JP5342243B2 - Magnetic resonance equipment - Google Patents

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Description

本発明は、静磁場、傾斜磁場および高周波磁場の作用により被検体で生じる磁気共鳴信号を検出する磁気共鳴装置に関する。   The present invention relates to a magnetic resonance apparatus that detects a magnetic resonance signal generated in a subject by the action of a static magnetic field, a gradient magnetic field, and a high-frequency magnetic field.

この種の磁気共鳴装置では、高磁場化に伴って高周波（ＲＦ）信号の波長が短縮している。そしてこのようなＲＦ信号の波長短縮の影響により、単一の送信コイルからのＲＦ信号の送信では、均一な高周波（ＲＦ）磁場を形成することが困難になっている。   In this type of magnetic resonance apparatus, the wavelength of the radio frequency (RF) signal is shortened as the magnetic field is increased. Due to the influence of the shortening of the wavelength of the RF signal, it is difficult to form a uniform radio frequency (RF) magnetic field in the transmission of the RF signal from a single transmission coil.

そこで、マルチチャネル送信の技術が必要とされている。つまり、複数のアレイコイルを備えたアレイ型の送受信用コイルを用いて、各アレイコイルに供給するＲＦ信号の振幅および位相を個別に調整することによってＲＦ磁場の均一度を調整する。
特表２００６−５０８７５９ Therefore, multi-channel transmission technology is required. That is, the uniformity of the RF magnetic field is adjusted by individually adjusting the amplitude and phase of the RF signal supplied to each array coil using an array-type transmitting / receiving coil having a plurality of array coils.
Special table 2006-508759

しかしながら、各アレイコイルに供給するＲＦ信号の適切な振幅および位相は、傾斜磁場中における各アレイコイルの姿勢（位置や傾きなど）に応じて変化する。このため、各アレイコイルの姿勢が既知でないと、各アレイコイルに供給するＲＦ信号の振幅および位相を適切に設定することができない。このため、各アレイコイルが予め定められた姿勢となるように送受信用コイルを固定して使用する必要があり、運用の柔軟性の低下を来していた。   However, the appropriate amplitude and phase of the RF signal supplied to each array coil varies depending on the posture (position, tilt, etc.) of each array coil in the gradient magnetic field. For this reason, unless the attitude | position of each array coil is known, the amplitude and phase of RF signal supplied to each array coil cannot be set appropriately. For this reason, it is necessary to fix the transmission / reception coil so that each array coil has a predetermined posture, and the operational flexibility has been lowered.

本発明はこのような事情を考慮してなされたものであり、その目的とするところは、送受信用コイルの使用状況の自由度を確保しながら、マルチチャネル送信によるＲＦ磁場の均一度の向上を図ることにある。   The present invention has been made in consideration of such circumstances, and the object of the present invention is to improve the uniformity of the RF magnetic field by multi-channel transmission while ensuring the degree of freedom of the use state of the transmission / reception coil. There is to plan.

本発明の第１の態様による磁気共鳴装置は、静磁場を発生する静磁場発生手段と、前記静磁場に重畳するための傾斜磁場を発生する傾斜磁場発生手段と、複数のコイルエレメントを有したアレイ型の送受信用コイルと、前記静磁場および前記傾斜磁場に高周波磁場を重畳するために前記送受信用コイルに供給する高周波信号を生成する生成手段と、前記静磁場、前記傾斜磁場および前記高周波磁場の作用により被検体で生じる磁気共鳴信号を前記送受信用コイルを用いて検出する検出手段と、複数の前記コイルエレメントのそれぞれの位置および傾きを判定する判定手段と、複数の前記コイルエレメントのそれぞれに前記生成手段から供給される前記高周波信号の振幅および位相を、前記判定手段により判定された複数の前記コイルエレメントそれぞれの位置および傾きに基づいて前記高周波磁場の均一性を向上するように調整する調整手段とを備える。   The magnetic resonance apparatus according to the first aspect of the present invention includes a static magnetic field generating means for generating a static magnetic field, a gradient magnetic field generating means for generating a gradient magnetic field to be superimposed on the static magnetic field, and a plurality of coil elements. An array-type transmitting / receiving coil; generating means for generating a high-frequency signal to be supplied to the transmitting / receiving coil in order to superimpose a high-frequency magnetic field on the static magnetic field and the gradient magnetic field; and the static magnetic field, the gradient magnetic field, and the high-frequency magnetic field Detecting means for detecting a magnetic resonance signal generated in the subject by the action of using the transmitting / receiving coil, determining means for determining the position and inclination of each of the plurality of coil elements, and each of the plurality of coil elements A plurality of the coil elements determined by the determination means with respect to the amplitude and phase of the high-frequency signal supplied from the generation means. Based on the respective positions and inclination and an adjusting means for adjusting to improve the uniformity of the high frequency magnetic field.

本発明によれば、送受信用コイルの配置の自由度を確保しながら、マルチチャネル送信によるＲＦ磁場の均一度を向上できる。   ADVANTAGE OF THE INVENTION According to this invention, the uniformity of RF magnetic field by multichannel transmission can be improved, ensuring the freedom degree of arrangement | positioning of the coil for transmission / reception.

以下、図面を参照して本発明の一実施形態について説明する。   Hereinafter, an embodiment of the present invention will be described 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（ＭＲＩ装置）１００の構成を示す図である。ＭＲＩ装置１００は、静磁場磁石１、傾斜磁場コイル２、傾斜磁場電源３、寝台４、寝台制御部５、ＲＦコイルユニット６ａ，６ｂ、送信部７、切換回路８、受信部９および計算機システム１０を具備する。   FIG. 1 is a diagram showing a configuration of a magnetic resonance imaging apparatus (MRI apparatus) 100 according to the present embodiment. The MRI apparatus 100 includes a static magnetic field magnet 1, a gradient magnetic field coil 2, a gradient magnetic field power source 3, a bed 4, a bed control unit 5, RF coil units 6a and 6b, a transmission unit 7, a switching circuit 8, a reception unit 9, and a computer system 10. It comprises.

静磁場磁石１は、中空の円筒形をなし、内部の空間に一様な静磁場を発生する。この静磁場磁石１としては、例えば永久磁石、超伝導磁石等が使用される。   The static magnetic field magnet 1 has a hollow cylindrical shape and generates a uniform static magnetic field in an internal space. As the static magnetic field magnet 1, for example, a permanent magnet, a superconducting magnet or the like is used.

傾斜磁場コイル２は、中空の円筒形をなし、静磁場磁石１の内側に配置される。傾斜磁場コイル２は、互いに直交するＸ，Ｙ，Ｚの各軸に対応する３種のコイルが組み合わされている。傾斜磁場コイル２は、上記の３種のコイルが傾斜磁場電源３から個別に電流供給を受けて、磁場強度がＸ，Ｙ，Ｚの各軸に沿って傾斜する傾斜磁場を発生する。なお、Ｚ軸方向は、例えば静磁場方向と同方向とする。Ｘ，Ｙ，Ｚ各軸の傾斜磁場は、例えば、スライス選択用傾斜磁場Ｇs、位相エンコード用傾斜磁場Ｇeおよびリードアウト用傾斜磁場Ｇrにそれぞれ対応される。スライス選択用傾斜磁場Ｇsは、任意に撮影断面を決めるために利用される。位相エンコード用傾斜磁場Ｇeは、空間的位置に応じて磁気共鳴信号の位相を変化させるために利用される。リードアウト用傾斜磁場Ｇrは、空間的位置に応じて磁気共鳴信号の周波数を変化させるために利用される。   The gradient magnetic field coil 2 has a hollow cylindrical shape and is disposed inside the static magnetic field magnet 1. The gradient magnetic field coil 2 is a combination of three types of coils corresponding to the X, Y, and Z axes orthogonal to each other. The gradient magnetic field coil 2 generates a gradient magnetic field in which the above three types of coils are individually supplied with current from the gradient magnetic field power supply 3 and the magnetic field strength is inclined along the X, Y, and Z axes. The Z-axis direction is the same as the static magnetic field direction, for example. The gradient magnetic fields of the X, Y, and Z axes correspond to, for example, the slice selection gradient magnetic field Gs, the phase encoding gradient magnetic field Ge, and the readout gradient magnetic field Gr, respectively. The slice selection gradient magnetic field Gs is used to arbitrarily determine an imaging section. The phase encoding gradient magnetic field Ge is used to change the phase of the magnetic resonance signal in accordance with the spatial position. The readout gradient magnetic field Gr is used for changing the frequency of the magnetic resonance signal in accordance with the spatial position.

被検体２００は、寝台４の天板４１に載置された状態で傾斜磁場コイル２の内部の空間（撮像空間）内に挿入される。寝台４は、寝台制御部５の制御の下に、天板４１をその長手方向（図１中における左右方向）および上下方向に移動させる。通常、この長手方向が静磁場磁石１の中心軸と平行になるように寝台４が設置される。   The subject 200 is inserted into a space (imaging space) inside the gradient magnetic field coil 2 while being placed on the top plate 41 of the bed 4. Under the control of the bed control unit 5, the bed 4 moves the top board 41 in the longitudinal direction (left and right direction in FIG. 1) and in the vertical direction. Usually, the bed 4 is installed such that the longitudinal direction thereof is parallel to the central axis of the static magnetic field magnet 1.

ＲＦコイルユニット６ａは、送信用である。ＲＦコイルユニット６ａは、１つまたは複数のコイルを円筒状のケースに収容して構成される。ＲＦコイルユニット６ａは、傾斜磁場コイル２の内側に配置される。ＲＦコイルユニット６ａは、送信部７からＲＦ信号の供給を受けて、ＲＦ磁場を発生する。   The RF coil unit 6a is for transmission. The RF coil unit 6a is configured by housing one or more coils in a cylindrical case. The RF coil unit 6 a is disposed inside the gradient magnetic field coil 2. The RF coil unit 6a receives an RF signal supplied from the transmission unit 7 and generates an RF magnetic field.

ＲＦコイルユニット６ｂは、受信用である。ＲＦコイルユニット６ｂは、天板４１上に載置されたり、天板４１に内蔵されたり、あるいは被検体２００に装着される。そして撮影時には、被検体２００とともに撮像空間内に挿入される。ＲＦコイルユニット６ｂとしては、様々なタイプのものが任意に装着可能である。ＲＦコイルユニット６ｂは、被検体２００で生じる磁気共鳴信号を検出する。   The RF coil unit 6b is for reception. The RF coil unit 6 b is placed on the top plate 41, built in the top plate 41, or attached to the subject 200. And at the time of imaging | photography, it inserts in the imaging space with the subject 200. As the RF coil unit 6b, various types can be arbitrarily attached. The RF coil unit 6b detects a magnetic resonance signal generated in the subject 200.

ＲＦコイルユニット６ｃは、送受信用である。ＲＦコイルユニット６ｃは、天板４１上に載置されたり、天板４１に内蔵されたり、あるいは被検体２００に装着される。そして撮影時には、被検体２００とともに撮像空間内に挿入される。ＲＦコイルユニット６ｃとしては、様々なタイプのものが任意に装着可能である。ＲＦコイルユニット６ｃは、送信部７からＲＦ信号の供給を受けて、ＲＦ磁場を発生する。またＲＦコイルユニット６ｃは、被検体２００で生じる磁気共鳴信号を検出する。ＲＦコイルユニット６ｃとしては、複数のコイルエレメントを配列して形成されたアレイコイルが利用可能である。   The RF coil unit 6c is for transmission and reception. The RF coil unit 6 c is placed on the top plate 41, built in the top plate 41, or attached to the subject 200. And at the time of imaging | photography, it inserts in the imaging space with the subject 200. As the RF coil unit 6c, various types can be arbitrarily attached. The RF coil unit 6c receives an RF signal supplied from the transmission unit 7 and generates an RF magnetic field. The RF coil unit 6c detects a magnetic resonance signal generated in the subject 200. As the RF coil unit 6c, an array coil formed by arranging a plurality of coil elements can be used.

送信部７は、ラーモア周波数に対応するＲＦパルスをＲＦコイルユニット６ａまたはＲＦコイルユニット６ｃに選択的に供給する。なお送信部７は、ＲＦコイルユニット６ｃとしてアレイコイルが利用される場合、このアレイコイルが有する複数のコイルエレメントのそれぞれに供給するＲＦ信号の振幅および位相を個別に調整できる。なお、上記の複数のコイルエレメントのそれぞれに供給するＲＦ信号の振幅および位相は、計算機システム１０から指示される。   The transmitter 7 selectively supplies an RF pulse corresponding to the Larmor frequency to the RF coil unit 6a or the RF coil unit 6c. When an array coil is used as the RF coil unit 6c, the transmitter 7 can individually adjust the amplitude and phase of the RF signal supplied to each of the plurality of coil elements included in the array coil. Note that the amplitude and phase of the RF signal supplied to each of the plurality of coil elements are instructed from the computer system 10.

切換回路８は、ＲＦコイルユニット６ｃを、ＲＦ磁場を発生するべき送信期間には送信部７に接続し、磁気共鳴信号を検出するべき受信期間には受信部９に接続する。なお、送信期間および受信期間は、計算機システム１０から指示される。   The switching circuit 8 connects the RF coil unit 6c to the transmitter 7 during a transmission period in which an RF magnetic field is to be generated, and to the receiver 9 during a reception period in which a magnetic resonance signal is to be detected. The transmission period and the reception period are instructed from the computer system 10.

受信部９は、ＲＦコイルユニット６ｂ，６ｃで検出される磁気共鳴信号に対し、増幅、位相検波、さらにはアナログディジタル変換などの処理を施し、磁気共鳴データを得る。   The receiving unit 9 performs processing such as amplification, phase detection, and analog-digital conversion on the magnetic resonance signals detected by the RF coil units 6b and 6c to obtain magnetic resonance data.

計算機システム１０は、インタフェース部１１、データ収集部１２、再構成部１３、記憶部１４、表示部１５、入力部１６および主制御部１７を有している。   The computer system 10 includes an interface unit 11, a data collection unit 12, a reconstruction unit 13, a storage unit 14, a display unit 15, an input unit 16, and a main control unit 17.

インタフェース部１１には、傾斜磁場電源３、寝台制御部５、送信部７、切換回路８および受信部９等が接続される。インタフェース部１１は、これらの接続された各部と計算機システム１０との間で授受される信号の入出力を行う。   The interface unit 11 is connected to the gradient magnetic field power supply 3, the bed control unit 5, the transmission unit 7, the switching circuit 8, the reception unit 9, and the like. The interface unit 11 inputs and outputs signals exchanged between these connected units and the computer system 10.

データ収集部１２は、受信部９から出力される磁気共鳴データを収集する。データ収集部１２は、収集した磁気共鳴データを、記憶部１４に格納する。   The data collection unit 12 collects magnetic resonance data output from the reception unit 9. The data collection unit 12 stores the collected magnetic resonance data in the storage unit 14.

再構成部１３は、記憶部１４に記憶された磁気共鳴データに対して、後処理、すなわちフーリエ変換等の再構成を実行し、被検体２００内の所望核スピンのスペクトラムデータあるいは画像データを求める。   The reconstruction unit 13 performs post-processing, that is, reconstruction such as Fourier transform, on the magnetic resonance data stored in the storage unit 14 to obtain spectrum data or image data of a desired nuclear spin in the subject 200. .

記憶部１４は、磁気共鳴データと、スペクトラムデータあるいは画像データとを、被検者毎に記憶する。   The storage unit 14 stores magnetic resonance data and spectrum data or image data for each subject.

表示部１５は、スペクトラムデータあるいは画像データ等の各種の情報を主制御部１７の制御の下に表示する。表示部１５としては、液晶表示器などの表示デバイスを利用可能である。   The display unit 15 displays various information such as spectrum data or image data under the control of the main control unit 17. As the display unit 15, a display device such as a liquid crystal display can be used.

入力部１６は、オペレータからの各種指令や情報入力を受け付ける。入力部１６としては、マウスやトラックボールなどのポインティングデバイス、モード切替スイッチ等の選択デバイス、あるいはキーボード等の入力デバイスを適宜に利用可能である。   The input unit 16 receives various commands and information input from the operator. As the input unit 16, a pointing device such as a mouse or a trackball, a selection device such as a mode change switch, or an input device such as a keyboard can be used as appropriate.

主制御部１７は、図示していないＣＰＵやメモリ等を有しており、ＭＲＩ装置１００を総括的に制御する。主制御部１７は、ＲＦコイルユニット６ｂとして、アレイコイルが利用される場合に、このアレイコイルが有する複数のコイルエレメントのそれぞれの位置および傾きを判定する機能を持つ。また主制御部１７は、上記の複数のコイルエレメントのそれぞれに供給するべきＲＦ信号の振幅および位相を、各コイルエレメントのそれぞれの位置および傾きに基づいて決定する機能を持つ。   The main control unit 17 includes a CPU, a memory, and the like (not shown), and controls the MRI apparatus 100 overall. When the array coil is used as the RF coil unit 6b, the main control unit 17 has a function of determining the position and inclination of each of the plurality of coil elements included in the array coil. The main control unit 17 has a function of determining the amplitude and phase of the RF signal to be supplied to each of the plurality of coil elements based on the position and inclination of each coil element.

図２はＲＦコイルユニット６ｃの構成例を示す斜視図である。   FIG. 2 is a perspective view showing a configuration example of the RF coil unit 6c.

ＲＦコイルユニット６ｃは、複数のコイルエレメント６１および複数のマーカ６２を含んでいる。図２に示す構成例では、コイルエレメント６１は９個、マーカ６２は１６個である。そしてこれら複数のコイルエレメント６１および複数のマーカ６２は、図示しない例えば発泡ポリエチレンからなるクッション材によって覆われて、図２に示す状態に保持されている。   The RF coil unit 6 c includes a plurality of coil elements 61 and a plurality of markers 62. In the configuration example shown in FIG. 2, there are nine coil elements 61 and 16 markers 62. The plurality of coil elements 61 and the plurality of markers 62 are covered with a cushion material made of, for example, foamed polyethylene (not shown) and held in the state shown in FIG.

複数のコイルエレメント６１は、それぞれが少なくとも１つのループコイルを備える。コイルエレメント６１の外形は、任意形状（図２では四角形）の環状である。コイルエレメント６１は、３つずつがそれぞれ同一平面上に一列に配列されている。このようにしてコイルエレメント６１がなす３つの列は、互いに平行に配置されている。さらにコイルエレメント６１がなす２つの列は、それぞれの一方の側部がもう１つの列の両側部にそれぞれ近接するとともに、互いに異なる傾きとなる状態で配置されている。   Each of the plurality of coil elements 61 includes at least one loop coil. The outer shape of the coil element 61 is an annular shape having an arbitrary shape (rectangle in FIG. 2). Three coil elements 61 are arranged in a line on the same plane. In this way, the three rows formed by the coil elements 61 are arranged in parallel to each other. Further, the two rows formed by the coil elements 61 are arranged in such a state that one side portion thereof is close to both side portions of the other row and has different inclinations.

複数のマーカ６２は、静磁場および前記高周波磁場の作用により磁気共鳴信号が生じる材質を任意の形状（図２では円筒状）に形成したものである。複数のマーカ６２は、プロトン密度、縦緩和時間Ｔ１および横緩和時間Ｔ２がいずれもほぼ等しい。複数のマーカ６２は、図２に示すようにコイルエレメント６１の４つの角部にいずれか１つが位置するように配置されている。   The plurality of markers 62 are made of a material that generates a magnetic resonance signal by the action of a static magnetic field and the high-frequency magnetic field in an arbitrary shape (cylindrical in FIG. 2). The plurality of markers 62 have substantially the same proton density, longitudinal relaxation time T1, and transverse relaxation time T2. As shown in FIG. 2, the plurality of markers 62 are arranged so that one of them is positioned at four corners of the coil element 61.

図３および図４は図２に示したＲＦコイルユニット６ｃの被検体２００への装着例を示す図である。   3 and 4 are diagrams showing examples of mounting the RF coil unit 6c shown in FIG. 2 to the subject 200. FIG.

ＲＦコイルユニット６ｃのクッション材は可塑性を有しており、例えば図３および図４に示すように形状を変化させることができる。これにより、大きさの異なる被検体２００に対して装着することが可能になっている。かくしてＲＦコイルユニット６ｃの各コイルエレメント６１は、傾斜磁場中における位置や傾斜磁場に対する傾きが、使用状況に応じて様々に変化する。   The cushion material of the RF coil unit 6c has plasticity, and the shape can be changed as shown in FIGS. 3 and 4, for example. This makes it possible to attach to the subject 200 having a different size. Thus, the position of each coil element 61 of the RF coil unit 6c in the gradient magnetic field and the gradient with respect to the gradient magnetic field vary depending on the use situation.

図５はＲＦコイルユニット６ｃを使用して撮像する際の主制御部１７の処理手順を示すフローチャートである。   FIG. 5 is a flowchart showing a processing procedure of the main control unit 17 when imaging is performed using the RF coil unit 6c.

ステップＳａ１において主制御部１７は、プリスキャンを実行するように、傾斜磁場電源３、送信部７、切換回路８、受信部９、データ収集部１２などの各部を動作させる。プリスキャンは、撮像対象を確実に包含する大きなプリスキャン領域についての磁気共鳴データを収集するためのスキャンである。なおこのプリスキャンにおけるＲＦパルスの送信および磁気共鳴信号の検出には、ＲＦコイルユニット６ｃを使用する。そして以下においては、このプリスキャンにより収集された磁気共鳴データをプリスキャンデータと称することとする。   In step Sa1, the main control unit 17 operates each unit such as the gradient magnetic field power source 3, the transmission unit 7, the switching circuit 8, the reception unit 9, and the data collection unit 12 so as to execute the pre-scan. The pre-scan is a scan for collecting magnetic resonance data for a large pre-scan region that reliably includes the imaging target. Note that the RF coil unit 6c is used for transmission of RF pulses and detection of magnetic resonance signals in this prescan. In the following, the magnetic resonance data collected by this prescan is referred to as prescan data.

ステップＳａ２において主制御部１７は、プリスキャンデータに基づいて、撮像対象の輪郭を求める。図６はここで求めた輪郭を示す破線をプリスキャンデータから再構成した画像に重ねて表した図である。なお図６に示す画像は、撮像対象としてファントムを用いた場合のものである。ファントムは、円筒状で、プロトン密度、縦緩和時間Ｔ１および横緩和時間Ｔ２が均一なものである。従って、当該画像においてファントムに相当する領域の画素値は均一であるべきだが、図６に示す画像では不均一となっている。これは、主としてＲＦ磁場の不均一性に起因するものである。   In step Sa2, the main control unit 17 obtains the contour of the imaging target based on the prescan data. FIG. 6 is a diagram in which a broken line indicating the contour obtained here is superimposed on an image reconstructed from prescan data. In addition, the image shown in FIG. 6 is a thing at the time of using a phantom as an imaging target. The phantom is cylindrical and has a uniform proton density, longitudinal relaxation time T1, and transverse relaxation time T2. Therefore, the pixel values in the region corresponding to the phantom in the image should be uniform, but are not uniform in the image shown in FIG. This is mainly due to the non-uniformity of the RF magnetic field.

ステップＳａ３において主制御部１７は、プリスキャンデータに基づいて、複数のマーカ６２のそれぞれの位置を求める。マーカ６２は、プロトン密度、縦緩和時間Ｔ１および横緩和時間Ｔ２が既知であるので、そのプリスキャン領域内における位置はプリスキャンデータから求められる。   In step Sa3, the main control unit 17 obtains each position of the plurality of markers 62 based on the prescan data. Since the marker 62 has known proton density, longitudinal relaxation time T1, and transverse relaxation time T2, the position in the prescan region can be obtained from the prescan data.

ステップＳａ４において主制御部１７は、複数のマーカ６２のプリスキャン領域内での位置的分布と、プリスキャン領域と傾斜領域との関係とに基づいて、複数のコイルエレメント６１のそれぞれの傾斜磁場中での位置および傾斜磁場に対する傾きをそれぞれ求める。具体的には、プリスキャン領域のある断面について図７の丸印で示す位置にマーカ６２がそれぞれ位置しているのだとすると、図７に破線で示す状態でコイルエレメント６１が存在していることが分かり、その位置および傾きを求めることができる。   In step Sa4, the main control unit 17 determines whether each of the plurality of coil elements 61 is in the gradient magnetic field based on the positional distribution of the plurality of markers 62 in the prescan area and the relationship between the prescan area and the gradient area. And the gradient with respect to the gradient magnetic field. Specifically, assuming that the markers 62 are located at the positions indicated by the circles in FIG. 7 in a section of the prescan area, the coil element 61 is present in the state indicated by the broken lines in FIG. You can find out its position and inclination.

ステップＳａ５において主制御部１７は、複数のコイルエレメント６１のそれぞれの傾斜磁場中での位置および傾斜磁場に対する傾きに応じて、各コイルエレメント６１から送信するＲＦパルスの振幅および位相を決定し、それを送信部７に設定する。なお、コイルエレメント６１毎の振幅および位相は、所定領域について均一なＲＦ磁場を生じさせることができるように決定する。所定領域は、例えばステップＳａ２で求めた輪郭の内部に相当する領域とする。所定領域はあるいは、ユーザにより指定された撮像領域に応じた磁気共鳴信号の収集対象領域などのような別の任意の領域であっても良い。   In step Sa5, the main control unit 17 determines the amplitude and phase of the RF pulse transmitted from each coil element 61 according to the position of each of the plurality of coil elements 61 in the gradient magnetic field and the gradient with respect to the gradient magnetic field. Is set in the transmitter 7. The amplitude and phase of each coil element 61 are determined so that a uniform RF magnetic field can be generated for a predetermined region. The predetermined area is, for example, an area corresponding to the inside of the contour obtained in step Sa2. Alternatively, the predetermined area may be another arbitrary area such as a magnetic resonance signal collection target area corresponding to the imaging area designated by the user.

ステップＳａ６において主制御部１７は、メインスキャンを実行するように、傾斜磁場電源３、送信部７、切換回路８、受信部９、データ収集部１２などの各部を動作させる。メインスキャンは、撮像対象の画像を再構成するための磁気共鳴データを収集するスキャンである。このメインスキャンにおいて送信部７は、ＲＦコイルユニット６ｃの複数のコイルエレメント６１のそれぞれにＲＦパルスを供給するが、このＲＦパルスの振幅および位相を上記のようにコイルエレメント６１毎に設定されたものに調整する。   In step Sa6, the main control unit 17 operates each unit such as the gradient magnetic field power source 3, the transmission unit 7, the switching circuit 8, the reception unit 9, and the data collection unit 12 so as to execute the main scan. The main scan is a scan for collecting magnetic resonance data for reconstructing an image to be imaged. In this main scan, the transmitter 7 supplies an RF pulse to each of the plurality of coil elements 61 of the RF coil unit 6c, and the amplitude and phase of the RF pulse are set for each coil element 61 as described above. Adjust to.

かくして本実施形態のＭＲＩ装置１００によれば、ＲＦコイルユニット６ｃの実際の使用状況に応じて、そのような使用状況のＲＦコイルユニット６ｃからのＲＦパルスの送信により均一なＲＦ磁場を形成できるように、ＲＦコイルユニット６ｃの複数のコイルエレメント６１のそれぞれから送信されるＲＦパルスの振幅および位相が調整される。かくして、ＲＦコイルユニット６ｃの使用状況の自由度を確保しながら、マルチチャネル送信によるＲＦ磁場の均一度の向上を図ることができる。   Thus, according to the MRI apparatus 100 of the present embodiment, it is possible to form a uniform RF magnetic field by transmitting RF pulses from the RF coil unit 6c in such a usage state according to the actual usage state of the RF coil unit 6c. Further, the amplitude and phase of the RF pulse transmitted from each of the plurality of coil elements 61 of the RF coil unit 6c are adjusted. Thus, it is possible to improve the uniformity of the RF magnetic field by multi-channel transmission while ensuring the degree of freedom of the usage status of the RF coil unit 6c.

図８は前述のファントムを撮像対象としたメインスキャンにより収集された磁気共鳴データに基づいて再構成した画像の一例を示す図である。この画像では、ＲＦ磁場の均一度が向上されていることにより、ファントムに相当する領域の画素値は図６に比べて均一になっており、画質が改善されている。   FIG. 8 is a diagram showing an example of an image reconstructed based on the magnetic resonance data collected by the main scan using the above-described phantom as an imaging target. In this image, since the uniformity of the RF magnetic field is improved, the pixel values in the region corresponding to the phantom are uniform compared to FIG. 6, and the image quality is improved.

この実施形態は、次のような種々の変形実施が可能である。   This embodiment can be variously modified as follows.

(1) ＲＦコイルユニット６ｃが形状を変化させることができないものであったとしても、被検体２００に装着されたりや天板４１の任意の位置に載置された状態で使用可能であれば、各コイルエレメント６１の傾斜磁場中での位置や傾斜磁場に対する傾きが変化するから、上記の実施形態が有効に作用する。   (1) Even if the RF coil unit 6c cannot change its shape, if it can be used while mounted on the subject 200 or placed at an arbitrary position on the top board 41, Since the position of each coil element 61 in the gradient magnetic field and the gradient with respect to the gradient magnetic field change, the above-described embodiment works effectively.

(2) 上記実施形態においては、複数のマーカ６２はその位置を個別に求めることが可能であるが、マーカ６２の個々を識別することはできない。このため、ＲＦコイルユニット６ｃの形状や傾斜磁場中の位置によっては、複数のコイルエレメント６１のそれぞれの傾斜磁場中での位置や傾斜磁場に対する傾きを正しく求めることができない恐れがある。そこで、複数のマーカ６２は、プロトン密度、縦緩和時間Ｔ１および横緩和時間Ｔ２のうちの少なくとも１つが互いに異ならせても良い。そしてこの様なマーカ６２を使用するならば、複数のマーカ６２の個々を区別することが可能であるから、複数のコイルエレメント６１のそれぞれの傾斜磁場中での位置や傾斜磁場に対する傾きをより正しく求めることが可能となる。   (2) In the above embodiment, the positions of the plurality of markers 62 can be obtained individually, but each of the markers 62 cannot be identified. For this reason, depending on the shape of the RF coil unit 6c and the position in the gradient magnetic field, the position of each of the plurality of coil elements 61 in the gradient magnetic field and the gradient with respect to the gradient magnetic field may not be obtained correctly. Therefore, the plurality of markers 62 may be different from each other in at least one of proton density, longitudinal relaxation time T1, and lateral relaxation time T2. If such a marker 62 is used, each of the plurality of markers 62 can be distinguished. Therefore, the position of each of the plurality of coil elements 61 in the gradient magnetic field and the gradient with respect to the gradient magnetic field are more correctly set. It can be obtained.

(3) 各コイルエレメント６１の傾斜磁場中での位置および傾斜磁場に対する傾きに加えて各コイルエレメント６１の形状を求め、これも考慮してＲＦパルスの振幅および位相を決定しても良い。例えば、コイルエレメント６１は、可塑性を持たせて湾曲させた状態で使用可能としても良い。そしてこの場合には、コイルエレメント６１の湾曲の度合いによりコイルエレメント６１の両端間の距離が例えば図９に示すように変化するから、２つのマーカ６２間の距離に基づいてコイルエレメント６１の湾曲の度合いを求めることができる。   (3) In addition to the position of each coil element 61 in the gradient magnetic field and the gradient relative to the gradient magnetic field, the shape of each coil element 61 may be obtained, and the amplitude and phase of the RF pulse may be determined in consideration of this. For example, the coil element 61 may be usable in a curved state with plasticity. In this case, the distance between both ends of the coil element 61 changes as shown in FIG. 9 depending on the degree of bending of the coil element 61, for example, so that the bending of the coil element 61 is based on the distance between the two markers 62. The degree can be determined.

(4) 各コイルエレメント６１の傾斜磁場中での位置および傾斜磁場に対する傾き、あるいは形状は、マーカ６２を使用せずに求めても良い。例えば各コイルエレメント６１の位置に関しては、特開２００８−０２９８３４に開示された技術を利用して検出することが可能である。   (4) The position of each coil element 61 in the gradient magnetic field and the gradient or shape with respect to the gradient magnetic field may be obtained without using the marker 62. For example, the position of each coil element 61 can be detected using the technique disclosed in Japanese Patent Application Laid-Open No. 2008-029834.

(5) 本発明は、磁気共鳴スペクトロスコピーを行うもののような他の種類の磁気共鳴装置においても適用が可能である。   (5) The present invention can also be applied to other types of magnetic resonance apparatuses such as those that perform magnetic resonance spectroscopy.

(6) 各コイルエレメント６１の位置および傾きは、静磁場などのような別の基準座標系に関して求めても良い。   (6) The position and inclination of each coil element 61 may be obtained with respect to another reference coordinate system such as a static magnetic field.

なお、本発明は上記実施形態そのままに限定されるものではなく、実施段階ではその要旨を逸脱しない範囲で構成要素を変形して具体化できる。また、上記実施形態に開示されている複数の構成要素の適宜な組み合わせにより、種々の発明を形成できる。例えば、実施形態に示される全構成要素から幾つかの構成要素を削除してもよい。   Note that the present invention is not limited to the above-described embodiment as it is, and can be embodied by modifying the constituent elements without departing from the scope of the invention in the implementation stage. In addition, various inventions can be formed by appropriately combining a plurality of components disclosed in the embodiment. For example, some components may be deleted from all the components shown in the embodiment.

本発明の一実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置（ＭＲＩ装置）１００の構成を示す図。1 is a diagram showing a configuration of a magnetic resonance imaging apparatus (MRI apparatus) 100 according to an embodiment of the present invention. 図１中のＲＦコイルユニット６ｃの構成例を示す斜視図。The perspective view which shows the structural example of RF coil unit 6c in FIG. 図２に示したＲＦコイルユニット６ｃの被検体２００への装着例を示す図。The figure which shows the example of mounting | wearing to the subject 200 of the RF coil unit 6c shown in FIG. 図２に示したＲＦコイルユニット６ｃの被検体２００への装着例を示す図。The figure which shows the example of mounting | wearing to the subject 200 of the RF coil unit 6c shown in FIG. ＲＦコイルユニット６ｃを使用して撮像する際の主制御部１７の処理手順を示すフローチャート。The flowchart which shows the process sequence of the main-control part 17 at the time of imaging using RF coil unit 6c. プリスキャンデータに基づいて求めた輪郭を示す破線をプリスキャンデータから再構成した画像に重ねて表した図。The figure which represented the broken line which shows the outline calculated | required based on the prescan data on the image reconstructed from the prescan data. マーカ６２の位置に基づいてコイルエレメント６１の傾斜磁場中での位置および傾斜磁場に対する傾きを求める具体例を示す図。The figure which shows the specific example which calculates | requires the position in the gradient magnetic field of the coil element 61, and the inclination with respect to a gradient magnetic field based on the position of the marker 62. FIG. ファントムを撮像対象としたメインスキャンにより収集された磁気共鳴データに基づいて再構成した画像の一例を示す図。The figure which shows an example of the image reconfigure | reconstructed based on the magnetic resonance data collected by the main scan which imaged the phantom. ２つのマーカ６２間の距離に基づいてコイルエレメント６１の湾曲の度合いを求める処理を説明する図。The figure explaining the process which calculates | requires the degree of curvature of the coil element 61 based on the distance between the two markers 62. FIG.

１…静磁場磁石、２…傾斜磁場コイル、３…傾斜磁場電源、４…寝台、５…寝台制御部、６ａ，６ｂ，６ｃ…ＲＦコイルユニット、７…送信部、８…切換回路、９…受信部、１０…計算機システム、１１…インタフェース部、１２…データ収集部、１３…再構成部、１４…記憶部、１５…表示部、１６…入力部、１７…主制御部、６１…コイルエレメント、６２…マーカ、１００…磁気共鳴イメージング装置（ＭＲＩ装置）、２００…被検体。   DESCRIPTION OF SYMBOLS 1 ... Static magnetic field magnet, 2 ... Gradient magnetic field coil, 3 ... Gradient magnetic field power supply, 4 ... Bed, 5 ... Bed control part, 6a, 6b, 6c ... RF coil unit, 7 ... Transmission part, 8 ... Switching circuit, 9 ... Receiving unit, 10 ... computer system, 11 ... interface unit, 12 ... data collection unit, 13 ... reconstruction unit, 14 ... storage unit, 15 ... display unit, 16 ... input unit, 17 ... main control unit, 61 ... coil element 62 ... Marker, 100 ... Magnetic resonance imaging apparatus (MRI apparatus), 200 ... Subject.

Claims (5)

静磁場を発生する静磁場発生手段と、
前記静磁場に重畳するための傾斜磁場を発生する傾斜磁場発生手段と、
複数のコイルエレメントを有したアレイ型の送受信用コイルと、
前記静磁場および前記傾斜磁場に高周波磁場を重畳するために前記送受信用コイルに供給する高周波信号を生成する生成手段と、
前記静磁場、前記傾斜磁場および前記高周波磁場の作用により被検体で生じる磁気共鳴信号を前記送受信用コイルを用いて検出する検出手段と、
複数の前記コイルエレメントのそれぞれの位置および傾きを判定する判定手段と、
複数の前記コイルエレメントのそれぞれに前記生成手段から供給される前記高周波信号の振幅および位相を、前記判定手段により判定された複数の前記コイルエレメントそれぞれの位置および傾きに基づいて前記高周波磁場の均一性を向上するように調整する調整手段とを具備したことを特徴とする磁気共鳴装置。 A static magnetic field generating means for generating a static magnetic field;
A gradient magnetic field generating means for generating a gradient magnetic field to be superimposed on the static magnetic field;
An array-type transmitting / receiving coil having a plurality of coil elements;
Generating means for generating a high-frequency signal to be supplied to the transmission / reception coil in order to superimpose a high-frequency magnetic field on the static magnetic field and the gradient magnetic field;
Detecting means for detecting a magnetic resonance signal generated in a subject by the action of the static magnetic field, the gradient magnetic field, and the high-frequency magnetic field using the transmission / reception coil;
Determining means for determining the position and inclination of each of the plurality of coil elements;
Uniformity of the high-frequency magnetic field based on the position and inclination of each of the plurality of coil elements determined by the determination unit, based on the amplitude and phase of the high-frequency signal supplied from the generation unit to each of the plurality of coil elements And an adjusting means for adjusting so as to improve the magnetic resonance apparatus. 前記判定手段は、前記複数のコイルエレメントのそれぞれの形状をさらに判定することを特徴とする請求項１に記載の磁気共鳴装置。   The magnetic resonance apparatus according to claim 1, wherein the determination unit further determines a shape of each of the plurality of coil elements. 前記送受信用コイルは、前記静磁場および前記高周波磁場の作用により磁気共鳴信号が生じるマーカを複数備え、
前記判定手段は、複数の前記マーカでそれぞれ生じた磁気共鳴信号に基づいて複数の前記マーカの分布を判定し、当該分布に基づいて複数の前記コイルエレメントのそれぞれの位置および傾き、あるいは位置、傾きおよび形状を判定することを特徴とする請求項１または請求項２に記載の磁気共鳴装置。 The transmission / reception coil includes a plurality of markers that generate magnetic resonance signals by the action of the static magnetic field and the high-frequency magnetic field,
The determination unit determines a distribution of the plurality of markers based on magnetic resonance signals respectively generated by the plurality of markers, and positions and inclinations of the plurality of coil elements, or positions and inclinations based on the distributions. The magnetic resonance apparatus according to claim 1, wherein the shape is determined. 複数の前記マーカは、前記静磁場および前記高周波磁場の作用によりそれぞれ異なる大きさの磁気共鳴信号が生じ、
前記判定手段は、複数の前記マーカでそれぞれ生じる磁気共鳴信号の大きさに基づいて複数の前記マーカのそれぞれを識別することを特徴とする請求項３に記載の磁気共鳴装置。 The plurality of markers generate magnetic resonance signals of different magnitudes by the action of the static magnetic field and the high-frequency magnetic field,
The magnetic resonance apparatus according to claim 3, wherein the determination unit identifies each of the plurality of markers based on magnitudes of magnetic resonance signals respectively generated by the plurality of markers. 複数の前記マーカは、プロトン密度、縦緩和時間および横緩和時間の少なくともいずれか１つが互いに異なることを特徴とする請求項４に記載の磁気共鳴装置。   The magnetic resonance apparatus according to claim 4, wherein the plurality of markers are different from each other in at least one of proton density, longitudinal relaxation time, and transverse relaxation time.
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