JP4208646B2

JP4208646B2 - Magnetic resonance imaging system

Info

Publication number: JP4208646B2
Application number: JP2003157845A
Authority: JP
Inventors: 昭小野田; 義範竹田
Original assignee: Hitachi Medical Corp
Current assignee: Hitachi Healthcare Manufacturing Ltd
Priority date: 2003-06-03
Filing date: 2003-06-03
Publication date: 2009-01-14
Anticipated expiration: 2023-06-03
Also published as: JP2004357834A

Description

【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、ユーザが撮像パラメータを容易に決定可能な磁気共鳴イメージング装置(ＭＲＩ装置)に関する。
【０００２】
【従来の技術】
ＭＲＩ装置は、被検体の組織を構成する原子核スピンをＲＦパルスで励起することによって生じるＮＭＲ信号（磁気共鳴信号またはエコー信号）をもとにスペクトルや組織の断層像を画像化するものであり、画像化の目的に応じて種々の撮像方法が開発されている。ＭＲＩ装置では、これら撮像方法を実現するためのＲＦパルスおよび傾斜磁場の印加ならびにエコー信号収集を制御するプログラムが撮像シーケンスとして組み込まれている。ユーザは、予め組み込まれた複数の撮像シーケンスから目的にあった所望の撮像シーケンスを設定し、撮像を行う。ここで撮像シーケンスの具体的な条件を決める撮像パラメータは、通常デフォルトとして出荷時に予め設定されているが、ユーザが所望の撮像パラメータを設定することもできる。
【０００３】
撮像パラメータとしては、繰り返し時間（ＴＲ）、エコー時間（ＴＥ）、撮像野（ＦＯＶｘ、ＦＯＶｙ）、スライス厚（Δｚ）、周波数エンコード数（Ｎｘ）、位相エンコード数（Ｎｙ）、励起回数（ＮＥＸ）、ＲＦパルスのバンド幅（ＢＷ）等の複数のパラメータがある。ユーザが撮像パラメータ値を設定する場合、これらの撮像パラメータ値のどれをどのような値に設定するとどのような画像になるかを推測する必要があるが、従来は、ユーザが試行錯誤で経験的に推測するか、もしくは、信号雑音比の変化を既知の数式を使って計算によって求めて推測していた。また、信号雑音比の変化の予測値を、ユーザが設定したパラメータ値について求め、それをユーザに表示する機能を有する装置も提案されている。従来、信号雑音比の変化を求めるために用いられている数式は、ナイキストの定理と単純化されたエコー信号強度の式であり、例えば、次式が用いられている。
【０００４】
Ｓ／Ｎ∝（voxel volume)・√｛（Ｎｙ)(NEX)／(ＢＷ）｝
ただし、（voxel volume）＝Δｘ・Δｙ・Δｚであり、ΔｘおよびΔｙは、ｘ方向とｙ方向のピクセルサイズを表し、それぞれＮｘ、Ｎｙ、ＦＯＶｘ、ＦＯＶｙによって定められる。
【０００５】
【発明が解決しようとする課題】
しかしながら、従来の信号雑音比を予測するために用いられている上記数式は、エコー信号のフリップ角に対する変化を予測できないし、繰り返し時間（ＴＲ）やエコー時間（ＴＥ）に対するエコー信号強度がどのように変化するかを正しく表すことができない。
【０００６】
また、ＭＲＩの撮像方法の一つに定常状態自由歳差運動（Steady State Free Precession : SSFP)（以下、準定常状態という）でエコー信号の収集を行う撮像シーケンスがあり、この準定常状態に達するのに必要な励起回数（ＲＦパルスの空打ち回数）は撮像パラメータを変更することにより変化するが、従来のＭＲＩ装置ではＲＦパルスの空打ち回数を予測することができなかった。
【０００７】
本発明の目的は、ユーザが設定した撮像パラメータ値によりエコー信号強度がどのような値になるかを予測し、ユーザが撮像パラメータを容易に決定可能な磁気共鳴イメージング装置を提供することにある。
【０００８】
【課題を解決するための手段】
上記目的を達成するために、本発明では、設定されている撮像パラメータでエコー信号を計測する直前の磁化の大きさを計算によって求め、これを得られるエコー信号強度の予測値としてユーザに報知する。エコー信号強度は、磁化の大きさに比例するので、エコー信号強度を精度良く予測することができる。
【０００９】
特に、この計算によって、K空間の中心のエコー信号を計測する直前のエコー信号強度を予測することにより、画像信号強度を最も反映した信頼性の高い予測を行うことができる。
【００１０】
また、所定の条件について求めたエコー信号強度を基準値とし、予測値を基準値との比としてユーザに報知することが可能である。
【００１１】
また、エコー信号強度の予測値に代えて、もしくは、エコー信号強度の予測値に加えて、準定常状態に達する高周波励起パルスの印加回数をユーザに報知する構成にすることも可能である。この場合、繰り返し印加される高周波励起パルスごとに、高周波励起パルスが印加される直前の磁化の大きさを計算によって求め、前回の高周波励起パルスの印加直前の磁化の大きさと比較し、その差が予め定めた値以下となる高周波励起パルスの印加数を、準定常状態に達する印加回数とする。
【００１２】
このように、エコー信号強度の予測値等を報知することにより、ユーザは、撮像パラメータ値の設定が容易になる。
【００１３】
【発明の実施の形態】
以下、本発明の実施例を添付図面に基づいて詳細に説明する。
【００１４】
図１は、本発明による磁気共鳴イメージング装置の全体構成を示すブロック図である。この磁気共鳴イメージング装置は、核磁気共鳴（NMR）現象を利用して被検体１の断層像を得るもので、図１に示すように静磁場発生磁気回路２と、傾斜磁場発生系３と、送信系５と、受信系６と、シーケンサ４と、演算・制御部８と、操作部１０９と，ディスプレイ２０と，記録装置１９とを有している。
【００１５】
静磁場発生磁気回路２は、被検体１の周りにその体軸方向（Ｚ軸方向）または体軸と直交する方向（Ｘ軸、Ｙ軸方向）に均一な静磁場を発生させるものであり、被検体１の周りのある広がりを持った空間に配置された永久磁石方式または常電導方式あるいは超伝導方式の磁場発生手段を含んでいる。
【００１６】
傾斜磁場発生系３は、Ｘ，Ｙ，Ｚの三軸方向についてそれぞれ傾斜磁場Ｇｘ，Ｇｙ，Ｇｚを発生するように巻かれた傾斜磁場コイル９と、それぞれの傾斜磁場コイルを駆動する傾斜磁場電源１０とを含む。傾斜磁場電源１０は、後述のシーケンサ４からの命令に従ってそれぞれのコイルの傾斜磁場電源１０を駆動することにより、傾斜磁場Ｇｘ，Ｇｙ，Ｇｚを被検体１に印加する。この傾斜磁場の加え方により被検体１に対するスライス面を設定することができる。
【００１７】
送信系５は、被検体１の生態組織を構成する原子の原子核に核磁気共鳴を起こさせるために、高周波励起磁場パルス（以下、ＲＦパルスと称す）を発生し照射するものであり、高周波発生器１１と変調器１２と高周波増幅器１３と送信側の高周波コイル１４ａとを備えている。
【００１８】
シーケンサ４は、送信系５および傾斜磁場発生系３に対して制御信号を出力し、送信系５から出力されるＲＦパルスの周波数および印加タイミング、ならびに傾斜磁場発生系３が発生する傾斜磁場Ｇｘ，Ｇｙ，Ｇｚの傾斜強度および印加タイミングを制御する。これにより、被検体１の所望の位置の断層像を撮像するために必要な所定のシーケンスでＲＦパルスおよび傾斜磁場Ｇｘ，Ｇｙ，Ｇｚを被検体１に照射する。
【００１９】
受信系６は、被検体１の生体組織から原子核の核磁気共鳴により放出されるエコー信号（ＮＭＲ信号）を計測するものであり、高周波コイル１４ｂと増幅器１５と直交位相検波器１６と、Ａ／Ｄ変換器１７とを有する。高周波コイル１４ｂは、被検体１に近接して配置され、送信系５が照射したＲＦパルスによって被検体１が放出する応答電磁波（ＮＭＲ信号）を受信する。高周波コイル１４ｂの出力信号は、増幅器１５および直交位相検波器１６を介してＡ／Ｄ変換器１７に入力されてディジタル量に変換され、さらにシーケンサ４からの命令によるタイミングで直交位相検波器１６によりサンプリングされた二系列の収集データ信号とされる。収集データ信号は、演算・制御部８に受け渡される。
【００２０】
演算・制御部８は、シーケンサ４に所望のパルスシーケンスを実行させる撮像制御処理と、受信系６の収集データ信号から被検体１の断層画像を再構成する処理とを行う。また、本実施の形態では、演算・制御部８が、撮像結果の予測を行う。演算・制御部８は、これらの処理を行うＣＰＵ１０１と、記憶部１０６とを有し、記憶部１０６には、プログラム格納領域１０２〜１０５が設けられており、それぞれ設定受付プログラム、撮像制御プログラム、画像再構成プログラム、予測プログラムが予め格納されている。
【００２１】
演算・制御部８の動作について、図２のフローチャートを用いて具体的に説明する。ＣＰＵ１０１は、まず記憶部１０６の領域１０２に格納されている設定受付プログラムを読み込み、このプログラムに従って初期画面をディスプレイ２０にする。この初期画面は、本実施の形態の磁気共鳴イメージング装置で実行可能な種々の撮像方法、例えばスピンエコー(SE)系の各種シーケンス、グラディエントエコー(GE)系の各種シーケンス、反転回復(IR)系の各種シーケンス等を表示する画面である。表示される撮像シーケンスの中ではSSFP等のように準定常状態で信号収集を行う撮像シーケンスも含まれている。
【００２２】
ユーザは、表示されている撮像シーケンスの中から所望の撮像方法を操作部１０９を介して選択する。ここでは、一例として、準定常状態でエコー信号の収集を行うスピンエコーシーケンスが選択されたものとして以下の説明を行う。ＣＰＵ１０１は撮像方法の選択を受け付け、その撮像方法について、さらに具体的な撮像条件（撮像パラメータ）を受け付けるための画面（設定受付画面）を表示させる（図２のステップ２０１）。この設定受付画面は、例えば図５に示すような構成であり、画面切り替え用タグ５０１，５０２を含んでいる。ユーザが操作部１０９のマウス１０７によってタグ５０１を選択した場合には、図５に図示されているような撮像条件の受け付け用画面が表示される（ステップ２０２）。撮像条件受け付け用画面の内容については後述する。一方、ユーザがタグ５０２をクリックして選択した場合には、断層画像の表示用画面を表示し、ユーザが設定したスライス面や表示条件で画像再構成処理を行い、再構成された断層画像を表示する（図２に示したステップ２１４、２１５）。この画像再構成処理は、受信系６の出力データもしくは記録部１９に格納されているデータについて、所定の条件でフーリエ変換、補正係数計算、像再構成等を行い、任意断面の信号強度分布、あるいは複数の信号に適当な演算を行って得た分布を画像化し、ディスプレイ２０に表示するという処理であり、ＣＰＵ１０１が記憶部１０６の領域１０４に格納されている画像再構成プログラムを読み込んで行う（ステップ２１５）。
【００２３】
つぎに、上記ステップ２０２において表示する撮像条件（撮像パラメータ）の受付画面（図５）について説明する。この画面は、種々の撮像パラメータの設定を受け付けるための撮像パラメータ設定部５１０と、スライス範囲表示部５０３，ＦＯＶ設定部５０４，撮像開始ボタン５０５，撮像停止ボタン５０６が含まれている。撮像パラメータ設定部５１０は、種々のパラメータの設定を複数枚、例えば８枚のカード状表示の中で受け付けるように構成されており、８枚のカード状表示のタグ部分をユーザがマウス１０７でクリックして選択することにより、選択されたカード状表示の内容が画面上に開いて表示される。８枚のカード状表示のうちスキャンカード５０７を選択した場合、ＲＦパルスの繰り返し時間（ＴＲ）、エコー時間（ＴＥ）、フリップ角（α）等のパルスシーケンスのスキャン時のパラメータの設定枠５１１，５１２，５１３が表示され、ユーザがキーボード１０８から数値を入力することにより、これらのパラメータを設定することができる。また、スキャンカード５０７内には、撮像結果を予測する処理の実行を指示するための予測処理起動ボタン５０８(図５ではImage Quality ボタン)が配置されている。ユーザが予測処理起動ボタン５０８をクリックした場合には、後述の予測処理（ステップ２０７）が実行される。
【００２４】
また、図５の画面において、スライス範囲表示部５０３は、撮像パラメータ設定部５１０に設定されている被検体１のスライス厚さおよび範囲をＺ−Ｘ面のグラフ上の線として示す表示部である。スライス範囲表示部５０３は、表示しているグラフ上でユーザが線の位置をマウスでドラッグして変更した場合には、その操作によりスライス厚さおよび範囲の変更も受け付ける。ＦＯＶ設定部５０４は、撮像野（ＦＯＶ）の座標の入力をキーボード１０８から受け付ける。撮像開始ボタン５０５は、マウス１０７でこのボタンの表示をクリックすることにより撮像開始の指示を受け付ける。撮像停止ボタン５０６は、撮像停止の指示を受け付ける。
【００２５】
通常は図５の撮像条件の受付画面が表示された場合、撮像パラメータ設定部５１０、ＦＯＶ設定部５０４、スライス範囲表示部５０３には、予め定めておいた既定値もしくは過去にユーザが設定した値が設定されている状態で表示される。
【００２６】
ユーザは撮像パラメータを設定値を所望の値に変更することを希望し、その設定値で撮像結果の予測値を知りたい場合には、図５の撮像条件の受付画面において、パルスシーケンスのＲＦパルスの繰り返し時間（ＴＲ）、エコー時間（ＴＥ）、フリップ角（α）等のパラメータを設定するためにスキャンカード５０７を開き（ステップ２０３）、さらに、スキャンカード５０７内の予測起動ボタン５０８(Image Qualityボタン）をクリックする（ステップ２０４）。これにより、変更後のパラメータ値で撮像結果（エコー信号強度等）がどのように変化するかを予測する処理を行う（ステップ２０７）。この予測処理は、プログラム格納領域１０５の予測プログラムを読み込んで実行することにより行う。なお、上記ステップ２０４でユーザが予測起動ボタン５０８(Image Qualityボタン）を押さない場合には、そのままパラメータ値の設定変更を受け付ける（ステップ２０５）。
【００２７】
上記予測処理（ステップ２０７）の内容について、図３のフローチャートを用いてさらに説明する。上記ステップ２０４で予測起動ボタン５０８が押されると、まず図６に示したような予測結果を表示するためのウインドウの表示が図５の撮像条件受け付け用画面の上に重ねて開かれる（ステップ３０１）。ウインドウの表示位置は、スキャンカード５０７と重ならない位置とし、ユーザがマウス１０７で表示されているウインドウをドラッグすることにより画面上の所望の位置に移動可能である。つぎに、予測起動ボタン５０８(Image Qualityボタン）がクリックされた時点で設定されている撮像パラメータ値を用いて、基準値のエコー信号強度を計算により求める（ステップ３０２）。この計算は、スキャンカード５０７の設定枠５１１，５１２，５１３に設定されている繰り返し時間（ＴＲ）、エコー時間（ＴＥ）、フリップ角（α）の値を後述の数１，数２に代入して、横磁化Ｍ(横)の大きさを求め、これをエコー信号強度とするものである。求めた基準値は、記憶部１０６内の所定の領域に格納する。同時に、基準値を求めたことをユーザに示すために、図６に示したようにウインドウ内のエコー信号の強度の棒グラフに１００％を示すグラフを表示する。
【００２８】
次に、スキャンカード５０７内で繰り返し時間（ＴＲ）、エコー時間（ＴＥ）、フリップ角（α）の値の変更を、キーボード１０８の操作により受け付ける（ステップ３０３）。受け付けたパラメータ値についてエコー信号強度の予測値を求める（ステップ３０４）。エコー信号強度の予測値の計算方法は、エコー信号強度の基準値の計算方法と同じく、後述の数１、数２を用いて、横磁化Ｍ(横)の大きさを計算することにより行う。求めたエコー信号強度の予測値について、ステップ３０２で求めた基準値に対する比を求め、百分率表示で図６のウインドウに表示する。この表示により、ユーザは、変更したパラメータ値でどのような撮像結果（エコー信号強度）が得られるかの予測値を知ることができる。
【００２９】
また、ウインドウ内のリセットボタン６０２は、基準値の再設定のためのボタン表示であり、リセットボタン６０２がクリックされた場合には、その時点で設定枠５１１，５１２，５１３に設定されている撮像パラメータ値を用いて、基準値を再計算し、これを新たな基準値とする。よって、ウインドウ内のエコー信号強度は、１００％に戻る。“閉じる”ボタン６０１は、ウインドウを閉じるためのボタン表示である。
【００３０】
つぎに、ＣＰＵ１０１は、上記ステップ２０１の前の初期画面でユーザが選択した撮像方法が、準定常状態でエコー信号の収集を行う所定の撮像方法であるかどうか判断する（ステップ３０５）。選択されている撮像方法が、準定常状態でエコー信号の収集を行う撮像方法である場合には、パルスシーケンスにおいて磁化が準定常状態に達するために必要なＲＦパルスの印加回数ｎを計算により求める（ステップ３０６）。印加回数ｎを求める計算方法については、後で説明する。求めた印加回数ｎは、図６のウインドウ内に表示する。また、求めた印加回数ｎを撮像パラメータ設定部５１０内のＲＦパルスの空打ち回数の設定枠（図示せず）に自動的に設定する。
【００３１】
ユーザは、図６のウインドウのエコー信号強度と、準定常状態に達するためのＲＦパルスの印加回数を見て、別の撮像パラメータ値で再計算を望む場合には、所望の撮像パラメータ値を設定しリセットボタン６０２をクリックして基準値の再設定を行う（ステップ３０７）。また、予測処理を終了する場合には、ウインドウ内の“閉じる”ボタン６０１をクリックし、ウインドウを閉じる（ステップ３０７）。設定されているパラメータ値で撮像を行う場合には、撮像開始ボタン５０５をクリックする（図２、ステップ２０８）。これを受けて、ＣＰＵ１０１は、撮像を開始するためにプログラム格納領域１０３の撮像制御プログラムを読み込み、現在画面上に設定されているパラメータ値でパルスシーケンスを実行するようにシーケンサ４に指令を出力する（ステップ２０９）。これにより、設定されたパラメータ値で撮像が行われる。
【００３２】
ここで、上記ステップ３０２，３０４でエコー信号強度を予測する演算方法について詳しく説明する。この演算方法は、エコー信号強度が横磁化Ｍ(横)の大きさに比例していることを利用し、横磁化Ｍ(横)の大きさを計算により求め、これをエコー信号強度として用いる方法である。本実施の形態では、目的とする画像のエコー信号強度を最も反映するものとして、Ｋ空間の中心のエコー収集する直前の横磁化Ｍ(横)の大きさを計算により求める。横磁化Ｍ(横)の大きさは、各ＲＦパルス印加のステップでの縦磁化の大きさを逐次計算することにより求めることができる。この計算をＫ空間の中心のエコー収集する直前のＲＦパルス印加まで繰り返す。その後、ＲＦパルスによって横磁化に変換された成分の、Ｔ２緩和を考慮して、エコー収集直前の横磁化の大きさを計算する。
具体的に、スピンエコー法の場合の計算方法について説明する。スピンエコー法のＲＦパルス印加のタイミングを図８に示す。定常状態（初期状態）における縦磁化の大きさをＭ_０とし、ｎ回目のＲＦパルス印加から時刻Ｔだけ経過したときの縦磁化の大きさをＭ_ｎ(Ｔ）とする。ｎ＋１回目のＲＦパルスを印加する直前の縦磁化の大きさＭ_ｎ(ＴＲ）は、Ｍ_ｎ−１(ＴＲ）を用いて、次式で表される。
【００３３】
【数１】

【００３４】
ｎ＝０のときの縦磁化Ｍ_０(ＴＲ）を定常状態の縦磁化Ｍ_０と等しいとして、Ｋ空間の中心を埋めるエコー信号収集の回数になるまで上の式を用いて計算する。この計算を行う処理を図４のフローチャートを用いて説明する。まず、現在スキャンカード５０７内に設定されているＴＲ，ＴＥ，αの値を読み込み（ステップ４０１）、数１に代入してＭ_ｎ(ＴＲ）を計算する（ステップ４０３）。ただし、数１において、Ｍ_０(ＴＲ）＝Ｍ_０とする。これを、位相エンコード数が２５６の場合には、ｎ＝１２７まで繰り返す（ステップ４０２，４０４、４０５）。求めたエコー収集直前の縦磁化は、図９に示すように直後のＲＦパルスで横磁化に変換され、エコー時間ＴＥの間Ｔ２緩和を行うので、求める横磁化Ｍ（横)は、下記(数２)の数式に、求めたＭ_ｎ(ＴＲ）（ただしｎ＝１２７）を代入することにより求められる（ステップ４０６）。
【００３５】
【数２】

【００３６】
この横磁化Ｍ(横)は、エコー信号強度を示しているので、上述した図３のステップ３０２において、基準となる撮像パラメータについて計算し、その値を基準値とする。ステップ３０４においては、変更後の撮像パラメータについて計算し、得られた結果と先ほどの基準値との比を求め、その結果を百分率で表示する。例えば図６に示したウインドウの棒グラフに表示し、ユーザに提示する。
【００３７】
なお、基準値および予測値を求める際、縦磁化Ｍ_０はそのまま未知の定数として計算する。よって計算結果の横磁化Ｍ(横)には、Ｍ_０が係数として含まれるが、基準値と予測値との比をとることにより、縦磁化Ｍ_０が消去されるため、縦磁化Ｍ_０を知ることなく予測値を割合として求めることができる。また、(数１)，(数２)の計算に用いるＴ１値、Ｔ２値は、予めテーブルの形で各組織の値を保持しておき、ユーザが選択した組織の値、もしくは、ユーザによって入力された値を用いる。
【００３８】
つぎに、上記ステップ３０６において準定常状態に達するために必要なＲＦパルス印加回数を計算により求める手順について図７を用いて説明する。準定常状態は、複数回のＲＦパルス印加によって磁化ベクトルに施される一連の変換操作の結果現れる変換の不動点である。一連の変換操作は、ＲＦパルスによる縦磁化の回転操作、ラーモア回転による横磁化の回転操作、縦磁化の縦緩和と横磁化の横緩和による拡大縮小変換操作である。これら３つの操作は下記(数３)に示した２つの数式により表される。ＲＦパルスのオフセットアングルをωとし、初期の磁化ベクトルをＭ_０＝(０，０，Ｍ_０）、ｎ回目のＲＦパルス印加から時刻Ｔだけ経過した磁化ベクトルをＭ_ｎ(Ｔ)＝(Ｍ_ｎ(Ｔ)_ｘ，Ｍ_ｎ(Ｔ)_ｙ，Ｍ_ｎ(Ｔ)_ｚ）とする。ｎ−１回目のＲＦパルス印加から時間ＴＲが経過した磁化ベクトルＭ_ｎ−１(ＴＲ)＝(Ｍ_ｎ−１(ＴＲ)_ｘ，Ｍ_ｎ−１(ＴＲ)_ｙ，Ｍ_ｎ−１(ＴＲ)_ｚ）と、ｎ回目のＲＦパルス印加から時間ＴＲが経過した磁化ベクトルＭ_ｎ(ＴＲ)＝(Ｍ_ｎ(ＴＲ)_ｘ，Ｍ_ｎ(ＴＲ)_ｙ，Ｍ_ｎ(ＴＲ)_ｚ）の関係は下記(数３)の２つの数式で与えられる。
【００３９】
【数３】

【００４０】
よって、図７に示したように、初期の磁化ベクトルＭ_０＝(０，０，Ｍ_０）をＭ_０(ＴＲ)＝(Ｍ_０(ＴＲ)_ｘ，Ｍ_０(ＴＲ)_ｙ，Ｍ_０(ＴＲ)_ｚ）として、(数３)の２つの数式よりｎ＝１のＭ_ｎ(ＴＲ)＝(Ｍ_ｎ(ＴＲ)_ｘ，Ｍ_ｎ(ＴＲ)_ｙ，Ｍ_ｎ(ＴＲ)_ｚ）を求める（ステップ７００）。つぎに、求めたｎ＝１のＭ_ｎ(ＴＲ)を用いて、(数３)の２つの数式により、ｎ＝２のＭ_ｎ(ＴＲ)を求める（ステップ７０１，７０２）。得られたベクトルｎ＝１のＭ_ｎ(ＴＲ)とｎ＝２のＭ_ｎ(ＴＲ)について差をとり、ベクトルのすべての成分が予め定めた閾値以下かどうか調べ、閾値以下ではない場合には、ｎ＝３として、ステップ７０２に戻り、ｎ＝３のＭ_ｎ(ＴＲ)を求める（ステップ７０５、７０２）。このように、ＲＦパルスの印加回数ｎが１だけ異なるベクトル同士で差をとり、ベクトルの差の成分すべてが予め定めておいた値以下の値になる印加回数ｎまで上式の変換を繰り返す（ステップ７０２〜７０５）。この結果得られる印加回数ｎを、準定常状態に達するのに必要なＲＦパルス印加回数としてユーザに提示する（ステップ７０６）。また、この値ｎを撮像シーケンスのＲＦパルスの印加回数に自動設定する（ステップ７０７）。
【００４１】
なお、上記(数３)の数式において用いるオフセットアングルωは、ＲＦパルスを印加された磁化ベクトルが次のＲＦパルスの印加を受けるまでにスピン回転するアングルである。ωは、ラーモア方程式から
ω＝２πγＢ・(ＴＲ）
によって求めた値を用いる。γは核種に固有の磁気回転比であり、水素原子プロトンの場合、γ＝４２．６ＭＨｚ／Ｔである。Ｂは、静磁場発生磁気回路２が発生させる静磁場の強度である。ＴＲは、スキャンカード５０７に設定されているＴＲ値である。
【００４２】
また、上記説明した図７のステップ７０７においては、撮像シーケンスの空打ち回数に求めた印加回数ｎを自動設定しているが、自動設定は行わず、ユーザの任意の印加回数を受け付けるように構成することも可能である。
【００４３】
上述してきたように、本実施の形態においては、ユーザが操作部１０９により撮像条件を変更する操作を行った場合等に、撮像結果（エコー信号強度）および準定常状態に達するために必要なＲＦパルス印加数の予測値を求め、表示する機能を有する。よって、ユーザは、変更した撮像パラメータで所望の撮像結果（エコー信号強度）を得ることができるかどうか、また、必要なＲＦパルス印加数を知ることができるため、これを指標として、その撮像パラメータ値で撮像を実行するか、それとももう一度設定し直すか判断を行うことができ、ユーザにとって撮像パラメータの設定が容易になる。また、ユーザが望む最適な撮像条件を設定するのが容易になる。
【００４４】
また、上述の実施の形態では、図３の予測処理では、予測起動ボタン５０８(Image Qualityボタン）またはリセットボタン６０２がクリックされた時点で設定されているパラメータ値を用いて基準値を求める構成であった（図３のステップ３０２）が、基準値としては他の値を用いることも可能である。例えば、１．ユーザが図５の撮像条件受付画面において撮像シーケンスの種類を変更した直後の撮像パラメータの値、２．ユーザが撮像条件受付画面において新規に撮像するための画面を表示した場合の撮像パラメータの値、３．リセットボタン６０２をユーザが押したときの撮像パラメータの値、を用いて基準値を計算し、求めた基準値を記憶しておき、この基準値のいずれかをステップ３０２において呼び出す構成にすることも可能である。なお、上記撮像パラメータの値を用いた基準値の計算方法は、すでに説明した図４のフローチャートの方法を用いる。
【００４５】
また、上述の実施の形態では、基準値および予測値のエコー信号強度を計算する際に、図４のフローチャートを用いて説明したようにｎ＝１〜１２７まで(数１)の計算を繰り返し行って横磁化Ｍ(横）を求める方法を用いているが、横磁化Ｍ(横)の計算方法は、この方法に限られない。(数１)の数式は、ｎが大きくなるにつれて下記(数４)の数式のＭ(横）に収束するので、(数４)の数式に直接、ＴＲ，ＴＥ，αの設定値を代入して計算する方法を用いることも可能である。
【００４６】
【数４】

【００４７】
また、上述の実施の形態では、撮像方法としてスピンエコー法も用いた場合について説明しているが、グラディエントエコー法やＩＲ法等を用いる場合であっても、それぞれの撮像シーケンスを考慮して予め求めた数式を用いて横磁化Ｍ(横）を計算することにより収集される信号強度を予測することができ、また、磁化ベクトルの大きさを計算することにより、準定常状態に達するのに必要なＲＦパルスの印加回数を求めることができる。例えば、基本的なグラディエントエコーシーケンスの場合、横磁化Ｍ(横）は下記(数５）の数式に収束するので、ＴＲ，ＴＥ、αの設定値を代入することにより横磁化Ｍ(横）を求めることができる。これにより信号強度の予測値および基準値を求めることができる。
【００４８】
【数５】

【００４９】
【発明の効果】
上述してきたように、本発明によれば、ユーザが設定した撮像パラメータ値によりエコー信号強度がどのような値になるかを予測することができるため、ユーザが撮像パラメータを容易に決定可能な磁気共鳴イメージング装置を提供することができる。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明の一実施の形態の磁気共鳴イメージング装置の構成を示すブロック図である。
【図２】本実施の形態の磁気共鳴イメージング装置の演算・制御部８の動作を示すフローチャートである。
【図３】図２のフローチャートのステップ２０７の予測処理について、詳しく示すフローチャートである。
【図４】図３のフローチャートのステップ３０２，３０３におけるエコー信号強度の計算処理内容について、さらに詳しく示すフローチャートである。
【図５】本実施の形態の磁気共鳴イメージング装置において、演算・制御部８が撮像条件の受け付け用画面としてディスプレイ２０に表示する画面を示す説明図である。
【図６】本実施の形態の磁気共鳴イメージング装置において、演算・制御部８が予測結果のエコー信号強度と準定常状態に達するRFパルス数を報知するためにディスプレイ２０に表示するウインドウ画面を示す説明図である。
【図７】図３のフローチャートのステップ３０６における準定常状態に達するRFパルス数を計算する処理の内容について、さらに詳しく示すフローチャートである。
【図８】本実施の形態の磁気共鳴イメージング装置において、RFパルスの印加タイミングとTR、TEとの関係を示す説明図である。
【図９】被検体の磁化ベクトルがRFパルスの印加によって倒された状態を示す説明図である。
【符号の説明】
１…被検体、２…静磁場発生磁気回路、３…傾斜磁場発生系、４…シーケンサ、５…送信系、６…受信系、８…演算制御部、９…傾斜磁場コイル、１０…傾斜磁場電源、１１…高周波発生器、１２…変調器、１３…高周波増幅器、１４ａ…送信側の高周波コイル、１４ｂ…受信側の高周波コイル、１５…増幅器、１６…直交位相検波器、１７…Ａ／Ｄ変換器、１９…記録装置、２０…ディスプレイ、１０１…CPU、１０２…設定受付プログラム格納領域、１０３…撮像制御プログラム格納領域、１０４…画像再構成プログラム格納領域、１０５…予測プログラム格納領域、１０６…記憶部、１０７…マウス、１０８…キーボード、１０９…操作部、５０１、５０２…画面切り替え用タグ、５０３…スライス範囲表示部、５０４…ＦＯＶ設定部、５０５…撮像開始ボタン、５０６…撮像停止ボタン、５０７…スキャンカード、５０８…予測処理起動ボタン、５１０…撮像パラメータ設定部、５１１，５１２，５１３…パラメータの設定枠。[0001]
BACKGROUND OF THE INVENTION
The present invention relates to a magnetic resonance imaging apparatus (MRI apparatus) that allows a user to easily determine imaging parameters.
[0002]
[Prior art]
An MRI apparatus images a spectrum and a tomographic image of a tissue based on an NMR signal (magnetic resonance signal or echo signal) generated by exciting nuclear spins constituting a tissue of a subject with an RF pulse, Various imaging methods have been developed according to the purpose of imaging. In the MRI apparatus, a program for controlling application of an RF pulse and a gradient magnetic field and echo signal collection for realizing these imaging methods is incorporated as an imaging sequence. The user sets a desired imaging sequence for a purpose from a plurality of imaging sequences incorporated in advance, and performs imaging. Here, the imaging parameters for determining the specific conditions of the imaging sequence are normally set in advance as defaults at the time of shipment, but the user can also set desired imaging parameters.
[0003]
As imaging parameters, repetition time (TR), echo time (TE), imaging field (FOVx, FOVy), slice thickness (Δz), frequency encoding number (Nx), phase encoding number (Ny), excitation frequency (NEX) There are a number of parameters such as the bandwidth (BW) of the RF pulse. When a user sets an imaging parameter value, it is necessary to guess what kind of image will be generated when any of these imaging parameter values is set. Or a change in the signal-to-noise ratio is estimated by calculation using a known mathematical formula. There has also been proposed an apparatus having a function of obtaining a predicted value of a change in the signal-to-noise ratio for a parameter value set by the user and displaying it to the user. Conventionally, a mathematical expression used to obtain a change in the signal-to-noise ratio is a Nyquist theorem and a simplified expression of echo signal intensity. For example, the following expression is used.
[0004]
S / N∝ (voxel volume) ・ √ {(Ny) (NEX) / (BW)}
However, (voxel volume) = Δx · Δy · Δz, and Δx and Δy represent pixel sizes in the x direction and the y direction, and are determined by Nx, Ny, FOVx, and FOVy, respectively.
[0005]
[Problems to be solved by the invention]
However, the above formula used to predict the conventional signal-to-noise ratio cannot predict the change of the echo signal with respect to the flip angle, and what is the echo signal intensity with respect to the repetition time (TR) and the echo time (TE). It is not possible to correctly represent whether it changes.
[0006]
One of the MRI imaging methods is an imaging sequence that collects echo signals using Steady State Free Precession (SSFP) (hereinafter referred to as quasi-stationary state), and this quasi-stationary state is reached. The number of excitations necessary for this (the number of times of RF pulse blanking) changes by changing the imaging parameter, but the conventional MRI apparatus cannot predict the number of RF pulse blanking times.
[0007]
An object of the present invention is to provide a magnetic resonance imaging apparatus that predicts what value an echo signal intensity will be based on an imaging parameter value set by a user and allows the user to easily determine an imaging parameter.
[0008]
[Means for Solving the Problems]
In order to achieve the above object, in the present invention, the magnitude of magnetization immediately before measuring an echo signal with a set imaging parameter is obtained by calculation, and this is obtained and notified to the user as a predicted value of the echo signal intensity that can be obtained. . Since the echo signal intensity is proportional to the magnitude of magnetization, the echo signal intensity can be accurately predicted.
[0009]
In particular, by this calculation, by predicting the echo signal intensity immediately before measuring the echo signal at the center of the K space, it is possible to perform a highly reliable prediction that most reflects the image signal intensity.
[0010]
Further, it is possible to notify the user of the echo signal intensity obtained for a predetermined condition as a reference value and the predicted value as a ratio with the reference value.
[0011]
Further, instead of the predicted value of the echo signal intensity or in addition to the predicted value of the echo signal intensity, it is possible to notify the user of the number of application times of the high frequency excitation pulse reaching the quasi-steady state. In this case, for each radio frequency excitation pulse repeatedly applied, the magnitude of magnetization immediately before the radio frequency excitation pulse is applied is obtained by calculation, and compared with the magnitude of magnetization immediately before the previous radio frequency excitation pulse is applied. The number of high frequency excitation pulses that are equal to or less than a predetermined value is defined as the number of times of application that reaches a quasi-steady state.
[0012]
Thus, by notifying the predicted value of the echo signal intensity and the like, the user can easily set the imaging parameter value.
[0013]
DETAILED DESCRIPTION OF THE INVENTION
Hereinafter, embodiments of the present invention will be described in detail with reference to the accompanying drawings.
[0014]
FIG. 1 is a block diagram showing the overall configuration of a magnetic resonance imaging apparatus according to the present invention. This magnetic resonance imaging apparatus obtains a tomographic image of a subject 1 using a nuclear magnetic resonance (NMR) phenomenon. As shown in FIG. 1, a static magnetic field generating magnetic circuit 2, a gradient magnetic field generating system 3, The transmission system 5, the reception system 6, the sequencer 4, the calculation / control unit 8, the operation unit 109, the display 20, and the recording device 19 are included.
[0015]
The static magnetic field generating magnetic circuit 2 generates a uniform static magnetic field around the subject 1 in the body axis direction (Z axis direction) or in a direction orthogonal to the body axis (X axis, Y axis direction), It includes a permanent magnet type, normal conduction type or superconducting type magnetic field generating means arranged in a space having a certain extent around the subject 1.
[0016]
The gradient magnetic field generation system 3 includes a gradient magnetic field coil 9 wound so as to generate gradient magnetic fields Gx, Gy, and Gz in the three axial directions of X, Y, and Z, and a gradient magnetic field power source that drives each gradient magnetic field coil. 10 and the like. The gradient magnetic field power supply 10 applies the gradient magnetic fields Gx, Gy, Gz to the subject 1 by driving the gradient magnetic field power supply 10 of each coil in accordance with a command from the sequencer 4 described later. By applying this gradient magnetic field, a slice plane for the subject 1 can be set.
[0017]
The transmission system 5 generates and radiates a high-frequency excitation magnetic field pulse (hereinafter referred to as an RF pulse) in order to cause nuclear magnetic resonance to occur in the atomic nucleus constituting the biological tissue of the subject 1. 11 includes a modulator 11, a modulator 12, a high-frequency amplifier 13, and a high-frequency coil 14a on the transmission side.
[0018]
The sequencer 4 outputs a control signal to the transmission system 5 and the gradient magnetic field generation system 3, and the frequency and application timing of the RF pulse output from the transmission system 5, and the gradient magnetic field Gx generated by the gradient magnetic field generation system 3, The gradient strength and application timing of Gy and Gz are controlled. Thereby, the subject 1 is irradiated with the RF pulse and the gradient magnetic fields Gx, Gy, and Gz in a predetermined sequence necessary for capturing a tomographic image at a desired position of the subject 1.
[0019]
The receiving system 6 measures an echo signal (NMR signal) emitted from the biological tissue of the subject 1 by nuclear magnetic resonance of the nucleus, and includes a high-frequency coil 14b, an amplifier 15, a quadrature detector 16, an A / And a D converter 17. The high-frequency coil 14 b is disposed in the vicinity of the subject 1 and receives a response electromagnetic wave (NMR signal) emitted from the subject 1 by an RF pulse irradiated by the transmission system 5. The output signal of the high frequency coil 14b is input to the A / D converter 17 through the amplifier 15 and the quadrature phase detector 16 and converted into a digital quantity, and is further converted by the quadrature phase detector 16 at a timing according to a command from the sequencer 4. The two collected data signals are sampled. The collected data signal is transferred to the calculation / control unit 8.
[0020]
The arithmetic / control unit 8 performs an imaging control process for causing the sequencer 4 to execute a desired pulse sequence and a process for reconstructing a tomographic image of the subject 1 from the collected data signal of the reception system 6. In the present embodiment, the calculation / control unit 8 predicts the imaging result. The calculation / control unit 8 includes a CPU 101 that performs these processes and a storage unit 106, and the storage unit 106 includes program storage areas 102 to 105, which respectively include a setting reception program, an imaging control program, An image reconstruction program and a prediction program are stored in advance.
[0021]
The operation of the calculation / control unit 8 will be specifically described with reference to the flowchart of FIG. First, the CPU 101 reads a setting reception program stored in the area 102 of the storage unit 106 and sets the initial screen to the display 20 in accordance with this program. This initial screen includes various imaging methods that can be executed by the magnetic resonance imaging apparatus of the present embodiment, such as various sequences of spin echo (SE) system, various sequences of gradient echo (GE) system, and inversion recovery (IR) system. It is a screen which displays various sequences etc. The displayed imaging sequence includes an imaging sequence that collects signals in a quasi-steady state such as SSFP.
[0022]
The user selects a desired imaging method from the displayed imaging sequence via the operation unit 109. Here, as an example, the following description will be given assuming that a spin echo sequence for collecting echo signals in a quasi-steady state is selected. The CPU 101 receives selection of an imaging method, and displays a screen (setting reception screen) for receiving more specific imaging conditions (imaging parameters) for the imaging method (step 201 in FIG. 2). This setting reception screen has a configuration as shown in FIG. 5, for example, and includes

screen switching tags

501 and 502. When the user selects the tag 501 with the mouse 107 of the operation unit 109, a screen for accepting imaging conditions as shown in FIG. 5 is displayed (step 202). The contents of the imaging condition reception screen will be described later. On the other hand, when the user clicks and selects the tag 502, a tomographic image display screen is displayed, image reconstruction processing is performed with the slice plane and display conditions set by the user, and the reconstructed tomographic image is displayed. It is displayed (

steps

214 and 215 shown in FIG. 2). This image reconstruction processing performs Fourier transform, correction coefficient calculation, image reconstruction, etc. under predetermined conditions on the output data of the receiving system 6 or data stored in the recording unit 19, and the signal intensity distribution of an arbitrary cross section, Alternatively, the distribution obtained by performing appropriate computations on a plurality of signals is imaged and displayed on the display 20, and the CPU 101 reads and executes the image reconstruction program stored in the area 104 of the storage unit 106 ( Step 215).
[0023]
Next, the reception screen (FIG. 5) for the imaging conditions (imaging parameters) displayed in step 202 will be described. This screen includes an imaging parameter setting unit 510 for receiving various imaging parameter settings, a slice range display unit 503, an FOV setting unit 504, an imaging start button 505, and an imaging stop button 506. The imaging parameter setting unit 510 is configured to accept various parameter settings in a plurality of, for example, eight card-like displays, and the user clicks the tag portion of the eight card-like displays with the mouse 107. Thus, the contents of the selected card-like display are opened and displayed on the screen. When the scan card 507 is selected from the eight card-like displays, the parameter setting frame 511 for scanning the pulse sequence such as the RF pulse repetition time (TR), the echo time (TE), and the flip angle (α). 512 and 513 are displayed, and the user can set these parameters by inputting numerical values from the keyboard 108. In the scan card 507, a prediction process activation button 508 (Image Quality button in FIG. 5) for instructing execution of a process for predicting an imaging result is arranged. When the user clicks the prediction process activation button 508, a prediction process (step 207) described later is executed.
[0024]
In the screen of FIG. 5, the slice range display unit 503 is a display unit that shows the slice thickness and range of the subject 1 set in the imaging parameter setting unit 510 as lines on the ZX plane graph. . When the user changes the position of the line by dragging the mouse with the mouse on the displayed graph, the slice range display unit 503 also accepts the change of the slice thickness and range by the operation. The FOV setting unit 504 receives input of the coordinates of the imaging field (FOV) from the keyboard 108. The imaging start button 505 receives an instruction to start imaging by clicking the display of this button with the mouse 107. An imaging stop button 506 receives an instruction to stop imaging.
[0025]
Normally, when the acceptance screen for the imaging condition shown in FIG. 5 is displayed, the imaging parameter setting unit 510, the FOV setting unit 504, and the slice range display unit 503 have predetermined values set in advance or values set by the user in the past. Displayed when is set.
[0026]
When the user desires to change the setting value of the imaging parameter to a desired value and wants to know the predicted value of the imaging result with the set value, the RF pulse of the pulse sequence is displayed on the imaging condition reception screen of FIG. The scan card 507 is opened to set parameters such as the repetition time (TR), echo time (TE), and flip angle (α) (step 203). Further, a prediction start button 508 (Image Quality in the scan card 507) is opened. Button) is clicked (step 204). Thereby, processing for predicting how the imaging result (echo signal intensity or the like) changes with the changed parameter value is performed (step 207). This prediction process is performed by reading and executing a prediction program in the program storage area 105. If the user does not press the prediction start button 508 (Image Quality button) in step 204, the parameter value setting change is accepted as it is (step 205).
[0027]
The contents of the prediction process (step 207) will be further described with reference to the flowchart of FIG. When the prediction start button 508 is pressed in step 204, first, a window display for displaying a prediction result as shown in FIG. 6 is opened on the imaging condition reception screen in FIG. 5 (step 301). ). The display position of the window is set so as not to overlap the scan card 507, and the user can move to a desired position on the screen by dragging the window displayed with the mouse 107. Next, the echo signal intensity of the reference value is obtained by calculation using the imaging parameter value set when the prediction activation button 508 (Image Quality button) is clicked (step 302). In this calculation, the values of the repetition time (TR), echo time (TE), and flip angle (α) set in the setting frames 511, 512, and 513 of the scan card 507 are substituted into

Equations

1 and 2 described later. Thus, the magnitude of the transverse magnetization M (lateral) is obtained and used as the echo signal intensity. The obtained reference value is stored in a predetermined area in the storage unit 106. At the same time, in order to indicate to the user that the reference value has been obtained, a graph indicating 100% is displayed on the bar graph of the intensity of the echo signal in the window as shown in FIG.
[0028]
Next, changes in the values of the repetition time (TR), echo time (TE), and flip angle (α) in the scan card 507 are received by operating the keyboard 108 (step 303). A predicted value of echo signal intensity is obtained for the accepted parameter value (step 304). The calculation method of the predicted value of the echo signal intensity is performed by calculating the magnitude of the transverse magnetization M (transverse) using

Equations

1 and 2 described later, as in the calculation method of the reference value of the echo signal intensity. The ratio of the obtained echo signal intensity to the reference value obtained in step 302 is obtained and displayed in the window of FIG. 6 in percentage display. By this display, the user can know the predicted value of what kind of imaging result (echo signal intensity) is obtained with the changed parameter value.
[0029]
A reset button 602 in the window is a button display for resetting the reference value. When the reset button 602 is clicked, the imaging set in the setting frames 511, 512, and 513 at that time. Using the parameter value, the reference value is recalculated and used as a new reference value. Therefore, the echo signal intensity in the window returns to 100%. A “close” button 601 is a button display for closing the window.
[0030]
Next, the CPU 101 determines whether or not the imaging method selected by the user on the initial screen before step 201 is a predetermined imaging method for collecting echo signals in a quasi-steady state (step 305). When the selected imaging method is an imaging method that collects echo signals in a quasi-stationary state, the number n of RF pulse applications necessary for the magnetization to reach the quasi-stationary state in a pulse sequence is obtained by calculation. (Step 306). A calculation method for obtaining the number of times of application n will be described later. The obtained application number n is displayed in the window of FIG. Further, the obtained number of times of application n is automatically set in a setting frame (not shown) of the number of times of RF pulse idling in the imaging parameter setting unit 510.
[0031]
The user looks at the echo signal intensity in the window of FIG. 6 and the number of RF pulses applied to reach the quasi-stationary state, and sets a desired imaging parameter value when recalculation is desired with another imaging parameter value. The reset button 602 is clicked to reset the reference value (step 307). When the prediction process is terminated, the “close” button 601 in the window is clicked to close the window (step 307). When imaging with the set parameter value, the imaging start button 505 is clicked (FIG. 2, step 208). In response to this, the CPU 101 reads the imaging control program in the program storage area 103 to start imaging, and outputs a command to the sequencer 4 to execute the pulse sequence with the parameter values currently set on the screen. (Step 209). Thereby, imaging is performed with the set parameter value.
[0032]
Here, the calculation method for predicting the echo signal intensity in

steps

302 and 304 will be described in detail. This calculation method uses the fact that the echo signal intensity is proportional to the magnitude of the transverse magnetization M (transverse), obtains the magnitude of the transverse magnetization M (lateral) by calculation, and uses this as the echo signal intensity. It is. In the present embodiment, the magnitude of the transverse magnetization M (lateral) immediately before the echo collection at the center of the K space is obtained by calculation, as the most reflecting echo signal intensity of the target image. The magnitude of the transverse magnetization M (lateral) can be obtained by sequentially calculating the magnitude of longitudinal magnetization in each RF pulse application step. This calculation is repeated until the application of the RF pulse immediately before the echo collection at the center of the K space. Thereafter, the magnitude of the transverse magnetization immediately before the echo acquisition is calculated in consideration of T2 relaxation of the component converted into transverse magnetization by the RF pulse.
Specifically, a calculation method in the case of the spin echo method will be described. FIG. 8 shows the timing of RF pulse application in the spin echo method. The magnitude of longitudinal magnetization in the steady state (initial state) is M ₀ And the magnitude of longitudinal magnetization when time T has elapsed since the nth RF pulse application, M _n (T). The magnitude M of longitudinal magnetization immediately before the n + 1th RF pulse is applied _n (TR) is M _n-1 Using (TR), it is expressed by the following equation.
[0033]
[Expression 1]

[0034]
Longitudinal magnetization M when n = 0 ₀ (TR) is the steady state longitudinal magnetization M ₀ Is calculated using the above equation until the number of echo signal acquisition times filling the center of the K space. Processing for performing this calculation will be described with reference to the flowchart of FIG. First, the values of TR, TE, and α currently set in the scan card 507 are read (step 401), and are substituted into Equation 1 to obtain M _n (TR) is calculated (step 403). However, in Equation 1, M ₀ (TR) = M ₀ And This is repeated until n = 127 when the number of phase encodes is 256 (

steps

402, 404, and 405). The obtained longitudinal magnetization immediately before the echo collection is converted into transverse magnetization by the immediately following RF pulse as shown in FIG. 9, and T2 relaxation is performed during the echo time TE. The calculated M in 2) _n It is obtained by substituting (TR) (where n = 127) (step 406).
[0035]
[Expression 2]

[0036]
Since the transverse magnetization M (lateral) indicates the echo signal intensity, the reference imaging parameter is calculated in step 302 of FIG. 3 described above, and the value is set as the reference value. In step 304, the changed imaging parameter is calculated, the ratio between the obtained result and the reference value is obtained, and the result is displayed as a percentage. For example, it is displayed on the bar graph of the window shown in FIG. 6 and presented to the user.
[0037]
When obtaining the reference value and the predicted value, the longitudinal magnetization M ₀ Is calculated as an unknown constant. Therefore, the calculated transverse magnetization M (transverse) has M ₀ Is included as a coefficient, but by taking the ratio between the reference value and the predicted value, the longitudinal magnetization M ₀ Is erased, so longitudinal magnetization M ₀ The predicted value can be obtained as a ratio without knowing. Also, the T1 value and T2 value used in the calculation of (Equation 1) and (Equation 2) hold the values of each organization in the form of a table in advance, and the values of the organization selected by the user or input by the user Use the value obtained.
[0038]
Next, the procedure for calculating the number of RF pulse applications necessary to reach the quasi-steady state in step 306 will be described with reference to FIG. The quasi-steady state is a fixed point of conversion that appears as a result of a series of conversion operations performed on the magnetization vector by applying a plurality of RF pulses. A series of conversion operations are a rotation operation of longitudinal magnetization by RF pulses, a rotation operation of transverse magnetization by Larmor rotation, and an enlargement / reduction conversion operation by longitudinal relaxation of longitudinal magnetization and transverse relaxation of transverse magnetization. These three operations are expressed by the two mathematical formulas shown in the following (Equation 3). The offset angle of the RF pulse is ω and the initial magnetization vector is M ₀ = (0,0, M ₀ ), M is the magnetization vector after time T has elapsed since the nth RF pulse application. _n (T) = (M _n (T) _x , M _n (T) _y , M _n (T) _z ). Magnetization vector M after time TR has elapsed from the n-1th RF pulse application _n-1 (TR) = (M _n-1 (TR) _x , M _n-1 (TR) _y , M _n-1 (TR) _z ) And the magnetization vector M after the time TR has elapsed since the nth RF pulse application. _n (TR) = (M _n (TR) _x , M _n (TR) _y , M _n (TR) _z ) Is given by the following two equations (Equation 3).
[0039]
[Equation 3]

[0040]
Therefore, as shown in FIG. 7, the initial magnetization vector M ₀ = (0,0, M ₀ ) M ₀ (TR) = (M ₀ (TR) _x , M ₀ (TR) _y , M ₀ (TR) _z ), M of n = 1 from the two formulas of (Equation 3) _n (TR) = (M _n (TR) _x , M _n (TR) _y , M _n (TR) _z ) Is obtained (step 700). Next, the calculated n = 1 M _n Using (TR), the M of n = 2 is obtained by the two equations of (Equation 3). _n (TR) is obtained (steps 701 and 702). M of the obtained vector n = 1 _n (TR) and M with n = 2 _n (TR) is taken and it is checked whether all the components of the vector are equal to or less than a predetermined threshold value. If not equal to or less than the threshold value, n = 3 is set and the process returns to step 702, where n = 3 M _n (TR) is obtained (steps 705 and 702). In this way, the difference between vectors whose RF pulse application frequency n is different by 1 is calculated, and the conversion of the above expression is repeated until the application frequency n when all vector difference components are equal to or smaller than a predetermined value ( Steps 702-705). The application number n obtained as a result is presented to the user as the number of RF pulse applications necessary to reach the quasi-steady state (step 706). Further, this value n is automatically set to the number of application of RF pulses in the imaging sequence (step 707).
[0041]
Note that the offset angle ω used in the equation (Equation 3) is an angle by which the magnetization vector to which the RF pulse is applied rotates by spin until the next RF pulse is applied. ω from the Larmor equation
ω = 2πγB · (TR)
The value obtained by the above is used. γ is a gyromagnetic ratio specific to the nuclide, and in the case of a hydrogen atom proton, γ = 42.6 MHz / T. B is the strength of the static magnetic field generated by the static magnetic field generating magnetic circuit 2. TR is a TR value set in the scan card 507.
[0042]
Further, in step 707 of FIG. 7 described above, the number of times of application n obtained as the number of idle shots of the imaging sequence is automatically set, but automatic setting is not performed, and any number of times of application by the user is accepted. It is also possible to do.
[0043]
As described above, in the present embodiment, when the user performs an operation of changing the imaging condition using the operation unit 109, the RF necessary for reaching the imaging result (echo signal intensity) and the quasi-steady state. It has a function of obtaining and displaying a predicted value of the number of pulse applications. Therefore, since the user can know whether or not the desired imaging result (echo signal intensity) can be obtained with the changed imaging parameter and the necessary number of RF pulses applied, the imaging parameter can be used as an index. It is possible to determine whether to perform imaging with a value or to set it again, which makes it easier for the user to set imaging parameters. In addition, it is easy to set an optimum imaging condition desired by the user.
[0044]
In the above-described embodiment, the prediction process of FIG. 3 is configured to obtain the reference value using the parameter value set when the prediction activation button 508 (Image Quality button) or the reset button 602 is clicked. (Step 302 in FIG. 3), but other values can be used as the reference value. For example: 1. imaging parameter value immediately after the user changes the type of imaging sequence on the imaging condition reception screen of FIG. 2. Imaging parameter values when the user displays a new imaging screen on the imaging condition reception screen; A reference value is calculated using the value of the imaging parameter when the user presses the reset button 602, the obtained reference value is stored, and one of the reference values is called in step 302. Is possible. Note that the method of calculating the reference value using the value of the imaging parameter uses the method of the flowchart of FIG. 4 already described.
[0045]
Further, in the above-described embodiment, when calculating the echo signal intensities of the reference value and the predicted value, the calculation of (Equation 1) is repeatedly performed from n = 1 to 127 as described with reference to the flowchart of FIG. However, the method of calculating the transverse magnetization M (transverse) is not limited to this method. Since the numerical formula of (Equation 1) converges to M (horizontal) of the following mathematical formula (4) as n increases, the set values of TR, TE, and α are directly substituted into the mathematical formula of (Mathematical formula 4). It is also possible to use a calculation method.
[0046]
[Expression 4]

[0047]
In the above-described embodiment, the case where the spin echo method is also used as the imaging method has been described. However, even when the gradient echo method, the IR method, or the like is used, each imaging sequence is considered in advance. It is possible to predict the signal strength collected by calculating the transverse magnetization M (transverse) using the obtained mathematical formula, and to reach the quasi-steady state by calculating the magnitude of the magnetization vector. The number of RF pulse applications can be determined. For example, in the case of a basic gradient echo sequence, the transverse magnetization M (transverse) converges to the following equation (5). Therefore, the transverse magnetization M (transverse) is changed by substituting the set values of TR, TE, and α. You can ask. Thereby, the predicted value and the reference value of the signal strength can be obtained.
[0048]
[Equation 5]

[0049]
【The invention's effect】
As described above, according to the present invention, since it is possible to predict what value the echo signal intensity will be based on the imaging parameter value set by the user, it is possible to easily determine the imaging parameter by the user. A resonance imaging apparatus can be provided.
[Brief description of the drawings]
FIG. 1 is a block diagram showing a configuration of a magnetic resonance imaging apparatus according to an embodiment of the present invention.
FIG. 2 is a flowchart showing the operation of the calculation / control unit 8 of the magnetic resonance imaging apparatus of the present embodiment.
FIG. 3 is a flowchart showing in detail the prediction process in step 207 of the flowchart of FIG. 2;
4 is a flowchart showing in more detail the calculation processing contents of echo signal intensity in

steps

302 and 303 of the flowchart of FIG. 3;
FIG. 5 is an explanatory diagram showing a screen displayed on the display 20 as a screen for accepting imaging conditions by the calculation / control unit 8 in the magnetic resonance imaging apparatus of the present embodiment;
FIG. 6 shows a window screen displayed on the display 20 in order for the calculation / control unit 8 to notify the echo signal intensity of the prediction result and the number of RF pulses reaching the quasi-steady state in the magnetic resonance imaging apparatus of the present embodiment. It is explanatory drawing.
7 is a flowchart showing in more detail the content of the process of calculating the number of RF pulses reaching the quasi-steady state in step 306 of the flowchart of FIG. 3;
FIG. 8 is an explanatory diagram showing the relationship between the application timing of an RF pulse and TR and TE in the magnetic resonance imaging apparatus of the present embodiment.
FIG. 9 is an explanatory diagram showing a state in which the magnetization vector of the subject is tilted by application of an RF pulse.
[Explanation of symbols]
DESCRIPTION OF SYMBOLS 1 ... Subject, 2 ... Static magnetic field generation | occurrence | production magnetic circuit, 3 ... Gradient magnetic field generation system, 4 ... Sequencer, 5 ... Transmission system, 6 ... Reception system, 8 ... Operation control part, 9 ... Gradient magnetic field coil, 10 ... Gradient magnetic field Power source, 11 ... high frequency generator, 12 ... modulator, 13 ... high frequency amplifier, 14a ... high frequency coil on transmission side, 14b ... high frequency coil on reception side, 15 ... amplifier, 16 ... quadrature phase detector, 17 ... A / D Converter ... 19 ... Recording device, 20 ... Display, 101 ... CPU, 102 ... Setting reception program storage area, 103 ... Imaging control program storage area, 104 ... Image reconstruction program storage area, 105 ... Prediction program storage area, 106 ... Storage unit 107 ... mouse 108 108 keyboard 109

operation unit

501, 502 screen switching tag 503 slice range display unit 504 FOV setting unit 05 ... imaging start button, 506 ... imaging stop button, 507 ... scan card, 508 ... prediction processing start button, 510 ... imaging parameter setting unit, setting

frame

511, 512 and 513 ... parameter.

Claims

A static magnetic field generating unit that generates a static magnetic field, a gradient magnetic field applying unit that applies a gradient magnetic field to a subject disposed in the static magnetic field, and high-frequency excitation that excites magnetization of the subject at a predetermined flip angle A high-frequency magnetic field application unit that applies a pulse; a measurement unit that measures a magnetic resonance signal generated by the subject; a control unit that controls operations of the gradient magnetic field application unit, the high-frequency magnetic field application unit, and the measurement unit; A magnetic resonance imaging apparatus having an operation unit that receives an operation by a user,
The control unit includes a parameter setting unit for setting an imaging parameter, and an imaging result prediction unit,
The imaging result prediction unit obtains the magnitude of magnetization of the subject by calculation using a setting value of the parameter setting unit, and notifies the user of this as a signal intensity prediction value, and the parameter setting unit When the number of application times of the high-frequency excitation pulse set to n is n (n ≧ 2), the magnitude of the magnetization of the subject after one application of the high-frequency excitation pulse is determined from the magnitude of the initial magnetization of the subject before the application. Is obtained by calculation, the magnitude of magnetization of the subject after applying the high frequency excitation pulse twice is obtained by calculation from the obtained magnitude of magnetization of the subject after the application once, and the operation is repeated by repeating this operation in order. Obtain the magnitude of magnetization after applying the excitation pulse n times by calculation,
2. The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 1, wherein the magnitude of magnetization of the subject after applying the high-frequency excitation pulse n times obtained by the calculation is a magnitude of magnetization at a timing immediately before measurement by the measurement unit.

A static magnetic field generating unit that generates a static magnetic field, a gradient magnetic field applying unit that applies a gradient magnetic field to a subject disposed in the static magnetic field, and high-frequency excitation that excites magnetization of the subject at a predetermined flip angle A high-frequency magnetic field application unit that applies a pulse; a measurement unit that measures a magnetic resonance signal generated by the subject; a control unit that controls operations of the gradient magnetic field application unit, the high-frequency magnetic field application unit, and the measurement unit; A magnetic resonance imaging apparatus having an operation unit that receives an operation by a user,
The control unit includes a setting reception unit and an imaging result prediction unit,
The setting reception unit is configured to provide a user for at least one of the number n of application times of the high-frequency excitation pulse, a flip angle, a repetition time (TR), and an echo time (TE) from application of the high-frequency excitation pulse to measurement. Accepting the setting of the desired value via the operation unit,
The imaging result prediction unit uses a value in which the setting accepting unit accepts said by calculation the magnitude of the magnetization of the object is intended to notify the user as the signal strength prediction value, the setting acceptance When the number n of application times of the high frequency excitation pulse set in the section is 2 or more, the magnitude of the magnetization of the subject after one application of the high frequency excitation pulse is calculated from the magnitude of the magnetization of the initial subject before application. The high-frequency excitation pulse is obtained by calculating the magnitude of magnetization of the subject after the application of the high-frequency excitation pulse twice from the obtained magnitude of magnetization of the subject after the application once, and the high-frequency excitation pulse is obtained by repeating this operation in order. Obtain the magnitude of magnetization after n times of application by calculation,
The RF excitation pulse n times the size of the magnetization of the object after the application obtained by calculation, magnetic resonance imaging equipment, wherein the measurement unit is a magnitude of the magnetization of the timing immediately before the measurement.

3. The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 1, wherein the imaging result prediction unit calculates the magnitude of magnetization after applying a high frequency excitation pulse n times using the following formulas (1) and (2): What is desired is a magnetic resonance imaging apparatus.

In Formula (1) and Formula (2), M _０0 And M _０0 (TR): magnitude of magnetization of initial subject before application of high-frequency excitation pulse, M _ｎn (T): magnitude of longitudinal magnetization when time T has elapsed since the nth high frequency magnetic field pulse application, TR: repetition time, TE: echo time from high frequency excitation pulse application to measurement, T1: T1 value of subject

4. The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 3, wherein the imaging result prediction unit uses the equations (1) and (2), and the control unit uses the gradient magnetic field application unit, the high-frequency magnetic field application unit, and the A magnetic resonance imaging apparatus for obtaining a predicted signal intensity value when a spin echo sequence is executed by controlling an operation of a measurement unit.

3. The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 1, wherein the imaging result prediction unit obtains a magnetization vector after applying the high frequency excitation pulse n times by using the following formulas (3) and (4): A magnetic resonance imaging apparatus.

In the equations (3) and (4), (M _ｎn ( T ) _ｘx , M _ｎn ( T ) _ｙy , M _ｎn ( T ) _ｚz ): Magnetization vector when time T has elapsed from the n-th high frequency excitation pulse, TR: Repetition time, T1: T1 value of the subject, α: Flip angle, ω: Magnetization vector after application of the high frequency excitation pulse The angle of spin rotation before receiving a high frequency excitation pulse, (0, 0, M _０0 ): Initial magnetization vector of subject before application of high frequency excitation pulse

5. The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 4, wherein the imaging result prediction unit uses the equations (3) and (4), and the control unit uses the gradient magnetic field application unit, the high-frequency magnetic field application unit, and the Predicting the magnetization vector when the spin echo sequence is executed by controlling the operation of the measurement unit, and obtaining the number of times that the difference in the number of times the high frequency excitation pulse is applied is 1 or less becomes a predetermined value or less The magnetization vector reaches a quasi-stationary state. A magnetic resonance imaging apparatus characterized in that the number of high-frequency excitation pulse applications necessary for the measurement is obtained.

The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 1 , wherein the imaging result prediction unit obtains the magnitude of magnetization immediately before measuring an echo signal at the center of the K space by the calculation. A magnetic resonance imaging apparatus for predicting an echo signal intensity at the center of K space.

8. The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 1 , wherein the imaging result prediction unit uses a signal intensity obtained for a predetermined condition as a reference value, and uses the prediction value as a ratio to the reference value. A magnetic resonance imaging apparatus characterized by notifying a user.

The magnetic resonance imaging apparatus according to any one of claims 1 to 8, wherein the imaging result prediction unit, for each of the RF excitation pulse to be repeatedly applied, the magnetization immediately before the RF excitation pulse is applied The magnitude is calculated and compared with the magnitude of the magnetization just before the previous application of the high frequency excitation pulse. The number of application of the high frequency excitation pulse whose difference is equal to or less than a predetermined value is defined as the number of application times to reach the quasi-steady state. A magnetic resonance imaging apparatus characterized by notifying a user.

10. The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 1 , wherein the control unit further includes a display unit, and the imaging result prediction unit notifies the user by displaying the display unit. A magnetic resonance imaging apparatus.