JP5978431B2 - 磁気共鳴イメージング装置およびフリップ角決定方法 - Google Patents

磁気共鳴イメージング装置およびフリップ角決定方法 Download PDF

Info

Publication number
JP5978431B2
JP5978431B2 JP2013519435A JP2013519435A JP5978431B2 JP 5978431 B2 JP5978431 B2 JP 5978431B2 JP 2013519435 A JP2013519435 A JP 2013519435A JP 2013519435 A JP2013519435 A JP 2013519435A JP 5978431 B2 JP5978431 B2 JP 5978431B2
Authority
JP
Japan
Prior art keywords
flip angle
magnetic field
imaging apparatus
resonance imaging
magnetic resonance
Prior art date
Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
Active
Application number
JP2013519435A
Other languages
English (en)
Other versions
JPWO2012169349A1 (ja
Inventor
眞次 黒川
眞次 黒川
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
Hitachi Ltd
Original Assignee
Hitachi Ltd
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Hitachi Ltd filed Critical Hitachi Ltd
Priority to JP2013519435A priority Critical patent/JP5978431B2/ja
Publication of JPWO2012169349A1 publication Critical patent/JPWO2012169349A1/ja
Application granted granted Critical
Publication of JP5978431B2 publication Critical patent/JP5978431B2/ja
Active legal-status Critical Current
Anticipated expiration legal-status Critical

Links

Images

Classifications

    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01R—MEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
    • G01R33/00—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables
    • G01R33/20—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
    • G01R33/44—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance using nuclear magnetic resonance [NMR]
    • G01R33/48—NMR imaging systems
    • G01R33/54—Signal processing systems, e.g. using pulse sequences ; Generation or control of pulse sequences; Operator console
    • G01R33/56—Image enhancement or correction, e.g. subtraction or averaging techniques, e.g. improvement of signal-to-noise ratio and resolution
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01R—MEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
    • G01R33/00—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables
    • G01R33/20—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
    • G01R33/44—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance using nuclear magnetic resonance [NMR]
    • G01R33/48—NMR imaging systems
    • G01R33/54—Signal processing systems, e.g. using pulse sequences ; Generation or control of pulse sequences; Operator console
    • G01R33/543—Control of the operation of the MR system, e.g. setting of acquisition parameters prior to or during MR data acquisition, dynamic shimming, use of one or more scout images for scan plane prescription
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01R—MEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
    • G01R33/00—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables
    • G01R33/20—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
    • G01R33/44—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance using nuclear magnetic resonance [NMR]
    • G01R33/48—NMR imaging systems
    • G01R33/54—Signal processing systems, e.g. using pulse sequences ; Generation or control of pulse sequences; Operator console
    • G01R33/56—Image enhancement or correction, e.g. subtraction or averaging techniques, e.g. improvement of signal-to-noise ratio and resolution
    • G01R33/561—Image enhancement or correction, e.g. subtraction or averaging techniques, e.g. improvement of signal-to-noise ratio and resolution by reduction of the scanning time, i.e. fast acquiring systems, e.g. using echo-planar pulse sequences
    • G01R33/5615—Echo train techniques involving acquiring plural, differently encoded, echo signals after one RF excitation, e.g. using gradient refocusing in echo planar imaging [EPI], RF refocusing in rapid acquisition with relaxation enhancement [RARE] or using both RF and gradient refocusing in gradient and spin echo imaging [GRASE]
    • G01R33/5617—Echo train techniques involving acquiring plural, differently encoded, echo signals after one RF excitation, e.g. using gradient refocusing in echo planar imaging [EPI], RF refocusing in rapid acquisition with relaxation enhancement [RARE] or using both RF and gradient refocusing in gradient and spin echo imaging [GRASE] using RF refocusing, e.g. RARE
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01R—MEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
    • G01R33/00—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables
    • G01R33/20—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
    • G01R33/44—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance using nuclear magnetic resonance [NMR]
    • G01R33/48—NMR imaging systems
    • G01R33/58—Calibration of imaging systems, e.g. using test probes, Phantoms; Calibration objects or fiducial markers such as active or passive RF coils surrounding an MR active material
    • G01R33/583—Calibration of signal excitation or detection systems, e.g. for optimal RF excitation power or frequency

Landscapes

  • Physics & Mathematics (AREA)
  • High Energy & Nuclear Physics (AREA)
  • Condensed Matter Physics & Semiconductors (AREA)
  • General Physics & Mathematics (AREA)
  • Engineering & Computer Science (AREA)
  • Signal Processing (AREA)
  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • General Health & Medical Sciences (AREA)
  • Nuclear Medicine, Radiotherapy & Molecular Imaging (AREA)
  • Radiology & Medical Imaging (AREA)
  • Magnetic Resonance Imaging Apparatus (AREA)

Description

本発明は、被検体中の水素や燐等からの核磁気共鳴(以下、「NMR」という)信号を測定し、核の密度分布や緩和時間分布等を画像化する核磁気共鳴イメージング(以下、「MRI」という)技術に関し、特に、マルチエコー撮像のVRFA(Variable Refocus Flip Angle)を用いるイメージング技術に関する。
MRI装置は、被検体、特に人体の組織を構成する原子核スピンが発生するNMR信号(エコー信号)を計測し、その頭部、腹部、四肢等の形態や機能を2次元的に或いは3次元的に画像化(撮像)する装置である。撮像においては、NMR信号には、傾斜磁場によって異なる位相エンコードが付与されるとともに周波数エンコードされて、時系列データとして計測される。計測されたエコー信号は、2次元又は3次元フーリエ変換されることにより画像に再構成される。
エコー信号は、予め定められた撮像シーケンスに従って計測される。この撮像シーケンスには様々なものがあるが、その中に、1回の励起高周波磁場(RF)パルス印加後に、位相エンコード量を変えながら再収束高周波磁場(RF)パルスを複数回印加してエコー信号を収集し、高速化を図る撮像シーケンスがある。このような撮像は、マルチエコー撮像と呼ばれ、各再収束RFパルス後に計測されるエコー信号群は、エコートレインと呼ばれる。また、1回のRFパルス印加後に得られるエコー信号の数をエコートレイン数(ETL:Echo Train Length)と呼ぶ。
マルチエコー撮像では、再収束RFパルスのFA(フリップ角:Flip Angle)を変化させることがある。このような撮像シーケンスをVRFAマルチエコーシーケンスと呼ぶ。VRFAマルチエコーシーケンスでは、所定の目的を達成するよう各再収束RFパルスのFAが決定される。
例えば、画像の分解能が高くなるようFAを決定する技術がある(例えば、特許文献1参照)。特許文献1に開示の技術では、エコートレイン内の各エコー信号の信号強度が一定になるようFAを決定する。各エコー信号の信号強度が一定であれば、信号減衰が抑えられ、ETLを長くしても画像がボケない(分解能が高くなる)ためである。このときのFAは、典型的には、一旦小さな値(FAmin)となった後に最後のFAに向かって滑らかに大きくなる。ここで、k空間中心でのFAをFAcenter、最後のFAをFAmaxと定義する。
なお、本明細書では、エコー信号の信号強度とは、位相エンコード、周波数エンコードによる強度変化を無視したものとする。また、信号強度の値は、励起の瞬間の仮想的な信号強度を1として正規化する。
しかし、画質は分解能だけでなく、動きへの強さ、SNR(Signal to Noise Ratio)など様々な要素により決定する。特に、SNRは画質の良否を決定づける上で重要である。特許文献1に開示の技術では、信号強度を一定にすることを目的としているため、得られる画像のSNRは必ずしも最良とはならない。また、一定とする値の決め方は恣意的で、どのような値のときにどのような画質になるかはわからない。
このSNRを向上させるものとして、k空間中心に配置されるエコー信号の信号強度を高めるようFAを決定する技術がある(例えば、非特許文献1参照)。一般に、k空間の中心に配置されるエコー信号が、SNRを決定づけるためである。非特許文献1では、FAmin、FAcenter、FAmaxを指定した上で信号が滑らかに変化するようにFAを決定する。FAminを大きくすることで、画像の、動きへの強さが高くでき、また、FAcenterを高くすることで、信号補正を考慮しない場合のSNRを向上させることができるためである。
また、2種類のデータを足し引き(合成)して2種類のコントラストの画像を計算する際、各データの信号強度を揃えるようFAを決定する技術がある(例えば、非特許文献2参照)。非特許文献2では、2種類のデータとして、CSF(cerebrospinal fluid)と脳実質の信号強度のバランスが異なるデータを取得する。これらのデータを足し引きし、T2WとFLAIRの画像を得る。このとき、2種類のデータのCSFの信号強度がk空間中心の領域で揃うようFAを決定する。2種類のデータを取得する時点で信号強度を揃えておくことにより、足し引きする際に信号強度を揃えるための重み付けが不要となり、SNRが向上する。
なお、決定したFAから信号強度の変化を算出する手法としてEPG(Extended Phase Graph)が知られている(例えば、非特許文献3参照)。また、逆に、信号強度の変化からFAを算出する手法としてProspectiveEPGが知られている(例えば、非特許文献4参照)。
Reed F. Busse, Anja C.S. Brau, Anthony Vu, Charles R. Michelich, Ersin Bayram, Richard Kijowski, Scott B. Reeder, and Howard A. Rowley. "Effects of Refocusing Flip Angle Modulation and View Ordering in 3D Fast Spin Echo." Magnetic Resonance in Medicine 60:640 649 (2008) H. Lee, J-S. Seo, and J. Park. "SNR-Optimized Accelerated Phase-Sensitive Dual-Acquisition Single-Slab 3D Turbo Spin Echo Imaging" Proc. Intl. Soc. Mag. Reson. Med. 19:386(2011) Juergen Hennig. "Multiecho Imaging Sequences with Low Refocusing Flip Angles" Journal of Magnetic Resonance 78:397 407 (1988) Juergen Hennig,Matthias Weigel,and Klaus Sheffler. "Calculation of Flip Anbgles for Echo Trains With Predefined Amplitudes With the Extended Phase Graph(EPG)-Algorithm: Principles and Applications to Hyperecho and TRAPS Sequences." Magnetic Resonance in Medicine 51:68 80 (2004)
一般に、MRIでは、画質を向上させる等の目的で、様々な信号補正が行われる。例えば、マルチエコー撮像では、信号の減衰を補正して(T2補正)、画像のぼけを抑えることがある。このような信号補正が行われると、エコー信号強度に応じてノイズが持ち上げられるため、全てのエコー信号の信号強度がSNRに影響する。従って、信号補正が行われる場合、非特許文献1に開示の手法では十分なSNRの制御はできない。
また、非特許文献2に開示の技術も、2種類の画像のCSFの信号強度をk空間中心の領域で揃えているだけで、一般的にエコートレイン全体の信号強度を考えてSNRを最大にしているわけではない。従って、信号補正が行われる場合、非特許文献2に開示の手法でも、SNRの制御はできない。
本発明は、上記事情に鑑みてなされたもので、VRFAマルチエコーシーケンスにおいて、信号補正を考慮したSNRを最大にする技術を提供することを目的とする。
本発明は、磁気共鳴イメージング装置における撮像シーケンスの、複数の再収束高周波磁場パルスのフリップ角を決定するためのものであり、取得する複数のエコー信号から得られる画像のSNRを反映する指標を用いて、画像のSNRを最大にするフリップ角を決定する。
例えば、VRFAマルチエコーシーケンスの各再収束RFパルスのFAを、k空間の中心以外に配置されるエコー信号の信号強度も反映した指標を用いてSNRがほぼ最大となるよう決定する。再収束RFパルスのFAを変化させたときのSNRの大小は、k空間の中心に配置されるエコー信号の信号強度だけでなく、k空間の中心以外に配置されるエコー信号の信号強度も反映する指標により判別する。
本発明によれば、VRFAマルチエコーシーケンスにおいて、信号補正を考慮したSNRを最大にできる。
第一の実施形態のMRI装置のブロック図 FSEシーケンスのパルスシーケンスを説明するための説明図 (a)は、第一の実施形態のシーケンス作成部の機能ブロック図、(b)は、第一の実施形態の変形例のシーケンス作成部の機能ブロック図 第一の実施形態の撮像処理のフローチャート (a)は、第一の実施形態のUI画面を説明するための説明図、(b)は、第一の実施形態のUI画面の変形例を説明するための説明図 第一の実施形態のFA決定処理のフローチャート (a)および(b)は、それぞれ、第一の実施形態のFA決定処理により得られた信号強度変化形状およびFA変化形状のグラフ (a)および(b)は、第一の実施形態のFA修正部による修正処理を説明するための説明図 (a)および(b)は、第一の実施形態のFA修正部による修正処理を説明するための説明図 第一の実施形態の撮像処理の変形例のフローチャート 第一の実施形態の撮像処理の変形例のフローチャート 第一の実施形態の撮像処理の変形例のフローチャート 第二の実施形態のシーケンス作成部の機能ブロック図 第二の実施形態のFA決定処理のフローチャート 第三の実施形態のシーケンス作成部の機能ブロック図 第三の実施形態のFA決定処理のフローチャート (a)および(b)は、それぞれ、第三の実施形態のFA決定処理により得られた信号強度変化形状およびFA変化形状のグラフ 第四の実施形態のシーケンス作成部の機能ブロック図 第四の実施形態のFA決定処理のフローチャート 第四の実施形態の信号強度変化形状決定処理のフローチャート 第四の実施形態の最小ノイズ増幅率算出処理のフローチャート 第四の実施形態の最終FA最小化処理のフローチャート 第四の実施形態のUI画面の一例を説明するための説明図 (a)および(b)は、それぞれ、第四の実施形態のFA決定処理により得られた信号強度変化形状およびFA変化形状のグラフ 第四の実施形態の修正後のFA変化形状のグラフ
本発明のマルチエコー撮像シーケンスの、複数の再収束高周波磁場パルスのフリップ角を決定するための構成の概要は以下のとおりである。
静磁場を発生する静磁場発生系と、前記静磁場中に配置された被検体に対して傾斜磁場を印加する傾斜磁場発生系と、前記被検体の磁化を所定のフリップ角で励起させる高周波磁場パルスを送信する高周波磁場送信系と、前記被検体が発生するエコー信号を受信する信号受信系と、前記信号受信系が受信したエコー信号から画像を再構成するとともに、撮像シーケンスに従って、前記傾斜磁場発生系、前記高周波磁場送信系、前記信号受信系の動作を制御する制御系と、を備える磁気共鳴イメージング装置であって、
前記制御系は、ユーザから前記撮像シーケンスを決定する撮像条件を受け付ける受付部と、前記受付部で受け付けた撮像条件とパルスシーケンスとに従って前記撮像シーケンスを生成するシーケンス生成部と、を備え、前記パルスシーケンスは、1の励起高周波磁場パルス印加後に複数の再収束高周波磁場パルスを印加するシーケンスであって、
前記シーケンス生成部は、前記信号受信系が受信する複数エコー信号の信号強度に基づいて、前記画像のSNRを最大とするように、前記各再収束高周波磁場パルスのフリップ角を決定する。
前述の磁気共鳴イメージング装置において、前記シーケンス生成部は、前記複数エコー信号の信号補正後の画像のSNRを反映する指標を用いて、該画像のSNRを最大にする前記各再収束高周波磁場パルスのフリップ角を決定してもよい。
前述の磁気共鳴イメージング装置において、例えば、前記シーケンス生成部は、前記再収束高周波磁場パルスのフリップ角を前記撮像条件から決定するフリップ角決定部を備え、前記フリップ角決定部は、予め定めた最適化法に従って各再収束RFパルスのフリップ角を特定する情報を変化させ、前記指標を算出することを繰り返すことにより、前記フリップ角を決定してもよい。
前述の磁気共鳴イメージング装置において、例えば、前記フリップ角決定部は、前記各再収束高周波磁場パルスのフリップ角を特定する情報から、各情報に対応する再収束高周波磁場パルス印加により得られるエコー信号の信号強度をそれぞれ算出する信号強度算出部を備え、前記指標として、算出した前記各エコー信号の信号強度の逆数の二乗の平均の平方根により得られるノイズ増幅率を用いてもよい。そして、そのノイズ増幅率を最小にするように前記各再収束高周波磁場パルスのフリップ角を決定してもよい。
前述の磁気共鳴イメージング装置において、例えば、前記各再収束高周波磁場パルスのフリップ角を特定する情報は、各再収束高周波磁場パルスのフリップ角であってもよい。
前述の磁気共鳴イメージング装置において、例えば、前記各再収束高周波磁場パルスのフリップ角を特定する情報は、再収束高周波磁場パルスよりも少ない数からなるものであってもよい。
前述の磁気共鳴イメージング装置において、例えば、前記各再収束高周波磁場パルスのフリップ角を特定する情報は、各再収束高周波磁場パルスのフリップ角を所定の規則に従って間引いて得た中間値列であり、前記フリップ角決定部は、前記中間値列を変化させて前記SNRを最大とする中間値列を決定する中間値列決定部と、前記決定した中間値を補間し、前記各再収束高周波磁場パルスのフリップ角を算出するフリップ角算出部と、を備えてもよい。
前述の磁気共鳴イメージング装置において、例えば、前記各再収束高周波磁場パルスのフリップ角を特定する情報は、各再収束高周波磁場パルス印加により得られるエコー信号の信号強度の変化の形状を表す関数のパラメータであり、前記フリップ角決定部は、前記パラメータを変化させて前記SNRを最大とする前記パラメータを決定し、前記信号強度の変化の形状を決定する信号強度変化形状決定部と、前記パラメータで特定される信号強度の変化の形状から、前記各再収束高周波磁場パルスのフリップ角を算出するフリップ角算出部と、を備えてもよい。
前述の磁気共鳴イメージング装置において、例えば、前記関数は、漸近的に指数関数に近づく関数であり、前記パラメータは、前記指数関数の係数および時定数の少なくとも一方であってもよい。
前述の磁気共鳴イメージング装置において、例えば、前記関数は、二重指数関数であり、前記パラメータは、前記二重指数関数を構成する二つの指数関数それぞれの、係数および時定数のうちの1つ以上であってもよい。
前述の磁気共鳴イメージング装置において、前記二重指数関数は、前記励起高周波磁場パルスにより励起された瞬間の仮想的な信号強度から減衰する関数であってもよい。
前述の磁気共鳴イメージング装置において、例えば、前記フリップ角を変化させる範囲は予め定められ、前記信号強度変化形状決定部は、前記フリップ角が前記範囲内に納まり、かつ、飽和しないよう、前記パラメータを変化させてもよい。
前述の磁気共鳴イメージング装置において、例えば、前記指標として、算出した前記各エコー信号の信号強度の逆数の二乗の平均の平方根により得られるノイズ増幅率を用い、前記二重指数関数は、前記信号強度の変化の形状が漸近的に近づく第一の指数関数と、漸近的な変化を表す第二の指数関数とから構成され、前記パラメータは、前記第一の指数関数の時定数であり、前記信号強度変化形状決定部は、前記ノイズ増幅率を固定して前記第一の指数関数の時定数を変化させた際に最後の再収束高周波磁場パルスの前記フリップ角が最小になる前記第一の指数関数の時定数を、前記SNRを最大とする前記パラメータとして決定するよう構成してもよい。
前述の磁気共鳴イメージング装置において、例えば、前記フリップ角の範囲は予め定められ、前記フリップ角決定部は、算出したフリップ角が前記範囲内に存在しない場合、予め定めた規則に従ってフリップ角を決定するものであってもよい。
前述の磁気共鳴イメージング装置において、例えば、前記最適化法は、解の範囲を絞り込む探索法であってもよい。
前述の磁気共鳴イメージング装置において、例えば、前記シーケンス生成部は、前記フリップ角決定部が決定したフリップ角を、予め定めた規則に従って修正するフリップ角修正部をさらに備えていてもよい。
前述の磁気共鳴イメージング装置において、例えば、前記フリップ角修正部は、前記フリップ角決定部が決定したフリップ角の一部または全部が、予め定めた設定可能範囲内に収まるよう修正してもよい。
前述の磁気共鳴イメージング装置において、例えば、前記フリップ角修正部は、予め定めた前記再収束高周波磁場パルスのフリップ角を予め定めた値に修正後、当該フリップ角以外のフリップ角であって最小のフリップ角以降のフリップ角を、滑らかに変化するよう修正してもよい。
前述の磁気共鳴イメージング装置において、例えば、前記予め定めた値に修正するフリップ角は、k空間の中心に配置されるエコー信号を得るフリップ角であってもよい。
前述の磁気共鳴イメージング装置において、例えば、撮像条件毎に、前記再収束高周波磁場パルスのフリップ角であって、前記画像のSNRを最大とするよう決定したフリップ角を記憶するフリップ角記憶部をさらに備え、前記シーケンス生成部は、前記受付部で受けけた撮像条件に対応づけて前記フリップ角記憶部に記憶されているフリップ角を、前記フリップ角として用いてもよい。
前述の磁気共鳴イメージング装置において、例えば、前記シーケンス生成部は、前記フリップ角記憶部に、前記撮像条件に対応づけたフリップ角が記憶されていない場合、最も近い撮像条件に対応づけて記憶されているフリップ角を前記フリップ角として用いてもよい。
前述の磁気共鳴イメージング装置において、例えば、前記シーケンス生成部は、前記フリップ角記憶部に、前記撮像条件に対応づけたフリップ角が記憶されていない場合、近い撮像条件に対応づけて記憶されているフリップ角を補間して算出したフリップ角を、前記フリップ角として用いてもよい。
前述の磁気共鳴イメージング装置において、例えば、前記撮像条件には、撮像対象とする核種の縦緩和時間と横緩和時間とを特定する情報が含まれていてもよい。
また、磁気共鳴イメージング装置で用いられるマルチエコー撮像シーケンスの、複数の再収束高周波磁場パルスのフリップ角を決定するフリップ角決定方法であって、予め定めた最適化法に従って、前記磁気共鳴イメージング装置で取得する複数エコー信号の信号補正後の画像のSNRを反映する指標を用いて、前記各再収束RFパルスのフリップ角を特定する情報を変化させて、前記指標を算出することを繰り返し、前記磁気共鳴イメージング装置で取得する画像のSNRが最大となるフリップ角を決定するフリップ角決定ステップを備える。
以下、各実施形態を詳細に説明する。
＜＜第一の実施形態＞＞
本発明を適用する第一の実施形態について説明する。以下、本発明の実施形態を説明するための全図において、同一機能を有するものは同一符号を付し、その繰り返しの説明は省略する。
最初に、本実施形態のMRI装置100の概要を図1に基づいて説明する。図1は、本実施形態のMRI装置100の全体構成を示すブロック図である。本実施形態のMRI装置100は、NMR現象を利用して被検体の断層画像を得るもので、静磁場発生系20と、傾斜磁場発生系30と、シーケンサ40と、高周波磁場送信系(送信系)50と、信号受信系(受信系)60と、制御系(シーケンサ40と信号処理系70)とを備える。
静磁場発生系20は、垂直磁場方式であれば、被検体10の周りの空間にその体軸と直交する方向に、水平磁場方式であれば、体軸方向に均一な静磁場を発生させるもので、被検体10の周りに永久磁石方式、常電導方式あるいは超電導方式の静磁場発生源(例えば、磁石)が配置される。
傾斜磁場発生系30は、MRI装置100の座標系(静止座標系)であるX，Y，Zの3軸方向に巻かれた傾斜磁場コイル31と、それぞれの傾斜磁場コイル31を駆動する傾斜磁場電源32とを備え、後述のシ−ケンサ40からの命令に従ってそれぞれのコイルの傾斜磁場電源32を駆動することにより、X，Y，Zの3軸方向に傾斜磁場Gx，Gy，Gzを印加する。撮像時には、スライス面(撮像断面)に直交する方向にスライス方向傾斜磁場パルス(Gs)を印加して被検体10に対するスライス面を設定し、そのスライス面に直交し、かつ、互いに直交する残りの2つの方向に位相エンコード方向傾斜磁場パルス(Gp)と周波数エンコード方向傾斜磁場パルス(Gf)を印加し、NMR信号(エコー信号)にそれぞれの方向の位置情報をエンコードする。
シーケンサ40は、高周波磁場パルス(以下、「RFパルス」という)と傾斜磁場パルスとを、所定の撮像シーケンスに従って繰り返し印加するよう傾斜磁場発生系30、送信系50、および受信系60を制御する。シーケンサ40は、後述する信号処理系70が備えるCPU71からの制御信号に従って動作し、被検体10の断層画像のデータ収集に必要な種々の命令をこれらに送信する。
送信系50は、被検体10の生体組織を構成する原子の原子核スピンに核磁気共鳴を起こさせるために、被検体10にRFパルスを照射するもので、高周波発振器(シンセサイザ)52と変調器53と高周波増幅器54と送信側の高周波コイル(送信コイル)51とを備える。シンセサイザ52から出力された高周波パルスをシーケンサ40からの指令によるタイミングで変調器53により振幅変調し、この振幅変調された高周波パルスを高周波増幅器54で増幅し、被検体10に近接して配置された送信コイル51に供給することにより、RFパルスが被検体10に照射される。
受信系60は、被検体10の生体組織を構成する原子核スピンの核磁気共鳴により放出されるエコー信号(NMR信号)を検出するもので、受信側の高周波コイル(受信コイル)61と信号増幅器62と直交位相検波器63とA/D変換器64とを備える。送信コイル51から照射された電磁波によって誘起された被検体10の応答のエコー信号が被検体10に近接して配置された受信コイル61で検出され、信号増幅器62で増幅された後、シーケンサ40からの指令によるタイミングで直交位相検波器63により直交する二系統の信号に分割され、それぞれがA/D変換器64でディジタル量に変換されて、信号処理系70に送られる。
信号処理系70は、各種データ処理と処理結果の表示及び保存等を行うもので、CPU71と、記憶装置72と、外部記憶装置73と、表示装置74と、入力装置75とを備える。例えば、受信系60からのデータを用い、被検体10の断層画像を再構成する。また、撮像シーケンスに従って、シーケンサ40に制御信号を送信する。再構成された断層画像は、表示装置74に表示されると共に、記憶装置72または外部記憶装置73に記録される。入力装置75は、操作者がMRI装置100の各種制御情報や信号処理系70で行う処理の制御情報を入力するもので、トラックボール又はマウス、及び、キーボードを備える。この入力装置75は表示装置74に近接して配置され、操作者が表示装置74を見ながら入力装置75を通してインタラクティブにMRI装置100の各種処理を制御する。
なお、図1において、送信コイル51と傾斜磁場コイル31は、被検体10が挿入される静磁場発生系20の静磁場空間内に、垂直磁場方式であれば被検体10に対向して、水平磁場方式であれば被検体10を取り囲むようにして設置される。また、受信コイル61は、被検体10に対向して、或いは取り囲むように設置される。
現在MRI装置の撮像対象核種は、臨床で普及しているものとしては、被検体の主たる構成物質である水素原子核(プロトン)である。プロトン密度の空間分布や、励起状態の緩和時間の空間分布に関する情報を画像化することで、人体頭部、腹部、四肢等の形態または、機能を2次元もしくは3次元的に撮像する。
信号処理系70のCPU71がシーケンサ40に制御信号を与える元となる撮像シーケンスは、RFパルスおよび傾斜磁場パルスの印加タイミングが定められるパルスシーケンスと、RFパルスおよび傾斜磁場パルスの印加強度、印加タイミング等を指定するパラメータとにより決定される。パルスシーケンスは、予め設定され、記憶装置72に保持される。また、パラメータは、入力装置75を介して操作者により設定される撮像条件に基づき、信号処理系70において算出される。
本実施形態の信号処理系70は、この、予め保持されるパルスシーケンスと、操作者から入力されるパラメータとから、撮像に用いる撮像シーケンスを作成するシーケンス作成部を備える。このシーケンス作成部は、CPU71が、記憶装置72または外部記憶装置73に予め保持されるプログラムを、メモリにロードして実行することにより実現される。
本実施形態のシーケンス作成部の詳細な説明に先立ち、本実施形態で用いる上記パルスシーケンスを説明する。本実施形態では、パルスシーケンスとして、FSE(Fast Spin Echo)等のマルチエコー撮像用のパルスシーケンスを用いる。以下、本実施形態では、FSEを用いる場合を例にあげて説明する。なお、本実施形態で用いるパルスシーケンスは、FSEに限らず、励起パルス(90度パルス)の後、繰り返し時間TR内に複数の再収束(リフォーカス)RFパルスを印加するパルスシーケンスであればよい。
図2に、FSEパルスシーケンス200のRFパルスの印加タイミングと、エコー信号の取得タイミングとを示す。本図に示すように、励起RFパルス(90度パルス)201を印加後、TR間に、複数の(ここでは、一例として6つの場合を例示する)再収束RFパルス202(2021、2022、2023、2024、2025、2026)を印加する。そして、各再収束RFパルス202印加後に、エコー信号203(2031、2032、2033、2034、2035、2036)を計測する。得られたエコー信号203の信号強度をSSとする。なお、ここで用いる信号強度SSは、上述のように、種々のエンコードによる強度変化を無視するものである。
本実施形態では、この再収束RFパルス202の各フリップ角(FA:FA1、FA2，FA3、FA4、FA5、FA6)を可変とする、VRFAによるパルスシーケンスを用いる。
以下、本実施形態では、1つの励起RFパルス201後に、N(Nは自然数)個の再収束RFパルスを印加するものとし、各再収束RFパルスを、再収束RFパルス202n(nは、1≦n≦Nを満たす自然数)と表す。添え字のnは、印加順に付与する。また、n番目に印加する再収束RFパルス202nのフリップ角をFAnと表す。また、n番目に印加する再収束RFパルス202nのフリップ角FAnを、n番目のFAと呼ぶ。また、n番目に印加する再収束RFパルス202nの直後に計測されるエコー信号203nとし、そのエコー番号をnとする。なお、エコー番号ごとに特に区別する必要がない場合は、再収束RFパルス202、フリップ角FA、エコー信号203、信号強度SSと呼ぶ。
さらに、1からN番目の各フリップ角FAの値を順に並べたもの(FA値列)を、FA変化形状FAPと呼び、1からN番目のエコー信号203の信号強度SSを順に並べたものを、信号強度変化形状(SSP)と呼ぶ。すなわち、FA変化形状FAPは、再収束RFパルス毎のFAから構成され、信号強度変化形状SSPは、再収束RFパルス毎に得られるエコー信号(エコー番号)毎の信号強度SSから構成される。
本実施形態では、このFA変化形状(各再収束RFパルス202のFA値列)を、信号補正がなされる場合であっても、得られる画像のSNRをほぼ最大にするよう決定する。
これを実現するため、本実施形態のシーケンス作成部300は、図3(a)に示すように、FA変化形状を決定するFA決定部310を備える。FA決定部310は、与えられた条件で画像のSNRがほぼ最大となるよう各再収束RFパルス202のFA(FA変化形状)を決定するFA決定処理を行う。
FA決定部310は、SNRの最大化を、例えば、信号強度変化形状SSPを構成する各エコー信号の信号強度SSの逆数の二乗の平均の平方根(RMS:Root Mean Square)で定義されるノイズ増幅率NAを最小にすることにより実現する。このノイズ増幅率NAは、信号強度SSに従って信号補正を行う場合の、周波数特性を無視したノイズ増幅率に相当する。上述のように、信号補正がなされる場合、k空間中心以外に配置されるエコー信号の信号強度もSNRに影響を与える。このように定義されるノイズ増幅率NAを用いることにより、k空間中心以外の信号強度も考慮したSNRの評価を行うことができる。また、後処理のフィルタを考慮するなど、その他の重み付けをしたノイズ増幅率を考えても良い。
ノイズ増幅率NAを最小とするFA変化形状FAPの算出には、一般的な最適化法を用いる。最適化法を用いる場合のFA変化形状FAPの初期値、すなわち、各再収束RFパルスのFA値の初期値は、例えば、予め設定される。初期値は、撮像条件として、操作者から入力されるよう構成してもよい。
用いる最適化法として、例えば、最急降下法がある。全てのFA値の初期値は、例えば、0度とする。最急降下法を用いる場合、FA決定部310は、FA変化形状FAPを変化させる毎に、FA変化形状FAPに対するノイズ増幅率NAの偏微分(計算では差分商)を算出し、その偏微分に予め定めた正の整数を乗算して得られた値をFA変化形状FAPから減算し、FA変化形状FAPを更新する。FA変化形状FAPの更新は、例えば、所定回数繰り返す。そして、最終的に得られたFA変化形状FAPを、目的のFA変化形状FAPと決定し、出力する。なお、偏微分に乗算する正の整数は、再収束RFパルス毎に設定してもよい。
次に、本実施形態の信号処理系70による撮像時の処理の流れについて説明する。図4は、本実施形態の撮像時の処理フローである。
操作者から撮像条件が入力されると、本実施形態の信号処理系70は、それを受け付ける(ステップS1101)。そして、受け付けた撮像条件を用い、シーケンス作成部300は、FA決定部310に各再収束RFパルスのFA(FA変化形状FAP)を決定させ(FA決定処理:ステップS1102)、決定した各再収束RFパルスのFA(FA変化形状FAP)と、撮像条件とを用い、撮像シーケンスを作成する(ステップS1103)。
信号処理系70は、作成された撮像シーケンスを用い、シーケンサ40に指令を与え、撮像を実行する(ステップS1104)。
ここで、ステップS1101において、操作者が撮像条件としてT1およびT2を設定するUI(User Interface)画面400を図5(a)に示す。UI画面400は、撮像条件の入力を受け付ける撮像条件設定領域410を備える。撮像条件設定領域410は、T1の入力を受け付けるT1入力欄401と、T2の入力を受け付けるT2入力欄402とを備える。このUI画面400は、表示装置74に表示され、操作者は、このUI画面400を介して、入力装置75を用い、MRI装置100での撮像で必要な各種のパラメータから構成される撮像条件を設定する。
次に、ステップS1102のFA決定部310によるFA決定処理の流れを説明する。
図6は、本実施形態のFA決定処理の処理フローである。ここでは、最急降下法でFA変化形状FAPを求める場合を例にあげて説明する。また、収束判定はM回(Mは自然数)繰り返したかどうかで行うものとする。
FA決定部310は、繰り返し回数をカウントするカウンタiに1を設定する(ステップS1201)。そして、FA変化形状FAPに、各再収束RFパルスのFAの初期値を設定する(ステップS1202)。初期値は、例えば、全てを0度とする。
次に、FA決定部310は、FA変化形状FAPに対するノイズ増幅率NAの偏微分(計算では差分商)を算出する(ステップS1203)。ここでは、まず、エコー間隔IET(Inter Echo Time)、対象とする核種の縦緩和時間(T1)および横緩和時間(T2)を用い、FA変化形状FAPから、非特許文献2に開示のEPGの手法により、信号強度変化形状SSPを算出する。そして、信号強度変化形状SSPを構成する各信号強度SSを用い、ノイズ増幅率NAを算出し、その偏微分を算出する。なお、FA変化形状FAPから信号強度変化形状SSPの算出には、ブロッホ方程式をそのまま使っても良い。
EPGの詳細は非特許文献2に開示の通りであるが、概要は以下の通りである。EPGではエコー信号203の状態を各ディフェーズレベルでの縦磁化成分と横磁化成分とに分けて考える。ここで、ディフェーズレベルとは、再収束RFパルス間の傾斜磁場などにより、どの程度磁化が拡散したかを示すものである。再収束RFパルスが完全な180°パルスで磁化が完全にリフォーカスされれば、同じ傾斜磁場により毎回ディフェーズレベルが反転されて巻き戻されるが、完全な180°でなければ巻き戻されない成分が現れ、ディフェーズレベルが1段階進んだ状態が残る。複数の再収束RFパルスを印加するとディフェーズレベルは蓄積または相殺され、n段階まで進んだり0段階に巻き戻ったりする。
エコー信号を生じるのはディフェーズレベルが0段階に巻き戻ったときである。従って、過去のディフェーズレベルを全て保持することでディフェーズレベルが0段階に戻るタイミングを求めることができる。FSEは各再収束RFパルス間の傾斜磁場がバランスされており、ディフェーズレベルが重なりあい、n段階というように整数のみで単純に考えることができる。すなわち、エコー信号203nの状態はエコー信号203n-1の状態とFAnと、T1、T2、IETと、から決まる。これを利用し、次々にエコー信号203の状態(信号強度)を求めていくことができる。
偏微分を得ると、FA決定部310は、得られた偏微分を用いてFA変化形状FAPを更新する(ステップS1204)。ここでは、前述したように、更新前のFA変化形状FAPから、偏微分に予め定めた正の整数を乗算した値を減算し、更新後のFA変化形状FAPを得る。
そして、M回処理を繰り返したか否かを判別し(ステップS1205)、繰り返していれば、その時点のFA変化形状FAPを処理結果と決定し(ステップS1208)、処理を終了する。
一方、ステップS1205において、M回未満であれば、iを1インクリメントし(ステップS1206)、ステップS1203へ戻る。
なお、簡単のために収束判定は繰り返し回数で行っているが、収束判定はその限りではない。例えば、ノイズ増幅率NAの偏微分が十分小さくなった場合、収束したものと判定するよう構成してもよい。この場合、判定に用いる閾値を予め定めておき、偏微分の値が閾値以下となった場合、収束したものと判定する。
また、FA決定処理に用いる最適化法は、最急降下法には限られない。例えば総当りでFA変化形状FAPを変化させ、FA変化形状FAP毎にノイズ増幅率NAを算出し、算出したノイズ増幅率NAの中で、最小のNAを得たFA変化形状FAPを処理結果としてもよい。
また、0度から180度以外のFAは0度から180度と同じ効果であるため、最適化法においてFAを変化させる範囲は0度から180度に制限してよい。また、さらに狭く制限しても良い。FAを変化させる範囲の下限値を高くすると動きに強くなる。FAを変化させる範囲の上限値を低くすると再収束RFパルスのパワーを抑えることができる。これらの上限値および下限値は、予めMRI装置100が保持してもよいし、操作者が入力してもよい。
上記手法で探索した結果得られる、ノイズ増幅率NAを最小とする信号強度変化形状SSP511およびFA変化形状FAP512の一例を、それぞれ図7(a)および図7(b)に示す。ここでは、エコートレイン数ETLが80で、エコー間隔IETが0.0073sec、対象のT1を1sec、対象のT2を0.1secとした。また、信号強度変化形状SSPを構成する各エコー信号の信号強度SSは、前述のように、励起瞬間の仮想的な信号強度を1として正規化した値である。また、両グラフにおいて、縦軸は、それぞれ、信号強度およびFA[deg]、横軸は、エコー番号である。
以上説明したように、本実施形態によれば、信号補正を考慮したSNRを評価可能なノイズ増幅率NAを導入し、これを最小とするFA変化形状を、最適化法を用いて決定する。従って、本実施形態によれば、信号補正などが行われ、k空間の中心以外に配置されるエコー信号がSNRに影響を与えるマルチエコー撮像であっても、最大のSNRを得るFA変化形状を決定することができる。
そして、本実施形態によれば、このように決定されたFA変化形状で特定されるFAで各再収束RFパルスが印加されてマルチエコー撮像が行われる。従って、本実施形態によれば、操作者は、撮像条件を入力するだけで、マルチエコー撮像において、信号補正を考慮したSNRが最大の画像を得ることができる。
なお、本実施形態では、シーケンス作成部300は、FA決定部310で決定したFA変化形状FAPをそのまま用い、撮像シーケンスを生成しているが、これに限られない。
FA決定部310が決定したFA変化形状FAPを、FAの範囲の制約等に応じて修正するよう構成してもよい。
この場合のシーケンス作成部300の機能ブロック図を図3(b)に示す。本図に示すように、シーケンス作成部300は、FA決定部310に加え、FA修正部311を備える。
FA修正部311は、FA決定部310が決定したFA変化形状を、予め定められたルールに従って修正する。以下、具体的な修正手法を、図を用いて説明する。
まず、FAの範囲を制約し、FA修正部311が、FA変化形状FAPで特定される各再収束RFパルスのFAが、この範囲に収まるよう修正する場合を例にあげて説明する。
なお、上記実施形態では、FAの範囲の制約を、FA決定部310での制約条件として適用する例を変形例として説明しているが、この変形例とFA変化形状決定後の修正とを組み合わせてもよい。さらに、上限値のみFA決定部310で制限して、下限値のみ得られたFA変化形状FAPを修正するなどとしても良い。
以下、一例として、上限値については、FA決定部310ですでに制限され、得られたFA変化形状FAPについて、FA修正部311が下限値FALに収まるよう修正する場合について説明する。図8(a)は、この修正手法の一例を説明するための説明図である。ここでは、FAの上限値をFAH、FAの下限値をFALとする。
この場合、FA修正部311は、本図に示すように、修正前のFA変化形状FAP601を、上限値FAHを中心としてスケーリングし、下限値FALまでの間に収め、修正後のFA変化形状FAP’602とする。ここで、上限値FAHを中心とするスケーリングとは、修正前のFA変化形状FAP601を構成する各FA値を、上限値との差(FA-FAH)に、(FAL-FAH)/(Famin-FAH)を乗算し、その結果を、上限値FAHに加算した値に変換するものとする。
シーケンス作成部300は、FA修正部311による修正後のFA変化形状FAP’を用い、撮像シーケンスを作成する。
なお、FAを所定の範囲内に収める修正手法は、図8(b)に示すように、1番目のFAから最小のFA(FAmin:m番目とする)までは、上記同様スケーリングにより下限値FAL内に収め、以降のFAは、下限値以下の値のものは全て下限値FALとする、といった修正であってもよい。ここでは、修正後のFA変化形状FAP’をグラフ603で示す。
次に、FA修正部311が、所定のFAを、所定の値とするよう修正する場合を例にあげて説明する。この場合、その他のFAは、最小のFAから最大のFAまで、滑らかに変化するよう修正する。図9(a)は、この修正手法の一例を説明するための説明図である。ここでは、k空間の中心付近に配置されるエコー信号を得るFAを、上記所定の値に修正するFAとする。k空間の中心付近に配置されるエコー信号を得るFAを、n番目のFAとし、修正後の所定の値をFA1とする。ただし、修正前のFA変化形状FAP内の最小FAであるFAminはm番目とし、n＞mとする。修正前のFA変化形状FAPをグラフ601で、修正後のFA変化形状FAP’をグラフ604で示す。
この場合、例えば、m番目からn番目までのFAは、おおよそFA1となるp番目のパルスがn番目になるように前倒し(時間方向に移動)した後に、m番目のFAと滑らかにつながるようにn番目のFAを中心にFA値方向にスケーリングする。n番目以降のFAは、上記同様、上限値FAHを中心にFA値方向にスケーリングして、n番目のFAと滑らかにつなげる。
なお、図9(b)に示すように、FA修正部311は、FA変化形状FAPの修正において、安定化パルス部分のFAについては、上限値FAH以下との制約を外してもよい。
なお、安定化パルスは、エコー信号強度を安定化させるために印加するパルスであって、エコートレインの先頭から所定数のエコー信号からなる。この場合、最初からFAmin(m番目とする)までのFAは、180度を中心に上記手法でFA値方向にスケーリングし、FAmin以降のFAは、下限以下のFAを下限値FALに修正する。修正後のFA変化形状FAP’をグラフ605で示す。
また、上記実施形態では、撮像条件が設定される毎に、FAを決定しているが、これに限られない。例えば、予め、T1、T2、ETL、IETといったFA決定処理に必要なパラメータ毎にFA変化形状FAPを算出し、算出結果を、FA変化形状データベースとして記憶装置72または外部記憶装置73に記憶しておくよう構成してもよい。
この場合、シーケンス作成部300は、FA決定部310を備えなくてもよい。すなわち、シーケンス作成部300は、撮像条件が設定されると、それに応じたFA変化形状FAPをFA変化形状データベースから抽出し、それを用いて撮像シーケンスを作成する。
この場合の、撮像処理の流れを図10に示す。ここでは、図4と同じ処理は、同じ符号を付す。本図に示すように、操作者から撮像条件が入力されると、信号処理系70は、それを受け付ける(ステップS1101)。そして、シーケンス作成部300は、受け付けた撮像条件に応じたFA変化形状FAPをFA変化形状データベースから抽出する(ステップS1112)。そして、シーケンス作成部300は、抽出したFA変化形状FAPと、撮像条件とを用い、撮像シーケンスを作成する(ステップS1103)。信号処理系70は、作成された撮像シーケンスを用い、シーケンサ40に指令を与え、撮像を実行する(ステップS1104)。
なお、ステップS1112において、受け付けた撮像条件に対応するFA変化形状FAPが、FA変化形状データベースにない場合は、受け付けた撮像条件に最も近いものを選択したり補間したりするよう構成してもよい。
なお、この場合も、ステップS1112後に、抽出したFA変化形状を修正するよう構成してもよい。
また、上記実施形態では、T1、T2を撮像条件として直接操作者が入力するよう構成しているが、操作者が指定する情報はこれに限られない。T1、T2を特定可能な情報であればよい。例えば、T1、T2の代わりに対象組織を操作者が設定するよう構成してもよい。この場合、組織毎のT1、T2値を記憶装置72または外部記憶装置73に保持しておく。シーケンス作成部300は、対象組織が指定されると、それに応じたT1、T2値を記憶装置72等から抽出し、それを用いてFA変化形状FAPを決定し、撮像シーケンスを作成する。
この場合、図5(b)に示すように、UI画面400は、撮像条件設定領域410に、T1入力欄401およびT2入力欄402の代わりに、対象組織入力欄403を備える。
なお、対象組織が複数の場合、撮像対象の全組織のT1およびT2のそれぞれ平均値を採用するよう構成してもよい。また、組織毎のT1、T2を用い、組織毎に上記FA変化形状FAPを算出し、組織毎のFA変化形状FAPを平均し、最終的なFA変化形状FAPとするよう構成してもよい。平均の算出時には、撮像対象内部の組織の分布、分量によって、重み付けをしてもよい。
それぞれのT1およびT2を用いて、組織毎のFA変化形状FAPを算出し、その後、平均を取る場合の処理フローを図11に示す。ここでは、組織がK種(Kは自然数)あり、第一の実施形態の場合を例にあげて説明する。
操作者から撮像条件が入力されると、本実施形態の信号処理系70は、それを受け付ける(ステップS1101)。
そして、受け付けた撮像条件を用い、シーケンス作成部300は、FA決定部310に各再収束RFパルスのFAを決定させる。このとき、本変形例では、FA決定部310は、入力されたT1およびT2毎に、FA決定処理を行い、それぞれのFA変化形状を算出する(ステップS1121、S1102、S1122、S1123)。
そして、シーケンス作成部300は、各T1，T2毎のFA変化形状の平均を算出し、それをFA変化形状とする(ステップS1124)。
そして、シーケンス作成部300は、算出した各再収束RFパルスのFA(FA変化形状)と、撮像条件とを用い、撮像シーケンスを作成する(ステップS1103)。信号処理系70は、作成された撮像シーケンスを用い、シーケンサ40に指令を与え、撮像を実行する(ステップS1104)。
また、T1、T2は、プリスキャンにより求めても良い。この場合の撮像処理の流れを図12に示す。本処理は、基本的に第一の実施形態の撮像処理と同様であるが、撮像条件を受け付けると、信号処理系70は、プリスキャンを行い(ステップS1131)、T1、T2を決定し(ステップS1132)、FA決定処理S1102に移行する。
なお、図11および図12に示す変形例においても、FA決定処理の代わりに、予め記憶装置72等に保持したデータベースから、T1およびT2に対応付けられたFA変化形状を抽出するよう構成してもよい。
＜＜第二の実施形態＞＞
次に、本発明を適用する第二の実施形態を説明する。第一の実施形態では、全再収束RFパルスのFAを、可能な範囲で変化させ、SNRを最大(ノイズ増幅率NAを最小)にするFA変化形状を探索する。すなわち、探索するパラメータ(探索パラメータ)数が、1回のTR間に印加される全再収束RFパルス数(エコー数)Nである。例えば、FAとの間で相互に変換可能な信号強度SSを探索パラメータとすることも可能だが、この場合も探索パラメータ数はNになる。本実施形態では、この探索パラメータ数をNより少なくする。
本実施形態のMRI装置100、シーケンス作成部300の構成は、基本的に第一の実施形態と同様である。また、本実施形態の信号処理系70による撮像処理の流れも第一の実施形態と同様である。このため、これらについての説明は省略する。以下、本実施形態について、第一の実施形態と異なる構成に主眼をおいて説明する。
本実施形態では、上述のように、エコー数N以下の、L個(L＜Nの自然数)の探索パラメータ(CTRLと総称する)を用意し、それを用いて、SNRを最大化するFA変化形状FAPを決定する。なお、信号強度とFAとは、EPGやProspectiveEPGなどを用い相互に変換可能である。従って、探索パラメータはFAを表すものでも良いし、信号強度を表すものでも良い。なお、ProspectiveEPGは、EPGとは逆に、信号強度変化形状SSPからFA変化形状FAPを算出する技術である。
ProspectiveEPGでは、信号強度変化形状SSPの先頭から順番に信号強度SSを実現するFAを求めることによりFA変化形状FAPを算出する。その過程で信号強度SSを実現できるようなFAが存在しない、または設定した範囲内には存在しないこともありうる。このような状態を、FAは飽和したと呼ぶ。
FAが飽和した場合、予め定められたルールに従ってFAを決定することで、FA変化形状FAPを算出する。例えば、飽和以降のFAは全て予め定めた上限値FAHとする等の処理を行う。
本実施形態のFA決定部320は、図13に示すように、SNRを最大化する探索パラメータCTRLを決定するパラメータ決定部321と、探索パラメータCTRLから各FA値(FA変化形状FAP)を算出するFA算出部322とを備える。
以下、具体例をあげて、本実施形態のFA決定処理について説明する。ここでは、FA変化形状FAPを構成するN個の各FA値を1個おきに間引いたFA値列を探索パラメータCTRLとして用いる。探索パラメータCTRLの個数をL(L＝N／2：Nは偶数、L＝(N＋1)／2：Nは奇数)とする。
FA算出部322は、探索パラメータCTRLからFA変化形状FAPを算出する。例えば、探索パラメータCTRLが、FA変化形状FAPを構成するN個のFA値を間引いて作成したものである場合、線形補間等の手法を用いて、FA変化形状FAPを算出する。
パラメータ決定部321は、FA算出部322を用いて探索パラメータCTRLをFA変化形状FAPに変換し、第一の実施形態同様の探索手法で、SNRが最大、すなわち、ノイズ増幅率NAが最小となる探索パラメータCTRLを決定する。
本実施形態のFA決定処理の流れを図14に示す。本実施形態においても、第一の実施形態同様、最急降下法を用い、M回、値の更新を繰り返すものとして説明する。
まず、パラメータ決定部321は、繰り返し回数をカウントするカウンタiに1を設定する(ステップS2101)。そして、探索パラメータCTRLに初期値を設定する(ステップS2102)。初期値は、第一の実施形態同様、例えば、全てを0度とする。そして、パラメータ決定部321は、FA算出部322を用いて、得られた探索パラメータCTRLから、FA変化形状FAPを作成する(ステップS2103)。
次に、パラメータ決定部321は、探索パラメータCTRLに対するノイズ増幅率NAの偏微分(計算では差分商)を算出する(ステップS2104)。ここでは、第一の実施形態同様、IET、T1、T2を用い、ステップS2103で算出したFA変化形状FAPからEPGなどにより、信号強度変化形状SSPを算出する。そして、算出した信号強度変化形状SSPを用いて、ノイズ増幅率NAおよびその偏微分を算出する。
そして、第一の実施形態同様の手法で探索パラメータCTRLを更新する(ステップS2105)。すなわち、更新前の探索パラメータCTRLの各値から、ステップS2104で得た偏微分の値に予め定めた正の整数を乗算した値を減算し、更新後の探索パラメータCTRLを得る。
そして、パラメータ決定部321は、M回処理を繰り返したか否かを判別し(ステップS2106)、M回未満であれば、カウンタiを1インクリメントし(ステップS2107)、ステップS2103へ戻る。
一方、ステップS2106において、M回繰り返している場合は、パラメータ決定部321は、その時点の探索パラメータCTRLを、SNRを最大にする探索パラメータCTRLと決定する(ステップS2108)。そして、FA決定部320は、FA算出部322に、ステップS2108で決定した探索パラメータCTRLからFA変化形状を算出させ(ステップS2109)、処理を終了する。
なお、本実施形態においても、ノイズ増幅率NAの最小値を探索する手法はこれに限らない。例えば、第一の実施形態同様、最急降下法ではなく、総当りで、変化させた探索パラメータCTRL毎に算出したノイズ増幅率NAの中で、最小のNAを得た探索パラメータCTRLから求めたFA変化形状FAPを処理結果としてもよい。
また、収束判定も、繰り返し回数で行っているが、これに限られない。例えば、第一の実施形態同様、ノイズ増幅率NAの偏微分の値によって判定してもよい。
以上説明したように、本実施形態によれば、第一の実施形態同様、信号補正などが行われ、k空間の中心以外に配置されるエコー信号がSNRに影響を与える場合であっても、マルチエコー撮像において、SNRを最大とするFA変化形状を決定することができ、そのFA変化形状を用い撮像が行われるため、信号補正を考慮したSNRの大きい画像を得ることができる。
また、本実施形態は、第一の実施形態より、探索に用いるパラメータが少ない。従って、第一の実施形態に比べ、少ない演算時間で最良のSNRを実現できる。
なお、パラメータ数を低減する手法は上記手法に限られない。例えば、探索パラメータとして、FA変化形状FAPを表す曲線の近似式の係数を用いても良いし、信号強度変化形状SSPを表す曲線を定義する式の係数を用いても良い。EPGやProspectiveEPGなどを用いれば信号強度とFAとは相互に変換可能であるため、探索パラメータはFAを表すものでも良いし、信号強度を表すものでも良い。
また、本実施形態においても、第一の実施形態同様、最適化法においてFAを変化させる範囲を予め定め、制限してもよい。また、FA決定部320が決定したFA変化形状FAPを修正するFA修正部311を備えてもよい。
また、予め作成したFA変化形状FAPを記憶装置72等に保持し、撮像時は、その中から抽出するよう構成してもよい。
さらに、T1、T2の代わりに撮像対象組織を設定させるよう構成してもよい。また、撮像対象組織が複数種の場合、T1、T2値の平均値を用いFA変化形状を算出してもよいし、T1、T2値毎にFA変化形状を算出し、FA変化形状の平均を算出するよう構成してもよい。また、T1、T2は、プリスキャンにより得るよう構成してもよい。
また、本実施形態では、ステップS2103で、探索パラメータCTRLからFA変化形状FAP、信号強度変化形状SSPを算出し、信号強度変化形状SSPを用いて、ノイズ増幅率NAの偏微分を算出しているが、この手法に限られない。例えば、上記実施形態のように、FA変化形状を間引いて作成する場合、間引かれていないFA変化形状を算出せずに探索パラメータCTRLを更新するよう構成してもよい。すなわち、探索パラメータCTRLとして抽出されたFA値列のみから間引かれた信号強度値列を算出する。そしてその信号強度値列から、ノイズ増幅率NA、およびその偏微分を算出し、探索パラメータCTRLを更新する。
＜＜第三の実施形態＞＞
次に、本発明を適用する第三の実施形態を説明する。上記各実施形態では、具体例としては、FA変化形状に直接関わるパラメータを制御してノイズ増幅率を最小化している。
本実施形態では、信号強度変化形状を変化させ、ノイズ増幅率を最小化する信号強度変化形状を決定し、その信号強度変化形状を実現するFA変化形状を撮像に用いるFA変化形状とする。すなわち、第二の実施形態の探索パラメータとして、信号強度変化形状を特定する情報を用いるものである。
本実施形態のMRI装置100、シーケンス作成部300の構成は、基本的に第二の実施形態と同様の構成を有する。また、本実施形態の信号処理系70による撮像処理の流れも第二の実施形態と同様である。このため、ここでは、これらの説明は省略する。以下、本実施形態について、第二の実施形態と異なる構成に主眼をおいて説明する。
本実施形態では、上述のように、探索パラメータとして、信号強度変化形状SSPを特定する情報を用いる。この探索パラメータを変化させ、SNRを最大化する信号強度変化形状SSPを決定し、決定した信号強度変化形状SSPからFA変化形状FAPを決定する。これを実現するため、本実施形態のFA決定部330は、図15に示すように、SNRを最大化する信号強度変化形状SSPを特定する情報を決定する信号強度変化形状決定部331と、探索パラメータである信号強度変化形状SSPを特定する情報から、FA変化形状FAPを算出するFA算出部332と、を備える。
信号強度変化形状決定部331は、信号強度変化形状SSPを所定の関数で表し、ノイズ増幅率NAが最小となるよう、探索パラメータである関数のパラメータ(係数等)を決定する。このとき、第一の実施形態、第二の実施形態同様に、最急降下法などの最適化法を用いてこの関数のパラメータを決定する。
いくつかのケースを調べたところ、信号強度変化形状SSPは、その一部または全部が、指数関数に漸近的に近づく形状のときにノイズ増幅率NAがほぼ最小となることがわかった。本実施形態では、信号強度SS(t)の関数として、以下の式(1)で表される二重指数関数を用いる。
SS(t)
＝(1−S0)×exp(−t／Ts)＋S0×exp(−t／T12) (1)
ここで、励起RFパルス201印加時をt＝0とする。また、Ts＝IET／log(2)とする。時定数T12の指数関数が、漸近的に近づく先の指数関数で、時定数Tsの指数関数が、漸近的な変化を表す指数関数である。漸近的に近づく先の指数関数の係数をS0(S0は1より小さい正の数)とし、S(0)＝1となるように、漸近的な変化を表す指数関数の係数を(1-S0)としている。
なお、n番目のエコー信号を取得する時刻をtnとすると、時刻tnのエコー信号の信号強度値SS(tn)は、以下の式(2)で表される。
SS(tn)
＝(1−S0)×exp(−tn／Ts)＋S0×exp(−tn／T12) (2)
実際の信号強度変化形状SSPは、この離散値である、N個の時刻tnの信号強度値SS(tn)により構成される。
従って、本実施形態で探索パラメータとして用いるのは、式(1)および(2)で表される二重指数関数の係数S0と時定数T12である。なお、探索パラメータ(S0，T12)で表される信号強度変化形状SSPはFAが飽和して実現不可能な形状でも良い。ノイズ増幅率NAの算出では、ProspectiveEPGでFA変化形状FAPを算出し、実現される信号強度変化形状SSPを算出し、ノイズ増幅率NAを算出する。または、実現可能な信号変化形状SSPから大きく離れないような制約を加え、探索パラメータ(S0，T12)で表される信号強度変化形状SSPから直接ノイズ増幅率NAを算出しても良い。加える制約は、例えば、最後のFA以外は飽和させない等である。
FA算出部332は、信号強度変化形状SSPからFA変化形状FAPを算出する。本実施形態では、ProspectiveEPGの手法を用いて算出する。
本実施形態のFA決定部330によるFA決定処理の流れを図16に示す。本実施形態においても、第一の実施形態同様、最急降下法を用い、M回、値の更新を繰り返すものとして説明する。
まず、信号強度変化形状決定部331は、繰り返し回数をカウントするカウンタiを初期化する(ステップS3101)。そして、探索パラメータである係数S0および時定数T12に初期値を設定する(ステップS3102)。初期値は、第一の実施形態、第二の実施形態同様、予め定めておく。
係数S0および時定数T12で特定される信号強度変化形状SSPを用い、その探索パラメータ(S0、T12)に対するノイズ増幅率NAの偏微分(計算では差分商)を算出する(ステップS3103)。そして、第一の実施形態同様の手法で、探索パラメータ(S0、T12)を更新する(ステップS3104)。ここでは、更新前の探索パラメータ(S0、T12)から、ステップS3103で得た偏微分の値に予め定めた正の整数を乗算した値を減算し、更新後の探索パラメータ(S0、T12)を得る。
そして、信号強度変化形状決定部331は、M回処理を実行したか否かを判別し(ステップS3105)、M回未満であれば、カウンタiを1インクリメントし(ステップS3106)、ステップS3103へ戻る。
一方、ステップS3105において、M回処理を終えている場合、信号強度変化形状決定部331は、その時点の探索パラメータ(S0、T12)を、SNRを最大にする探索パラメータ(S0、T12)と決定する(ステップS3107)。そして、FA決定部330は、FA算出部332に、ステップS3107で決定した探索パラメータ(S0、T12)で特定される信号強度変化形状SSPから、ProspectiveEPGなどの手法を用い、FA変化形状を算出させ(ステップS3108)、処理を終了する。
以上説明したように、本実施形態によれば、第一の実施形態同様、信号補正を考慮したSNRを評価可能なノイズ増幅率NAを導入し、これを最小とするFA変化形状を、最適化法を用いて決定する。従って、信号補正などが行われ、k空間の中心以外に配置されるエコー信号がSNRに影響を与える場合であっても、SNRを最大とするFA変化形状を決定することができる。そして、そのFA変化形状を用い撮像が行われるため、信号補正を考慮したSNRの高い画像を得ることができる。
また、本実施形態は、信号強度変化形状を関数で表した際の係数を探索パラメータとして用いる。従って、第一の実施形態に比べ、探索に用いるパラメータ数が少ないため、第一の実施形態に比べて少ない演算時間で最良のSNRを実現できる。
なお、本実施形態では、式(1)および(3)で表される二重指数関数の係数S0と時定数T12とを探索パラメータとしているが、これに限られない。係数S0、時定数T12、時定数Tsの中の1つ以上を探索パラメータとして用いればよい。
なお、信号強度変化形状SSPを表す関数は式(1)、式(2)に限られない。漸近的に指数関数に近づけば良く、例えば式(3)などを用いてもよい。
SS(t)
＝(1−S0)×(1／(1＋t／Ts))＋S0×exp(−t／T12) (3)
また、本実施形態においても、ノイズ増幅率NAの最小値を探索する手法はこれに限らない。例えば、第一の実施形態同様、最急降下法ではなく、総当りで、変化させた探索パラメータ(S0、T12)毎に算出したノイズ増幅率NAの中で、最小のNAを得た探索パラメータ(S0、T12)から求めたFA変化形状FAPを処理結果としてもよい。
また、収束判定も、繰り返し回数で行っているが、これに限られない。例えば、第一の実施形態同様、ノイズ増幅率NAの偏微分の値によって判定してもよい。
また、本実施形態においても、第一の実施形態同様、最適化法においてFAを変化させる範囲を予め定め、制限してもよい。FA算出部332は、FAが飽和した場合、予め定められたルールに従って、FAを変化させて、FA変化形状FAPを算出する。例えば、信号強度SSが大きすぎてFAが存在しないときはFAを予め定めた上限値FAHとし、信号強度SSが小さすぎてFAが存在しないときはFAを予め定めた下限値FALとする。
また、FA決定部320が決定したFA変化形状FAPを修正するFA修正部311を備えてもよい。
また、本実施形態の手法で予め作成したFA変化形状FAPを記憶装置72等に保持し、撮像時は、その中から抽出するよう構成してもよい。
さらに、T1、T2の代わりに撮像対象組織を設定させるよう構成してもよい。また、撮像対象組織が複数種の場合、T1、T2値の平均値を用いFA変化形状を算出してもよいし、T1、T2値毎にFA変化形状を算出し、FA変化形状の平均を算出するよう構成してもよい。また、T1、T2は、プリスキャンにより得るよう構成してもよい。
本実施形態の手法で決定した、信号強度変化形状531およびFA変化形状532を図17(a)および図17(b)にそれぞれ曲線で示す。ここでは、ETLを80、IETを0.0073sec、対象のT1を1sec、対象のT2を0.1secとした。また、信号強度変化形状を、式(1)に示す二重指数関数で近似した。さらに、FAの最大値を180度とし、FA飽和時はFAを最大とした。
これらの図に、ETL、IET，T1およびT2を同条件とし、第一の実施形態の手法で求めた信号強度変化形状およびFA変化形状を、それぞれ、点で示す。これらの図に示すように、両者はほぼ一致している。従って、SNRが最大となるときの信号強度変化は、二重指数関数で表現されることがわかる。
＜＜第四の実施形態＞＞
次に、本発明を適用する第四の実施形態について説明する。本実施形態は、基本的に第三の実施形態と同様に、信号強度の変化を関数で表し、その係数を変化させることにより、ノイズ増幅率を最小とするFA変化形状を決定する。ただし、本実施形態では、FAの飽和を許さないことでノイズ増幅率NAの最小化手順を簡単にして高速化する。
本実施形態のMRI装置100、シーケンス作成部300の構成は、基本的に第三の実施形態と同様である。また、本実施形態の信号処理系70による撮像処理の流れも第三の実施形態と同様である。このため、ここでは、説明を省略する。以下、本実施形態について、第三の実施形態と異なる構成に主眼をおいて説明する。
本実施形態のシーケンス作成部300のFA決定部340は、図18に示すように、信号強度変化形状決定部341とFA算出部342とを備える。本実施形態では、上述のように、第三の実施形態とノイズ増幅率NAの最小化手順が異なる。従って、信号強度変化形状決定部341によるノイズ増幅率NAを最小とする信号強度変化形状決定処理が異なる。
本実施形態の信号強度変化形状決定部341は、設定された範囲で、時定数T12と係数S0とを調整し、ノイズ増幅率NAを最小とする係数S0と時定数T12とを決定する信号強度変化形状決定処理を行う。
なお、本実施形態のFA算出部342は、第三の実施形態同様、信号強度変化形状SSPからFA変化形状FAPを算出する。本実施形態では、ProspectiveEPGの手法を用いて算出する。すなわち、本実施形態のFA決定部340は、図19に示すように、信号強度変化形状決定部341が、SNRを最大とする(ノイズ増幅率NAを最小とする)信号強度変化形状SSPを決定し(ステップS4101)、FA算出部342が、その信号強度変化形状SSPからFA変化形状FAPを算出する(ステップS4102)。
次に、本実施形態の信号強度変化形状決定部341による、信号強度変化形状決定処理を説明する。本実施形態の信号強度変化形状決定部341による信号強度変化形状決定処理の概略は以下のとおりである。
時定数T12と係数S0とを交互に変数とみなして変化させる。まず、時定数T12を固定し、係数S0を変数として変化させ、ノイズ増幅率NAを最小化する。具体的には、飽和が起こらない範囲でS0を最大化する。そして、ノイズ増幅率NAをその最小値に固定し、時定数T12を変数として変化させ、エコートレインの最後のエコー信号を得るFA(最後のFA)が最小となる時定数T12を得る。この処理により係数S0を大きくしても飽和しなくなる余裕が生まれるので、次のノイズ増幅率NAの最小化(係数S0の最大化)を行うことができるようになる。以上の処理を、所定の回数繰り返し、最終的な時定数T12および係数S0を得る。
係数S0を最大化する演算および最後のFAを最小化する演算には一般的な最適化法を用いれば良いが、ここでは、係数S0を最大化する演算には二分法を用い、最後のFAを最小化する演算には黄金分割法を用いる。どちらも探索範囲を狭めていく手法で、簡便で収束性が保証されている。なお、初期探索区間は、予め記憶される。または、操作者から撮像パラメータとして設定される。
以下、本実施形態の信号強度変化形状決定部341による信号強度変化形状決定処理の流れを説明する。図20は、この信号強度変化形状決定処理の処理フローである。ここでは、M回繰り返すものとする。
まず、信号強度変化形状決定部341は、係数S0および時定数T12を変化させる範囲を決定する(ステップS4201)。係数S0の範囲は例えば0から1とする。時定数T12の範囲は例えば対象のT1からT1の10倍などとする。処理回数をカウントするカウンタiを初期化(i＝1)する(ステップS4202)。また、時定数T12を最大値T12maxとする(ステップS4203)。
そして、時定数T12を固定し、係数S0を変数としてフリップアングルFAが飽和しない範囲でノイズ増幅率の最小化を行い(ステップS4204)、最小のノイズ増幅率NAminを得る。本処理を最小ノイズ増幅率算出処理と呼び、その詳細は後述する。
次に、ノイズ増幅率NAをNAminに固定し、時定数T12を変数として、最後のFA(FAfin)を最小化する(ステップS4205)。本処理を最終FA最小化処理と呼び、その詳細は後述する。このとき、ノイズ増幅率NAが固定されるため、係数S0も時定数T12の変化に伴い変化する。そして、これを実現する時定数T12minと係数S0min’とを得、それを、時定数T12、係数S0とする(ステップS4206)。
以上の処理を予め定めた回数くりかえしたか否かを判別し(ステップS4207)、繰り返されていない場合は、iを1インクリメントし(ステップS4208)、ステップS4204へ戻り、処理を繰り返す。一方、予め定めた回数繰り返した場合は、その時点の時定数T12および係数S0を算出結果と決定し(ステップS4209)、処理を終了する。
次に、上記ステップS4204における、係数S0を変数とし、ノイズ増幅率NAを最小化する最小ノイズ増幅率算出処理について説明する。
図21は、最小ノイズ増幅率算出処理の処理フローである。ここでは、二分法を用い、M回繰り返す場合を例にあげて説明する。二分法を用いる場合の、係数S0の下限および上限を、それぞれS01、S02とする。ノイズ増幅率NAは係数S0に関して単調減少となるので、FAが飽和しない最大の係数S0を求めることになる。
本図に示すように、信号強度変化形状決定部341は、回数カウンタiを初期化し(ステップS4301)、予め定めた初期値を係数S0に設定する(ステップS4302)。
ここでは、係数S0の初期値として(S01＋S02)／2を設定する。
次に、信号強度変化形状決定部341は、係数S0を用いた信号強度変化形状SSPからFA変化形状FAPを算出する(ステップS4303)。そして、算出したFA変化形状FAPの飽和の有無を判別する(ステップS4304)。飽和していない場合は、下限S01を現在の係数S0に更新する(S01＝S0:ステップS4305)。一方、飽和している場合、上限S02を現在の係数S0に更新する(S02＝S0:ステップS4306)。飽和の有無に応じて、下限S01および上限S02のいずれか一方を更新後、係数S0を、更新後の下限S01および上限S02を用い、S0を(S01＋S02)／2に更新する(ステップS4307)。
そして、信号強度変化形状決定部341は、M回処理を行ったか否かを判別する(ステップS4308)。行っていない場合は、カウンタiを1インクリメントし(ステップS4309)、ステップS4303へ移行する。
一方、ステップS4308でM回繰り返したと判別された場合は、信号強度変化形状決定部341は、その時点の下限S01を係数S0として信号強度変化形状SSPを決定する(ステップS4310)。そして、それを用いてノイズ増幅率NAを算出し、その結果を最小ノイズ増幅率NAminと決定し(ステップS4311)、処理を終了する。
なお、最小ノイズ増幅率算出処理では、飽和しない最大の係数S0が得られれば良いため、上記のような二分法が効率良い。しかし、二分法を用いなくてもよく、例えば、M個の係数S0に対するノイズ増幅率NAを総当りで求め、係数S0に対応づけて記憶し、M個のノイズ増幅率の中で、FAが飽和しなかった最小のノイズ増幅率NAを得た係数S0とそのノイズ増幅率NAとを、算出結果としてもよい。
次に、上記ステップS4205における最終FA最小化処理について説明する。最終FA最小化処理では、時定数T12を受け付けた範囲内で変化させ、FAfinが最小となる時定数T12を決定する。いくつかのケースを調べたところ、FAfinはノイズ増幅率NAを固定したとき時定数T12に対して単峰性であることがわかった。従って、ここでは、探索区間を一定の比率で狭めていくことにより、簡単で収束性が保証できる黄金分割法を用いる処理を例にあげて説明する。図22は、本実施形態の最終FA最小化処理の処理フローである。なお、黄金分割法を用いる場合の、時定数T12を探索する区間(探索区間)の下限および上限を、それぞれT12sup及びT12infとする。
信号強度変化形状決定部341は、回数カウンタiを初期化し(ステップS4401)、探索区間を狭めていくために、探索区間[T12sup，T12inf]内の2点(T12AおよびT12B:(T12A＜T12B))を、T12(T12AおよびT12b)の初期値と決定する(ステップS4402)。ここでは、黄金分割法を用いるため、T12AおよびT12Bは、それぞれ探索区間[T12sup，T12inf]を黄金分割比(1：(1＋√5)／2、(1＋√5)／2：1)で内分する点とする。
そして、時定数T12をT12AおよびT12Bとした場合の、ノイズ増幅率NAを一定とする条件を満たす係数S0(それぞれ、S0AおよびS0Bとする)を算出する(ステップS4403)。そして、時定数と係数とを、それぞれ、T12AとS0A、および、T12BとS0Bとした場合の、信号強度変化形状SSPから、ProspectiveEPGを用い、この信号強度変化形状SSPを実現する、FA変化形状FAP(FAPAおよびFAPB)を算出する(ステップS4404)。
算出した両FA変化形状(FAPAおよびFAPB)の飽和の有無を判別する(ステップS4405)。両FA変化形状(FAPAおよびFAPB)に、飽和が起こらなければ、それぞれ、FAfin(FAfinAおよびFAfinBとする)を求める(ステップS4406)。そして、黄金分割法に従い、FAfinAおよびFAfinBの大小に従って探索区間を絞り、探索区間を更新する(ステップS4407)。すなわち、FAfinA＜FAfinBの場合は、時定数T12の探索区間を[T12sup，T12B]とし、FAfinA＞FAfinBの場合は[T12A，T12inf]とする。
ただし、飽和しないという条件に対応するために、ここでは、以下のように黄金分割法を拡張する。
ステップS4405で、両FA変化形状(FAPAおよびFAPB)の少なくとも一方で飽和が起こった場合、飽和が起こったFA変化形状を算出した時定数T12まで探索区間を絞り、探索区間を更新する(ステップS4408)。すなわち、FAPAのみで飽和が起これば探索区間を半開区間(T12A，T12inf]に絞り、FAPBのみで飽和が起これば探索区間を半開区間[T12sup，T12B)に絞る。FAPAとFAPBとの両方で飽和が起こった場合は、半開区間[T12sup，T12B)と(T12A，T12inf]とのうち、これまでの計算で飽和しなかったT12(T12maxも含む)を含む探索区間に絞る。どちらも含む場合はどちらを選んでも良いが、この実施形態では[T12sup，T12B)を選ぶものとする。なお、繰り返しにあたり、T12sup、T12infは探索区間の下限、上限に設定し直す。
信号強度変化形状決定部341は、探索区間を更新後、M回処理を終えたか否かを判別する(ステップS4409)。処理を終えていない場合は、iを1インクリメントし(ステップS4410)、ステップS4403へ移行する。
一方、ステップS4409においてM回処理を終えている場合は、その時点のT12sup、T12A、T12B、T12infにより得られるFAfinの中で、FAfinが最も小さくなるT12を、算出結果と決定し(ステップS4411)、処理を終了する。
なお、最終FA最小化処理においても、時定数T12を更新する毎に算出したFAfinを、時定数T12に対応づけて記憶し、M個のFAfinの中で、最小のFAfinを得た時定数T12および係数S0を、算出結果としてもよい。
また、繰り返し回数もM回に限られず、例えば、FAfinを算出する毎に、前回得たFAfinと比較し、値が変化しない場合、その時点の時定数T12および係数S0を算出結果とするよう構成してもよい。
以上説明したように、本実施形態によれば、信号強度変化形状を表す関数のパラメータを変化させることでノイズ増幅率を最小にする信号強度変化形状を決定し、それを実現するFA変化形状を算出する。従って、第一の実施形態同様、信号補正を考慮したSNRをほぼ最大とするFA変化形状で撮像が行われるため、信号補正等が行われる場合であっても、SNRが良好な画像を得ることができる。
さらに、本実施形態によれば、ノイズ増幅率を最小にする信号強度変化形状は、信号強度変化形状を表す関数のパラメータを変化させることにより決定する。従って、変化させる変数が少ないため、より高速に結果を得ることができる。
本実施形態においても、第三の実施形態同様、信号強度変化形状を表す関数は式(1)、式(2)に限られず、式(3)を用いてもよい。
また、いずれの関数を用いる場合であっても、どのパラメータを探索するかは自由で、例えばTsも係数S0、時定数T12同様、ノイズ増幅率NAを最小化するための探索パラメータとしてもよい。
また、時定数T12は、探索の対象としないよう構成してもよい。固定の時定数T12を用いる場合、時定数T12は、操作者が他の撮像条件同様、UI画面400を用いて設定するよう構成してもよいし、予めMRI装置100が内部に保持していてもよい。
UI画面400を介して操作者が設定する場合の設定画面の一例を図23に示す。本図に示すように、UI画面400は、その撮像条件設定領域410に、T12入力欄404を備える。
なお、時定数T12を探索の対象としない場合、信号強度変化形状決定処理の最終FA最小化処理は行わない。
本実施形態の手法で決定した、信号強度変化形状541およびFA変化形状542を図24(a)および図24(b)にそれぞれ示す。ここでは、ETLが80で、IETが0.0073sec、対象のT1が1sec、対象のT2が0.1secとした。また、FAの上限を0度、下限を180度とした。本図に示すように、SNRがほぼ最大となったところで処理を打ち切るため、FAは、その上限まで使いきらないことがある。ここでは、信号強度変化形状を表す関数として、上記式(2)を用いた。
また、本実施形態においても、第一の実施形態同様、FA決定部340が決定したFA変化形状FAPを修正するFA修正部を備えてもよい。また、予め作成したFA変化形状FAPを記憶装置72等に保持し、撮像時は、その中から抽出するよう構成してもよい。
なお、ETL、IET、T1、T2の条件はそのままに、FAの下限を30度、FAの上限を180度とし、図9(b)に示す修正を行った場合、図24(b)に示すFA変化形状FAP542は、図25に示すFA変化形状543ようになる。
さらに、本実施形態においても、T1、T2の代わりに撮像対象組織を設定させるよう構成してもよい。また、撮像対象組織が複数種の場合、T1、T2値の平均値を用いFA変化形状を算出してもよいし、T1、T2値毎にFA変化形状を算出し、FA変化形状の平均を算出するよう構成してもよい。また、T1、T2は、プリスキャンにより得るよう構成してもよい。
以上の各実施形態によれば、上記効果に加え、最大分解能において最大SNRを実現するFAが明らかになるので、得られたFAを修正することにより、分解能とSNRとのトレードオフを考えることが容易になる。
なお、上記各実施形態では、シーケンス作成部300をMRI装置100が備えるものとして説明しているが、これに限られない。シーケンス作成部300は、MRI装置100とデータの送受信が可能な、MRI装置100とは独立した情報処理装置上に構築されていてもよい。
10 被検体、100 MRI装置、20 静磁場発生系、30 傾斜磁場発生系、31 傾斜磁場コイル、32 傾斜磁場電源、40 シーケンサ、50 送信系、51 送信コイル、52 シンセサイザ、53 変調器、54 高周波増幅器、60 受信系、61 受信コイル、62 信号増幅器、63 直交位相検波器、64 A/D変換器、70 信号処理系、71 CPU、72 記憶装置、73 外部記憶装置、74 表示装置、75 入力装置、200 FSEパルスシーケンス、201 励起RFパルス、202 再収束RFパルス、203 エコー信号、300 シーケンス作成部、310 FA決定部、311 FA修正部、320 FA決定部、321 パラメータ決定部、322 FA算出部、330 FA決定部、331 信号強度変化形状決定部、332 FA算出部、340 FA決定部、341 信号強度変化形状決定部、342 FA算出部、400 UI画面、401 T1入力欄、402 T2入力欄、403 対象組織入力欄、404 T12入力欄、410 撮像条件設定領域、511 信号強度変化形状、512 FA変化形状、531 信号強度変化形状、532 FA変化形状、541 信号強度変化形状、542 FA変化形状、543 FA変化形状、601 修正前FA変化形状、603 修正後FA変化形状、604 修正後FA変化形状、605 修正後FA変化形状

Claims (18)

  1. 静磁場を発生する静磁場発生系と、
    前記静磁場の中に配置された被検体に対して傾斜磁場を印加する傾斜磁場発生系と、
    前記被検体の磁化を所定のフリップ角で励起させる高周波磁場パルスを送信する高周波磁場送信系と、
    前記被検体が発生するエコー信号を受信する信号受信系と、
    1の励起高周波磁場パルスの印加後に複数の再収束高周波磁場パルスを印加する撮像シーケンスに従って、前記傾斜磁場発生系、前記高周波磁場送信系、前記信号受信系の動作を制御するとともに、前記信号受信系が受信した複数のエコー信号から画像を再構成する制御系と、
    を備え、
    前記再収束高周波磁場パルスは、前記複数のエコー信号から得られる画像のSNRを反映する指標を用いて、前記画像のSNRを最大にするように決定されたフリップ角を有すること、
    を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  2. 請求項1記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    前記制御系は、ユーザから前記撮像シーケンスを決定する撮像条件を受け付ける受付部と、前記受付部で受け付けた撮像条件に従って前記撮像シーケンスを生成するシーケンス生成部と、を備え、
    前記シーケンス生成部が、前記再収束高周波磁場パルスのフリップ角を決定すること
    を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  3. 請求項2記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    前記シーケンス生成部は、予め定めた最適化法に従って前記再収束高周波磁場パルスのフリップ角を特定する情報を変化させて前記指標を算出することを繰り返すことにより、前記フリップ角を決定すること
    を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  4. 請求項3記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    前記シーケンス生成部は、前記指標として、前記エコー信号の信号強度の逆数の二乗の平均の平方根により得られるノイズ増幅率を用い、前記ノイズ増幅率を最小にするように前記再収束高周波磁場パルスのフリップ角を決定すること
    を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  5. 請求項3又は4記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    前記再収束高周波磁場パルスのフリップ角を特定する情報は、前記再収束高周波磁場パルスのフリップ角であること
    を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  6. 請求項3又は4記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    前記再収束高周波磁場パルスのフリップ角を特定する情報は、前記再収束高周波磁場パルスの数よりも少ない数からなること
    を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  7. 請求項3又は4記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    前記再収束高周波磁場パルスのフリップ角を特定する情報は、前記複数の再収束高周波磁場パルスのフリップ角を所定の規則に従って間引いて得た中間値列であり、
    前記シーケンス生成部は、前記中間値列を変化させて前記SNRを最大とする中間値列を決定し、該決定した中間値を補間し、前記再収束高周波磁場パルスのフリップ角を算出すること
    を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  8. 請求項3又は4記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    前記再収束高周波磁場パルスのフリップ角を特定する情報は、前記再収束高周波磁場パルス印加により得られるエコー信号の信号強度の変化の形状を表す関数のパラメータであり、
    前記シーケンス生成部は、前記パラメータを変化させて前記画像のSNRを最大にするパラメータを決定し、該決定したパラメータに基づいて決定した信号強度の変化の形状から、前記再収束高周波磁場パルスのフリップ角を算出すること
    を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  9. 請求項8記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    前記関数は、漸近的に指数関数に近づく関数であり、
    前記パラメータは、前記指数関数の係数および時定数の少なくとも一方であること
    を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  10. 請求項8記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    前記関数は、二重指数関数であり、
    前記パラメータは、前記二重指数関数を構成する二つの指数関数それぞれの、係数および時定数のうちの1つ以上であること
    を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  11. 請求項10記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    前記二重指数関数は、前記信号強度の変化の形状が漸近的に近づく第一の指数関数と、漸近的な変化を表す第二の指数関数とから構成され、
    前記パラメータは、前記第一の指数関数の時定数であり、
    前記シーケンス生成部は、前記第一の指数関数の時定数を変化させた際に最後の再収束高周波磁場パルスのフリップ角が最小になる前記第一の指数関数の時定数を、前記画像のSNRを最大にする前記パラメータとして決定すること
    を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  12. 請求項8乃至11のいずれか一項に記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    前記フリップ角を変化させる範囲は予め定められ、
    前記シーケンス生成部は、前記フリップ角が前記範囲内に納まり、かつ、飽和しないよう、前記パラメータを変化させること
    を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  13. 請求項8乃至11のいずれか一項に記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    前記フリップ角の範囲は予め定められ、
    前記シーケンス生成部は、算出したフリップ角が前記範囲内に存在しない場合、予め定めた規則に従ってフリップ角を決定すること
    を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  14. 請求項1乃至13のいずれか一項に記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    前記シーケンス生成部は、前記決定したフリップ角を、予め定めた規則に従って修正すること
    を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  15. 請求項2記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    撮像条件毎に、前記再収束高周波磁場パルスのフリップ角であって、前記画像のSNRを最大にするよう決定したフリップ角を記憶するフリップ角記憶部をさらに備え、
    前記シーケンス生成部は、前記受付部で受け付けた撮像条件に対応づけて前記フリップ角記憶部に記憶されているフリップ角を、前記再収束高周波磁場パルスのフリップ角として用いること
    を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  16. 請求項2乃至13のいずれか一項に記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    前記撮像条件には、撮像対象の縦緩和時間と横緩和時間とを特定する情報が含まれること
    を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  17. 請求項1乃至5のいずれか一項に記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    前記シーケンス生成部は、撮像対象の縦緩和時間及び横緩和時間と、前記複数の再収束高周波磁場パルスのフリップ角の変化形状と、に基づいて、前記複数のエコー信号の信号強度の変化形状を1つ求め、該1つの信号強度の変化形状から前記指標を求めること
    を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  18. 磁気共鳴イメージング装置で用いられるマルチエコー撮像シーケンスの、複数の再収束高周波磁場パルスのフリップ角を決定するフリップ角決定方法であって、
    前記磁気共鳴イメージング装置で取得する複数のエコー信号から得られる画像のSNRを反映する指標を用いて、
    予め定めた最適化法に従って、前記再収束高周波磁場パルスのフリップ角を特定する情報を変化させて、前記指標を算出することを繰り返し、前記画像のSNRが最大となるフリップ角を決定するフリップ角決定ステップを備えたこと
    を特徴とするフリップ角決定方法。
JP2013519435A 2011-06-09 2012-05-23 磁気共鳴イメージング装置およびフリップ角決定方法 Active JP5978431B2 (ja)

Priority Applications (1)

Application Number Priority Date Filing Date Title
JP2013519435A JP5978431B2 (ja) 2011-06-09 2012-05-23 磁気共鳴イメージング装置およびフリップ角決定方法

Applications Claiming Priority (4)

Application Number Priority Date Filing Date Title
JP2011129287 2011-06-09
JP2011129287 2011-06-09
PCT/JP2012/063117 WO2012169349A1 (ja) 2011-06-09 2012-05-23 磁気共鳴イメージング装置およびフリップ角決定方法
JP2013519435A JP5978431B2 (ja) 2011-06-09 2012-05-23 磁気共鳴イメージング装置およびフリップ角決定方法

Related Child Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
JP2016107040A Division JP6227710B2 (ja) 2011-06-09 2016-05-30 磁気共鳴イメージング装置およびフリップ角決定方法

Publications (2)

Publication Number Publication Date
JPWO2012169349A1 JPWO2012169349A1 (ja) 2015-02-23
JP5978431B2 true JP5978431B2 (ja) 2016-08-24

Family

ID=47295917

Family Applications (2)

Application Number Title Priority Date Filing Date
JP2013519435A Active JP5978431B2 (ja) 2011-06-09 2012-05-23 磁気共鳴イメージング装置およびフリップ角決定方法
JP2016107040A Active JP6227710B2 (ja) 2011-06-09 2016-05-30 磁気共鳴イメージング装置およびフリップ角決定方法

Family Applications After (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
JP2016107040A Active JP6227710B2 (ja) 2011-06-09 2016-05-30 磁気共鳴イメージング装置およびフリップ角決定方法

Country Status (5)

Country Link
US (1) US10073159B2 (ja)
EP (1) EP2719330A4 (ja)
JP (2) JP5978431B2 (ja)
CN (1) CN103561645B (ja)
WO (1) WO2012169349A1 (ja)

Cited By (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2016172033A (ja) * 2011-06-09 2016-09-29 株式会社日立製作所 磁気共鳴イメージング装置およびフリップ角決定方法

Families Citing this family (15)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
WO2014126134A1 (ja) * 2013-02-15 2014-08-21 株式会社 日立メディコ 磁気共鳴イメージング装置及び不要コントラスト低減方法
US10551462B2 (en) * 2013-12-11 2020-02-04 Siemens Healthcare Gmbh Accuracy and off-resonance performance in quantitative magnetization prepared magnetic resonance imaging
WO2017031638A1 (en) * 2015-08-21 2017-03-02 Shanghai United Imaging Healthcare Co., Ltd. System and method for flip angle determination in magnetic resonance imaging
CN105395200B (zh) * 2015-12-02 2018-08-03 沈阳东软医疗系统有限公司 磁共振成像系统扫描方法、射频功率校准方法及装置
WO2018029063A1 (en) * 2016-08-09 2018-02-15 Koninklijke Philips N.V. Retrospective correction of field fluctuations in multiple gradient echo mri
CN109146796B (zh) * 2017-06-28 2024-02-02 通用电气公司 磁共振信号的处理方法及装置、计算机程序
CN107369153B (zh) * 2017-07-18 2020-11-27 上海联影医疗科技股份有限公司 磁共振脂肪抑制图像获取方法、存储介质及扫描系统
CN107638179B (zh) * 2017-08-28 2020-09-04 上海联影医疗科技有限公司 磁共振翻转角的计算方法、系统和计算机可读存储介质
US11047942B2 (en) 2017-10-24 2021-06-29 University Of Cincinnati Magnetic resonance imaging method and system with optimal variable flip angles
CN108226835B (zh) * 2017-12-31 2020-01-14 厦门大学 基于分段激发的多回波多层时空编码磁共振成像方法
CN109738841B (zh) * 2019-02-21 2021-05-28 奥泰医疗系统有限责任公司 化学位移选择饱和压脂脉冲翻转角的优化方法
US11353527B2 (en) 2019-07-19 2022-06-07 Shanghai United Imaging Healthcare Co., Ltd. Systems and methods for waveform determination in magnetic resonance imaging
CN110488210B (zh) * 2019-07-19 2021-09-17 上海联影医疗科技股份有限公司 磁共振系统的扫描方法、计算机设备和存储介质
US20230139038A1 (en) * 2020-03-18 2023-05-04 Northshore University Healthsystem System and method for t1 relaxation enhanced steady-state mri
CN113093078B (zh) * 2021-03-31 2021-11-30 无锡鸣石峻致医疗科技有限公司 一种射频脉冲强度与翻转角线性关系的确定方法、装置、计算机设备及存储介质

Family Cites Families (21)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
DE3823961A1 (de) * 1988-07-15 1990-01-18 Philips Patentverwaltung Kernspintomographieverfahren und kernspintomograph zur durchfuehrung des verfahrens
US6268728B1 (en) * 1999-02-10 2001-07-31 Board Of Trustees Of The Leland Stanford Junior University Phase-sensitive method of radio-frequency field mapping for magnetic resonance imaging
US7164268B2 (en) * 2000-12-21 2007-01-16 University Of Virginia Patent Foundation Method and apparatus for spin-echo-train MR imaging using prescribed signal evolutions
US6690167B2 (en) * 2001-10-12 2004-02-10 Baker Hughes Incorporated Nuclear magnetic resonance pulse sequence with refocusing pulses having reduced tipping angle
JP4133348B2 (ja) * 2003-01-07 2008-08-13 株式会社日立メディコ 核磁気共鳴を用いた検査装置
US7227356B1 (en) * 2004-09-03 2007-06-05 General Electric Company Method and apparatus of multi-echo MR data acquisition with non-discrete flip angle train
WO2006028015A1 (ja) 2004-09-06 2006-03-16 Hitachi Medical Corporation 磁気共鳴イメージング装置及び方法
EP1911400A4 (en) * 2005-07-27 2011-05-04 Hitachi Medical Corp MAGNETIC TOMOGRAPH
US7777917B2 (en) 2005-09-08 2010-08-17 The Go Daddy Group, Inc. Document color and shades of gray optimization using solid monochrome colors
US20070264200A1 (en) * 2005-11-14 2007-11-15 Scott Small Mouse MRI for drug screening
JP4864969B2 (ja) * 2006-06-16 2012-02-01 株式会社日立メディコ 磁気共鳴イメージング装置
US8498688B2 (en) * 2007-03-19 2013-07-30 Koninklijke Philips N.V. Magnetic resonance device and method
JP5497994B2 (ja) * 2007-05-07 2014-05-21 株式会社東芝 磁気共鳴映像装置
US7741844B2 (en) * 2007-05-07 2010-06-22 General Electric Company Method and system for magnetic resonance imaging using labeled contrast agents
DE102007021719B4 (de) * 2007-05-09 2010-09-30 Siemens Ag Turbospinechobildgebungssequenz mit langen Echozügen und optimiertem T1-Kontrast
US8228060B2 (en) * 2007-06-25 2012-07-24 General Electric Company Method and apparatus for generating a flip angle schedule for a spin echo train pulse sequence
US7994784B2 (en) * 2007-07-20 2011-08-09 Medical College Of Georgia Research Institute, Inc. Systems and methods for rescaling image intensities with diffusion MRI to synthesize complex diffusive geometries
US8217651B2 (en) * 2009-10-30 2012-07-10 General Electric Company Amplified radiation damping for MR imaging and spectroscopy
US8212562B2 (en) 2010-01-28 2012-07-03 Kabushiki Kaisha Toshiba Method and apparatus for designing and/or implementing variable flip angle MRI spin echo train
JP2012084122A (ja) * 2010-09-15 2012-04-26 Ricoh Co Ltd 画像表示装置、画像表示システム、画像表示方法、プログラムおよび記録媒体
JP5978431B2 (ja) * 2011-06-09 2016-08-24 株式会社日立製作所 磁気共鳴イメージング装置およびフリップ角決定方法

Cited By (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2016172033A (ja) * 2011-06-09 2016-09-29 株式会社日立製作所 磁気共鳴イメージング装置およびフリップ角決定方法

Also Published As

Publication number Publication date
EP2719330A1 (en) 2014-04-16
EP2719330A4 (en) 2015-07-29
US20140084918A1 (en) 2014-03-27
JP2016172033A (ja) 2016-09-29
WO2012169349A1 (ja) 2012-12-13
JP6227710B2 (ja) 2017-11-08
JPWO2012169349A1 (ja) 2015-02-23
CN103561645A (zh) 2014-02-05
CN103561645B (zh) 2015-09-23
US10073159B2 (en) 2018-09-11

Similar Documents

Publication Publication Date Title
JP6227710B2 (ja) 磁気共鳴イメージング装置およびフリップ角決定方法
JP5221570B2 (ja) 磁気共鳴イメージング装置及びマルチコントラスト画像取得方法
JP6300782B2 (ja) 画像処理装置、磁気共鳴イメージング装置および画像処理方法
US8934691B2 (en) System for motion compensated MR parallel imaging
US10203387B2 (en) MR imaging with enhanced susceptibility contrast
JP5984816B2 (ja) 磁気共鳴イメージング装置および補正値算出方法
JPWO2009081787A1 (ja) 磁気共鳴イメージング装置及び磁化率強調画像撮影方法
US11137466B2 (en) Spin echo MR imaging
JP2020523075A (ja) 可変コントラストのスタック・オブ・スター収集を使用したｍｒイメージング
WO2013093674A1 (en) Mr imaging with suppression of flow artefacts
JP6762284B2 (ja) 磁気共鳴イメージング装置およびノイズ除去方法
US20170227621A1 (en) Magnetic resonance imaging apparatus and magnetic resonance imaging method
US20130181714A1 (en) Magnetic resonance imaging apparatus
CN109983357A (zh) 具有Dixon型水/脂肪分离的MR成像
JP5960134B2 (ja) 磁気共鳴イメージング装置及びフリップ角決定方法
US20230066519A1 (en) Magnetic resonance system and shimming method and imaging method thereof
US10261159B2 (en) Method and magnetic resonance apparatus for forming RF pulses for the compensation of inhomogeneities in the edge region of the magnetic resonance scanner
US11619692B2 (en) Method for acquiring and processing MR data, MRI system and method, and storage medium
JP2018114163A (ja) 磁気共鳴イメージング装置
WO2016067860A1 (ja) 磁気共鳴イメージング装置および磁気共鳴イメージング方法
JPWO2013051411A1 (ja) 磁気共鳴イメージング装置およびデータ取得率決定最適化方法

Legal Events

Date Code Title Description
A131 Notification of reasons for refusal

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A131

Effective date: 20151020

A521 Request for written amendment filed

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A523

Effective date: 20151119

RD02 Notification of acceptance of power of attorney

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A7422

Effective date: 20160330

TRDD Decision of grant or rejection written
A711 Notification of change in applicant

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A712

Effective date: 20160427

A01 Written decision to grant a patent or to grant a registration (utility model)

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A01

Effective date: 20160509

A61 First payment of annual fees (during grant procedure)

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A61

Effective date: 20160530

R150 Certificate of patent or registration of utility model

Ref document number: 5978431

Country of ref document: JP

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R150

S111 Request for change of ownership or part of ownership

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R313111

R350 Written notification of registration of transfer

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R350

R250 Receipt of annual fees

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250

R250 Receipt of annual fees

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250