JP2019005136A - Magnetic resonance imaging apparatus - Google Patents
Magnetic resonance imaging apparatus Download PDFInfo
- Publication number
- JP2019005136A JP2019005136A JP2017123099A JP2017123099A JP2019005136A JP 2019005136 A JP2019005136 A JP 2019005136A JP 2017123099 A JP2017123099 A JP 2017123099A JP 2017123099 A JP2017123099 A JP 2017123099A JP 2019005136 A JP2019005136 A JP 2019005136A
- Authority
- JP
- Japan
- Prior art keywords
- magnetic field
- reception channels
- images
- circuit
- integration
- Prior art date
- Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
- Pending
Links
Abstract
Description
本発明の実施形態は、磁気共鳴イメージング装置に関する。 Embodiments described herein relate generally to a magnetic resonance imaging apparatus.
パラレルイメージング法において複数のショットで得られた複数の画像に積算処理を行う場合、再構成処理及び展開処理を実行してショット毎の展開画像を生成した後、これら展開画像に積算処理を行い最終画像を生成している。この方法では、積算回数を増やしても、展開処理の入力画像のＳＮＲ（Signal to Noise Ratio）が上がらないので、展開処理の誤差を低減することができない。 When performing integration processing on multiple images obtained by multiple shots in the parallel imaging method, after performing reconstruction processing and unfolding processing to generate unfolded images for each shot, the unfolding processing is performed on these unfolded images and the final processing is performed. An image is generated. In this method, even if the number of integrations is increased, the SNR (Signal to Noise Ratio) of the input image of the expansion process does not increase, so that the error of the expansion process cannot be reduced.
発明が解決しようとする課題は、積算処理を行うパラレルイメージング法において展開誤差を低減することである。 The problem to be solved by the invention is to reduce a development error in a parallel imaging method in which integration processing is performed.
本実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置は、記憶部、再構成部、積算部及び展開部を有する。前記記憶部は、複数の受信チャネルを用いたパラレルイメージングにより収集された、積算回数に応じた複数のデータセットを前記複数の受信チャネル毎に記憶する。前記再構成部は、前記複数のデータセットに対して前記複数の受信チャネル毎に再構成処理を施して、複数の折り返し画像を生成する。前記積算部は、前記複数の折り返し画像を前記複数の受信チャネル毎に積算して、前記複数の受信チャネルと同数の複数の積算画像を生成する。前記展開部は、前記複数の受信チャネルに関する複数の感度分布画像を利用して前記複数の積算画像に展開処理を施して、最終画像を生成する。 The magnetic resonance imaging apparatus according to the present embodiment includes a storage unit, a reconstruction unit, an integration unit, and a deployment unit. The storage unit stores, for each of the plurality of reception channels, a plurality of data sets that are collected by parallel imaging using a plurality of reception channels and that correspond to the number of integrations. The reconstruction unit performs a reconstruction process on the plurality of data sets for each of the plurality of reception channels to generate a plurality of folded images. The integration unit integrates the plurality of folded images for each of the plurality of reception channels, and generates a plurality of integration images of the same number as the plurality of reception channels. The developing unit performs a developing process on the plurality of integrated images using a plurality of sensitivity distribution images regarding the plurality of reception channels, and generates a final image.
以下、図面を参照しながら本実施形態に係わる磁気共鳴イメージング装置を説明する。 The magnetic resonance imaging apparatus according to this embodiment will be described below with reference to the drawings.
図１は、本実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置１の構成を示す図である。図１に示すように、磁気共鳴イメージング装置１は、架台１１、寝台１３、傾斜磁場電源２１、送信回路２３、受信回路２５、寝台駆動装置２７、シーケンス制御回路２９及びホストＰＣ５０を有する。 FIG. 1 is a diagram showing a configuration of a magnetic resonance imaging apparatus 1 according to the present embodiment. As shown in FIG. 1, the magnetic resonance imaging apparatus 1 includes a gantry 11, a bed 13, a gradient magnetic field power supply 21, a transmission circuit 23, a reception circuit 25, a bed driving device 27, a sequence control circuit 29, and a host PC 50.
架台１１は、静磁場磁石４１と傾斜磁場コイル４３とを有する。静磁場磁石４１と傾斜磁場コイル４３とは架台１１の筐体に収容されている。架台１１の筐体には中空形状を有するボアが形成されている。架台１１のボア内には送信コイル４５と受信コイル４７とが配置される。 The gantry 11 includes a static magnetic field magnet 41 and a gradient magnetic field coil 43. The static magnetic field magnet 41 and the gradient magnetic field coil 43 are accommodated in the casing of the gantry 11. The casing of the gantry 11 is formed with a hollow bore. A transmission coil 45 and a reception coil 47 are disposed in the bore of the gantry 11.
静磁場磁石４１は、中空の略円筒形状を有し、略円筒内部に静磁場を発生する。静磁場磁石４１としては、例えば、永久磁石、超伝導磁石または常伝導磁石等が使用される。ここで、静磁場磁石４１の中心軸をＺ軸に規定し、Ｚ軸に対して鉛直に直交する軸をＹ軸と呼び、Ｚ軸に水平に直交する軸をＸ軸と呼ぶことにする。Ｘ軸、Ｙ軸及びＺ軸は、直交３次元座標系を構成する。 The static magnetic field magnet 41 has a hollow, substantially cylindrical shape, and generates a static magnetic field inside the substantially cylindrical shape. As the static magnetic field magnet 41, for example, a permanent magnet, a superconducting magnet, a normal conducting magnet, or the like is used. Here, the central axis of the static magnetic field magnet 41 is defined as the Z axis, the axis perpendicular to the Z axis is called the Y axis, and the axis horizontally orthogonal to the Z axis is called the X axis. The X axis, the Y axis, and the Z axis constitute an orthogonal three-dimensional coordinate system.
傾斜磁場コイル４３は、静磁場磁石４１の内側に取り付けられ、中空の略円筒形状に形成されたコイルユニットである。傾斜磁場コイル４３は、傾斜磁場電源２１からの電流の供給を受けて傾斜磁場を発生する。より詳細には、傾斜磁場コイル４３は、互いに直交するＸ軸、Ｙ軸、Ｚ軸に対応する３つのコイルを有する。当該三つのコイルは、Ｘ軸、Ｙ軸、Ｚ軸の各軸に沿って磁場強度が変化する傾斜磁場を形成する。Ｘ軸、Ｙ軸、Ｚ軸の各軸に沿う傾斜磁場は合成されて互いに直交するスライス選択傾斜磁場Ｇｓ、位相エンコード傾斜磁場Ｇｐ及びリードアウト傾斜磁場Ｇｒが所望の方向に形成される。これら傾斜磁場は、静磁場に重畳されて被検体Ｐに印加される。スライス選択傾斜磁場Ｇｓは、任意に撮像断面を決めるために利用される。位相エンコード傾斜磁場Ｇｐは、空間的位置に応じてＭＲ信号の位相を変化させるために利用される。リードアウト傾斜磁場Ｇｒは、空間的位置に応じてＭＲ信号の周波数を変化させるために利用される。なお、以下の説明においてスライス選択傾斜磁場Ｇｓの傾斜方向はＺ軸、位相エンコード傾斜磁場Ｇｐの傾斜方向はＹ軸、リードアウト傾斜磁場Ｇｒの傾斜方向はＸ軸であるとする。 The gradient magnetic field coil 43 is a coil unit that is attached to the inside of the static magnetic field magnet 41 and is formed in a hollow substantially cylindrical shape. The gradient coil 43 receives a current supplied from the gradient magnetic field power supply 21 and generates a gradient magnetic field. More specifically, the gradient coil 43 has three coils corresponding to the X axis, the Y axis, and the Z axis that are orthogonal to each other. The three coils form a gradient magnetic field in which the magnetic field strength varies along the X-axis, Y-axis, and Z-axis. The gradient magnetic fields along the X axis, Y axis, and Z axis are combined to form a slice selection gradient magnetic field Gs, a phase encode gradient magnetic field Gp, and a readout gradient magnetic field Gr orthogonal to each other in a desired direction. These gradient magnetic fields are superimposed on the static magnetic field and applied to the subject P. The slice selection gradient magnetic field Gs is used to arbitrarily determine an imaging section. The phase encoding gradient magnetic field Gp is used to change the phase of the MR signal according to the spatial position. The lead-out gradient magnetic field Gr is used to change the frequency of the MR signal according to the spatial position. In the following description, it is assumed that the gradient direction of the slice selection gradient magnetic field Gs is the Z axis, the gradient direction of the phase encoding gradient magnetic field Gp is the Y axis, and the gradient direction of the readout gradient magnetic field Gr is the X axis.
傾斜磁場電源２１は、シーケンス制御回路２９からのシーケンス制御信号に従い傾斜磁場コイル４３に電流を供給する。傾斜磁場電源２１は、傾斜磁場コイル４３に電流を供給する。傾斜磁場電源２１による電流の供給を受けて、Ｘ軸、Ｙ軸及びＺ軸の各軸に沿う傾斜磁場が傾斜磁場コイル４３により発生される。当該傾斜磁場は、静磁場磁石４１により形成された静磁場に重畳されて被検体Ｐに印加される。 The gradient magnetic field power supply 21 supplies current to the gradient magnetic field coil 43 in accordance with the sequence control signal from the sequence control circuit 29. The gradient magnetic field power supply 21 supplies a current to the gradient magnetic field coil 43. The gradient magnetic field coil 43 generates a gradient magnetic field along each of the X axis, the Y axis, and the Z axis in response to the supply of current from the gradient magnetic field power supply 21. The gradient magnetic field is applied to the subject P while being superimposed on the static magnetic field formed by the static magnetic field magnet 41.
送信コイル４５は、例えば、傾斜磁場コイル４３の内側に配置され、送信回路２３から高周波電流パルス（以下、ＲＦ電流パルスと呼ぶ）の供給を受けて高周波磁場パルス（以下、ＲＦ磁場パルスと呼ぶ）を発生する。 The transmission coil 45 is disposed, for example, inside the gradient magnetic field coil 43, receives a high frequency current pulse (hereinafter referred to as an RF current pulse) from the transmission circuit 23, and receives a high frequency magnetic field pulse (hereinafter referred to as an RF magnetic field pulse). Is generated.
送信回路２３は、被検体Ｐ内に存在する対象プロトンを励起するためのＲＦ磁場パルスを、送信コイル４５を介して被検体Ｐに印加する。対象プロトンとしては、典型的には、プロトンが用いられる。ＲＦ磁場パルスは、対象プロトンに固有の共鳴周波数で振動し、対象プロトンを励起させる。励起された対象プロトンから磁気共鳴信号（以下、ＭＲ信号と呼ぶ）が発生され、受信コイル４７により検出される。送信コイル２３は、例えば、全身用コイル（ＷＢコイル）である。後述のように、全身用コイルは、送受信コイルとして使用されても良い。 The transmission circuit 23 applies an RF magnetic field pulse for exciting target protons present in the subject P to the subject P via the transmission coil 45. A proton is typically used as the target proton. The RF magnetic field pulse oscillates at a resonance frequency unique to the target proton and excites the target proton. A magnetic resonance signal (hereinafter referred to as MR signal) is generated from the excited target proton and detected by the receiving coil 47. The transmission coil 23 is, for example, a whole body coil (WB coil). As described later, the whole body coil may be used as a transmission / reception coil.
受信コイル４７は、ＲＦ磁場パルスの作用を受けて被検体Ｐ内に存在する対象プロトンから発せられるＭＲ信号を受信する。受信コイル４７は、ＭＲ信号を受信可能な複数の受信コイルエレメントを有する。受信されたＭＲ信号は、有線又は無線を介して受信回路２５に供給される。図１に図示しないが、受信コイル４７は、並列的に実装された複数の受信チャネルを有している。受信チャネルは、ＭＲ信号を受信する受信コイルエレメント及びＭＲ信号を増幅する増幅器等を有している。ＭＲ信号は、受信チャネル毎に出力される。受信チャネルの総数と受信コイルエレメントの総数とは同一であっても良いし、受信チャネルの総数が受信コイルエレメントの総数に比して多くても良いし、少なくても良い。 The receiving coil 47 receives an MR signal emitted from a target proton existing in the subject P under the action of an RF magnetic field pulse. The reception coil 47 has a plurality of reception coil elements that can receive MR signals. The received MR signal is supplied to the receiving circuit 25 via wired or wireless. Although not shown in FIG. 1, the receiving coil 47 has a plurality of receiving channels mounted in parallel. The reception channel includes a reception coil element that receives an MR signal, an amplifier that amplifies the MR signal, and the like. The MR signal is output for each reception channel. The total number of reception channels and the total number of reception coil elements may be the same, or the total number of reception channels may be larger or smaller than the total number of reception coil elements.
受信回路２５は、励起された対象プロトンから発生されるＭＲ信号を受信コイル４７を介して受信する。受信回路２５は、受信されたＭＲ信号を信号処理してデジタルのＭＲ信号を発生する。デジタルのＭＲ信号を生データと呼ぶことにする。生データは、有線又は無線を介してホストＰＣ５０に供給される。 The receiving circuit 25 receives the MR signal generated from the excited target proton via the receiving coil 47. The receiving circuit 25 processes the received MR signal to generate a digital MR signal. The digital MR signal is called raw data. The raw data is supplied to the host PC 50 via wired or wireless.
なお、上記の送信コイル４５と受信コイル４７とは一例に過ぎない。送信コイル４５と受信コイル４７との代わりに、送信機能と受信機能とを備えた送受信コイルが用いられても良い。また、送信コイル４５、受信コイル４７及び送受信コイルが組み合わされても良い。 The transmission coil 45 and the reception coil 47 are merely examples. Instead of the transmission coil 45 and the reception coil 47, a transmission / reception coil having a transmission function and a reception function may be used. Further, the transmission coil 45, the reception coil 47, and the transmission / reception coil may be combined.
架台１１に隣接して寝台１３が設置される。寝台１３は、天板１３１と基台１３３とを有する。天板１３１には被検体Ｐが載置される。基台１３３は、天板１３１をＸ軸、Ｙ軸、Ｚ軸各々に沿ってスライド可能に支持する。基台１３３には寝台駆動装置２７が収容される。寝台駆動装置２７は、シーケンス制御回路２９からの制御を受けて天板１３１を移動する。寝台駆動装置２７としては、例えば、サーボモータやステッピングモータ等の如何なるモータが用いられても良い。 A bed 13 is installed adjacent to the gantry 11. The bed 13 includes a top board 131 and a base 133. A subject P is placed on the top 131. The base 133 supports the top plate 131 so as to be slidable along the X axis, the Y axis, and the Z axis. A bed driving device 27 is accommodated in the base 133. The couch driving device 27 moves the table 131 under the control of the sequence control circuit 29. As the bed driving device 27, for example, any motor such as a servo motor or a stepping motor may be used.
シーケンス制御回路２９は、ハードウェア資源として、ＣＰＵ（Central Processing Unit）あるいはＭＰＵ（Micro Processing Unit）のプロセッサとＲＯＭ（Read Only Memory）やＲＡＭ（Random Access Memory）等のメモリとを有する。シーケンス制御回路２９は、通信ＩＦ６１を介してホストＰＣ５０から供給されるパルスシーケンス情報に基づいて傾斜磁場電源２１、送信回路２３及び受信回路２５を同期的に制御し、当該パルスシーケンス情報に応じたパルスシーケンスで被検体Ｐに関するデータ収集を実行する。例えば、本実施形態に係るシーケンス制御回路２９は、複数の受信チャネルを利用して、位相エンコードステップを所定の倍速率に応じて間引いて生データを収集する、パラレルイメージング法のためのデータ収集を実行する。本実施形態に係るパラレルイメージングにおいては、同一位相エンコードにおいて複数の積算回数分のデータ収集が行われる。積算回数は、データ収集回数（Number Of Acquisition）や励起回数（Number Of Excitation）とも呼ばれる。本実施形態に係るパラレルイメージング法のデータ収集により、複数の積算回数にそれぞれ対応する生データセットが、複数の受信チャネル毎に収集されることとなる。これら複数の積算回数且つ複数の受信チャネル毎の生データセットは、記憶回路５３に記憶される。なお、生データセットは、当該所定の倍速率に応じて間引いてｋ空間に充填される一揃いの生データを意味する。 The sequence control circuit 29 has a CPU (Central Processing Unit) or MPU (Micro Processing Unit) processor and a memory such as a ROM (Read Only Memory) and a RAM (Random Access Memory) as hardware resources. The sequence control circuit 29 synchronously controls the gradient magnetic field power source 21, the transmission circuit 23, and the reception circuit 25 based on the pulse sequence information supplied from the host PC 50 via the communication IF 61, and the pulse corresponding to the pulse sequence information. Data collection on the subject P is executed in the sequence. For example, the sequence control circuit 29 according to the present embodiment collects data for the parallel imaging method by using a plurality of reception channels and collecting raw data by thinning out the phase encoding step according to a predetermined double speed rate. Run. In parallel imaging according to the present embodiment, data collection for a plurality of integration times is performed in the same phase encoding. The number of times of accumulation is also referred to as the number of times of data collection (Number Of Acquisition) or the number of times of excitation (Number Of Excitation). With the data collection of the parallel imaging method according to the present embodiment, raw data sets respectively corresponding to a plurality of integration times are collected for a plurality of reception channels. The plurality of integration times and the raw data set for each of the plurality of reception channels are stored in the storage circuit 53. Note that the raw data set means a set of raw data that is thinned out according to the predetermined double speed rate and filled in the k space.
図１に示すように、ホストＰＣ５０は、処理回路５１、記憶回路５３、表示回路５５、入力回路５７、ネットワークＩＦ５９及び通信ＩＦ６１を有するコンピュータ装置である。 As shown in FIG. 1, the host PC 50 is a computer device having a processing circuit 51, a storage circuit 53, a display circuit 55, an input circuit 57, a network IF 59, and a communication IF 61.
処理回路５１は、ハードウェア資源として、ＣＰＵやＧＰＵ（Graphical processing unit）、ＭＰＵ等のプロセッサとＲＯＭやＲＡＭ等のメモリとを有する。処理回路５１は、各種プログラムの実行により再構成機能５１１、積算機能５１３、展開機能５１５、画像処理機能５１７及びシステム制御機能５１９を有する。なお処理回路５１は、再構成機能５１１、積算機能５１３、展開機能５１５、画像処理機能５１７及びシステム制御機能５１９を実現する特定用途向け集積回路（Application Specific Integrated Circuit：ＡＳＩＣ）やフィールド・プログラマブル・ゲート・アレイ（Field Programmable Gate Array：ＦＰＧＡ）、他の複合プログラマブル論理デバイス（Complex Programmable Logic Device：ＣＰＬＤ）、単純プログラマブル論理デバイス（Simple Programmable Logic Device：ＳＰＬＤ）により実現されても良い。再構成機能５１１、積算機能５１３、展開機能５１５、画像処理機能５１７及びシステム制御機能５１９は、単一の基板に実装されても良いし、複数の基板に分散されても良い。 The processing circuit 51 includes, as hardware resources, a processor such as a CPU, a GPU (Graphical processing unit), and an MPU, and a memory such as a ROM and a RAM. The processing circuit 51 has a reconfiguration function 511, an integration function 513, a development function 515, an image processing function 517, and a system control function 519 by executing various programs. The processing circuit 51 includes an application specific integrated circuit (ASIC) or a field programmable gate that realizes a reconfiguration function 511, an integration function 513, a development function 515, an image processing function 517, and a system control function 519. An array (Field Programmable Gate Array: FPGA), another complex programmable logic device (CPLD), or a simple programmable logic device (SPLD) may be used. The reconstruction function 511, the integration function 513, the development function 515, the image processing function 517, and the system control function 519 may be mounted on a single board or distributed on a plurality of boards.
再構成機能５１１において処理回路５１は、生データセットに再構成処理を実行して画像を再構成する。再構成処理としては、具体的には、ＦＦＴ（Fast Fourier Transform）等が用いられる。 In the reconstruction function 511, the processing circuit 51 performs reconstruction processing on the raw data set to reconstruct an image. Specifically, FFT (Fast Fourier Transform) or the like is used as the reconstruction process.
積算機能５１３において処理回路５１は、複数の受信チャネル各々について積算回数分の複数の画像に積算処理を施して、当該複数の受信チャネル毎に画像を生成する。以下、生成機能５１３において生成された画像を積算画像と呼ぶことにする。 In the integration function 513, the processing circuit 51 performs integration processing on a plurality of images corresponding to the number of integrations for each of a plurality of reception channels, and generates an image for each of the plurality of reception channels. Hereinafter, an image generated by the generation function 513 is referred to as an accumulated image.
展開機能５１５において処理回路５１は、複数の受信チャネルに関する複数の感度分布画像を利用して、複数の積算画像にパラレルイメージング法の展開（Unfolding）処理を施して画像を生成する。感度分布画像は、各受信チャネルの感度の空間分布を示す画像であり、各画素の画素値は、全身用コイル画像の画素の画素値に対する当該受信コイルエレメント画像の画素の画素値の比を示す。全身用コイル画像は、全身用コイルを用いた感度分布測定スキャンにより収集された生データに基づいて再構成機能５１１により生成される。同様に、各受信コイルエレメント画像は、当該受信チャネルを用いた感度分布測定スキャンにより収集された生データに基づいて再構成機能５１１により生成される。以下、展開機能５１５により生成された画像を最終画像と呼ぶことにする。 In the unfolding function 515, the processing circuit 51 uses the plurality of sensitivity distribution images regarding the plurality of reception channels to perform unfolding processing of the parallel imaging method on the plurality of integrated images to generate an image. The sensitivity distribution image is an image showing the spatial distribution of sensitivity of each reception channel, and the pixel value of each pixel indicates the ratio of the pixel value of the pixel of the reception coil element image to the pixel value of the pixel of the whole-body coil image. . The whole-body coil image is generated by the reconstruction function 511 based on the raw data collected by the sensitivity distribution measurement scan using the whole-body coil. Similarly, each reception coil element image is generated by the reconstruction function 511 based on raw data collected by a sensitivity distribution measurement scan using the reception channel. Hereinafter, the image generated by the expansion function 515 is referred to as a final image.
画像処理機能５１７において処理回路５１は、最終画像等の画像に種々の画像処理を施す。例えば、処理回路５１は、ボリュームレンダリングや、サーフェスレンダリング、画素値投影処理、ＭＰＲ（Multi-Planer Reconstruction）処理、ＣＰＲ（Curved MPR）処理等の画像処理を施す。また、処理回路５１は、最終画像にテンソル解析を施して拡散強調パラメータの空間分布を示す機能画像を生成しても良い。 In the image processing function 517, the processing circuit 51 performs various image processing on the image such as the final image. For example, the processing circuit 51 performs image processing such as volume rendering, surface rendering, pixel value projection processing, MPR (Multi-Planer Reconstruction) processing, and CPR (Curved MPR) processing. The processing circuit 51 may generate a functional image indicating the spatial distribution of the diffusion emphasis parameter by performing a tensor analysis on the final image.
システム制御機能５１９において処理回路５１は、本実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置１の全体を制御する。 In the system control function 519, the processing circuit 51 controls the entire magnetic resonance imaging apparatus 1 according to the present embodiment.
記憶回路５３は、種々の情報を記憶するＨＤＤ（Hard Disk Drive）やＳＳＤ（Solid State Drive）、集積回路記憶装置等の記憶装置である。また、記憶回路５３は、ＣＤ−ＲＯＭドライブやＤＶＤドライブ、フラッシュメモリ等の可搬性記憶媒体との間で種々の情報を読み書きする駆動装置等であっても良い。例えば、記憶回路５３は、複数の受信コイルエレメントに関する複数の感度分布画像を記憶する。また、記憶回路５３は、各種スキャンにより収集された生データセットやプログラム等を記憶する。 The storage circuit 53 is a storage device such as a hard disk drive (HDD), a solid state drive (SSD), or an integrated circuit storage device that stores various information. The storage circuit 53 may be a drive device that reads and writes various information from and to a portable storage medium such as a CD-ROM drive, a DVD drive, or a flash memory. For example, the storage circuit 53 stores a plurality of sensitivity distribution images regarding a plurality of receiving coil elements. The storage circuit 53 stores raw data sets and programs collected by various scans.
表示回路５５は、種々の情報を表示する。例えば、表示回路５５は、展開機能５１５により生成された最終画像や、画像処理機能５１７により画像処理された画像等を表示する。表示回路５５は、表示インタフェースと表示機器とを有する。表示インタフェースは、表示対象を表すデータを映像信号に変換する。映像信号は、表示機器に供給される。表示機器は、表示対象を表す映像信号を表示する。表示機器としては、例えば、ＣＲＴディスプレイや液晶ディスプレイ、有機ＥＬディスプレイ、ＬＥＤディスプレイ、プラズマディスプレイ、又は当技術分野で知られている他の任意のディスプレイが適宜利用可能である。 The display circuit 55 displays various information. For example, the display circuit 55 displays the final image generated by the expansion function 515, the image processed by the image processing function 517, and the like. The display circuit 55 includes a display interface and a display device. The display interface converts data representing a display target into a video signal. The video signal is supplied to the display device. The display device displays a video signal representing a display target. As the display device, for example, a CRT display, a liquid crystal display, an organic EL display, an LED display, a plasma display, or any other display known in the art can be used as appropriate.
入力回路５７は、具体的には、入力機器と入力インタフェースとを有する。入力機器は、ユーザからの各種指令を受け付ける。入力機器としては、キーボードやマウス、各種スイッチ、タッチスクリーン、タッチパッド等が利用可能である。入力インタフェースは、入力機器からの出力信号をバスを介して処理回路５１に供給する。なお、入力回路５７は、マウス、キーボードなどの物理的な操作部品を備えるものだけに限らない。例えば、磁気共鳴イメージング装置１とは別体に設けられた外部の入力機器から入力操作に対応する電気信号を受け取り、受け取った電気信号を種々の回路へ出力するような電気信号の処理回路も入力回路の例に含まれる。 Specifically, the input circuit 57 includes an input device and an input interface. The input device accepts various commands from the user. As an input device, a keyboard, a mouse, various switches, a touch screen, a touch pad, or the like can be used. The input interface supplies an output signal from the input device to the processing circuit 51 via the bus. Note that the input circuit 57 is not limited to one provided with physical operation parts such as a mouse and a keyboard. For example, an electric signal processing circuit that receives an electric signal corresponding to an input operation from an external input device provided separately from the magnetic resonance imaging apparatus 1 and outputs the received electric signal to various circuits is also input. Included in the circuit example.
ネットワークＩＦ５９は、ＬＡＮ（Local Area Network）等を介して磁気共鳴イメージング装置１と、ワークステーションやＰＡＣＳ（Picture Archiving and Communication System）、ＨＩＳ（Hospital Information System）、ＲＩＳ（Radiology Information System）等とを接続するインタフェースである。ネットワークＩＦは、各種情報を接続先のワークステーション、ＰＡＣＳ、ＨＩＳ及びＲＩＳとの間で送受信する。 The network IF 59 connects the magnetic resonance imaging apparatus 1 to a workstation, PACS (Picture Archiving and Communication System), HIS (Hospital Information System), RIS (Radiology Information System), etc. via a LAN (Local Area Network) or the like. Interface. The network IF transmits and receives various types of information to and from the connected workstation, PACS, HIS, and RIS.
通信ＩＦ６１は、有線又は無線を介してホストＰＣ５０にシーケンス制御回路２９と受信回路２５とを接続するインタフェースである。例えば、通信ＩＦ６１は、シーケンス制御回路２９にパルスシーケンス情報を送信する。また、通信ＩＦ６１は、受信回路２５から生データを受信する。 The communication IF 61 is an interface that connects the sequence control circuit 29 and the reception circuit 25 to the host PC 50 via a wired or wireless connection. For example, the communication IF 61 transmits pulse sequence information to the sequence control circuit 29. The communication IF 61 receives raw data from the receiving circuit 25.
なお、上記の構成は一例であって、これに限定されない。例えば、シーケンス制御回路２９は、ホストＰＣ５０に組み込まれても良い。また、シーケンス制御回路２９と処理回路５１とが同一の基板に実装されても良い。シーケンス制御回路２９、傾斜磁場電源２１、送信回路２３及び受信回路２５は、ホストＰＣ５０とは異なる単一の制御装置に実装されても良いし、複数の装置に分散して実装されても良い。 In addition, said structure is an example, Comprising: It is not limited to this. For example, the sequence control circuit 29 may be incorporated in the host PC 50. Further, the sequence control circuit 29 and the processing circuit 51 may be mounted on the same substrate. The sequence control circuit 29, the gradient magnetic field power source 21, the transmission circuit 23, and the reception circuit 25 may be mounted on a single control device different from the host PC 50, or may be distributed and mounted on a plurality of devices.
次に、本実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置の動作例について説明する。 Next, an operation example of the magnetic resonance imaging apparatus according to the present embodiment will be described.
図２は、本実施形態に係る簡易的なパルスシーケンスを示す図である。図２に示すように、本実施形態に係るシーケンス制御回路２９は、傾斜磁場電源２１、送信回路２３及び受信回路２５を同期的に制御し、被検体Ｐの同一撮像部位を対象として複数のショット（データ収集）を実行する。ショットの回数Ｎは、積算回数に一致し、２以上であれば幾つでも良い。各ショットにおいてシーケンス制御回路２９は、傾斜磁場電源２１、送信回路２３及び受信回路２５を同期的に制御し、複数の受信チャネルを利用して、位相エンコードステップを所定の倍速率に応じて間引いて生データを収集する。これにより、積算回数Ｎ（Ｎは整数）と受信チャネル数Ｍ（Ｍは整数）との組合せ毎の生データセットが収集される。なお、積算回数と倍速率とは、例えば、撮像プロトコルに応じて自動的に又はユーザにより入力回路５７を介した指示に従い手動的に設定される。 FIG. 2 is a diagram showing a simple pulse sequence according to the present embodiment. As shown in FIG. 2, the sequence control circuit 29 according to the present embodiment synchronously controls the gradient magnetic field power source 21, the transmission circuit 23, and the reception circuit 25, and performs a plurality of shots on the same imaging region of the subject P. (Data collection) is executed. The number of shots N is equal to the number of integrations and may be any number as long as it is 2 or more. In each shot, the sequence control circuit 29 synchronously controls the gradient magnetic field power source 21, the transmission circuit 23, and the reception circuit 25, and uses a plurality of reception channels to thin out the phase encoding step according to a predetermined double speed rate. Collect raw data. As a result, a raw data set for each combination of the number N of accumulations (N is an integer) and the number M of reception channels (M is an integer) is collected. Note that the number of times of integration and the rate of double speed are set, for example, automatically according to the imaging protocol or manually according to an instruction via the input circuit 57 by the user.
本実施形態に係るショットの撮像法は、特に限定されないが、以下の説明を具体的に行うため、最終画像の生成処理に有用な拡散強調撮像、すなわち、ＤＷＩ（Diffusion Weighted Imaging）収集であるものとする。ＤＷＩ収集は、組織内の水の拡散を測定するために使用される。ＤＷＩ収集においては、ＭＰＧパルスによる位相分散の影響を除去するため複数のショットが実行される。 The shot imaging method according to the present embodiment is not particularly limited. However, in order to perform the following description specifically, diffusion weighted imaging useful for final image generation processing, that is, DWI (Diffusion Weighted Imaging) collection is used. And DWI collection is used to measure the diffusion of water in the tissue. In DWI acquisition, a plurality of shots are executed to remove the influence of phase dispersion caused by MPG pulses.
図３は、１ショット分のＤＷＩ収集のパルスシーケンスの一例を示す図である。図３のＤＷＩ収集のパルスシーケンスは、エコープラナー（ＥＰＩ：echo-planar imaging）法を基礎にする。図３に示すＲＦのタイムラインは、送信回路２３により印加されるＲＦ磁場パルスの磁場強度の時系列を示し、Ｇｓのタイムラインは、傾斜磁場電源２１により印加されるスライス選択傾斜磁場の磁場強度の時系列を示し、Ｇｐのタイムラインは、傾斜磁場電源２１により印加される位相エンコード傾斜磁場の磁場強度の時系列を示し、Ｇｒのタイムラインは、傾斜磁場電源２１により印加されるリードアウト用傾斜磁場の磁場強度の時系列を示す。 FIG. 3 is a diagram illustrating an example of a pulse sequence of DWI acquisition for one shot. The DWI acquisition pulse sequence of FIG. 3 is based on an echo-planar (EPI) method. The RF timeline shown in FIG. 3 shows the time series of the magnetic field strength of the RF magnetic field pulse applied by the transmission circuit 23, and the Gs timeline shows the magnetic field strength of the slice selection gradient magnetic field applied by the gradient magnetic field power supply 21. The Gp timeline shows the time series of the magnetic field strength of the phase encoding gradient magnetic field applied by the gradient magnetic field power supply 21, and the Gr timeline is for the readout applied by the gradient magnetic field power supply 21. The time series of the magnetic field strength of a gradient magnetic field is shown.
図３に示すように、送信回路２３により９０°パルスと１８０°パルスとが所定の時間間隔をあけて印加される。９０°パルスの印加時において傾斜磁場電源２１によりスライス選択傾斜磁場が印加され、１８０°パルスの印加時においても傾斜磁場電源２１によりスライス選択傾斜磁場が印加される。ＤＷＩ収集において傾斜磁場電源２１は、２つの運動検出勾配磁場（ＭＰＧ：motion-probing gradient）パルスを、所定時間間隔を空けて印加し、拡散された流体の信号を選択的に減衰させる。傾斜磁場電源２１は、９０°パルスと１８０°パルスとの間に第１のＭＰＧパルスを印加する。第１のＭＰＧパルスの印加により、プロトンのスピンの位相分散が生じる。傾斜磁場電源２１は、１８０°パルスの印加後、第２のＭＰＧパルスを印加する。第２のＭＰＧパルスは、第１のＭＰＧパルスと同じ強度を有する。第１のＭＰＧパルスと第２のＭＰＧパルスとは、スライス選択傾斜磁場方向、位相エンコード傾斜磁場方向及びリードアウト傾斜磁場方向に印加される。なお、第１のＭＰＧパルスと第２のＭＰＧパルスとは、スライス選択傾斜磁場方向、位相エンコード傾斜磁場方向及びリードアウト傾斜磁場方向の全方向に印加される必要はなく、１方向又は２方向に印加されても良い。 As shown in FIG. 3, the transmission circuit 23 applies a 90 ° pulse and a 180 ° pulse at predetermined time intervals. The slice selection gradient magnetic field is applied by the gradient magnetic field power source 21 when the 90 ° pulse is applied, and the slice selection gradient magnetic field is also applied by the gradient magnetic field power source 21 when the 180 ° pulse is applied. In the DWI acquisition, the gradient magnetic field power source 21 applies two motion-probing gradient (MPG) pulses with a predetermined time interval, and selectively attenuates the signal of the diffused fluid. The gradient magnetic field power source 21 applies the first MPG pulse between the 90 ° pulse and the 180 ° pulse. Application of the first MPG pulse causes phase dispersion of proton spins. The gradient magnetic field power supply 21 applies the second MPG pulse after applying the 180 ° pulse. The second MPG pulse has the same intensity as the first MPG pulse. The first MPG pulse and the second MPG pulse are applied in the slice selection gradient magnetic field direction, the phase encoding gradient magnetic field direction, and the readout gradient magnetic field direction. Note that the first MPG pulse and the second MPG pulse do not need to be applied in all directions of the slice selection gradient magnetic field direction, the phase encoding gradient magnetic field direction, and the readout gradient magnetic field direction, and can be applied in one direction or two directions. It may be applied.
第１のＭＰＧパルスの印加と第２のＭＰＧパルスの印加との間において水分子が動かなかった場合、第２のパルスは、第１のＭＰＧパルスにより生じた位相分散を補償する。水分子が拡散した場合、位相分散を完全に補償することはできない。ＭＰＧパルスの印加間において拡散された水は、拡散しない水よりも弱いＭＲ信号を発生する。ＭＲ信号の減衰は拡散の量に比例する。拡散強調の程度はｂ値により表される。ｂ値は、ｂ（s/mm2）＝γ２Ｇｘ２δ２（Δ−δ／３）により規定され、ＭＰＧパルスの振幅Ｇｘ、ＭＰＧパルスの印加時間δ、２つのＭＰＧパルス間の時間間隔Δに依存する。なお、γは磁気回転比を示す。 If the water molecule does not move between the application of the first MPG pulse and the application of the second MPG pulse, the second pulse compensates for the phase dispersion caused by the first MPG pulse. If water molecules diffuse, the phase dispersion cannot be fully compensated. Water diffused between the application of MPG pulses generates a weaker MR signal than non-diffusing water. The attenuation of the MR signal is proportional to the amount of diffusion. The degree of diffusion emphasis is represented by the b value. The b value is defined by b (s / mm 2 ) = γ 2 Gx 2 δ 2 (Δ−δ / 3), and the MPG pulse amplitude Gx, the MPG pulse application time δ, and the time interval between the two MPG pulses Depends on Δ. Note that γ represents a magnetorotation ratio.
図３に示すように、１８０°パルスの印加から所定時間経過後、受信回路２５は、受信コイル４７を介してＭＲ信号を受信する。この際、傾斜磁場電源２１は、正極性のリードアウト傾斜磁場と負極性のリードアウト傾斜磁場とを傾斜磁場コイル４３から交互に高速に印加し、正極性のリードアウト傾斜磁場と負極性のリードアウト傾斜磁場との間に位相エンコード傾斜磁場を高速に印加する。この際、倍速率に応じて位相エンコードステップが間引かれる。このようにして、一回の励起によりｋ空間を充填するのに必要な生データセットが収集される。 As shown in FIG. 3, after a predetermined time has elapsed since the application of the 180 ° pulse, the receiving circuit 25 receives the MR signal via the receiving coil 47. At this time, the gradient magnetic field power supply 21 alternately applies a positive lead-out gradient magnetic field and a negative-polarity lead-out gradient magnetic field from the gradient magnetic field coil 43 at high speed, so that the positive-polarity lead-out gradient magnetic field and the negative-polarity lead are applied. A phase encoding gradient magnetic field is applied between the out gradient magnetic field at high speed. At this time, the phase encoding step is thinned out according to the double speed rate. In this way, the raw data set necessary to fill the k-space with a single excitation is collected.
シーケンス制御回路２９は、上記１ショット分のＤＷＩ収集を積算回数分だけ繰り返すことにより、積算回数Ｎと受信チャネル数Ｍとの組合せ毎の生データセットを収集する。すなわち、Ｎ×Ｍの生データセットが収集される。なお、傾斜磁場電源２１は、ショット毎に、ｂ値及び印加方向の少なくとも一方を変えてＤＷＩパルスを印加すると良い。ＤＷＩパルスの印加方向は、Ｘ軸、Ｙ軸、及びＺ軸の各々のＭＰＧパルスの強度のベクトル和により決定される。 The sequence control circuit 29 collects a raw data set for each combination of the integration number N and the reception channel number M by repeating the DWI collection for one shot by the integration number. That is, N × M raw data sets are collected. The gradient magnetic field power source 21 may apply a DWI pulse by changing at least one of the b value and the application direction for each shot. The application direction of the DWI pulse is determined by the vector sum of the MPG pulse intensities on the X axis, the Y axis, and the Z axis.
上記の説明において図３のＤＷＩ収集のパルスシーケンスは、エコープラナー（ＥＰＩ：echo-planar imaging）法を基礎にするものとしたが、本実施形態に係るＤＷＩ収集のパルスシーケンスは、これに限定されず、ＳＥ（Spin Echo）法やＧＲＥ（Gradient Echo）法等の既存の如何なるパルスシーケンスを基礎にしても良い。 In the above description, the DWI acquisition pulse sequence of FIG. 3 is based on the echo-planar (EPI) method, but the DWI acquisition pulse sequence according to the present embodiment is not limited to this. First, any existing pulse sequence such as SE (Spin Echo) method or GRE (Gradient Echo) method may be used as a basis.
次に、処理回路５１により行われる最終画像の生成処理について説明する。 Next, a final image generation process performed by the processing circuit 51 will be described.
図４は、処理回路５１により行われる最終画像の生成処理の過程を模式的に示す図である。図４に示すように、上記のＤＷＩ収集により、Ｍ個の受信チャネル毎に、Ｎショット分の生データセットが収集され、Ｎ×Ｍ個の生データセットが記憶回路５３に記憶される。なお、最終画像の生成処理は、シーケンス制御回路２９によるＤＷＩ収集の終了を契機として自動的に開始されても良いし、ユーザにより入力回路５７を介して開始指示がなされた事を契機として開始されても良い。 FIG. 4 is a diagram schematically illustrating a process of final image generation processing performed by the processing circuit 51. As shown in FIG. 4, N shots of raw data sets are collected for each of M reception channels by the above DWI collection, and N × M raw data sets are stored in the storage circuit 53. Note that the final image generation process may be automatically started upon completion of DWI collection by the sequence control circuit 29, or may be started when a start instruction is given by the user via the input circuit 57. May be.
まず、処理回路５１は、再構成機能５１１を実行する（ステップＳ１）。ステップＳ１において処理回路５１は、Ｎ×Ｍ個の生データセット各々にＦＦＴを施して折り返し画像を生成する。折り返し画像は、パラレルイメージングのＦＯＶ（以下、撮像ＦＯＶと呼ぶ）に比して、当該パラレルイメージング法の倍速率に応じて縮小されたＦＯＶを有する。当該画像は、倍速率に応じた位相エンコードステップの間引きに起因する折り返しアーチファクトを有している。 First, the processing circuit 51 executes the reconfiguration function 511 (step S1). In step S1, the processing circuit 51 performs an FFT on each of the N × M raw data sets to generate a folded image. The folded image has an FOV that is reduced in accordance with the double speed ratio of the parallel imaging method as compared with a parallel imaging FOV (hereinafter referred to as an imaging FOV). The image has aliasing artifacts due to thinning out of the phase encoding step according to the double speed rate.
ステップＳ１が行われると処理回路５１は、積算機能５１３を実行する（ステップＳ２）。ステップＳ２において処理回路５１は、Ｎ枚の折り返し画像をＭ個の受信チャネル毎に積算して、受信チャネルと同数であるＭ個の積算画像を生成する。すなわち、処理回路５１は、各ショットについて、Ｎ枚の折り返し画像に積算処理を施して積算画像を生成する。処理回路５１は、例えば、Ｎ枚の折り返し画像の同一座標の画素値を加算することにより積算画像を生成する。なお、積算画像の画素値は、Ｎ枚の折り返し画像の同一座標の画素値の合計値であることに限定されず、当該合計値に基づく統計値であっても良い。統計値としては、Ｎ枚の折り返し画像の同一座標の画素値の平均値、中間値、最小値及び最大値等が計算される。積算画像のＦＯＶは、折り返し画像のＦＯＶと同一である。積算画像には、折り返し画像に含まれていた折り返しアーチファクトが残存する。 When step S1 is performed, the processing circuit 51 executes the integration function 513 (step S2). In step S2, the processing circuit 51 integrates the N folded images for each of the M reception channels, and generates M integrated images that are the same number as the reception channels. That is, the processing circuit 51 performs an integration process on N folded images for each shot to generate an integrated image. For example, the processing circuit 51 generates an integrated image by adding pixel values of the same coordinates of N folded images. The pixel value of the integrated image is not limited to the total value of the pixel values at the same coordinates of the N folded images, and may be a statistical value based on the total value. As the statistical value, an average value, an intermediate value, a minimum value, a maximum value, and the like of pixel values at the same coordinates of N folded images are calculated. The FOV of the integrated image is the same as the FOV of the folded image. In the integrated image, the aliasing artifact included in the aliasing image remains.
ステップＳ２が行われると処理回路５１は、展開機能５１５を実行する（ステップＳ３）。ステップＳ３において処理回路５１は、Ｍ個の受信チャネルに関するＭ枚の感度分布画像を利用して、ステップＳ２において生成されたＭ枚の積算画像に展開処理を施して１枚の最終画像を生成する。最終画像のＦＯＶは、縮小されておらず、撮像ＦＯＶに略一致する。最終画像の折り返しアーチファクトは低減されている。生成された最終画像は、表示回路５５に表示される。また、画像処理機機能５１７により、処理回路５１は、最終画像にテンソル解析を施して拡散強調パラメータの空間分布を示す機能画像を生成しても良い。拡散強調パラメータとしては、平均ＡＤＣ（apparent diffusion coefficient）や各種の異方性指標、例えば、ＦＡ（fractional anisotropy）、ＲＡ（relative anisotropy）、ＶＲ（volume ratio）等が知られている。機能画像は表示回路５５に表示される。 When step S2 is performed, the processing circuit 51 executes the expansion function 515 (step S3). In step S3, the processing circuit 51 uses the M sensitivity distribution images related to the M reception channels to perform expansion processing on the M integrated images generated in step S2 to generate one final image. . The FOV of the final image is not reduced and substantially coincides with the imaging FOV. The final image aliasing artifacts are reduced. The generated final image is displayed on the display circuit 55. Further, by the image processor function 517, the processing circuit 51 may perform a tensor analysis on the final image to generate a functional image indicating the spatial distribution of the diffusion enhancement parameter. Known diffusion enhancement parameters include average ADC (apparent diffusion coefficient) and various anisotropic indices such as FA (fractional anisotropy), RA (relative anisotropy), and VR (volume ratio). The functional image is displayed on the display circuit 55.
次に、本実施形態に係る最終画像の生成処理の効果について説明する。 Next, the effect of the final image generation process according to the present embodiment will be described.
図５は、以上で説明した実施形態とは異なる、最終画像の生成処理の過程の比較例を模式的に示す図である。図５に示すように、比較例においては、各生データセットにＦＦＴ等の再構成処理を施してＮ×Ｍ毎の折り返し画像を生成し（ステップＳＺ１）、Ｎ回のショット各々についてＭ枚の折り返し画像に展開処理を施してＮ枚の展開画像を生成し（ステップＳＺ２）、その後、Ｎ枚の展開画像に積算処理を施して単一の積算画像（最終画像）を生成している（ステップＳＺ３）。展開処理においてはＳＮＲが高い事が望まれる。比較例においては、展開処理の入力画像が積算前の折り返し画像であるので、積算回数（ショット回数）を増やしても、展開画像及び最終画像のＳＮＲは上がらない。 FIG. 5 is a diagram schematically illustrating a comparative example of the final image generation process, which is different from the embodiment described above. As shown in FIG. 5, in the comparative example, reconstruction processing such as FFT is performed on each raw data set to generate a folded image every N × M (step SZ1), and M shots are made for each of N shots. The folded image is expanded to generate N expanded images (step SZ2), and then the expanded image is subjected to integration processing to generate a single integrated image (final image) (step SZ2). SZ3). It is desired that the SNR is high in the expansion process. In the comparative example, since the input image of the expansion process is a folded image before integration, even if the number of integration (number of shots) is increased, the SNR of the development image and the final image does not increase.
本実施形態によれば、図４に示すように、積算処理（Ｓ２）を施した後に展開処理（Ｓ３）が行われる。従って、展開処理の入力画像が積算後の折り返し画像であるので、積算回数（ショット回数）を増やすことにより、最終画像のＳＮＲを上げることができる。従って本実施形態によれば、ＤＷＩ収集において積算回数を増やすことにより、パラレルイメージング法の展開処理の展開誤差の少ない画像を生成することができる。 According to the present embodiment, as shown in FIG. 4, the expansion process (S3) is performed after the integration process (S2) is performed. Therefore, since the input image of the expansion process is a folded image after integration, the SNR of the final image can be increased by increasing the number of integrations (number of shots). Therefore, according to the present embodiment, by increasing the number of integrations in the DWI collection, it is possible to generate an image with little development error in the development process of the parallel imaging method.
以上、上記の少なくとも一つの実施形態によれば、積算処理を行うパラレルイメージング法において展開誤差を低減することが可能になる。 As described above, according to at least one embodiment described above, it is possible to reduce the development error in the parallel imaging method that performs the integration process.
本発明のいくつかの実施形態を説明したが、これらの実施形態は、例として提示したものであり、発明の範囲を限定することは意図していない。これら新規な実施形態は、その他の様々な形態で実施されることが可能であり、発明の要旨を逸脱しない範囲で、種々の省略、置き換え、変更を行うことができる。これら実施形態やその変形は、発明の範囲や要旨に含まれるとともに、特許請求の範囲に記載された発明とその均等の範囲に含まれるものである。 Although several embodiments of the present invention have been described, these embodiments are presented by way of example and are not intended to limit the scope of the invention. These novel embodiments can be implemented in various other forms, and various omissions, replacements, and changes can be made without departing from the scope of the invention. These embodiments and modifications thereof are included in the scope and gist of the invention, and are included in the invention described in the claims and the equivalents thereof.
１…磁気共鳴イメージング装置、１１…架台、１３…寝台、２１…傾斜磁場電源、２３…送信回路、２５…受信回路、２７…寝台駆動装置、２９…シーケンス制御回路、４１…静磁場磁石、４３…傾斜磁場コイル、４５…送信コイル、４７…受信コイル、５０…ホストＰＣ、５１…処理回路、５３…記憶回路、５５表示回路、５７…入力回路、１３１…天板、１３３…基台、５１１…再構成機能、５１３…積算機能、５１５…展開機能、５１７…画像処理機能、５１９…システム制御機能。 DESCRIPTION OF SYMBOLS 1 ... Magnetic resonance imaging apparatus, 11 ... Stand, 13 ... Bed, 21 ... Gradient magnetic field power supply, 23 ... Transmission circuit, 25 ... Reception circuit, 27 ... Bed drive device, 29 ... Sequence control circuit, 41 ... Static magnetic field magnet, 43 DESCRIPTION OF SYMBOLS: Gradient magnetic field coil, 45 ... Transmitting coil, 47 ... Reception coil, 50 ... Host PC, 51 ... Processing circuit, 53 ... Memory circuit, 55 display circuit, 57 ... Input circuit, 131 ... Top plate, 133 ... Base, 511 ... reconfiguration function, 513 ... integration function, 515 ... development function, 517 ... image processing function, 519 ... system control function.
Claims (2)
前記複数のデータセットに対して前記複数の受信チャネル毎に再構成処理を施して、複数の折り返し画像を生成する再構成部と、
前記複数の折り返し画像を前記複数の受信チャネル毎に積算して、前記複数の受信チャネルと同数の複数の積算画像を生成する積算部と、
前記複数の受信チャネルに関する複数の感度分布画像を利用して前記複数の積算画像に展開処理を施して、最終画像を生成する展開部と、
を具備する磁気共鳴イメージング装置。 A storage unit that stores, for each of the plurality of reception channels, a plurality of data sets that are collected by parallel imaging using a plurality of reception channels, according to the number of integrations;
A reconstruction unit that performs reconstruction processing for each of the plurality of reception channels with respect to the plurality of data sets to generate a plurality of folded images;
An integration unit that integrates the plurality of folded images for each of the plurality of reception channels, and generates a plurality of integration images of the same number as the plurality of reception channels;
A developing unit that performs a developing process on the plurality of integrated images using a plurality of sensitivity distribution images related to the plurality of reception channels, and generates a final image;
A magnetic resonance imaging apparatus comprising:
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP2017123099A JP2019005136A (en) | 2017-06-23 | 2017-06-23 | Magnetic resonance imaging apparatus |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP2017123099A JP2019005136A (en) | 2017-06-23 | 2017-06-23 | Magnetic resonance imaging apparatus |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JP2019005136A true JP2019005136A (en) | 2019-01-17 |
Family
ID=65027063
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP2017123099A Pending JP2019005136A (en) | 2017-06-23 | 2017-06-23 | Magnetic resonance imaging apparatus |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JP2019005136A (en) |
Cited By (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US11723551B2 (en) | 2020-10-29 | 2023-08-15 | Canon Medical Systems Corporation | Magnetic resonance imaging apparatus, correction method, and memory medium |
Citations (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2009160051A (en) * | 2007-12-28 | 2009-07-23 | Toshiba Corp | Magnetic resonance imaging apparatus |
-
2017
- 2017-06-23 JP JP2017123099A patent/JP2019005136A/en active Pending
Patent Citations (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2009160051A (en) * | 2007-12-28 | 2009-07-23 | Toshiba Corp | Magnetic resonance imaging apparatus |
Cited By (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US11723551B2 (en) | 2020-10-29 | 2023-08-15 | Canon Medical Systems Corporation | Magnetic resonance imaging apparatus, correction method, and memory medium |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| US9687172B2 (en) | System for motion corrected MR diffusion imaging | |
| JP6462306B2 (en) | Medical image processing apparatus and magnetic resonance imaging apparatus | |
| US10168405B2 (en) | Method and apparatus for quantifying properties of an object through magnetic resonance imaging (MRI) | |
| JP2022041978A (en) | Magnetic resonance imaging device and medical data processing device | |
| JP7272818B2 (en) | Data processing device, method and program | |
| KR101821487B1 (en) | Speed-compensated diffusion-based diffusion imaging | |
| US10481232B2 (en) | Magnetic resonance imaging apparatus and magnetic resonance imaging method | |
| CN105445684B (en) | Rebuild method, magnetic resonance equipment and the data medium of MR image | |
| JP7237460B2 (en) | Magnetic resonance imaging apparatus and multi-slice imaging method | |
| JP6956509B2 (en) | Magnetic resonance imaging device | |
| JP2019005289A (en) | Magnetic resonance imaging device | |
| US20150177350A1 (en) | Methods and Systems for Improved Magnetic Resonance Acquisition | |
| JP2005087375A (en) | Magnetic resonance imaging apparatus and magnetic resonance image generation method | |
| JP2019005136A (en) | Magnetic resonance imaging apparatus | |
| US20180095151A1 (en) | Magnetic resonance imaging apparatus and magnetic resonance imaging method | |
| US11360175B2 (en) | Magnetic resonance imaging apparatus | |
| JP7267752B2 (en) | Magnetic resonance imaging apparatus and k-space trajectory correction method | |
| US10345404B2 (en) | Magnetic resonance imaging apparatus and RF coil apparatus | |
| JP7313804B2 (en) | Magnetic resonance imaging system | |
| JP2015181851A (en) | echo acquisition method and apparatus for magnetic resonance elastography | |
| US20240036137A1 (en) | Magnetic resonance imaging apparatus, magnetic resonance imaging method, and non-transitory computer readable medium | |
| US11815579B2 (en) | Magnetic resonance imaging apparatus and method | |
| US10620288B2 (en) | Magnetic resonance imaging apparatus | |
| JP2022016312A (en) | Magnetic resonance imaging device and magnetic resonance imaging method | |
| JP2023120880A (en) | Data processing device, data processing method, data processing program, and magnetic resonance imaging device |
Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| A621 | Written request for application examination |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A621 Effective date: 20200604 |
|
| A977 | Report on retrieval |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A971007 Effective date: 20210514 |
|
| A131 | Notification of reasons for refusal |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A131 Effective date: 20210615 |
|
| A02 | Decision of refusal |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A02 Effective date: 20211214 |