JP2005152175A - Magnetic resonance imaging apparatus and method - Google Patents

Magnetic resonance imaging apparatus and method

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JP2005152175A
JP2005152175A JP2003393258A JP2003393258A JP2005152175A JP 2005152175 A JP2005152175 A JP 2005152175A JP 2003393258 A JP2003393258 A JP 2003393258A JP 2003393258 A JP2003393258 A JP 2003393258A JP 2005152175 A JP2005152175 A JP 2005152175A
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JP2003393258A
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Japanese (ja)
Inventor
Mitsuharu Miyoshi
Aki Yamazaki
光晴 三好
亜紀 山崎
Original Assignee
Ge Medical Systems Global Technology Co Llc
ジーイー・メディカル・システムズ・グローバル・テクノロジー・カンパニー・エルエルシー
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Abstract

<P>PROBLEM TO BE SOLVED: To provide a magnetic resonance imaging apparatus which performs a radial scan or a propeller scan with a reduced band artifact. <P>SOLUTION: In the radial scan of SSFP (steady-state free-procession) with different readout gradient fields for each acquisition line, coincident conditions under which the centers of echoes for an FID (Free Induction Decay) echo and an SE (spin-echo) / STE (stimulated-echo) echo coincide with the origin on a K-space are acquired for each acquisition line by a step S507. Since a real scan requires that all reception echoes on the K-space should have the centers of the echoes on the origin by using these coincident conditions, deviations of the center of the echoes for the FID echo and SE/STE echo caused by the magnetic field inhomogeneity, or the like, are prevented. Moreover, the band artifact in tomogram information due to the deviation is reduced. <P>COPYRIGHT: (C)2005,JPO&NCIPI

Description

この発明は、データ(data)収集を、互いに直交する複数軸方向に読み出し勾配磁場を含むパルスシーケンス(pulse sequence)を用いて行う磁気共鳴撮像装置に関する。 The present invention, data (data) collected to a magnetic resonance imaging apparatus which performs by using a pulse sequence (pulse sequence) including the read gradient magnetic field in multiple axes directions orthogonal to each other.

近年、磁気共鳴撮像装置で発生される静磁場の、磁場不均一に起因する画質劣化は、マグネット(magnet)の性能向上および撮像に用いられるパルスシーケンスの改良により、改善されつつある。 Recently, the static magnetic field generated by the magnetic resonance imaging apparatus, the image quality deterioration due to magnetic field inhomogeneity is by improving the pulse sequence used to improve the performance and imaging magnet (magnet), it is being improved. ここで、例えば、SSFP(ステディ ステート フリー プリセッション:Steady State Free Precession)を用いたパルスシーケンスの場合には、磁場不均一により、読み出し勾配磁場の印加中に複数の受信エコー(echo)が観察される。 Here, for example, SSFP: in the case of (Steady State Free Precession Steady State Free Precession) pulse sequence with the by magnetic field inhomogeneity, a plurality of received echoes during the application of the readout gradient magnetic field (echo) is observed that. これら複数の受信エコーは、フーリエ(Fourier)変換を用いた画像再構成の際に、干渉を起こし、再構成画像上にバンドアーチファクト(band artifact)あるいはモアレ(Moire)と呼ばれる縞状の陰影を生じる。 The plurality of received echoes, the time of image reconstruction using the Fourier (Fourier) transformation, interference occurs, resulting in striped shadow called band artifact on the reconstructed image (band 'artifact) or moire (Moire) .

ここで、これらアーチファクトの低減のため、時間的なずれを持って観察される複数の受信エコーを、1つに重ね合わせ、前記干渉を無くすことが行われる(例えば、特許文献1参照)。 Here, for the reduction of these artifacts, a plurality of received echoes observed with a time lag, superimposed on one, it is performed to eliminate the interference (e.g., see Patent Document 1).

一方、撮像中の被検体の動きよるアーチファクトを軽減するため、ラディアルスキャン(radial scan)あるいはプロペラスキャン(propeller scan)と呼ばれるパルスシーケンスが用いられる。 Meanwhile, in order to reduce artifacts due subject motion during imaging, the pulse sequence, known as the radial scan (radial scan) or propeller scan (propeller scan) is used. これらパルスシーケンスは、画像再構成前のK空間上で、磁気共鳴信号情報を、空間周波数が零となる原点を中心とする放射状の収集ライン(line)に沿って取得する。 These pulse sequences are on the K space before an image reconstruction, the magnetic resonance signal data, to get along radial collection line (line) centered at the origin of the spatial frequency is zero. その後、補間等により、前記原点を中心とする矩形状のK空間に、碁盤目状に配置される精密な縦および横位置の補間データを生成し、画像再構成を行う。 Then, by interpolation or the like, a rectangular K space around said origin, and generates interpolation data for precise vertical and horizontal position are arranged in a grid pattern, it performs the image reconstruction.

これにより、動きの影響の少ない、K空間の原点を通過する収集ライン上の磁気共鳴信号情報を生データとする撮像を行い、動きによるアーチファクトの少ない再構成画像を取得することができる。 Accordingly, little effect of the motion, the magnetic resonance signal information on collection line passing through the origin of the K space captures an image of the raw data can be acquired with less reconstructed image artifacts due to the motion.
特開2003―210431号公報、(第6頁、第2〜3図) JP 2003-210431 and JP (page 6, first two or three views)

しかしながら、上記背景技術によれば、ラディアルスキャンあるいはプロペラスキャンは、磁場不均一に弱いものとなる。 However, according to the background art, radial scan or propeller scan, becomes magnetic field inhomogeneity weak. すなわち、ラディアルスキャンあるいはプロペラスキャンは、読み出し勾配磁場が毎回異なるパルスシーケンスの繰り返しにより、一枚の断層画像情報を取得する。 That is, radial scan or propeller scan readout gradient magnetic field by the repetition of each different pulse sequences to acquire a piece of tomographic image information. ここで、読み出し勾配磁場に重畳される磁場不均一の効果は、毎回異なり、この結果、磁場不均一に起因する複数の受信エコーが、収集ラインごとに異なる位置で発生し、多くのバンドアーチファクトが生じる。 Here, the effect of the magnetic field inhomogeneity to be superimposed on the readout gradient magnetic field is different each time, the result, a plurality of received echoes caused by field inhomogeneity is generated at different positions for each collection line, a number of bands artifact occur.

特に、SSFPを用いたラディアルスキャンあるいはプロペラスキャンは、磁場不均一に弱く容易に複数の受信エコーが発生するので、これらを用いたパルスシーケンスでは、バンドアーチファクトが生じやすい。 In particular, radial scan or propeller scan using the SSFP is because magnetic field inhomogeneity weak easily plurality of received echo is generated, the pulse sequence using them, the band artifacts are likely to occur.

これらのことから、バンドアーチファクトが軽減されたラディアルスキャンあるいはプロペラスキャンを行う磁気共鳴撮像装置をいかに実現するかが重要となる。 For these reasons, how to realize a magnetic resonance imaging apparatus which performs radial scan or propeller scan band artifact is reduced it is important.

この発明は、上述した背景技術による課題を解決するためになされたものでありバンドアーチファクトが軽減されたラディアルスキャンあるいはプロペラスキャンを行うことができる磁気共鳴撮像装置を提供することを目的とする。 This invention aims to provide a magnetic resonance imaging apparatus has been made in and the band artifact can perform radial scan or propeller scans is reduced to solve the problem due to the background art described above.

上述した課題を解決し、目的を達成するために、第1の観点の発明にかかる磁気共鳴撮像装置は、互いに直交する3つの軸の複数軸方向に読み出し勾配磁場を有するパルスシーケンスにより、前記読み出し勾配磁場の形成中に収集される一連の磁気共鳴信号情報が、フーリエ変換による画像再構成の基となるK空間上の、空間周波数が零となる原点を通過する収集ラインに沿った一連のデータとなる磁気共鳴撮像装置であって、前記パルスシーケンスは、異なる大きさの前記読み出し勾配磁場を有する複数の前記収集ラインごとに、前記磁気共鳴信号情報に含まれるエコーのエコー中心と前記原点とを一致させる補正手段を備えることを特徴とする。 To solve the above problems and achieve the object, a magnetic resonance imaging apparatus according to the invention of the first aspect, the pulse sequence having a readout gradient magnetic field in multiple axes directions of three axes perpendicular to each other, the read a series of magnetic resonance signals information collected during the formation of the gradient magnetic field, a series of data along the collecting line passing on the K space underlying the image reconstruction by Fourier transform, the origin spatial frequency is zero the magnetic resonance imaging apparatus comprising a, the pulse sequence for each of the plurality of the collection line with the readout gradient magnetic fields of different sizes, and the echo center of the echo included in the magnetic resonance signal information and said origin characterized in that it comprises a correcting means for matching.

この第1の観点による発明では、パルスシーケンスは、補正手段により、異なる大きさの読み出し勾配磁場を有する複数の収集ラインごとに、磁気共鳴信号情報に含まれるエコーのエコー中心とK空間上の原点とを一致させる。 In the invention according to the first aspect, the pulse sequence by the correction means, for each of the plurality of collection line having a readout gradient magnetic field having a magnitude different origin on the echo center and K-space of the echo included in the magnetic resonance signal information to match the door.

また、第2の観点の発明にかかる磁気共鳴撮像装置は、前記エコーが、SSFPを用いた前記パルスシーケンスで収集されるFIDエコーおよびSE・STEエコーであることを特徴とする。 The magnetic resonance imaging apparatus according to the invention of the second aspect, the echo, characterized in that it is a FID echo and SE · STE echoes are collected by the pulse sequence using SSFP.

この第2の観点の発明では、SSFPを用いたパルスシーケンスにより、磁気共鳴信号情報を収集する。 In the invention of the second aspect, the pulse sequence using SSFP, acquiring magnetic resonance signal information.

また、第3の観点の発明にかかる磁気共鳴撮像装置は、前記補正手段が、前記SSFPを用いた磁気共鳴信号情報の収集を行う前に、前記FIDエコーおよび前記SE・STEエコーを分離抽出する分離勾配磁場、並びに、前記パルスシーケンスと同一の読み出し勾配磁場を有する前記SSFPを用いた分離パルスシーケンスによる磁気共鳴信号情報の個別収集を行うことを特徴とする。 The third aspect magnetic resonance imaging apparatus according to the invention of the correction means, before the collection of magnetic resonance signals information using the SSFP, separates and extracts the FID echo and the SE · STE Echo separation gradient, as well as, and performs individual collection of the magnetic resonance signal information by separating the pulse sequence using the SSFP with the same readout gradient magnetic field and the pulse sequence.

この第3の観点の発明では、SSFPを用いた磁気共鳴信号情報の収集を行う前に、FIDエコーおよびSE・STEエコーを分離抽出し、個別に読み出し勾配磁場に対応する個別のエコー中心の位置情報を取得する。 In the third aspect of the invention, prior to the collection of magnetic resonance signals information using SSFP, separated and extracted the FID echo and SE · STE echo, the position of the individual echo centers corresponding to individual readout gradient magnetic field to get the information.

また、第4の観点の発明にかかる磁気共鳴撮像装置は、前記個別収集が、前記K空間を構成する複数の前記収集ラインの、一部の収集ラインで行われることを特徴とする。 The magnetic resonance imaging apparatus according to the invention of the fourth aspect, the individual collection, a plurality of said collecting lines constituting the K-space, characterized in that it is performed in some of the collection line.

この第4の観点の発明では、一部の収集ラインでのみ、エコー中心の位置情報を収集する。 In the fourth aspect of the invention, only a portion of the collection line, to collect location information of the echo center.

また、第5の観点の発明にかかる磁気共鳴撮像装置は、前記補正手段が、前記一部の収集ラインで、前記FIDエコーおよび前記SE・STEエコーと前記原点との一致条件を求める調整手段と、前記一致条件から、すべての前記収集ラインでの一致条件を求める補間手段とを備えることを特徴とする。 The fifth magnetic resonance imaging apparatus according to the invention of the aspect of the correction means, the part of the collection line, and adjusting means for obtaining a match condition between the origin and the FID echo and the SE · STE Echo , characterized in that from the matching condition, and a interpolating means for determining a match condition in all the collection line.

この第5の観点の発明では、補正手段は、調整手段により、一部の収集ラインでFIDエコーおよびSE・STEエコーと原点との一致条件を求め、この一致条件から、補間手段により、すべての収集ラインでの一致条件を求める。 In the invention of the fifth aspect, correction means, by the adjustment means, for a match condition with the FID echo and SE · STE echo and the origin part of the collection line, from the match condition, the interpolation means, all finding a match conditions in the collection line.

また、第6の観点の発明にかかる磁気共鳴撮像装置は、前記分離パルスシーケンスが、前記FIDエコーの前記一致を行う際に、前記分離勾配磁場を、前記分離パルスシーケンスの読み出し勾配磁場の後に位置させることを特徴とする。 The magnetic resonance imaging apparatus according to the invention of a sixth aspect is the separation pulse sequence, when performing the matching of the FID echoes, the separation gradient, located after the readout gradient magnetic field of the separating pulse sequence characterized in that to.

この第6の観点の発明では、分離勾配磁場により、SE・STEエコーの位相をばらけさせ、FIDエコーのみを取得する。 In the sixth aspect of the invention, the separation gradient, to loose the phase of the SE · STE echoes, it acquires the FID echoes only.

また、第7の観点の発明にかかる磁気共鳴撮像装置は、前記調整手段が、前記FIDエコーをフーリエ変換して位相角度の空間分布を求め、さらに前記空間分布の傾きからエコー中心の位置情報を取得することを特徴とする。 The magnetic resonance imaging apparatus according to the invention of the seventh aspect, the adjustment unit determines the spatial distribution of the phase angle the FID echo by Fourier transform, the further position information of the echo center from the slope of the spatial distribution and acquiring.

この第7の観点の発明では、FIDエコーのエコー中心と収集ラインの原点とのずれの大きさを検出する。 In the present invention the seventh aspect, detecting the magnitude of the deviation of the origin of the collection line echo center of FID echo.

また、第8の観点の発明にかかる磁気共鳴撮像装置は、前記調整手段が、前記磁気共鳴信号を励起するRFパルスの位相角度を調整することを特徴とする。 Further, the eighth magnetic resonance imaging apparatus according to the aspect of the invention, there is provided the adjusting means, and adjusting the phase angle of the RF pulse for exciting the magnetic resonance signal.

この第8の観点の発明では、調整手段により、RFパルスの位相角度を調整し、FIDエコーのエコー中心の位置を補正する。 In the invention of the eighth aspect, by adjusting means to adjust the phase angle of the RF pulses, to correct the position of the echo center of the FID echoes.

また、第9の観点の発明にかかる磁気共鳴撮像装置は、前記分離パルスシーケンスが、前記SE・STEエコーの前記一致を行う際に、前記分離勾配磁場を、前記分離パルスシーケンスの磁気共鳴信号を励起するRFパルスおよび前記分離パルスシーケンスの読み出し勾配磁場の間に位置させることを特徴とする。 The magnetic resonance imaging apparatus according to the invention of the ninth aspect, wherein the separation pulse sequence, when performing the matching of the SE · STE echo, the separation gradient, the magnetic resonance signal of the separating pulse sequence characterized in that is positioned between the readout gradient magnetic field of the RF pulse and the separation pulse sequence to excite.

この第9の観点の発明では、分離勾配磁場により、FIDエコーの位相をばらけさせ、SE・STEエコーのみを取得する。 In the ninth aspect of the invention, the separation gradient, to loose the phase of FID echoes, acquires the SE · STE echo only.

また、第10の観点の発明にかかる磁気共鳴撮像装置は、前記調整手段が、前記SE・STEエコーをフーリエ変換して位相角度の空間分布を求め、さらに前記空間分布の傾きからエコー中心の位置情報を取得することを特徴とする。 The magnetic resonance imaging apparatus according to the invention of the tenth aspect, the adjustment unit determines the spatial distribution of the phase angle the SE · STE echo is Fourier transformed, yet the position of the echo center from the slope of the spatial distribution and acquiring the information.

この第10の観点の発明では、SE・STEエコーのエコー中心と収集ラインの原点とのずれの大きさを検出する。 In the invention of a tenth aspect, detecting the magnitude of the deviation between the origin of the echo center and collection line of SE · STE echo.

また、第11の観点の発明にかかる磁気共鳴撮像装置は、前記調整手段が、前記読み出し勾配磁場の前に位置するディフェーズ勾配の大きさを調整することを特徴とする。 Further, an eleventh magnetic resonance imaging apparatus according to the invention of the aspect of the adjusting means, and adjusting the size of the dephasing gradient located in front of the readout gradient magnetic field.

この第11の観点の発明では、調整手段により、ディフェーズ勾配磁場の大きさを調整して、SE・STEエコーのエコー中心位置のずれを補正する。 In the invention of the eleventh aspect, the adjusting means adjusts the magnitude of the dephasing gradient field, to correct the deviation of the echo center position of the SE · STE echo.

また、第12の観点の発明にかかる磁気共鳴撮像装置は、前記エコーが、FSEを用いた前記パルスシーケンスで収集されるSEエコーおよびSTEエコーであることを特徴とする。 The magnetic resonance imaging apparatus according to the invention of the twelfth aspect, the echo, characterized in that it is a SE echo and STE echoes are collected by the pulse sequence using the FSE.

この第12の観点の発明では、FSEを用いたパルスシーケンスにより、磁気共鳴信号情報を収集する。 In the invention of the twelfth aspect, the pulse sequence using the FSE, acquiring magnetic resonance signal information.

また、第13の観点の発明にかかる磁気共鳴撮像装置は、前記補正手段が、前記FSEを用いた磁気共鳴信号情報の収集を行う前に、前記パルスシーケンスと同一の読み出し勾配磁場を有する前記FSEを用いたパルスシーケンスにより、複数の180度パルスで繰り返し生成される奇数番目および偶数番目の、SEエコーあるいはSTEエコー、のエコー中心の位置情報を収集することを特徴とする。 Further, the FSE magnetic resonance imaging apparatus according to the invention of the thirteenth aspect, the correction means, before the collection of magnetic resonance signals information using the FSE, with the same readout gradient magnetic field and the pulse sequence the pulse sequence used, wherein the collecting of the odd and even repeatedly generated in a plurality of 180 ° pulses, SE echo or STE echo, the location information of the echo center.

この第13の観点の発明では、FSEを用いたパルスシーケンスの、奇数番目および偶数番目のSEエコーあるいはSTEエコーのエコー中心の位置情報を収集する。 In the thirteenth aspect of the invention, a pulse sequence using the FSE, to collect location information of the echo center of the odd and even SE echo or STE echo.

また、第14の観点の発明にかかる磁気共鳴撮像装置は、前記収集が、前記K空間を構成する複数の前記収集ラインの、一部の収集ラインで行われることを特徴とする。 The magnetic resonance imaging apparatus according to the invention of the fourteenth aspect, the collection of a plurality of said collecting lines constituting the K-space, characterized in that it is performed in some of the collection line.

この第14の観点の発明では、一部の収集ラインでのみ、エコー中心の位置情報を収集する。 In the fourteenth aspect of the invention, only a portion of the collection line, to collect location information of the echo center.

また、第15の観点の発明にかかる磁気共鳴撮像装置は、前記補正手段が、前記一部の収集ラインで、前記奇数番目および前記偶数番目のSEエコーあるいはSTEエコーと、前記原点との一致条件を求める調整手段と、前記一致条件から、すべての前記収集ラインでの一致条件を求める補間手段を備えることを特徴とする。 The magnetic resonance imaging apparatus according to the invention of the fifteenth aspect, the correcting means, the part of the collection line, wherein the odd and the even-numbered SE echo or STE echo match condition between the origin and adjusting means for determining, from the match condition, characterized in that it comprises an interpolation means for determining the match condition in all the collection line.

この第15の観点の発明では、補正手段は、調整手段により、一部の収集ラインで、奇数番目および偶数番目のSEエコーあるいはSTEエコーと、原点との一致条件を求め、この一致条件から、補間手段により、すべての収集ラインでの一致条件を求める。 In the invention of the fifteenth aspect, the correction means, by the adjustment means, part of the collection line, the odd and even SE echo or STE echo, a match condition between the origin calculated from the match condition, by interpolation means, finding a match conditions in all of the collection line.

また、第16の観点の発明にかかる磁気共鳴撮像装置は、前記補正手段が、前記位置情報に基づいて、前記偶数番目および前記奇数番目の、SEエコーあるいはSTEエコーのエコー中心が一致するように、前記磁気共鳴信号を励起するRFパルスの位相角度あるいは前記読み出し勾配磁場の前に位置するディフェーズ勾配の大きさを調整することを特徴とする。 Further, as the magnetic resonance imaging apparatus according to the invention of the sixteenth aspect, the correcting means, based on the position information, the even numbered and the odd-numbered echo center SE echo or STE echo matches , and adjusting the size of the dephasing gradient located in front of the phase angle or the readout gradient magnetic field of the RF pulse for exciting the magnetic resonance signal.

この第16の観点の発明では、位相角度あるいはディフェーズ勾配の大きさを調整し、偶数番目および奇数番目のエコー中心を一致させる。 In the sixteenth aspect of the invention, by adjusting the magnitude of the phase angle or dephasing gradient, to match the even and odd echoes center.

また、第17の観点の発明にかかる磁気共鳴撮像方法は、互いに直交する3つの軸の複数軸方向に読み出し勾配磁場を有するパルスシーケンスにより磁気共鳴信号情報の収集を行う前に、異なる前記読み出し勾配磁場の磁気共鳴信号情報に含まれるエコーに関するエコー中心の位置情報を取得し、前記磁気共鳴信号情報が保存され、フーリエ変換による画像再構成の基となるK空間上の、空間周波数が零となる原点を通過する複数の収集ラインに沿って、前記位置情報に基づいて、前記エコー中心と前記原点とを、異なる前記読み出し勾配磁場ごとに一致させる一致条件を求め、前記一致条件に基づいて、前記エコー中心と前記原点とを一致させ前記パルスシーケンスの磁気共鳴信号の収集を行うこと、を特徴とする。 A magnetic resonance imaging method according to the invention of a seventeenth aspect is, prior to the collection of magnetic resonance signals information by the pulse sequence having a readout gradient magnetic field in multiple axes directions of three axes perpendicular to each other, said different readout gradient acquiring position information of the echo center about the echo included in the magnetic resonance signal information field, the magnetic resonance signal information is stored, in the K-space underlying the image reconstruction by Fourier transform, the spatial frequency is zero along a plurality of collection line passing through the origin, on the basis of the position information, and the said echo center origin, for a match condition to match for different said readout gradient magnetic field, based on the matching condition, the it is matched with the said echo around the origin for collecting magnetic resonance signals of the pulse sequence, characterized by.

この第17の観点の発明では、互いに直交する3つの軸の複数軸方向に読み出し勾配磁場を有するパルスシーケンスにより磁気共鳴信号情報の収集を行う前に、異なる前記読み出し勾配磁場のエコー中心の位置情報を取得し、このエコー中心とK空間上の原点とを一致させる一致条件を求め、この一致条件に基づいて、エコー中心と原点とを一致させたパルスシーケンスにより、磁気共鳴信号の収集を行う。 In the seventeenth aspect of the invention, prior to the collection of magnetic resonance signals information by the pulse sequence having a readout gradient magnetic field in multiple axes directions of three axes perpendicular to each other, the position information of the echo center of different said readout gradient magnetic field acquires, for a match condition to match the origin of the echo center and the K-space, based on the matching condition, the pulse sequence is matched with the echo center and the origin, for collecting magnetic resonance signals.

また、第18の観点の発明にかかる磁気共鳴撮像方法は、前記一致条件が、前記磁気共鳴信号を励起するRFパルスの位相角度および前記読み出し勾配磁場の前に位置するディフェーズ勾配の大きさからなることを特徴とする。 A magnetic resonance imaging method according to the invention of the eighteenth aspect of the match conditions, the magnitude of the dephasing gradient located in front of the phase angle and the readout gradient magnetic field of the RF pulse for exciting the magnetic resonance signals characterized in that it comprises.

また、第18の観点の発明にかかる磁気共鳴撮像方法は、RFパルスの位相角度および読み出し勾配磁場の前に位置するディフェーズ勾配の大きさにより、一致させる。 A magnetic resonance imaging method according to the eighteenth aspect of the invention, the size of the dephasing gradient located in front of the phase angle and the readout gradient magnetic field of the RF pulse, match.

以上説明したように、本発明によれば、パルスシーケンスは、補正手段により、異なる大きさの読み出し勾配磁場を有する収集ラインごとに、磁気共鳴信号情報に含まれるエコーのエコー中心と、K空間上の原点とを一致させることとしているので、これらエコー中心の不一致により、画像再構成の際に生じるバンドアーチファクトを軽減し、ひいては磁場不均一等による画質劣化を改善することができる。 As described above, according to the present invention, the pulse sequence by the correction means, each collection line having a readout gradient magnetic field having different sizes, and the echo center of the echo included in the magnetic resonance signal data, the K space because of that and to match the origin, the inconsistency of these echo center, to reduce the band artifacts occurring during image reconstruction, it is possible to improve the image quality deterioration due to turn magnetic field inhomogeneity and the like.

以下に添付図面を参照して、この発明にかかる磁気共鳴撮像装置を実施するための最良の形態について説明する。 With reference to the accompanying drawings, illustrating the best mode for carrying out the magnetic resonance imaging apparatus according to the present invention. なお、これにより本発明が限定されるものではない。 Incidentally, thereby not limit the present invention.
(実施の形態1) (Embodiment 1)
まず、本実施の形態1にかかる磁気共鳴撮像装置の全体構成について説明する。 First, a description will be given of the overall configuration of a magnetic resonance imaging apparatus according to the first embodiment. 図1に磁気共鳴撮像装置の全体構成を示す。 It shows an overall configuration of a magnetic resonance imaging apparatus in FIG. 本装置は,マグネットシステム(magnet system)100を有する。 The apparatus comprises a magnet system (magnet system) 100. マグネットシステム100は,主磁場コイル(coil)部102、勾配コイル部106およびRF(radio frequency)コイル部108を有する。 Magnet system 100 includes a main magnetic field coil (coil) section 102, a gradient coil section 106 and RF (radio frequency) coil section 108. そして、これら各コイル部を駆動および制御する、勾配駆動部130、RF駆動部140、データ(data)収集部150、制御部160、データ処理部170、表示部180および操作部190を有する。 Then, a driving and controlling the respective coil portions, gradient driving section 130, RF driving section 140, data (data) acquisition unit 150, the control unit 160, the data processing unit 170, display unit 180 and operation unit 190.

ここで、各コイル部は,概ね円盤の形状を有し、上下に一対ずつ配置されている。 Wherein each coil portion has a generally shape of a disc, they are arranged in pairs above and below. また、上下の各コイル部に挟まれる中間位置に撮像空間が存在し、クレードル(cradle)101および被検体1が配置される。 Further, there is an imaging space in an intermediate position sandwiched the coil portions of the upper and lower cradle (cradle) 101 and the object 1 is arranged. 被検体1は、クレードル101上に横臥状態とされ、クレードル101ごと撮像空間に搬送される。 The subject 1 is the lying state on the cradle 101, is transported to the imaging space each cradle 101.

主磁場コイル部102は、マグネットシステム100の撮像空間に静磁場を形成する。 The main magnetic field coil section 102 generates a static magnetic field in the imaging space of the magnet system 100. 静磁場の方向は、上下に一対ずつ配設される主磁場コイル部102の上下方向に平行である。 The direction of the static magnetic field is parallel to the vertical direction of the main magnetic field coil section 102 disposed in pairs above and below. すなわち、いわゆる垂直磁場を形成する。 That is, to form a so-called vertical magnetic field. 主磁場コイル部102は、超伝導コイルあるいは永久磁石等を用いて構成される。 The main magnetic field coil section 102 is constructed of a superconducting coil or a permanent magnet or the like.

勾配コイル部106は、互いに直交する3軸、すなわち図1に示すx、yおよびz軸方向に、それぞれ静磁場強度に線形勾配を持たせるための3つの勾配磁場を生じる。 The gradient coil section 106, 3 mutually orthogonal axes, namely x shown in FIG. 1, the y and z-axis direction, it generates three gradient magnetic fields for imparting linear gradients to the static magnetic field strength. そして、これら3つの勾配磁場を組み合わせ、撮像空間内にスライス(slice)軸、位相エンコード軸および周波数エンコード軸の設定を行い撮像を行う。 The combination of these three gradient magnetic fields, performing slice (slice) axis within the imaging space, the imaging to set the phase encoding axis and the frequency encoding axis. ここで、スライス軸、位相エンコード軸および周波数エンコード軸は、相互間の直交性を保ったまま、x、yおよびz軸の勾配磁場を組み合わせて、撮像空間内に任意の傾きを持たせることもできる。 Here, a slice axis, a phase encoding axis and the frequency encode axis, while maintaining the orthogonality between them, x, a combination of gradient magnetic fields y and z-axis, also be provided with any inclination in the imaging space it can.

スライス軸方向の勾配磁場をスライス勾配磁場、位相エンコード軸方向の勾配磁場を位相エンコード勾配磁場、周波数エンコード軸方向の勾配磁場を周波数エンコード勾配磁場ともいう。 Slice axis direction of the gradient magnetic field slice gradient magnetic field, phase encode gradient magnetic gradient magnetic field in the phase encoding axis direction, also referred to as frequency encoding gradient magnetic gradient field in the frequency encode direction. 周波数エンコード軸方向の勾配磁場は、被検体1に励起された磁気共鳴信号の位相を相互にばらけさせるディフェーズ(dephase)勾配磁場と、このばらけた磁気共鳴信号の位相を再度同じものとするリフォーカス(refocus)のための読み出し勾配磁場とを有する。 Gradient magnetic field in the frequency encode direction is a dephasing (dephase) gradient magnetic field to be loosened from each other the phase of the magnetic resonance signals excited in the subject 1, as the same phase of the loosened was magnetic resonance signal again and a readout gradient magnetic field for refocusing (refocus). このような勾配磁場の発生を可能にするために、勾配コイル部106は、図示しない、x、yおよびz軸方向に3系統の勾配コイルを有する。 In order to enable generation of such gradient magnetic fields, the gradient coil section 106, not shown, has three gradient coils in the x, y and z-axis directions. 以下、勾配磁場を単に勾配ともいう。 Hereinafter also referred to simply as the gradient The gradient magnetic field.

RFコイル部108は、静磁場空間に位置する被検体1の体内に、磁化ベクトル(vector)を励起するための高周波磁場を形成する。 RF coil unit 108, the body of the subject 1 positioned in the static magnetic field space, a high frequency magnetic field for exciting the magnetization vector (vector). この高周波磁場の形成は、被検体1の内部に、磁気共鳴を励起するので、RF励起信号の送信ともいう。 Formation of the high-frequency magnetic field, into the subject 1, since excite magnetic resonance, also referred to as transmission of an RF excitation signal. また、RF励起信号をRFパルス(pulse)ともいう。 Moreover, the RF excitation signal referred to as a RF pulse (pulse).

受信コイル部109は、励起された磁気モーメント(moment)が生じる電磁波すなわち磁気共鳴信号を受信する。 Receive coil section 109 receives an electromagnetic wave i.e. magnetic resonance signals excited magnetic moment (Moment) occurs. ここで、受信コイル部109は、被検体1の近傍に配設され、被検体1が発する磁気共鳴信号を、感度良く受信することが好ましい。 Here, the receiving coil unit 109 is disposed in the vicinity of the subject 1, a magnetic resonance signal subject 1 emitted, it is preferable to sensitively received. なお、RFコイル部108が、受信用のコイルを兼用することもできる。 Incidentally, RF coil section 108 as above may also be used a coil for receiving.

勾配コイル部106には、勾配駆動部130が接続されている。 The gradient coil section 106, gradient driving section 130 is connected. 勾配駆動部130は、勾配コイル部106に駆動信号を与えて勾配磁場を発生させる。 The gradient driving section 130, to generate a gradient magnetic field supplies driving signals to the gradient coil section 106. 勾配駆動部130は、勾配コイル部106における3系統の勾配コイルに対応して、図示しない3系統の駆動回路を有する。 The gradient driving section 130, corresponding to the three gradient coils in the gradient coil section 106 has three driving circuits (not shown).

RF駆動部140は、RFコイル部108に接続されており、RFコイル部108に駆動信号を与えてRFパルスを送信し、被検体1の体内の磁化ベクトルを励起する。 RF drive unit 140 is connected to the RF coil unit 108, transmits an RF pulse supplies driving signals to the RF coil unit 108, exciting the magnetization vector of the body of the subject 1.

受信コイル部109には、データ収集部150が接続されている。 The receive coil section 109, data collecting section 150 are connected. データ収集部150は、RFコイル部108が受信した磁気共鳴信号を、A/D(Analog To Digital)変換器により、サンプリング(sampling)およびディジタル化を行い、このディジタル化された磁気共鳴信号を、ディジタルデータ(digital data)として、後述するデータ処理部170のK空間に収集する。 Data acquisition unit 150, a magnetic resonance signal by the RF coil section 108 has received, by A / D (Analog To Digital) converter performs sampling (sampling) and digitizes the digitized magnetic resonance signal, as digital data (digital data), collected in the K-space of the data processing unit 170 to be described later.

制御部160は、勾配駆動部130、RF駆動部140およびデータ収集部150に接続され、勾配駆動部130ないしデータ収集部150をそれぞれ制御して撮像を遂行する。 Control unit 160 is connected to the gradient driving section 130, RF driving section 140 and data acquisition unit 150 performs the imaging gradient driving section 130 through the data collecting section 150 respectively controlled to. また、制御部160は、コンピュータ(computer)等を用いて構成され、図示しないメモリ(memory)を有する。 The control unit 160 is configured using a computer (computer) or the like, having a memory (memory), not shown. メモリは、制御部160用の制御プログラム(program)であるパルスシーケンス(pulse sequence)および各種のデータを記憶している。 Memory stores pulse sequence (pulse sequence) and various data which is a control program for the control unit 160 (program). 制御部160の機能は、コンピュータがメモリに記憶されたプログラムを実行することにより実現される。 Functions of the control unit 160, the computer can be realized by executing a program stored in the memory.

データ収集部150の出力側は、データ処理部170に接続され、収集したデータをデータ処理部170に送信する。 Output of the data collecting section 150 is connected to the data processing unit 170 transmits the collected data to the data processing unit 170. データ処理部170は、コンピュータ等を用いて構成され、図示しないメモリを有する。 The data processing unit 170 is configured using a computer or the like, having a memory (not shown). メモリは、データ処理部170用のプログラムおよび各種のデータを記憶している。 The memory stores programs and various data for the data processing unit 170.

データ処理部170は、制御部160に接続され、制御部160の上位にあってそれを統括する。 The data processing unit 170 is connected to the control unit 160, and controls it above the control section 160. 本装置の機能は、データ処理部170がメモリに記憶されたプログラムを実行することによりを実現される。 The function of the present apparatus is realized by executing a program by the data processing unit 170 is stored in the memory.

データ処理部170は、データ収集部150が収集した磁気共鳴信号である生データを、K空間に保存する。 The data processing unit 170, the raw data is a magnetic resonance signal data acquisition unit 150 collects, stores the K space. このK空間は、2次元あるいは3次元フーリエ変換により画像再構成を行う際の基になるデータ空間で、x、yおよびz軸方向に対応する,空間周波数のKx、KyおよびKz軸方向に碁盤目状にデータが配置されている。 The K-space is a two dimensional or data space underlying when the image is reconstructed by three-dimensional Fourier transform, x, corresponding to the y and z-axis direction, the spatial frequency Kx, cross-cut to the Ky and Kz axis eye shape data is located. そして、K空間のデータをフーリエ変換することにより断層画像情報が生成され、この断層画像情報は、メモリに記憶される。 Then, the tomographic image information is generated by performing Fourier transform data of K-space, the tomographic image information is stored in the memory. また、データ処理部170は、後述するラディアルスキャン等により取得される、K空間の同心円状のデータから、フーリエ変換が行われる碁盤目状のデータを生成する補間手段も有する。 The data processing unit 170 is acquired by radial scan to be described later, the concentric data K space also has interpolating means for generating a grid pattern of data Fourier transformation is performed.

なお、データ処理部170、制御部160、勾配駆動部130およびRF駆動部140は、補正手段をなし、また制御部160およびRF駆動部140は、RFパルスの強度を調節すると共に、磁気共鳴周波数を有する基本クロックに対するRFパルスの位相を調整する調整手段をなす。 The data processing unit 170, the control unit 160, gradient driving section 130 and RF driving section 140, without the compensation means, and the control unit 160 and the RF driver 140, while adjusting the intensity of the RF pulse, the magnetic resonance frequency forming the adjustment means for adjusting the phase of the RF pulse to the reference clock having. これにより、励起の際に、主磁場方向と励起される磁化ベクトルの角度および主磁場方向と垂直をなす平面内での励起される磁化ベクトルの位相角度が調整される。 Thus, upon excitation, the phase angle of the magnetization vector excited in a plane that is at an angle and the primary magnetic field direction perpendicular magnetization vector being excited to the main field direction is adjusted.

また、制御部160および勾配駆動部130は、ディフェーズ勾配磁場の大きさを調整する調整手段をなす。 The control unit 160 and the gradient driving section 130, constitute an adjusting means for adjusting the magnitude of the dephase gradient magnetic field. これにより、磁気共鳴信号に含まれる受信エコーのエコー中心位置が調整される。 Accordingly, the echo center position of the received echoes included in the magnetic resonance signal is adjusted.

表示部180および操作部190は、データ処理部170に接続され、グラフィックディスプレー(graphic display)等で構成される。 Display unit 180 and operation unit 190 are connected to the data processing unit 170, and a graphic display (graphic display) and the like. 操作部190はポインティングデバイス(pointing device)を備えたキーボード(keyboard)等で構成される。 Operation unit 190 is a keyboard (keyboard) or the like provided with a pointing device (pointing device).

表示部180は、データ処理部170から出力される再構成画像および各種の情報を表示する。 The display section 180 displays the reconstructed image and several kinds of information output from the data processing unit 170. 操作部190は、オペレータによって操作され、各種の指令や情報等をデータ処理部170に入力する。 Operation unit 190 is operated by an operator, to input various commands and information to the data processing unit 170. オペレータは表示部180および操作部190を通じてインタラクティブ(interactive)に本装置を操作する。 Operator to operate the apparatus interactively (interactive) through the display unit 180 and operation unit 190.

ここで、本発明にかかる制御部160およびデータ処理部170の動作を説明する前に、読み出し勾配磁場を含む周波数エンコード軸が、x、yおよびz軸方向の勾配磁場の複数の組み合わせで得られる、ラディアルスキャンについて説明する。 Before describing the operation of the control unit 160 and data processing unit 170 according to the present invention, a frequency encoding axis including a readout gradient magnetic field, x, is obtained in a plurality of combinations of gradient field in the y and z-axis , a description will be given of radial scan.

図2(A)は、ラディアルスキャンを行う場合に使用されるパルスシーケンスの一例として、FIESTAあるいはFISP等で呼ばれるパルスシーケンスを示す。 2 (A) is, as an example of a pulse sequence used when performing radial scan shows a pulse sequence called by FIESTA or FISP like. この図では、RF磁場、x、y、z勾配磁場および受信エコーの各軸は、共通の時間軸を有している。 In this figure, the axis of the RF magnetic field, x, y, z gradient and receiving echoes have a common time axis. このパルスシーケンスは、RFパルスを、繰り返し時間TRで連続的に被検体1に照射し、被検体1に励起される磁化ベクトルを定常な状態とするSSFPで、かつ、x、yおよびz軸方向ごとに、繰り返し時間TR内で、すべての勾配磁場の総和が零となるように設定されるものである。 The pulse sequence, the RF pulse is irradiated continuously subject 1 with repetition time TR, in SSFP the steady state magnetization vector being excited to the subject 1, and, x, y and z-axis each, in repetition time TR, in which the sum of all the gradient fields is set to be zero. また、図2(A)の例は、z軸と垂直なxy面内の断層像を取得する例である。 In addition, the example of FIG. 2 (A) is an example of acquiring a tomographic image of the z-axis perpendicular to the xy plane.

図2(B)は、図2(A)のパルスシーケンスを用いたスキャンにより、K空間上に取得される磁気共鳴信号を例示したものである。 FIG. 2 (B), the scan using the pulse sequence of FIG. 2 (A), is an illustration of a magnetic resonance signals acquired on the K space. ここでは、xy面内のラディアルスキャンとしているので、フーリエ空間をなすK空間の横軸をKx、縦軸をKyとし、一回のTRで取得される受信エコーは、空間周波数が零である原点を通る収集ライン上に存在する。 Here, since the radial scan in the xy plane, the horizontal axis of the K space which forms the Fourier space and Ky Kx, the vertical axis, receiving echoes acquired in one TR is the spatial frequency is zero origin present on the collection line passing through. ラディアルスキャンは、この原点を中心として、放射状に複数存在する収集ライン上で磁気共鳴信号を取得し、これらデータから、KxおよびKy方向を指標とする碁盤目状のデータを、補間により算出する。 Radial scan as around the origin, and acquiring magnetic resonance signals on the collecting line there are a plurality of radially, from those data, the tessellated data as an index Kx and Ky direction is calculated by interpolation. なお、図2(B)に示す収集ラインは、代表的なものを模式的に示したもので、実際の収集ラインの本数は、K空間のマトリックスサイズ(matrix size)と同等程度の分解能が得られる様に設定される。 Note that the collection line shown in FIG. 2 (B), typical of those that schematically shows, the number of actual collection line, the resolution of the same order of the matrix size (matrix size) of the K space obtained It is set as.

また、この例のラディアルスキャンでは、K空間の原点を通る、複数方向の収集ラインでのデータ収集を、位相エンコード量を零とし、周波数エンコード軸をxy面内で回転させることにより行う。 Further, in the radial scan in this example, through the origin of the K space, the data acquisition in multiple directions of collection line, the phase-encoding amount is zero is performed by rotating the frequency encoding axis in the xy plane. 図2(A)のパルスシーケンスでは、周波数エンコード軸をxy面内で回転させるので、読み出し勾配磁場がxおよびy軸の両方に存在し、1回のTRごとにする大きさが変化する。 The pulse sequence of FIG. 2 (A), since the rotating frequency encoding axis in the xy plane, the readout gradient magnetic field is present in both the x and y axis, changes the size of each single TR. なお、図2(A)では、x軸勾配およびy軸勾配の読み出し勾配磁場の大きさが、一回のTRごとに変化することを、点線により模式的に示した。 In FIG. 2 (A), x-axis gradient and y-axis readout gradient magnitude of the magnetic field gradient, that changes every single TR, shown schematically by dotted lines.

ここで、ラディアルスキャンは、x軸およびy軸方向で読み出し勾配磁場の大きさが、1回のTRごとに変化するので、勾配磁場に重畳される磁場不均一の効果も毎回異なる。 Here, radial scan, the size of the readout gradient magnetic field in the x-axis and y-axis direction, since the changes after each TR, also different each time magnetic field inhomogeneity effects are superimposed on the gradient field. なお、位相エンコードを用いた碁盤目状のデータ収集では、周波数エンコード軸は、常に1つの軸方向、すなわちx、yまたはz軸方向に固定されるので、磁場不均一の効果は、スキャン中常に同一となる。 In the tessellated data collection using phase encoding, frequency encoding axis is always one axial, i.e. x, because it is fixed to the y or z-axis direction, the effect of the magnetic field inhomogeneity is always in the scan the same as made.

図3は、縦軸を信号強度、横軸を図2(B)の原点を中心とする収集ライン上の位置とし、図2(A)で示されるパルスシーケンスを用いた際に、観測される磁気共鳴信号の典型的な例を示している。 3, the signal intensity on the vertical axis, the horizontal axis represents the position on the collection line centered at the origin in FIG. 2 (B), when using the pulse sequence shown in FIG. 2 (A), the observed It shows a typical example of the magnetic resonance signals. ここで、この磁気共鳴信号は、FIDエコー(フリー インダクション ディケイ エコー:free induction decay echo)およびSE・STEエコー(スピン エコー・スティミュレイティッド エコー:Spin Echo・Stimulated Echo)の2種類の受信エコーを含んでいる。 Wherein the magnetic resonance signal, FID echo (free induction decay Echo: free induction decay echo) and SE-STE Echo: two kinds of reception echoes (spin echo stimulated Ray Incorporated Echo Spin Echo-Stimulated Echo) which comprise.

FIDエコーは、読み出し勾配磁場の手前のRFパルスにより励起される、励起直後から観測される受信エコーである。 FID echoes are excited by short of RF pulses of the readout gradient magnetic field, a receiving echoes observed immediately after the excitation. 図2(A)の例では、TR内のRFパルスにより、主磁場z方向の磁化ベクトルがxy面内に励起された磁化ベクトルである。 In the example of FIG. 2 (A), the RF pulses in the TR, a magnetization vector magnetization vector of the main magnetic field z direction is excited in the xy plane. SE・STEエコーは、複数回前のRFパルスにより励起された磁化ベクトルで、勾配磁場の影響の仕方がFIDエコーと異なり、複数回以上前の勾配磁場の大きさにより受信エコーの出現位置が変化する。 SE · STE echo magnetization vector being excited by RF pulses before multiple, unlike FID echo how the effect of the gradient magnetic fields, the occurrence position of the received echo is changed by the magnitude of the gradient magnetic field for over several times to. なお、FIDエコーおよびSE・STEエコーのエコー中心とは、概ね受信エコーの信号強度が最大となるピーク(peak)位置を指す。 Note that the echo center of the FID echoes and SE · STE echo, generally the signal strength of the received echo points to peak (peak) position becomes maximum.

ここで、読み出し勾配磁場の印加中に観測されるFIDエコー、SE・STEエコーを含む磁気共鳴信号は、データ収集部150のA/D変換器において、図3に示す様に、−N/2〜N/2点のサンプリングが行われる。 Here, FID echoes observed during the application of the readout gradient magnetic field, a magnetic resonance signal including a SE · STE echo in the A / D converter of the data acquisition unit 150, as shown in FIG. 3, -N / 2 sampling to N / 2-point is performed. そして、サンプリングされた磁気共鳴信号情報は、図2(B)に示すK空間上の収集ラインに沿った生データとなる。 The magnetic resonance signal information sampled becomes raw data along the collecting line in the K space shown in FIG. 2 (B). なお、Nは、正の整数で、N=128、256等の値が用いられる。 Incidentally, N represents a positive integer value, such as N = 128, 256 is used. また、サンプリングの中心は、図2(B)に示すK空間上の原点に対応し、空間周波数が零の成分を現す。 The center of the sampling corresponds to the origin of the K space shown in FIG. 2 (B), the spatial frequency represents the component of zero.

つぎに、本発明にかかる補正手段をなす制御部160およびデータ処理部170の動作を、図4を用いて説明する。 Next, the operation of the control unit 160 and data processing unit 170 forms an according correction means of the present invention will be described with reference to FIG. 図4は、本発明にかかる制御部160およびデータ処理部170の動作を示すフローチャートである。 Figure 4 is a flowchart showing the operation of the control unit 160 and data processing unit 170 according to the present invention. まず、オペレータは、スキャンを行うパルスシーケンスの設定を、操作部190からデータ処理部170を介して、制御部160に行う(ステップS401)。 First, the operator, the setting of the pulse sequence for scanning, via the data processing unit 170 from the operation unit 190 performs the control unit 160 (step S401). ここでは、図2(A)に示す様なFIESTAを用いたラディアルスキャンの場合を例示する。 Here, an example is shown of the case of the radial scan using FIESTA such as shown in FIG. 2 (A). そして、制御部160は、プリスキャン(prescan)を行い、共振周波数、RF駆動部140の利得等の調整を行う。 Then, the control unit 160 performs a pre-scan (prescan), it performs the resonance frequency, the adjustment of the gain or the like of the RF driving section 140.

その後、データ処理部170は、一致条件の収集処理を行う(ステップS403)。 Thereafter, the data processing unit 170 performs collection processing match condition (step S403). この一致条件の収集処理では、図3に例示した、FIDエコー、SE・STEエコーの各エコー中心を、読み出し勾配磁場の大きさごとに、サンプリングを行う際の原点、すなわちK空間上の原点と一致させる、RFパルスの位相角度情報およびディフェーズ勾配磁場の大きさ情報からなる一致条件を収集する。 In the collection process of the matching condition illustrated in FIG. 3, FID echoes, each echo center SE · STE echo for each size of the readout gradient magnetic field, the origin of the time of performing the sampling, i.e., the origin of the K space match, collecting a match condition consisting of the phase angle information and magnitude information of the dephasing gradient field of the RF pulse. なお、この一致条件の収集処理は、後に詳述する。 It should be noted that the process of collecting this match conditions will be described in detail later.

その後、制御部160は、ステップS403で取得された読み出し勾配磁場の大きさごとの一致条件を用いて、本スキャンを行う(ステップS404)。 Thereafter, the control unit 160 uses the matching condition for each size of the acquired readout gradient magnetic field in step S403, it performs the main scan (step S404). この本スキャンでは、FIDエコー、SE・STEエコーの各エコー中心は、すべて原点と一致される。 In this main scanning, FID echoes, each echo center SE · STE echoes are all matched with the origin. 特に、ラディアルスキャンの場合には、読み出し勾配磁場が異なる、図2(B)に示されるK空間の原点を中心とするすべての収集ライン上で、すべてのエコー中心と原点とが一致する。 Particularly, in the case of radial scanning, readout gradient magnetic field is different, on every collection line centered at the origin of the K space shown in FIG. 2 (B), and the all the echo center and the origin coincident.

その後、データ処理部170は、画像再構成を行う(ステップS405)。 Thereafter, the data processing unit 170 performs image reconstruction (Step S405). この画像再構成では、K空間上のデータにフーリエ変換を行い、断層画像情報が生成される。 This image reconstruction, performs Fourier transform on the data in the K-space, the tomographic image information is generated. 特に、ラディアルスキャンの場合には、図2(B)に示される原点を中心とする放射状の収集ラインに沿って生データが取得されるので、KxおよびKy軸に沿った碁盤目状のデータが、補間等により生成される。 Particularly, in the case of radial scan, since the raw data is acquired along a radial collection line centered at the origin as shown in FIG. 2 (B), tessellated data along Kx and Ky axis , it is generated by interpolation or the like. そして、この補間データにフーリエ変換が行われる。 Then, Fourier transform is performed on the interpolation data.

その後、データ処理部170は、表示部180に、生成された断層画像情報を表示し(ステップS406)、オペレータ等による読影が行われる。 Thereafter, the data processing unit 170, the display unit 180 displays the generated tomographic image data (step S406), the interpretation by the operator or the like is performed.

つづいて、ステップS403の一致条件の収集処理について、図5を用いて詳細に説明する。 Subsequently, the process of collecting match condition in step S403, will be described in detail with reference to FIG. 図5は、一致条件の収集処理の動作を示すフローチャートである。 Figure 5 is a flowchart showing the operation of the collection process matching criteria. まず、データ処理部170は、図4のステップS401で設定されたパルスシーケンスの読み出し勾配磁場を算出し、この読み出し勾配磁場を用いた分離パルスシーケンスを、調整手段である制御部160へ設定する(ステップS501)。 First, the data processing unit 170 calculates the readout gradient magnetic field of the set pulse sequence in step S401 in FIG. 4, the separation pulse sequence using the read gradient magnetic field is set to the control unit 160 is an adjustment means ( step S501). ここで、分離パルスシーケンスの例を、図6に示す。 Here, an example of a separation pulse sequence shown in FIG.

図6は、SSFPを用いた場合の分離パルスシーケンスの一例である。 Figure 6 is an example of a separation pulse sequence when using SSFP. ここで、分離パルスシーケンスは、FIDエコー調整用のものと、SE・STEエコー調整用のものの2種が用いられる。 Here, the separation pulse sequence, and one for FID echo adjustment, two things for SE · STE echo adjustment is used. FIDエコー調整用のものを図6(A)に、そして、SE・STEエコー調整用のものを図6(B)に示す。 Figure 6 (A) those for FID echo adjustment, and, shown in FIG. 6 (B) those for SE · STE echo adjustment.

図6(A)は、FIDエコー調整用の分離パルスシーケンスで、y軸に分離勾配磁場であるクラッシャ(crusher)601が存在する。 6 (A) is the separation pulse sequence for FID echo adjustment is the separation gradient magnetic field in the y-axis crusher (crusher) 601 is present. なお、クラッシャ601は、読み出し勾配磁場の後に存在するので、RFパルスにより励起されるFIDエコーには、何ら影響を与えず、後続するSE・STEエコーの位相をばらけさせ、受信エコーを消滅させる。 Incidentally, the crusher 601 is so present after readout gradient magnetic field, the FID echoes excited by RF pulses, without affecting any, to loose a subsequent SE · STE echo phase, annihilate received echo . 従って、図6(A)の分離パルスシーケンスでは、読み出し勾配磁場の位置で、FIDエコーのみが観測される。 Thus, the separation pulse sequence of FIG. 6 (A), at the position of the readout gradient magnetic field, only the FID echo is observed.

図6(B)は、SE・STEエコー調整用の分離パルスシーケンスで、y軸に分離勾配磁場であるクラッシャ602が存在する。 FIG. 6 (B) in separate pulse sequence for SE · STE echo adjustment, there is crusher 602 is separated gradient magnetic field in the y-axis. なお、クラッシャ602は、RFパルスの後、読み出し勾配磁場の前に存在するので、RFパルスにより励起されるFIDエコーの位相をばらけさせ、受信エコーを消滅させる一方で、これ以前のRFパルスにより励起されるSE・STEエコーは、クラッシャ602の勾配磁場面積が打ち消し合い、受信エコーが通常通り出現する。 Incidentally, crusher 602, after the RF pulse, due to the presence in front of the readout gradient magnetic field, to loose the FID echo phase excited by RF pulses, while extinguishing received echo, thereby previous RF pulse SE · STE echoes excited, the cancel gradient magnetic field area of ​​the crusher 602, the received echo appears normal. 従って、図6(B)の分離パルスシーケンスでは、読み出し勾配磁場の位置で、SE・STEエコーのみが観測される。 Thus, the separation pulse sequence in FIG. 6 (B), at the position of the readout gradient magnetic field, only SE · STE echo is observed. なお、図6では、理解を容易にするため、読み出し勾配磁場がx軸方向にのみ存在する場合を例示した。 In FIG. 6, for ease of understanding, readout gradient magnetic field is exemplified when present only in the x-axis direction.

その後、図5に戻り、調整手段である制御部160は、図6(A)および(B)に示した様な分離パルスシーケンスを用いてスキャンを行う(ステップS502)。 Thereafter, returning to FIG. 5, a regulating means control unit 160 performs a scan using a separate pulse sequence such as shown in Fig. 6 (A) and (B) (step S502). そして、データ処理部170は、取得されるFIDエコー、SE・STEエコーの受信エコーから、FIDエコーのエコー中心と収集ライン原点との時間的な距離、並びに、SE・STEエコーのエコー中心と収集ライン原点との時間的な距離であるエコー中心位置情報を取得する。 Then, the data processing unit 170 collects FID echoes acquired from the received echo SE · STE echo, the temporal distance between the collection line origin echo center of FID echo as well as the echo center of the SE · STE Echo acquiring echo center position information which is the temporal distance between the line origin. ここで、エコー中心と収集ライン原点との時間的な距離は、これら受信エコーをフーリエ変換して得られる変換データの実数成分および複素数成分間の位相角度から求める。 Here, the temporal distance between the collection line origin echo center obtains these received echoes from the phase angle between the real part and complex components of the converted data obtained by Fourier transform.

図7は、エコー中心と収集ライン原点との時間的な距離を求める方法を示したものである。 Figure 7 illustrates a method for determining the temporal distance between the collection line origin echo center. 図7(A)は、FIDエコーあるいはSE・STEエコーを示すもので、収集ライン原点とピークをなすエコー中心との時間差をΔΦとする。 FIG. 7 (A) shows the FID echo or SE · STE echo, the time difference between the echo center forming a collection line origin and the peak to .DELTA..PHI. 図7(B)は、図7(A)の受信エコーをフーリエ変換した際に生じる実数成分および複素数成分間の位相角度の分布を実線で示すものである。 FIG. 7 (B) shows the distribution of the phase angle between the real part and complex components results in received echo upon Fourier transform shown in FIG. 7 (A) in solid lines. ここで、フーリエ変換の時間軸の推移則から、図7(A)に示すΔΦは、図7(B)に示す位相角度の分布の傾き、すなわち1次成分に等しいことが示される。 Here, the transition rule of the time axis of the Fourier transform, .DELTA..PHI shown in FIG. 7 (A), the slope of the distribution of the phase angle shown in FIG. 7 (B), i.e., shown to be equal to the primary component. 従って、例えば、図7(B)の位相角度の分布から、撮像範囲を示すFOV(Field Of View)、並びに、この両端部の位相角度Φ1およびΦ2を用いて、 Thus, for example, from the distribution of the phase angle of Fig. 7 (B), FOV indicating the imaging range (Field Of View), and, using the phase angle Φ1 and Φ2 of the two end portions,
ΔΦ=(Φ2−Φ1)/FOV ΔΦ = (Φ2-Φ1) / FOV
により、エコー中心位置情報である時間差ΔΦを求める。 Accordingly, obtaining the time difference ΔΦ is the echo center position information.

そして、図5に戻り、データ処理部170は、エコー中心位置情報が、予め設定される閾値を越えるかどうかを判定し(ステップS504)、閾値を越える際には(ステップS504肯定)、エコー中心位置情報から、調整手段である制御部160に対して調整を行う(ステップS505)。 Then, returning to FIG. 5, the data processing unit 170, the echo center position information, to determine whether it exceeds a threshold value set in advance (step S504), when exceeding the threshold (step S504: Yes), the echo center from the position information, make adjustments to the control unit 160 is an adjustment means (step S505). ここで、FIDエコーのエコー中心を調整する場合には、ΔΦから、調整手段により、RFパルスの位相角度を調整し、また、SE・STEエコーのエコー中心を調整する場合には、調整手段により、ディフェーズ勾配磁場の大きさを調整する。 Here, in the case of adjusting the echo center of the FID echoes from .DELTA..PHI, by adjusting means to adjust the phase angle of the RF pulse, also when adjusting the echo center SE · STE echo by adjusting means , adjusting the size dephasing gradient magnetic field. そして、ステップS502に移行し、再度分離パルスシーケンスによるスキャンを行い、エコー中心位置情報が、予め設定される閾値内に収まるまで繰り返す。 Then, the process proceeds to step S502, scans by again separating the pulse sequence, an echo center position information is repeated until it within a threshold set in advance.

また、データ処理部170は、閾値を越えない際には(ステップS504否定)、この読み出し勾配磁場に対する調整は、充分であるとし、RFパルスの位相角度およびディフェーズ勾配磁場の大きさをメモリに保存する(ステップS506)。 The data processing unit 170, when not exceeding the threshold value (step S504 negative), adjustments to the readout gradient magnetic field, and to be sufficient, the phase angle and dephasing gradient magnitude field of RF pulse to the memory to save (step S506). そして、ステップS401で設定されるパルスシーケンスで用いられる、大きさの異なる主要な読み出し勾配磁場で調整が行われたかどうかを判定し(ステップS507)、主要な読み出し勾配磁場で調整が行われていない場合には(ステップS507否定)、ステップS501に移行し、調整が行われていない主要な読み出し勾配磁場を設定し、ステップS502〜S505を繰り返す。 The used pulse sequence set in step S401, determines whether the adjustment key readout gradient magnetic fields having different sizes has been performed (step S507), it has not been adjusted in the main readout gradient If (step S507 negative), the process proceeds to step S501, it sets the main readout gradient magnetic field adjustment is not performed, repeating steps S502~S505. なお、ここで、主要な読み出し勾配磁場とは、SSFPのラディアルスキャンで用いられるすべての読み出し勾配磁場から選ばれる、例えば、図2(B)に示すK空間上で、数本〜数十本おきに指定される収集ラインを指す。 Here, a major readout gradient magnetic field, selected from all of the readout gradient magnetic field used in the radial scan of SSFP, for example, on the K space shown in FIG. 2 (B), several to several tens of every It refers to a collection line that is specified in.

また、主要な読み出し勾配磁場で調整が行われた場合には(ステップS507肯定)、データ処理部170の補間手段により、線型補間等の処理を用いて、すべての読み出し勾配磁場に対する、RFパルスの位相角度およびディフェーズ勾配磁場の大きさの調整値を求め(ステップS508)、本処理を終了する。 Further, when the adjustment key readout gradient magnetic field has been performed (step S507: Yes), the interpolation means of the data processing unit 170, using the processing of the linear interpolation or the like, for all the readout gradient magnetic field, the RF pulse obtains an adjustment value of the phase angle and dephasing gradient magnitude (step S508), the process ends. そして、図4のステップS404に移行し、本スキャンを行う。 Then, the process proceeds to step S404 in FIG. 4, it performs the main scan. なお、ステップS503でエコー中心位置情報に閾値を設け、この閾値内に入るまで調整を繰り返すこととしたが、調整回数を決め、調整回数の終了により、特定の読み出し勾配磁場に対する調整を終了とすることもできる。 Incidentally, the threshold is set to the echo center position information in step S503, it is assumed that repeated adjustments to fall within the threshold, determining the number of adjustments, the end of the number of adjustments, and terminates the adjustment to specific readout gradient magnetic field it is also possible.

上述してきたように、本実施の形態1では、読み出し勾配磁場が収集ラインごとに異なるSSFPのラディアルスキャンで、各収集ラインごとに、FIDエコー、SE・STEエコーのエコー中心が、K空間上の原点と一致する一致条件の収集を行い、本スキャンの際に、これら一致条件を用いて、K空間上の受信エコーが、すべて原点にエコー中心を有することとしているので、磁場不均一等により発生するFIDエコー、SE・STEエコーのエコー中心のずれを防止し、ひいては、このずれに起因して発生する断層画像情報のバンドアーチファクトを軽減する。 As described above, in the first embodiment, in radial scan readout gradient magnetic field is different for each collection line SSFP, each collection line, FID echo, the echo center of SE · STE echo, on the K space We collect the matching condition that matches the origin, the time of the scan, using these match condition, the received echo of the K space, since all are to having an echo center at the origin, generated by magnetic field inhomogeneity, etc. FID echoes to prevent displacement of the echo center SE · STE echo, therefore, to reduce the band artifact of tomographic image information generated due to the deviation.

また、本実施の形態1では、異なる大きさの主要な読み出し勾配磁場で、エコー中心の調整を行うこととしたが、すべての読み出し勾配磁場について調整を行い、補間処理を無くすこともできる。 In the first embodiment, the main readout gradient magnetic fields different sizes, it is assumed that the adjustment of the echo center, to adjust for all of the readout gradient magnetic field, it is also possible to eliminate the interpolation process.

また、本実施の形態1では、主磁場コイル部102に垂直磁場を用いた例を示したが、同様に水平磁場を発生する主磁場コイル部を用いることもできる。 In the first embodiment, an example using a perpendicular magnetic field to the main magnetic field coil section 102, can also be used main magnetic field coil section for generating a likewise horizontal magnetic field.
(実施の形態2) (Embodiment 2)
ところで、本発明は、上記実施の形態1では、SSFPを用いたラディアルスキャンを用いた場合を例示したが、同様に、FSE(FastSpinEcho)を用いたラディアルスキャンおよびプロペラスキャン(PropellerScan)の場合にも用いることができる。 Incidentally, the present invention is, in the first embodiment, a case has been exemplified using the radial scan using SSFP, Similarly, when radial scan and the propeller scans using FSE (FastSpinEcho) of (PropellerScan) it can be used. そこで、本実施の形態2では、FSEを用いたラディアルスキャンの場合を例示すことにする。 Therefore, in the second embodiment, it will be shown an example the case of a radial scan using a FSE.

図8に、FSEを用いたラディアルスキャンのパルスシーケンスを示す。 Figure 8 shows a pulse sequence of radial scan using FSE. なお、このスキャンを行う磁気共鳴撮像装置の全体構成は、マグネットシステム100と全く同様であるので、説明を省略する。 Since the overall configuration of a magnetic resonance imaging apparatus which performs this scan is exactly the same as the magnet system 100, the description thereof is omitted.

図8では、RF磁場、x、y、z勾配磁場および受信エコーの各軸は、共通の時間軸を有している。 In Figure 8, the axes of the RF magnetic field, x, y, z gradient and receiving echoes have a common time axis. このパルスシーケンスは、90度RFパルスで励起された磁気共鳴信号を、180度RFパルスで繰り返し位相反転し、順次受信エコーを取得する。 This pulse sequence, a magnetic resonance signal excited by 90 ° RF pulse, 180 ° repeated phase-inverted by the RF pulse, obtains successively received echoes. なお、図8の例は、z軸と垂直なxy面内の断層像を取得する例である。 The example of FIG. 8 is an example of acquiring a tomographic image of the z-axis perpendicular to the xy plane.

また、180度RFパルス間には、ディフェーズ勾配磁場および読み出し勾配磁場が存在し、受信エコーが発生する。 Further, between 180 ° RF pulse, there is dephasing gradient magnetic field and readout gradient magnetic field, the received echo is generated. ここで、ディフェーズ勾配磁場および読み出し勾配磁場の大きさは、毎回異なり、図8の例では、xy面内に周波数エンコード軸が存在し、図2(B)に示したK空間上の原点を中心にした放射状の異なる収集ラインに沿った、磁気共鳴信号情報の収集が行われる。 The size of the dephasing gradient magnetic field and readout gradient magnetic field is different every time, in the example of FIG. 8, there is a frequency encoding axis in the xy plane, the origin of the K space shown in FIG. 2 (B) along the radially different collection line centered, collection of the magnetic resonance signal information. そして、異なる読み出し勾配磁場を用いた収集を繰り返し、K空間を概ね被う、磁気共鳴信号情報の収集が行われる。 Then, repeating the collection using different readout gradient magnetic field, covering the K space generally collect magnetic resonance signals information.

また、FSEを用いたラディアルスキャンのパルスシーケンスでは、磁気共鳴信号情報に、SEエコーおよびSTEエコーの2つの受信エコーが含まれる。 Further, in the pulse sequence of radial scan using a FSE, the magnetic resonance signal information includes two receive echoes SE echo and STE echo. なお、FIDエコーは、FSEでは用いられず、観測されない。 Incidentally, FID echo is not used in FSE, not observed. また、FSEでは、90度RFパルスにより、図8の例では、xy面内に励起された磁気共鳴信号を、180度RFパルスで反転し、SEエコーとして観測する一方、複数の180度RFパルスによるSTEエコーが、SEエコーとは異なる時間軸上の位置に出現する。 Further, the FSE, the 90-degree RF pulse, in the example of FIG. 8, the magnetic resonance signals excited in the xy plane, and inverted by 180 degrees RF pulse, while observing as SE echoes, a plurality of 180 ° RF pulse STE echoes by the emerges at a position on a different time axis from the SE echo. 図8に示す受信エコーの時間軸上に、これらエコーを図示する。 On the time axis of the received echo shown in FIG. 8 illustrates these echoes. 最初の180度RFパルスの後に、90度RFパルスで励起された磁気共鳴信号が、第1SEエコーとして、反転され読み出し勾配磁場上に出現する。 After the first 180 ° RF pulse, a magnetic resonance signal excited by 90 ° RF pulse, as a 1SE echo appearing on the inverted readout gradient magnetic field. その後、第1SEエコーは、つぎの180度RFパルスにより反転され、第2SEエコーとして、つぎの読み出し勾配磁場上に出現する。 Thereafter, the 1SE echo is inverted by 180 degrees RF pulse of the next, as a 2SE echo appearing on the next readout gradient magnetic field.

ここで、K空間上での原点に対応する読み出し勾配磁場上の原点と、第1SEエコー中心および第2SEエコーのエコー中心とは、殆どの場合に一致しない。 Here, the origin of the readout gradient magnetic field corresponding to the origin on the K space, and the echo center of the 1SE echo center and a 2SE echo does not match in most cases. そして、第1SEエコーのエコー中心と原点との時間差t1と、第2SEエコーのエコー中心と原点との時間差t2は、180度RFパルスによる勾配反転により、大きさが等しくt1=t2、原点に対して対称位置に出現する。 Then, a time difference t1 between the echo center and the origin of the 1SE echo, the time difference t2 between the echo center and the origin of the 2SE echo, a gradient inversion by 180 ° RF pulses, equal in magnitude t1 = t2, the origin with respect to It appears in the symmetrical position Te. 以後、奇数番目のSEエコーおよび偶数番目のSEエコーのエコー中心は、常に読み出し勾配磁場の原点に対して、時間軸上の対称位置に出現する。 Thereafter, the echo center of the odd-numbered SE echoes and even-numbered SE echoes are always relative to the origin of the readout gradient magnetic field, it appears at symmetrical positions on the time axis.

また、2つ目の180度RFパルス以後の読み出し勾配磁場上に、STEエコーが生じる。 Further, the second 180 ° RF pulse after the readout on the gradient field, STE echo occurs. このエコーは、第2SEエコーとは異なる位置に出現するが、SEエコーと同様に180度RFパルスの影響を受け、奇数番目のSTEエコーおよび偶数番目のSTEエコーのエコー中心は、常に読み出し勾配磁場の原点に対して、時間軸上の対称位置に出現する。 This echo is appearing at a position different from the first 2SE echo similarly affected by 180 degrees RF pulse and the SE echo echo center of an odd-numbered STE echoes and even-numbered STE echoes are always read gradient relative origin, appear in symmetric positions on the time axis.

つぎに、本実施の形態2にかかる補正手段をなす制御部160およびデータ処理部170の動作を、図9を用いて説明する。 Next, the operation of the control unit 160 and data processing unit 170 forms an according correction means to the second embodiment will be described with reference to FIG. 図9は、本実施の形態2にかかる制御部160およびデータ処理部170の一致条件の収集処理を示すフローチャートである。 Figure 9 is a flowchart showing the process of collecting matching condition of the control unit 160 and data processing unit 170 according to the second embodiment. この一致条件の収集処理は、図4のステップS403に示す、一致条件の収集処理に対応するものであり、なおその他の処理は、図4に示すものと全く同一であるので、説明を省略する。 Collection process for this match condition, shown in the step S403 of FIG. 4, which corresponds to the collection process of matching criteria, Still other processes, since it is identical to that shown in FIG. 4, the description thereof is omitted .

まず、データ処理部170は、図4のステップS401で設定されるFSEのラディアルスキャンでの読み出し勾配磁場を算出し、この読み出し勾配磁場を用いたパルスシーケンスを、制御部160へ設定する(ステップS901)。 First, the data processing unit 170 calculates the readout gradient magnetic field at radial scan of FSE set in step S401 in FIG. 4, a pulse sequence using the read gradient magnetic field is set to the control unit 160 (step S901 ).

その後、制御部160は、スキャンを行う(ステップS902)。 Thereafter, the control unit 160 performs scanning (step S902). そして、データ処理部170は、取得される奇数番目および偶数番目のSEエコーあるいはSTEエコーの受信エコーから、例えば奇数番目のSEエコーのエコー中心と収集ライン原点との時間的な距離、並びに、偶数番目のSEエコーのエコー中心と収集ライン原点との時間的な距離であるエコー中心位置情報を取得する。 The data processing unit 170, odd and even SE echo or temporal distance from the receiving echo STE echo, for example the echo center of the odd-numbered SE echo collection line origin are acquired, and the even It acquires th echo center position information is the temporal distance between the echo center and the collection line origin SE echo. ここで、エコー中心と収集ライン原点との時間的な距離は、例えば、図7に示した方法と同様に、これら受信エコーをフーリエ変換して得られる変換データの実数成分および複素数成分間の位相角度から求める。 Here, the temporal distance between the collection line origin echo center, for example, similarly to the method shown in FIG. 7, the phase between the real component and the complex components of the converted data obtained by these received echoes Fourier transform obtained from the angle. なお、SEエコーと同時にSTEエコーも含まれるが、STEエコーは、信号強度が小さく無視される。 Although simultaneously STE echo and SE echo also included, STE echo signal strength is ignored small.

そして、データ処理部170は、エコー中心位置情報が、奇数番目および偶数番目のSEエコー中心で、一致するかどうかを判定し(ステップS904)、一致しない場合には(ステップS904否定)、調整手段をなす制御部160、RF駆動部140および勾配駆動部130を用いて、RFパルスの位相角度あるいはディフェーズ勾配磁場の大きさを調整する(ステップS905)。 The data processing unit 170, the echo center position information, in odd and even SE echo center, to determine if they match (step S904), if it does not match (step S904: No), adjusting means using the control unit 160, RF driving section 140 and gradient driving section 130 forming a adjusts the phase angle or the size of the dephasing gradient field of the RF pulse (step S905). そして、ステップS902に移行し、再度パルスシーケンスによるスキャンを行い、奇数番目および偶数番目のSEエコー中心位置情報が、一致するまで繰り返す。 Then, the process proceeds to step S902, the scans by again pulse sequence, odd and even SE echo center position information is repeated until the match.

また、データ処理部170は、奇数番目および偶数番目のSEエコー中心位置情報が、一致する場合には(ステップS904肯定)、この読み出し勾配磁場に対する調整は、充分であるとし、RFパルスの位相角度あるいはディフェーズ勾配磁場の大きさをメモリに保存する(ステップS906)。 The data processing unit 170, odd and even SE echo center position information, in the case of match (step S904: Yes), adjustment to the readout gradient magnetic field, and to be sufficient, the phase angle of the RF pulse or to save the size of the dephasing gradient magnetic field in the memory (step S906). なお、奇数番目および偶数番目のSEエコー中心位置情報が一致する条件は、奇数番目および偶数番目のSEエコー中心位置が変化しない、あるいは奇数番目および偶数番目のSEエコー中心位置が原点と一致するとする条件と等価であり置き換えることができる。 The conditions for odd and even SE echo center position information match, and does not change odd and even SE echo center position, or odd and even SE echo center position coincides with the origin can be replaced is equivalent to the conditions. また、この際、STEエコーも、SEエコーと同様のRFパルスの位相角度あるいはディフェーズ勾配磁場の影響を受け、奇数番目および偶数番目のSTEエコー中心位置情報は、一致する。 At this time, STE echo also subjected to the phase angle or the influence of the dephasing gradient magnetic fields similar RF pulses and SE echo odd and even STE echo center position information is consistent.

そして、ステップS401で設定されるパルスシーケンスで用いられる、主要な読み出し勾配磁場で調整が行われたかどうかを判定し(ステップS907)、主要な読み出し勾配磁場で調整が行われていない場合には(ステップS907否定)、ステップS901に移行し、調整が行われていない主要な読み出し勾配磁場を設定し、ステップS902〜S906を繰り返す。 Then, if used in the pulse sequence set in step S401, determines whether the adjustment key readout gradient magnetic field is performed (step S907), it has not been adjusted in the main readout gradient magnetic field ( step S907: no), the process proceeds to step S901, the set key readout gradient magnetic field adjustment is not performed, repeating steps S902~S906. また、主要な読み出し勾配磁場で調整が行われた場合には(ステップS907肯定)、ステップS906で取得されたRFパルスの位相角度あるいはディフェーズ勾配磁場の大きさから、補間等の処理により、すべての異なる読み出し勾配磁場に対する、RFパルスの位相角度あるいはディフェーズ勾配磁場の大きさからなる調整値を求める(ステップS908)。 Further, when the adjustment key readout gradient magnetic field has been performed (step S907: Yes), the phase angle or the size of the dephasing gradient magnetic fields obtained RF pulse in step S906, the processing such as interpolation, all for different readout gradient magnetic field, determine the adjustment value consisting of the magnitude of the phase angle or dephasing gradient magnetic field of the RF pulse (step S908). 本処理を終了し、図4のステップS404に移行し、本スキャンを行う。 The process is terminated, the process proceeds to step S404 in FIG. 4, it performs the main scan.

上述してきたように、本実施の形態2では、読み出し勾配磁場が収集ラインごとに異なるFSEのラディアルスキャンで、奇数番目および偶数番目のSEエコーのエコー中心が、K空間上の原点と一致する一致条件の収集を行い、本スキャンの際に、これら一致条件を用いて、K空間上の受信エコーが、すべて原点にエコー中心を有することとしているので、磁場不均一等により発生する、奇数番目および偶数番目のSEエコーのエコー中心のずれを防止し、ひいては、このずれに起因して発生する断層画像情報のバンドアーチファクトを軽減する。 As described above, in the second embodiment, in radial scan readout gradient magnetic field is different for each collection line FSE, echo center of odd and even SE echo matches the origin of the K space match We collect the condition, the time of the scan, using these match condition, the received echo of the K space, since all are to having an echo center at the origin, generated by magnetic field inhomogeneity and the like, the odd-numbered and preventing the deviation of the echo center of the even-numbered SE echo, therefore, to reduce the band artifact of tomographic image information generated due to the deviation.

また、本実施の形態2では、FSEを用いたラディアルスキャンの例を示したが、同様にFSEを用いたプロペラスキャンで、異なる読み出し勾配磁場ごとにエコー中心を、原点に一致させることもできる。 In the second embodiment, an example of a radial scan using a FSE, likewise with a propeller scan using the FSE, the echo center for different readout gradient magnetic field, it is also possible to match the origin.

磁気共鳴撮像装置の全体構成を示すブロック図である。 Is a block diagram showing the overall configuration of a magnetic resonance imaging apparatus. 実施の形態1のSSFPパルスシーケンスおよびK空間を示す図である。 It is a diagram showing a SSFP pulse sequence and the K-space of the first embodiment. 実施の形態1の受信エコーを示す図である。 Is a diagram showing the received echo of the first embodiment. 実施の形態1の全体動作を示すフローチャートである。 Is a flowchart showing the entire operation of the first embodiment. 実施の形態1の一致条件の収集処理を示すフローチャートである。 It is a flowchart illustrating a process of collecting match condition in the first embodiment. 実施の形態1の分離パルスシーケンスを示す図である。 Is a diagram showing the separation pulse sequence in the first embodiment. 実施の形態1のエコー中心のずれを求める方法を示す図である。 It is a diagram illustrating a method for determining the deviation of the echo center of the first embodiment. 実施の形態2のFSEパルスシーケンスを示す図である。 Is a diagram showing the FSE pulse sequence of the second embodiment. 実施の形態2の一致条件の収集処理を示すフローチャートである。 It is a flowchart illustrating a process of collecting match condition of the second embodiment.

符号の説明 DESCRIPTION OF SYMBOLS

1 被検体101 クレードル100 マグネットシステム102 主磁場コイル部106 勾配コイル部108 RFコイル部109 受信コイル部130 勾配駆動部140 RF駆動部150 データ収集部160 制御部170 データ処理部180 表示部190 操作部601,602 クラッシャ 1 subject 101 cradle 100 magnet system 102 main magnetic field coil section 106 gradient coil section 108 RF coil unit 109 receive coil section 130 gradient driving section 140 RF driver 150 data acquisition unit 160 control unit 170 data processing unit 180 display unit 190 operation unit 601 and 602 crusher

Claims (18)

  1. 互いに直交する3つの軸の複数軸方向に読み出し勾配磁場を有するパルスシーケンスにより、前記読み出し勾配磁場の形成中に収集される一連の磁気共鳴信号情報が、フーリエ変換による画像再構成の基となるK空間上の、空間周波数が零となる原点を通過する収集ラインに沿った一連のデータとなる磁気共鳴撮像装置であって、 The pulse sequence having a readout gradient magnetic field in multiple axes directions of three axes perpendicular to each other, a series of magnetic resonance signals information collected during the formation of the readout gradient magnetic field, a group of image reconstruction by Fourier transform K in space, a magnetic resonance imaging apparatus comprising a set of data along the collecting line passing through the origin spatial frequency is zero,
    前記パルスシーケンスは、異なる大きさの前記読み出し勾配磁場を有する複数の前記収集ラインごとに、前記磁気共鳴信号情報に含まれるエコーのエコー中心と前記原点とを一致させる補正手段を備えることを特徴とする磁気共鳴撮像装置。 The pulse sequence, and characterized in that said different readout gradient magnetic field magnitude for each of the plurality of the collection line with, comprises a correcting means for matching the said echo center of the echo included in the magnetic resonance signal information origin magnetic resonance imaging apparatus.
  2. 前記エコーは、SSFPを用いた前記パルスシーケンスで収集される、FIDエコーおよびSE・STEエコーであることを特徴とする請求項1に記載の磁気共鳴撮像装置。 The echo magnetic resonance imaging apparatus according to claim 1, characterized in that collected by the pulse sequence using SSFP, an FID echo and SE · STE echo.
  3. 前記補正手段は、前記SSFPを用いた磁気共鳴信号情報の収集を行う前に、前記FIDエコーおよび前記SE・STEエコーを分離抽出する分離勾配磁場、並びに、前記パルスシーケンスと同一の読み出し勾配磁場を有する前記SSFPを用いた分離パルスシーケンスにより、前記FIDエコーおよび前記SE・STEエコーの個別収集を行うことを特徴とする請求項2に記載の磁気共鳴撮像装置。 The correction means, before the collection of the magnetic resonance signal information using the SSFP, the FID echo and the SE · STE echo separation gradient for separating extract and, the same readout gradient magnetic field and the pulse sequence by separating the pulse sequence using the SSFP with magnetic resonance imaging apparatus according to claim 2, characterized in that the individual collection of the FID echoes and the SE · STE echo.
  4. 前記個別収集は、前記K空間を構成する複数の前記収集ラインの、一部の収集ラインで行われることを特徴とする請求項3に記載の磁気共鳴撮像装置。 The individual collection, said plurality of said collecting lines constituting the K-space, the magnetic resonance imaging apparatus according to claim 3, characterized in that it is performed in the part of the collection line.
  5. 前記補正手段は、前記一部の収集ラインで、前記FIDエコーおよび前記SE・STEエコーと前記原点との一致条件を求める調整手段と、前記一致条件から、すべての前記収集ラインでの一致条件を求める補間手段とを備えることを特徴とする請求項4に記載の磁気共鳴撮像装置。 The correction means, the part of the collection line, and adjusting means for obtaining a match condition between the origin and the FID echo and the SE · STE echoes, from the match condition, the matching conditions in all of the collection line magnetic resonance imaging apparatus according to claim 4, characterized in that it comprises an interpolation means for obtaining.
  6. 前記分離パルスシーケンスは、前記FIDエコーの前記一致を行う際に、前記分離勾配磁場を、前記分離パルスシーケンスの読み出し勾配磁場の後に位置させることを特徴とする請求項3ないし5のいづれか1つに記載の磁気共鳴撮像装置。 The separation pulse sequence, when performing the matching of the FID echoes, the separation gradient, be positioned after the readout gradient magnetic field of the separating pulse sequence to one either of claims 3 to 5, wherein magnetic resonance imaging apparatus as claimed.
  7. 前記調整手段は、前記FIDエコーをフーリエ変換して位相角度の空間分布を求め、さらに前記空間分布の傾きから前記エコー中心の位置情報を取得することを特徴とする請求項6に記載の磁気共鳴撮像装置。 It said adjusting means, magnetic resonance according to claim 6, wherein the determined spatial distribution of the phase angle FID echo is Fourier transformed to further obtain the location information of the echo center from the slope of the spatial distribution imaging device.
  8. 前記調整手段は、前記磁気共鳴信号を励起するRFパルスの位相角度を調整することを特徴とする請求項7に記載の磁気共鳴撮像装置。 It said adjusting means is a magnetic resonance imaging apparatus according to claim 7, wherein adjusting the phase angle of the RF pulse for exciting the magnetic resonance signal.
  9. 前記分離パルスシーケンスは、前記SE・STEエコーの前記一致を行う際に、前記分離勾配磁場を、前記分離パルスシーケンスの磁気共鳴信号を励起するRFパルスおよび前記分離パルスシーケンスの読み出し勾配磁場の間に位置させることを特徴とする請求項3ないし8のいずれか1つに記載の磁気共鳴撮像装置。 The separation pulse sequence, when performing the matching of the SE · STE echo, the separation gradient, during the readout gradient magnetic field of the RF pulse and the separation pulse sequence to excite magnetic resonance signals of the separation pulse sequence magnetic resonance imaging apparatus according to any one of claims 3 to 8, characterized in that to locate.
  10. 前記調整手段は、前記SE・STEエコーをフーリエ変換して位相角度の空間分布を求め、さらに前記空間分布の傾きから前記エコー中心の位置情報を取得することを特徴とする請求項9に記載の磁気共鳴撮像装置。 The adjustment means according to claim 9, wherein the determined spatial distribution of the phase angle SE · STE echo is Fourier transformed to further obtain the location information of the echo center from the slope of the spatial distribution magnetic resonance imaging apparatus.
  11. 前記調整手段は、前記読み出し勾配磁場の前に位置するディフェーズ勾配の大きさを調整することを特徴とする請求項10に記載の磁気共鳴撮像装置。 It said adjusting means is a magnetic resonance imaging apparatus according to claim 10, characterized in that adjusting the size of the dephasing gradient located in front of the readout gradient magnetic field.
  12. 前記エコーは、FSEを用いた前記パルスシーケンスで収集される、SEエコーおよびSTEエコーであることを特徴とする請求項1に記載の磁気共鳴撮像装置。 The echoes are collected by the pulse sequence using the FSE, magnetic resonance imaging apparatus according to claim 1, characterized in that the SE echo and STE echo.
  13. 前記補正手段は、前記FSEを用いた磁気共鳴信号情報の収集を行う前に、前記パルスシーケンスと同一の読み出し勾配磁場を有する前記FSEを用いたパルスシーケンスにより、複数の180度パルスで繰り返し生成される奇数番目および偶数番目の、SEエコーあるいはSTEエコー、のエコー中心の位置情報を収集することを特徴とする請求項12に記載の磁気共鳴撮像装置。 The correction means, before the collection of the magnetic resonance signal information using the FSE, the pulse sequence using the FSE with the same readout gradient magnetic field and the pulse sequence, is generated repetitively in a plurality of 180 degree pulse odd and even, the magnetic resonance imaging apparatus according to claim 12, characterized in that the collecting location information of the SE echo or STE echo, the echo center that.
  14. 前記収集は、前記K空間を構成する複数の前記収集ラインの、一部の収集ラインで行われることを特徴とする請求項13に記載の磁気共鳴撮像装置。 The collection, said plurality of said collecting lines constituting the K-space, the magnetic resonance imaging apparatus according to claim 13, characterized in that it is performed in the part of the collection line.
  15. 前記補正手段は、前記一部の収集ラインで、前記奇数番目および前記偶数番目のSEエコーあるいはSTEエコーと、前記原点との一致条件を求める調整手段と、前記一致条件から、すべての前記収集ラインでの一致条件を求める補間手段を備えることを特徴とする請求項14に記載の磁気共鳴撮像装置。 The correction means, the part of the collection line, wherein the odd and the even-numbered SE echo or STE echo, and adjusting means for determining the match condition with the origin, from the match condition, all of the collection line further comprising an interpolation means for determining the match condition in the magnetic resonance imaging apparatus according to claim 14, wherein.
  16. 前記調整手段は、前記位置情報に基づいて、前記偶数番目および前記奇数番目の、SEエコーあるいはSTEエコーのエコー中心が一致するように、前記磁気共鳴信号を励起するRFパルスの位相角度あるいは前記読み出し勾配磁場の前に位置するディフェーズ勾配の大きさを調整することを特徴とする請求項15に記載の磁気共鳴撮像装置。 The adjusting means, on the basis of the position information, the even-numbered and the odd-numbered, as the echo center SE echo or STE echo matches the phase angle or the reading of the RF pulse for exciting the magnetic resonance signals magnetic resonance imaging apparatus according to claim 15, characterized in that adjusting the size of the dephasing gradient located in front of the gradient magnetic fields.
  17. 互いに直交する3つの軸の複数軸方向に読み出し勾配磁場を有するパルスシーケンスにより磁気共鳴信号情報の収集を行う前に、 Before the collection of the magnetic resonance signal information by the pulse sequence having a readout gradient magnetic field in multiple axes directions of three axes perpendicular to each other,
    異なる前記読み出し勾配磁場の磁気共鳴信号情報に含まれるエコーに関するエコー中心の位置情報を取得し、 Acquiring position information of the echo center about the echo included in the magnetic resonance signal information of different said readout gradient magnetic field,
    前記磁気共鳴信号情報が保存され、フーリエ変換による画像再構成の基となるK空間上の、空間周波数が零となる原点を通過する複数の収集ラインに沿って、前記位置情報に基づいて、前記エコー中心と前記原点とを、異なる前記読み出し勾配磁場ごとに一致させる一致条件を求め、 Said magnetic resonance signal information is stored, in the K-space underlying the image reconstruction by Fourier transform, along a plurality of collection line passing through the origin spatial frequency becomes zero, on the basis of the position information, the and said echo center origin, for a match condition to match for different said readout gradient magnetic field,
    前記一致条件に基づいて、前記エコー中心と前記原点とを一致させ前記パルスシーケンスの磁気共鳴信号の収集を行うこと、 Based on the matching condition, the match between the echo center and the origin to the collection of magnetic resonance signals of the pulse sequence,
    を特徴とする磁気共鳴撮像方法。 Magnetic resonance imaging method according to claim.
  18. 前記一致条件は、前記磁気共鳴信号を励起するRFパルスの位相角度および前記読み出し勾配磁場の前に位置するディフェーズ勾配の大きさを含むことを特徴とする請求項17に記載の磁気共鳴撮像方法。 The matching condition is a magnetic resonance imaging method according to claim 17, characterized in that it comprises the size of the dephasing gradient located in front of the phase angle and the readout gradient magnetic field of the RF pulse for exciting the magnetic resonance signals .
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