JP6181374B2 - Magnetic resonance imaging system - Google Patents

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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.

磁気共鳴イメージングは、静磁場中に置かれた被検体の原子核スピンを、そのラーモア（Larmor）周波数のＲＦ（Radio Frequency）パルスで磁気的に励起し、励起に伴い発生する磁気共鳴信号のデータから画像を生成する撮像法である。   Magnetic resonance imaging is based on magnetic resonance signal data generated by exciting the nuclear spin of a subject placed in a static magnetic field magnetically with an RF (Radio Frequency) pulse of the Larmor frequency. This is an imaging method for generating an image.

この磁気共鳴イメージングにおいては、静磁場の均一性が要求されるため、静磁場の不均一性を補正するためのシミングが行われる。シミングは、パッシブシミング／アクティブシミング等と称される手法に大別される。パッシブシミングは、鉄片（シム）等を架台装置に配置する静的な手法であり、アクティブシミングは、シムコイルに電流を供給し、静磁場の不均一成分を打ち消す補正磁場を発生させる動的な手法である。   In this magnetic resonance imaging, since the uniformity of the static magnetic field is required, shimming for correcting the non-uniformity of the static magnetic field is performed. Shimming is roughly divided into methods called passive shimming / active shimming. Passive shimming is a static technique in which iron pieces (shims) are placed on a gantry, and active shimming is a dynamic technique that generates a correction magnetic field that supplies current to the shim coil and cancels out the non-uniform components of the static magnetic field. It is.

アクティブシミングでは、イメージングスキャンに先立ち磁場分布を取得し、取得した磁場分布に基づいて、シムコイルに供給する電流の制御値（以下、適宜「シミング値」）を求める。例えば、撮像領域よりも若干広い程度の範囲で取得された磁場分布に基づいてシミング値が求められ、このシミング値を適用したシミングが、イメージングスキャン中に実行される。   In active shimming, a magnetic field distribution is acquired prior to an imaging scan, and a control value (hereinafter referred to as “shimming value” as appropriate) of a current supplied to the shim coil is obtained based on the acquired magnetic field distribution. For example, a shimming value is obtained based on a magnetic field distribution acquired in a range slightly wider than the imaging region, and shimming using this shimming value is executed during an imaging scan.

特開平８−１９１８２１号公報JP-A-8-191821

本発明が解決しようとする課題は、プリパルス領域内の静磁場の均一性を向上し、画質を向上することができる磁気共鳴イメージング装置を提供することである。   The problem to be solved by the present invention is to provide a magnetic resonance imaging apparatus capable of improving the uniformity of the static magnetic field in the prepulse region and improving the image quality.

実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置は、導出部と、撮像制御部とを備える。前記導出部は、所定範囲を対象に磁場分布を取得し、取得した磁場分布に基づいて、静磁場の不均一性を補正するためのシミングに適用されるシミング値を導出する。前記撮像制御部は、前記シミング値を適用したシミングを実行しながら、プリパルス領域及び撮像領域それぞれにＲＦパルスを印加して磁気共鳴信号を取得する。また、前記導出部は、前記プリパルス領域を含む範囲を対象に磁場分布を取得して、前記シミング値を導出する。また、前記撮像制御部は、撮像領域外に設定されたプリパルス領域、及び、撮像領域それぞれに、ＲＦパルスを印加して磁気共鳴信号を取得する。 The magnetic resonance imaging apparatus according to the embodiment includes a derivation unit and an imaging control unit. The deriving unit obtains a magnetic field distribution for a predetermined range, and derives a shimming value to be applied to shimming for correcting static magnetic field inhomogeneity based on the obtained magnetic field distribution. The imaging control unit applies an RF pulse to each of the pre-pulse area and the imaging area while performing shimming using the shimming value, and acquires a magnetic resonance signal. The deriving unit obtains a magnetic field distribution for a range including the pre-pulse region, and derives the shimming value. The imaging control unit applies an RF pulse to each of the pre-pulse area set outside the imaging area and the imaging area to acquire a magnetic resonance signal.

図１は、第１の実施形態に係るＭＲＩ装置の構成を示す機能ブロック図。FIG. 1 is a functional block diagram showing the configuration of the MRI apparatus according to the first embodiment. 図２は、第１の実施形態における各種領域の設定を説明するための図。FIG. 2 is a diagram for explaining the setting of various areas in the first embodiment. 図３は、第１の実施形態におけるパルスシーケンスを説明するための図。FIG. 3 is a diagram for explaining a pulse sequence in the first embodiment. 図４は、第１の実施形態における処理手順を示すフローチャート。FIG. 4 is a flowchart showing a processing procedure in the first embodiment. 図５は、第１の実施形態におけるシミング値を説明するための図。FIG. 5 is a diagram for explaining shimming values in the first embodiment. 図６は、第１の実施形態におけるシミング値の適用を説明するための図。FIG. 6 is a diagram for explaining application of shimming values in the first embodiment. 図７は、第１の実施形態の変形例におけるシミング値を説明するための図。FIG. 7 is a diagram for explaining shimming values in a modification of the first embodiment. 図８は、第２の実施形態における処理手順を示すフローチャート。FIG. 8 is a flowchart showing a processing procedure in the second embodiment. 図９は、第２の実施形態におけるシミング値を説明するための図。FIG. 9 is a diagram for explaining shimming values in the second embodiment. 図１０は、第２の実施形態におけるシミング値の適用を説明するための図。FIG. 10 is a diagram for explaining application of shimming values in the second embodiment. 図１１は、第２の実施形態の変形例におけるシミング値を説明するための図。FIG. 11 is a diagram for explaining shimming values in a modification of the second embodiment. 図１２は、その他の実施形態におけるシミング値を説明するための図。FIG. 12 is a diagram for explaining shimming values in other embodiments. 図１３は、その他の実施形態におけるシミング値を説明するための図。FIG. 13 is a diagram for explaining shimming values in other embodiments. 図１４は、その他の実施形態におけるシミング値を説明するための図。FIG. 14 is a diagram for explaining shimming values in other embodiments. 図１５は、その他の実施形態におけるシミング値を説明するための図。FIG. 15 is a diagram for explaining shimming values in other embodiments. 図１６は、その他の実施形態におけるシミング値の適用を説明するための図。FIG. 16 is a diagram for explaining application of shimming values in other embodiments.

以下、図面を参照しながら、実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置（以下、適宜「ＭＲＩ（Magnetic Resonance Imaging）装置」）を説明する。なお、実施形態は、以下の実施形態に限られるものではない。また、各実施形態において説明する内容は、原則として、他の実施形態においても同様に適用することができる。   Hereinafter, a magnetic resonance imaging apparatus according to an embodiment (hereinafter, appropriately referred to as an “MRI (Magnetic Resonance Imaging) apparatus”) will be described with reference to the drawings. Note that the embodiments are not limited to the following embodiments. The contents described in each embodiment can be applied in the same manner to other embodiments in principle.

（第１の実施形態）
図１は、第１の実施形態に係るＭＲＩ装置１００の構成を示す機能ブロック図である。図１に示すように、ＭＲＩ装置１００は、静磁場磁石１０１と、静磁場電源１０２と、傾斜磁場コイル１０３と、傾斜磁場電源１０４と、寝台１０５と、寝台制御部１０６と、送信コイル１０７と、送信部１０８と、受信コイル１０９と、受信部１１０と、シムコイル１１１と、シムコイル電源１１２と、シーケンス制御部１２０と、計算機１３０とを備える。なお、ＭＲＩ装置１００に、被検体Ｐ（例えば、人体）は含まれない。また、図１に示す構成は一例に過ぎない。例えば、シーケンス制御部１２０及び計算機１３０内の各部は、適宜統合若しくは分離して構成されてもよい。 (First embodiment)
FIG. 1 is a functional block diagram showing the configuration of the MRI apparatus 100 according to the first embodiment. As shown in FIG. 1, the MRI apparatus 100 includes a static magnetic field magnet 101, a static magnetic field power supply 102, a gradient magnetic field coil 103, a gradient magnetic field power supply 104, a bed 105, a bed control unit 106, and a transmission coil 107. , A transmission unit 108, a reception coil 109, a reception unit 110, a shim coil 111, a shim coil power source 112, a sequence control unit 120, and a computer 130. The MRI apparatus 100 does not include a subject P (for example, a human body). Moreover, the structure shown in FIG. 1 is only an example. For example, the sequence control unit 120 and each unit in the computer 130 may be configured to be appropriately integrated or separated.

静磁場磁石１０１は、中空の円筒形状に形成された磁石であり、内部の空間に静磁場を発生する。静磁場磁石１０１は、例えば、超伝導磁石等であり、静磁場電源１０２から電流の供給を受けて励磁する。静磁場電源１０２は、静磁場磁石１０１に電流を供給する。なお、静磁場磁石１０１は、永久磁石でもよく、この場合、ＭＲＩ装置１００は、静磁場電源１０２を備えなくてもよい。また、静磁場電源１０２は、ＭＲＩ装置１００とは別に備えられてもよい。   The static magnetic field magnet 101 is a magnet formed in a hollow cylindrical shape, and generates a static magnetic field in an internal space. The static magnetic field magnet 101 is, for example, a superconducting magnet or the like, and is excited by receiving a current supplied from the static magnetic field power source 102. The static magnetic field power supply 102 supplies a current to the static magnetic field magnet 101. The static magnetic field magnet 101 may be a permanent magnet. In this case, the MRI apparatus 100 may not include the static magnetic field power source 102. In addition, the static magnetic field power source 102 may be provided separately from the MRI apparatus 100.

傾斜磁場コイル１０３は、中空の円筒形状に形成されたコイルであり、静磁場磁石１０１の内側に配置される。傾斜磁場コイル１０３は、互いに直交するＸ、Ｙ、及びＺの各軸に対応する３つのコイルが組み合わされて形成されており、これら３つのコイルは、傾斜磁場電源１０４から個別に電流の供給を受けて、Ｘ、Ｙ、及びＺの各軸に沿って磁場強度が変化する傾斜磁場を発生する。傾斜磁場コイル１０３によって発生するＸ、Ｙ、及びＺの各軸の傾斜磁場は、例えば、スライスエンコード傾斜磁場ＧSE（若しくはスライス選択傾斜磁場ＧSS）、位相エンコード傾斜磁場ＧPE、及び周波数エンコード傾斜磁場ＧROである。傾斜磁場電源１０４は、傾斜磁場コイル１０３に電流を供給する。 The gradient magnetic field coil 103 is a coil formed in a hollow cylindrical shape, and is disposed inside the static magnetic field magnet 101. The gradient coil 103 is formed by combining three coils corresponding to the X, Y, and Z axes orthogonal to each other, and these three coils individually supply current from the gradient magnetic field power supply 104. In response, a gradient magnetic field is generated in which the magnetic field strength varies along the X, Y, and Z axes. The gradient magnetic fields of the X, Y, and Z axes generated by the gradient coil 103 are, for example, a slice encode gradient magnetic field G SE (or a slice selective gradient magnetic field G SS ), a phase encode gradient magnetic field G PE , and a frequency encode gradient. Magnetic field GRO . The gradient magnetic field power supply 104 supplies a current to the gradient magnetic field coil 103.

寝台１０５は、被検体Ｐが載置される天板１０５ａを備え、寝台制御部１０６による制御の下、天板１０５ａを、被検体Ｐが載置された状態で、傾斜磁場コイル１０３の空洞（撮像口）内へ挿入する。通常、寝台１０５は、長手方向が静磁場磁石１０１の中心軸と平行になるように設置される。寝台制御部１０６は、計算機１３０による制御の下、寝台１０５を駆動して天板１０５ａを長手方向及び上下方向へ移動する。   The couch 105 includes a top plate 105a on which the subject P is placed. Under the control of the couch control unit 106, the couch 105a is placed in a state where the subject P is placed on the cavity ( Insert it into the imaging port. Usually, the bed 105 is installed so that the longitudinal direction is parallel to the central axis of the static magnetic field magnet 101. The couch controller 106 drives the couch 105 under the control of the computer 130 to move the couchtop 105a in the longitudinal direction and the vertical direction.

送信コイル１０７は、傾斜磁場コイル１０３の内側に配置され、送信部１０８からＲＦパルスの供給を受けて、高周波磁場を発生する。送信部１０８は、対象とする原子の種類及び磁場強度で定まるラーモア周波数に対応するＲＦパルスを送信コイル１０７に供給する。   The transmission coil 107 is arranged inside the gradient magnetic field coil 103 and receives a supply of RF pulses from the transmission unit 108 to generate a high-frequency magnetic field. The transmission unit 108 supplies an RF pulse corresponding to a Larmor frequency determined by the type of target atom and the magnetic field strength to the transmission coil 107.

受信コイル１０９は、傾斜磁場コイル１０３の内側に配置され、高周波磁場の影響によって被検体Ｐから発せられる磁気共鳴信号（以下、適宜「ＭＲ（Magnetic Resonance）信号」）を受信する。受信コイル１０９は、ＭＲ信号を受信すると、受信したＭＲ信号を受信部１１０へ出力する。   The receiving coil 109 is disposed inside the gradient magnetic field coil 103, and receives a magnetic resonance signal (hereinafter referred to as “MR (Magnetic Resonance) signal” as appropriate) emitted from the subject P due to the influence of the high-frequency magnetic field. When receiving coil MR, receiving coil 109 outputs the received MR signal to receiving section 110.

なお、上述した送信コイル１０７及び受信コイル１０９は一例に過ぎない。送信機能のみを備えたコイル、受信機能のみを備えたコイル、若しくは送受信機能を備えたコイルのうち、１つ若しくは複数を組み合わせることによって構成されればよい。   Note that the transmission coil 107 and the reception coil 109 described above are merely examples. What is necessary is just to comprise by combining one or more among the coil provided only with the transmission function, the coil provided only with the reception function, or the coil provided with the transmission / reception function.

受信部１１０は、受信コイル１０９から出力されるＭＲ信号を検出し、検出したＭＲ信号に基づいてＭＲデータを生成する。具体的には、受信部１１０は、受信コイル１０９から出力されるＭＲ信号をデジタル変換することによってＭＲデータを生成する。また、受信部１１０は、生成したＭＲデータをシーケンス制御部１２０へ送信する。なお、受信部１１０は、静磁場磁石１０１や傾斜磁場コイル１０３等を備える架台装置側に備えられてもよい。   The receiving unit 110 detects the MR signal output from the receiving coil 109, and generates MR data based on the detected MR signal. Specifically, the receiving unit 110 generates MR data by digitally converting the MR signal output from the receiving coil 109. In addition, the reception unit 110 transmits the generated MR data to the sequence control unit 120. The receiving unit 110 may be provided on the gantry device side including the static magnetic field magnet 101, the gradient magnetic field coil 103, and the like.

シムコイル１１１は、静磁場磁石１０１の内側に配置される。シムコイル１１１は、静磁場の不均一性の成分毎に複数のシムコイル（チャネル）を有し、シムコイル電源１１２から個別に電流の供給を受けて、補正磁場を発生する。静磁場の不均一性は、０次成分Ｘ0、Ｙ0、Ｚ0、１次成分Ｘ1、Ｙ1、Ｚ1、２次成分Ｘ2、Ｙ2、Ｚ2、ＸＹ、ＺＹ、ＺＸ、３次成分以上の高次の成分等の各成分に分けて表現される。アクティブシミングは、この成分毎に行われるが、成分毎のシムコイル（チャネル）が要求されるため、１次成分まで、２次成分までというように、補正の対象とする成分を絞ることが多い。シムコイル電源１１２は、シムコイル１１１に電流を供給する。 The shim coil 111 is disposed inside the static magnetic field magnet 101. The shim coil 111 has a plurality of shim coils (channels) for each non-uniform component of the static magnetic field, and receives a current from the shim coil power source 112 to generate a correction magnetic field. The inhomogeneity of the static magnetic field includes zero order components X 0 , Y 0 , Z 0 , primary components X 1 , Y 1 , Z 1 , secondary components X 2 , Y 2 , Z 2 , XY, ZY, ZX, It is expressed separately for each component such as a higher-order component that is higher than the third-order component. Active shimming is performed for each component, but since a shim coil (channel) for each component is required, the components to be corrected are often narrowed down to the primary component and the secondary component. The shim coil power supply 112 supplies current to the shim coil 111.

シーケンス制御部１２０は、計算機１３０から送信されるシーケンス情報に基づいて、傾斜磁場電源１０４、シムコイル電源１１２、送信部１０８及び受信部１１０を駆動することによって、被検体Ｐの撮像を行う。ここで、シーケンス情報は、撮像を行うための手順を定義した情報である。シーケンス情報には、傾斜磁場電源１０４が傾斜磁場コイル１０３に供給する電流の強さや電流を供給するタイミング、シムコイル電源１１２がシムコイル１１１に供給する電流の強さや電流を供給するタイミング、送信部１０８が送信コイル１０７に供給するＲＦパルスの強さやＲＦパルスを印加するタイミング、受信部１１０がＭＲ信号を検出するタイミング等が定義される。例えば、シーケンス制御部１２０は、ＡＳＩＣ（Application Specific Integrated Circuit）、ＦＰＧＡ（Field Programmable Gate Array）等の集積回路、ＣＰＵ（Central Processing Unit）、ＭＰＵ（Micro Processing Unit）等の電子回路である。   The sequence control unit 120 performs imaging of the subject P by driving the gradient magnetic field power source 104, the shim coil power source 112, the transmission unit 108, and the reception unit 110 based on the sequence information transmitted from the computer 130. Here, the sequence information is information defining a procedure for performing imaging. The sequence information includes the intensity of the current supplied by the gradient magnetic field power supply 104 to the gradient magnetic field coil 103 and the timing of supplying the current, the intensity of the current supplied by the shim coil power supply 112 to the shim coil 111 and the timing of supplying the current, and the transmission unit 108. The strength of the RF pulse supplied to the transmission coil 107, the timing of applying the RF pulse, the timing at which the receiving unit 110 detects the MR signal, and the like are defined. For example, the sequence control unit 120 is an integrated circuit such as an application specific integrated circuit (ASIC) or a field programmable gate array (FPGA), or an electronic circuit such as a central processing unit (CPU) or a micro processing unit (MPU).

なお、シーケンス制御部１２０は、傾斜磁場電源１０４、シムコイル電源１１２、送信部１０８及び受信部１１０を駆動して被検体Ｐを撮像した結果、受信部１１０からＭＲデータを受信すると、受信したＭＲデータを計算機１３０へ転送する。   Note that the sequence control unit 120 drives the gradient magnetic field power source 104, the shim coil power source 112, the transmission unit 108, and the reception unit 110 to image the subject P, and receives MR data from the reception unit 110. Is transferred to the computer 130.

計算機１３０は、ＭＲＩ装置１００の全体制御や、ＭＲ画像の生成等を行う。計算機１３０は、インタフェース部１３１、記憶部１３２、制御部１３３、入力部１３４、表示部１３５、及び画像生成部１３６を備える。   The computer 130 performs overall control of the MRI apparatus 100, generation of MR images, and the like. The computer 130 includes an interface unit 131, a storage unit 132, a control unit 133, an input unit 134, a display unit 135, and an image generation unit 136.

インタフェース部１３１は、シーケンス情報をシーケンス制御部１２０へ送信し、シーケンス制御部１２０からＭＲデータを受信する。また、インタフェース部１３１は、ＭＲデータを受信すると、受信したＭＲデータを記憶部１３２に格納する。記憶部１３２に格納されたＭＲデータは、制御部１３３によってｋ空間に配置される。この結果、記憶部１３２は、ｋ空間データを記憶する。   The interface unit 131 transmits sequence information to the sequence control unit 120 and receives MR data from the sequence control unit 120. Further, when receiving the MR data, the interface unit 131 stores the received MR data in the storage unit 132. The MR data stored in the storage unit 132 is arranged in the k space by the control unit 133. As a result, the storage unit 132 stores k-space data.

記憶部１３２は、インタフェース部１３１によって受信されたＭＲデータや、制御部１３３によってｋ空間に配置されたｋ空間データ、画像生成部１３６によって生成された画像データ等を記憶する。例えば、記憶部１３２は、ＲＡＭ（Random Access Memory）、フラッシュメモリ等の半導体メモリ素子、ハードディスク、光ディスク等である。   The storage unit 132 stores MR data received by the interface unit 131, k-space data arranged in the k-space by the control unit 133, image data generated by the image generation unit 136, and the like. For example, the storage unit 132 is a RAM (Random Access Memory), a semiconductor memory device such as a flash memory, a hard disk, an optical disk, or the like.

入力部１３４は、操作者からの各種指示や情報入力を受け付ける。入力部１３４は、例えば、マウスやトラックボール等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である。表示部１３５は、制御部１３３による制御の下、位置決め画像や周波数スペクトラム、ＭＲ画像等の各種の情報を表示する。表示部１３５は、例えば、液晶表示器等の表示デバイスである。   The input unit 134 receives various instructions and information input from the operator. The input unit 134 is, for example, 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. The display unit 135 displays various information such as a positioning image, a frequency spectrum, and an MR image under the control of the control unit 133. The display unit 135 is a display device such as a liquid crystal display.

制御部１３３は、ＭＲＩ装置１００の全体制御を行う。具体的には、制御部１３３は、入力部１３４を介して操作者から入力される撮像条件や、後述するイメージングスキャン実行部１１３ｄによって設定されるシミング値や中心周波数に基づいてシーケンス情報を生成し、生成したシーケンス情報をシーケンス制御部１２０へ送信することによって撮像を制御する。また、制御部１３３は、ＭＲデータに基づいて行われる画像の生成を制御したり、表示部１３５による表示を制御したりする。例えば、制御部１３３は、ＡＳＩＣ、ＦＰＧＡ等の集積回路、ＣＰＵ、ＭＰＵ等の電子回路である。   The control unit 133 performs overall control of the MRI apparatus 100. Specifically, the control unit 133 generates sequence information based on imaging conditions input from the operator via the input unit 134 and shimming values and center frequencies set by an imaging scan execution unit 113d described later. The imaging is controlled by transmitting the generated sequence information to the sequence control unit 120. The control unit 133 also controls image generation performed based on the MR data, and controls display on the display unit 135. For example, the control unit 133 is an integrated circuit such as an ASIC or FPGA, or an electronic circuit such as a CPU or MPU.

画像生成部１３６は、制御部１３３によってｋ空間に配置されたｋ空間データを記憶部１３２から読み出し、読み出したｋ空間データにフーリエ変換等の再構成処理を施すことで、ＭＲ画像を生成する。   The image generation unit 136 reads the k-space data arranged in the k-space by the control unit 133 from the storage unit 132, and performs a reconstruction process such as Fourier transform on the read k-space data to generate an MR image.

また、図１に示すように、制御部１３３は、準備スキャン実行部１３３ａと、イメージングスキャン実行部１３３ｄとを備える。準備スキャン実行部１３３ａは、診断用のＭＲ画像データを取得するイメージングスキャンに先行して、準備スキャンを実行する。この準備スキャンには、例えば、位置決め画像データを取得するためのスキャンや、磁場分布を取得してシミング値を導出するためのシミングスキャン、ＲＦパルスの中心周波数を導出するための周波数スペクトラムデータを取得するためのスキャン等があり、適宜選択される。   Further, as shown in FIG. 1, the control unit 133 includes a preparation scan execution unit 133a and an imaging scan execution unit 133d. The preparation scan execution unit 133a executes a preparation scan prior to an imaging scan for acquiring diagnostic MR image data. In this preparation scan, for example, a scan for obtaining positioning image data, a shimming scan for obtaining a shimming value by obtaining a magnetic field distribution, and frequency spectrum data for deriving a center frequency of an RF pulse are obtained. There are scans and the like for this purpose, which are appropriately selected.

例えば、磁場分布取得部１３３ｂは、シミングスキャンを実行して、所定範囲を対象に磁場分布を取得し、取得した磁場分布に基づいてシミング値を導出する。また、例えば、周波数スペクトラム取得部１３３ｃは、導出されたシミング値を適用したシミングを実行しながら周波数スペクトラムデータを取得し、取得した周波数スペクトラムデータに基づいて、所望の成分（例えば、水成分）の中心周波数を求める。   For example, the magnetic field distribution acquisition unit 133b performs a shimming scan, acquires a magnetic field distribution for a predetermined range, and derives a shimming value based on the acquired magnetic field distribution. Further, for example, the frequency spectrum acquisition unit 133c acquires frequency spectrum data while performing shimming using the derived shimming value, and based on the acquired frequency spectrum data, a desired component (for example, water component) is acquired. Find the center frequency.

イメージングスキャン実行部１３３ｄは、準備スキャンが実行された後、診断用のＭＲ画像データを取得するためのイメージングスキャンを実行する。このとき、イメージングスキャン実行部１３３ｄは、磁場分布取得部１３３ｂによって導出されたシミング値を適用しながらイメージングスキャンを実行する。また、イメージングスキャン実行部１３３ｄは、周波数スペクトラム取得部１３３ｃによって導出された中心周波数を設定して、イメージングスキャンを実行する。   After the preparation scan is executed, the imaging scan execution unit 133d executes an imaging scan for acquiring MR image data for diagnosis. At this time, the imaging scan execution unit 133d executes the imaging scan while applying the shimming value derived by the magnetic field distribution acquisition unit 133b. In addition, the imaging scan execution unit 133d sets the center frequency derived by the frequency spectrum acquisition unit 133c and executes the imaging scan.

なお、各部による処理の詳細は、後述する処理手順の説明とともに述べることとする。   The details of the processing by each unit will be described together with the description of the processing procedure described later.

さて、第１の実施形態においては、後述するように、撮像領域とは異なるプリパルス領域にプリパルスを印加する撮像法を想定する。そして、まず準備スキャンにおいて、このプリパルス領域を対象に磁場分布が取得され、プリパルス領域におけるシミング値が導出される。その後、イメージングスキャンにおいて、撮像領域及びプリパルス領域それぞれに最適なシミング値が適用されて、撮像が行われる。   In the first embodiment, as will be described later, an imaging method in which a prepulse is applied to a prepulse area different from the imaging area is assumed. First, in a preparatory scan, a magnetic field distribution is acquired for this prepulse region, and shimming values in the prepulse region are derived. Thereafter, in the imaging scan, an optimum shimming value is applied to each of the imaging region and the prepulse region, and imaging is performed.

第１の実施形態においては、撮像領域とは異なるプリパルス領域にプリパルスを印加する撮像法の一例として、Ｔｉｍｅ−ＳＬＩＰ（Spatial Labeling Inversion Pulse）法においてＩＲ（Inversion Recovery）パルスを印加する例を説明する。もっとも、実施形態はこれに限られるものではない。ＡＳＬ（Arterial Spin Labeling）法や、その他のＴｉｍｅ−ＳＬＩＰ法以外の撮像法、ＩＲパルス以外のプリパルスを印加する場合等、他の撮像法において他のプリパルスを印加する場合にも、同様に適用することができる。   In the first embodiment, an example in which an IR (Inversion Recovery) pulse is applied in the Time-SLIP (Spatial Labeling Inversion Pulse) method will be described as an example of an imaging method in which a prepulse is applied to a different prepulse region from the imaging region. . However, the embodiment is not limited to this. The same applies when applying other prepulses in other imaging methods such as ASL (Arterial Spin Labeling) method, other imaging methods other than Time-SLIP method, and applying prepulses other than IR pulses. be able to.

図２は、第１の実施形態における各種領域の設定を説明するための図である。Ｔｉｍｅ−ＳＬＩＰ法は、撮像領域とは独立に設定される標識化領域に対して標識化パルスを印加することで、標識化領域内の体液（例えば、血液、脳脊髄液（ＣＳＦ（cerebrospinal fluid））等）を標識化し、所定時間後に撮像領域内に流入若しくは流出する体液の信号値を相対的に高く若しくは低くすることで、体液を選択的に描出する手法である。例えば、図２は、脳の矢状断面像（サジタル（sagittal）像）である位置決め画像上に、撮像領域や標識化領域が設定された様子を示す。なお、撮像領域や標識化領域の設定はこれに限られるものではない。撮像の目的等に応じて体液の動態が可視化されるように、任意に選択可能である。   FIG. 2 is a diagram for explaining the setting of various areas in the first embodiment. In the Time-SLIP method, a labeling pulse is applied to a labeling region that is set independently of an imaging region, whereby a body fluid (eg, blood, cerebrospinal fluid (CSF (cerebrospinal fluid) in the labeling region) is applied. ) Etc.) is labeled, and the body fluid is selectively depicted by relatively increasing or decreasing the signal value of the body fluid flowing into or out of the imaging region after a predetermined time. For example, FIG. 2 shows a state in which an imaging region and a labeling region are set on a positioning image that is a sagittal cross-sectional image (sagittal image) of the brain. The setting of the imaging area and the labeling area is not limited to this. It can be arbitrarily selected so that the dynamics of body fluid can be visualized according to the purpose of imaging.

図３は、第１の実施形態におけるパルスシーケンスを説明するための図である。図３に示すように、Ｔｉｍｅ−ＳＬＩＰ法において、標識化パルスには、領域非選択ＩＲパルスＰ１と、領域選択ＩＲパルスＰ２とがあり、通常両者は略同時に印加される。但し、領域非選択ＩＲパルスＰ１は、印加の有無を選択可能である。   FIG. 3 is a diagram for explaining a pulse sequence in the first embodiment. As shown in FIG. 3, in the Time-SLIP method, the labeling pulse includes a region non-selective IR pulse P1 and a region selective IR pulse P2, and both are generally applied substantially simultaneously. However, whether or not to apply the region non-selective IR pulse P1 can be selected.

例えば、領域非選択ＩＲパルスＰ１の印加が行われず、標識化領域にのみ領域選択ＩＲパルスＰ２が印加された場合を想定する。また、図２に示すように、標識化領域が、撮像領域外に設定された場合を想定する。この場合、領域選択ＩＲパルスＰ２の印加に伴い、撮像領域内の組織の縦磁化はその縦磁化を維持するが、標識化領域内の組織の縦磁化は、正値から負値に反転する。この後、標識化領域内で負値の縦磁化に反転した体液が撮像領域に流入し、縦磁化が徐々に緩和（回復）する過程で画像データが収集されると、標識化領域内で標識化された体液の信号値は撮像領域内で相対的に低くなり、選択的に描出される。   For example, it is assumed that the region non-selective IR pulse P1 is not applied and the region selective IR pulse P2 is applied only to the labeled region. Moreover, as shown in FIG. 2, the case where the labeling area | region is set out of the imaging area is assumed. In this case, with the application of the region selection IR pulse P2, the longitudinal magnetization of the tissue in the imaging region maintains its longitudinal magnetization, but the longitudinal magnetization of the tissue in the labeled region is reversed from a positive value to a negative value. After this, body fluid that has been reversed to negative longitudinal magnetization in the labeling region flows into the imaging region, and when image data is collected in the process where longitudinal magnetization gradually relaxes (recovers), labeling occurs in the labeling region. The signal value of the converted body fluid becomes relatively low in the imaging region and is selectively depicted.

なお、ここで説明した手法は一例に過ぎない。標識化領域を撮像領域内外のいずれに設定するのか、標識化領域と撮像領域とを一部重なるように設定するのか否か、標識化領域を複数設定するのか否か、領域非選択パルスを印加するのか否か、標識化パルスを複数回印加するのか否か、どのようなタイミングで画像データを収集するのか等は、撮像の目的等に応じて任意に選択可能である。なお、標識化パルスの印加から画像データの収集までの時間を、ＴＩ（Time to Inversion）時間や、ＢＢＴＩ（Black Blood Time to Inversion）時間等と呼ぶ場合がある。更に、標識化パルスは、ＩＲパルスに限られるものではない。例えば、標識化パルスとして、ＳＡＴ（saturation）パルス、ＳＰＡＭＭ（Spatial Modulation Of Magnetization）パルス、ダンテ（ＤＡＮＴＥ）パルス等を適用可能である。   The method described here is merely an example. Whether the labeling area is set inside or outside the imaging area, whether the labeling area and the imaging area are set so as to partially overlap, whether multiple labeling areas are set, an area non-selection pulse is applied Whether or not to apply the labeling pulse, whether to apply the labeling pulse a plurality of times, and at what timing to collect the image data can be arbitrarily selected according to the purpose of imaging. Note that the time from the application of the labeling pulse to the collection of image data may be referred to as TI (Time to Inversion) time, BBTI (Black Blood Time to Inversion) time, or the like. Further, the labeling pulse is not limited to the IR pulse. For example, a SAT (saturation) pulse, a SPAMM (Spatial Modulation Of Magnetization) pulse, a Dante (DANTE) pulse, or the like can be applied as a labeling pulse.

図４は、第１の実施形態における処理手順を示すフローチャートである。なお、図４においては、スキャン前の撮像条件の設定処理や、スキャン後の画像生成処理等については、適宜省略する。   FIG. 4 is a flowchart showing a processing procedure in the first embodiment. In FIG. 4, the imaging condition setting process before scanning and the image generation process after scanning are omitted as appropriate.

まず、準備スキャン実行部１３３ａが、操作者から各種撮像条件（例えば、ＴＲ（Repetition Time）やＴＥ（Echo Time）、位置決め画像の撮像領域等）の設定を受け付けた後に、位置決め画像データを取得するためのスキャンを行う。そして、準備スキャン実行部１３３ａは、取得した位置決め画像データを表示部１３５に表示する（ステップＳ１０１）。例えば、準備スキャン実行部１３３ａは、図２に示す脳の矢状断面像を表示部１３５に表示する。   First, the preparation scan execution unit 133a acquires positioning image data after receiving settings of various imaging conditions (for example, TR (Repetition Time), TE (Echo Time), an imaging region of a positioning image, etc.) from the operator. Scan for. Then, the preparation scan execution unit 133a displays the acquired positioning image data on the display unit 135 (step S101). For example, the preparation scan execution unit 133a displays the sagittal cross-sectional image of the brain shown in FIG.

続いて、準備スキャン実行部１３３ａは、ステップＳ１０１で表示部１３５に表示した位置決め画像上で撮像領域及び標識化領域の入力を操作者から受け付け、入力された撮像領域及び標識化領域をイメージングスキャンの撮像条件として設定する（ステップＳ１０２）。図５は、第１の実施形態におけるシミング値を説明するための図である。図５に示すように、準備スキャン実行部１３３ａは、位置決め画像上に、撮像領域Ｒ０１及び標識化領域Ｒ０２を設定する。   Subsequently, the preparation scan execution unit 133a receives an input of the imaging region and the labeling region from the operator on the positioning image displayed on the display unit 135 in step S101, and the input imaging region and the labeling region are subjected to the imaging scan. The imaging condition is set (step S102). FIG. 5 is a diagram for explaining shimming values in the first embodiment. As illustrated in FIG. 5, the preparation scan execution unit 133a sets an imaging region R01 and a labeling region R02 on the positioning image.

続いて、磁場分布取得部１３３ｂが、所定範囲を対象にシミングスキャンを実行し、磁場分布を取得する（ステップＳ１０３）。ここで、第１の実施形態において、磁場分布取得部１３３ｂは、図５に示すように、撮像領域Ｒ０１及び標識化領域Ｒ０２を含む３次元のシミング値取得領域Ｒ０３を対象に、体軸方向をスライス方向とするマルチスライス撮像を行い、スライス毎に磁場分布を取得する。   Subsequently, the magnetic field distribution acquisition unit 133b performs a shimming scan on a predetermined range and acquires a magnetic field distribution (step S103). Here, in the first embodiment, as shown in FIG. 5, the magnetic field distribution acquisition unit 133b sets the body axis direction for the three-dimensional shimming value acquisition region R03 including the imaging region R01 and the labeling region R02. Multi-slice imaging in the slice direction is performed, and a magnetic field distribution is acquired for each slice.

そして、磁場分布取得部１３３ｂは、スライス毎の磁場分布に基づいて、撮像領域Ｒ０１に適用されるシミング値ａ０、及び、標識化領域Ｒ０２に適用されるシミング値ｂ０を、それぞれ導出する（ステップＳ１０４）。図５に示すように、例えば、磁場分布取得部１３３ｂは、スライス毎に取得された磁場分布のうち、撮像領域Ｒ０１に対応する複数スライスから求まる平均の磁場分布に基づいて、撮像領域Ｒ０１に適用されるシミング値ａ０を導出する。また、磁場分布取得部１３３ｂは、標識化領域Ｒ０２に対応する複数スライスから求まる平均の磁場分布に基づいて、標識化領域Ｒ０２に適用されるシミング値ｂ０を導出する。   Then, the magnetic field distribution acquisition unit 133b derives the shimming value a0 applied to the imaging region R01 and the shimming value b0 applied to the labeling region R02 based on the magnetic field distribution for each slice (step S104). ). As shown in FIG. 5, for example, the magnetic field distribution acquisition unit 133b applies to the imaging region R01 based on an average magnetic field distribution obtained from a plurality of slices corresponding to the imaging region R01 among the magnetic field distributions acquired for each slice. Derived shimming value a0 is derived. The magnetic field distribution acquisition unit 133b derives a shimming value b0 applied to the labeling region R02 based on an average magnetic field distribution obtained from a plurality of slices corresponding to the labeling region R02.

上述したように、アクティブシミングは、静磁場の不均一性の成分毎に行われる。このため、磁場分布取得部１３３ｂは、取得した磁場分布を、補正の対象とする成分毎に展開し、成分毎に、静磁場の不均一性を打ち消す補正磁場を求める。そして、磁場分布取得部１３３ｂは、求めた補正磁場を発生させるために各シムコイル（チャネル）に供給すべき電流の制御値、即ち、シミング値を導出する。   As described above, active shimming is performed for each non-uniform component of the static magnetic field. For this reason, the magnetic field distribution acquisition unit 133b develops the acquired magnetic field distribution for each component to be corrected, and obtains a corrected magnetic field that cancels the non-uniformity of the static magnetic field for each component. Then, the magnetic field distribution acquisition unit 133b derives a control value of a current to be supplied to each shim coil (channel), that is, a shimming value, in order to generate the obtained correction magnetic field.

図４に戻り、次に、周波数スペクトラム取得部１３３ｃが、撮像領域Ｒ０１にステップＳ１０４で導出されたシミング値ａ０を適用した状態で、撮像領域Ｒ０１から、周波数スペクトラムデータを取得するためのスキャンを実行する（ステップＳ１０５）。そして、周波数スペクトラム取得部１３３ｃは、静磁場の不均一性が補正された撮像領域Ｒ０１から、周波数スペクトラムデータを取得し、取得した周波数スペクトラムデータを表示部１３５に表示する（ステップＳ１０６）。   Returning to FIG. 4, next, the frequency spectrum acquisition unit 133c executes a scan for acquiring frequency spectrum data from the imaging region R01 in a state where the shimming value a0 derived in step S104 is applied to the imaging region R01. (Step S105). Then, the frequency spectrum acquisition unit 133c acquires frequency spectrum data from the imaging region R01 in which the non-uniformity of the static magnetic field is corrected, and displays the acquired frequency spectrum data on the display unit 135 (step S106).

続いて、周波数スペクトラム取得部１３３ｃは、表示部１３５に表示された周波数スペクラムのピークが操作者によって選択されることで、撮像領域Ｒ０１について、所望の成分（例えば、水成分）の中心周波数を導出する（ステップＳ１０７）。更に、周波数スペクトラム取得部１３３ｃは、撮像領域Ｒ０１と標識化領域Ｒ０２との位置関係（距離等）に基づいて、撮像領域Ｒ０１について求めた中心周波数から、標識化領域Ｒ０２に対して設定する中心周波数を、周波数換算の計算により求める。こうして、周波数スペクトラム取得部１３３ｃは、撮像領域Ｒ０１に適用される中心周波数及び標識化領域Ｒ０２に適用される中心周波数を、それぞれ、導出する。   Subsequently, the frequency spectrum acquisition unit 133c derives the center frequency of a desired component (for example, a water component) for the imaging region R01 by the operator selecting a peak of the frequency spectrum displayed on the display unit 135. (Step S107). Further, the frequency spectrum acquisition unit 133c sets the center frequency set for the labeling region R02 from the center frequency obtained for the imaging region R01 based on the positional relationship (distance, etc.) between the imaging region R01 and the labeling region R02. Is obtained by frequency conversion calculation. Thus, the frequency spectrum acquisition unit 133c derives the center frequency applied to the imaging region R01 and the center frequency applied to the labeling region R02, respectively.

なお、実施形態はこれに限られるものではない。例えば、周波数スペクトラム取得部１３３ｃは、ステップＳ１０６で取得した周波数スペクトラムデータを解析し、最大のピークを求めることで、中心周波数を求めてもよい。また、例えば、周波数スペクトラム取得部１３３ｃは、標識化領域Ｒ０２にシミング値ｂ０を適用して、標識化領域Ｒ０２の周波数スペクトラムデータを取得し、標識化領域Ｒ０２の中心周波数を直接求めてもよい。   Note that the embodiment is not limited to this. For example, the frequency spectrum acquisition unit 133c may determine the center frequency by analyzing the frequency spectrum data acquired in step S106 and calculating the maximum peak. For example, the frequency spectrum acquisition unit 133c may apply the shimming value b0 to the labeling region R02 to acquire the frequency spectrum data of the labeling region R02 and directly obtain the center frequency of the labeling region R02.

その後、イメージングスキャン実行部１３３ｄが、イメージングスキャンを実行する（ステップＳ１０８）。このとき、イメージングスキャン実行部１３３ｄは、ステップＳ１０４で導出されたシミング値を適用しながらイメージングスキャンを実行する。また、イメージングスキャン実行部１３３ｄは、ステップＳ１０７で求められた中心周波数を設定して、イメージングスキャンを実行する。   Thereafter, the imaging scan execution unit 133d executes an imaging scan (step S108). At this time, the imaging scan execution unit 133d executes the imaging scan while applying the shimming value derived in step S104. The imaging scan execution unit 133d sets the center frequency obtained in step S107 and executes the imaging scan.

図６は、第１の実施形態におけるシミング値の適用を説明するための図である。例えば、イメージングスキャン実行部１３３ｄは、図６に示すように、ＥＣＧ（Electrocardiogram）信号のＲ波をトリガとして標識化パルス（領域選択ＩＲパルス）を印加した後、ＴＩ時間経過後、ＭＲ信号を取得する。このとき、イメージングスキャン実行部１３３ｄは、標識化領域Ｒ０２に標識化パルスを印加するタイミングでは、標識化領域Ｒ０２にシミング値ｂ０を適用する。即ち、イメージングスキャン実行部１３３ｄは、標識化領域Ｒ０２に領域選択ＩＲパルスを印加するタイミングでは、シミング値ｂ０によって、シムコイルに供給する電流を制御する。また、イメージングスキャン実行部１３３ｄは、標識化領域Ｒ０２について導出された中心周波数を設定して、標識化パルスを印加する。   FIG. 6 is a diagram for explaining application of shimming values in the first embodiment. For example, as shown in FIG. 6, the imaging scan execution unit 133d acquires a MR signal after TI time has elapsed after applying a labeling pulse (region selection IR pulse) triggered by an R wave of an ECG (Electrocardiogram) signal. To do. At this time, the imaging scan execution unit 133d applies the shimming value b0 to the labeling region R02 at the timing of applying the labeling pulse to the labeling region R02. That is, the imaging scan execution unit 133d controls the current supplied to the shim coil by the shimming value b0 at the timing of applying the region selection IR pulse to the labeling region R02. The imaging scan execution unit 133d sets the center frequency derived for the labeling region R02 and applies the labeling pulse.

また、続いて、イメージングスキャン実行部１３３ｄは、撮像領域Ｒ０１に励起パルスを印加するタイミングでは、撮像領域Ｒ０１にシミング値ａ０を適用する。即ち、イメージングスキャン実行部１３３ｄは、撮像領域Ｒ０１に励起パルスを印加するタイミングでは、シミング値ａ０によって、シムコイルに供給する電流を制御する。また、イメージングスキャン実行部１３３ｄは、撮像領域Ｒ０１について導出された中心周波数を設定して、励起パルスを印加する。なお、このＴＩ時間は、例えば、約１秒程度である。   Subsequently, the imaging scan execution unit 133d applies the shimming value a0 to the imaging region R01 at the timing of applying the excitation pulse to the imaging region R01. That is, the imaging scan execution unit 133d controls the current supplied to the shim coil by the shimming value a0 at the timing of applying the excitation pulse to the imaging region R01. Further, the imaging scan execution unit 133d sets the center frequency derived for the imaging region R01 and applies the excitation pulse. This TI time is about 1 second, for example.

イメージングスキャン実行部１３３ｄは、このように、撮像領域Ｒ０１、標識化領域Ｒ０２それぞれに対して、異なるシミング値を適用し、必要に応じて繰り返すことでＭＲ信号を取得する。   In this way, the imaging scan execution unit 133d obtains MR signals by applying different shimming values to the imaging region R01 and the labeling region R02 and repeating them as necessary.

上述したように、第１の実施形態においては、標識化領域内の静磁場の均一性を向上し、画質を向上することができる。静磁場の不均一性は、位置によって異なると考えられる。このため、例えば、撮像領域よりも若干広い程度の範囲で取得された磁場分布に基づいてシミング値が求められ、適用された場合、撮像領域からも磁場中心からも離れた位置の標識化領域においては、静磁場の不均一性が適切に補正されないおそれがある。静磁場の不均一性が適切に補正されない場合には、標識化領域自体が歪むことにもなり、例えば、撮像領域と標識化領域とが意図せずに重なってしまう事態や、意図しない領域に標識化パルスを印加してしまう事態等が発生し得る。   As described above, in the first embodiment, the uniformity of the static magnetic field in the labeling region can be improved and the image quality can be improved. The inhomogeneity of the static magnetic field is considered to vary with position. For this reason, for example, when a shimming value is obtained and applied based on a magnetic field distribution obtained in a slightly wider range than the imaging region, in a labeling region at a position away from the imaging region and the magnetic field center. The static magnetic field inhomogeneity may not be appropriately corrected. If the inhomogeneity of the static magnetic field is not corrected appropriately, the labeled area itself may be distorted.For example, the imaging area and the labeled area may unintentionally overlap each other, or in an unintended area. A situation where a labeling pulse is applied may occur.

これに対し、第１の実施形態のように、撮像領域及び標識化領域それぞれのシミング値を求め、それぞれのシミング値を適用するようにすれば、撮像領域からも磁場中心からも離れた位置の標識化領域においても、静磁場の不均一性が適切に補正される。この結果、撮像領域にて取得されたＭＲ信号のスライス特性を劣化させることなく、画質を向上することができる。即ち、良好な画像を得ることができる。   On the other hand, if the shimming values of the imaging region and the labeling region are obtained and the respective shimming values are applied as in the first embodiment, the position at a position away from the imaging region and the magnetic field center is used. Even in the labeling region, the non-uniformity of the static magnetic field is appropriately corrected. As a result, the image quality can be improved without degrading the slice characteristics of the MR signal acquired in the imaging region. That is, a good image can be obtained.

（第１の実施形態の変形例）
なお、第１の実施形態においては、マルチスライス撮像で取得されたスライス毎の磁場分布のうち、各領域に対応する複数スライスから求まる平均の磁場分布に基づいて、各領域に適用されるシミング値を導出する手法を説明したが、実施形態はこれに限られるものではない。図７は、第１の実施形態の変形例におけるシミング値を説明するための図である。図７に示すように、例えば、磁場分布取得部１３３ｂは、スライス毎に取得された磁場分布のうち、撮像領域Ｒ０１のスライス方向中心付近に位置付けられるスライス（図７において斜線で示す。以下、適宜「中心スライス」）の磁場分布に基づいて、撮像領域Ｒ０１に適用されるシミング値ａ０を導出してもよい。また、例えば、磁場分布取得部１３３ｂは、スライス毎に取得された磁場分布のうち、標識化領域Ｒ０２のスライス方向中心付近に位置付けられるスライス（図７において斜線で示す）の磁場分布に基づいて、標識化領域Ｒ０２に適用されるシミング値ｂ０を導出してもよい。 (Modification of the first embodiment)
In the first embodiment, among the magnetic field distributions for each slice acquired by multi-slice imaging, shimming values applied to each region based on an average magnetic field distribution obtained from a plurality of slices corresponding to each region. Although the method for deriving is described, the embodiment is not limited to this. FIG. 7 is a diagram for explaining shimming values in a modification of the first embodiment. As illustrated in FIG. 7, for example, the magnetic field distribution acquisition unit 133 b includes slices (indicated by diagonal lines in FIG. 7) that are positioned near the center in the slice direction of the imaging region R <b> 01 among the magnetic field distributions acquired for each slice. The shimming value a0 applied to the imaging region R01 may be derived based on the magnetic field distribution of “center slice”). Further, for example, the magnetic field distribution acquisition unit 133b is based on the magnetic field distribution of a slice (shown by hatching in FIG. 7) positioned near the center in the slice direction of the labeling region R02 among the magnetic field distributions acquired for each slice. A shimming value b0 applied to the labeling region R02 may be derived.

（第２の実施形態）
次に、第２の実施形態を説明する。第１の実施形態においては、磁場分布取得部１３３ｂが、撮像領域及び標識化領域を含む領域を対象に磁場分布を取得する例を説明したが、実施形態はこれに限られるものではない。第２の実施形態において、磁場分布取得部１３３ｂは、撮像領域を含む領域、及び、標識化領域を含む領域それぞれで、磁場分布を取得する。即ち、磁場分布取得部１３３ｂは、磁場分布を取得するスキャンを少なくとも２回行い、撮像領域及び標識化領域のそれぞれで、磁場分布を取得する。 (Second Embodiment)
Next, a second embodiment will be described. In 1st Embodiment, although the magnetic field distribution acquisition part 133b demonstrated the example which acquires a magnetic field distribution for the area | region containing an imaging region and a labeling area | region, embodiment is not restricted to this. In the second embodiment, the magnetic field distribution acquisition unit 133b acquires the magnetic field distribution in each of the region including the imaging region and the region including the labeling region. That is, the magnetic field distribution acquisition unit 133b performs a scan for acquiring the magnetic field distribution at least twice, and acquires the magnetic field distribution in each of the imaging region and the labeling region.

図８は、第２の実施形態における処理手順を示すフローチャートである。なお、以下では、第１の実施形態と相違する点を中心に説明する。   FIG. 8 is a flowchart showing a processing procedure in the second embodiment. In the following, description will be made centering on differences from the first embodiment.

第１の実施形態と同様に、準備スキャン実行部１３３ａが、位置決め画像データを取得するためのスキャンを行い、取得した位置決め画像データを表示部１３５に表示する（ステップＳ２０１）。   Similar to the first embodiment, the preparation scan execution unit 133a performs a scan for acquiring the positioning image data, and displays the acquired positioning image data on the display unit 135 (step S201).

続いて、準備スキャン実行部１３３ａは、ステップＳ２０１で表示部１３５に表示した位置決め画像上で撮像領域及び標識化領域の入力を操作者から受け付け、入力された撮像領域及び標識化領域をイメージングスキャンの撮像条件として設定する（ステップＳ２０２）。図９は、第２の実施形態におけるシミング値を説明するための図である。図９に示すように、準備スキャン実行部１３３ａは、位置決め画像上に、撮像領域Ｒ１１及び標識化領域Ｒ１２を設定する。   Subsequently, the preparation scan execution unit 133a receives input of the imaging region and the labeling region from the operator on the positioning image displayed on the display unit 135 in step S201, and the input imaging region and labeling region are subjected to the imaging scan. The imaging condition is set (step S202). FIG. 9 is a diagram for explaining shimming values in the second embodiment. As shown in FIG. 9, the preparation scan execution unit 133a sets an imaging region R11 and a labeling region R12 on the positioning image.

ここで、第２の実施形態において、磁場分布取得部１３３ｂは、図９に示すように、撮像領域Ｒ１１を含む３次元のシミング値取得領域Ｒ１３と、標識化領域Ｒ１２を含む３次元のシミング値取得領域Ｒ１４とを、それぞれ設定する。なお、図９に示す例では、シミング値取得領域Ｒ１３と、シミング値取得領域Ｒ１４とが重なり合わない位置関係にあるが、実施形態はこれに限られるものではなく、両者が一部重なり合ってもよい。   Here, in the second embodiment, the magnetic field distribution acquisition unit 133b, as illustrated in FIG. 9, includes a three-dimensional shimming value acquisition region R13 including the imaging region R11 and a three-dimensional shimming value including the labeling region R12. The acquisition area R14 is set. In the example shown in FIG. 9, the shimming value acquisition region R13 and the shimming value acquisition region R14 are in a positional relationship that does not overlap, but the embodiment is not limited to this, and even if the both overlap. Good.

そして、磁場分布取得部１３３ｂは、まず、３次元のシミング値取得領域Ｒ１３を対象に、体軸方向をスライス方向とするマルチスライス撮像を行い、スライス毎に磁場分布を取得し、撮像領域Ｒ１１に適用されるシミング値ａ１を導出する（ステップＳ２０３）。図９に示すように、例えば、磁場分布取得部１３３ｂは、スライス毎に取得されたシミング値取得領域Ｒ１３の磁場分布のうち、撮像領域Ｒ１１に対応する複数スライスから求まる平均の磁場分布に基づいて、撮像領域Ｒ１１に適用されるシミング値ａ１を導出する。なお、実施形態はこれに限られるものではなく、例えば、磁場分布取得部１３３ｂは、シミング値取得領域Ｒ１３に対応する複数スライスから求まる平均の磁場分布に基づいて、撮像領域Ｒ１１に適用されるシミング値ａ１を導出してもよい。   The magnetic field distribution acquisition unit 133b first performs multi-slice imaging with the body axis direction as the slice direction for the three-dimensional shimming value acquisition region R13, acquires the magnetic field distribution for each slice, and stores the magnetic field distribution in the imaging region R11. The applied shimming value a1 is derived (step S203). As illustrated in FIG. 9, for example, the magnetic field distribution acquisition unit 133b is based on an average magnetic field distribution obtained from a plurality of slices corresponding to the imaging region R11 among the magnetic field distributions of the shimming value acquisition region R13 acquired for each slice. The shimming value a1 applied to the imaging region R11 is derived. The embodiment is not limited to this. For example, the magnetic field distribution acquisition unit 133b is applied to the imaging region R11 based on an average magnetic field distribution obtained from a plurality of slices corresponding to the shimming value acquisition region R13. The value a1 may be derived.

また、磁場分布取得部１３３ｂは、３次元のシミング値取得領域Ｒ１４を対象に、体軸方向をスライス方向とするマルチスライス撮像を行い、スライス毎に磁場分布を取得し、標識化領域Ｒ１２に適用されるシミング値ｂ１を導出する（ステップＳ２０４）。図９に示すように、例えば、磁場分布取得部１３３ｂは、スライス毎に取得されたシミング値取得領域Ｒ１４の磁場分布のうち、標識化領域Ｒ１２に対応する複数スライスから求まる平均の磁場分布に基づいて、標識化領域Ｒ１２に適用されるシミング値ｂ１を導出する。なお、実施形態はこれに限られるものではなく、例えば、磁場分布取得部１３３ｂは、シミング値取得領域Ｒ１４に対応する複数スライスから求まる平均の磁場分布に基づいて、標識化領域Ｒ１２に適用されるシミング値ｂ１を導出してもよい。   Further, the magnetic field distribution acquisition unit 133b performs multi-slice imaging with the body axis direction as the slice direction for the three-dimensional shimming value acquisition region R14, acquires the magnetic field distribution for each slice, and applies it to the labeling region R12. The shimming value b1 to be performed is derived (step S204). As illustrated in FIG. 9, for example, the magnetic field distribution acquisition unit 133b is based on an average magnetic field distribution obtained from a plurality of slices corresponding to the labeling region R12 among the magnetic field distributions of the shimming value acquisition region R14 acquired for each slice. Thus, the shimming value b1 applied to the labeling region R12 is derived. The embodiment is not limited to this. For example, the magnetic field distribution acquisition unit 133b is applied to the labeling region R12 based on an average magnetic field distribution obtained from a plurality of slices corresponding to the shimming value acquisition region R14. The shimming value b1 may be derived.

図８に戻り、その後は、第１の実施形態と同様であり、周波数スペクトラム取得部１３３ｃが、撮像領域Ｒ１１にステップＳ２０４で導出されたシミング値ａ１を適用した状態で、周波数スペクトラムデータを取得するためのスキャンを実行する（ステップＳ２０５）。そして、周波数スペクトラム取得部１３３ｃは、静磁場の不均一性が補正された撮像領域Ｒ１１から、周波数スペクトラムデータを取得し、取得した周波数スペクトラムデータを表示部１３５に表示する（ステップＳ２０６）。   Returning to FIG. 8, after that, the frequency spectrum acquisition unit 133c acquires the frequency spectrum data in a state where the shimming value a1 derived in step S204 is applied to the imaging region R11, as in the first embodiment. For this purpose (step S205). Then, the frequency spectrum acquisition unit 133c acquires frequency spectrum data from the imaging region R11 in which the non-uniformity of the static magnetic field is corrected, and displays the acquired frequency spectrum data on the display unit 135 (step S206).

続いて、周波数スペクトラム取得部１３３ｃは、撮像領域Ｒ１１について、所望の成分（例えば、水成分）の中心周波数を求める（ステップＳ２０７）。その後、イメージングスキャン実行部１３３ｄが、イメージングスキャンを実行する（ステップＳ２０８）。   Subsequently, the frequency spectrum acquisition unit 133c obtains a center frequency of a desired component (for example, a water component) for the imaging region R11 (step S207). Thereafter, the imaging scan execution unit 133d executes an imaging scan (step S208).

図１０は、第２の実施形態におけるシミング値の適用を説明するための図である。例えば、イメージングスキャン実行部１３３ｄは、図１０に示すように、ＥＣＧ信号のＲ波をトリガとして標識化パルス（領域選択ＩＲパルス）を印加した後、ＴＩ時間経過後、ＭＲ信号を取得する。このとき、イメージングスキャン実行部１３３ｄは、標識化領域Ｒ１２に標識化パルスを印加するタイミングでは、標識化領域Ｒ１２にシミング値ｂ１を適用する。また、イメージングスキャン実行部１３３ｄは、標識化領域Ｒ１２について導出された中心周波数を設定して、標識化パルスを印加する。また、続いて、イメージングスキャン実行部１３３ｄは、撮像領域Ｒ１１に励起パルスを印加するタイミングでは、撮像領域Ｒ１１にシミング値ａ１を適用する。また、イメージングスキャン実行部１３３ｄは、撮像領域Ｒ１１について導出された中心周波数を設定して、励起パルスを印加する。   FIG. 10 is a diagram for explaining application of shimming values in the second embodiment. For example, as illustrated in FIG. 10, the imaging scan execution unit 133 d acquires the MR signal after the TI time has elapsed after applying the labeling pulse (region selection IR pulse) using the R wave of the ECG signal as a trigger. At this time, the imaging scan execution unit 133d applies the shimming value b1 to the labeling region R12 at the timing of applying the labeling pulse to the labeling region R12. The imaging scan execution unit 133d sets the center frequency derived for the labeling region R12 and applies a labeling pulse. Subsequently, the imaging scan execution unit 133d applies the shimming value a1 to the imaging region R11 at the timing of applying the excitation pulse to the imaging region R11. The imaging scan execution unit 133d sets the center frequency derived for the imaging region R11 and applies the excitation pulse.

上述したように、第２の実施形態においても、標識化領域内の静磁場の均一性を向上し、画質を向上することができる。また、第２の実施形態においては、撮像領域及び標識化領域のそれぞれで磁場分布を取得するので、例えば、磁場分布を取得するスキャンによって撮像可能な範囲以上に、撮像領域の位置と、撮像領域外に設定された標識化領域の位置とが離れてしまった場合に、有効である。   As described above, also in the second embodiment, the uniformity of the static magnetic field in the labeling region can be improved and the image quality can be improved. In the second embodiment, since the magnetic field distribution is acquired in each of the imaging region and the labeling region, for example, the position of the imaging region and the imaging region are larger than the range that can be imaged by the scan that acquires the magnetic field distribution. This is effective when the position of the labeling region set outside is separated.

（第２の実施形態の変形例）
なお、第２の実施形態においては、マルチスライス撮像で取得されたスライス毎の磁場分布のうち、各領域に対応する複数スライスから求まる平均の磁場分布に基づいて、領域に適用されるシミング値を導出する手法を説明したが、実施形態はこれに限られるものではない。図１１は、第２の実施形態の変形例におけるシミング値を説明するための図である。図１１に示すように、例えば、磁場分布取得部１３３ｂは、スライス毎に取得された磁場分布のうち、撮像領域Ｒ１１のスライス方向中心付近に位置付けられるスライス（図１１において斜線で示す）の磁場分布に基づいて、撮像領域Ｒ１１に適用されるシミング値ａ１を導出してもよい。また、例えば、磁場分布取得部１３３ｂは、スライス毎に取得された磁場分布のうち、標識化領域Ｒ１２のスライス方向中心付近に位置付けられるスライス（図１１において斜線で示す）の磁場分布に基づいて、標識化領域Ｒ１２に適用されるシミング値ｂ１を導出してもよい。 (Modification of the second embodiment)
In the second embodiment, shimming values applied to regions are calculated based on an average magnetic field distribution obtained from a plurality of slices corresponding to each region among magnetic field distributions for each slice acquired by multi-slice imaging. Although the derivation method has been described, the embodiment is not limited to this. FIG. 11 is a diagram for explaining shimming values in a modification of the second embodiment. As illustrated in FIG. 11, for example, the magnetic field distribution acquisition unit 133 b of the magnetic field distribution acquired for each slice includes a magnetic field distribution of a slice (indicated by hatching in FIG. 11) positioned near the center in the slice direction of the imaging region R <b> 11. The shimming value a1 applied to the imaging region R11 may be derived based on Further, for example, the magnetic field distribution acquisition unit 133b is based on the magnetic field distribution of a slice (indicated by hatching in FIG. 11) positioned near the center in the slice direction of the labeling region R12 among the magnetic field distributions acquired for each slice. The shimming value b1 applied to the labeling region R12 may be derived.

（その他の実施形態）
実施形態は、上述した実施形態に限られるものではない。 (Other embodiments)
The embodiment is not limited to the above-described embodiment.

第１の実施形態においては、磁場分布取得部１３３ｂが、撮像領域及び標識化領域を含む領域を対象に磁場分布を取得した後、各領域に対応する複数スライスから求まる平均の磁場分布に基づいて、各領域に適用されるシミング値をそれぞれ導出する手法を説明した。また、第１の実施形態の変形例においては、磁場分布取得部１３３ｂが、各領域の中心スライスの磁場分布に基づいて、各領域に適用されるシミング値をそれぞれ導出する手法を説明した。しかしながら、実施形態はこれに限られるものではない。例えば、磁場分布取得部１３３ｂは、撮像領域及び標識化領域を含む領域を対象に磁場分布を取得した後、この領域全体に対応する複数スライスから求まる平均の磁場分布に基づいて、あるいは、この領域全体の中心スライスの磁場分布に基づいて、各領域に適用される共通のシミング値を導出してもよい。   In the first embodiment, the magnetic field distribution acquisition unit 133b acquires a magnetic field distribution for a region including the imaging region and the labeling region, and then, based on an average magnetic field distribution obtained from a plurality of slices corresponding to each region. A method for deriving shimming values applied to each region has been described. Further, in the modification of the first embodiment, a method has been described in which the magnetic field distribution acquisition unit 133b derives shimming values applied to each region based on the magnetic field distribution of the central slice of each region. However, the embodiment is not limited to this. For example, the magnetic field distribution acquisition unit 133b acquires the magnetic field distribution for the region including the imaging region and the labeling region, and then based on the average magnetic field distribution obtained from a plurality of slices corresponding to the entire region, or this region A common shimming value applied to each region may be derived based on the magnetic field distribution of the entire central slice.

図１２及び１３は、その他の実施形態におけるシミング値を説明するための図である。図１２に示すように、例えば、磁場分布取得部１３３ｂは、撮像領域Ｒ２１及び標識化領域Ｒ２２を含む３次元のシミング値取得領域Ｒ２３を対象に磁場分布を取得する。そして、磁場分布取得部１３３ｂは、この領域Ｒ２３全体に対応する複数スライスから求まる平均の磁場分布に基づいて、撮像領域Ｒ２１及び標識化領域Ｒ２２に適用される共通のシミング値ｃを導出してもよい。この場合、イメージングスキャン実行部１３３ｄは、標識化領域Ｒ２２に領域選択ＩＲパルスＰ２を印加するタイミング、並びに、撮像領域Ｒ２１に励起パルスを印加するタイミングのいずれにおいても、シミング値ｃを適用する。   12 and 13 are diagrams for explaining shimming values in other embodiments. As illustrated in FIG. 12, for example, the magnetic field distribution acquisition unit 133b acquires a magnetic field distribution for a three-dimensional shimming value acquisition region R23 including an imaging region R21 and a labeling region R22. Then, the magnetic field distribution acquisition unit 133b derives the common shimming value c applied to the imaging region R21 and the labeling region R22 based on the average magnetic field distribution obtained from a plurality of slices corresponding to the entire region R23. Good. In this case, the imaging scan execution unit 133d applies the shimming value c at both the timing of applying the region selection IR pulse P2 to the labeling region R22 and the timing of applying the excitation pulse to the imaging region R21.

また、図１３に示すように、例えば、磁場分布取得部１３３ｂは、この領域Ｒ２３全体の中心スライス（図１３において斜線で示す）の磁場分布に基づいて、撮像領域Ｒ２１及び標識化領域Ｒ２２に適用される共通のシミング値ｃを導出してもよい。   As shown in FIG. 13, for example, the magnetic field distribution acquisition unit 133b is applied to the imaging region R21 and the labeling region R22 based on the magnetic field distribution of the central slice (shown by hatching in FIG. 13) of the entire region R23. Common shimming value c may be derived.

また、上述した実施形態においては、プリパルス領域が１箇所の場合を例に挙げて説明したが、実施形態はこれに限られるものではなく、プリパルス領域が複数箇所の場合にも、同様に適用することができる。   In the above-described embodiment, the case where the prepulse region is one is described as an example. However, the embodiment is not limited to this, and the same applies to the case where the prepulse region is a plurality of locations. be able to.

図１４及び１５は、その他の実施形態におけるシミング値を説明するための図であり、図１６は、その他の実施形態におけるシミング値の適用を説明するための図である。例えば、図１４に示すように、撮像領域Ｒ３１の上下それぞれに、プリパルス領域Ｒ３２−１及びＲ３２−３が設定される場合がある。例えば、撮像領域に対して描出が望まれない血液が進入することを防ぐ目的で、撮像領域の上下に血液の信号を打ち消すためのプリパルス領域が設定される場合がある。   14 and 15 are diagrams for explaining shimming values in other embodiments, and FIG. 16 is a diagram for explaining application of shimming values in other embodiments. For example, as shown in FIG. 14, pre-pulse regions R32-1 and R32-3 may be set above and below the imaging region R31, respectively. For example, a pre-pulse region for canceling a blood signal may be set above and below the imaging region for the purpose of preventing blood that is not desired to be drawn into the imaging region.

このような場合にも、磁場分布取得部１３３ｂは、例えば、第１の実施形態と同様に、撮像領域Ｒ３１、プリパルス領域Ｒ３２−１、及びプリパルス領域Ｒ３２−２を含む３次元のシミング値取得領域Ｒ３３を対象に、体軸方向をスライス方向とするマルチスライス撮像を行う。そして、磁場分布取得部１３３ｂは、各領域に対応する複数スライスから求まる平均の磁場分布（図１４を参照）、若しくは、各領域の中心スライスの磁場分布（図５を参照）に基づいて、各領域に適用されるシミング値ａ３、ｂ３−１、及びｂ３−２をそれぞれ導出する。また、周波数スペクトラム取得部１３３ｃは、各領域について、中心周波数を導出する。   Even in such a case, the magnetic field distribution acquisition unit 133b is, for example, similar to the first embodiment, the three-dimensional shimming value acquisition region including the imaging region R31, the prepulse region R32-1, and the prepulse region R32-2. Multi-slice imaging with the body axis direction as the slice direction is performed on R33. Then, the magnetic field distribution acquisition unit 133b is based on the average magnetic field distribution obtained from a plurality of slices corresponding to each region (see FIG. 14) or the magnetic field distribution of the central slice in each region (see FIG. 5). Shimming values a3, b3-1, and b3-2 applied to the region are derived, respectively. Further, the frequency spectrum acquisition unit 133c derives a center frequency for each region.

この場合、イメージングスキャン実行部１３３ｄは、図１６に示すように、プリパルス領域Ｒ３２−１にプリパルスを印加するタイミングでは、プリパルス領域Ｒ３２−１にシミング値ｂ３−１を適用する。また、イメージングスキャン実行部１３３ｄは、プリパルス領域Ｒ３２−２にプリパルスを印加するタイミングでは、プリパルス領域Ｒ３２−２にシミング値ｂ３−２を適用する。また、イメージングスキャン実行部１３３ｄは、撮像領域Ｒ３１に励起パルスを印加するタイミングでは、撮像領域Ｒ３１にシミング値ａ３を適用する。また、イメージングスキャン実行部１３３ｄは、各領域について導出された中心周波数をそれぞれ設定して、プリパルスや励起パルスを印加する。   In this case, as illustrated in FIG. 16, the imaging scan execution unit 133d applies the shimming value b3-1 to the prepulse region R32-1 at the timing of applying the prepulse to the prepulse region R32-1. Further, the imaging scan execution unit 133d applies the shimming value b3-2 to the prepulse region R32-2 at the timing of applying the prepulse to the prepulse region R32-2. Further, the imaging scan execution unit 133d applies the shimming value a3 to the imaging region R31 at the timing of applying the excitation pulse to the imaging region R31. The imaging scan execution unit 133d sets a center frequency derived for each region, and applies a pre-pulse or an excitation pulse.

また、磁場分布取得部１３３ｂは、例えば、第２の実施形態と同様に、撮像領域Ｒ３１、プリパルス領域Ｒ３２−１、及びプリパルス領域Ｒ３２−２それぞれについて、磁場分布を取得するスキャンを行い、各領域それぞれで取得された磁場分布に基づいて、各領域に適用されるシミング値ａ３、ｂ３−１、及びｂ３−２をそれぞれ導出してもよい。この場合も、周波数スペクトラム取得部１３３ｃは、各領域について、中心周波数を導出する。また、磁場分布取得部１３３ｂは、図１２及び１３を用いて説明した実施形態と同様に、撮像領域Ｒ３１、プリパルス領域Ｒ３２−１、及びプリパルス領域Ｒ３２−２を含む領域全体に対応する複数スライスの平均の磁場分布、若しくは、中心スライスの磁場分布に基づいて、共通のシミング値を導出してもよい。   In addition, the magnetic field distribution acquisition unit 133b performs, for example, a scan for acquiring the magnetic field distribution for each of the imaging region R31, the prepulse region R32-1, and the prepulse region R32-2 in the same manner as in the second embodiment. The shimming values a3, b3-1, and b3-2 applied to each region may be derived based on the magnetic field distribution acquired in each. Also in this case, the frequency spectrum acquisition unit 133c derives the center frequency for each region. In addition, the magnetic field distribution acquisition unit 133b has a plurality of slices corresponding to the entire region including the imaging region R31, the prepulse region R32-1, and the prepulse region R32-2, as in the embodiment described with reference to FIGS. A common shimming value may be derived based on the average magnetic field distribution or the magnetic field distribution of the central slice.

なお、プリパルス領域が複数個所設定される場合の位置は、図１４及び１５に示す例に限られるものではなく、どの位置に、撮像領域や、複数のプリパルス領域を設定するのか等は、撮像の目的等に応じて任意に選択可能である。   Note that the position when a plurality of prepulse areas are set is not limited to the example shown in FIGS. 14 and 15, and in which position the imaging area, the plurality of prepulse areas are set, etc. It can be arbitrarily selected according to the purpose.

また、上述した実施形態においては、中心周波数についても、各領域のそれぞれで導出する例を説明したが、実施形態はこれに限られるものではない。シミング値については、撮像領域及びプリパルス領域のそれぞれで導出し、中心周波数については、従来通りの手法で導出する等、適宜組み合わせることができる。   In the above-described embodiment, the example in which the center frequency is derived for each region has been described. However, the embodiment is not limited thereto. The shimming value may be derived as appropriate in each of the imaging region and the pre-pulse region, and the center frequency may be derived as appropriate, for example, by a conventional method.

（プリパルスのその他の例）
また、上述した実施形態においては、プリパルスとして標識化パルスを例に挙げて説明したが、実施形態はこれに限られるものではない。例えば、心臓全体における冠動脈の走行を画像化する撮像法（ＷＨ（Whole Heart） ＭＲＣＡ（Magnetic Resonance Coronary Angiography））では、心臓を包含する撮像領域の他に、呼吸動を検出するための動き検出パルス（Motion Probe）の印加領域が設定される。このような動き検出パルスの印加領域に対しても、上述した各種実施形態やその変形例を同様に適用することができる。 (Other examples of prepulses)
In the above-described embodiment, the labeling pulse is described as an example of the pre-pulse, but the embodiment is not limited to this. For example, in an imaging method (WH (Whole Heart) MRCA (Magnetic Resonance Coronary Angiography)) that images the travel of the coronary artery in the entire heart, in addition to the imaging region including the heart, a motion detection pulse for detecting respiratory motion The (Motion Probe) application area is set. The above-described various embodiments and modifications thereof can be similarly applied to such a motion detection pulse application region.

例えば、動き検出パルスの印加方式の一例として、ＳＥ（Spin Echo）法の励起パルスとリフォーカスパルスとを交差させて四角柱状の領域を励起する２面の交差方式がある。例えば、撮像領域は、心臓を包含するように設定され、動き検出パルスの印加領域は、右横隔膜の凸面の頂点が四角柱状の領域の中心に位置付けられるように設定される。例えば、磁場分布取得部１３３ｂは、動き検出パルスの印加領域を含む領域、及び、撮像領域を含む領域それぞれで磁場分布を取得し、各領域の平均の磁場分布、若しくは中心スライスの磁場分布に基づいて、各領域に適用されるシミング値をそれぞれ導出する。   For example, as an example of a motion detection pulse application method, there is a two-surface crossing method in which a square columnar region is excited by crossing an excitation pulse and a refocusing pulse of an SE (Spin Echo) method. For example, the imaging region is set to include the heart, and the motion detection pulse application region is set so that the vertex of the convex surface of the right diaphragm is positioned at the center of the quadrangular columnar region. For example, the magnetic field distribution acquisition unit 133b acquires the magnetic field distribution in each of the region including the application region of the motion detection pulse and the region including the imaging region, and based on the average magnetic field distribution of each region or the magnetic field distribution of the central slice. Thus, a shimming value applied to each region is derived.

（撮像領域と標識化領域との位置関係）
また、上述した実施形態においては、標識化領域が撮像領域外に設定される場合を説明したが、実施形態はこれに限られるものではない。例えば、標識化領域は、撮像領域内に設定されてもよいし、あるいは撮像領域と一部が重なるように設定されてもよい。この場合、磁場分布取得部１３３ｂは、上述した各種実施形態やその変形例を同様に適用することができる。例えば、磁場分布取得部１３３ｂは、動き検出パルスの印加領域及び撮像領域それぞれで磁場分布を取得し、各領域の平均の磁場分布、若しくは中心スライスの磁場分布に基づいて、各領域に適用されるシミング値をそれぞれ導出する。 (Positional relationship between imaging area and labeling area)
In the above-described embodiment, the case where the labeling region is set outside the imaging region has been described. However, the embodiment is not limited thereto. For example, the labeling area may be set in the imaging area, or may be set so as to partially overlap the imaging area. In this case, the magnetic field distribution acquisition unit 133b can similarly apply the above-described various embodiments and modifications thereof. For example, the magnetic field distribution acquisition unit 133b acquires the magnetic field distribution in each of the motion detection pulse application region and the imaging region, and applies the magnetic field distribution to each region based on the average magnetic field distribution of each region or the magnetic field distribution of the central slice. Each shimming value is derived.

以上述べた少なくともひとつの実施形態の磁気共鳴イメージング装置によれば、プリパルス領域内の静磁場の均一性を向上し、画質を向上することができる。   According to the magnetic resonance imaging apparatus of at least one embodiment described above, the uniformity of the static magnetic field in the pre-pulse region can be improved and the image quality can be improved.

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同様に、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 embodiments can be implemented in various other forms, and various omissions, replacements, and changes can be made without departing from the spirit of the invention. These embodiments and their modifications are included in the scope and gist of the invention, and are also included in the invention described in the claims and the equivalents thereof.

１００ ＭＲＩ装置
１３３ 制御部
１３３ａ 準備スキャン実行部
１３３ｂ 磁場分布取得部
１３３ｃ 周波数スペクトラム取得部
１３３ｄ イメージングスキャン実行部 DESCRIPTION OF SYMBOLS 100 MRI apparatus 133 Control part 133a Preparation scan execution part 133b Magnetic field distribution acquisition part 133c Frequency spectrum acquisition part 133d Imaging scan execution part

Claims (5)

所定範囲を対象に磁場分布を取得し、取得した磁場分布に基づいて、静磁場の不均一性を補正するためのシミングに適用されるシミング値を導出する導出部と、
前記シミング値を適用したシミングを実行しながら、プリパルス領域及び撮像領域それぞれにＲＦ（Radio Frequency）パルスを印加して磁気共鳴信号を取得する撮像制御部とを備え、
前記導出部は、前記プリパルス領域を含む範囲を対象に磁場分布を取得して、前記シミング値を導出し、
前記撮像制御部は、撮像領域外に設定されたプリパルス領域、及び、撮像領域それぞれに、ＲＦパルスを印加して磁気共鳴信号を取得することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。 A derivation unit that obtains a magnetic field distribution for a predetermined range and derives a shimming value applied to shimming for correcting the non-uniformity of the static magnetic field based on the obtained magnetic field distribution;
An imaging control unit that acquires a magnetic resonance signal by applying an RF (Radio Frequency) pulse to each of the pre-pulse region and the imaging region while performing shimming using the shimming value,
The derivation unit obtains a magnetic field distribution for a range including the prepulse region, derives the shimming value ,
The imaging control unit applies a RF pulse to each of a pre-pulse area set outside the imaging area and the imaging area, and acquires a magnetic resonance signal . 所定範囲を対象に磁場分布を取得し、取得した磁場分布に基づいて、静磁場の不均一性を補正するためのシミングに適用されるシミング値を導出する導出部と、
前記シミング値を適用したシミングを実行しながら、プリパルス領域及び撮像領域それぞれにＲＦ（Radio Frequency）パルスを印加して磁気共鳴信号を取得する撮像制御部とを備え、
前記導出部は、前記プリパルス領域及び前記撮像領域の両方を含む範囲を対象に磁場分布を取得して、前記プリパルス領域に適用される第１シミング値、及び、前記撮像領域に適用される第２シミング値を、それぞれ導出し、
前記撮像制御部は、前記第１シミング値を適用したシミングを実行しながら、前記プリパルス領域にプリパルスを印加し、前記第２シミング値を適用したシミングを実行しながら、前記撮像領域に励起パルスを印加して、磁気共鳴信号を取得することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。 A derivation unit that obtains a magnetic field distribution for a predetermined range and derives a shimming value applied to shimming for correcting the non-uniformity of the static magnetic field based on the obtained magnetic field distribution;
An imaging control unit that acquires a magnetic resonance signal by applying an RF (Radio Frequency) pulse to each of the pre-pulse region and the imaging region while performing shimming using the shimming value,
The derivation unit obtains a magnetic field distribution for a range including both the pre-pulse region and the imaging region, a first shimming value applied to the pre-pulse region, and a second applied to the imaging region. Deriving shimming values respectively
The imaging control unit applies a pre-pulse to the pre-pulse area while performing shimming applying the first shimming value, and applies an excitation pulse to the imaging area while performing shimming applying the second shimming value. applied to, magnetic resonance imaging apparatus you and acquires the magnetic resonance signals. 所定範囲を対象に磁場分布を取得し、取得した磁場分布に基づいて、静磁場の不均一性を補正するためのシミングに適用されるシミング値を導出する導出部と、
前記シミング値を適用したシミングを実行しながら、プリパルス領域及び撮像領域それぞれにＲＦ（Radio Frequency）パルスを印加して磁気共鳴信号を取得する撮像制御部とを備え、
前記導出部は、前記プリパルス領域を含む範囲、及び、前記撮像領域を含む範囲を対象に、磁場分布をそれぞれ取得して、前記プリパルス領域に適用される第１シミング値、及び、前記撮像領域に適用される第２シミング値を、それぞれ導出し、
前記撮像制御部は、前記第１シミング値を適用したシミングを実行しながら、前記プリパルス領域にプリパルスを印加し、前記第２シミング値を適用したシミングを実行しながら、前記撮像領域に励起パルスを印加して、磁気共鳴信号を取得することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。 A derivation unit that obtains a magnetic field distribution for a predetermined range and derives a shimming value applied to shimming for correcting the non-uniformity of the static magnetic field based on the obtained magnetic field distribution;
An imaging control unit that acquires a magnetic resonance signal by applying an RF (Radio Frequency) pulse to each of the pre-pulse region and the imaging region while performing shimming using the shimming value,
The derivation unit obtains a magnetic field distribution for each of a range including the pre-pulse region and a range including the imaging region, and applies a first shimming value applied to the pre-pulse region and the imaging region. Deriving the second shimming value to be applied respectively
The imaging control unit applies a pre-pulse to the pre-pulse area while performing shimming applying the first shimming value, and applies an excitation pulse to the imaging area while performing shimming applying the second shimming value. applied to, magnetic resonance imaging apparatus you and acquires the magnetic resonance signals. 前記導出部は、前記プリパルス領域及び前記撮像領域の両方を含む範囲を対象に磁場分布を取得し、取得した磁場分布に基づいて、前記プリパルス領域及び前記撮像領域に共通に適用されるシミング値を導出し、
前記撮像制御部は、共通のシミング値を適用したシミングを実行しながら、前記プリパルス領域にプリパルスを印加し、前記共通のシミング値を適用したシミングを実行しながら、前記撮像領域に励起パルスを印加して、磁気共鳴信号を取得することを特徴とする請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。 The derivation unit acquires a magnetic field distribution for a range including both the pre-pulse region and the imaging region, and based on the acquired magnetic field distribution, calculates a shimming value commonly applied to the pre-pulse region and the imaging region. Derived,
The imaging control unit applies a prepulse to the prepulse area while performing shimming using a common shimming value, and applies an excitation pulse to the imaging area while performing shimming using the common shimming value. to, magnetic resonance imaging apparatus according to claim 1, characterized in that to obtain the magnetic resonance signal. 前記導出部によって導出されたシミング値を適用したシミングを実行しながら周波数スペクトラムデータを取得し、取得した周波数スペクトラムデータに基づいて、所望の成分の中心周波数を、前記プリパルス領域及び前記撮像領域のそれぞれについて導出する中心周波数導出部を更に備えたことを特徴とする請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。 The frequency spectrum data is acquired while performing shimming using the shimming value derived by the derivation unit, and the center frequency of a desired component is determined based on the acquired frequency spectrum data in each of the pre-pulse region and the imaging region. The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 1 , further comprising a center frequency deriving unit for deriving about.
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