JP7201360B2 - Magnetic resonance imaging device - Google Patents

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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 of the present invention relate to magnetic resonance imaging apparatus.

静磁場分布に基づいて静磁場に対するシミング（以下、静磁場シミングと呼ぶ）を実行する磁気共鳴イメージング（以下、ＭＲＩ（Ｍａｇｎｅｔｉｃ Ｒｅｓｏｎａｎｃｅ Ｉｍａｇｉｎｇ）とも呼ぶ）装置の技術が知られている。例えば、ＭＲＩ装置は、マルチスライス撮像における静磁場シミングにより、スライスごとにプリパルスの中心周波数とＲＦパルスの中心周波数とを最適化する。しかしながら、短時間に最適な中心周波数を求めるのは難しい。また、マルチスライス撮像における複数のスライス各々における静磁場の不均一性によっては、磁気共鳴画像の画質が向上しないことがある。 A technology of a magnetic resonance imaging (hereinafter also referred to as MRI (Magnetic Resonance Imaging)) apparatus that performs shimming for a static magnetic field (hereinafter referred to as static magnetic field shimming) based on a static magnetic field distribution is known. For example, the MRI apparatus optimizes the pre-pulse center frequency and the RF pulse center frequency for each slice by static magnetic field shimming in multi-slice imaging. However, it is difficult to find the optimum center frequency in a short period of time. In addition, the image quality of the magnetic resonance image may not improve depending on the non-uniformity of the static magnetic field in each of a plurality of slices in multi-slice imaging.

特開２０１０－３５９９１号公報JP 2010-35991 A 特開２０１４－１４０４７２号公報JP 2014-140472 A

本発明が解決しようとする課題は、磁気共鳴画像の画質を向上させることである。 The problem to be solved by the present invention is to improve the image quality of magnetic resonance images.

実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置によれば、決定部と、収集部と、構成部と、調整部とを含む。決定部は、３次元の静磁場分布から断面位置を決定する。収集部は、前記断面位置における共鳴周波数分布を収集する。構成部は、前記共鳴周波数分布と前記３次元の静磁場分布とを対応付ける。調整部は、対応付けられた前記３次元の静磁場分布に基づき、後段の撮像における中心周波数を調整する。 A magnetic resonance imaging apparatus according to an embodiment includes a determination unit, an acquisition unit, a configuration unit, and an adjustment unit. The determination unit determines the cross-sectional position from the three-dimensional static magnetic field distribution. The collection unit collects the resonance frequency distribution at the cross-sectional position. The configuration unit associates the resonance frequency distribution with the three-dimensional static magnetic field distribution. The adjuster adjusts the center frequency in the subsequent imaging based on the associated three-dimensional static magnetic field distribution.

図１は、本実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置の構成を示す図である。FIG. 1 is a diagram showing the configuration of a magnetic resonance imaging apparatus according to this embodiment. 図２は、本実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置の動作例を示すフローチャートである。FIG. 2 is a flow chart showing an operation example of the magnetic resonance imaging apparatus according to this embodiment. 図３は、本実施形態に係るシミング収集範囲の一例を示す図である。FIG. 3 is a diagram showing an example of a shimming collection range according to this embodiment. 図４は、本実施形態に係る決定された断面位置の一例を示す図である。FIG. 4 is a diagram showing an example of determined cross-sectional positions according to the present embodiment. 図５は、本実施形態に係る位置決め画像の範囲とシミング収集範囲とＣＦＡ（Ｃｅｎｔｅｒ Ｆｒｅｑｕｅｎｃｙ Ａｄｊｕｓｔｍｅｎｔ）収集範囲とを示す図である。FIG. 5 is a diagram showing a positioning image range, a shimming acquisition range, and a CFA (Center Frequency Adjustment) acquisition range according to the present embodiment. 図６Ａは、本実施形態に係るＣＦＡ収集範囲の一例を示す図である。FIG. 6A is a diagram showing an example of a CFA collection range according to this embodiment. 図６Ｂは、本実施形態に係る留意すべきＣＦＡ収集範囲の一例を示す図である。FIG. 6B is a diagram showing an example of a CFA collection range to be noted according to this embodiment. 図７は、本実施形態に係る、決定された断面位置における共鳴周波数分布の一例を示す図である。FIG. 7 is a diagram showing an example of resonance frequency distribution at determined cross-sectional positions according to the present embodiment. 図８は、本実施形態に係る、決定された断面位置における静磁場分布のヒストグラムの一例を示す図である。FIG. 8 is a diagram showing an example of a histogram of the static magnetic field distribution at determined cross-sectional positions according to the present embodiment.

以下、図面を参照しながら本実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置について説明する。以下の実施形態では、同一の参照符号を付した部分は同様の動作をおこなうものとして、重複する説明を適宜省略する。
図１は、本実施形態における磁気共鳴イメージング装置１の構成を示す図である。図１に示すように、磁気共鳴イメージング装置１は、静磁場磁石１００と、シムコイル１０１と、シムコイル電源１０２と、傾斜磁場コイル１０３と、傾斜磁場電源１０５と、寝台１０７と、寝台制御回路１０９と、送信回路１１３と、送信コイル１１５と、受信コイル１１７と、受信回路１１９と、撮像制御回路１２１と、インタフェース１２５と、ディスプレイ１２７と、記憶装置１２９と、処理回路１３１とを備える。寝台制御回路１０９と、撮像制御回路１２１と、インタフェース１２５と、ディスプレイ１２７と、記憶装置１２９と、処理回路１３１とは、無線、有線を問わず、データの伝送のために接続される。なお、被検体Ｐは、磁気共鳴イメージング装置１に含まれない。 A magnetic resonance imaging apparatus according to this embodiment will be described below with reference to the drawings. In the following embodiments, it is assumed that parts denoted by the same reference numerals perform the same operations, and overlapping descriptions will be omitted as appropriate.
FIG. 1 is a diagram showing the configuration of a magnetic resonance imaging apparatus 1 according to this embodiment. As shown in FIG. 1, the magnetic resonance imaging apparatus 1 includes a static magnetic field magnet 100, a shim coil 101, a shim coil power supply 102, a gradient magnetic field coil 103, a gradient magnetic field power supply 105, a bed 107, and a bed control circuit 109. , a transmission circuit 113 , a transmission coil 115 , a reception coil 117 , a reception circuit 119 , an imaging control circuit 121 , an interface 125 , a display 127 , a storage device 129 , and a processing circuit 131 . The bed control circuit 109, imaging control circuit 121, interface 125, display 127, storage device 129, and processing circuit 131 are connected for data transmission regardless of whether they are wired or wireless. Note that the subject P is not included in the magnetic resonance imaging apparatus 1 .

静磁場磁石１００は、中空の略円筒状に形成された磁石である。静磁場磁石１００は、内部の空間に略一様な静磁場を発生する。静磁場磁石１００としては、例えば、超伝導磁石等が使用される。図１に示すように、Ｚ軸方向は、静磁場の方向と同方向であるとする。また、Ｙ軸方向は、鉛直方向とし、Ｘ軸方向は、Ｚ軸及びＹ軸に垂直な方向とする。 The static magnetic field magnet 100 is a hollow, substantially cylindrical magnet. The static magnetic field magnet 100 generates a substantially uniform static magnetic field in its internal space. As the static magnetic field magnet 100, for example, a superconducting magnet or the like is used. As shown in FIG. 1, the Z-axis direction is assumed to be the same as the direction of the static magnetic field. The Y-axis direction is the vertical direction, and the X-axis direction is the direction perpendicular to the Z-axis and the Y-axis.

シムコイル１０１は、静磁場磁石１００により発生された静磁場の不均一性の２次以上の複数次成分を補正する補正磁場を発生する。シムコイル１０１は、傾斜磁場コイル１０３の外周面上に、不図示の絶縁層を介して接合される。一般的に、静磁場の不均一性は、０次成分、１次成分Ｘ１、Ｙ１、Ｚ１、および２次成分Ｘ２、Ｙ２、Ｚ２、ＸＹ、ＹＺ、ＺＸなどの各成分に分けて表される。また、静磁場の不均一性には、３次成分以上の高次の成分も存在する。複数次成分は、２次成分以上の高次の成分に対応する。 The shim coil 101 generates a correction magnetic field for correcting second-order or higher-order components of non-uniformity of the static magnetic field generated by the static magnetic field magnet 100 . The shim coil 101 is joined to the outer peripheral surface of the gradient magnetic field coil 103 via an insulating layer (not shown). In general, the inhomogeneity of the static magnetic field includes 0th order components, 1st order components X 1 , Y 1 , Z 1 , and 2nd order components X 2 , Y 2 , Z 2 , XY, YZ, ZX, etc. is divided into In addition, the non-uniformity of the static magnetic field also includes higher-order components such as third-order components. A multi-order component corresponds to a component of higher order than the second order component.

以下、説明を簡単にするために、高次の成分は、２次成分であるものとする。このとき、シムコイル１０１は、２次シムの構造を有する。このとき、シムコイル１０１は、例えば、静磁場の不均一性の２次成分ＺＸ、ＸＹ、ＹＺ、（Ｚ２－（Ｘ２＋Ｙ２）／２）、（Ｘ２－Ｙ２）に対応する５つのコイルパターンの構造を有する。シムコイル１０１における５つのコイルパターンは、シムコイル電源１０２から供給された電流に応じて、静磁場の不均一性の２次成分ＺＸ、ＸＹ、ＹＺ、（Ｚ２－（Ｘ２＋Ｙ２）／２）、（Ｘ２－Ｙ２）を補正するための５チャンネルの補正磁場をそれぞれ発生する。なお、静磁場の不均一性の複数次成分を加味した静磁場シミングを実行する場合、シムコイル１０１は、複数次成分に応じたコイルパターンを有する。本実施形態に関する静磁場シミングについては、後程説明する。 To simplify the explanation below, the higher-order components are assumed to be second-order components. At this time, the shim coil 101 has a secondary shim structure. At this time , the shim coils 101 are 5 It has a structure of one coil pattern. The five coil patterns in the shim coil 101 correspond to the secondary components ZX, XY, YZ, (Z 2 −(X 2 +Y 2 )/2) of the inhomogeneity of the static magnetic field according to the current supplied from the shim coil power supply 102. , (X 2 −Y 2 ) are generated respectively. When performing static magnetic field shimming that takes into account multiple-order components of non-uniformity of the static magnetic field, the shim coil 101 has a coil pattern corresponding to the multiple-order components. Static magnetic field shimming related to this embodiment will be described later.

シムコイル電源１０２は、撮像制御回路１２１による制御のもとで、シムコイル１０１に電流を供給する電源装置である。具体的には、シムコイル電源１０２は、シムコイル１０１における５つのコイルパターン各々に対して独立に電流を供給する。すなわち、シムコイル電源１０２は、本実施形態に関する静磁場シミングにより決定された２次シミング値に対応する電流を、シムコイル１０１における５つのコイルパターン各々に供給する。 The shim coil power supply 102 is a power supply device that supplies current to the shim coil 101 under the control of the imaging control circuit 121 . Specifically, the shim coil power supply 102 supplies current to each of the five coil patterns in the shim coil 101 independently. That is, the shim coil power supply 102 supplies currents corresponding to the secondary shimming values determined by the static magnetic field shimming according to this embodiment to each of the five coil patterns in the shim coil 101 .

傾斜磁場コイル１０３は、中空の略円筒状に形成されたコイルである。傾斜磁場コイル１０３は、シムコイル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、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る。傾斜磁場コイル１０３における３つのコイルは、傾斜磁場電源１０５から個別に電流供給を受けて、Ｘ、Ｙ、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。 The gradient magnetic field coil 103 is a hollow, substantially cylindrical coil. The gradient magnetic field coil 103 is arranged inside the shim coil 101 . The gradient magnetic field coil 103 is formed by combining three coils corresponding to the mutually orthogonal X, Y, and Z axes. The three coils in the gradient magnetic field coil 103 are individually supplied with current from the gradient magnetic field power source 105 to generate gradient magnetic fields whose magnetic field strengths vary along the X, Y, and Z axes.

傾斜磁場コイル１０３により発生するＸ、Ｙ、Ｚ各軸の傾斜磁場は、例えば、周波数エンコード用傾斜磁場（リードアウト傾斜磁場ともいう）、位相エンコード用傾斜磁場およびスライス選択用傾斜磁場を形成する。スライス選択用傾斜磁場は、任意に撮像断面を決めるために利用される。位相エンコード用傾斜磁場は、空間的位置に応じて磁気共鳴（以下、ＭＲ（Ｍａｇｎｅｔｉｃ Ｒｅｓｏｎａｎｃｅ）と呼ぶ）信号の位相を変化させるために利用される。周波数エンコード用傾斜磁場は、空間的位置に応じてＭＲ信号の周波数を変化させるために利用される。加えて、傾斜磁場コイル１０３により発生するＸ、Ｙ、Ｚ各軸の傾斜磁場は、静磁場の１次シミングのオフセットとして用いられる。 The X-, Y-, and Z-axis gradient magnetic fields generated by the gradient magnetic field coil 103 form, for example, a frequency-encoding gradient magnetic field (also referred to as a readout gradient magnetic field), a phase-encoding gradient magnetic field, and a slice-selecting gradient magnetic field. A slice selection gradient magnetic field is used to arbitrarily determine an imaging section. A phase-encoding gradient magnetic field is used to change the phase of a magnetic resonance (hereinafter referred to as MR (Magnetic Resonance)) signal according to a spatial position. A frequency-encoding gradient magnetic field is used to vary the frequency of the MR signal according to spatial location. In addition, the X-, Y-, and Z-axis gradient magnetic fields generated by the gradient magnetic field coil 103 are used as offsets for the primary shimming of the static magnetic field.

傾斜磁場電源１０５は、撮像制御回路１２１による制御のもとで、傾斜磁場コイル１０３に電流を供給する電源装置である。具体的には、Ｘ軸に対応する傾斜磁場コイルは、傾斜磁場電源１０５からの電流の供給により、静磁場の不均一性のＸ１成分と略同様な磁場方向を有する補正磁場と、周波数エンコード用傾斜磁場とを発生する。また、Ｙ軸に対応する傾斜磁場コイルは、傾斜磁場電源１０５からの電流の供給により、静磁場の不均一性のＹ１成分と略同様な磁場方向を有する補正磁場と、位相エンコード用傾斜磁場とを発生する。Ｚ軸に対応する傾斜磁場コイルは、傾斜磁場電源１０５からの電流の供給により、静磁場の不均一性のＺ１成分と略同様な磁場方向を有する補正磁場と、スライス選択用傾斜磁場とを発生する。すなわち、Ｘ軸、Ｙ軸およびＺ軸にそれぞれ対応する３つの傾斜磁場コイルは、撮像に関する傾斜磁場の発生に加えて、静磁場の不均一性の１次成分を補正するためにも用いられる。 The gradient magnetic field power supply 105 is a power supply device that supplies current to the gradient magnetic field coil 103 under the control of the imaging control circuit 121 . Specifically, the gradient magnetic field coil corresponding to the X-axis is supplied with a current from the gradient magnetic field power supply 105 to generate a correction magnetic field having a magnetic field direction substantially similar to the X1 component of the inhomogeneity of the static magnetic field and a frequency encoding magnetic field. to generate a gradient magnetic field for Also, the gradient magnetic field coil corresponding to the Y-axis is supplied with a current from the gradient magnetic field power source 105 to generate a correction magnetic field having a magnetic field direction substantially similar to the Y1 component of the inhomogeneity of the static magnetic field and a phase-encoding gradient magnetic field. and occur. The gradient magnetic field coil corresponding to the Z axis is supplied with a current from the gradient magnetic field power supply 105 to generate a correction magnetic field having a magnetic field direction substantially similar to the Z1 component of the inhomogeneity of the static magnetic field and a slice selection gradient magnetic field. Occur. That is, the three gradient magnetic field coils corresponding to the X, Y, and Z axes are used not only to generate gradient magnetic fields for imaging, but also to correct the first-order component of static magnetic field inhomogeneity.

寝台１０７は、被検体Ｐが載置される天板１０７１を備えた装置である。寝台１０７は、寝台制御回路１０９による制御のもと、被検体Ｐが載置された天板１０７１を、ボア１１１内へ挿入する。寝台１０７は、例えば、長手方向が静磁場磁石１００の中心軸と平行になるように、検査室内に設置される。 The bed 107 is an apparatus having a top plate 1071 on which the subject P is placed. The bed 107 inserts the top plate 1071 on which the subject P is placed into the bore 111 under the control of the bed control circuit 109 . The bed 107 is installed in the examination room, for example, so that its longitudinal direction is parallel to the central axis of the static magnetic field magnet 100 .

寝台制御回路１０９は、寝台１０７を制御する回路である。寝台制御回路１０９は、インタフェース１２５を介した操作者の指示により寝台１０７を駆動することで、天板１０７１を長手方向および上下方向、場合によっては左右方向へ移動させる。 A bed control circuit 109 is a circuit that controls the bed 107 . The bed control circuit 109 drives the bed 107 according to an operator's instruction via the interface 125 to move the table top 1071 in the longitudinal direction, the vertical direction, and in some cases the horizontal direction.

送信回路１１３は、撮像制御回路１２１による制御のもとで、ラーモア周波数で変調された高周波パルスを送信コイル１１５に供給する。 Under the control of the imaging control circuit 121 , the transmission circuit 113 supplies the transmission coil 115 with high-frequency pulses modulated at the Larmor frequency.

送信コイル１１５は、傾斜磁場コイル１０３の内側に配置されたＲＦコイルである。送信コイル１１５は、送信回路１１３からの出力に応じて、高周波磁場に相当するＲＦ（Ｒａｄｉｏ Ｆｒｅｑｕｅｎｃｙ）パルスを発生する。送信コイル１１５は、例えば、複数のコイルエレメントを有する全身用コイル（以下、ＷＢ（Ｗｈｏｌｅ Ｂｏｄｙ）コイルと呼ぶ）である。ＷＢコイルは、送受信コイルとして使用されてもよい。また、送信コイル１１５は、１つのコイルにより形成されるＷＢコイルであってもよい。 The transmission coil 115 is an RF coil arranged inside the gradient magnetic field coil 103 . The transmission coil 115 generates an RF (Radio Frequency) pulse corresponding to a high frequency magnetic field according to the output from the transmission circuit 113 . The transmission coil 115 is, for example, a whole-body coil (hereinafter referred to as a WB (Whole Body) coil) having a plurality of coil elements. A WB coil may be used as a transmit/receive coil. Also, the transmission coil 115 may be a WB coil formed by one coil.

受信コイル１１７は、傾斜磁場コイル１０３の内側に配置されたＲＦコイルである。受信コイル１１７は、高周波磁場によって被検体Ｐから放射されるＭＲ信号を受信する。受信コイル１１７は、受信されたＭＲ信号を受信回路１１９へ出力する。受信コイル１１７は、例えば、１以上、典型的には複数のコイルエレメントを有するコイルアレイである。なお、図１において送信コイル１１５と受信コイル１１７とは別個のＲＦコイルとして記載されているが、送信コイル１１５と受信コイル１１７とは、一体化された送受信コイルとして実施されてもよい。送受信コイルは、被検体Ｐの撮像対象部位に対応し、例えば、頭部コイルのような局所的な送受信ＲＦコイルである。 The receiving coil 117 is an RF coil arranged inside the gradient magnetic field coil 103 . The receiving coil 117 receives MR signals emitted from the subject P by the high frequency magnetic field. Receiving coil 117 outputs the received MR signal to receiving circuit 119 . The receiving coil 117 is, for example, a coil array having one or more, typically a plurality of coil elements. It should be noted that although transmit coil 115 and receive coil 117 are depicted as separate RF coils in FIG. 1, transmit coil 115 and receive coil 117 may be implemented as an integrated transmit and receive coil. The transmission/reception coil corresponds to the imaging target region of the subject P, and is, for example, a local transmission/reception RF coil such as a head coil.

受信回路１１９は、撮像制御回路１２１による制御のもとで、受信コイル１１７から出力されたＭＲ信号に基づいて、デジタルのＭＲ信号（以下、ＭＲデータと呼ぶ）を生成する。具体的には、受信回路１１９は、受信コイル１１７から出力されたＭＲ信号に対して各種信号処理を施した後、各種信号処理が施されたデータに対してアナログ／デジタル（Ａ／Ｄ（Ａｎａｌｏｇ ｔｏ Ｄｉｇｉｔａｌ））変換を実行する。受信回路１１９は、Ａ／Ｄ変換されたデータを標本化（サンプリング）する。これにより、受信回路１１９は、ＭＲデータを生成する。受信回路１１９は、生成されたＭＲデータを、撮像制御回路１２１に出力する。 The receiving circuit 119 generates a digital MR signal (hereinafter referred to as MR data) based on the MR signal output from the receiving coil 117 under the control of the imaging control circuit 121 . Specifically, the receiving circuit 119 performs various signal processing on the MR signal output from the receiving coil 117, and then performs analog/digital (A/D) processing on the data subjected to the various signal processing. to Digital)) Perform conversion. The receiving circuit 119 samples the A/D converted data. Thereby, the receiving circuit 119 generates MR data. The receiving circuit 119 outputs the generated MR data to the imaging control circuit 121 .

撮像制御回路１２１は、処理回路１３１から出力された撮像プロトコルに従って、シムコイル電源１０２、傾斜磁場電源１０５、送信回路１１３及び受信回路１１９等を制御し、被検体Ｐに対する撮像を行う。撮像プロトコルは、撮像対象部位および検査内容に応じた各種パルスシーケンスを有する。撮像プロトコルには、傾斜磁場電源１０５により傾斜磁場コイル１０３に供給される電流の大きさ、傾斜磁場電源１０５により電流が傾斜磁場コイル１０３に供給されるタイミング、送信回路１１３により送信コイル１１５に供給される高周波パルスの大きさや時間幅、送信回路１１３により送信コイル１１５に高周波パルスが供給されるタイミング、受信コイル１１７によりＭＲ信号が受信されるタイミング等が定義されている。 The imaging control circuit 121 controls the shim coil power supply 102, the gradient magnetic field power supply 105, the transmission circuit 113, the reception circuit 119, etc. according to the imaging protocol output from the processing circuit 131, and performs imaging of the subject P. FIG. The imaging protocol has various pulse sequences according to imaging target sites and examination contents. The imaging protocol includes the magnitude of the current supplied to the gradient magnetic field coil 103 by the gradient magnetic field power supply 105, the timing at which the current is supplied to the gradient magnetic field coil 103 by the gradient magnetic field power supply 105, and the current supplied to the transmission coil 115 by the transmission circuit 113. The magnitude and duration of the high-frequency pulse, the timing at which the transmission circuit 113 supplies the high-frequency pulse to the transmission coil 115, the timing at which the reception coil 117 receives the MR signal, and the like are defined.

インタフェース１２５は、操作者からの各種指示や情報入力を受け付けるための、スイッチボタン、マウス、キーボード、操作面へ触れることで入力操作を行うタッチパッド、表示画面とタッチパッドとが一体化されたタッチスクリーン、光学センサを用いた非接触入力回路、及び音声入力回路等によって実現される。インタフェース１２５は、処理回路１３１等に接続されており、操作者から受け取った入力操作を電気信号へ変換し処理回路１３１へと出力する。なお、本明細書において、インタフェースは、マウス、キーボードなどの物理的な操作部品を備えるものだけに限られない。例えば、装置とは別体に設けられた外部の入力機器から入力操作に対応する電気信号を受け取り、この電気信号を制御回路へ出力する電気信号の処理回路もインタフェース１２５の例に含まれる。
インタフェース１２５は、操作者の指示により、後述するシミング撮像に関するＭＲ信号の収集範囲（以下、第１収集範囲と呼ぶ）を入力する。インタフェース１２５は、操作者の指示により、後述するＭＲ画像を生成する際のマルチスライス撮像に関するＭＲ信号の収集範囲（以下、第２収集範囲と呼ぶ）を、位置決め画像（Ｌｏｃａｔｏｒ）に対して入力する。第２収集範囲は、第１収集範囲と少なくとも一部が重なるものとする。なお、第１収集範囲は、第２収集範囲と同一の撮像領域であってもよい。 The interface 125 includes a switch button, a mouse, a keyboard, a touch pad for performing input operations by touching the operation surface, and a touch panel in which the display screen and the touch pad are integrated to receive various instructions and information input from the operator. It is realized by a screen, a non-contact input circuit using an optical sensor, an audio input circuit, and the like. The interface 125 is connected to the processing circuit 131 and the like, converts an input operation received from the operator into an electric signal, and outputs the electric signal to the processing circuit 131 . In this specification, the interface is not limited to those having physical operation parts such as a mouse and a keyboard. For example, the interface 125 also includes an electrical signal processing circuit that receives an electrical signal corresponding to an input operation from an external input device provided separately from the device and outputs the electrical signal to the control circuit.
The interface 125 inputs an MR signal acquisition range (hereinafter referred to as a first acquisition range) for shimming imaging, which will be described later, according to an operator's instruction. The interface 125 inputs an MR signal acquisition range (hereinafter referred to as a second acquisition range) for multi-slice imaging when generating an MR image, which will be described later, to a positioning image (Locator) according to an operator's instruction. . It is assumed that the second collection range at least partially overlaps with the first collection range. Note that the first acquisition range may be the same imaging area as the second acquisition range.

ディスプレイ１２７は、処理回路１３１におけるシステム制御機能１３１１による制御のもとで、画像生成機能１３１３により生成された各種ＭＲ画像、撮像および画像処理に関する各種情報などを表示する。ディスプレイ１２７は、例えば、ＣＲＴディスプレイや液晶ディスプレイ、有機ＥＬディスプレイ、ＬＥＤディスプレイ、プラズマディスプレイ、又は当技術分野で知られている他の任意のディスプレイ、モニタ等の表示デバイスである。 The display 127 displays various MR images generated by the image generation function 1313 under the control of the system control function 1311 in the processing circuit 131, various information on imaging and image processing, and the like. Display 127 is, for example, a display device such as a CRT display, liquid crystal display, organic EL display, LED display, plasma display, or any other display or monitor known in the art.

記憶装置１２９は、画像生成機能１３１３を介してｋ空間に充填されたＭＲデータ、画像生成機能１３１３により生成された画像データ、各種撮像プロトコル、撮像プロトコルを規定する複数の撮像パラメータを含む撮像条件等を記憶する。記憶装置１２９は、処理回路１３１で実行される各種機能に対応するプログラムを記憶する。記憶装置１２９は、本実施形態に関する静磁場シミングにより０次シミング値と１次シミング値と２次シミング値とを算出するプログラム（以下、算出プログラムと呼ぶ）を記憶する。 The storage device 129 stores MR data filled in the k-space via the image generation function 1313, image data generated by the image generation function 1313, various imaging protocols, imaging conditions including a plurality of imaging parameters defining the imaging protocols, and the like. memorize The storage device 129 stores programs corresponding to various functions executed by the processing circuit 131 . The storage device 129 stores a program (hereinafter referred to as a calculation program) for calculating a zero-order shimming value, a first-order shimming value, and a second-order shimming value by static magnetic field shimming according to this embodiment.

０次シミング値は、マルチスライス収集に関する収集領域における複数のスライス各々において、水の共鳴周波数に相当する。すなわち、０次シミング値は、静磁場の不均一性の０次成分について、収集領域における複数のスライス毎の補正に関連する。１次シミング値は、マルチスライス収集に関する複数のスライス各々において、静磁場の不均一性のＸ１成分、Ｙ１成分、Ｚ１成分を補正するために、傾斜磁場電源１０５から３つの傾斜磁場コイルにそれぞれ供給される電流値に相当する。すなわち、１次シミング値は、静磁場の不均一性の１次成分について、収集領域における複数のスライス毎の補正に関連する。２次シミング値は、マルチスライス収集における収集領域の全体に亘って、静磁場の不均一性のＺＸ成分、ＸＹ成分、ＹＺ成分、（Ｚ２－（Ｘ２＋Ｙ２）／２）成分、および（Ｘ２－Ｙ２）成分を補正するために、シムコイル電源１０２からシムコイル１０１における５つのコイルパターンにそれぞれ供給される電流値に相当する。すなわち、２次シミング値は、静磁場の不均一性の２次成分について、収集領域の全体に亘る補正に関連する。 The 0th order shimming value corresponds to the resonant frequency of water in each of the multiple slices in the acquisition area for multi-slice acquisition. That is, the 0th order shimming value relates to the slice-by-slice correction in the acquisition region for the 0th order component of the static magnetic field inhomogeneity. The first order shimming values are applied to the three gradient coils from the gradient power supply 105 to correct the static magnetic field inhomogeneity X1, Y1, Z1 components in each of the multiple slices for a multislice acquisition. corresponds to the current value supplied to each. That is, the first-order shimming value relates to the slice-by-slice correction in the acquisition region for the first-order component of the static magnetic field inhomogeneity. The secondary shimming values are the ZX, XY, YZ, (Z 2 −(X 2 +Y 2 )/2) components, and It corresponds to the current value supplied to each of the five coil patterns in the shim coil 101 from the shim coil power supply 102 to correct the (X 2 -Y 2 ) component. That is, the second order shimming value relates to the correction over the entire collection area for the second order component of the static magnetic field inhomogeneity.

記憶装置１２９は、例えば、ＲＡＭ（Ｒａｎｄｏｍ Ａｃｃｅｓｓ Ｍｅｍｏｒｙ）、フラッシュメモリ等の半導体メモリ素子、ハードディスクドライブ（Ｈａｒｄ Ｄｉｓｋ Ｄｒｉｖｅ）、ソリッドステートドライブ（Ｓｏｌｉｄ Ｓｔａｔｅ Ｄｒｉｖｅ）、光ディスク等である。また、記憶装置１２９は、ＣＤ－ＲＯＭドライブやＤＶＤドライブ、フラッシュメモリ等の可搬性記憶媒体との間で種々の情報を読み書きする駆動装置等であってもよい。 The storage device 129 is, for example, a RAM (Random Access Memory), a semiconductor memory device such as a flash memory, a hard disk drive, a solid state drive, an optical disk, or the like. Also, the storage device 129 may be a drive device or the like that reads and writes various information from/to a portable storage medium such as a CD-ROM drive, a DVD drive, or a flash memory.

処理回路１３１は、ハードウェア資源として図示していないプロセッサ、ＲＯＭ（Ｒｅａｄ－Ｏｎｌｙ Ｍｅｍｏｒｙ）やＲＡＭ等のメモリ等を有し、本磁気共鳴イメージング装置１を制御する。処理回路１３１は、システム制御機能１３１１、画像生成機能１３１３、静磁場シミング機能１３１５、決定機能１３１７、収集機能１３１９、較正機能１３２１および調整機能１３２３を有する。システム制御機能１３１１、画像生成機能１３１３、静磁場シミング機能１３１５、決定機能１３１７、収集機能１３１９、較正機能１３２１および調整機能１３２３にて行われる各種機能は、コンピュータによって実行可能なプログラムの形態で記憶装置１２９に記憶されている。処理回路１３１は、これら各種機能に対応するプログラムを記憶装置１２９から読み出し、読み出したプログラムを実行することで各プログラムに対応する機能を実現するプロセッサである。換言すると、各プログラムを読みだした状態の処理回路１３１は、図１の処理回路１３１内に示された複数の機能等を有する。 The processing circuit 131 has a processor (not shown) as hardware resources, memories such as ROM (Read-Only Memory) and RAM, etc., and controls the magnetic resonance imaging apparatus 1 . The processing circuit 131 has a system control function 1311 , an image generation function 1313 , a static magnetic field shimming function 1315 , a determination function 1317 , an acquisition function 1319 , a calibration function 1321 and an adjustment function 1323 . Various functions performed by the system control function 1311, the image generation function 1313, the static magnetic field shimming function 1315, the determination function 1317, the acquisition function 1319, the calibration function 1321 and the adjustment function 1323 are stored in the form of programs executable by a computer. 129. The processing circuit 131 is a processor that reads programs corresponding to these various functions from the storage device 129 and implements the functions corresponding to each program by executing the read programs. In other words, the processing circuit 131 in a state where each program is read has a plurality of functions shown in the processing circuit 131 of FIG.

なお、図１においては単一のプロセッサにてこれら各種機能が実現されるものとして説明したが、複数の独立したプロセッサを組み合わせて処理回路１３１を構成し、各プロセッサがプログラムを実行することにより機能を実現するものとしても構わない。換言すると、上述のそれぞれの機能がプログラムとして構成され、１つの処理回路が各プログラムを実行する場合であってもよいし、特定の機能が専用の独立したプログラム実行回路に実装される場合であってもよい。また、図１においては、単一の記憶装置１２９が各処理機能に対応するプログラムを記憶するものとして説明したが、複数の記憶装置を配置して、処理回路１３１は、個別の記憶装置から、対応するプログラムを読み出す構成としても構わない。 In FIG. 1, it is assumed that these various functions are realized by a single processor. may be realized. In other words, each function described above may be configured as a program, and one processing circuit may execute each program, or a specific function may be implemented in a dedicated independent program execution circuit. may Also, in FIG. 1, the single storage device 129 has been described as storing the programs corresponding to the respective processing functions. A configuration in which the corresponding program is read may also be used.

上記説明において用いた「プロセッサ」という文言は、例えば、ＣＰＵ（Ｃｅｎｔｒａｌ Ｐｒｏｃｅｓｓｉｎｇ Ｕｎｉｔ）、ＧＰＵ（Ｇｒａｐｈｉｃｓ Ｐｒｏｃｅｓｓｉｎｇ Ｕｎｉｔ）或いは、特定用途向け集積回路（Ａｐｐｌｉｃａｔｉｏｎ Ｓｐｅｃｉｆｉｃ Ｉｎｔｅｇｒａｔｅｄ Ｃｉｒｃｕｉｔ：ＡＳＩＣ）、プログラマブル論理デバイス（例えば、単純プログラマブル論理デバイス（Ｓｉｍｐｌｅ Ｐｒｏｇｒａｍｍａｂｌｅ Ｌｏｇｉｃ Ｄｅｖｉｃｅ：ＳＰＬＤ）、複合プログラマブル論理デバイス（Ｃｏｍｐｌｅｘ Ｐｒｏｇｒａｍｍａｂｌｅ Ｌｏｇｉｃ Ｄｅｖｉｃｅ：ＣＰＬＤ）、及びフィールドプログラマブルゲートアレイ（Ｆｉｅｌｄ Ｐｒｏｇｒａｍｍａｂｌｅ Ｇａｔｅ Ａｒｒａｙ：ＦＰＧＡ））等の回路を意味する。 The term "processor" used in the above description includes, for example, a CPU (Central Processing Unit), a GPU (Graphics Processing Unit), an Application Specific Integrated Circuit (ASIC), a programmable logic device (for example, a simple Circuits such as a Simple Programmable Logic Device (SPLD), a Complex Programmable Logic Device (CPLD), and a Field Programmable Gate Array (FPGA).

プロセッサは、記憶装置１２９に記憶されたプログラムを読み出し実行することで各種機能を実現する。なお、記憶装置１２９にプログラムを記憶する代わりに、プロセッサの回路内にプログラムを直接組み込むよう構成してもかまわない。この場合、プロセッサは回路内に組み込まれたプログラムを読み出し実行することで機能を実現する。なお、寝台制御回路１０９、送信回路１１３、受信回路１１９、撮像制御回路１２１等も同様に、上記プロセッサなどの電子回路により構成される。 The processor implements various functions by reading and executing programs stored in the storage device 129 . Instead of storing the program in the storage device 129, the program may be configured to be directly installed in the circuit of the processor. In this case, the processor implements its functions by reading and executing the program embedded in the circuit. The bed control circuit 109, the transmission circuit 113, the reception circuit 119, the imaging control circuit 121, and the like are similarly configured by electronic circuits such as the processor.

処理回路１３１は、システム制御機能１３１１により、磁気共鳴イメージング装置１を制御する。具体的には、処理回路１３１は、記憶装置１２９に記憶されたシステム制御プログラムを読み出してメモリ上に展開し、展開されたシステム制御プログラムに従って本磁気共鳴イメージング装置１における各種回路および各種電源を制御する。例えば、処理回路１３１は、インタフェース１２５を介して操作者から入力された撮像条件に基づいて、撮像プロトコルを記憶装置１２９から読み出す。なお、処理回路１３１は、撮像条件に基づいて、撮像プロトコルを生成してもよい。処理回路１３１は、撮像プロトコルを撮像制御回路１２１に送信し、被検体Ｐに対する撮像を制御する。 The processing circuit 131 controls the magnetic resonance imaging apparatus 1 with a system control function 1311 . Specifically, the processing circuit 131 reads the system control program stored in the storage device 129, develops it on the memory, and controls various circuits and various power supplies in the magnetic resonance imaging apparatus 1 according to the developed system control program. do. For example, the processing circuit 131 reads the imaging protocol from the storage device 129 based on the imaging conditions input by the operator via the interface 125 . Note that the processing circuit 131 may generate an imaging protocol based on imaging conditions. The processing circuit 131 transmits an imaging protocol to the imaging control circuit 121 and controls imaging of the subject P. FIG.

処理回路１３１は、画像生成機能１３１３により、例えば、リードアウト傾斜磁場の強度に従って、ｋ空間のリードアウト方向に沿ってＭＲデータを充填する。処理回路１３１は、ｋ空間に充填されたＭＲデータに対してフーリエ変換を行うことにより、ＭＲ画像を生成する。処理回路１３１は、生成されたＭＲ画像を、ディスプレイ１２７や記憶装置１２９に出力する。
以上が本実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置１の全体構成についての概略的な説明である。 The processing circuit 131 fills the MR data along the readout direction of k-space by means of the image generation function 1313, for example according to the strength of the readout magnetic field gradient. The processing circuitry 131 generates an MR image by performing a Fourier transform on the MR data filled in k-space. The processing circuit 131 outputs the generated MR image to the display 127 and storage device 129 .
The above is a schematic description of the overall configuration of the magnetic resonance imaging apparatus 1 according to this embodiment.

次に、本実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置１の動作例について図２のフローチャートを参照して説明する。
ステップＳ２０１では、位置決めスキャンが行われる。具体的には、撮像制御回路１２１が、例えば処理回路１３１からの指示に従って、位置決めスキャンを実行する。処理回路１３１は、位置決めスキャンにより収集されたＭＲ信号を用いて、位置決め画像を生成する。処理回路１３１は、生成された位置決め画像を、ディスプレイ１２７に出力してもよい。
ステップＳ２０２では、静磁場シミング機能１３５を実行することで処理回路１３１が、静磁場シミング処理を実行し、推定された３次元の静磁場分布である３次元推定静磁場分布を生成する。静磁場シミングは、第１収集範囲に対するシミング撮像により収集されたＭＲ信号により生成された静磁場分布を用いて、第２収集範囲における静磁場の不均一性を、マルチスライス撮像に関する複数のスライス毎に補正する処理である。静磁場の不均一性は、静磁場中に配置された被検体Ｐに起因する。このため、シミング撮像は、ボア１１１内に被検体Ｐが挿入された状態で実行される。なお、静磁場シミング処理については後述する。
ステップＳ２０３では、決定機能１３１７を実行することで処理回路１３１が、第２収集範囲におけるシミング後の３次元推定静磁場分布から、静磁場分布が最も均一な断面位置を決定する。 Next, an operation example of the magnetic resonance imaging apparatus 1 according to this embodiment will be described with reference to the flowchart of FIG.
In step S201, a positioning scan is performed. Specifically, the imaging control circuit 121 executes a positioning scan according to an instruction from the processing circuit 131, for example. Processing circuitry 131 generates a positioning image using the MR signals acquired from the positioning scan. Processing circuitry 131 may output the generated positioning image to display 127 .
In step S202, the processing circuitry 131 executes the static magnetic field shimming process by executing the static magnetic field shimming function 135 to generate a three-dimensional estimated static magnetic field distribution, which is the estimated three-dimensional static magnetic field distribution. Static magnetic field shimming uses the static magnetic field distribution generated by the MR signals acquired by shimming imaging for the first acquisition range to determine the static magnetic field inhomogeneity in the second acquisition range for each slice for multi-slice imaging. This is a process for correcting to Inhomogeneities in the static magnetic field are caused by a subject P placed in the static magnetic field. Therefore, shimming imaging is performed with the subject P inserted into the bore 111 . The static magnetic field shimming process will be described later.
In step S203, the processing circuit 131 executes the determining function 1317 to determine the cross-sectional position where the static magnetic field distribution is most uniform from the three-dimensional estimated static magnetic field distribution after shimming in the second acquisition range.

ステップＳ２０４では、収集機能１３１９を実行することで処理回路１３１が、断面位置においてＣＦＡ（Ｃｅｎｔｅｒ Ｆｒｅｑｕｅｎｃｙ Ａｄｊｕｓｔｍｅｎｔ）計測を実行する。収集機能１３１９を実行することで処理回路１３１が、ＣＦＡ計測において、断面位置における共鳴周波数分布を収集する。
ステップＳ２０５では、較正機能１３２１を実行することで処理回路１３１が、収集された共鳴周波数分布に基づいて、３次元推定静磁場分布を較正する。具体的には、較正機能１３２１を実行することで処理回路１３１が、共鳴周波数分布と３次元推定静磁場分布とを対応付け、相対値である３次元推定静磁場分布を絶対値に換算できるようにする。
ステップＳ２０６では、調整機能１３２３を実行することで処理回路１３１が、較正後の３次元推定静磁場分布に基づいて、本スキャンなどの後段のＭＲ撮像におけるＲＦパルスの中心周波数を調整する。
ステップＳ２０７では、例えば撮像制御回路１２１が、撮像断面に応じて中心周波数が調整されたＲＦパルスを用いて、本スキャンを実行する。
以上で本実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置１の動作例を終了する。 In step S204, the processing circuit 131 performs CFA (Center Frequency Adjustment) measurement at the cross-sectional position by executing the collection function 1319 . By executing the acquisition function 1319, the processing circuit 131 acquires the resonance frequency distribution at the cross-sectional position in the CFA measurement.
In step S205, the processing circuit 131 calibrates the three-dimensional estimated static magnetic field distribution based on the collected resonance frequency distribution by executing the calibration function 1321. FIG. Specifically, by executing the calibration function 1321, the processing circuit 131 associates the resonance frequency distribution with the three-dimensional estimated static magnetic field distribution, and converts the three-dimensional estimated static magnetic field distribution, which is a relative value, into an absolute value. to
In step S206, by executing the adjustment function 1323, the processing circuit 131 adjusts the center frequency of the RF pulse in subsequent MR imaging such as the main scan based on the calibrated three-dimensional estimated static magnetic field distribution.
In step S207, for example, the imaging control circuit 121 executes a main scan using an RF pulse whose center frequency is adjusted according to the imaging section.
This concludes the operation example of the magnetic resonance imaging apparatus 1 according to the present embodiment.

次に、本実施形態のステップＳ２０２で実行される静磁場シミング処理の詳細について説明する。
撮像制御回路１２１は、被検体Ｐに対して、シミング撮像を実行する。撮像制御回路１２１は、例えば、２つの異なるエコー時間間隔を用いたダブルエコー法を用いたマルチスライス撮像により、シミング撮像を実行する。なお、シミング撮像は、例えば、３つの異なるエコー時間間隔を用いたトリプルエコー法を用いたマルチスライス撮像など他の撮像法により実行されてもよい。具体的には、撮像制御回路１２１は、ダブルエコー法に従って、傾斜磁場電源１０５、送信回路１１３、受信回路１１９を制御する。撮像制御回路１２１は、シミング撮像により、受信コイル１１７及び受信回路１１９を介して、３次元的なＭＲ信号を収集する。すなわち、２つのエコー時間間隔に対応するＭＲ信号を収集される。なお、シミング撮像におけるＲＦパルスの中心周波数は、シミング撮像前および位置決め画像に関するＭＲ信号の収集前に実行される共鳴周波数分布計測により、決定される。 Next, the details of the static magnetic field shimming process executed in step S202 of this embodiment will be described.
The imaging control circuit 121 performs shimming imaging on the subject P. FIG. The imaging control circuit 121 performs shimming imaging, for example, by multi-slice imaging using a double echo method using two different echo time intervals. It should be noted that shimming imaging may also be performed by other imaging techniques such as, for example, multi-slice imaging using the triple-echo technique using three different echo time intervals. Specifically, the imaging control circuit 121 controls the gradient magnetic field power supply 105, the transmission circuit 113, and the reception circuit 119 according to the double echo method. The imaging control circuit 121 acquires three-dimensional MR signals via the receiving coil 117 and the receiving circuit 119 by shimming imaging. That is, MR signals corresponding to two echo time intervals are acquired. Note that the center frequency of the RF pulse in shimming imaging is determined by resonance frequency distribution measurement performed before shimming imaging and before acquisition of MR signals for positioning images.

処理回路１３１は、静磁場シミング機能１３１５により、シミング撮像により収集されたＭＲ信号に基づいて、第１収集範囲における複数のスライスにそれぞれ対応する複数の静磁場分布を生成する。具体的には、処理回路１３１は、第１収集範囲における複数のスライス各々におけるＭＲ信号に基づいて、２つのエコー時間間隔にそれぞれ対応する２つの複素画像を生成する。処理回路１３１は、２つの複素画像のうち一方の複素画像に対して複素共役演算を実施し、複素共役演算が実施された複素画像と複素共役演算が実施されていない他方の複素画像との積を計算する。処理回路１３１は、計算された積の位相を用いて位相差画像を生成する。 The processing circuit 131 uses a static magnetic field shimming function 1315 to generate a plurality of static magnetic field distributions respectively corresponding to a plurality of slices in the first acquisition range based on MR signals acquired by shimming imaging. Specifically, processing circuitry 131 generates two complex images, each corresponding to two echo time intervals, based on the MR signals in each of the plurality of slices in the first acquisition range. The processing circuit 131 performs a complex conjugate operation on one of the two complex images, and multiplies the complex image on which the complex conjugate operation has been performed and the other complex image on which the complex conjugate operation has not been performed. to calculate Processing circuitry 131 generates a phase contrast image using the calculated phase of the product.

処理回路１３１は、静磁場シミング機能１３１５により、２つの複素画像のうち少なくとも一つを用いて、強度画像を生成する。処理回路１３１は、強度画像に基づいて、位相差画像における背景領域を抽出する。処理回路１３１は、抽出された背景領域を用いて、位相差画像に対して背景を除去する。処理回路１３１は、背景が除去された位相差画像に対して、位相の連続性を考慮した位相アンラップ処理を実行する。処理回路１３１は、位相アンラップ処理が実行された位相差画像における複数のピクセル各々の位相差の値に対して２つのエコー時間間隔の差に相当するエコー間隔と磁気回転比とを用いた線形変換を行うことで、周波数情報としての２次元的な静磁場分布を生成する。処理回路１３１は、複数の２次元的な静磁場分布を結合することで、３次元的な静磁場分布（以下、シミング前分布と呼ぶ）を生成する。 Processing circuitry 131 uses at least one of the two complex images to generate an intensity image through static magnetic field shimming function 1315 . Processing circuitry 131 extracts a background region in the phase contrast image based on the intensity image. Processing circuitry 131 removes the background from the phase contrast image using the extracted background region. The processing circuit 131 performs phase unwrapping processing in consideration of phase continuity on the phase contrast image from which the background has been removed. The processing circuit 131 performs linear transformation using the echo interval corresponding to the difference between the two echo time intervals and the gyromagnetic ratio for the phase difference value of each of the plurality of pixels in the phase-unwrapped phase-contrast image. generates a two-dimensional static magnetic field distribution as frequency information. The processing circuit 131 combines a plurality of two-dimensional static magnetic field distributions to generate a three-dimensional static magnetic field distribution (hereinafter referred to as pre-shimming distribution).

処理回路１３１は、第１収集範囲において、第２収集範囲における撮像位置、すなわち複数のスライスを特定する。処理回路１３１は、シミング前分布と特定された撮像位置とに基づいて、複数のスライスにそれぞれ対応する複数の静磁場分布を生成する。第２収集範囲における複数のスライスにそれぞれ対応する複数の静磁場分布の生成は、シミング前分布を用いた複数のスライスへのリフォーマット、例えば断面変換処理に相当する。なお、複数のスライスに対応する複数の静磁場分布は、撮像対象部位、性別、年齢等に応じてデフォルトで記憶装置１２９に記憶されていてもよい。このとき、シミング撮像は不要となる。 Processing circuitry 131 identifies imaging positions, ie, multiple slices, in the second acquisition range in the first acquisition range. The processing circuit 131 generates a plurality of static magnetic field distributions respectively corresponding to a plurality of slices based on the pre-shimming distribution and the specified imaging position. Generating a plurality of static magnetic field distributions respectively corresponding to a plurality of slices in the second acquisition range corresponds to reformatting into a plurality of slices using the pre-shimming distribution, eg cross-sectional conversion processing. Note that a plurality of static magnetic field distributions corresponding to a plurality of slices may be stored in the storage device 129 by default according to imaging target regions, sex, age, and the like. At this time, shimming imaging becomes unnecessary.

処理回路１３１は、静磁場シミング機能１３１５により、第２収集範囲における複数の断面位置とシミング前分布とを用いて、第２収集範囲における複数の断面位置にそれぞれ対応する複数のスライス各々に対して、スライス毎静磁場シミングを実行する。具体的には、処理回路１３１は、静磁場シミング機能１３１５により、記憶装置１２９から算出プログラムを読み出し、自身のメモリに展開する。処理回路１３１は、算出プログラムにより、第２収集範囲における複数のスライス各々に対して、０次シミング値、１次シミング値および２次シミング値を計算する。処理回路１３１は、計算された０次シミング値、１次シミング値および２次シミング値を、表示断面の位置に対応するスライスに対応付ける。以下、静磁場シミングの基本式について説明し、次いでスライス毎静磁場シミングについて説明する。
静磁場シミングに関する基本式の一例を以下の式（１）に示す。 The processing circuit 131 uses the plurality of cross-sectional positions in the second acquisition range and the pre-shimming distribution to perform a static magnetic field shimming function 1315 for each of a plurality of slices respectively corresponding to the plurality of cross-sectional positions in the second acquisition range. , to perform slice-by-slice static magnetic field shimming. Specifically, the processing circuit 131 uses the static magnetic field shimming function 1315 to read the calculation program from the storage device 129 and load it into its own memory. The processing circuitry 131 calculates a zero order shimming value, a first order shimming value and a second order shimming value for each of the plurality of slices in the second acquisition range by means of a calculation program. Processing circuitry 131 associates the calculated 0th order shimming value, 1st order shimming value and 2nd order shimming value with the slice corresponding to the position of the display plane. The basic formula of the static magnetic field shimming will be described below, and then the static magnetic field shimming for each slice will be described.
An example of a basic equation for static magnetic field shimming is shown in equation (1) below.

Figure 0007201360000001
Figure 0007201360000001

式（１）におけるｘ、ｙ、ｚは、空間中の３次元位置である。具体的には、ｘは、水平方向（Ｘ軸）における静磁場の中心（以下、磁場中心と呼ぶ）を原点とした位置を表す。ｙは、鉛直方向（Ｙ軸）における磁場中心を原点とした位置を表す。ｚは、軸長方向（Ｚ軸）における磁場中心を原点とした位置を表す。ｘ、ｙ、ｚの単位は［ｍ］とする。式（１）におけるａ０は、０次シミング値である。ａ０は、ＲＦパルスの中心周波数にマイナスを付与した値を表す。ａ０の単位は［ｐｐｍ］とする。式（１）におけるａ１、ａ２、ａ３は、１次シミング値である。 x, y, and z in equation (1) are three-dimensional positions in space. Specifically, x represents a position with the center of the static magnetic field (hereinafter referred to as the magnetic field center) in the horizontal direction (X-axis) as the origin. y represents the position with the magnetic field center as the origin in the vertical direction (Y-axis). z represents the position with the magnetic field center as the origin in the axial direction (Z-axis). The unit of x, y, and z is [m]. a0 in equation (1) is the zero -order shimming value. a 0 represents the negative value of the center frequency of the RF pulse. The unit of a0 is [ppm]. a 1 , a 2 , and a 3 in Equation (1) are primary shimming values.

具体的には、ａ１、ａ２、ａ３は、Ｘ、Ｙ、Ｚ軸のそれぞれについて単位長さあたりの共鳴周波数の変化量を表す。単位長さあたりの共鳴周波数の変化量は、傾斜磁場の傾き、すなわち傾斜磁場コイル１０３へ印加される電流値に相当する。ａ１、ａ２、ａ３の単位は［ｐｐｍ／ｍ］とする。式（１）におけるｂ０（ｘ、ｙ、ｚ）は位置（ｘ、ｙ、ｚ）における静磁場シミング前の共鳴周波数である。換言すれば、ｂ０（ｘ、ｙ、ｚ）は、上述のシミング前分布に相当する３次元的な静磁場分布を共鳴周波数に変換したもの、すなわち静磁場の不均一性を共鳴周波数の分布として表したものに相当する。ｂ０（ｘ、ｙ、ｚ）の単位は［ｐｐｍ］とする。ｂ０’（ｘ、ｙ、ｚ）は位置（ｘ、ｙ、ｚ）におけるシミング後の共鳴周波数とＲＦパルスの中心周波数ａ０との差分値である。ｂ０’（ｘ、ｙ、ｚ）の単位は［ｐｐｍ］とする。 Specifically, a 1 , a 2 , and a 3 represent the amount of change in resonance frequency per unit length for each of the X, Y, and Z axes. The amount of change in resonance frequency per unit length corresponds to the gradient of the gradient magnetic field, that is, the current value applied to the gradient magnetic field coil 103 . The unit of a 1 , a 2 and a 3 is [ppm/m]. b 0 (x, y, z) in Equation (1) is the resonance frequency before static magnetic field shimming at position (x, y, z). In other words, b 0 (x, y, z) is the resonance frequency obtained by converting the three-dimensional static magnetic field distribution corresponding to the distribution before shimming, that is, the non-uniformity of the static magnetic field is the distribution of the resonance frequency. corresponds to what is expressed as The unit of b 0 (x, y, z) is [ppm]. b 0 ′(x, y, z) is the difference value between the resonance frequency after shimming at the position (x, y, z) and the center frequency a 0 of the RF pulse. The unit of b 0 ′(x, y, z) is [ppm].

式（１）の左辺、すなわちシミングの後の共鳴周波数とＲＦパルスの中心周波数との差分値は、小さければ小さいほど理想的な静磁場シミングの条件となる。シミング前分布を示す画像について、非背景領域に対応する前景領域における複数の画素（以下、前景画素と呼ぶ）全ての位置の集合（以下、位置集合Ｓと呼ぶ）を考えると、位置集合Ｓは、例えば、以下の式（２）で表される。 The smaller the difference value between the resonance frequency after shimming and the center frequency of the RF pulse, the more ideal the static magnetic field shimming condition is. Considering a set (hereinafter referred to as a position set S) of all the positions of a plurality of pixels (hereinafter referred to as foreground pixels) in the foreground region corresponding to the non-background region for an image showing the before-shimming distribution, the position set S is , for example, represented by the following equation (2).

Figure 0007201360000002
Figure 0007201360000002

式（２）において、ｉは、前景画素の通し番号を表す。Ｎは、前景画素の総数を表す。
この時、式（１）は、シミング前分布の画像における全前景画素に亘ってＮ本分立てることができる。全前景画素に亘るＮ本の式をまとめると、以下の式（３）で表すことができる。 In equation (2), i represents the serial number of the foreground pixels. N represents the total number of foreground pixels.
At this time, Equation (1) can be set for N pixels over all foreground pixels in the image of the pre-shimming distribution. Summarizing the N equations for all foreground pixels, the following equation (3) can be obtained.

Figure 0007201360000003
Figure 0007201360000003

式（３）において、ベクトルｂ’、行列Ｘ、ベクトルａ、ベクトルｂを、 In equation (3), vector b', matrix X, vector a, and vector b are

Figure 0007201360000004
Figure 0007201360000004

として定義すると、式（３）は、以下の式（４）のように表される。 , the formula (3) is expressed as the following formula (4).

Figure 0007201360000005
Figure 0007201360000005

上述のように、式（１）の左辺、すなわち式（３）または式（４）の左辺のベクトルの各要素は、小さいほど理想的な静磁場シミングとなる。そこで、静磁場の均一性をベクトルｂ’の大きさとして定義し、０次シミング値と１シミング値とをまとめたベクトルａに関するコスト関数Ｅを式（５）として定義する。 As described above, the smaller each element of the vector on the left side of Equation (1), that is, the left side of Equation (3) or (4), the more ideal the static magnetic field shimming. Therefore, the uniformity of the static magnetic field is defined as the magnitude of the vector b', and the cost function E for the vector a, which is a collection of the 0th-order shimming value and the 1st-order shimming value, is defined as Equation (5).

Figure 0007201360000006
Figure 0007201360000006

式（５）における行列Ωは、ベクトルｂ’の各要素の重要度や相関によって正規化するための行列である。例えば、行列Ωを単位行列とすると、コスト関数は単純なベクトル要素の二乗和となる。また、行列Ωをベクトルｂ’に関する共分散行列とすれば、コスト関数は、マハラノビス距離の二乗となる。式（５）のコスト関数を最小化する０次シミング値と１次シミング値との組み合わせであるベクトルａは、最小二乗法により以下の式（６）として求めることができる。 The matrix Ω in Equation (5) is a matrix for normalization by the importance and correlation of each element of the vector b'. For example, if the matrix Ω is the identity matrix, the cost function is a simple sum of squares of vector elements. Also, if the matrix Ω is the covariance matrix with respect to the vector b', the cost function is the square of the Mahalanobis distance. A vector a, which is a combination of the zero-order shimming value and the first-order shimming value that minimizes the cost function of expression (5), can be obtained as the following expression (6) by the least-squares method.

Figure 0007201360000007
Figure 0007201360000007

以下、スライス毎静磁場シミングについて説明する。スライス毎静磁場シミングを実行する第２収集範囲について、第２収集範囲のスライスごとの複数の前景画素の位置集合Ｓｊを考えると、位置集合Ｓｊは、例えば、以下の式（７）で表される。 The static magnetic field shimming for each slice will be described below. For a second acquisition range in which per-slice static magnetic field shimming is performed, considering a position set Sj of a plurality of foreground pixels for each slice of the second acquisition range, the position set Sj is, for example, given by Equation (7) below: expressed.

Figure 0007201360000008
Figure 0007201360000008

式（７）において、ｊは、第２収集範囲におけるスライスの通し番号を表す。また、式（７）におけるＭは、第２収集範囲におけるスライス数を表す。式（７）におけるｉは、前景画素の通し番号を表す。Ｎｊは、スライスｊにおける前景画素の総数を表す。 In equation (7), j represents the slice serial number in the second acquisition range. Also, M in Equation (7) represents the number of slices in the second acquisition range. i in equation (7) represents the serial number of the foreground pixels. N j represents the total number of foreground pixels in slice j.

スライス毎静磁場シミングにおいて、式（１）は、第２収集範囲における各スライスｊに対して前景画素Ｎｊ本分立てることができる。スライスｊにおいて、ベクトルｂｊ’、行列Ｘｊ、ベクトルａｊ、ベクトルｂｊを、 For slice-by-slice static magnetic field shimming, equation (1) can be written for N j foreground pixels for each slice j in the second acquisition range. At slice j, let vector b j ', matrix X j , vector a j , vector b j be

Figure 0007201360000009
Figure 0007201360000009

として定義する。ベクトルｂｊは、上述のシミング前分布に関する複数の静磁場分布のうち、スライスｊに対応する静磁場分布における全前景画素に相当する。スライスｊにおいて、全前景画素に亘るＮｊ本の式をまとめると、以下の式（８）で表すことができる。 defined as Vector bj corresponds to all foreground pixels in the static magnetic field distribution corresponding to slice j among the plurality of static magnetic field distributions related to the above-mentioned pre-shimming distribution. Summarizing the Nj equations for all foreground pixels in slice j , the following equation (8) can be obtained.

Figure 0007201360000010
Figure 0007201360000010

処理回路１３１は、静磁場シミング機能１３１５により、式（８）について、式（５）と同様にコスト関数を定義して解く。これにより、０次シミング値と１次シミング値との組み合わせであるベクトルａｊが、Ｍ通り算出される。すなわち、マルチスライスのスライスｊごとに、ベクトルａｊの値を用いてシミングすることで、スライス毎静磁場シミングによる検査画像収集を実現できる。 Processing circuit 131 uses static magnetic field shimming function 1315 to define and solve the cost function for equation (8) in the same manner as equation (5). As a result, M vectors aj , which are combinations of the 0th-order shimming value and the 1st-order shimming value, are calculated. That is, by performing shimming using the value of vector aj for each slice j of the multi-slice, it is possible to acquire inspection images by static magnetic field shimming for each slice.

次に、空間的に２次の補正磁場分布を印加可能なシムコイルを用いた２次シミングに関する基本式を式（９）に示す。 Next, Equation (9) shows a basic equation regarding secondary shimming using a shim coil capable of spatially applying a secondary correction magnetic field distribution.

Figure 0007201360000011
Figure 0007201360000011

式（９）におけるｘ、ｙ、ｚ、ａ０、ａ１、ａ２、ａ３、ｂ０、ｂ０’については式（１）と同様に定義される。ａ４、ａ５、ａ６、ａ７、ａ８は、２次シミング値である。具体的には、ａ４、ａ５、ａ６、ａ７、ａ８は、空間的に非線形な共鳴周波数の変化量を表す。空間的に非線形な共鳴周波数の変化量は、シムコイル１０１へ印加される電流値に相当する。ａ４、ａ５、ａ６、ａ７、ａ８の単位は［ｐｐｍ／ｍ２］とする。 x, y, z, a 0 , a 1 , a 2 , a 3 , b 0 , and b 0 ′ in formula (9) are defined in the same way as in formula (1). a 4 , a 5 , a 6 , a 7 and a 8 are secondary shimming values. Specifically, a 4 , a 5 , a 6 , a 7 , and a 8 represent spatially nonlinear resonance frequency variations. The amount of change in the spatially nonlinear resonance frequency corresponds to the current value applied to the shim coil 101 . The unit of a 4 , a 5 , a 6 , a 7 and a 8 is [ppm/m 2 ].

このとき、式（９）は、３次元の静磁場分布画像中の全前景画素についてＮ本分立てることができ、まとめると以下の式（１０）となる。 At this time, Equation (9) can be set for N for all foreground pixels in the three-dimensional static magnetic field distribution image, which can be summarized as Equation (10) below.

Figure 0007201360000012
Figure 0007201360000012

式（１０）において、ベクトルｂ’、ベクトルａ、ベクトルｂ、行列Ｘ、行列Ｘ’、行列Ｘ’’を、 In formula (10), vector b′, vector a, vector b, matrix X, matrix X′, and matrix X″ are

Figure 0007201360000013
Figure 0007201360000013

として定義すると、式（１０）は、以下の式（１１）のように表される。 , the formula (10) is expressed as the following formula (11).

Figure 0007201360000014
Figure 0007201360000014

式（１１）は、式（４）に対して行列Ｘ’’と、ベクトルａ’のサイズが異なるだけで同じ形式であるため、式（５）、式（６）と同じ考えで０次シミング値、１次シミング値および２次シミング値の組み合わせであるベクトルａ’を求めることができる。 Equation (11) has the same format as Equation (4) except that the sizes of matrix X'' and vector a' are different. A vector a′, which is a combination of values, primary shimming values and secondary shimming values, can be determined.

上述した０次、１次および２次のシミング値を用いた本実施形態に関する静磁場シミングについて定式化する。０次のシミングおよび１次のシミングと異なり、２次のシミングはシムコイル１０１に電流を流してから磁場が安定するまでに時間がかかるため、マルチスライス収集時に、スライス単位で高速に補正磁場を切り替えることが難しい。そこで、本実施形態に関する静磁場シミングは、収集領域における全スライス共通で２次シミングを実施することを前提で、０次のシミングおよび１次のシミングについてスライス毎に最適な補正量を算出することを目的とする。上記内容をまとめると、本実施形態に関する静磁場シミングの基本式は、以下の式（１２）となる。 The static magnetic field shimming for this embodiment using the 0th, 1st and 2nd order shimming values described above is formulated. Unlike 0th-order shimming and 1st-order shimming, 2nd-order shimming takes time until the magnetic field stabilizes after the current is applied to the shim coil 101. Therefore, during multi-slice acquisition, the correction magnetic field is switched at high speed in units of slices. difficult. Therefore, in the static magnetic field shimming according to the present embodiment, on the premise that secondary shimming is performed in common for all slices in the acquisition region, the optimum correction amount for the 0th-order shimming and the 1st-order shimming is calculated for each slice. With the goal. Summarizing the above contents, the basic expression of the static magnetic field shimming related to this embodiment is the following expression (12).

Figure 0007201360000015
Figure 0007201360000015

ここで、式（１２）におけるベクトルｂ’、行列Ｘ’’’、ベクトルａ’’、ベクトルｂは、 Here, vector b′, matrix X′″, vector a″, and vector b in equation (12) are

Figure 0007201360000016
と表せる。
Figure 0007201360000016
 can be expressed as

式（１２）は、式（４）と同じ形をしている。このため、処理回路１３１は、静磁場シミング機能１３１５により、式（５）、式（６）と同じ考えで収集領域におけるスライス毎の０次シミング値および１次のシミング値と、収集領域全体での２次シミング値との組み合わせであるベクトルａ’’を求めることができる。具体的には、処理回路１３１は、式（１２）について、式（５）と同様にコスト関数を定義する。処理回路１３１は、式（１２）に関するコスト関数を最小化する最小二乗法により、０次シミング値と１次シミング値と２次シミング値との組み合わせであるベクトルａ’’を計算すればよい。 Equation (12) has the same form as Equation (4). For this reason, the processing circuit 131 uses the static magnetic field shimming function 1315 to obtain the 0th-order shimming value and the 1st-order shimming value for each slice in the acquisition region in the same way as the expressions (5) and (6), and A vector a'' can be obtained which is a combination with the quadratic shimming value of . Specifically, processing circuitry 131 defines a cost function for equation (12) in the same manner as for equation (5). The processing circuitry 131 may calculate a vector a'' that is a combination of the zeroth, first, and second order shimming values by the least-squares method that minimizes the cost function associated with equation (12).

次に、シミング収集範囲の一例について図３を参照して説明する。
シミング収集範囲は、静磁場シミングを行う範囲であり、上述の静磁場シミング処理の説明では、第１収集範囲として説明した範囲である。図３の例では、サジタル断面の位置決め画像３０１に対し、１１枚のスライスにより形成されるシミング収集範囲３０３が決定される。シミング収集範囲３０３は、例えば、操作者が手動で設定してもよい。または、処理回路１３１が、後段のＭＲ撮像におけるＲＯＩ（Ｒｅｇｉｏｎ ｏｆ Ｉｎｔｅｒｅｓｔ）に基づき、当該ＲＯＩを含むような範囲をシミング収集範囲３０３として設定してもよい。
静磁場シミング機能１３１５を実行することで処理回路１３１が、シミング収集範囲３０３における３次元推定静磁場分布を生成する。 Next, an example of the shimming collection range will be described with reference to FIG.
The shimming acquisition range is a range in which static magnetic field shimming is performed, and is the range described as the first collection range in the above description of the static magnetic field shimming process. In the example of FIG. 3, a shimming acquisition range 303 formed by 11 slices is determined for the positioning image 301 of the sagittal section. The shimming collection range 303 may be manually set by the operator, for example. Alternatively, the processing circuit 131 may set a range including a ROI (Region of Interest) in subsequent MR imaging as the shimming acquisition range 303 .
Execution of the static magnetic field shimming function 1315 causes the processing circuitry 131 to generate a three-dimensional estimated static magnetic field distribution in the shimming collection area 303 .

次に、ステップＳ２０３で実行される断面位置の決定処理の詳細について説明する。
決定機能１３１７を実行することで処理回路１３１は、３次元推定静磁場分布について、３次元空間内で静磁場分布が最も均一な断面位置を探索して決定する。探索方法としては、例えば粒子群最適化手法を用いて探索する。 Next, the details of the cross-sectional position determination processing executed in step S203 will be described.
By executing the determination function 1317, the processing circuit 131 searches and determines the cross-sectional position where the static magnetic field distribution is most uniform in the three-dimensional space for the three-dimensional estimated static magnetic field distribution. As a search method, for example, a particle swarm optimization technique is used.

断面位置の静磁場分布が均一かどうかを決定する条件（パラメータ）としては、例えば、３次元推定静磁場分布のシミング収集範囲３０３の中で探索中の断面の面積が閾値以上であり、かつ当該断面における静磁場分布のＳＤ（Ｓｔａｎｄａｒｄ Ｄｅｖｉａｔｉｏｎ：標準偏差）、静磁場分布に対応した共鳴周波数の半値幅および静磁場分布のエントロピーの少なくともいずれか１つが閾値以下である断面を探索し、当該断面の位置を断面位置として決定すればよい。
面積が閾値以上であることを条件とするのは、均一な静磁場分布が得られた断面の面積が極端に小さい場合、局所的には静磁場分布が均一であるがシミング収集範囲３０３全体でみれば当該断面の静磁場分布の寄与率が低い。よって、仮に、当該断面に基づき収集した後述のＣＦＡ計測により得られる共鳴周波数分布から中心周波数を決定した場合は、結果として画質劣化を招く可能性があるからである。 Conditions (parameters) for determining whether the static magnetic field distribution at the cross-sectional position is uniform include, for example, that the area of the cross section being searched in the shimming acquisition range 303 of the three-dimensional estimated static magnetic field distribution is equal to or greater than a threshold, and At least one of the SD (Standard Deviation) of the static magnetic field distribution in the cross section, the half width of the resonance frequency corresponding to the static magnetic field distribution, and the entropy of the static magnetic field distribution is searched for a cross section that is equal to or less than a threshold value, and the cross section The position should be determined as the cross-sectional position.
The condition that the area is equal to or greater than the threshold is that when the area of the cross section where the uniform static magnetic field distribution is obtained is extremely small, the static magnetic field distribution is locally uniform, but the entire shimming acquisition range 303 As can be seen, the contribution rate of the static magnetic field distribution in the cross section is low. Therefore, if the center frequency is determined from the resonance frequency distribution obtained by CFA measurement, which is collected based on the cross section and will be described later, image quality may deteriorate as a result.

なお、探索方法として粒子群最適化手法を一例と挙げたが、これに限らず、最小値（極小値）を探索するための一般的な最適化アルゴリズムを用いてもよい。また、別の探索方法として、ｘ軸、ｙ軸およびｚ軸の各軸に沿って、３次元推定静磁場分布について、静磁場分布が最も均一な断面位置を探索してもよい。
すなわち、ｘ軸方向に沿ってｙｚ平面の断面を探索し、シミング収集範囲３０３内で最も均一な断面位置を断面位置候補として抽出する。同様に他の軸についても、ｙ軸方向に沿って、ｚｘ平面の断面を探索し、ｚ軸方向に沿ってｘｙ平面の断面を探索し、それぞれ断面位置候補を抽出する。最終的に、３つの断面位置候補の中から最も均一なものを断面位置として決定すればよい。 Although the particle swarm optimization method is given as an example of the search method, the method is not limited to this, and a general optimization algorithm for searching for minimum values (local minimum values) may be used. As another search method, a cross-sectional position where the static magnetic field distribution is most uniform may be searched for the three-dimensional estimated static magnetic field distribution along each of the x-axis, the y-axis, and the z-axis.
That is, the cross section of the yz plane is searched along the x-axis direction, and the most uniform cross section position within the shimming collection range 303 is extracted as a cross section position candidate. Similarly, for other axes, a cross section on the zx plane is searched along the y-axis direction, a cross section on the xy plane is searched along the z-axis direction, and cross-section position candidates are extracted. Ultimately, the most uniform cross-sectional position should be determined as the cross-sectional position from among the three cross-sectional position candidates.

また、撮像対象部位に応じて探索範囲および断面の条件を制御してもよい。例えば、腹部と頭部とでは撮像断面の断面積が異なるので、撮像対象部位と対応する条件の閾値とを予めテーブルとして、例えば記憶装置１２９に記憶する。決定機能１３１７を実行する処理回路１３１が、撮像対象部位に対応する撮像範囲において、撮像対象部位に対応する閾値を用いて断面位置を決定してもよい。
なお、決定機能１３１７を実行する処理回路１３１は、シミング後の３次元推定静磁場分布ではなく、実際に収集した３次元の静磁場分布であるシミング前分布から断面位置を決定してもよい。 Further, the search range and cross-section conditions may be controlled according to the imaging target region. For example, since the cross-sectional area of the imaging cross-section differs between the abdomen and the head, the imaging target region and the threshold value of the corresponding condition are stored in advance as a table in the storage device 129, for example. The processing circuit 131 executing the determination function 1317 may determine the cross-sectional position using a threshold value corresponding to the imaging target region in the imaging range corresponding to the imaging target region.
Note that the processing circuit 131 that executes the determination function 1317 may determine the cross-sectional position from the pre-shimming distribution, which is the actually collected three-dimensional static magnetic field distribution, instead of the three-dimensional estimated static magnetic field distribution after shimming.

次に、決定された断面位置の一例について図４を参照して説明する。
図４右図は、図３に示すシミング収集範囲３０３において、決定された断面位置４０１をマーカ表示した位置決め画像４００を示し、図４左図は、断面位置４０１における推定静磁場分布４１０を示す。ここで、第１収集範囲であるシミング収集範囲３０３と第２収集範囲である撮像範囲とが同一の範囲であると想定する。
図４左図に示す推定静磁場分布４１０では、同一の静磁場強度の領域を同一のパターンで示される。決定機能１３１７による断面位置の探索の結果、太線で示す断面位置４０１において、図４左図に示すような第２収集範囲内で最も静磁場分布が均一な画像が得られたと想定する。 Next, an example of the determined cross-sectional position will be described with reference to FIG.
The right diagram in FIG. 4 shows a positioning image 400 in which the determined cross-sectional position 401 is displayed as a marker in the shimming acquisition range 303 shown in FIG. 3, and the left diagram in FIG. Here, it is assumed that the shimming acquisition range 303, which is the first acquisition range, and the imaging range, which is the second acquisition range, are the same range.
In the estimated static magnetic field distribution 410 shown in the left diagram of FIG. 4, regions of the same static magnetic field intensity are shown in the same pattern. As a result of searching for the cross-sectional position by the determination function 1317, it is assumed that an image with the most uniform static magnetic field distribution within the second acquisition range as shown in the left diagram of FIG. 4 is obtained at the cross-sectional position 401 indicated by the thick line.

次に、ステップＳ２０４により得られる共鳴周波数分布の一例について図５から図７を参照して説明する。
図５は、図４に示す断面位置４０１が決定された場合の、位置決め画像４００の範囲とシミング収集範囲３０３とＣＦＡ収集範囲５０１とを示す図である。ＣＦＡ収集範囲は、被検体Ｐに対し共鳴周波数分布を収集する範囲を示す。
図５右図は、位置決め画像４００のコロナル（ｃｏｒｏｎａｌ）断面を示し、図５中央図は、位置決め画像４００のアキシャル（ａｘｉａｌ）断面を示し、図５左図は、位置決め画像４００のサジタル（Ｓａｇｉｔｔａｌ）断面を示す。 Next, an example of the resonance frequency distribution obtained in step S204 will be described with reference to FIGS. 5 to 7. FIG.
FIG. 5 is a diagram showing the range of the positioning image 400, the shimming acquisition range 303, and the CFA acquisition range 501 when the cross-sectional position 401 shown in FIG. 4 is determined. The CFA acquisition range indicates the range in which the resonance frequency distribution for the subject P is acquired.
The right view of FIG. 5 shows a coronal cross section of the positioning image 400, the middle view of FIG. 5 shows an axial cross section of the positioning image 400, and the left view of FIG. shows a cross section.

ＣＦＡ収集範囲５０１は、シミング収集範囲３０３のように位置決め画像４００の範囲内ではなく、断面位置４０１で形成される平面の延長上無限遠において共鳴周波数を収集した範囲を示す。
よって、位置決め画像４００では撮像されない位置までＣＦＡ収集範囲５０１が及んでいることに留意すべきである。ここで、留意すべきＣＦＡ収集範囲５０１の一例について図６Ａおよび図６Ｂを参照して説明する。
図６Ａは、ＣＦＡ収集範囲５０１が位置決め画像４００に表示される被検体Ｐの領域で収まる場合を示す。つまり、被検体Ｐのアゴ部分を水平に横切るＣＦＡ収集範囲５０１の延長線上かつシミング収集範囲３０３外に、被検体Ｐの領域は存在しない。よって、図６Ａに示されるＣＦＡ収集範囲５０１は適切である。 A CFA acquisition range 501 is not within the range of the positioning image 400 like the shimming acquisition range 303, but indicates a range in which resonance frequencies are acquired at infinity on the extension of the plane formed by the cross-sectional position 401. FIG.
Therefore, it should be noted that the CFA acquisition range 501 extends to positions not imaged in the positioning image 400 . An example of a CFA collection area 501 of note will now be described with reference to FIGS. 6A and 6B.
FIG. 6A shows a case where the CFA acquisition range 501 fits within the area of the subject P displayed on the positioning image 400 . That is, there is no area of the subject P on the extension line of the CFA acquisition range 501 horizontally crossing the jaw portion of the subject P and outside the shimming acquisition range 303 . Therefore, the CFA collection area 501 shown in FIG. 6A is suitable.

一方、図６Ｂは、ＣＦＡ収集範囲５０１が位置決め画像４００に表示される被検体Ｐの領域内で収まらず、シミング収集範囲３０３外の被検体Ｐの領域まで及ぶ場合を示す。つまり、被検体Ｐの体軸に沿って延びるＣＦＡ収集範囲５０１の延長線上には、シミング収集範囲３０３外にも被検体Ｐの下半身がある。よって、図６Ｂに示されるＣＦＡ収集範囲５０１に基づいて共鳴周波数分布が生成された場合、シミング収集範囲以外の領域の静磁場分布の影響が存在するため、ＣＦＡ収集範囲としては適切ではない。 On the other hand, FIG. 6B shows a case where the CFA acquisition range 501 does not fit within the area of the subject P displayed on the positioning image 400 and extends to the area of the subject P outside the shimming acquisition range 303 . That is, the lower body of the subject P exists outside the shimming acquisition range 303 on the extension line of the CFA acquisition range 501 extending along the body axis of the subject P. Therefore, when the resonance frequency distribution is generated based on the CFA acquisition range 501 shown in FIG. 6B, it is not suitable as the CFA acquisition range because the static magnetic field distribution in the area other than the shimming acquisition range has an effect.

図６Ｂのように被検体Ｐが位置決め画像４００の外枠で途切れており、決定された断面位置４０１に基づき、シミング収集範囲３０３外の被検体Ｐの組織をＣＦＡ収集範囲５０１が通過する場合、処理回路１３は、操作者にアラートを出す等してＣＦＡ収集範囲の設定が適切ではない旨を警告してもよい。または、決定機能１３１７を実行することで処理回路１３１が、ＣＦＡ収集範囲５０１がシミング収集範囲３０３に表示される被検体Ｐ以外の部位を通過しないように、断面位置４０１を再探索してもよい。 As shown in FIG. 6B, the subject P is interrupted by the outer frame of the positioning image 400, and based on the determined cross-sectional position 401, when the CFA acquisition range 501 passes through the tissue of the subject P outside the shimming acquisition range 303, The processing circuitry 13 may warn the operator that the setting of the CFA collection range is not appropriate, such as by issuing an alert. Alternatively, by executing the determination function 1317, the processing circuit 131 may re-search the cross-sectional position 401 so that the CFA acquisition range 501 does not pass through a site other than the subject P displayed in the shimming acquisition range 303. .

図７は、ＣＦＡ計測により得られた断面位置の共鳴周波数分布の一例を示す。横軸が周波数であり、縦軸が受信強度である。静磁場分布が略均一な断面位置では、磁場強度のムラ（ばらつき）が少ないため、支配的な磁場強度に対応する共鳴周波数の強度が高くなる。つまり、共鳴周波数分布が急峻である共鳴周波数に基づいて、中心周波数を決定するのが望ましい。 FIG. 7 shows an example of a resonance frequency distribution at cross-sectional positions obtained by CFA measurement. The horizontal axis is frequency, and the vertical axis is received strength. At a cross-sectional position where the static magnetic field distribution is substantially uniform, the intensity of the resonance frequency corresponding to the dominant magnetic field intensity is high because the unevenness (variation) of the magnetic field intensity is small. That is, it is desirable to determine the center frequency based on the resonance frequency at which the resonance frequency distribution is steep.

次に、ステップＳ２０５で実行される較正機能１３２１による較正処理について図８を参照して説明する。
図８は、断面位置における静磁場分布のヒストグラムの一例を示す。横軸は、静磁場分布の磁場強度を示し、縦軸は、度数を示す。 Next, the calibration processing by the calibration function 1321 executed in step S205 will be described with reference to FIG.
FIG. 8 shows an example of a histogram of the static magnetic field distribution at cross-sectional positions. The horizontal axis indicates the magnetic field strength of the static magnetic field distribution, and the vertical axis indicates the frequency.

較正機能１３２１を実行することにより処理回路１３１は、断面位置における共鳴周波数分布と断面位置における静磁場分布のヒストグラムを対応付ける。例えば、較正機能１３２１を実行することにより処理回路は、図７に示す共鳴周波数分布のグラフと図８に示すヒストグラムとを重ね合わせる。なお、共鳴周波数分布のグラフとヒストグラムとを、それぞれのピーク値を基準として重ね合わせてもよい。
例えば、ピーク値で重ね合わせを行う場合、断面位置における静磁場分布のヒストグラムのピーク値は、断面位置で支配的な磁場強度である。一方、断面位置での共鳴周波数分布のピーク値は、上述のように、支配的な磁場強度に対応する共鳴周波数となるはずである。よって、ヒストグラムのピーク値と共鳴周波数分布のピーク値とを対応付けることで、断面位置においてどの磁場強度がどの共鳴周波数に対応するかを把握できる。 By executing the calibration function 1321, the processing circuit 131 associates the resonance frequency distribution at the cross-sectional position with the histogram of the static magnetic field distribution at the cross-sectional position. For example, by executing the calibration function 1321, the processing circuitry superimposes the graph of the resonance frequency distribution shown in FIG. 7 and the histogram shown in FIG. Note that the graph and histogram of the resonance frequency distribution may be superimposed on each other with reference to their respective peak values.
For example, when superimposing with peak values, the peak value of the histogram of the static magnetic field distribution at the cross-sectional position is the dominant magnetic field strength at the cross-sectional position. On the other hand, the peak value of the resonance frequency distribution at the cross-sectional position should be the resonance frequency corresponding to the dominant magnetic field strength, as described above. Therefore, by associating the peak value of the histogram with the peak value of the resonance frequency distribution, it is possible to grasp which magnetic field intensity corresponds to which resonance frequency at the cross-sectional position.

すなわち、静磁場シミング処理で得られる静磁場分布は位相差画像に基づいて生成されるため、静磁場分布における磁場の強度差は相対値である。よって、静磁場分布だけでは中心周波数の調整は難しい。しかし、較正機能１３２１を実行することで処理回路１３１が、静磁場分布におけるある磁場強度と、対応する共鳴周波数分布に基づく共鳴周波数とを対応付けることで、相対値である強度差を絶対値である周波数差に換算することができる。結果として、３次元推定静磁場分布においてどの磁場強度がどの共鳴周波数となるかを換算できるため、任意の断面位置について共鳴周波数分布を計算できる。
よって、例えば、第１領域内の撮像プロトコルにおける撮像位置が決定した場合、較正された３次元推定静磁場分布を参照すれば任意の断面における静磁場分布が分かる。そのため、調整機能１３２３を実行することにより処理回路１３１が、当該撮像位置における静磁場分布に対応する共鳴周波数分布に基づきＲＦパルスの中心周波数を調整できる。 That is, since the static magnetic field distribution obtained by the static magnetic field shimming process is generated based on the phase difference image, the magnetic field strength difference in the static magnetic field distribution is a relative value. Therefore, it is difficult to adjust the center frequency only with the static magnetic field distribution. However, by executing the calibration function 1321, the processing circuit 131 associates a certain magnetic field intensity in the static magnetic field distribution with a resonance frequency based on the corresponding resonance frequency distribution, so that the intensity difference, which is a relative value, is converted to an absolute value. It can be converted into a frequency difference. As a result, since it is possible to convert which magnetic field intensity becomes which resonance frequency in the three-dimensional estimated static magnetic field distribution, the resonance frequency distribution can be calculated for any cross-sectional position.
Therefore, for example, when the imaging position in the imaging protocol within the first area is determined, the static magnetic field distribution in an arbitrary cross section can be known by referring to the calibrated three-dimensional estimated static magnetic field distribution. Therefore, by executing the adjustment function 1323, the processing circuit 131 can adjust the center frequency of the RF pulse based on the resonance frequency distribution corresponding to the static magnetic field distribution at the imaging position.

以上に示した本実施形態によれば、処理回路１３１が、３次元の静磁場分布において磁場分布が均一な断面位置を決定し、断面位置における共鳴周波数分布を収集し、収集した共鳴周波数分布で３次元の静磁場分布を較正する。これにより、後段の撮像プロトコルにおけるＭＲ撮像時における撮像対象部位において、較正された３次元の静磁場分布に対応する共鳴周波数に基づいて、ＲＦパルスの中心周波数を調整できる。 According to the present embodiment described above, the processing circuit 131 determines a cross-sectional position where the magnetic field distribution is uniform in the three-dimensional static magnetic field distribution, collects the resonance frequency distribution at the cross-sectional position, and uses the collected resonance frequency distribution to Calibrate the three-dimensional static magnetic field distribution. As a result, the center frequency of the RF pulse can be adjusted based on the resonance frequency corresponding to the calibrated three-dimensional static magnetic field distribution at the imaging target site during MR imaging in the subsequent imaging protocol.

また、本実施形態における磁気共鳴イメージング装置１によれば、表示断面が複数のスライスに対応する複数の断面とは異なる断面であって、マルチスライス撮像により収集されたＭＲ信号に基づいて３次元データを生成し、表示断面の位置を用いた断面変換処理を３次元データに対して実行することにより、表示断面に対応するＭＲ画像を生成し、生成されたＭＲ画像をディスプレイ１２７に表示することができる。
すなわち、本磁気共鳴イメージング装置１によれば、後段のＭＲ撮像における任意の表示断面についても、較正された静磁場分布において当該表示断面の磁場分布に対応する共鳴周波数が得られる。
上記述べた少なくとも一の実施形態によれば、任意の断面についても磁場の均一性が良好な状態の中心周波数を選択できるため、操作者が所望するいずれの表示断面の位置であっても、高画質なＭＲ画像を生成することができる。 Further, according to the magnetic resonance imaging apparatus 1 of the present embodiment, the display section is a section different from a plurality of sections corresponding to a plurality of slices, and three-dimensional data is obtained based on MR signals acquired by multi-slice imaging. is generated, and cross-section conversion processing using the position of the display cross-section is performed on the three-dimensional data to generate an MR image corresponding to the display cross-section, and the generated MR image can be displayed on the display 127. can.
That is, according to the magnetic resonance imaging apparatus 1, a resonance frequency corresponding to the magnetic field distribution of the display section is obtained in the calibrated static magnetic field distribution for any display section in the subsequent MR imaging.
According to at least one of the above-described embodiments, since the center frequency of the state in which the uniformity of the magnetic field is good can be selected for any cross section, the display cross section desired by the operator can have a high A high-quality MR image can be generated.

なお、本実施形態では、静磁場の不均一性に関し、２次以上の高次の成分も考慮しているが、静磁場の強度が小さい場合（例えば、１．５Ｔ）などは、高次成分を補正しなくともよい。この場合、磁気共鳴イメージング装置１は、シムコイル１０１及びシムコイル電源１０２を含まなくともよい。 In this embodiment, regarding the inhomogeneity of the static magnetic field, second-order and higher-order components are also taken into consideration. need not be corrected. In this case, the magnetic resonance imaging apparatus 1 does not need to include the shim coil 101 and the shim coil power supply 102 .

加えて、実施形態に係る各機能は、当該処理を実行するプログラムをワークステーション等のコンピュータにインストールし、これらをメモリ上で展開することによっても実現することができる。このとき、コンピュータに当該手法を実行させることのできるプログラムは、磁気ディスク（ハードディスクなど）、光ディスク（ＣＤ－ＲＯＭ、ＤＶＤ、Ｂｌｕ－ｒａｙ（登録商標）ディスクなど）、半導体メモリなどの記憶媒体に格納して頒布することも可能である。 In addition, each function according to the embodiment can also be realized by installing a program for executing the processing in a computer such as a workstation and deploying them on the memory. At this time, a program that can cause a computer to execute the method is stored in a storage medium such as a magnetic disk (hard disk, etc.), an optical disk (CD-ROM, DVD, Blu-ray (registered trademark) disk, etc.), a semiconductor memory, etc. It is also possible to distribute it as

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。 While several embodiments of the invention have been described, these embodiments have been 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 modifications can be made without departing from the scope of the invention. These embodiments and their modifications are included in the scope and spirit of the invention, as well as the scope of the invention described in the claims and equivalents thereof.

１・・・ＭＲＩ装置
１００・・・静磁場磁石
１０１・・・シムコイル
１０２・・・シムコイル電源
１０３・・・傾斜磁場コイル
１０５・・・傾斜磁場電源
１０７・・・寝台
１０９・・・寝台制御回路
１１１・・・ボア
１１３・・・送信回路
１１５・・・送信コイル
１１７・・・受信コイル
１１９・・・受信回路
１２１・・・撮像制御回路
１２５・・・インタフェース
１２７・・・ディスプレイ
１２９・・・記憶装置
１３１・・・処理回路
１０７１・・・天板
１３１１・・・システム制御機能
１３１３・・・画像生成機能
１３１５・・・静磁場シミング機能
１３１７・・・決定機能
１３１９・・・収集機能
１３２１・・・較正機能
１３２３・・・調整機能 Reference Signs List 1 MRI apparatus 100 static magnetic field magnet 101 shim coil 102 shim coil power supply 103 gradient magnetic field coil 105 gradient magnetic field power supply 107 bed 109 bed control circuit DESCRIPTION OF SYMBOLS 111... Bore 113... Transmission circuit 115... Transmission coil 117... Reception coil 119... Reception circuit 121... Imaging control circuit 125... Interface 127... Display 129... Storage device 131... Processing circuit 1071... Top plate 1311... System control function 1313... Image generation function 1315... Static magnetic field shimming function 1317... Decision function 1319... Acquisition function 1321. ..Calibration function 1323..Adjustment function

Claims (7)

３次元の静磁場分布から断面位置を決定する決定部と、
前記断面位置における周波数に対する受信信号強度の分布を示す共鳴周波数分布を収集する収集部と、
前記共鳴周波数分布と前記３次元の静磁場分布のヒストグラムとを対応付ける較正部と、
対応付けられた前記３次元の静磁場分布のヒストグラムに基づき、後段の撮像における中心周波数を調整する調整部と、を具備する磁気共鳴イメージング装置。 a determination unit that determines a cross-sectional position from a three-dimensional static magnetic field distribution;
a collection unit that collects a resonance frequency distribution that indicates the distribution of received signal strength with respect to frequency at the cross-sectional position;
a calibration unit that associates the resonance frequency distribution with the histogram of the three-dimensional static magnetic field distribution;
A magnetic resonance imaging apparatus comprising: an adjustment unit that adjusts a center frequency in subsequent imaging based on the associated three-dimensional static magnetic field distribution histogram . 前記決定部は、面積が第１閾値以上であり、かつ前記３次元の静磁場分布の標準偏差、半値幅およびエントロピーの少なくともいずれか１つが第２閾値以下である断面の位置を前記断面位置として決定する請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。 The determining unit determines a position of a cross section having an area equal to or greater than a first threshold value and having at least one of standard deviation, half width and entropy of the three-dimensional static magnetic field distribution equal to or less than a second threshold value as the cross-sectional position. 2. The magnetic resonance imaging apparatus of claim 1, wherein the determining is performed. 前記決定部は、撮像対象部位に応じた探索範囲から前記断面位置を決定する請求項１または請求項２に記載の磁気共鳴イメージング装置。 3. The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 1, wherein the determination unit determines the cross-sectional position from a search range corresponding to an imaging target region. 前記調整部は、後段の撮像における撮像位置と対応付けられた前記３次元の静磁場分布とに基づいて、前記中心周波数を調整する請求項１から請求項３のいずれか１項に記載の磁気共鳴イメージング装置。 4. The magnetic field according to any one of claims 1 to 3 , wherein the adjustment unit adjusts the center frequency based on the three-dimensional static magnetic field distribution associated with an imaging position in subsequent imaging. Resonance imaging device. 前記３次元の静磁場分布は、シミング後の推定静磁場分布である請求項１から請求項４のいずれか１項に記載の磁気共鳴イメージング装置。 5. The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 1, wherein said three-dimensional static magnetic field distribution is an estimated static magnetic field distribution after shimming. 前記３次元の静磁場分布は、収集した静磁場分布である請求項１または請求項４のいずれか１項に記載の磁気共鳴イメージング装置。 5. The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 1, wherein said three-dimensional static magnetic field distribution is a collected static magnetic field distribution. 前記較正部は、前記共鳴周波数分布のピーク値と前記３次元の静磁場分布のヒストグラムのピーク値とを対応付け、The calibration unit associates the peak value of the resonance frequency distribution with the peak value of the histogram of the three-dimensional static magnetic field distribution,
前記調整部は、対応付けられた前記３次元の静磁場分布のヒストグラムのピーク値に基づき、後段の撮像における中心周波数を調整する The adjustment unit adjusts a center frequency in subsequent imaging based on the associated peak value of the three-dimensional static magnetic field distribution histogram.
請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。 The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 1.
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* Cited by examiner, † Cited by third party
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Patent Citations (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2001264401A (en) 2000-03-23 2001-09-26 Yamagata Public Corp For The Development Of Industry Magnetic field measuring method and magnetic field measuring apparatus
JP2010035991A (en) 2008-08-08 2010-02-18 Hitachi Medical Corp Magnetic resonance imaging apparatus

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