JP2005319074A - Magnetic resonance imaging apparatus - Google Patents

Magnetic resonance imaging apparatus

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JP2005319074A JP2004139571A JP2004139571A JP2005319074A JP 2005319074 A JP2005319074 A JP 2005319074A JP 2004139571 A JP2004139571 A JP 2004139571A JP 2004139571 A JP2004139571 A JP 2004139571A JP 2005319074 A JP2005319074 A JP 2005319074A
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Masayuki Isobe
Tetsuhiko Takahashi
Masahiro Takizawa
将宏 瀧澤
正幸 磯部
哲彦 高橋
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Hitachi Medical Corp
株式会社日立メディコ
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Abstract

PROBLEM TO BE SOLVED: To easily and precisely measure the quantity of offset of a gradient magnetic field by eliminating the deviation of the slue rate of the gradient magnetic field and influence of the unevenness of a static magnetic field in a method of calculating the offset of the gradient magnetic field using gradient magnetic field pulses with different polarities.
SOLUTION: The magnetic resonance imaging apparatus comprises a gradient magnetic field generating means for applying a gradient magnetic field including a frequency encoding gradient magnetic field to a subject, and a signal processing means for reorganizing an image of the subject by using echo signals from the subject. The gradient magnetic field generating means generates the gradient magnetic field including the offset of the gradient magnetic field, and the signal processing means has an offset deriving means for finding the offset of the gradient magnetic field by using first and second echo signals obtained by changing the polarity of the frequency encoding gradient magnetic field. The offset deriving means finds data on the phase difference based on two projection data by one-dimensionally Fourier-transforming the first and second echo signal as the projection data, finds a primary coefficient of the data on the phase difference, and finds the offset of the gradient magnetic field from the primary coefficient.
COPYRIGHT: (C)2006,JPO&NCIPI

Description

本発明は、核磁気共鳴現象を利用して被検体の検査部位の断層画像を得る磁気共鳴イメージング装置に関し、特に傾斜磁場オフセット量を取得したエコー信号から精度良く算出する技術に関する。 The present invention relates to a magnetic resonance imaging apparatus using nuclear magnetic resonance phenomenon to obtain a tomographic image of the inspection portion of the subject, to accurately calculate technology in particular from the echo signals acquired the gradient offset amount.

磁気共鳴イメージング装置では、傾斜磁場コイルを用いて局所的な傾斜磁場を発生させ画像を取得する。 In magnetic resonance imaging apparatus acquires an image to generate a localized magnetic field gradient using the gradient coils. 本来、傾斜磁場コイルに電流が流れていない場合には傾斜磁場は発生しないはずであるが、実際には渦電流や残留磁場などのオフセット成分が傾斜磁場に付加される。 Originally, when the current in the gradient coil is not flowing should not gradient magnetic field generated, in practice an offset component of the eddy currents and residual magnetic field is added to the gradient. この傾斜磁場オフセット成分はX,Y,Zの軸毎に異なり、かつ被検体の形状に依存して変わる値であり、最適に補正しないと取得した画像が劣化する場合がある。 The gradient offset component is different in the X, Y, and each axis of Z, and is a value that varies depending on the shape of the subject, there is a case where images obtained not optimally corrected is deteriorated.

この傾斜磁場オフセット成分は、通常は本撮影前のプリスキャンにおいて測定され補正される。 The gradient offset component is usually measured in pre-scan before the main photographing correction. 測定法としては、位相エンコード傾斜磁場パルスを付加してエコー信号を計測する手法が最も一般的である。 As the measurement method, method of measuring the echo signal by adding a phase encode gradient magnetic field pulse is most common. この位相エンコードを利用した方法は、傾斜磁場オフセットによって実際にエコー信号が受けた位相エンコード量と付加された位相エンコード量との差を、計測空間(いわゆるk空間)においてそのエコー信号の位相エンコード方向への位置シフトから算出するものである。 Method utilizing the phase encoding the difference between the phase encode amount is actually added with the phase encode amount which the echo signal received by the gradient magnetic field offset, the phase encoding direction of the echo signals in the measurement space (the so-called k space) and it calculates the position shift to.

これに対し、周波数エンコード傾斜磁場パルスの極性を変更して取得された複数のエコー信号を用いて、画像の歪み量を測定する方法がある(特許文献1)。 In contrast, there is a method of using a plurality of echo signals acquired by changing the polarity of the frequency encode gradient magnetic field pulses, to measure the distortion of the image (Patent Document 1). この方法では、傾斜磁場の線形性が画像の歪みとして測定されるため、傾斜磁場オフセット以外の成分も測定できる。 In this method, since the linearity of the gradient magnetic field is measured as a distortion of the image, the components other than the gradient magnetic field offset can also be measured.

また、傾斜磁場オフセットにのみ着目した場合、極性の相反する周波数エンコード傾斜磁場を用いて取得したエコー信号のピーク位置をそれぞれ検出し、傾斜磁場オフセットを算出する方法[特許文献2]もある。 Also, when attention is paid only to the gradient offset, the peak position of the echo signals obtained with opposite frequency encoding gradient magnetic field polarity respectively detected, the method of calculating the gradient magnetic field offset [Patent Document 2] also.
特公平7-47023号公報 Kokoku 7-47023 Patent Publication No. 特開2003-199725号公報 JP 2003-199725 JP

位相エンコードを利用した傾斜磁場オフセットの計測方法は、精度良く傾斜磁場オフセットを算出しようとした場合、印加する位相エンコードステップを細かく設定する必要が有る。 Measuring method of the gradient magnetic field offset using phase encoding, precisely when attempting to calculate the gradient magnetic field offset, finely necessary there to set the phase encoding step of applying. また、傾斜磁場オフセットが大きく異なる場合は、取得するエコー信号の数を多くする必要が有る。 Further, if the gradient magnetic field offset significantly different, it is necessary to increase the number of echo signals acquired. このことから、精度良く且つ広範囲の傾斜磁場オフセットを算出しようとする場合、取得するエコー数が多くなり、計測に時間がかかる。 Therefore, when attempting to accurately calculated and a wide range of the gradient magnetic field offset, the more the number of echoes to be acquired, it takes time to measure.

[特許文献1]の方法では、極性或いは大きさの異なる傾斜磁場パルスを用いて取得した複数のエコー信号から、傾斜磁場オフセットや静磁場不均一に起因する成分を精度良く算出可能である。 In the method of Patent Literature 1, a plurality of echo signals acquired with different gradient magnetic field pulse polarity or size, a gradient magnetic field offset or caused by static magnetic field inhomogeneity components are accurately be calculated. しかし、繰り返し複数のエコー信号を取得する必要があるため、傾斜磁場オフセットのみを算出する場合でもデータ収集時間が長くなってしまう。 However, since it is necessary to repeatedly acquiring plurality of echo signals, the data acquisition time, even when calculating only gradient offset becomes long.

[特許文献2]の方法では、傾斜磁場オフセット量の算出のみに着目し、[特許文献1]で示されるシーケンスの内、特に極性の異なる2組の傾斜磁場パルスを用いてエコー信号を取得し、傾斜磁場オフセットを算出する。 In the method of the Patent Document 2], focusing only to the calculation of the gradient magnetic field offset amount, of the sequence represented by [Patent Document 1] to obtain the echo signals, especially using the two sets of gradient magnetic field pulses of different polarities , and it calculates the gradient offset. 従って、測定時間は少なくて済むが、記載されている信号処理方法には、エコー信号に含まれる静磁場不均一の影響を除去することが考慮されてない。 Thus, although requires measurement time less, the signal processing method described, does not consider it possible to remove the effects of static magnetic field inhomogeneity included in the echo signal.

そこで本発明では、このような極性の異なる傾斜磁場パルスを用いた傾斜磁場オフセット算出方法において、傾斜磁場のスリューレートずれや、静磁場不均一の影響を除去し、高精度かつ簡便に傾斜磁場オフセットを測定することを目的とする。 Therefore, in the present invention, in such gradient offset calculation method such polarity with different gradient magnetic field pulses, slew rate deviation and the gradient magnetic field to remove the effects of static magnetic field inhomogeneity, accurately and conveniently gradient an object of the present invention is to measure the offset.

前記課題を解決するために、本発明のMRI装置は以下の様に構成される。 In order to solve the problem, MRI apparatus of the present invention is constructed as follows.
(1)被検体に周波数エンコード傾斜磁場を含む傾斜磁場を印加する傾斜磁場発生手段と、前記被検体からのエコー信号を用いて該被検体の画像を再構成する信号処理手段を備え、前記傾斜磁場発生手段は、傾斜磁場オフセットを含んで前記傾斜磁場を発生させ、前記信号処理手段は、前記周波数エンコード傾斜磁場の極性を変えて取得された第一と第二のエコー信号を用いて前記傾斜磁場オフセットを求めるオフセット導出手段を備えた磁気共鳴イメージング装置において、前記オフセット導出手段は、前記第一と第二のエコー信号をそれぞれ一次元フーリエ変換してプロジェクションデータとして、該二つのプロジェクションデータから位相差データを求め、該位相差データの一次係数を求め、該一次係数から前記傾斜磁場オフセットを (1) and the gradient magnetic field generating means for applying a gradient magnetic field including the frequency encode gradient magnetic field to the subject, a signal processing means for reconstructing an image of said subject by using the echo signal from the subject, the inclined magnetic field generating means may generate the gradient magnetic field contains a gradient magnetic field offset, the signal processing means, the inclined with first and second echo signals obtained by changing the polarity of the frequency encode gradient magnetic field the magnetic resonance imaging apparatus having an offset derivation means for determining a magnetic field offset, the offset derivation means, said a first and second projection data of the echo signals to one-dimensional Fourier transform, respectively, positions from the two projection data retardation for data, obtains a first-order coefficient of the phase difference data, the gradient magnetic field offset from said primary coefficients める。 Mel.
これにより、本発明のMRI装置は、傾斜磁場スリューレートや静磁場不均一の影響を除去し、傾斜磁場オフセットを高精度に算出できる。 Thus, MRI apparatus of the present invention is to eliminate the influence of the gradient slew rate and the static magnetic field inhomogeneity can calculate the gradient magnetic field offset with high accuracy.

(2)好ましくは、(1)に記載のMRI装置において、 (2) In the MRI apparatus according to (1),
前記オフセット導出手段は、前記プロジェクションデータの絶対値を求め、該絶対値から閾値を求め、該閾値及び該絶対値を用いて前記一次係数を求める範囲を決定する。 The offset derivation part obtains the absolute value of the projection data, obtains the threshold from the absolute values ​​to determine the extent of obtaining the primary coefficient by using the threshold value and the absolute value.
これにより、本発明のMRI装置は、被検体の低信号領域のノイズ成分を除去し、傾斜磁場オフセットを高精度に算出できる。 Thus, MRI apparatus of the present invention removes the noise components of the low signal area of ​​the subject can be calculated gradient offset with high accuracy.

本発明は、極性の異なる周波数エンコード傾斜磁場パルスを用いた傾斜磁場オフセット算出技術に対して、それぞれの周波数エンコード傾斜磁場パルス極性で取得した、2組のエコー信号をフーリエ変換した後に位相差分を計算し、位相差分後のデータからエコー信号のピークずれ量を算出することで、傾斜磁場のスリューレートに起因する位相回転並びに、静磁場不均一に起因する位相回転の影響を除去できるため、高精度に傾斜磁場オフセットを算出できる。 The present invention is, with respect to the gradient magnetic field offset calculation techniques using a frequency encode gradient magnetic field pulses of different polarities, obtained in each of the frequency encode gradient magnetic field pulse polarity, calculating the phase difference of the two sets of echo signal after Fourier transform and, by calculating the peak shift amount of the echo signal from the data after the phase difference, the phase rotation and due to the slew rate of the gradient magnetic field, since it is possible to eliminate the influence of the phase rotation due to the static magnetic field inhomogeneity, high can be calculated gradient offset accuracy.

以下、本発明の実施形態を図面に基づいて説明する。 It will be described below with reference to embodiments of the present invention with reference to the drawings. なお、発明の実施形態を説明するための全図において、同一機能を有するものは同一符号を付け、その繰り返しの説明は省略する。 In all the drawings for the embodiment will be described of the present invention, components having the same functions are given same symbols and their repeated explanation is omitted.
図4は本発明によるMRI装置の全体構成を示すブロック図である。 Figure 4 is a block diagram showing the overall configuration of the MRI apparatus according to the present invention. この磁気共鳴イメージング装置は、核磁気共鳴(NMR)現象を利用して被検体の断層画像を得るもので、図4に示すように、静磁場発生系2と、傾斜磁場発生系3と、送信系5と、受信系6と、信号処理系7と、シーケンサ4と、中央処理装置(CPU)8とを備えて構成される。 The magnetic resonance imaging apparatus, by utilizing the nuclear magnetic resonance (NMR) phenomenon as to obtain a tomographic image of the subject, as shown in FIG. 4, the static magnetic field generating system 2, a gradient magnetic field generating system 3, transmission a system 5, a receiving system 6, a signal processing system 7, a sequencer 4, and includes a central processing unit (CPU) 8.

静磁場発生系2は、被検体1の周りの空間にその体軸方向または体軸と直交する方向に均一な静磁場を発生させるもので、被検体1の周りに永久磁石方式または常電導方式あるいは超電導方式の磁場発生手段が配置されている。 Static magnetic field generating system 2 is intended to generate a uniform static magnetic field in a direction perpendicular to the body axis direction or the body axis in a space around the object 1, the permanent magnet type or normal conductive manner around the subject 1 Alternatively the magnetic field generating means, a superconducting type is arranged.

傾斜磁場発生系3は、X,Y,Zの3軸方向に巻かれた傾斜磁場コイル9と、それぞれの傾斜磁場コイルを駆動する傾斜磁場電源10とから成り、後述のシ−ケンサ4からの命令に従ってそれぞれのコイルの傾斜磁場電源10を駆動することにより、X,Y,Zの3軸方向の傾斜磁場Gs,Gp,Gfを被検体1に印加する。 Gradient magnetic field generating system 3, X, Y, and gradient magnetic field coils 9 wound in three axial directions Z, a gradient magnetic field power supply 10 for driving the gradient magnetic field coils, sheet below - from sequencer 4 by driving the gradient power supply 10 of the respective coils according to instruction applied X, Y, gradient magnetic field Gs in three axial directions of the Z, Gp, the Gf to the subject 1. より具体的には、X,Y,Zのいずれかの1方向にスライス方向傾斜磁場パルス(Gs)を印加して被検体1に対するスライス面を設定し、残り二つの方向に位相エンコード方向傾斜磁場パルス(Gp)と周波数エンコード方向傾斜磁場パルス(Gf)を印加して、エコー信号にそれぞれの方向の位置情報をエンコードする。 More specifically, X, Y, by applying either one direction in the slice direction gradient magnetic field pulse Z (Gs) to set a slice plane relative to the subject 1, the phase-encoding direction gradient magnetic field in the remaining two directions by applying a pulse (Gp) and a frequency encode direction gradient magnetic field pulse (Gf), to encode position information in each direction in the echo signal.

シーケンサ4は、高周波磁場パルス(以下、「RFパルス」という)と傾斜磁場パルスをある所定のパルスシーケンスで繰り返し印加する制御手段で、CPU8の制御で動作し、被検体1の断層画像のデータ収集に必要な種々の命令を送信系5、傾斜磁場発生系3、および受信系6に送る。 Sequencer 4, high-frequency magnetic field pulse (hereinafter referred to as "RF pulse") at a control means for repeatedly applying a predetermined pulse sequence is a gradient magnetic field pulses and operates under the control of CPU 8, the data collection of the tomographic image of the subject 1 transmission system 5 and various instructions required for the gradient magnetic field generating system 3, and sends it to the receiving system 6.

送信系5は、被検体1の生体組織を構成する原子の原子核スピンに核磁気共鳴を起こさせるためにRFパルスを照射するもので、高周波発振器11と変調器12と高周波増幅器13と送信側の高周波コイル14aとから成る。 Transmission system 5, the subject 1 of the living tissue constituting atoms in nuclear spin intended for irradiating RF pulses in order to cause nuclear magnetic resonance, a high frequency oscillator 11, modulator 12, high frequency amplifier 13 on the transmission side consisting of a high-frequency coil 14a. 高周波発振器11から出力された高周波パルスをシーケンサ4からの指令によるタイミングで変調器12により振幅変調し、この振幅変調された高周波パルスを高周波増幅器13で増幅した後に被検体1に近接して配置された高周波コイル14aに供給することにより、電磁波(RFパルス)が被検体1に照射される。 The high-frequency pulse output from the high-frequency oscillator 11 is amplitude modulated by a modulator 12 at the timing according to a command from the sequencer 4, are disposed in proximity to the examinee 1 to the amplitude modulated high frequency pulses after amplifying a high frequency amplifier 13 It was by feeding the high frequency coil 14a, electromagnetic wave (RF pulse) is applied to the subject 1.

受信系6は、被検体1の生体組織を構成する原子核スピンの核磁気共鳴により放出されるエコー信号(NMR信号)を検出するもので、受信側の高周波コイル14bと増幅器15と直交位相検波器16と、A/D変換器17とから成る。 Receiving system 6 is for detecting echo signals emitted by the nuclear spin of the nuclear magnetic resonance constituting a biological tissue subject 1 (NMR signals), quadrature phase detector and frequency coil 14b and the amplifier 15 on the reception side 16, an a / D converter 17. 送信側の高周波コイル14aから照射された電磁波によって誘起される被検体1の応答の電磁波(NMR信号)が被検体1に近接して配置された高周波コイル14bで検出され、増幅器15で増幅された後、シーケンサ4からの指令によるタイミングで直交位相検波器16により直交する二系統の信号に分割され、それぞれがA/D変換器17でディジタル量に変換されて、信号処理系7に送られる。 Is detected by the high-frequency coil 14b which electromagnetic response of the subject 1 (NMR signal) is arranged close to the subject 1 induced by electromagnetic waves radiated from the transmission side of the radio frequency coil 14a, it is amplified by the amplifier 15 after being divided into two systems of signals in quadrature by quadrature phase detector 16 at the timing according to a command from the sequencer 4, respectively is converted into a digital value by a / D converter 17 and sent to signal processing system 7.

信号処理系7は、光ディスク19、磁気ディスク18等の外部記憶装置と、CRT等からなるディスプレイ20とを有し、受信系6からのデータがCPU8に入力されると、CPU8が信号処理、画像再構成等の処理を実行し、その結果である被検体1の断層画像をディスプレイ20に表示すると共に、外部記憶装置の磁気ディスク18等に記録する。 The signal processing system 7, the optical disk 19, an external storage device such as a magnetic disk 18, and a display 20 comprising CRT or the like, the data from the reception system 6 is input to the CPU 8, CPU 8 signal processing, image executing the processing of such reconstruction, and displays a tomographic image of the subject 1 is the result on the display 20, and recorded on the magnetic disk 18 or the like of the external storage device.

なお、図4において、送信側及び受信側の高周波コイル14a,14bと傾斜磁場コイル9は、被検体1の周りの空間に配置された静磁場発生系2の静磁場空間内に設置されている。 In FIG. 4, the transmitting side and the receiving side of the radio frequency coil 14a, 14b and the gradient magnetic field coil 9 are placed in the static magnetic field space of the static magnetic field generating system 2 disposed in the space around the subject 1 .
現在MRI装置の撮影対象スピン種は、臨床で普及しているものとしては、被検体の主たる構成物質であるプロトンである。 Imaging target spin species present MRI apparatus, those widely used in clinical, is a proton which is the main constituent of the subject. プロトン密度の空間分布や、励起状態の緩和現象の空間分布を画像化することで、人体頭部、腹部、四肢等の形態または、機能を2次元もしくは3次元的に撮影する。 The spatial distribution and the proton density, the spatial distribution of the relaxation phenomenon of an excited state by imaging a human head, abdomen, the form of the limbs, etc. or functions two-dimensionally or three-dimensionally photographing.

次に、撮影方法を説明する。 Next, a description will be given of imaging method. 図2はグラディエントエコーパルスシーケンスである。 Figure 2 is a gradient echo pulse sequence. 図2のRF,Gs,Gp,Gr,AD/echoはそれぞれ、RFパルス、スライス傾斜磁場、位相エンコード傾斜磁場、周波数エンコード傾斜磁場、AD変換/エコー信号の軸を表し、201はRFパルス、202はスライス選択傾斜磁場パルス、203は周波数エンコード傾斜磁場パルス、204はサンプリングウインド、205はエコー信号である。 RF in Figure 2, Gs, Gp, Gr, AD / echo respectively represent the axis of the RF pulse, slice gradient magnetic field, phase encode gradient magnetic field, the frequency encode gradient magnetic field, AD conversion / echo signal, 201 RF pulse, 202 slice selection gradient magnetic field pulse, 203 frequency encode gradient magnetic field pulses, 204 a sampling window, the 205 is the echo signal. 図2の(a),(b)の違いは、周波数エンコード傾斜磁場パルス203の極性が相反されていることである。 In FIG. 2 (a), the difference between (b) is that the polarity of the frequency encode gradient magnetic field pulse 203 is reciprocal.

周波数エンコード傾斜磁場パルスの極性と、傾斜磁場オフセットの影響について、図5を用いて説明する。 And polarity of the frequency encode gradient magnetic field pulse, the effect of the gradient magnetic field offset, will be described with reference to FIG. 図5では簡単のため、RFパルス軸及び周波数エンコード傾斜磁場軸とエコー信号軸のみを示した。 For simplicity in Figure 5, it shows only RF pulse and frequency domain encoding gradient axis and the echo signal axis. 図5(a)は、傾斜オフセットが無い場合であり、エコー信号501-1は周波数エンコード傾斜磁場パルス203-1のA部の面積とB部の面積が等しい時間TEで発生する。 Figure 5 (a) is a case in which the inclination offset is no echo signal 501-1 area of ​​the area and B portion of the A portion of the frequency encode gradient magnetic field pulse 203-1 is generated at equal time TE.

これに対し、図5(b),(c)は、下側に大きさがGOの傾斜磁場オフセットが存在する場合である。 In contrast, FIG. 5 (b), (c) shows the case where the size on the lower side there is a gradient magnetic field offset of the GO. このように傾斜磁場オフセットがあると、RFパルス印加時点から周波数エンコード傾斜磁場が印加され続けることとなり、エコー信号の発生位置は、傾斜磁場オフセットと周波数エンコード傾斜磁場パルスの出力を合成した面積に依存して変化する。 Thus there is a gradient magnetic field offset, becomes the frequency-encoding gradient magnetic field from the RF pulse application time point continues to be applied, generating position of the echo signal is dependent on the synthesized area the output of the gradient magnetic field offset and the frequency encode gradient magnetic field pulse changes in.

図5(b)の場合では、A部の傾斜磁場パルスの極性が傾斜磁場オフセットと同側(同極性)であるので、面積が大きくなりA'となる。 In the case of FIG. 5 (b), since the polarity of the gradient magnetic field pulses A portion is gradient offset ipsilateral (same polarity), the area is increased A '. これに対し、B部の傾斜磁場パルスについては、傾斜磁場オフセットと逆側(逆極性)であるので、面積は小さくなりB'となる。 In contrast, for the gradient magnetic field pulse B portion, since a gradient offset the opposite side (opposite polarity), area becomes smaller becomes B '. このとき、エコー信号はA'部とB'部の面積が等しくなった時間に発生するので、図5(a)の場合と比較してエコー信号501-2の発生時間はP Oだけ後側へシフトする。 In this case, echo the signal is generated to the time equal the area of A 'part and B' section, FIG generation time side after only P O of the echo signal 501-2 as compared with the case of (a) to shift to.

図5(c)は、図5(b)のシーケンスの周波数エンコード傾斜磁場パルス極性を反転した場合である(図2(b)に相当する)。 FIG. 5 (c), (corresponding to FIG. 2 (b)) is a case of inverting the frequency encode gradient magnetic field pulse polarity of the sequence of FIG. 5 (b). この場合では、傾斜磁場オフセットの影響が図5(b)の場合とは逆に働くので、エコー信号501-3の発生時間はPOだけ前側にシフトする。 In this case, since the influence of the gradient magnetic field offset acts contrary to the case of FIG. 5 (b), the generation time of the echo signal 501-3 is shifted to the front side by PO. このように、傾斜磁場オフセットが存在する場合、周波数エンコード傾斜磁場パルスの極性に応じて、エコー信号の発生時間のシフトする方向が変わる。 Thus, if the gradient magnetic field offset exists, depending on the polarity of the frequency encode gradient magnetic field pulse, the direction is changed to shift the time of occurrence of the echo signal.

次に、周波数エンコード傾斜磁場パルスの極性と、傾斜磁場スリューレート(つまり、傾斜磁場波形の立ち上がり/立ち下がりの傾き)の影響について、図6を用いて説明する。 Then, the polarity of the frequency encode gradient magnetic field pulse, the effect of the gradient slew rate (i.e., rising / falling slope of the gradient magnetic field waveform) will be described with reference to FIG. 図6は図2の場合に対して、傾斜磁場スリューレートがSOだけずれ、立ち上がり/立ち下がり時間が早くなった場合を示す。 6 for the case of FIG. 2, the gradient slew rate is shifted SO, shows a case where the rising / falling time becomes faster. 傾斜磁場スリューレートずれの有無にかかわらず、シーケンサで出力する傾斜磁場パルスの印加タイミングは一定であるので、傾斜磁場スリューレートのずれが有る場合、台形の傾斜磁場パルス波形の形状が変化する。 Or without gradient slew rate deviation, the application timing of gradient magnetic field pulses to be output by the sequencer is constant, if the deviation of the gradient slew rate is present, change the shape of the trapezoidal gradient pulse waveform .

図6(a)の場合では、立ち上がり時間/立ち下がり時間が短くなった分、台形のパルス形状が鋭くなる。 In the case of FIG. 6 (a), the amount that has become less time rising time / falling, trapezoidal pulse shape becomes sharp. この場合、A部は前側へシフトしてA'となるが、その面積は殆ど変わらない。 In this case, A part is a A 'is shifted to the front side, the area hardly changes. B部の傾斜磁場パルスについても同様に台形のパルス形状が鋭くなるが、この場合は、傾斜磁場パルスの印加時間中にエコー信号が発生するので、立ち上がり部の形状が鋭くなった分、エコー時間TEまでに印加するB'の面積が、図5(a)のB部と比べて大きくなる。 Becomes sharp trapezoidal pulse shape Similarly, the gradient magnetic field pulse B portion, in this case, since the echo signal is generated during the application time of the gradient magnetic field pulses, amount that the shape of the rising portion becomes sharp, echo time the area of ​​the applied B 'until TE, becomes larger than the B portion of FIG. 5 (a). 従って、エコー信号601-1の発生時間は前側にP Sだけシフトする。 Therefore, generation time of the echo signal 601-1 is shifted by P S on the front side.

図6(b)は図6(a)に対して傾斜磁場パルス203の極性を反転させた場合であるが、傾斜磁場スリューレートの影響は傾斜磁場パルスの極性にかかわらず同様に作用する(A'部とA”部及びB'部とB”部の面積が同じ)ので、この場合もエコー信号601-2の発生時間は前側にPSだけシフトする。 6 (b) is to a case obtained by inverting the polarity of the gradient magnetic field pulse 203 with respect to FIG. 6 (a), the influence of the gradient slew rate act in the same manner regardless of the polarity of the gradient magnetic field pulse ( since a 'part and a "unit and B' section and the B" portion of the area is the same), the time of occurrence of the echo signal 601-2 is also in this case shifted by PS to the front. このように、傾斜磁場スリューレートのずれが有る場合、周波数エンコード傾斜磁場パルスの極性にかかわらず、エコー信号の発生位置は同じ方向へシフトする。 Thus, if the deviation of the gradient slew rate is present, regardless of the polarity of the frequency encode gradient magnetic field pulse, generating position of the echo signal is shifted in the same direction.

次に、フーリエ変換の数学的な性質を説明する。 Next, the mathematical property of the Fourier transform. 図3(a)は、横軸を時間(t)、縦軸を信号強度(I)とし、取得したエコー信号を模式的に示した。 3 (a) is a horizontal axis the time (t), the vertical axis represents the signal intensity (I) and showed echo signals acquired schematically. このとき、エコー信号の位置301-1が、ΔTだけ平行移動し位置301-2へ移行したとする。 At this time, the position of the echo signal 301-1, and has shifted to a position 301-2 parallel translated by [Delta] T. 図3(b)は、これら二つのエコー信号をフーリエ変換した後に、横軸を位置(x)、縦軸をエコー信号の移動量ΔTに対応した信号の位相値とする座標上に示したものである(位置xの範囲は、1≦x≦X,Xはフーリエ変換後のデータ点数である)。 FIG. 3 (b), these two echo signals after Fourier transform that showed horizontal axis position (x), the vertical axis on the coordinates of the phase value of the signal corresponding to the movement amount ΔT of echo signals is (range of positions x is, 1 ≦ x ≦ X, X is the number of data points after the Fourier transform).

このとき、エコー信号の位置301-1を基準とすると、そのフーリエ変換後の位相302-1は0となる。 At this time, when a reference position 301-1 of the echo signal, the 0 phase 302-1 after the Fourier transform. これに対し、移動後のエコー信号の位置301-2においては、そのフーリエ変換後は移動量ΔTに対応して位相302-2が回転する。 In contrast, in the position 301-2 of the echo signal after the movement, that after the Fourier transform phase 302-2 corresponding to the movement amount ΔT to rotate. 並行移動量ΔTに伴う位相の回転量をθとしたとき各位置での位相は、 Phase at each position when the amount of phase rotation caused by the parallel movement amount ΔT was θ is
と表せる。 And it can be expressed. このようなフーリエ変換の性質を利用することで、エコー信号の位置シフトを1ピクセル以内の精度で算出可能である。 By utilizing such properties of the Fourier transform, it is possible to calculate the position shift of the echo signal within an accuracy of 1 pixel.

以上の、傾斜磁場パルス極性とエコー信号のピーク位置の移動関係、及びフーリエ変換の性質を踏まえて、本発明を以下に説明する。 Above, transfer relationship at the peak of the gradient magnetic field pulse polarity and the echo signal, and in light of the nature of Fourier transform, the present invention will be described below.
(第一の実施形態) (First Embodiment)
最初に、本発明の第一の実施形態を説明する。 First, explaining the first embodiment of the present invention. 本実施形態は、周波数エンコード傾斜磁場パルスの極性を変えて二つのエコー信号を取得し、それぞれを一次元フーリエ変換して得られた二つのプロジェクションデータの位相差から位相変化の一次係数を求め、その一次係数から該周波数エンコード傾斜磁場を印加した方向の傾斜磁場オフセットを求める形態である。 This embodiment acquires two echo signals by changing the polarity of the frequency encode gradient magnetic field pulse, obtains the primary coefficient of the phase change from the phase difference between the two projection data obtained by one-dimensional Fourier transform, respectively, from the primary factor in the form to obtain the gradient magnetic field offset of the direction of applying the frequency encoding gradient magnetic field.

本実施形態の一実施例を図1のフローチャートを用いて説明する。 An example of this embodiment will be described with reference to the flowchart of FIG. この例では、図2のシーケンスを実行して2組のエコー信号を取得する場合を示す。 In this example, a case of obtaining two sets of echo signals by performing the sequence of Figure 2. なお、図1の角の丸い四角は処理を、角張った四角は処理結果であるデータを表す。 Incidentally, rounded squares handle corners of Figure 1, angular squares represent data as a processing result. まず、傾斜磁場オフセットを測定したい軸に対して、図2(a)のシーケンスを実行し、第一のエコー信号205-1を取得するステップ101-1を行う。 First, with respect to the axis to be measured gradient magnetic field offset, perform the sequence of FIG. 2 (a), the step 101-1 to acquire a first echo signal 205-1. 次に、周波数エンコード傾斜磁場パルスの極性を反転させたシーケンス(図2(b))を実行して、第二のエコー信号205-2を取得するステップ101-2を行う。 Then run the sequence was reversed (FIG. 2 (b)) the polarity of the frequency encode gradient magnetic field pulse, performs the steps 101-2 to obtain a second echo signal 205-2.

このようにして取得した二つのエコー信号205は、ただちにフーリエ変換102し、それぞれプロジェクションデータ103とする。 Thus two echo signals 205 obtained by immediately Fourier transform 102, respectively, and the projection data 103. 図7(a)〜(d)は、このようにして作成したプロジェクションデータ103の絶対値701と位相702を模式的に示したものである(即ち、プロジェクションデータ103-1の絶対値は701-1に、位相は702-1に対応し、プロジェクションデータ103-2の絶対値と位相はそれぞれ701-2及び702-2に対応する)。 Figure 7 (a) ~ (d) is the absolute value 701 and phase 702 of the projection data 103 created in this way illustrates schematically (i.e., the absolute value of the projection data 103-1 701- 1, the phase corresponds to 702-1, the absolute value and phase of the projection data 103-2 corresponding to 701-2 and 702-2).

図7のプロジェクションデータに生じた位相値702は、静磁場不均一に起因する局所的な位相回転B(x)を考慮して示したため、位相が線形な形状とならず、また、周波数エンコード傾斜磁場パルスの極性によりその影響が異なる。 Phase value occurs in the projection data of FIG. 7 702, since illustrated by considering the local phase rotation B (x) due to the static magnetic field inhomogeneity, not phase linear shape, also the frequency encoding gradient its influence the polarity of the magnetic field pulse is different. この位相分布を詳細に表すため、式(1)の関係を用いてエコー信号のピーク位置のずれ量を位相値に変換する。 The phase distribution for representing in detail, is converted into phase values ​​the amount of deviation of the peak position of the echo signal by using the relationship of Equation (1). 図5,図6で想定した傾斜磁場オフセット及び傾斜磁場スリューレートのずれがある場合、エコー信号のピーク位置のずれP O 、P Sに対する位相回転は、 5, if there is a deviation of the assumed gradient offset and the gradient slew rate in Figure 6, shift P O at the peak of the echo signal, phase rotation with respect to P S is
と書ける。 It is written as.

エコー信号の発生する位置のシフト方向は、周波数エンコード傾斜磁場パルスの極性に依存して変わるので、それぞれの周波数エンコード傾斜磁場パルスの極性(G + ,G -で示す)で取得したエコー信号により得られたプロジェクションデータの位相702は、 Obtained by the echo signal acquired in - (in illustrating G +, G) shift direction position of occurrence of the echo signal, so they change depending on the polarity of the frequency encode gradient magnetic field pulse, the polarity of each of the frequency encoding gradient magnetic field pulse It was phase 702 of the projection data,
と書ける(図2(a)の場合を+とした)。 And write (set to the case of FIG. 2 (a) +).

周波数エンコード傾斜磁場パルスを反転した場合、被検体に加わる傾斜磁場の極性が変わるため、図7(a),(c)で示すように、プロジェクションデータ701の左右が反転する。 If the inverted frequency encode gradient magnetic field pulse, the polarity of the gradient magnetic field applied to the subject is changed, as shown in FIG. 7 (a), (c), the left and right projection data 701 is inverted. 信号の絶対値を評価する場合、この位置の反転を考慮する必要があるが、本発明では、エコー信号のピーク位置のずれに起因した位相回転のみに着目しているため、位置の反転を無視して処理を行う。 When evaluating the absolute value of the signal, it is necessary to consider the inversion of this position, in the present invention, since the focusing only on the phase rotation due to deviation of the peak position of the echo signal, ignoring reversing the positions to carry out the process.

図1の位相差を算出するステップ104では、作成したプロジェクションデータ103の位相差分を算出する。 In step 104 calculates the phase difference of Fig. 1, it calculates the phase difference of the projection data 103 created. これは、式(4)の位相を減算することと等価である。 This is equivalent to subtracting the phase of the formula (4). 式(4)の位相を減算すると、 Subtracting the phase of Equation (4),
となり、位相差データ105には傾斜磁場オフセットに起因する項のみが残る。 Next, only the term due to the gradient magnetic field offset remains in the phase difference data 105.

次に、求めた位相差データを一次関数でフィッティングする位相値フィッティング処理106を行い、一次関数の係数107を算出する。 Next, the phase value fitting process 106 for fitting the phase difference data obtained by a linear function, to calculate the coefficients 107 of a linear function. 106で算出した係数をCとすると、傾斜磁場の最終的なオフセットG offは、 The calculated coefficient When C at 106, the final offset G off of the gradient magnetic field,
となる(γは磁気回転比、FOVは撮影視野、TEはエコー時間である)。 Become (gamma is the gyromagnetic ratio, FOV is the field of view, TE is the echo time).

以上の実施例における各処理は、図4に示すMRI装置においては、第一のエコー信号と第二のエコー信号の計測101はシーケンサ4の制御の下に傾斜磁場発生系3,送信系5及び受信系6によって行われ、一次元フーリエ変換102以降の各処理は信号処理系7において行われる。 Each process in the above example, the MRI apparatus shown in FIG. 4, the first echo signal and the second echo signal measurement 101 slope under the control of the sequencer 4 magnetic field generating system 3, the transmission system 5 and performed by the receiving system 6, the processing of the one-dimensional Fourier transform 102 later is performed in the signal processing system 7. これは以下に説明する実施例においても同様である。 This also applies to embodiments described below.

(第二の実施形態) (Second Embodiment)
次に、本発明の第二の実施形態を説明する。 Next, a second embodiment of the present invention. 通常、被検体の存在しない領域(或いは、信号強度が小さい領域)では、位相にノイズ成分が多く入るので、位相差データ105の被検体の存在しない領域の位相はノイズとなる。 Usually, a region where there is no object (or the signal strength is small region), the the noise component in the phase enters often nonexistent region of the phase of the object of the phase difference data 105 becomes noise. そのため、上記第一の実施形態の一実施例で説明したように、位相差データ105をそのまま用いて位相値フィッティング106を行うと、算出した一次関数が正しい形状にならない可能性がある。 Therefore, as described in an embodiment of the first embodiment, when the phase value fitting 106 as it is with a phase difference data 105, which may calculate a linear function that is not in the correct shape.
そこで本実施形態は、位相値フィッティングにおいて二つのプロジェクションデータが共に閾値以上となる領域のみから位相変化の一次係数を求める。 The present embodiment obtains the primary coefficient of the phase change from only the area where the two projection data are both equal to or larger than the threshold in the phase value fitting.

本実施形態の一実施例を図8のフローチャートを用いて説明する。 One embodiment of the present embodiment will be explained with reference to the flowchart of FIG. 第一の実施例との違いは、プロジェクションデータ103の絶対値を計算するステップ801と、閾値を計算するステップ802を追加し、位相値フィッティング処理803の入力としたことである。 The difference from the first embodiment includes a step 801 of calculating the absolute value of the projection data 103, by adding steps 802 to calculate the threshold value is that the inputs of the phase values ​​fitting process 803. なお、図8の角の丸い四角は処理を、角張った四角は処理結果であるデータを表すことは図1と同様である。 Incidentally, the corners rounded squares process in FIG. 8, represent the data which is the angular squares processing result is the same as that shown in FIG.

図9(a),(b)は、図7と同様に102で作成したプロジェクションデータ103の絶対値を模式的に示したものであり、信号強度に閾値Tを設定し、プロジェクションデータ701の信号強度が閾値を越える範囲を斜線で示した。 Figure 9 (a), (b) is a absolute value of the projection data 103 created by the 102 similarly to FIG. 7 shows schematically, to set the threshold value T in the signal intensity, the signal projection data 701 the extent to which the intensity exceeds the threshold indicated by oblique lines. このように、二つのデータ間では周波数エンコード傾斜磁場パルスの極性が異なるため、絶対値の分布が左右反転しており、信号強度が閾値以上になる領域の分布が異なる。 Since the polarity of the frequency encode gradient magnetic field pulse is different between the two data, and the distribution of the absolute value reversed from left to right, the distribution of a region where the signal strength becomes equal to or higher than the threshold are different.

そこで、本発明では、位相値フィッティング処理803に各プロジェクション103の絶対値データ701と、計算した閾値を入力し、位相差データ105のうち、図7(a),(c)で示す様に二つの絶対値データ701-1,701-2が供に閾値以上となる領域の位相値のみを用いて一次関数でフィッティングする。 Therefore, in the present invention, the absolute value data 701 for each projection 103 to the phase value fitting process 803 inputs the calculated threshold value, among the phase difference data 105, as shown in FIG. 7 (a), (c) two one of the absolute value data 701-1,701-2 is fitted by a linear function with only the phase values ​​of the area equal to or larger than the threshold value in the test. これにより、ノイズの影響を排除し、算出したオフセット値の精度を向上できる。 Thus, by eliminating the influence of noise, it is possible to improve the accuracy of the calculated offset value.
なお、閾値計算処理802の例としては、入力した絶対値データの最大値を検出し、最大値の10〜100分の1としても良い。 As an example of a threshold value calculation processing 802 detects the maximum value of the absolute value data input, may be 1 10-100 of the maximum value. また、絶対値データのノイズ領域(一般的には端のデータ)の信号値を測定し、その値の10倍程度に設定しても良い。 Further, (typically data end) absolute value noise region data measured signal values ​​may be set to 10 times that value.

以上の実施例における各処理は、図4に示すMRI装置においては、上記第1の実施形態の実施例の場合と同様であるが、絶対値計算801も信号処理系7において行われる。 Each process in the above example, the MRI apparatus shown in FIG. 4 is similar to the embodiment of the first embodiment, the absolute value calculation 801 is performed in the signal processing system 7.

(第三の実施形態) (Third embodiment)
上記第一及び第二の実施形態では、位相エンコードパルスを付加しないでエコー信号を取得する。 In the first embodiment and the second embodiment, and acquires an echo signal without adding a phase encoding pulse. このとき、位相エンコード方向に相当する軸の傾斜磁場オフセットが大きい場合、取得したエコー信号には位相エンコードを付加したのと同様の効果が生じ、図1或いは図8で作成したプロジェクションデータ103の絶対値と位相が大きく歪むため、算出されたオフセット値の精度が低下する可能性がある。 At this time, when the gradient magnetic field offset of the axis corresponding to the phase encoding direction is large, resulting the same effect as the acquired echo signals added with phase encoding, the absolute projection data 103 created in FIG. 1 or FIG. 8 since the value and phase significantly distorted, the precision of the calculated offset value may be reduced. また、傾斜磁場オフセットは、被検体の形状や撮影部位によって大きく変化することが知られている。 The gradient offset are known to vary greatly depending on the shape and imaging part of the object.
そこで本発明の第三の実施形態は、任意の一軸の傾斜磁場オフセットを求め、そのオフセット補正をその軸に適用した状態で、他の軸の傾斜磁場オフセットを求め、全ての軸の傾斜磁場オフセットが閾値以下に収束するまで繰り返す形態である。 Therefore the third embodiment of the present invention obtains a gradient magnetic field offset any uniaxial, while applying the offset correction to its axis to obtain the gradient magnetic field offset of the other axes, the gradient magnetic field offset for all axes There is a form of repeated until convergence to the threshold or less.

本実施形態の一実施例を図10のフローチャートを用いて説明する。 An example of this embodiment will be described with reference to the flowchart of FIG. 図10では、X/Y/Zの3軸の傾斜磁場オフセット値を測定する場合であり、図中の第一/第二/第三の軸は互いに直交する任意の軸を表す。 In Figure 10, a case of measuring the gradient magnetic field offset values ​​of three axes of X / Y / Z, the first / second / third axis in the figure represents any of mutually orthogonal axes. また、第一と第二の軸は同一の撮影面内の軸である(即ち、第三の軸はスライス方向の軸である)。 Further, the first and second axis which is the axis of the same imaging plane (i.e., the third axis is in the slice direction axis). なお、図10の角の丸い四角は処理を、角張った四角は処理結果であるデータを表すことは図1及び図8と同様である。 Incidentally, rounded squares handle corners of Figure 10, angular squares represent the data as the processing result is the same as in FIG. 1 and FIG.

図10内の111は、図1或いは図8の処理内容に相当し、それぞれが傾斜磁場オフセットを測定するブロックである。 111 in Figure 10 corresponds to the processing content of FIG. 1 or FIG. 8, a block, each of which measures a gradient magnetic field offset. 本実施例では、第一の軸の傾斜磁場オフセット測定111-1を行った後、すぐさま測定した傾斜磁場オフセット値を設定112-1する(ここでの設定とは、計測に傾斜磁場オフセット値を反映することである)。 In this embodiment, after a gradient magnetic field offset measurement 111-1 of the first shaft, and immediately to the gradient magnetic field offset value setting 112-1 measured (setting here, a gradient magnetic field offset value to the measurement it is is to reflect). このように構成する理由は、測定した傾斜磁場オフセット値を即時に反映することで、後に続く傾斜磁場オフセットの測定の精度を向上することにある。 The reason why such a configuration, by reflecting the measured gradient field offset value immediately, is to improve the accuracy of measurement of the gradient magnetic field offset followed.

また、算出した傾斜磁場オフセット値は、収束判定処理113に渡される。 Further, the calculated gradient offset value is passed to the convergence determination process 113. この収束判定処理113として、例えば測定した傾斜磁場オフセット値が一定の値を下回った場合に収束したと判断することができる。 As the convergence determination process 113 may be for example the gradient offset value measurement is determined to have converged when it falls below a certain value.

第一の軸の傾斜磁場オフセット測定111-1及び測定した傾斜磁場オフセット値の設定112-1が終った後、読み出し傾斜磁場軸を切替えて、第二の軸の傾斜磁場オフセット測定111-2と設定112-2を行う。 After setting the gradient offset measurement 111-1 and the gradient offset value measured in the first axis 112-1 is completed, it switches the readout gradient axis, a gradient magnetic field offset measurement 111-2 of the second shaft the setting 112-2 perform. ここで求まった傾斜磁場オフセット値に対しても、第一の軸の場合と同様に収束判定処理113-2を行う。 Against gradient offset value Motoma' here, it performs convergence determination process 113-2 as in the first axis. この時、第一の軸で行った収束判定処理113-1の結果と併せて、第一の軸と第二の軸がともに収束と判定されるまで、再度第一の軸の傾斜磁場オフセット測定111-1へ戻り、ブロック114内の処理を繰り返す。 At this time, together with the results of the convergence determination process 113-1 made in the first shaft, to the first axis and the second axis is determined both converge, the gradient magnetic field offset measurement of the first axis again returns to 111-1, the process is repeated in a block 114.

第一と第二の軸がともに収束と判断された場合、第三の軸のオフセット測定111-3と、その後の第三の軸のオフセット設定112-3へと進み、三軸のオフセット測定を終了する。 If the first and second axes is determined both converge, an offset measurement 111-3 of the third axis, the flow advances to offset setting 112-3 subsequent third axis, the offset measuring triaxial finish. このように構成することで、測定回数を最小に設定でき、かつ精度の良い傾斜磁場オフセット測定が可能である。 With such a configuration, it is possible to set the number of measurements to a minimum, and it is possible to better gradient offset measuring precision.
以上の実施例における各処理は、図4に示すMRI装置においては、上記第1及び第2の実施形態の場合と同様であるが、各収束判定処理も信号処理系7において行われる。 Each process in the above example, the MRI apparatus shown in FIG. 4 is the same as in the first and second embodiments, the convergence determination processing is also performed in the signal processing system 7.

以上までが、本発明の各請求項を具体的に説明する実施例である。 Or until an example specifically describing the respective claims of the present invention. しかし、本発明は、以上の実施例で開示された内容にとどまらず、本発明の趣旨を踏まえた上で各種形態を取り得る。 However, the present invention is not limited to the disclosed contents in the above embodiment may take various forms being based on the spirit of the present invention. 上記各実施例では、測定するオフセット軸を互いに直行する軸として説明したが、本計測(つまり、画像再構成用エコー信号の計測)で設定するオブリークに併せて測定軸を設定し、オフセットを計測することもできる。 In the above embodiments have been described offset axes to be measured as an axis orthogonal to each other, the measurement (i.e., measurement of image reconstruction for echo signals) in accordance with the oblique be set in setting the measurement axis, measuring the offset it is also possible to.

本発明の信号処理を説明する図。 Diagram for explaining the signal processing of the present invention. 一般的なグラディエントエコーのパルスシーケンスを説明する図。 Diagram for explaining a pulse sequence of general gradient echo. フーリエ変換の数学的な性質を説明する図。 Diagram for explaining the mathematical properties of the Fourier transform. 本発明が適用されるMRI装置の全体構成を示す図。 It shows an overall configuration of an MRI apparatus to which the present invention is applied. 傾斜磁場オフセットずれとエコー信号の発生時間を説明する図。 Diagram for explaining the generation time of the gradient magnetic field offset deviation and the echo signals. 傾斜磁場スリューレートずれとエコー信号の発生時間を説明する図。 Diagram for explaining the generation time of the gradient slew rate deviation and the echo signals. 本発明により取得したデータの特長を説明する図。 Diagram for explaining the features of the data obtained by the present invention. 本発明の信号処理を説明する図。 Diagram for explaining the signal processing of the present invention. 本発明の信号処理を説明する図。 Diagram for explaining the signal processing of the present invention. 本発明の信号処理を説明する図。 Diagram for explaining the signal processing of the present invention.

符号の説明 DESCRIPTION OF SYMBOLS

1 被検体、2,静磁場発生系、3 傾斜磁場発生系、4 シーケンサ、5 送信系、6 受信系、7 信号処理系、8 中央処理装置(CPU)、9 傾斜磁場コイル、10 傾斜磁場電源、11 高周波発振器、12 変調器、13 高周波増幅器、14a 高周波コイル(送信側)、14b 高周波コイル(受信側)、15 増幅器、16 直交位相検波器、17 A/D変換器、18 磁気ディスク、19 光ディスク、20 ディスプレイ、201 高周波パルス、202 スライス選択傾斜磁場、203 周波数エンコード傾斜磁場パルス、204 データサンプルウインド、205 エコー信号 1 subject 2, the static magnetic field generation system, 3 gradient magnetic field generation system, 4 sequencer, 5 transmission system, 6 reception system, 7 signal processing system, 8 central processing unit (CPU), 9 gradient magnetic field coil, 10 gradient magnetic field power supply , 11 high-frequency oscillator, 12 modulator, 13 radio-frequency amplifier, 14a radio-frequency coil (transmission side), 14b radio-frequency coil (reception side), 15 amplifier, 16 orthogonal phase detector, 17 A / D converter, 18 magnetic disk, 19 optical disc, 20 display, 201 radio-frequency pulse, 202 slice selecting gradient magnetic field, 203 frequency encode gradient magnetic field pulse, 204 data sample window, 205 echo signal

Claims (2)

  1. 被検体に周波数エンコード傾斜磁場を含む傾斜磁場を印加する傾斜磁場発生手段と、前記被検体からのエコー信号を用いて該被検体の画像を再構成する信号処理手段を備え、 A gradient magnetic field generating means for applying a gradient magnetic field including the frequency encode gradient magnetic field to the subject, a signal processing means for reconstructing an image of said subject by using the echo signal from the subject comprising,
    前記傾斜磁場発生手段は、傾斜磁場オフセットを含んで前記傾斜磁場を発生させ、 It said gradient magnetic field generating means may generate the gradient magnetic field contains a gradient magnetic field offset,
    前記信号処理手段は、前記周波数エンコード傾斜磁場の極性を変えて取得された第一と第二のエコー信号を用いて前記傾斜磁場オフセットを求めるオフセット導出手段を備えた磁気共鳴イメージング装置において、 It said signal processing means, in the magnetic resonance imaging apparatus having an offset derivation means for determining the gradient offset using the first and second echo signals obtained by changing the polarity of the frequency encode gradient magnetic field,
    前記オフセット導出手段は、前記第一と第二のエコー信号をそれぞれ一次元フーリエ変換してプロジェクションデータとして、該二つのプロジェクションデータから位相差データを求め、該位相差データの一次係数を求め、該一次係数から前記傾斜磁場オフセットを求めることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。 Wherein the offset derivation means as said first and second projection data of the echo signals to one-dimensional Fourier transform, respectively, obtains a phase difference data from the two projection data, obtains a first-order coefficient of the phase difference data, the magnetic resonance imaging apparatus and obtains the gradient offset from the primary factor.
  2. 請求項1に記載の磁気共鳴イメージング装置において、 The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 1,
    前記オフセット導出手段は、前記プロジェクションデータの絶対値を求め、該絶対値から閾値を求め、該閾値及び該絶対値を用いて前記一次係数を求める範囲を決定することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。 The offset derivation part obtains the absolute value of the projection data, obtains the threshold from the absolute value, the magnetic resonance imaging apparatus characterized by determining the scope of obtaining the primary coefficient by using the threshold value and the absolute value .
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