sequence used in the pre-scan similarly applies a gradient magnetic field such as a pre-pulse used in the main scan.
(第4の実施形態)
次に、第4の実施形態として、第1〜第3の実施形態を3D収集シーケンスのスライスエンコードによる位相ずれを考慮したプリスキャンと併用する場合の例を説明する。図15は、第4の実施形態に係る第2のプリスキャン用の第2のパルスシーケンスを示す図である。第4の実施形態では、プリスキャン実行部26bが、図4に示した第1のパルスシーケンスを用いた第1のプリスキャンと、図15に示す第2のパルスシーケンスを用いた第2のプリスキャンを実行する。
(Fourth embodiment)
Next, as a fourth embodiment, an example will be described in which the first to third embodiments are used in combination with a pre-scan that takes into account a phase shift due to slice encoding of a 3D acquisition sequence. FIG. 15 is a diagram showing a second pulse sequence for the second pre-scan according to the fourth embodiment. In the fourth embodiment, the pre-scan execution unit 26b performs the first pre-scan using the first pulse sequence shown in FIG. 4 and the second pre-scan using the second pulse sequence shown in FIG. Run a scan.
ここで、例えば、第1のパルスシーケンスは、第1の実施形態と同様に、本スキャンの代表的な位相エンコード用傾斜磁場をk空間中心の近傍のエコーの手前まで印加するものである。また、第2のパルスシーケンスは、第1のプリスキャンで印加される位相エンコード用傾斜磁場に加えて、本スキャン用の少なくとも一つのスライスエンコード用傾斜磁場を印加するものである。例えば、第2のパルスシーケンスは、本スキャン用のパルスシーケンスで印加されるスライスエンコード用傾斜磁場の中で、代表的なスライスエンコード用傾斜磁場を印加するものである。 Here, for example, as in the first embodiment, the first pulse sequence applies a typical phase encoding gradient magnetic field of the main scan up to an echo near the center of the k space. The second pulse sequence applies at least one slice encoding gradient magnetic field for the main scan in addition to the phase encoding gradient magnetic field applied in the first prescan. For example, the second pulse sequence applies a typical slice encoding gradient magnetic field among the slice encoding gradient magnetic fields applied in the pulse sequence for the main scan.
そして、第4の実施形態では、補正量算出部26cが、第1のプリスキャンにより収集された複数のエコー信号における位相差と第2のプリスキャンにより収集された複数のエコー信号における位相差とから、スライスエンコード用傾斜磁場によってスライスエンコード方向に生じる位相ずれを補正量として算出する。また、シーケンス補正部26dが、補正量算出部26cにより算出された補正量に基づいて、本スキャン用のパルスシーケンスを補正する。したがって、第4の実施形態によれば、スライスエンコード方向の位相ずれによって生じる画像劣化も防ぐことができる。 In the fourth embodiment, the correction amount calculation unit 26c calculates the phase difference in the plurality of echo signals collected by the first prescan and the phase difference in the plurality of echo signals collected by the second prescan. Therefore, the phase shift generated in the slice encoding direction by the slice encoding gradient magnetic field is calculated as a correction amount. The sequence correction unit 26d corrects the pulse sequence for the main scan based on the correction amount calculated by the correction amount calculation unit 26c. Therefore, according to the fourth embodiment, image degradation caused by a phase shift in the slice encoding direction can also be prevented.
例えば、スライスエンコード数(スライス枚数)が64の場合、スライスエンコードステップは−32〜31となるが、例えば、第2のパルスシーケンスで、−32のスライスエンコードを印加し、第1のプリスキャンのEcho10とEcho11の位相差(1次または0次)をs1、第2のプリスキャンのEcho10とEcho11の位相差をs2とすると、i番目のスライスエンコードによる位相差は(s2−s1)*(−i)/32で求められる。180度パルスの位相を補正することで、スライスエンコードによる位相ずれを補正することができる。また、上記でプリスキャンの数を増やすことで(例えば+31のスライスエンコードを印加する)、精度を向上させることができる。 For example, when the number of slice encodes (the number of slices) is 64, the slice encode steps are −32 to 31. For example, in the second pulse sequence, −32 slice encodes are applied and the first prescan is performed. If the phase difference (primary or zeroth order) between Echo10 and Echo11 is s1, and the phase difference between Echo10 and Echo11 in the second prescan is s2, the phase difference due to the i-th slice encoding is (s2-s1) * (- i) It is obtained by / 32. By correcting the phase of the 180-degree pulse, it is possible to correct a phase shift caused by slice encoding. In addition, the accuracy can be improved by increasing the number of pre-scans (for example, applying +31 slice encoding).
以上説明したとおり、第1〜第4の実施形態によれば、位相エンコード傾斜磁場の0次の位相ずれによって生じる画像劣化を防ぐことができる。 As described above, according to the first to fourth embodiments, it is possible to prevent image degradation caused by the zero-order phase shift of the phase encoding gradient magnetic field.
(第5の実施形態)
次に、第5の実施形態について説明する。上記第1〜第4の実施形態によれば、位相エンコード傾斜磁場の0次の位相ずれによって生じる画像劣化を防ぐことができるが、プリスキャンで位相エンコード傾斜磁場を印可することによって、撮像に用いられるRFコイルや撮像領域に依存して位相補正量が正しく求められず、画質を悪化させる場合もあり得る。
(Fifth embodiment)
Next, a fifth embodiment will be described. According to the first to fourth embodiments, it is possible to prevent image degradation caused by the zero-order phase shift of the phase encoding gradient magnetic field, but it is used for imaging by applying the phase encoding gradient magnetic field by pre-scanning. Depending on the RF coil and imaging area to be obtained, the phase correction amount cannot be obtained correctly, and the image quality may be deteriorated.
図16は、第5の実施形態に係るMRI装置を説明するための図である。図16は、Z軸方向を位相エンコード方向として腰椎のサジタル断面を撮像する場合の例を示している。また、図16に示す例では、RFコイルとしてフェイズドアレイコイル(Phased Array Coil:PAC)が用いられ、PACコイルに含まれる4つのコイルエレメントがZ軸方向に並べられている。この例において、上記実施形態のように、位相エンコード傾斜磁場を印可すると、Z方向に1次の位相ずれが発生する。しかし、上記実施形態では、位相エンコード方向にサンプリングを行っていないため、位相エンコード方向の1次位相ずれを算出及び補正することはできない。 FIG. 16 is a diagram for explaining an MRI apparatus according to the fifth embodiment. FIG. 16 shows an example of imaging a lumbar sagittal section with the Z-axis direction as the phase encoding direction. In the example shown in FIG. 16, a phased array coil (PAC) is used as the RF coil, and four coil elements included in the PAC coil are arranged in the Z-axis direction. In this example, when a phase encoding gradient magnetic field is applied as in the above embodiment, a primary phase shift occurs in the Z direction. However, in the above embodiment, since sampling is not performed in the phase encoding direction, the primary phase shift in the phase encoding direction cannot be calculated and corrected.
ここで、従来の方法によって、RFコイルごとに位相補正量を求めると、図16に示すように、4つのコイルエレメントに接続されたチャンネルch1〜ch4で、0次の位相ずれp1〜p4がそれぞれ求められる。この場合には、例えば、補正対象となる0次の位相ずれ量は、p1〜p4の平均で求めたり、コイルエレメントの信号強度で重み付けをした平均を採用したりするなどの方法がある。しかし、例えば、p1が−170度となり、p3が180度近傍で178度となる場合やー182度となる場合には、Unwrap処理を適切に行うことができない。また、RFコイルの種類によっては、位相を正しく算出することができないものもあり、コイルエレメントごとに位相を求める方法は、必ずしも適切に行われない場合がある。 Here, when the phase correction amount is obtained for each RF coil by the conventional method, as shown in FIG. 16, in the channels ch1 to ch4 connected to the four coil elements, the zero-order phase shifts p1 to p4 are respectively detected. Desired. In this case, for example, there are methods such as obtaining the zero-order phase shift amount to be corrected by the average of p1 to p4, or adopting the average weighted with the signal intensity of the coil element. However, for example, when p1 is -170 degrees and p3 is 178 degrees near 180 degrees or -182 degrees, Unwrap processing cannot be performed appropriately. In addition, depending on the type of RF coil, there are cases where the phase cannot be calculated correctly, and the method for obtaining the phase for each coil element may not always be performed appropriately.
一方、コイルエレメントごとに位相を求める代わりに、最大信号を検出したコイルエレメントのデータを使うという方法もある。しかし、この方法では、ch1又はch4が最大信号検出した場合には、そのコイルエレメント近傍の画質は改善されるが、そのコイルエレメントから離れると、極端に画質劣化が引き起こされる。 On the other hand, instead of obtaining the phase for each coil element, there is a method of using the data of the coil element that detects the maximum signal. However, in this method, when ch1 or ch4 detects the maximum signal, the image quality in the vicinity of the coil element is improved. However, when the signal is separated from the coil element, the image quality is extremely deteriorated.
このような課題を解決するため、第5の実施形態では、MRI装置100は、全てのコイルエレメントのデータを加算して一つの位相補正量を算出する。具体的には、補正量算出部26cが、以下のように、プリスキャンにより複数のエレメントを介して収集された複数のエコー信号を加算して、本スキャンで収集される複数のエコー信号における位相差を補正するための一つの位相補正量を算出する。 In order to solve such a problem, in the fifth embodiment, the MRI apparatus 100 adds the data of all the coil elements to calculate one phase correction amount. Specifically, the correction amount calculation unit 26c adds a plurality of echo signals collected through a plurality of elements by pre-scanning as described below, and outputs the position in the plurality of echo signals collected in the main scan. One phase correction amount for correcting the phase difference is calculated.
例えば、算出する位相補正量として、1次(傾斜)位相角(rad)をθ1とし、i番目のスライスの0次(オフセット)位相角(rad)をθ0,iとする。そして、リードアウトのポイント数をN、エコー数をM、スライス枚数をNS(0≦i<NS)、PACチャンネル数をL(0≦l<L)、プリスキャンデータをP(x,i,l)(ただし、1Dフーリエ変換後の複素データ:0≦x<N)、1次位相を求めるための点数(例えば、4点)をdxxとすると、θ1及びθ0,iは、以下に示す式(1)及び式(2)で求められる。 For example, as the phase correction amount to be calculated, the primary (tilt) phase angle (rad) is θ 1, and the zeroth (offset) phase angle (rad) of the i-th slice is θ 0, i . The number of readout points is N, the number of echoes is M, the number of slices is NS (0 ≦ i <NS), the number of PAC channels is L (0 ≦ l <L), and the prescan data is P (x, i, l) (however, complex data after 1D Fourier transform: 0 ≦ x <N) If the number of points for obtaining the primary phase (for example, 4 points) is dxx, θ 1 and θ 0, i are as follows: It is calculated | required by Formula (1) and Formula (2) which show.
補正量算出部26cは、上記の式(1)及び式(2)を用いて、位相補正量としてθ1及びθ0,iを算出する。この方法によれば、コイルエレメントごとのSNR(Signal-to-Noise Ratio)の差、及び、位相の差の影響を受けない、撮像対象内で平均的な補正量を求めることが可能になる。なお、この方法は、位相エンコード傾斜磁場を印可しない、従来のプリスキャンに対しても有効である。 The correction amount calculation unit 26c calculates θ 1 and θ 0, i as phase correction amounts using the above equations (1) and (2). According to this method, it is possible to obtain an average correction amount within an imaging target that is not affected by a difference in SNR (Signal-to-Noise Ratio) and a phase difference for each coil element. This method is also effective for a conventional prescan that does not apply a phase encoding gradient magnetic field.
上記第5の実施形態によれば、コイルエレメントによらずに安定して位相補正量を得ることができ、画質劣化を防ぐことができる。 According to the fifth embodiment, the phase correction amount can be stably obtained regardless of the coil element, and the image quality deterioration can be prevented.
(第6の実施形態)
次に、第6の実施形態について説明する。上記第5の実施形態では、位相算出の際に、リードアウト方向の全てのデータを使用した。しかし、例えば、位相算出に用いるデータを操作者が指定したFOV(Field Of View:撮像領域)内のデータに絞ってもよい。
(Sixth embodiment)
Next, a sixth embodiment will be described. In the fifth embodiment, all data in the lead-out direction is used for phase calculation. However, for example, data used for phase calculation may be narrowed down to data in an FOV (Field Of View: imaging area) designated by the operator.
図17は、第6の実施形態に係るMRI装置を説明するための図である。図17は、X軸方向をリードアウト方向として手首のアキシャル断面を撮像する場合の例を示している。図17において、実線で示す範囲は、操作者によって指定されたFOVを示しており、点線で示す範囲は、NoWrapを加味したFOVである。 FIG. 17 is a diagram for explaining an MRI apparatus according to the sixth embodiment. FIG. 17 shows an example in which an axial cross section of the wrist is imaged with the X-axis direction as the lead-out direction. In FIG. 17, a range indicated by a solid line indicates an FOV designated by the operator, and a range indicated by a dotted line is an FOV that takes into account NoWrap.
ここで、NoWrapとは、撮影プラン時に操作者によって設定されたFOVよりも広いFOVを展開FOVとして設定し、アンフォールド処理によって展開FOVの画像を生成した後に、操作者によって設定されたFOVの画像を展開FOVの画像から切り出して表示することで、折り返しアーチファクトを低減させる機能である。 Here, NoWrap is a FOV wider than the FOV set by the operator at the time of shooting plan is set as a developed FOV, and after generating a developed FOV image by unfolding processing, the image of the FOV set by the operator This is a function of reducing aliasing artifacts by cutting out the image from the expanded FOV image and displaying it.
図17に示すように、例えば、X軸方向の中心から離れた位置では非線形な位相ずれが発生する場合がある(図17下側の図を参照)。このような場合に、リードアウト方向の全てのデータを使用すると、操作者によって指定されたFOV外のデータも位相算出時に寄与してしまい、位相補正量が正確に求められない。 As shown in FIG. 17, for example, a non-linear phase shift may occur at a position away from the center in the X-axis direction (see the lower diagram in FIG. 17). In such a case, if all the data in the readout direction is used, data outside the FOV specified by the operator also contributes to the phase calculation, and the phase correction amount cannot be obtained accurately.
このような課題を解決するため、第6の実施形態では、MRI装置100は、リードアウト方向の計算対象領域を、操作者によって指定されたFOV内に限定する。具体的には、補正量算出部26cが、以下のように、プリスキャンにより収集された複数のエコー信号のうち、操作者によってリードアウト方向に指定されたFOV内のデータを用いて、本スキャンで収集される複数のエコー信号における位相差を補正するための位相補正量を算出する。 In order to solve such a problem, in the sixth embodiment, the MRI apparatus 100 limits the calculation target area in the lead-out direction to the FOV specified by the operator. Specifically, the correction amount calculation unit 26c uses the data in the FOV designated by the operator in the readout direction among the plurality of echo signals collected by the pre-scan as described below. The amount of phase correction for correcting the phase difference in the plurality of echo signals collected in step S is calculated.
例えば、操作者によって指定されたFOVをFu、NoWrapを加味したFOVをFn、リードアウトの計算開始ポイント数をNstart、リードアウトの計算終了ポイント数をNendとすると、Nstartは、以下に示す式(3)及び式(4)で求められる。 For example, assuming that the FOV specified by the operator is Fu, the FOV taking into account NoWrap is Fn, the lead-out calculation start point number is Nstart, and the lead-out calculation end point number is Nend, Nstart is expressed by the following formula ( 3) and the equation (4).
Nstart=N*(1−Nu/Nf)/2 ・・・式(3) Nstart = N * (1-Nu / Nf) / 2 Formula (3)
Nend=N−Nstart ・・・式(4) Nend = N−Nstart (4)
補正量算出部26cは、式(3)及び式(4)を用いてNstart及びNend−1を算出した後に、式(1)及び式(2)におけるxの加算を、NstartからNend−1まで行う。この方法によれば、操作者によって指定されたFOVの内側と外側とで位相が異なる振る舞いをする場合に、位相補正量算出におけるFOV外のデータの影響を取り除くことができる。なお、この方法は、従来のプリスキャンに対しても有効である。 After calculating Nstart and Nend-1 using Equation (3) and Equation (4), the correction amount calculation unit 26c adds x in Equation (1) and Equation (2) from Nstart to Nend-1. Do. According to this method, it is possible to remove the influence of data outside the FOV in calculating the phase correction amount when the phase is different between the inside and the outside of the FOV designated by the operator. This method is also effective for conventional pre-scanning.
上記第6の実施形態によれば、撮像領域によらずに安定して位相補正量を得ることができ、画質劣化を防ぐことができる。 According to the sixth embodiment, the phase correction amount can be obtained stably regardless of the imaging region, and image quality deterioration can be prevented.
(第7の実施形態)
次に、第7の実施形態について説明する。上記第6の実施形態では、位相算出の際に、リードアウト方向のデータを操作者が指定したFOV内のデータに絞った。しかし、例えば、リードアウト方向がZ軸方向であった場合には、静磁場不均一の影響を受けることもある。そこで、位相算出の際に、リードアウト方向のデータを静磁場不均一の影響が小さい範囲内のデータに絞ってもよい。
(Seventh embodiment)
Next, a seventh embodiment will be described. In the sixth embodiment, the data in the readout direction is narrowed down to the data in the FOV designated by the operator when calculating the phase. However, for example, when the lead-out direction is the Z-axis direction, it may be affected by non-uniform static magnetic fields. Therefore, when calculating the phase, the data in the readout direction may be narrowed down to data within a range where the influence of the static magnetic field inhomogeneity is small.
図18は、第7の実施形態に係るMRI装置を説明するための図である。図18は、Z軸方向をリードアウト方向として腹部を撮像する場合の例を示している。Z軸方向の中心から離れた位置では非線形の位相ずれが発生し(図18中段の図を参照)、かつ、磁場不均一性の影響で信号強度が強くなる場合がある(図18下段の図を参照)。このような場合に、リードアウト方向の全てのデータを使用すると、Z軸方向の中心から離れた位置のデータが位相算出時に強く影響してしまい、補正量が正確に求められない。 FIG. 18 is a diagram for explaining the MRI apparatus according to the seventh embodiment. FIG. 18 shows an example of imaging the abdomen with the Z-axis direction as the readout direction. A nonlinear phase shift occurs at a position away from the center in the Z-axis direction (see the middle diagram in FIG. 18), and the signal strength may increase due to the effect of magnetic field inhomogeneity (the lower diagram in FIG. 18). See). In such a case, if all the data in the lead-out direction is used, the data at a position away from the center in the Z-axis direction has a strong influence on the phase calculation, and the correction amount cannot be obtained accurately.
このような課題を解決するため、第7の実施形態では、MRI装置100は、リード方向の計算対象領域を、少なくともシステムが補償するZ軸方向のFOVに限定する。具体的には、補正量算出部26cが、プリスキャンにより収集された複数のエコー信号のうち、少なくとも静磁場均一性が補償された範囲内のデータを用いて、本スキャンで収集される複数のエコー信号における位相差を補正するための位相補正量を算出する。例えば、補正量算出部26cは、システムが補償するZ軸方向のFOVの半分の領域(図18の点線で囲んだ領域)のデータを用いて、位相補正量を算出する。この方法によれば、位相補正量算出における静磁場不均一の影響を取り除くことができる。なお、この方法は、従来のプリスキャンに対しても有効である。 In order to solve such a problem, in the seventh embodiment, the MRI apparatus 100 limits the calculation target area in the lead direction to at least the FOV in the Z-axis direction compensated by the system. Specifically, the correction amount calculation unit 26c uses a plurality of echo signals collected by the pre-scan to use a plurality of data collected in the main scan using data within a range in which at least the static magnetic field uniformity is compensated. A phase correction amount for correcting the phase difference in the echo signal is calculated. For example, the correction amount calculation unit 26c calculates the phase correction amount by using data of a half region (region surrounded by a dotted line in FIG. 18) of the FOV in the Z-axis direction compensated by the system. According to this method, the influence of the static magnetic field inhomogeneity in the phase correction amount calculation can be removed. This method is also effective for conventional pre-scanning.
上記第7の実施形態によれば、静磁場不均一によらずに安定して位相補正量を得ることができ、画質劣化を防ぐことができる。 According to the seventh embodiment, the phase correction amount can be obtained stably without depending on the static magnetic field inhomogeneity, and image quality deterioration can be prevented.
以上説明したとおり、第1〜第7の実施形態によれば、エコー信号の位相ずれによって生じる画像劣化を防ぐことができる。 As described above, according to the first to seventh embodiments, it is possible to prevent image degradation caused by a phase shift of an echo signal.
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。 Although several embodiments of the present invention have been described, these embodiments are presented by way of example 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.
100 MRI装置(磁気共鳴イメージング装置)
20 計算機システム
26 制御部
26b プリスキャン実行部
26c 補正量算出部
26d シーケンス補正部
100 MRI system (magnetic resonance imaging system)
20 computer system 26 control unit 26b pre-scan execution unit 26c correction amount calculation unit 26d sequence correction unit
Claims (3)
前記プリスキャンにより収集された複数のエコー信号のうち、所定の範囲内に限定されたデータを用いて、本スキャンで収集される複数のエコー信号における位相差を補正するための位相補正量を算出する算出部と、
前記算出部により算出された前記位相補正量に基づいて前記本スキャン用のパルスシーケンスを補正する補正部とを備え、
前記算出部は、前記限定されたデータとして、操作者によってリードアウト方向に指定された撮像領域内のデータを用いて、前記位相補正量を算出する、磁気共鳴イメージング装置。 An execution unit that executes a pre-scan that applies a readout gradient magnetic field and a slice direction gradient magnetic field in the same manner as the pulse sequence for the main scan;
A phase correction amount for correcting a phase difference in a plurality of echo signals collected in the main scan is calculated using data limited to a predetermined range among a plurality of echo signals collected by the pre-scan. A calculating unit to
A correction unit that corrects the pulse sequence for the main scan based on the phase correction amount calculated by the calculation unit;
The calculating unit is configured as a limited data, using the data in the imaging area designated in the readout direction by the operator, and calculates the phase correction amount, magnetic resonance imaging device.
前記プリスキャンにより収集された複数のエコー信号のうち、所定の範囲内に限定されたデータを用いて、本スキャンで収集される複数のエコー信号における位相差を補正するための位相補正量を算出する算出部と、
前記算出部により算出された前記位相補正量に基づいて前記本スキャン用のパルスシーケンスを補正する補正部とを備え、
前記算出部は、リードアウト方向がZ軸方向の場合に、前記限定されたデータとして、システムが静磁場均一性を補償する範囲のZ軸方向のデータを用いて、前記位相補正量を算出する、磁気共鳴イメージング装置。 An execution unit that executes a pre-scan that applies a readout gradient magnetic field and a slice direction gradient magnetic field in the same manner as the pulse sequence for the main scan;
A phase correction amount for correcting a phase difference in a plurality of echo signals collected in the main scan is calculated using data limited to a predetermined range among a plurality of echo signals collected by the pre-scan. A calculating unit to
A correction unit that corrects the pulse sequence for the main scan based on the phase correction amount calculated by the calculation unit;
When the readout direction is the Z-axis direction , the calculation unit calculates the phase correction amount using the Z-axis direction data in a range in which the system compensates for static magnetic field uniformity as the limited data. , magnetic resonance imaging apparatus.
前記算出部は、前記プリスキャンにより前記複数のエレメントを介して収集された複数のエコー信号を加算して、本スキャンで収集される複数のエコー信号における位相差を補正するための一つの位相補正量を算出する、
請求項1又は2に記載の磁気共鳴イメージング装置。 An RF coil having a plurality of element coils;
The calculation unit adds a plurality of echo signals collected through the plurality of elements by the pre-scan and corrects a phase difference in the plurality of echo signals collected by the main scan. Calculate the quantity,
The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 1 or 2 .
Applications Claiming Priority (2)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
JP2011080111 | 2011-03-31 | ||
JP2011080111 | 2011-03-31 |
Related Parent Applications (1)
Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
---|---|---|---|
JP2012045281A Division JP5925529B2 (en) | 2011-03-31 | 2012-03-01 | Magnetic resonance imaging system |
Publications (2)
Publication Number | Publication Date |
---|---|
JP2016127952A JP2016127952A (en) | 2016-07-14 |
JP6194032B2 true JP6194032B2 (en) | 2017-09-06 |
Family
ID=56102260
Family Applications (2)
Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
---|---|---|---|
JP2016021987A Active JP6194033B2 (en) | 2011-03-31 | 2016-02-08 | Magnetic resonance imaging system |
JP2016021986A Active JP6194032B2 (en) | 2011-03-31 | 2016-02-08 | Magnetic resonance imaging system |
Family Applications Before (1)
Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
---|---|---|---|
JP2016021987A Active JP6194033B2 (en) | 2011-03-31 | 2016-02-08 | Magnetic resonance imaging system |
Country Status (1)
Country | Link |
---|---|
JP (2) | JP6194033B2 (en) |
Families Citing this family (2)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
JP7034660B2 (en) * | 2016-10-21 | 2022-03-14 | キヤノンメディカルシステムズ株式会社 | Magnetic resonance imaging device |
KR101852098B1 (en) * | 2016-11-25 | 2018-04-25 | 성균관대학교산학협력단 | Device and method for magnet resonance imaging |
Family Cites Families (4)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
JP3688773B2 (en) * | 1995-10-31 | 2005-08-31 | 株式会社東芝 | MRI equipment |
US6369568B1 (en) * | 1999-06-03 | 2002-04-09 | Ge Medical Systems Global Technology Company, Llc | Fast spin echo phase correction for MRI system |
JP4515616B2 (en) * | 2000-09-25 | 2010-08-04 | 株式会社東芝 | Magnetic resonance imaging system |
JP5422194B2 (en) * | 2008-12-18 | 2014-02-19 | 株式会社東芝 | Magnetic resonance imaging system |
-
2016
- 2016-02-08 JP JP2016021987A patent/JP6194033B2/en active Active
- 2016-02-08 JP JP2016021986A patent/JP6194032B2/en active Active
Also Published As
Publication number | Publication date |
---|---|
JP2016127952A (en) | 2016-07-14 |
JP2016104229A (en) | 2016-06-09 |
JP6194033B2 (en) | 2017-09-06 |
Similar Documents
Publication | Publication Date | Title |
---|---|---|
JP5925529B2 (en) | Magnetic resonance imaging system | |
JP5611882B2 (en) | Magnetic resonance imaging system | |
JP5686660B2 (en) | Magnetic resonance imaging apparatus and method | |
US10302725B2 (en) | MRI apparatus that continuously generates and collects multiple echo K-space data from which odd and/or even numbered collected groups of K-space data are extracted and separately processed | |
US10401456B2 (en) | Parallel MR imaging with Nyquist ghost correction for EPI | |
US8934691B2 (en) | System for motion compensated MR parallel imaging | |
US9223001B2 (en) | MR imaging using navigators | |
JP6095669B2 (en) | Magnetic resonance imaging apparatus and method | |
US10067209B2 (en) | Magnetic resonance imaging apparatus | |
JP7023954B2 (en) | Propeller MR imaging | |
JP5873280B2 (en) | Magnetic resonance imaging apparatus and phase unwrapping method | |
JP6194032B2 (en) | Magnetic resonance imaging system | |
JP6050041B2 (en) | Magnetic resonance imaging apparatus and FSE imaging method | |
JP2014014400A5 (en) | ||
EP3185029A1 (en) | Mr imaging using propeller acquisition with t2 decay correction | |
EP3688479B1 (en) | Dixon-type water/fat separation mr imaging with improved fat shift correction | |
US20240206819A1 (en) | Generating a motion-corrected magnetic resonance image dataset | |
US20240094320A1 (en) | Dixon-type water/fat separation mr imaging |
Legal Events
Date | Code | Title | Description |
---|---|---|---|
A711 | Notification of change in applicant |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A711 Effective date: 20160513 |
|
RD02 | Notification of acceptance of power of attorney |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A7422 Effective date: 20160929 |
|
RD04 | Notification of resignation of power of attorney |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A7424 Effective date: 20161021 |
|
A977 | Report on retrieval |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A971007 Effective date: 20161221 |
|
A131 | Notification of reasons for refusal |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A131 Effective date: 20170104 |
|
A521 | Written amendment |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A523 Effective date: 20170306 |
|
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: 20170711 |
|
A61 | First payment of annual fees (during grant procedure) |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A61 Effective date: 20170810 |
|
R150 | Certificate of patent or registration of utility model |
Ref document number: 6194032 Country of ref document: JP Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R150 |
|
S533 | Written request for registration of change of name |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R313533 |
|
R350 | Written notification of registration of transfer |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R350 |