JP4945585B2 - Magnetic resonance imaging apparatus and gradient magnetic field control method - Google Patents

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Description

本発明は、アーチファクトを軽減するための傾斜磁場制御方法、及び当該制御方法を行う磁気共鳴イメージング(Magnetic Resonance Imaging:MRI)装置に関する。   The present invention relates to a gradient magnetic field control method for reducing artifacts, and a magnetic resonance imaging (MRI) apparatus that performs the control method.

磁気共鳴イメージング装置は、固有の磁気モーメントを持つ核の集団が一様な静磁場中に置かれたときに、特定の周波数で回転する高周波磁場のエネルギーを共鳴的に吸収する現象を利用して、物質の化学的及び物理的な微視的情報を映像化し、あるいは化学シフトスペクトラムを観測する装置である。   A magnetic resonance imaging apparatus utilizes a phenomenon in which energy of a high-frequency magnetic field rotating at a specific frequency is resonantly absorbed when a group of nuclei having a specific magnetic moment is placed in a uniform static magnetic field. It is a device that visualizes chemical and physical microscopic information of a substance or observes a chemical shift spectrum.

この磁気共鳴イメージング装置を利用した撮影において、MRIの励起領域を限定する手法として選択励起法が広く用いられている(例えば、非特許文献1参照)。この方法は、スライス傾斜磁場を印加中に、撮影対象に対して有限長のRFパルスを印加することにより、スライス方向にある一定の厚みを持った板状の領域を高周波励起する技術である。磁場中心から励起すべき板状の領域中心までの距離をXs[m]、RFパルスの送信帯域をBW[Hz]、磁場中心の磁場強度に対応する共鳴周波数とRFパルスの搬送波周波数との差をΔf[Hz]、RFパルス印加時のスライス方向傾斜磁場強度をGs[T/m]、γを磁気回転比(約42.57×10[Hz/T])とすると、これらの間には、次の式(1)、(2)に示す関係が成立する。 In imaging using this magnetic resonance imaging apparatus, a selective excitation method is widely used as a method for limiting the MRI excitation region (see, for example, Non-Patent Document 1). This method is a technique for applying high-frequency excitation to a plate-like region having a certain thickness in the slice direction by applying a finite-length RF pulse to an imaging target while applying a slice gradient magnetic field. The distance from the center of the magnetic field to the center of the plate-like region to be excited is Xs [m], the transmission band of the RF pulse is BW [Hz], and the difference between the resonance frequency corresponding to the magnetic field strength at the magnetic field center and the carrier frequency of the RF pulse Is Δf [Hz], the gradient magnetic field strength in the slice direction at the time of RF pulse application is Gs [T / m], and γ is the gyromagnetic ratio (about 42.57 × 10 6 [Hz / T]). Holds the relationship shown in the following equations (1) and (2).

|Gs|=BW/(γ・ΔXs) (1)
Δf=γ・Xs・Gs (2)
選択励起法による通常の撮影では、撮影者により撮影前にパルスシーケンスの選択がなされ、対応するRFパルス波形が決定され、スライス厚ΔXs、撮影断面の距離Xsが設定される。これにより装置内部でGs、Δfが決定され、例えば図12に示すようなパルスシーケンスに従って撮影が実行される。
| Gs | = BW / (γ · ΔXs) (1)
Δf = γ · Xs · Gs (2)
In normal imaging using the selective excitation method, a photographer selects a pulse sequence before imaging, determines a corresponding RF pulse waveform, and sets a slice thickness ΔXs and an imaging cross-section distance Xs. As a result, Gs and Δf are determined inside the apparatus, and imaging is performed according to a pulse sequence as shown in FIG. 12, for example.

ところで、上記選択励起法を用いて撮影されたMRI画像上において、虚像(アーチファクト)が現れることがある。これは、実際の磁気共鳴イメージング装置には、静磁場マグネットと傾斜磁場、RFコイルの不完全性が存在し、これを原因として所望する板状の領域以外の領域が励起されることがあるからである。以下、この事情を詳しく説明すると、次のようである。   By the way, a virtual image (artifact) may appear on the MRI image photographed using the selective excitation method. This is because an actual magnetic resonance imaging apparatus has imperfections in a static magnetic field magnet, a gradient magnetic field, and an RF coil, and an area other than a desired plate-like area may be excited due to this. It is. Hereinafter, this situation will be described in detail as follows.

図13は、静磁場コイル(マグネット)により生じるXs方向各点での磁場分布A、傾斜磁場コイルの磁場分布B、AとBとの合成磁場分布Cを示している。撮影対象は、励起の瞬間において合成磁場Cに晒される。この様な状況において、例えば、図13中の点Pの磁場強度に相当するオフセット周波数Δfで励起すると、点Pでのスライスが励起されるだけでなく、P点付近の空間に存在する撮影対象も励起されてしまう。これは、合成磁場分布Cにおいては、点Pの磁場と点Pの磁場とが同じになってしまうためである。従って、当該励起によって得られる磁気共鳴信号を受信し、これによって得られる画像は、点Pの画像が虚像と重なり、アーチファクトとして現れることになる。 FIG. 13 shows a magnetic field distribution A at each point in the Xs direction generated by a static magnetic field coil (magnet), a magnetic field distribution B of the gradient magnetic field coil, and a combined magnetic field distribution C of A and B. The object to be imaged is exposed to the synthetic magnetic field C at the moment of excitation. In such a situation, for example, when excitation is performed at an offset frequency Δf corresponding to the magnetic field strength at the point P 1 in FIG. 13, not only the slice at the point P 1 is excited but also exists in the space near the point P 2. The subject to be photographed is also excited. This is because in the synthetic magnetic field distribution C, is because the magnetic field of the magnetic field and the point P 1 of the point P 2 becomes the same. Therefore, to receive magnetic resonance signals obtained by the excitation, whereby the resulting image, the image of the point P 2 overlaps the virtual image will appear as an artifact.

図14は、従来の選択励起法において生じるアーチファクトの一例を示している。同図において、Iは点Pを含むスライスの画像(実像)であり、Iは点Pを含む画像のアーチファクトである。このようなアーチファクトによる画像劣化は、誤診を招く原因となるおそれがある。 FIG. 14 shows an example of an artifact generated in the conventional selective excitation method. In the figure, I 1 is an image (real image) of a slice including the point P 1 , and I 2 is an artifact of the image including the point P 2 . Such image degradation due to artifacts may cause misdiagnosis.

現実に、点Pのように磁場中心から離れた点では、傾斜磁場分布の直線性がかなり低下していることが多い。従って、点Pの画像は大きく歪んだり、点状に縮小してしまうこともある。また、このアーチファクトは、スライス位置、スライス厚、断面方向によっても形状あるいは出現する位置が変化する。 In reality, the point away from the center of the magnetic field, as a point P 2, often linearity of the gradient magnetic field distribution is considerably reduced. Accordingly, an image is distorted largely the point P 2, also become reduced to point-like. In addition, the shape or the position of appearance of this artifact varies depending on the slice position, slice thickness, and cross-sectional direction.

現在主流の円筒形マグネットを使用した磁気共鳴イメージング装置においては、静磁場の方向と分布、被検体の入る方向の関係から、横断像(アキシャル)画像を撮影した場合に、この様なアーチファクトが出現する頻度が高いと予想される。   In a magnetic resonance imaging system using a current mainstream cylindrical magnet, such an artifact appears when a cross-sectional (axial) image is taken due to the relationship between the direction and distribution of the static magnetic field and the direction in which the subject enters. Is expected to occur frequently.

また、近年、単位時間あたりの磁場強度変化率(dB/dt)の増大による神経刺激を低減させるため、及び居住性・設置性の観点から、マグネットの短軸化が図られている。その一方で、マグネットの短軸化は、静磁場分布を急激に変化させることとなり、上記アーチファクトの出現を招来する原因となる。従って、マグネットを短軸化するにあたり、上記アーチファクトの低減は、解決すべき大きな課題の一つとなっている。   In recent years, magnets have been shortened in order to reduce neural stimulation due to an increase in the rate of change in magnetic field strength per unit time (dB / dt) and from the viewpoint of comfort and installation. On the other hand, the shortening of the magnet axis causes a sudden change in the static magnetic field distribution, leading to the appearance of the artifact. Therefore, the reduction of the artifact is one of the major problems to be solved when the magnet is shortened.

なお、この課題を解決する手法として、撮影対象の端部位置に着目し、上記点P2を端部位置の外側に追いやることで、上記アーチファクトの出現を防止する手法が提案されている(例えば、特許文献1参照)。しかしながら、本手法は被検体の端部のうち、静磁場中心から距離が短い端部が存在する側に、静磁場方向と同方向の傾斜磁場を加えるように傾斜磁場の極性を制御するものである。このため、例えば一連の撮影シーケンスにおいて撮影位置を移動させるマルチスライススキャン等においては、撮影位置によっては上記アーチファクトが出現する可能性がある。   As a technique for solving this problem, a technique has been proposed in which the appearance of the artifact is prevented by paying attention to the end position of the photographing target and driving the point P2 to the outside of the end position (for example, Patent Document 1). However, this method controls the polarity of the gradient magnetic field so that a gradient magnetic field in the same direction as the static magnetic field direction is applied to the side of the subject where the end having a short distance from the center of the static magnetic field exists. is there. For this reason, for example, in a multi-slice scan in which a shooting position is moved in a series of shooting sequences, the above-described artifact may appear depending on the shooting position.

特開2000−308625号公報JP 2000-308625 A

“Magnetic Resonance Imaging (2nd edition)”, p.1427-1428, W.B.SAUNDERS COMPANY, 1988“Magnetic Resonance Imaging (2nd edition)”, p.1427-1428, W.B.SAUNDERS COMPANY, 1988

本発明は、上記事情を鑑みてなされたもので、撮影条件によらずアーチファクトを低減させることができる磁気共鳴イメージング装置等を提供することを目的としている。 The present invention has been made in view of the above circumstances, and an object thereof is to provide a magnetic resonance imaging apparatus and the like that can reduce artifacts regardless of imaging conditions .

本発明は、上記目的を達成するため、次のような手段を講じている。   In order to achieve the above object, the present invention takes the following measures.

一実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置は、磁石が発生する静磁場と、前記静磁場と合成される傾斜磁場とが形成された空間内に配置された被検体に磁気共鳴現象を発生させ、これに基づく磁気共鳴信号を受信し、当該磁気共鳴信号に基づいて磁気共鳴画像を生成する磁気共鳴イメージング装置であって、前記傾斜磁場を発生する傾斜磁場発生手段と、前記磁気共鳴信号を受信する受信コイルと、位置決め画像を用いて断層面位置を設定する設定手段と、前記設定された断層面位置に応じて、撮影する際の磁場中心からの撮影位置を決定する決定手段と、前記決定された磁場中心からの撮影位置に応じて前記傾斜磁場の傾斜に関する極性を制御する傾斜磁場制御、及び前記受信手段に関する感度分布を、前記決定された磁場中心からの撮影位置に応じて制御する感度分布制御のうち、少なくとも一方を実行する制御手段と、を具備するものである。
他の実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置は、磁石が発生する静磁場と、前記静磁場と合成される傾斜磁場とが形成された空間内に配置された被検体に磁気共鳴現象を発生させ、これに基づく磁気共鳴信号を受信し、当該磁気共鳴信号に基づいて磁気共鳴画像を生成する磁気共鳴イメージング装置であって、前記傾斜磁場を発生する傾斜磁場発生手段と、位置決め画像を用いて断層面位置を設定する設定手段と、前記設定された断層面位置に応じて、撮影する際の磁場中心からの撮影位置を決定する決定手段と、前記決定された磁場中心からの撮影位置に応じて前記傾斜磁場の傾斜に関する極性を選択するように、前記傾斜磁場発生手段を制御する制御手段と、を具備するものである。
A magnetic resonance imaging apparatus according to an embodiment generates a magnetic resonance phenomenon in a subject arranged in a space in which a static magnetic field generated by a magnet and a gradient magnetic field combined with the static magnetic field are formed. A magnetic resonance imaging apparatus for receiving a magnetic resonance signal based on the magnetic resonance signal and generating a magnetic resonance image based on the magnetic resonance signal, wherein the gradient magnetic field generating means generates the gradient magnetic field, and the reception receives the magnetic resonance signal A setting unit for setting a tomographic plane position using a positioning image, a determination unit for determining an imaging position from a magnetic field center at the time of imaging according to the set tomographic plane position, and the determined gradient control for controlling the polarity concerning the inclination of the gradient magnetic field in accordance with the photographing position from the center of the magnetic field, and the sensitivity distribution for the receiving unit, shooting from the determined center of magnetic field Of sensitivity distribution control for controlling according to position, and comprising a control means for executing at least one.
A magnetic resonance imaging apparatus according to another embodiment generates a magnetic resonance phenomenon in a subject arranged in a space in which a static magnetic field generated by a magnet and a gradient magnetic field combined with the static magnetic field are formed, A magnetic resonance imaging apparatus for receiving a magnetic resonance signal based on the magnetic resonance signal and generating a magnetic resonance image based on the magnetic resonance signal, wherein a gradient magnetic field generating means for generating the gradient magnetic field, and a tomographic plane using the positioning image setting means for setting the position, depending on the set slice plane position, and determining means for determining a photographing position from the magnetic field center when capturing, in response to said photographing position from the determined center of magnetic field so as to select the polarity concerning the inclination of the gradient magnetic field, but having a, and control means for controlling said gradient magnetic field generating means.

以上本発明によれば、撮影条件によらずアーチファクトを低減させることができる磁気共鳴イメージング装置等を実現できる。 As described above, according to the present invention, it is possible to realize a magnetic resonance imaging apparatus or the like that can reduce artifacts regardless of imaging conditions .

図1は、第1の実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置10の構成図を示している。FIG. 1 shows a configuration diagram of a magnetic resonance imaging apparatus 10 according to the first embodiment. 図2(a)は、撮影点Paにおける傾斜磁場の極性を負とした場合の合成磁場分布を示した図である。図2(b)は、撮影点Paにおける傾斜磁場の極性を正とした場合の合成磁場分布を示した図である。FIG. 2A is a diagram showing a synthetic magnetic field distribution when the polarity of the gradient magnetic field at the photographing point Pa is negative. FIG. 2B is a diagram showing a synthetic magnetic field distribution when the polarity of the gradient magnetic field at the photographing point Pa is positive. 図3は、第1の実施形態に係る撮影動作において実行される処理の流れを示したフローチャートを示した図である。FIG. 3 is a flowchart showing a flow of processing executed in the photographing operation according to the first embodiment. 図4(a)、図4(b)は、合成磁場分布を示した図であり、撮影動作において実施される傾斜磁場の極性判定を説明するための図である。FIG. 4A and FIG. 4B are diagrams showing the combined magnetic field distribution, and are diagrams for explaining the polarity determination of the gradient magnetic field performed in the photographing operation. 図5(a)は、スキャンAに従うシーケンスタイムチャートを示した図である。図5(b)は、スキャンBに従うシーケンスタイムチャートを示した図である。FIG. 5A is a diagram showing a sequence time chart according to scan A. FIG. FIG. 5B is a diagram showing a sequence time chart according to the scan B. 図6は、第2の実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置10の構成図を示している。FIG. 6 shows a configuration diagram of the magnetic resonance imaging apparatus 10 according to the second embodiment. 図7は、合成磁場分布を示した図であり、撮影動作において実施される感度領域制御を説明するための図である。FIG. 7 is a diagram illustrating the resultant magnetic field distribution, and is a diagram for explaining sensitivity region control performed in the photographing operation. 図8は、合成磁場が図7に示した分布である場合に選択される感度領域の一例を示した図である。FIG. 8 is a diagram showing an example of the sensitivity region selected when the synthesized magnetic field has the distribution shown in FIG. 図9は、合成磁場分布を示した図であり、撮影動作において実施される感度領域制御を説明するための図である。FIG. 9 is a diagram showing the synthetic magnetic field distribution, and is a diagram for explaining the sensitivity region control performed in the photographing operation. 図10は、合成磁場が図9に示した分布である場合に選択される感度領域の一例を示した図である。FIG. 10 is a diagram showing an example of a sensitivity region selected when the synthesized magnetic field has the distribution shown in FIG. 図11は、第2の実施形態に係る撮影動作において実行される処理の流れを示したフローチャートである。FIG. 11 is a flowchart showing a flow of processing executed in the photographing operation according to the second embodiment. 図12は、パルスシーケンスの一例を示した図である。FIG. 12 is a diagram showing an example of a pulse sequence. 図13は、静磁場コイル(マグネット)により生じるXs方向各点での磁場分布A、傾斜磁場コイルの磁場分布B、AとBとの合成磁場分布Cを示している。FIG. 13 shows a magnetic field distribution A at each point in the Xs direction generated by a static magnetic field coil (magnet), a magnetic field distribution B of the gradient magnetic field coil, and a combined magnetic field distribution C of A and B. 図14は、従来の選択励起法において生じるアーチファクトの一例を示している。FIG. 14 shows an example of an artifact generated in the conventional selective excitation method.

以下、本発明の第1実施形態及び第2実施形態を図面に従って説明する。なお、以下の説明において、略同一の機能及び構成を有する構成要素については、同一符号を付し、重複説明は必要な場合にのみ行う。   Hereinafter, first and second embodiments of the present invention will be described with reference to the drawings. In the following description, components having substantially the same function and configuration are denoted by the same reference numerals, and redundant description will be given only when necessary.

(第1実施形態)
図1は、本実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置10の構成図を示している。まず、同図に示すように、本磁気共鳴イメージング装置10は、静磁場磁石11、冷却系制御部12、シムコイル(図示せず)、傾斜磁場コイル13、高周波送信コイル14、高周波受信コイル15、送信部18、受信部19、データ処理部20を具備している。
(First embodiment)
FIG. 1 shows a configuration diagram of a magnetic resonance imaging apparatus 10 according to the present embodiment. First, as shown in the figure, the magnetic resonance imaging apparatus 10 includes a static magnetic field magnet 11, a cooling system control unit 12, a shim coil (not shown), a gradient magnetic field coil 13, a high frequency transmission coil 14, a high frequency reception coil 15, A transmission unit 18, a reception unit 19, and a data processing unit 20 are provided.

静磁場磁石11は、静磁場を発生する磁石であり、一様な静磁場を発生する。この静磁場磁石11には、例えば永久磁石、超伝導磁石等が使用される。   The static magnetic field magnet 11 is a magnet that generates a static magnetic field, and generates a uniform static magnetic field. For example, a permanent magnet or a superconducting magnet is used as the static magnetic field magnet 11.

図示していないシムコイルは、静磁場磁石11の内側に設けられており、能動的に磁場の均一性を高めるためのコイルである。このシムコイルは、シムコイル電源(図示せず)により駆動される。このシムコイル及び傾斜磁場コイル13により、図示しない被検体に一様な静磁場と、互いに直交するX,Y,Zの三方向に線形傾斜磁場分布を持つ傾斜磁場が印加される。なお、Z軸方向は、本実施形態では静磁場の方向と同方向にとるものとする。   A shim coil (not shown) is provided inside the static magnetic field magnet 11 and is a coil for actively enhancing the uniformity of the magnetic field. This shim coil is driven by a shim coil power supply (not shown). The shim coil and the gradient magnetic field coil 13 apply a uniform static magnetic field to a subject (not shown) and a gradient magnetic field having a linear gradient magnetic field distribution in three directions X, Y, and Z orthogonal to each other. In this embodiment, the Z-axis direction is the same as the direction of the static magnetic field.

冷却系制御部12は、静磁場磁石11の冷却機構を制御する。   The cooling system control unit 12 controls the cooling mechanism of the static magnetic field magnet 11.

傾斜磁場コイル13は、静磁場磁石11の内側に設けられ、且つ静磁場磁石11よりも短軸であり、傾斜磁場コイル装置電源17から供給されるパルス電流を傾斜磁場に変換する。この傾斜磁場コイル13が発生する傾斜磁場によって、信号発生部位(位置)が特定される。   The gradient magnetic field coil 13 is provided inside the static magnetic field magnet 11 and has a shorter axis than the static magnetic field magnet 11, and converts the pulse current supplied from the gradient magnetic field coil device power supply 17 into a gradient magnetic field. The signal generation site (position) is specified by the gradient magnetic field generated by the gradient magnetic field coil 13.

なお、本実施形態において、傾斜磁場コイル13及び静磁場磁石11は円筒形をしているものとする。また、傾斜磁場コイル13は、所定の支持機構によって真空中に配置される。これは、静音化の観点から、パルス電流の印加によって発生する傾斜磁場コイル13の振動を、音波として外部に伝播させないためである。   In the present embodiment, it is assumed that the gradient magnetic field coil 13 and the static magnetic field magnet 11 are cylindrical. The gradient coil 13 is disposed in a vacuum by a predetermined support mechanism. This is because the vibration of the gradient magnetic field coil 13 generated by applying the pulse current is not propagated to the outside as a sound wave from the viewpoint of noise reduction.

高周波送信コイル(RF送信コイル)14は、被検体の撮像領域に対して、磁気共鳴信号を発生させるための高周波パルスを印加するためのコイルである。   The high frequency transmission coil (RF transmission coil) 14 is a coil for applying a high frequency pulse for generating a magnetic resonance signal to the imaging region of the subject.

高周波受信コイル(RF受信コイル)15は、被検体の近傍、好ましくは密着させた状態で当該被検体を挟むように設置され、被検体から磁気共鳴を受信するためのコイルである。当該高周波受信コイル15は、一般的には、部位別に専用の形状を有する。   The high-frequency receiving coil (RF receiving coil) 15 is a coil for receiving magnetic resonance from the subject, which is installed so as to sandwich the subject in the vicinity of the subject, preferably in a close contact state. The high-frequency receiving coil 15 generally has a dedicated shape for each part.

なお、図1では、高周波送信コイルと高周波受信コイルとを別体とするクロスコイル方式を例示したが、これらを一つのコイルで兼用するシングルコイル方式を採用する構成であってもよい。   1 illustrates a cross coil system in which a high-frequency transmission coil and a high-frequency reception coil are separated from each other, but a configuration using a single coil system in which these coils are shared by one coil may be employed.

傾斜磁場コイル装置電源17は、傾斜磁場を形成するためのパルス電流を発生し、傾斜磁場コイル13に供給する。また、傾斜磁場コイル装置電源17は、後述する制御部204の制御に従って、傾斜磁場コイル13に供給するパルス電流の向きを切替えることにより、傾斜磁場の極性を制御する。   The gradient coil device power source 17 generates a pulse current for forming a gradient magnetic field and supplies the pulse current to the gradient magnetic field coil 13. Further, the gradient coil device power source 17 controls the polarity of the gradient magnetic field by switching the direction of the pulse current supplied to the gradient coil 13 according to the control of the control unit 204 described later.

送信部18は、発振部、位相選択部、周波数変換部、振幅変調部、高周波電力増幅部(それぞれ図示せず)を有しており、ラーモア周波数に対応する高周波パルスを送信用高周波コイルに送信する。当該送信によって高周波送信コイル14から発生した高周波によって、被検体の所定原子核の磁化は、励起状態となる。   The transmission unit 18 includes an oscillation unit, a phase selection unit, a frequency conversion unit, an amplitude modulation unit, and a high frequency power amplification unit (each not shown), and transmits a high frequency pulse corresponding to the Larmor frequency to the transmission high frequency coil. To do. Due to the high frequency generated from the high frequency transmission coil 14 by the transmission, the magnetization of the predetermined atomic nucleus of the subject is excited.

受信部19は、増幅部、中間周波数変換部、位相検波部、フィルタ、A/D変換器(それぞれ図示せず)を有する。受信部19は、高周波コイル14から受信した、核の磁化が励起状態から基底状態に緩和するとき放出する磁気共鳴信号(高周波信号)に対して、増幅処理、発信周波数を利用した中間周波数変換処理、位相検波処理、フィルタ処理、A/D変換処理を施す。   The receiver 19 has an amplifier, an intermediate frequency converter, a phase detector, a filter, and an A / D converter (each not shown). The receiving unit 19 amplifies the magnetic resonance signal (high frequency signal) received from the high frequency coil 14 and releases when the nuclear magnetization relaxes from the excited state to the ground state, and intermediate frequency conversion processing using the transmission frequency. , Phase detection processing, filter processing, and A / D conversion processing are performed.

データ処理部20は、受信後のデータを処理して磁気共鳴画像を生成する計算機システムであり、記憶部201、制御部202、データ収集部203、再構成部204、磁場分布演算部205、表示部206、入力部207を有している。   The data processing unit 20 is a computer system that processes data after reception to generate a magnetic resonance image, and includes a storage unit 201, a control unit 202, a data collection unit 203, a reconstruction unit 204, a magnetic field distribution calculation unit 205, a display Part 206 and input part 207.

記憶部201は、静磁場磁石11によって形成される静磁場に関する情報(以下、「静磁場情報」とも言う。)、高周波受信コイルの種類毎の感度分布に関する情報等を記憶する。なお、静磁場情報は、例えば事前の実計測やシミュレーション等によって取得される。   The storage unit 201 stores information on the static magnetic field formed by the static magnetic field magnet 11 (hereinafter also referred to as “static magnetic field information”), information on the sensitivity distribution for each type of high-frequency receiving coil, and the like. The static magnetic field information is acquired by, for example, prior actual measurement or simulation.

制御部202は、図示していないCPU、メモリ等を有しており、システム全体の制御中枢として、本磁気共鳴イメージング装置を静的又は動的に制御する。また、制御部202は、磁場分布演算部205の演算結果に基づいて、設定された撮影位置に応じて傾斜磁場の極性を切替える傾斜磁場極性選択機能に関する制御を行う。この傾斜磁場極性選択機能の内容については、後で詳しく説明する。   The control unit 202 includes a CPU, a memory, and the like (not shown), and controls the magnetic resonance imaging apparatus statically or dynamically as a control center of the entire system. Further, the control unit 202 performs control related to the gradient magnetic field polarity selection function for switching the polarity of the gradient magnetic field according to the set imaging position based on the calculation result of the magnetic field distribution calculation unit 205. The contents of this gradient magnetic field polarity selection function will be described in detail later.

データ収集部203は、受信部19によってサンプリングされたディジタル信号を収集する。   The data collection unit 203 collects the digital signal sampled by the reception unit 19.

再構成部204は、データ収集部203によって収集されたデータに対して、後処理すなわちフーリエ変換等の再構成等を実行し、被検体内の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求める。   The reconstruction unit 204 performs post-processing, that is, reconstruction such as Fourier transform, on the data collected by the data collection unit 203 to obtain spectrum data or image data of a desired nuclear spin in the subject.

磁場分布演算部205は、被検体の体軸方向(図1では、z軸方向)に沿って傾斜するx軸方向に関する傾斜磁場Gx又はy軸方向に関する傾斜磁場Gyと、静磁場磁石11によって形成される静磁場とを合成して形成される架台空間内の合成磁場Gmを、傾斜磁場の各極性について演算する。   The magnetic field distribution calculation unit 205 is formed by the gradient magnetic field Gx with respect to the x-axis direction or the gradient magnetic field Gy with respect to the y-axis direction that is inclined along the body axis direction (the z-axis direction in FIG. 1) and the static magnetic field magnet 11. The combined magnetic field Gm in the gantry space formed by combining the generated static magnetic field is calculated for each polarity of the gradient magnetic field.

表示部206は、計算機システム22から入力したスペクトラムデータあるいは画像データ等を表示する出力手段である。   The display unit 206 is output means for displaying spectrum data or image data input from the computer system 22.

入力部207は、オペレータからの各種指示・命令・情報をとりこむため入力装置(マウスやトラックボール、モード切替スイッチ、キーボード等)を有している。   The input unit 207 has an input device (mouse, trackball, mode switch, keyboard, etc.) for capturing various instructions, instructions, and information from the operator.

(傾斜磁場極性選択機能)
次に、本磁気共鳴イメージング装置10が具備する傾斜磁場極性選択機能について説明する。この機能は、磁気共鳴画像にアーチファクトを出現させないために、断層画像(スライス面)の撮影位置(スライス位置)に応じて、傾斜磁場の極性を制御するものである。以下、選択励起法において選択するスライス面に垂直な方向をXs方向とし、当該方向に関する傾斜磁場をGsと表記するものとする。
(Gradient magnetic field polarity selection function)
Next, the gradient magnetic field polarity selection function provided in the magnetic resonance imaging apparatus 10 will be described. This function controls the polarity of the gradient magnetic field in accordance with the imaging position (slice position) of the tomographic image (slice plane) in order to prevent artifacts from appearing in the magnetic resonance image. Hereinafter, a direction perpendicular to the slice plane selected in the selective excitation method is referred to as an Xs direction, and a gradient magnetic field related to the direction is referred to as Gs.

図2(a)、図2(b)は、本傾斜磁場極性選択機能の概念を説明するための図であり、Gsの極性毎の(静磁場Aと傾斜磁場Bとの)合成磁場Cの分布を示している。すなわち、図2(a)は、撮影点Paにおける傾斜磁場の極性を負とした場合の合成磁場分布を、図2(b)は、撮影点Paにおける傾斜磁場の極性を正とした場合の合成磁場分布をそれぞれ示している。各図に示すように、磁石11によって形成される静磁場Aは、|Xs|が大きくなる(すなわち磁石11の端部に近づく)に従って、磁場強度が減少している。そのため、合成磁場Cは、磁石11の端部に近い領域において極大点Mを持つような分布となる。この様な極大点Mを合成磁場Cが持つため、撮影点Paと同じ磁場強度によって励起される点Pbが存在することになる。   2 (a) and 2 (b) are diagrams for explaining the concept of the gradient magnetic field polarity selection function, and the combined magnetic field C (of the static magnetic field A and the gradient magnetic field B) for each polarity of Gs. Distribution is shown. That is, FIG. 2A shows a combined magnetic field distribution when the polarity of the gradient magnetic field at the imaging point Pa is negative, and FIG. 2B shows a combination when the polarity of the gradient magnetic field at the imaging point Pa is positive. Each magnetic field distribution is shown. As shown in each figure, the magnetic field strength of the static magnetic field A formed by the magnet 11 decreases as | Xs | increases (that is, approaches the end of the magnet 11). Therefore, the synthesized magnetic field C has a distribution having a maximum point M in a region near the end of the magnet 11. Since the synthetic magnetic field C has such a local maximum point M, there exists a point Pb that is excited by the same magnetic field intensity as the imaging point Pa.

図2(a)、図2(b)を比較すると、図2(a)の場合に比して図2(b)の場合の方が、点Pbが点Paに隣接していることがわかる。従って、図2(a)に示す合成磁場分布を実現するように傾斜磁場の極性を選択することによって、極大点Mを励起する側からなくすことができ、点Pbの撮影領域への影響を低減させることができる。   Comparing FIG. 2 (a) and FIG. 2 (b), it can be seen that the point Pb is adjacent to the point Pa in the case of FIG. 2 (b) compared to the case of FIG. 2 (a). . Therefore, by selecting the polarity of the gradient magnetic field so as to realize the synthetic magnetic field distribution shown in FIG. 2A, the local maximum point M can be eliminated from the excitation side, and the influence of the point Pb on the imaging region is reduced. Can be made.

上記理由から、本磁気共鳴イメージング装置10においては、撮影領域の位置における傾斜磁場を正極性とした場合と、撮影領域の位置における傾斜磁場を負極性とした場合との二通りの合成磁場分布を磁場分布演算部205において演算する。制御部204は、この演算結果に基づいて、極大点Mが撮影領域の位置からより遠くに存在する合成磁場分布を実現する傾斜磁場極性を選択し、撮影を行う。   For the above reason, in the magnetic resonance imaging apparatus 10, two types of combined magnetic field distributions are obtained, in which the gradient magnetic field at the position of the imaging region has a positive polarity and the gradient magnetic field at the position of the imaging region has a negative polarity. Calculation is performed in the magnetic field distribution calculation unit 205. Based on the calculation result, the control unit 204 selects the gradient magnetic field polarity that realizes the synthetic magnetic field distribution in which the maximum point M exists farther from the position of the imaging region, and performs imaging.

(撮影動作)
次に、本磁気共鳴イメージング装置10が実現する一連の撮影動作について説明する。図3は、本撮影動作において実行される処理の流れを示したフローチャートである。
(Shooting operation)
Next, a series of imaging operations realized by the magnetic resonance imaging apparatus 10 will be described. FIG. 3 is a flowchart showing a flow of processing executed in the main photographing operation.

まず、位置決め画像のためのスキャンが実行され、位置決め画像が生成され、表示部206に表示される(ステップS1)。   First, a scan for a positioning image is executed, and a positioning image is generated and displayed on the display unit 206 (step S1).

次に、表示された位置決め画像に撮影断層面位置に対応する関心領域を設定することで、撮影断層面位置を決定する(ステップS2)。この関心領域の設定により、z軸方向に関して静磁場中心からXsの位置に、スライス厚ΔXsの撮影断面が決定される。   Next, a region of interest corresponding to the tomographic tomographic plane position is set in the displayed positioning image, thereby determining the position of the tomographic tomographic plane (step S2). By setting the region of interest, an imaging cross section having a slice thickness ΔXs is determined at a position Xs from the center of the static magnetic field in the z-axis direction.

次に、上記撮影断面位置Xs、スライス厚ΔXsに基づいて、選択励起時の傾斜磁場強度の絶対値|Gs|を決定する(ステップS3)。すなわち、RFパルスの帯域をBW[Hz]とすると、選択励起時の傾斜磁場強度の絶対値|Gs|[T/s]は、|Gs|=BW/(γΔXs)として求められる。   Next, the absolute value | Gs | of the gradient magnetic field strength at the time of selective excitation is determined based on the imaging section position Xs and the slice thickness ΔXs (step S3). That is, when the band of the RF pulse is BW [Hz], the absolute value | Gs | [T / s] of the gradient magnetic field strength at the time of selective excitation is obtained as | Gs | = BW / (γΔXs).

次に、磁場分布演算部205は、ステップS3によって得られた|Gs|を用いて、撮影位置Xsにおける傾斜磁場Gsの極性を正とした場合(すなわち、Gs=BW/(γΔXs)>0の場合)の合成磁場と、傾斜磁場Gsの極性を負とした場合(すなわち、Gs<0の場合)の合成磁場と、を演算する(ステップS4)。この演算により、図2に示すような二通りの合成磁場分布が得られる。   Next, the magnetic field distribution calculation unit 205 uses | Gs | obtained in step S3 to set the polarity of the gradient magnetic field Gs at the imaging position Xs to be positive (that is, Gs = BW / (γΔXs)> 0. The composite magnetic field when the gradient magnetic field Gs has a negative polarity (that is, when Gs <0) (step S4). By this calculation, two types of synthetic magnetic field distributions as shown in FIG. 2 are obtained.

次に、制御部204は、撮影位置Xsにおける傾斜磁場Gsの極性を負とした場合の合成磁場分布(図2(a))と、撮影位置Xsにおける傾斜磁場Gsの極性を正とした場合の合成磁場分布(図2(b))とを比較して、撮影位置Xsと極大点Mとの間の距離が大きい方の磁場分布を選択する(ステップS5)。   Next, the control unit 204 performs the combined magnetic field distribution (FIG. 2A) when the polarity of the gradient magnetic field Gs at the imaging position Xs is negative and the polarity when the polarity of the gradient magnetic field Gs at the imaging position Xs is positive. The synthesized magnetic field distribution (FIG. 2B) is compared, and the magnetic field distribution with the larger distance between the imaging position Xs and the maximum point M is selected (step S5).

ステップS4において、撮影位置Xsにおける傾斜磁場Gsを負極性とした合成磁場分布が選択された場合には、傾斜磁場Gsの出力値Gs,outは、Gs,out=|G|として設定され、磁場中心の強度に対応する共鳴周波数とRFパルスの搬送波周波数との差の出力値Δf,outは、Δf,out=−γXs|Gs|と設定される(ステップS6A)。 In step S4, when the synthetic magnetic field distribution with the gradient magnetic field Gs at the imaging position Xs being negative is selected, the output values G s, out of the gradient magnetic field Gs are set as G s, out = | G s | The output values Δf 1 and out of the difference between the resonance frequency corresponding to the intensity of the magnetic field center and the carrier frequency of the RF pulse are set as Δf 1 , out = −γXs | Gs | (step S6A).

一方、ステップS4において、撮影位置Xsにおける傾斜磁場Gsを正極性とした合成磁場分布が選択された場合には、傾斜磁場Gsの出力値Gs,outは、Gs,out=−|G|として設定され、磁場中心の強度に対応する共鳴周波数とRFパルスの搬送波周波数との差の出力値Δf,outは、Δf,out=γXs|Gs|と設定される(ステップS6B)。 On the other hand, in step S4, when the composite magnetic field distribution with the gradient magnetic field Gs at the imaging position Xs as the positive polarity is selected, the output values G s, out of the gradient magnetic field Gs are G s, out = − | G s. The output values Δf 1 and out of the difference between the resonance frequency corresponding to the intensity of the magnetic field center and the carrier frequency of the RF pulse are set as Δf 1 , out = γXs | Gs | (step S6B).

なお、上記ステップS5からステップS6A(又はステップS6B)にかけて実行される選択、設定は、Xs軸方向に関する撮影位置の極性と、当該撮影位置における傾斜磁場Gsの極性とが逆になるように、傾斜磁場Gsの極性を制御することと等価である。すなわち、撮影位置Xsが正極性である場合、当該撮影位置における傾斜磁場Gsは負極性となるように設定し制御する。一方、撮影位置Xsが負極性である場合、当該撮影位置における傾斜磁場Gsは正極性となるように設定し制御する。従って、本磁気共鳴イメージング装置10に従えば、撮影位置がXs>0である場合には、図4(a)に示すように当該撮影位置で傾斜磁場が負極性となるように、一方、撮影位置がXs<0である場合には、図4(b)に示すように当該撮影位置で傾斜磁場が正極性となるように、傾斜磁場の極性は制御される。   The selection and setting executed from step S5 to step S6A (or step S6B) are performed so that the polarity of the imaging position in the Xs axis direction is opposite to the polarity of the gradient magnetic field Gs at the imaging position. This is equivalent to controlling the polarity of the magnetic field Gs. That is, when the imaging position Xs is positive, the gradient magnetic field Gs at the imaging position is set and controlled to be negative. On the other hand, when the imaging position Xs is negative, the gradient magnetic field Gs at the imaging position is set and controlled to be positive. Therefore, according to the magnetic resonance imaging apparatus 10, when the imaging position is Xs> 0, as shown in FIG. 4A, the gradient magnetic field has a negative polarity at the imaging position. When the position is Xs <0, as shown in FIG. 4B, the polarity of the gradient magnetic field is controlled so that the gradient magnetic field becomes positive at the imaging position.

次に、ステップS6A又はステップS6Bにて設定された条件に従って、図5(a)に示すシーケンスタイムチャートに従うスキャンA、又は図5(b)に示すシーケンスタイムチャートに従うスキャンBを実行する(ステップS7)。当該スキャンによって得られた撮影領域に関する磁気共鳴信号は、データ収集部202によって収集される。再構成部203は、収集された磁気共鳴信号に基づいて再構成画像を生成する。生成された画像は、診断のための断層画像として表示部206に表示される(ステップS8)。   Next, according to the conditions set in step S6A or step S6B, scan A according to the sequence time chart shown in FIG. 5A or scan B according to the sequence time chart shown in FIG. 5B is executed (step S7). ). Magnetic resonance signals regarding the imaging region obtained by the scan are collected by the data collection unit 202. The reconstruction unit 203 generates a reconstruction image based on the collected magnetic resonance signal. The generated image is displayed on the display unit 206 as a tomographic image for diagnosis (step S8).

以上述べた構成によれば、図4(a)に示す様に撮影位置Xsが正極性である場合にはスキャンAで撮影領域が励起され、図4(b)に示す様に撮影位置Xsが負極性である場合にはスキャンBで撮影領域が励起されることになる。これにより、選択励起時の傾斜磁場と静磁場の合成磁場が励起する側で極大値がなくなり、図4(a)、図4(b)に示す撮影断面の位置P以外に、極大点M近くの点Pの様に同一の磁場強度をもつ点が近くに現れない。このため従来例で現れたようなアーチファクトを抑制することができ、診断画像の画質を向上させることができる。 According to the configuration described above, when the imaging position Xs is positive as shown in FIG. 4A, the imaging area is excited by the scan A, and the imaging position Xs is changed as shown in FIG. In the case of negative polarity, the imaging region is excited by scan B. Thus, there is no maximum value in the synthetic magnetic field side where the excitation of the gradient magnetic field and the static magnetic field at the time of selective excitation, FIG. 4 (a), other than the position P a of the imaging section shown in FIG. 4 (b), the local maximum point M It does not appear close to a point with the same magnetic field strength as in the vicinity of the point P b. For this reason, artifacts that appear in the conventional example can be suppressed, and the image quality of the diagnostic image can be improved.

また、同一の磁場強度をもつ点Pは、撮影断面の位置Pと比較して磁場中心から十分に遠い。従って、点Pbの位置において受信コイル14の感度を落とすことで、さらにアーチファクトを抑制させることも可能である。加えて、点Pにでは、磁場中心にくらべ静磁場強度が大きくずれており、エコーデータ収集時のエコーの周波数が撮影断面の位置P由来のエコー信号より低い。従って、再構成画像上リード方向の撮像領域外に出ることも多く、本手法によって磁場中心から離された点Pからの影響は、深刻な問題とはならない。 Also, P b that have the same magnetic field strength is sufficiently far from the center of the magnetic field as compared with the position P a of the imaging section. Therefore, the artifact can be further suppressed by reducing the sensitivity of the receiving coil 14 at the position of the point Pb. In addition, at the point P b, are offset static magnetic field strength is greater than the center of the magnetic field, the echo frequency during echo data acquisition is lower than the echo signal from the position P a of the imaging section. Therefore, it is also often go out of the imaging area of the reconstructed image on the lead direction, influence of isolated point P b from the center of the magnetic field by this method is not a serious problem.

なお、本手法を利用した二次元マルチスライス撮影を行う場合には、スライス毎にスライス位置の極性によってGs,out、を計算することで、撮影に反映させることができる。すなわち、通常のマルチスライス撮像を行う場合には、選択励起傾斜磁場波形Gs,outは全スライス同一で、Δf,outのみがスライス毎に異なる。これに対し、本手法を利用したマルチスライス撮像では、必ずしもGs,outは同一にならず、Xsにより変化する構成となっている。これにより、スライス毎で傾斜磁場極性を制御することができ、全スライスにおいてアーチファクトの低減を図ることができる。 When performing two-dimensional multi-slice imaging using this method, G s, out can be calculated for each slice by calculating the polarity of the slice position for each slice. That is, when normal multi-slice imaging is performed, the selective excitation gradient magnetic field waveform G s, out is the same for all slices, and only Δf , out differs for each slice. On the other hand, in multi-slice imaging using this method, Gs and out are not necessarily the same, and are configured to change according to Xs. As a result, the gradient magnetic field polarity can be controlled for each slice, and artifacts can be reduced in all slices.

また、本実施形態では、撮影位置Xsの極性によってGs,out、Δf,outを切り替える例を示したが、撮影位置Xsがある閾値を境としてGs,out、Δf,outの極性を変更する構成であってもよい。また、傾斜磁場、静磁場の極性の定義によっては、撮影位置Xsとの極性とスキャンA又はスキャンBとの組み合わせを入れ替えて実施した方が、アーチファクトをより抑制できる場合もある。さらに、静磁場マグネットの形状、傾斜磁場コイルの形状、断面方向によっても、撮影位置Xsとの極性とスキャンA又はスキャンBとの組み合わせを入れ替えて実施した方が、アーチファクトが抑制される場合もある。これらの場合には、本磁気共鳴イメージング装置10の設定を変更することで、図3に示した例とは逆の組み合わせによるスキャンを実現させることができる。 Further, in the present embodiment, an example in which G s, out , Δf , out is switched depending on the polarity of the shooting position Xs has been shown, but the polarity of G s, out , Δf , out is changed with a certain threshold as the boundary. It may be configured to. Further, depending on the definition of the polarities of the gradient magnetic field and the static magnetic field, there are cases where artifacts can be further suppressed when the combination of the polarity with the imaging position Xs and the scan A or the scan B is switched. In addition, depending on the shape of the static magnetic field magnet, the shape of the gradient magnetic field coil, and the cross-sectional direction, artifacts may be suppressed when the combination of the polarity with the imaging position Xs and the scan A or the scan B is switched. . In these cases, by changing the setting of the magnetic resonance imaging apparatus 10, it is possible to realize scanning by a combination opposite to the example shown in FIG.

また、上記手法は、選択励起法を使用した任意の撮像法に適用可能である。たとえば、2次元撮像法でも3次元撮像法でも構わないし、フィールドエコー法、スピンエコー法、高速スピンエコー法、エコープラナ法等どの方法でも適用可能である。   Moreover, the said method is applicable to the arbitrary imaging methods using the selective excitation method. For example, a two-dimensional imaging method or a three-dimensional imaging method may be used, and any method such as a field echo method, a spin echo method, a high-speed spin echo method, or an echo planar method can be applied.

(第2実施形態)
次に、本発明の第2の実施形態を説明する。本実施形態は、撮影断面の位置Xsに応じて、受信コイル14の感度領域を制御することにより、受信コイル14の感度分布を調整するものである。なお、本実施形態に係る手法は、第1の実施形態に係る手法と共に用いると、より効果的にアーチファクトを低減させることが可能である。
(Second Embodiment)
Next, a second embodiment of the present invention will be described. In the present embodiment, the sensitivity distribution of the receiving coil 14 is adjusted by controlling the sensitivity region of the receiving coil 14 according to the position Xs of the imaging section. In addition, when the method according to the present embodiment is used together with the method according to the first embodiment, it is possible to reduce artifacts more effectively.

図6は、本実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置10の構成図を示している。図1と比較した場合、感度領域制御部16を持つ点、及び受信コイル14が複数のチャンネルに対応するRFコイルを有することが必須である点が異なっている。   FIG. 6 shows a configuration diagram of the magnetic resonance imaging apparatus 10 according to the present embodiment. Compared with FIG. 1, the difference is that it has a sensitivity region control unit 16 and that it is essential that the reception coil 14 has RF coils corresponding to a plurality of channels.

感度領域制御部16は、制御部204の制御に基づいて、受信コイル14が有する感度領域の異なる複数のRFコイルを切り替えることで、当該受信コイル14の感度領域を制御する。   The sensitivity region control unit 16 controls the sensitivity region of the reception coil 14 by switching a plurality of RF coils having different sensitivity regions of the reception coil 14 based on the control of the control unit 204.

(感度領域制御)
本磁気共鳴イメージング装置10が実行する感度領域制御について、図7乃至図10を参照しながら説明する。本感度領域制御では、例えば図7に示す合成磁場分布において撮影断層を位置Xsに設定する場合、図8に示すように、位置Xsと同一の磁場強度をもつ点Pを含まないように感度領域を設定する。また、例えば図9に示す合成磁場分布において撮影断層を位置Xsに設定する場合には、図10に示すように点Pを含まないように感度領域を設定する。この様に受信コイル14の感度領域を制御することで、撮影時に撮影位置Xsと同一の磁場強度をもつ点Pが励起された場合であっても、受信する磁気共鳴信号における当該点Pからの影響をさらに低減させることができる。
(Sensitivity area control)
Sensitivity region control executed by the magnetic resonance imaging apparatus 10 will be described with reference to FIGS. In this sensitive area control, for example, when setting the photographing tomographic the position Xs in the resultant magnetic field distribution shown in FIG. 7, as shown in FIG. 8, the sensitivity to include no P b that have the same magnetic field strength and position Xs Set the area. Further, for example, in synthetic magnetic field distribution shown in FIG. 9 when setting shooting fault in the position Xs sets the sensitivity area so as not to include the point P b, as shown in FIG. 10. By controlling the sensitivity range of the receiving coil 14 in this manner, even if the P b that have the same magnetic field strength and the photographing position Xs at the time of photographing is excited, the point P b at the receiving magnetic resonance signals The influence from can be further reduced.

(撮影動作)
次に、本磁気共鳴イメージング装置10が実現する一連の撮影動作について説明する。図11は、本撮影動作において実行される処理の流れを示したフローチャートである。
(Shooting operation)
Next, a series of imaging operations realized by the magnetic resonance imaging apparatus 10 will be described. FIG. 11 is a flowchart showing a flow of processing executed in the main photographing operation.

次に、本磁気共鳴イメージング装置10が実現する一連の撮影動作について説明する。図11は、本撮影動作において実行される処理の流れを示したフローチャートである。   Next, a series of imaging operations realized by the magnetic resonance imaging apparatus 10 will be described. FIG. 11 is a flowchart showing a flow of processing executed in the main photographing operation.

まず、位置決め画像のためのスキャン・生成・表示が実行され(ステップS11)、当該位置決め画像に関心領域を設定することで、Z方向に関する撮影断層面位置(静磁場中心からの位置)Xs、スライス厚ΔXs等を決定する(ステップS12)。   First, scanning, generation, and display for a positioning image are executed (step S11), and by setting a region of interest in the positioning image, an imaging tomographic plane position (position from the center of the static magnetic field) Xs and slice in the Z direction. The thickness ΔXs and the like are determined (step S12).

次に、上記撮影断面位置Xs、スライス厚ΔXsに基づいて、上記第1の実施形態にて説明した手法(図3ステップS3乃至ステップS6A、6B参照)によって、傾斜磁場の極性、スキャンシーケンスが決定される(ステップS13)。   Next, the polarity of the gradient magnetic field and the scan sequence are determined by the method described in the first embodiment (see steps S3 to S6A and 6B in FIG. 3) based on the imaging section position Xs and the slice thickness ΔXs. (Step S13).

次に、制御部204は、図7(又は図9)に示す合成磁場分布Cと撮影位置Xsとの関係から、撮影位置Xsと同一の磁場強度をもつ点Pを含まないように、例えば図8(又は図10)に示す受信コイル14の感度領域を決定し、当該感度領域に対応するチャンネルを有するRFコイルを選択する(ステップS14)。 Next, the control unit 204, the relationship between the synthesized magnetic field distribution C and the photographing position Xs shown in FIG. 7 (or FIG. 9), so as not to include P b that have the same magnetic field strength and the photographing position Xs, e.g. A sensitivity region of the receiving coil 14 shown in FIG. 8 (or FIG. 10) is determined, and an RF coil having a channel corresponding to the sensitivity region is selected (step S14).

次に、ステップS13にて設定された条件に従って、図5(a)に示すスキャンA(又は図5(b)に示すスキャンB)を実行する(ステップS15)。当該スキャンにおいては、図8(又は図10)に示す感度領域にて磁気共鳴信号が収集される。収集された磁気共鳴信号は再構成され、診断のための断層画像として表示部206に表示される(ステップS16)。   Next, according to the conditions set in step S13, scan A shown in FIG. 5A (or scan B shown in FIG. 5B) is executed (step S15). In the scan, magnetic resonance signals are collected in the sensitivity region shown in FIG. 8 (or FIG. 10). The collected magnetic resonance signals are reconstructed and displayed on the display unit 206 as a tomographic image for diagnosis (step S16).

続いて、撮影断層面の移動がある場合には、新たな断層面に関する位置を決定し、ステップS12乃至ステップS16までの処理を繰り返す。一方、撮影断層面の移動がない場合には、一連の撮影動作を終了する(ステップS17)。   Subsequently, when there is a movement of the tomographic plane, a position relating to a new tomographic plane is determined, and the processing from step S12 to step S16 is repeated. On the other hand, when there is no movement of the imaging tomographic plane, a series of imaging operations is terminated (step S17).

以上述べた構成によれば、スキャン時において、撮影位置と同一の磁場強度によって励起される点を受信コイルの感度領域から除外することができる。従って、当該点において発生する磁気共鳴信号による影響を低減させることができ、アーチファクトの発生を防止することができる。   According to the configuration described above, the point excited by the same magnetic field intensity as the imaging position can be excluded from the sensitivity region of the receiving coil during scanning. Therefore, the influence of the magnetic resonance signal generated at the point can be reduced, and the occurrence of artifacts can be prevented.

なお、本実施形態では、受信コイルの感度領域の変更と、第1の実施形態で示した傾斜磁場極性の反転との2つの手段を併用した例を示した。しかしながら、受信コイルの感度領域を変更する本手法だけを単独で用いる構成であっても、十分な効果を得ることができる。   In the present embodiment, an example is shown in which two means of changing the sensitivity region of the receiving coil and reversing the gradient magnetic field polarity shown in the first embodiment are used together. However, a sufficient effect can be obtained even in a configuration in which only the present method for changing the sensitivity region of the receiving coil is used alone.

すなわち、図2(a)、図2(b)からわかるように、撮影位置による傾斜磁場極性の反転を行わず、受信コイルの感度領域の変更だけでも、点P、点Pの各点由来のエコー信号強度差がつけられるため、アーチファクトを抑制可能である。 That is, as can be seen from FIGS. 2A and 2B, the points P a and P b can be obtained only by changing the sensitivity region of the receiving coil without reversing the gradient magnetic field polarity depending on the imaging position. Since an echo signal intensity difference derived from the origin is given, artifacts can be suppressed.

また、近年、複数のRFコイルで併行してエコーデータを受信し、別系統の受信系で検波、再構成し、画像を合成することで最終画像を得るという構成のMRIシステムが広く普及している。このような装置の場合は、使用するコイルの組み合わせを撮像断面の位置により切り替えることにより、実効的な感度分布を変更すればよい。   In recent years, an MRI system having a configuration in which echo data is received in parallel by a plurality of RF coils, detected and reconstructed by a receiving system of another system, and a final image is obtained by synthesizing images has become widespread. Yes. In the case of such an apparatus, the effective sensitivity distribution may be changed by switching the combination of coils to be used according to the position of the imaging cross section.

以上、本発明の各実施形態について説明したが、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。さらに、異なる実施形態にわたる構成要素を適宜組み合わせてもよい。   The embodiments of the present invention have been described above. However, the present invention is not limited to the above-described embodiments as they are, and can be embodied by modifying 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. Furthermore, constituent elements over different embodiments may be appropriately combined.

10…磁気共鳴イメージング装置、11…静磁場磁石、12…冷却系制御部、13…傾斜磁場コイル、14…高周波送信コイル、15…高周波受信コイル、16…感度領域制御部、18…送信部、19…受信部、20…データ処理部、29…ROI、30…位置決め画像、31…断層画像、40…位置決め画像、41…ROI、42…断層画像、201…記憶部、202…データ収集部、203…再構成部、204…制御部、205…磁場分布演算部、206…表示部、207…入力部   DESCRIPTION OF SYMBOLS 10 ... Magnetic resonance imaging apparatus, 11 ... Static magnetic field magnet, 12 ... Cooling system control part, 13 ... Gradient magnetic field coil, 14 ... High frequency transmission coil, 15 ... High frequency reception coil, 16 ... Sensitivity area control part, 18 ... Transmission part, DESCRIPTION OF SYMBOLS 19 ... Reception part, 20 ... Data processing part, 29 ... ROI, 30 ... Positioning image, 31 ... Tomographic image, 40 ... Positioning image, 41 ... ROI, 42 ... Tomographic image, 201 ... Storage part, 202 ... Data collection part, 203 ... Reconstruction unit 204 ... Control unit 205 ... Magnetic field distribution calculation unit 206 ... Display unit 207 ... Input unit

Claims (7)

磁石が発生する静磁場と、前記静磁場と合成される傾斜磁場とが形成された空間内に配置された被検体に磁気共鳴現象を発生させ、これに基づく磁気共鳴信号を受信し、当該磁気共鳴信号に基づいて磁気共鳴画像を生成する磁気共鳴イメージング装置であって、
前記傾斜磁場を発生する傾斜磁場発生手段と、
前記磁気共鳴信号を受信する受信コイルと、
位置決め画像を用いて断層面位置を設定する設定手段と、
前記設定された断層面位置に応じて、撮影する際の磁場中心からの撮影位置を決定する決定手段と、
前記決定された磁場中心からの撮影位置に応じて前記傾斜磁場の傾斜に関する極性を制御する傾斜磁場制御、及び前記受信手段に関する感度分布を、前記決定された磁場中心からの撮影位置に応じて制御する感度分布制御のうち、少なくとも一方を実行する制御手段と、
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 magnetic resonance phenomenon is generated in a subject arranged in a space in which a static magnetic field generated by a magnet and a gradient magnetic field combined with the static magnetic field are formed, and a magnetic resonance signal based on the magnetic resonance signal is received and the magnetic field is received. A magnetic resonance imaging apparatus for generating a magnetic resonance image based on a resonance signal,
A gradient magnetic field generating means for generating the gradient magnetic field;
A receiving coil for receiving the magnetic resonance signal;
Setting means for setting a tomographic plane position using a positioning image ;
Determining means for determining an imaging position from the center of the magnetic field at the time of imaging according to the set tomographic plane position;
Gradient magnetic field control for controlling the polarity related to the gradient of the gradient magnetic field according to the imaging position from the determined magnetic field center , and the sensitivity distribution regarding the receiving means are controlled according to the imaging position from the determined magnetic field center. Control means for executing at least one of sensitivity distribution control to be performed;
A magnetic resonance imaging apparatus comprising:
前記制御手段は、前記傾斜磁場制御を実行する場合には、前記合成磁場の強さが前記撮影位置における合成磁場の強さと同一になる対応位置を排除するように、前記感度分布を制御すること、を特徴とする請求項1記載の磁気共鳴イメージング装置。 The control unit, when executing the gradient control, the as intensity of the synthesized magnetic field to eliminate the corresponding position becomes the same as the intensity of the synthesized magnetic field in the imaging position, to control the sensitivity distribution The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 1. 前記制御手段は、複数チャンネルを有する前記受信コイルによって前記感度領域制御を行う場合には、前記対応位置と同一になる位置を排除するようなチャンネルを選択することで、前記感度分布の制御を行うことを特徴とする請求項記載の磁気共鳴イメージング装置。 The control means controls the sensitivity distribution by selecting a channel that excludes a position that is the same as the corresponding position when the sensitivity region control is performed by the receiving coil having a plurality of channels. The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 2 . 磁石が発生する静磁場と、前記静磁場と合成される傾斜磁場とが形成された空間内に配置された被検体に磁気共鳴現象を発生させ、これに基づく磁気共鳴信号を受信し、当該磁気共鳴信号に基づいて磁気共鳴画像を生成する磁気共鳴イメージング装置であって、
前記傾斜磁場を発生する傾斜磁場発生手段と、
位置決め画像を用いて断層面位置を設定する設定手段と、
前記設定された断層面位置に応じて、撮影する際の磁場中心からの撮影位置を決定する決定手段と、
前記決定された磁場中心からの撮影位置に応じて前記傾斜磁場の傾斜に関する極性を選択するように、前記傾斜磁場発生手段を制御する制御手段と、
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 magnetic resonance phenomenon is generated in a subject arranged in a space in which a static magnetic field generated by a magnet and a gradient magnetic field combined with the static magnetic field are formed, and a magnetic resonance signal based on the magnetic resonance signal is received and the magnetic field is received. A magnetic resonance imaging apparatus for generating a magnetic resonance image based on a resonance signal,
A gradient magnetic field generating means for generating the gradient magnetic field;
Setting means for setting a tomographic plane position using a positioning image ;
Determining means for determining an imaging position from the center of the magnetic field at the time of imaging according to the set tomographic plane position;
So as to select the polarity concerning the inclination of the gradient magnetic field in accordance with the photographing position from the determined center of magnetic field, and control means for controlling said gradient magnetic field generating means,
A magnetic resonance imaging apparatus comprising:
前記制御手段は、
前記傾斜に関する極性を正とした場合の前記傾斜磁場と前記静磁場とを合成した第1の合成磁場と、前記傾斜に関する極性を負とした場合の前記傾斜磁場と前記静磁場とを合成した第2の合成磁場と、のうち、磁場の極大値が前記撮影位置から遠い位置にある合成磁場を選択し、
前記選択された合成磁場を形成するように、前記傾斜磁場発生手段を制御すること、
を特徴とする請求項4記載の磁気共鳴イメージング装置。
The control means includes
A first combined magnetic field obtained by combining the gradient magnetic field and the static magnetic field when the polarity related to the gradient is positive, and a first combined magnetic field obtained by combining the gradient magnetic field and the static magnetic field when the polarity related to the gradient is negative. Among the two synthetic magnetic fields, a synthetic magnetic field in which the maximum value of the magnetic field is at a position far from the imaging position is selected,
Controlling the gradient magnetic field generating means to form the selected synthetic magnetic field;
The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 4.
前記制御手段は、  The control means includes
前記傾斜に関する極性を正とした場合の前記傾斜磁場と前記静磁場とを合成した第1の合成磁場と、前記傾斜に関する極性を負とした場合の前記傾斜磁場と前記静磁場とを合成した第2の合成磁場と、を比較した結果に基づいて、前記傾斜磁場の傾斜に関する極性を制御することを特徴とする請求項4記載の磁気共鳴イメージング装置。  A first combined magnetic field obtained by combining the gradient magnetic field and the static magnetic field when the polarity related to the gradient is positive, and a first combined magnetic field obtained by combining the gradient magnetic field and the static magnetic field when the polarity related to the gradient is negative. 5. The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 4, wherein the polarity relating to the gradient of the gradient magnetic field is controlled based on a result of comparing the two synthesized magnetic fields.
前記制御手段は、一連のスキャンシーケンスにおいて前記撮影位置を移動させ複数の画像を取得するマルチスライス撮影において、前記撮影位置が移動する毎に前記傾斜磁場の傾斜に関する極性を制御することを特徴とする請求項1又は6記載のうちいずれか一項記載の磁気共鳴イメージング装置。In the multi-slice imaging in which the imaging position is moved in a series of scan sequences to acquire a plurality of images, the control means controls the polarity related to the gradient of the gradient magnetic field every time the imaging position moves. The magnetic resonance imaging apparatus according to any one of claims 1 and 6.
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