JP6873686B2 - 磁気共鳴イメージング装置 - Google Patents

磁気共鳴イメージング装置 Download PDF

Info

Publication number
JP6873686B2
JP6873686B2 JP2016251960A JP2016251960A JP6873686B2 JP 6873686 B2 JP6873686 B2 JP 6873686B2 JP 2016251960 A JP2016251960 A JP 2016251960A JP 2016251960 A JP2016251960 A JP 2016251960A JP 6873686 B2 JP6873686 B2 JP 6873686B2
Authority
JP
Japan
Prior art keywords
image
pulse sequence
data
value
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
JP2016251960A
Other languages
English (en)
Other versions
JP2018102585A (ja
JP2018102585A5 (ja
Inventor
和大 末岡
和大 末岡
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.)
Canon Medical Systems Corp
Original Assignee
Canon Medical Systems Corp
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 Canon Medical Systems Corp filed Critical Canon Medical Systems Corp
Priority to JP2016251960A priority Critical patent/JP6873686B2/ja
Priority to US15/852,708 priority patent/US10459053B2/en
Publication of JP2018102585A publication Critical patent/JP2018102585A/ja
Publication of JP2018102585A5 publication Critical patent/JP2018102585A5/ja
Application granted granted Critical
Publication of JP6873686B2 publication Critical patent/JP6873686B2/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
    • G01R33/50—NMR imaging systems based on the determination of relaxation times, e.g. T1 measurement by IR sequences; T2 measurement by multiple-echo sequences
    • 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
    • G01R33/4816—NMR imaging of samples with ultrashort relaxation times such as solid samples, e.g. MRI using ultrashort TE [UTE], single point imaging, constant time imaging
    • 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
    • G01R33/546—Interface between the MR system and the user, e.g. for controlling the operation of the MR system or for the design of pulse sequences
    • 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
    • G01R33/5602—Image enhancement or correction, e.g. subtraction or averaging techniques, e.g. improvement of signal-to-noise ratio and resolution by filtering or weighting based on different relaxation times within the sample, e.g. T1 weighting using an inversion pulse
    • 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]
    • G01R33/5616—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 gradient refocusing, e.g. EPI

Landscapes

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

Description

本発明の実施形態は、磁気共鳴イメージング装置に関する。
磁気共鳴イメージングにおいて、ＵＴＥ（Ｕｌｔｒａｓｈｏｒｔ Ｅｃｈｏ Ｔｉｍｅ）撮像法等の撮像法では、磁場の不均一性を考慮したＴ２値であるＴ２ ＊値が短い組織を描出することができる。これにより、例えば軟骨や関節といった、従来の方法では描出しにくい組織を描出することが可能となる。
Ｔ２ ＊値が短い組織を描出する方法として、小さなＴＥ（Ｅｃｈｏ Ｔｉｍｅ）において収集された画像と、大きなＴＥにおいて収集された画像との間で差分を取る方法が考えられる。
しかしながら、撮像対象の部位や組織ごとにＴ２ ＊値が異なるため、どのようなＴＥにおいて収集された画像と、どのようなＴＥにおいて収集された画像との間で差分を取るのが最適であるかが、事前にはわからない場合があった。
O.M.Girard他、Optimization of Iron Oxide Nanoparticle Detection using Ultrashort TE Pulse Sequences: Comparison of T1 and T2* and Synergistic T1-T2* Contrast Mechanisms, Magnetic Resonance In Medicine,アメリカ合衆国、アメリカ国立衛生研究所、2011年6月、第６５巻、第６号、p.1649-1660
本発明が解決しようとする課題は、Ｔ２ ＊値が短い組織を描出することができる磁気共鳴イメージング装置を提供することである。
実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置は、シーケンス制御部と、算出部とを備える。シーケンス制御部は、ＵＴＥ（Ultrashort Echo Time）撮像法のパルスシーケンスであってマルチエコーのパルスシーケンスである第１のパルスシーケンスを実行し、TE(Echo Time)が異なる複数のデータを収集する。算出部は、前記複数のデータに基づいて生成されたTEが異なる複数の画像に基づいて、前記シーケンス制御部が実行する第２のパルスシーケンスにおけるTEの値を導出する。
図１は、実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置を示した図である。 図２は、実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置の実行するパルスシーケンスの一例を示した図である。 図３は、実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置の実行するパルスシーケンスの別の例を示した図である。 図４は、第１の実施形態に係る背景について説明した図である。 図５は、第１の実施形態に係る背景について説明した図である。 図６は、第１の実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置の行う処理の流れについて説明したフローチャートである。 図７は、第１の実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置が生成する画像の一例である。 図８は、第１の実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置が表示する画面の一例である。 図９は、第１の実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置が表示する画面の一例である。 図１０は、第１の実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置が表示する画面の一例である。 図１１は、第２の実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置の行う処理の流れについて説明したフローチャートである。
以下、添付図面を用いて、実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置を詳細に説明する。
（第１の実施形態）
図１は、実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置１００を示すブロック図である。図１に示すように、磁気共鳴イメージング装置１００は、静磁場磁石１０１と、傾斜磁場コイル１０３と、傾斜磁場電源１０４と、寝台１０５と、寝台制御回路１０６と、送信コイル１０７と、送信回路１０８と、受信コイル１０９と、受信回路１１０と、シーケンス制御回路１２０と、画像処理装置１３０とを備える。なお、磁気共鳴イメージング装置１００に、被検体Ｐ（例えば、人体）は含まれない。また、図１に示す構成は一例に過ぎない。例えば、シーケンス制御回路１２０及び画像処理装置１３０内の各部は、適宜統合若しくは分離して構成されてもよい。また、磁気共鳴イメージング装置１００は、図示しない静磁場電源を備えても良い。
静磁場磁石１０１は、中空の略円筒形状に形成された磁石であり、内部の空間に静磁場を発生する。静磁場磁石１０１は、例えば、超伝導磁石等であり、静磁場電源から電流の供給を受けて励磁する。静磁場電源は、静磁場磁石１０１に電流を供給する。なお、静磁場磁石１０１は、永久磁石でもよく、この場合、磁気共鳴イメージング装置１００は、静磁場電源を備えなくてもよい。また、静磁場電源は、磁気共鳴イメージング装置１００とは別に備えられてもよい。
傾斜磁場コイル１０３は、中空の略円筒形状に形成されたコイルであり、静磁場磁石１０１の内側に配置される。傾斜磁場コイル１０３は、互いに直交するＸ、Ｙ、及びＺの各軸に対応する３つのコイルが組み合わされて形成されており、これら３つのコイルは、傾斜磁場電源１０４から個別に電流の供給を受けて、Ｘ、Ｙ、及びＺの各軸に沿って磁場強度が変化する傾斜磁場を発生する。傾斜磁場コイル１０３によって発生するＸ、Ｙ、及びＺの各軸の傾斜磁場は、例えば、スライス方向傾斜磁場Ｇｚ、位相エンコード方向傾斜磁場Ｇｙ、及びリードアウト方向傾斜磁場Ｇｘである。傾斜磁場電源１０４は、傾斜磁場コイル１０３に電流を供給する。
寝台１０５は、被検体Ｐが載置される天板１０５ａを備え、寝台制御回路１０６による制御の下、天板１０５ａを、被検体Ｐが載置された状態で、傾斜磁場コイル１０３の空洞（撮像口）内へ挿入する。通常、寝台１０５は、長手方向が静磁場磁石１０１の中心軸と平行になるように設置される。寝台制御回路１０６は、画像処理装置１３０による制御の下、寝台１０５を駆動して天板１０５ａを長手方向及び上下方向へ移動する。
送信コイル１０７は、傾斜磁場コイル１０３の内側に配置され、送信回路１０８からＲＦ（Ｒａｄｉｏ Ｆｒｅｑｕｅｎｃｙ）パルスの供給を受けて、高周波磁場を発生する。送信回路１０８は、対象とする原子の種類及び磁場強度で定まるラーモア（Larmor）周波数に対応するＲＦパルスを送信コイル１０７に供給する。
受信コイル１０９は、傾斜磁場コイル１０３の内側に配置され、高周波磁場の影響によって被検体Ｐから発せられる磁気共鳴信号を受信する。受信コイル１０９は、磁気共鳴信号を受信すると、受信した磁気共鳴信号を受信回路１１０へ出力する。
なお、上述した送信コイル１０７及び受信コイル１０９は一例に過ぎない。送信機能のみを備えたコイル、受信機能のみを備えたコイル、若しくは送受信機能を備えたコイルのうち、１つ若しくは複数を組み合わせることによって構成されればよい。
受信回路１１０は、受信コイル１０９から出力される磁気共鳴信号を検出し、検出した磁気共鳴信号に基づいて磁気共鳴データを生成する。具体的には、受信回路１１０は、受信コイル１０９から出力される磁気共鳴信号をデジタル変換することによって磁気共鳴データを生成する。また、受信回路１１０は、生成した磁気共鳴データをシーケンス制御回路１２０へ送信する。なお、受信回路１１０は、静磁場磁石１０１や傾斜磁場コイル１０３等を備える架台装置側に備えられてもよい。
シーケンス制御回路１２０は、画像処理装置１３０から送信されるシーケンス情報に基づいて、傾斜磁場電源１０４、送信回路１０８及び受信回路１１０を駆動することによって、被検体Ｐの撮像を行う。ここで、シーケンス情報は、撮像を行うための手順を定義した情報である。シーケンス情報には、傾斜磁場電源１０４が傾斜磁場コイル１０３に供給する電流の強さや電流を供給するタイミング、送信回路１０８が送信コイル１０７に供給するＲＦパルスの強さやＲＦパルスを印加するタイミング、受信回路１１０が磁気共鳴信号を検出するタイミング等が定義される。例えば、シーケンス制御回路１２０は、ＡＳＩＣ（Application Specific Integrated Circuit）、ＦＰＧＡ（Field Programmable Gate Array）等の集積回路、ＣＰＵ（Central Processing Unit）、ＭＰＵ（Micro Processing Unit）等の電子回路である。
第１の実施形態において、シーケンス制御回路１２０は、第１のパルスシーケンスに続いて実行される第２のパルスシーケンスにおけるＴＥ（Ｅｃｈｏ Ｔｉｍｅ）を決定するための第１のパルスシーケンスと、最終的な医用画像を得るための第２のパルスシーケンスとを実行する。
図２及び図３に、第１の実施形態においてシーケンス制御回路１２０が実行するパルスシーケンスの一例が示されている。図２及び図３は、実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置の実行するパルスシーケンスの一例を示した図である。図２及び図３は、共にＵＴＥ（Ｕｌｔｒａｓｈｏｒｔ Ｅｃｈｏ Ｔｉｍｅ）撮像法のパルスシーケンスであるが、図２は、データ収集時のｋ空間上の位置を揃えるための傾斜磁場の印加であるフライバックがないパルスシーケンスの例であるのに対して、図３は、データ収集時のｋ空間上の位置を揃えるための傾斜磁場の印加であるフライバックがある場合のパルスシーケンスを示している。図２、図３とともに、３次元ラジアル収集を行う場合について説明する。
図２の上段は、シーケンス制御回路１２０が印加するＲＦパルスを表す。図２の中段は、シーケンス制御回路１２０が印加する傾斜磁場（リードアウト方向傾斜磁場Ｇｘ、位相エンコード方向傾斜磁場Ｇｙ、スライス方向傾斜磁場Ｇｚ）を表す。また、図２の下段は、データ収集が行われるタイミングを表す。
ＲＦパルス１０は、ＵＴＥ（Ｕｌｔｒａｓｈｏｒｔ Ｅｃｈｏ Ｔｉｍｅ）撮像法において印加されるＲＦパルスを表す。ＲＦパルス１０は、例えば半波形の形をしたハーフパルスであっても良いし、ハーフパルス以外のパルスであってもよい。ＵＴＥ撮像法においては、例えば、このようなＲＦパルス１０が、グラジエントエコーと組み合わせられることで、スピンエコーにおける１８０度パルスや位相エンコーディングを省略することができ、エコーが、ＲＦパルス１０の印加後すぐに生成される。
実線で示されている傾斜磁場１１ａは、ＲＦパルス１０に対応して、シーケンス制御回路１２０により印加される傾斜磁場の強度を模式的に示したものである。図２において、傾斜磁場１１ａは、極性を変えて、正方向と負方向に交互に印加される。傾斜磁場強度が平坦な部分を中心に、グラジエントエコーが生成されるので、エコーが生成されている間、データ収集が行われる。なお、傾斜磁場１１ａは、リードアウト方向傾斜磁場Ｇｘ、位相エンコード方向傾斜磁場Ｇｙ、スライス方向傾斜磁場Ｇｚの３軸の傾斜磁場の強度の時間変化を模式的に示したものであり、実際には、収集されるｋ空間上のスポークに対応して、各軸の傾斜磁場が、適切な比率で同時に印加される。一例として、ｋｘ／Ａ＝ｋｙ／Ｂ＝ｋｚ／Ｃの数式で表されるｋ空間上のスポークの収集が行われるとき、リードアウト方向傾斜磁場Ｇｘ、位相エンコード方向傾斜磁場Ｇｙ、スライス方向傾斜磁場Ｇｚの強度の比は、Ｇｘ：Ｇｙ：Ｇｚ＝Ａ：Ｂ：Ｃとなる。シーケンス制御回路１２０は、これらの強度比で、リードアウト方向傾斜磁場Ｇｘ、位相エンコード方向傾斜磁場Ｇｙ、スライス方向傾斜磁場Ｇｚを同時に印加している。
また、データ収集期間１２ａ、データ収集期間１２ｂ、データ収集期間１２ｃ、データ収集期間１２ｄは、データ収集が行われる期間を意味する。第１の実施形態においては、シーケンス制御回路１２０は、ＵＴＥ撮像法のパルスシーケンスであって、マルチエコーのパルスシーケンスを、第１のパルスシーケンスとして実行する。ここで、マルチエコーとは、一つのＲＦパルスに対して、エコーが複数生成されることを意味する。図２の例では、ＲＦパルス１０に対して、エコーが、データ収集期間１２ａに対応するエコー、データ収集期間１２ｂに対応するエコー、データ収集期間１２ｃに対応するエコー、データ収集期間１２ｄに対応するエコーの計４つのエコーが生成される。これらのエコーは、それぞれＴＥ（Ｅｃｈｏ Ｔｉｍｅ）が異なる。
なお、データ収集期間１２ａとデータ収集期間１２ｃとは、印加される傾斜磁場の極性が同じであり、これら２つの収集は、それぞれｋ空間上で同一の位置に関する収集を、ＴＥを変えて行ったものである。また、データ収集期間１２ｂ及びデータ収集期間１２ｄは、印加される傾斜磁場の極性が同じであり、これら２つの収集は、それぞれｋ空間上で同一の位置に関する収集を、ＴＥを変えて収集を行ったものである。なお、データ収集期間１２ａとデータ収集期間１２ｂとでは、印加される傾斜磁場の極性が反対であり、これら２つの収集は、それぞれｋ空間上で原点に対して反対の位置に関して行われたものである。
以上をまとめると、シーケンス制御回路１２０は、一つのＲＦパルス１０に対応して、例えばデータ収集期間１２ａ及びデータ収集期間１２ｃにおいて、同一のｋ空間上のスポークについて、ＴＥが異なる複数のデータを収集する。一つのデータ収集期間、例えばデータ収集期間１２ａにおいて、収集されるｋ空間上の位置が、所定のスポークに沿って変化する。収集されるｋ空間上のスポークは、印加されるリードアウト方向傾斜磁場Ｇｘ、位相エンコード方向傾斜磁場Ｇｙ、スライス方向傾斜磁場Ｇｚの強度比により決定される。
また、点線で示されている傾斜磁場１１ｂは、ＲＦパルス１０の次に印加されるＲＦパルスに対応して、シーケンス制御回路１２０により印加される傾斜磁場の強度を模式的に示したものである。シーケンス制御回路１２０は、リードアウト方向傾斜磁場Ｇｘ、位相エンコード方向傾斜磁場Ｇｙ、スライス方向傾斜磁場Ｇｚが印加される強度の比を、ＲＦパルス１０の場合から変化させることにより、ｋ空間上の異なるスポークに対してデータ収集を行うことができる。同様に、傾斜磁場１１ｃ、１１ｄ、１１ｅ、１１ｆ、１１ｇ、１１ｈ、１１ｉは、異なるＲＦパルスに対応して、シーケンス制御回路１２０により、印加される３軸の傾斜磁場の強度比を異ならせて印加された傾斜磁場の強度を模式的に示したものである。シーケンス制御回路１２０は、このようなパルスシーケンスを実行することにより、３次元ｋ空間全体のデータ収集を行うことができる。
なお、シーケンス制御回路１２０が実行するパルスシーケンスの例としては、図２の例に限られず、例えば図３のように、フライバックがある場合のパルスシーケンスを実行してもよい。かかる場合、シーケンス制御回路１２０は、データ収集期間１３ａ及びデータ収集期間１３ｂにおいて、データ収集を行う。データ収集期間１３ａとデータ収集期間１３ｂとの間に印加される傾斜磁場の効果により、データ収集期間１３ｂにおいて収集されるｋ空間上の位置が、データ収集期間１３ａにおいて収集されるｋ空間上の位置と同一の位置となる。このように、シーケンス制御回路１２０は、同一のｋ空間上の位置に対して、ＴＥが異なる複数のデータを収集する。フライバックがある場合、フライバックがない場合と比べて収集時間は長くなる。一方、１つのＲＦパルスで収集されるｋ空間上の位置が同一であるため、フライバックがある場合、フライバックがない場合と比較して、より誤差が生じにくいという利点がる。
なお、第１のパルスシーケンスは、臨床診断に使うための画像を生成する第２のパルスシーケンスとは異なり、高分解能の画像を生成する必要はないので、ｋ空間上での収集密度を減らす等して収集画像データの分解能を落とし、例えば数十秒程度でスキャンが完了するような条件設定としてもよい。第１のパルスシーケンスは、例えば臨床診断に使いたい画像データ収集前の、プリスキャンとしての役割を担う。
また、シーケンス制御回路１２０が実行する第２のパルスシーケンスの例としては、第１のパルスシーケンスと同様のシーケンスでもよいし、第１のパルスシーケンスとは異なるシーケンスでもよい。
なお、シーケンス制御回路１２０が実行するパルスシーケンスの例としては、上述の例に限られない。例えば、シーケンス制御回路１２０は、他のグラジエントエコー系のパルスシーケンスを実行しても良い。例えば、シーケンス制御回路１２０は、ＰＥＴＲＡ（Pointwise Encoding Time reduction with Radial Acquisition）のパルスシーケンスを用いて、ラジアル収集とカーテシアン（Ｃａｒｔｅｓｉａｎ）収集とを組み合わせても良い。
また、シーケンス制御回路１２０が実行するパルスシーケンスが、３Ｄラジアルスキャンである場合について説明したが、実施形態はこれに限られない。シーケンス制御回路１２０は、第１のパルスシーケンスまたは第２のパルスシーケンスとして、２Ｄスキャンのパルスシーケンスを用いても良い。また、１つのＲＦパルスで複数のｋ空間上のライン(スポーク)を収集してもよく、逆に、一つのｋ空間上のラインを収集するのに、複数のＲＦパルスを用いても良い。
シーケンス制御回路１２０は、このように傾斜磁場電源１０４、送信回路１０８及び受信回路１１０を駆動して被検体Ｐを撮像した結果、受信回路１１０から磁気共鳴データを受信すると、受信した磁気共鳴データを画像処理装置１３０へ転送する。
画像処理装置１３０は、磁気共鳴イメージング装置１００の全体制御や、画像の生成等を行う。画像処理装置１３０は、記憶回路１３２、入力装置１３４、ディスプレイ１３５、処理回路１５０を備える。処理回路１５０は、インタフェース機能１５０ａ、算出機能１５０ｂ、制御機能１５０ｃ、生成機能１５０ｄを備える。
第１の実施形態では、インタフェース機能１５０ａ、算出機能１５０ｂ、制御機能１５０ｃ、生成機能１５０ｄにて行われる各処理機能は、コンピュータによって実行可能なプログラムの形態で記憶回路１３２へ記憶されている。処理回路１５０はプログラムを記憶回路１３２から読み出し、実行することで各プログラムに対応する機能を実現するプロセッサである。換言すると、各プログラムを読みだした状態の処理回路１５０は、図１の処理回路１５０内に示された各機能を有することになる。なお、図１においては単一の処理回路１５０にて、インタフェース機能１５０ａ、算出機能１５０ｂ、制御機能１５０ｃ、生成機能１５０ｄにて行われる処理機能が実現されるものとして説明したが、複数の独立したプロセッサを組み合わせて処理回路１５０を構成し、各プロセッサがプログラムを実行することにより機能を実現するものとしても構わない。
換言すると、上述のそれぞれの機能がプログラムとして構成され、１つの処理回路が各プログラムを実行する場合であってもよいし、特定の機能が専用の独立したプログラム実行回路に実装される場合であってもよい。
上記説明において用いた「プロセッサ」という文言は、例えば、ＣＰＵ（Ｃｅｎｔｒａｌ Ｐｒｏｃｅｓｓｉｎｇ Ｕｎｉｔ）、ＧＰＵ（Ｇｒａｐｈｉｃａｌ Ｐｒｏｃｅｓｓｉｎｇ Ｕｎｉｔ）或いは、特定用途向け集積回路（Ａｐｐｌｉｃａｔｉｏｎ Ｓｐｅｃｉｆｉｃ Ｉｎｔｅｇｒａｔｅｄ Ｃｉｒｃｕｉｔ：ＡＳＩＣ）、プログラマブル論理デバイス（例えば、単純プログラマブル論理デバイス（Ｓｉｍｐｌｅ Ｐｒｏｇｒａｍｍａｂｌｅ Ｌｏｇｉｃ Ｄｅｖｉｃｅ：ＳＰＬＤ）、複合プログラマブル論理デバイス（Ｃｏｍｐｌｅｘ Ｐｒｏｇｒａｍｍａｂｌｅ Ｌｏｇｉｃ Ｄｅｖｉｃｅ），及びフィールドプログラマブルゲートアレイ（Ｆｉｅｌｄ Ｐｒｏｇｒａｍｍａｂｌｅ Ｇａｔｅ Ａｒｒａｙ：ＦＰＧＡ））等の回路を意味する。プロセッサは記憶回路１３２に保存されたプログラムを読み出し実行することで機能を実現する。
なお、算出機能１５０ｂ、制御機能１５０ｃ、生成機能１５０ｄ、ディスプレイ１３５は、それぞれ算出部、制御部、生成部、表示部の一例である。また、シーケンス制御回路１２０は、シーケンス制御部の一例である。
なお、記憶回路１３２にプログラムを保存する代わりに、プロセッサの回路内にプログラムを直接組み込むよう構成しても構わない。この場合、プロセッサは回路内に組み込まれたプログラムを読み出し実行することで機能を実現する。なお、寝台制御回路１０６、送信回路１０８、受信回路１１０等も同様に、上記のプロセッサ等の電子回路により構成される。
処理回路１５０は、インタフェース機能１５０ａにより、シーケンス情報をシーケンス制御回路１２０へ送信し、シーケンス制御回路１２０から磁気共鳴データを受信する。また、インタフェース機能１５０ａを有する処理回路１５０は、磁気共鳴データを受信すると、受信した磁気共鳴データを記憶回路１３２に格納する。記憶回路１３２に格納された磁気共鳴データは、制御機能１５０ｃによってｋ空間に配置される。この結果、記憶回路１３２は、ｋ空間データを記憶する。
記憶回路１３２は、インタフェース機能１５０ａを有する処理回路１５０によって受信された磁気共鳴データや、制御機能１５０ｃを有する処理回路１５０によってｋ空間に配置されたｋ空間データ、生成機能１５０ｄを有する処理回路１５０によって生成された画像データ等を記憶する。例えば、記憶回路１３２は、ＲＡＭ（Random Access Memory）、フラッシュメモリ等の半導体メモリ素子、ハードディスク、光ディスク等である。
入力装置１３４は、操作者からの各種指示や情報入力を受け付ける。入力装置１３４は、例えば、マウスやトラックボール等のポインティングデバイス、モード切替スイッチ等の選択デバイス、あるいはキーボード等の入力デバイスである。ディスプレイ１３５は、制御機能１５０ｃを有する処理回路１５０による制御の下、撮像条件の入力を受け付けるためのＧＵＩ（Graphical User Interface）や、生成機能１５０ｄを有する処理回路１５０によって生成された画像等を表示する。ディスプレイ１３５は、例えば、液晶表示器等の表示デバイスである。
処理回路１５０は、制御機能１５０ｃにより、磁気共鳴イメージング装置１００の全体制御を行い、撮像や画像の生成、画像の表示等を制御する。例えば、処理回路１５０は、制御機能１５０ｃにより、画像をディスプレイ１３５に表示させる。また、処理回路１５０は、制御機能１５０ｃにより、ユーザからの操作を受け付ける。ユーザから受け付ける操作の例としては、後述するように、複数の画像のうちいずれかの画像を選択する操作、関心領域（ＲＯＩ（Ｒｅｇｉｏｎ Ｏｆ Ｉｎｔｅｒｅｓｔ））を選択する操作などがあげられる。
また、処理回路１５０は、制御機能１５０ｃにより、撮像条件（撮像パラメータ等）の入力をＧＵＩ上で受け付け、受け付けた撮像条件に従ってシーケンス情報を生成し、生成したシーケンス情報をシーケンス制御回路１２０へ送信する。
処理回路１５０は、算出機能１５０ｂにより、第１のパルスシーケンスにおいて収集したデータに基づいて、第１のパルスシーケンスに続いて実行される第２のパルスシーケンスにおけるＴＥの値を算出する。かかる処理の詳細については後述する。
処理回路１５０は、生成機能１５０ｄにより、シーケンス制御回路１２０から取得したｋ空間データにフーリエ変換等の再構成処理を施すことで、画像を生成する。また、処理回路１５０は、生成機能１５０ｄにより、第２のパルスシーケンスにより得られたデータに対して、後述の差分処理等を施すことで、画像を生成する。
続いて、実施形態に係る背景について、簡単に説明する。
磁気共鳴イメージングにおいて、ＵＴＥ（Ｕｌｔｒａｓｈｏｒｔ Ｅｃｈｏ Ｔｉｍｅ）撮像法等の撮像法では、磁場の不均一性を考慮したＴ２値であるＴ２ ＊値が短い組織を描出することができる。これにより、例えば軟骨や関節といった、従来の方法では描出しにくい組織を描出することが可能となる。
Ｔ２ ＊値が短い組織を描出する方法として、小さなＴＥにおいて収集された画像と、大きなＴＥにおいて収集された画像との間で差分を取る方法が考えられる。
しかしながら、撮像対象の部位や組織ごとにＴ２ ＊値が異なるため、どのようなＴＥにおいて収集された画像と、どのようなＴＥにおいて収集された画像との間で差分を取るのが最適であるかが、事前にはわからない場合があった。
かかる状況が、図４及び図５に示されている。図４及び図５は、第１の実施形態に係る背景について説明した図である。
図４において、画像２０は、ＴＥが短い場合における画像を示している。画像２０は、例えば、ＴＥ＝０．１ｍｓの画像である。画像２０には、組織のＴ２ ＊の情報が含まれている。画像２１ａは、例えば、ＴＥ＝２．０ｍｓの画像である。画像２２は、画像２０と画像２１ａとの間の差分画像を表している。画像２０においてはＴ2 *成分が緩和していない一方、画像２１ａにおいてはＴ2 *成分が緩和しているので、それらの差分画像を生成することにより、画像２２に、組織２２ａ、２２ｂ、２２ｃ等、短いＴ２ ＊成分を持つ組織を強調して描出することができる。すなわち、画像２１ａは、差分画像を生成する対象としてのＴＥの値が適切な場合における画像になる。
一方、図５において、画像２０は、図４と同様に、ＴＥが短い場合における画像を示している。画像２１ｂは、例えば、ＴＥ＝４．６ｍｓの画像を表している。画像２３は、画像２０と画像２１ｂとの間の差分画像を表している。画像２１ｂにおいては、Ｔ2 *成分以外にも、Ｔ２成分などその他の緩和の効果が入ってきてしまうので、画像２０と画像２１ｂとの間で差分画像を生成した場合、差分画像に、Ｔ２ ＊成分以外の緩和の効果が入ってきてしまう。その結果、見たい組織が十分に強調されない場合がある。すなわち、画像２１ｂは、差分画像を生成する対象の画像のＴＥの値が、適切な値より長い場合における画像になる。
また、差分画像を生成する対象の画像のＴＥの値が、適切な値より短い場合、どちらの画像においても、Ｔ２ ＊成分が緩和していないので、それらの差分画像を生成した場合、差分画像に、Ｔ２ ＊成分の効果が入らない。その結果、見たい組織が十分に強調されない場合がある。
かかる背景のもと、第１の実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置１００においては、シーケンス制御回路１２０が、ＵＴＥ（Ultrashort Echo Time）撮像法のパルスシーケンスであってマルチエコーのパルスシーケンスである第１のパルスシーケンスを実行し、ＴＥが異なる複数のデータを収集する。続いて、処理回路１５０が、算出機能１５０ｂにより、収集された複数のデータに基づいて生成された、ＴＥが異なる複数の画像に基づいて、第２のパルスシーケンスにおけるＴＥの値を算出する。
かかる構成について、図６〜図８を用いて説明する。図６は、第１の実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置の行う処理の流れについて説明したフローチャートである。図７及び図８は、第１の実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置１００が生成する画像及び磁気共鳴イメージング装置１００が表示する画面の一例である。
はじめに、ステップＳ１００において、シーケンス制御回路１２０は、ＵＴＥ撮像法のパルスシーケンスであってマルチエコーのパルスシーケンスである第１のパルスシーケンスを実行し、ＴＥが異なる複数のデータを収集する。例えば、シーケンス制御回路１２０は、第１のパルスシーケンスとして、図２に示したパルスシーケンスを実行し、データ収集期間１２ａ及びデータ収集期間１２ｃにおいて、又はデータ収集期間１２ｂ及びデータ収集期間１２ｄにおいて、ＴＥが異なる複数のデータを収集する。また、別の例として、シーケンス制御回路１２０は、第１のパルスシーケンスとして、図３に示した、フライバックがあるパルスシーケンスを実行し、データ収集期間１３ａ及びデータ収集期間１３ｂにおいて、ＴＥが異なる複数のデータを収集する。
前述したように、第１のパルスシーケンスは、臨床診断に使うための画像を生成する第２のパルスシーケンスとは異なり、高分解能の画像を生成する必要はないので、ｋ空間上での収集密度を減らす等して収集画像データの分解能を落とし、例えば数十秒程度でスキャンが完了するような条件設定としてもよい。
なお、シーケンス制御回路１２０は、第１のパルスシーケンスにおいて、水信号と脂肪信号とが同位相（ｉｎ―ｐｈａｓｅ）となるタイミングで、これらＴＥが異なる複数のデータを収集する。
シーケンス制御回路１２０が、水信号と脂肪信号とが同位相（ｉｎ−ｐｈａｓｅ）となるタイミングで収集を行う理由は以下の通りである。
すなわち、差分画像を生成する対象として、水信号と脂肪信号とが逆位相（ｏｕｔ−ｐｈａｓｅ）となるようなタイミングで収集された画像を用いると、差分画像には、異なるＴＥ間での信号の差分と、水信号と脂肪信号との差分との、２種類の差分が混ざることになる。ここで、これら２種類の差分を定量的に分析することは難しく、水信号と脂肪信号との差分の寄与が、異なるＴＥ間での信号の差分に着目する上で邪魔になることから、水信号と脂肪信号とが同位相（ｉｎ−ｐｈａｓｅ）になっていたほうが望ましい。従って、本撮像である第２のパルスシーケンスにおいて、差分画像を生成する対象となる二つの画像に係るデータは、水信号と脂肪信号とが逆位相（ｏｕｔ−ｐｈａｓｅ）となるようなタイミングで収集されるよりも、水信号と脂肪信号とが同位相（ｉｎ−ｐｈａｓｅ）となるようなタイミングで収集されるほうが望ましい。従って、第２のパルスシーケンスのＴＥを決定するための第１のパルスシーケンスにおいても、シーケンス制御回路１２０は、水信号と脂肪信号とが同位相（ｉｎ−ｐｈａｓｅ）となるようなタイミングで、ＴＥが異なる複数のデータを収集する。
なお、水の共鳴周波数及び脂肪の共鳴周波数は既知であることから、水信号と脂肪信号とが同位相（ｉｎ−ｐｈａｓｅ）となる時刻は、所定の計算により導出することができる。シーケンス制御回路１２０は、これら事前に所定の計算により導出された時刻に基づいて、データ収集が行われるタイミングを調整する。
続いて、ステップＳ１１０において、処理回路１５０は、算出機能１５０ｂにより、ＴＥが異なる複数のデータに基づいて、ＴＥが異なる複数の画像を生成する。処理回路１５０は、制御機能１５０ｃにより、生成したＴＥが異なる複数の画像を、ディスプレイ１３５に表示させてもよい。
続いて、ステップＳ１１５において、処理回路１５０は、算出機能１５０ｂにより、ステップＳ１１０において生成された複数の画像に基づいて、ＴＥを変化させたときの信号変化を解析する。一例として、処理回路１５０は、算出機能１５０ｂにより、ステップＳ１１０において生成された複数の画像に基づいて、ＴＥを変化させたときの信号強度の変化を解析し、解析の解析結果を一つの画像に重畳させた重畳画像を生成する。かかる重畳画像の例が、図８に示されている。図８は、第１の実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置１００が表示する画面の一例である。また、かかる重畳画像を作る際における中間画像が、図７に示されている。図７は、第１の実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置が生成する画像の一例である。
図７において、画像３０ａ、画像３０ｂ、画像３０ｃ、画像３０ｄは、処理回路１５０が算出機能１５０ｂにより重畳画像を作る際における中間画像を表している。画像３０ａ〜画像３０ｄのそれぞれは、ステップＳ１１０で生成されたＴＥが異なる複数の画像それぞれから作られる。図７の例では、画像３０ａは、ステップＳ１１０で生成されたＴＥが異なる複数の画像のうち、ＴＥ＝１．０ｍｓとなる画像から作られる。画像３０ｂは、ステップＳ１１０で生成されたＴＥが異なる複数の画像のうち、ＴＥ＝２．０ｍｓとなる画像から作られる。また、画像３０ｃ、画像３０ｄは、それぞれ、ＴＥ＝３．０ｍｓ、ＴＥ＝４．０ｍｓの画像から作られた画像となる。
まず、画像３０ａ〜画像３０ｄの生成方法について説明する。処理回路１５０は、算出機能１５０ｂにより、ステップＳ１１０で生成された複数の画像それぞれに対して、信号値が所定の閾値を上回っている場所（信号が出ている場所）と、信号値が所定の閾値を上回っている場所以外の場所（信号が出ていない場所）とを特定する。かかる所定の閾値は、例えば、それぞれの画像における最大信号値に対して所定の割合として定めてもよいし、ＴＥが異なる複数の画像を通じて、同一の値を所定の閾値として定めてもよい。続いて、処理回路１５０は、算出機能１５０ｂにより、信号値が所定の閾値を上回っている場所に対して、その画像のＴＥに対応した色付けを行う。逆に、信号値が所定の閾値を下回っている場所に対しては、色付けを行わない。
例えば、処理回路１５０は、算出機能１５０ｂにより、ステップＳ１１０で生成されたＴＥが異なる複数の画像のうち、最もＴＥが短い画像（ＴＥ＝１．０ｍｓとなる画像）から、画像３０ａを生成する。具体的には、処理回路１５０は、算出機能１５０ｂにより、信号値が所定の閾値を下回っている場所に対しては、色付けを行わない（黒で表示する）。逆に、処理回路１５０は、算出機能１５０ｂにより、信号値が所定の閾値を上回っている場所に対しては、色付けを行う。処理回路１５０は、算出機能１５０ｂにより、信号値が所定の閾値を上回っている箇所に対して、画像３０ａのＴＥに対応した色「白」を用いて色付けを行う。このようにして、信号値が所定の閾値を上回っている箇所に対して、画像３０ａのＴＥに対応した色「白」を用いて色付けが行われ、信号値が所定の閾値を上回っていない箇所に対しては色付けが行われていない画像である画像３０ａを、処理回路１５０は算出機能１５０ｂにより生成する。
また、例えば、処理回路１５０は、算出機能１５０ｂにより、ステップＳ１１０で生成されたＴＥが異なる複数の画像のうち、２番目にＴＥが短い画像（ＴＥ＝２．０ｍｓとなる画像）から、画像３０ｂを生成する。具体的には、処理回路１５０は、算出機能１５０ｂにより、信号値が所定の閾値を下回っている場所に対しては、色付けを行わない（黒で表示する）。逆に、処理回路１５０は、算出機能１５０ｂにより、信号値が所定の閾値を上回っている場所に対しては、色付けを行う。処理回路１５０は、算出機能１５０ｂにより、信号値が所定の閾値を上回っている箇所に対して、画像３０ｂのＴＥに対応した色「薄い灰色」を用いて色付けを行う。このようにして、信号値が所定の閾値を上回っている箇所に対して、画像３０ｂのＴＥに対応した色「薄い灰色」を用いて色付けが行われ、信号値が所定の閾値を上回っていない箇所に対しては色付けが行われていない画像である画像３０ｂを、処理回路１５０は算出機能１５０ｂにより生成する。
同様に、処理回路１５０は、算出機能１５０ｂにより、ステップＳ１１０で生成されたＴＥが異なる複数の画像のうち、３番目にＴＥが短い画像（ＴＥ＝３．０ｍとなる画像）から、画像３０ｃを生成する。信号値が所定の閾値を上回っている箇所に対して、画像３０ｃのＴＥに対応した色「灰色」を用いて色付けが行われ、信号値が所定の閾値を上回っていない箇所に対しては色付けが行われていない画像である画像３０ｃを、処理回路１５０は算出機能１５０ｂにより生成する。
同様に、処理回路１５０は、算出機能１５０ｂにより、ステップＳ１１０で生成されたＴＥが異なる複数の画像のうち、４番目にＴＥが短い画像（ＴＥ＝４．０ｍｓとなる画像）から、画像３０ｄを生成する。信号値が所定の閾値を上回っている箇所に対して、画像３０ｄのＴＥに対応した色「濃い灰色」を用いて色付けが行われ、信号値が所定の閾値を上回っていない箇所に対しては色付けが行われていない画像である画像３０ｄを、処理回路１５０は算出機能１５０ｂにより生成する。
続いて、処理回路１５０は、算出機能１５０ｂにより、それぞれのＴＥについて生成された複数の中間画像を重畳して、重畳画像を生成する。図８に、かかる重畳画像の例が示されている。重畳画像３１は、ステップＳ１１５において、処理回路１５０が算出機能１５０ｂにより生成する重畳画像の一例である。処理回路１５０は、算出機能１５０ｂにより、画像３０ａ〜画像３０ｄを重畳して、重畳画像３１を生成する。
ここで、処理回路１５０は、算出機能１５０ｂにより、各点において、色付けが行われた中間画像のうち、最も長いＴＥに対応する中間画像のＴＥに対応する色を用いて、重畳画像３１を生成する。例えば、図８の部位３１ａは、図７の画像３０ａで色付けがされており、画像３０ｂ、画像３０ｃ、画像３０ｄでは色付けがされていない。従って、色付けが行われた中間画像のうち、最も長いＴＥに対応する中間画像は、画像３０ａとなる。従って、部位３１ａは、画像３０ａのＴＥに対応する色である「白」を用いて色付けがされる。また、図８の部位３１ｂは、図７の画像３０ａ及び画像３０ｂで色付けがされており、画像３０ｃ、画像３０ｄでは色付けがされていない。従って、色付けが行われた中間画像のうち、最も長いＴＥに対応する中間画像は、画像３０ｂとなる。従って、部位３１ｂは、画像３０ｂのＴＥに対応する色である「薄い灰色」を用いて色付けがされる。また、図８の部位３１ｃは、図７の画像３０ａ、画像３０ｂ及び画像３０ｃで色付けがされており、画像３０ｄでは色付けがされていない。従って、色付けが行われた中間画像のうち、最も長いＴＥに対応する中間画像は、画像３０ｃとなる。従って、部位３１ｃは、画像３０ｃのＴＥに対応する色である「灰色」を用いて色付けがされる。また、重畳画像３１において、データがあるその他の部位については、「濃い灰色」を用いて色付けがされる。
また、処理回路１５０は、制御機能１５０ｃにより、このようにして生成した重畳画像等の画像をディスプレイ１３５に表示させる。
続いて、処理回路１５０は、制御機能１５０ｃにより、ユーザからの操作を受け付ける。例えば、処理回路１５０は、制御機能１５０ｃにより、図８に示されるＧＵＩを用いて、ユーザからの入力を受け付ける。パネル４０は、ユーザから、続いて実行される第２のパルスシーケンスにおいて差分画像に用いられるＴＥのうち、長い方のＴＥに関する操作を受け付けるためのパネルである。図８におけるＴＥ２は、かかるＴＥを表している。なお、続いて実行される第２のパルスシーケンスにおいて差分画像に用いられるＴＥのうち、短い方のＴＥは、例えば固定値に設定される。処理回路１５０は、制御機能１５０ｃにより、ディスプレイ１３５上のパネル４０に、例えば、「ＴＥ２として用いるＴＥを選択してください」とメッセージを表示する。また、処理回路１５０は、続いて実行される第２のパルスシーケンスに係るＴＥであって、差分画像に用いられるＴＥのうち、長い方のＴＥ（ＴＥ２）に関する操作を受け付ける。ボタン４０ａ、ボタン４０ｂ、ボタン４０ｃ、ボタン４０ｄは、これら第２のパルスシーケンスにおけるＴＥの値に関してユーザからの操作を受け付けるためのボタンである。ディスプレイ１３５に表示された重畳画像３１の情報から、ユーザは、第２のパルスシーケンスにおける最適なＴＥを判断する。重畳画像３１の情報をもとに得られた判断に基づいて、ユーザがボタン４０ａ、ボタン４０ｂ、ボタン４０ｃ、ボタン４０ｄのいずれかを選択すると、処理回路１５０は、制御機能１５０ｃにより、ユーザから選択されたボタンに対応したＴＥの値を、ＴＥの値として受け付ける。
続いて、ステップＳ１２０において、算出機能１５０ｂを有する処理回路１５０は、制御機能１５０ｃによりディスプレイ１３５に表示させた前述の画像に基づいてユーザから受け付けた操作に基づいて、第２のパルスシーケンスにおけるＴＥの値を導出する。例えば、処理回路１５０は、図８においてユーザがボタン４０ｂにより選択したＴＥの値を、第２のパルスシーケンスに係るＴＥであって、差分画像に用いられるＴＥのうち、長い方のＴＥ（ＴＥ２）として導出する。このようにして、処理回路１５０は、算出機能１５０ｂにより、ステップＳ１１０で生成された複数の画像に基づいて、ＴＥを変化させたときの信号強度の変化を解析し、解析した結果に基づいて、第２のパルスシーケンスにおけるＴＥの値を導出する。
続いて、ステップＳ１３０において、シーケンス制御回路１２０は、ステップＳ１２０において算出機能１５０ｂにより算出されたＴＥの値に基づいて、第２のパルスシーケンスを実行し、ＴＥが異なる複数のデータを収集する。第２のパルスシーケンスの例としては、図２や図３に示されているように、第１のパルスシーケンスと同様のシーケンスでもよいし、第１のパルスシーケンスとは異なるシーケンスでもよい。典型的には、第２のパルスシーケンスにおいては、第１のパルスシーケンスと比較して、高分解能の画像データが得られるような撮像条件で撮像が行われる。
なお、ステップＳ１３０において、シーケンス制御回路１２０は、典型的には、水信号と脂肪信号とが同位相（ｉｎ−ｐｈａｓｅ）となるタイミングで、ＴＥが異なる複数のデータを収集する。
続いて、ステップＳ１４０において、生成機能１５０ｄを有する処理回路１５０は、算出機能１５０ｂにより算出されたＴＥが異なる複数のデータのうち、所定のデータに対して、２つのデータの差分を取る処理である差分処理を含んだ処理を行い、差分画像を生成する。例えば、ステップＳ１３０において、シーケンス制御回路１２０は、第１の大きさのＴＥ（ＴＥ１）と、第２の大きさのＴＥ（ＴＥ２）の二つのＴＥで、第２のパルスシーケンスを実行し、ＴＥの大きさがＴＥ１であるデータと、ＴＥの大きさがＴＥ２である二つのデータを収集する。典型的には、ＴＥ１は、組織のＴ２ ＊の緩和がまだ起こっていない短時間のＴＥであり、ＴＥ２は、組織のＴ２ ＊の緩和が起こっているが、その他の緩和が起こってない時間のＴＥであり、ステップＳ１２０で導出されたＴＥである。ステップＳ１４０において、処理回路１５０は、生成機能１５０ｄにより、ＴＥの大きさがＴＥ１であるデータから得られた画像と、ＴＥの大きさがＴＥ２であるデータから得られた画像との間で差分処理を行い、差分画像を生成する。
また、必要に応じて、処理回路１５０は、制御機能１５０ｃにより、ステップＳ１４０において生成した差分画像を、ディスプレイ１３５に表示する。
なお、実施形態はこれに限られない。
例えば、上述の実施形態では、処理回路１５０が、制御機能１５０ｃにより、ステップＳ１１５において生成された重畳画像をディスプレイ１３５に表示させる場合について説明したが、実施形態はこれに限られない。処理回路１５０は、制御機能１５０ｃにより、重畳画像３１の代わりに、ステップＳ１１０で生成されたＴＥが異なる複数の画像をディスプレイ１３５に表示させ、ユーザからの操作を受け付けてもよい。かかる場合、ステップＳ１２０において、処理回路１５０は、制御機能１５０ｃにより、ユーザから受け付けた操作に基づいて、第２のパルスシーケンスにおけるＴＥの値を導出する。
かかる状況の一例が、図９に示されている。ステップＳ１１５において、処理回路１５０は、制御機能１５０ｃにより、重畳画像３１に代えて、画像３０ａ〜画像３０ｄをディスプレイ１３５に表示させる。処理回路１５０は、ディスプレイ１３５に表示された画像３０ａ〜画像３０ｄを見たユーザから、第２のパルスシーケンスにおけるＴＥの入力を、表示された複数の画像のいずれかを選択する形式で受け付ける。換言すると、処理回路１５０は、制御機能１５０ｃにより、ディスプレイ１３５に表示された画像３０ａ〜３０ｄのうちいずれかの画像を選択する操作を受け付ける。例えば、図９において、ユーザが画像３０ｂに対応するボタン４０ｂを選択すると、ステップＳ１２０において、処理回路１５０は、算出機能１５０ｂにより、ユーザが選択した画像３０ｂに係るＴＥの値を、第２のパルスシーケンスにおけるＴＥの値として導出する。
なお、処理回路１５０は、制御機能１５０ｃにより、中間画像である画像３０ａ〜画像３０ｄではなく、ステップＳ１１０において生成された、ＴＥが異なる複数の画像そのものを、ディスプレイ１３５に表示させてもよい。
また、実施形態はこれに限られない。第１の実施形態では、処理回路１５０が算出機能１５０ｂにより第２のパルスシーケンスにおけるＴＥの値を導出するにあたって、ユーザからのフィードバックを受け付ける場合について説明した。実施形態はこれに限られない。ステップＳ１２０において、算出機能１５０ｂを有する処理回路１５０は、第２のパルスシーケンスにおけるＴＥの値を、ＴＥが異なる複数のデータに基づいて生成されたＴＥが異なる複数の画像に基づいて、自動的に算出することにより導出してもよい。かかる処理の一例として、処理回路１５０は、算出機能１５０ｂにより、第１のパルスシーケンスの実行前に事前にプリセットされた関心領域（ＲＯＩ（Ｒｅｇｉｏｎ Ｏｆ Ｉｎｔｅｒｅｓｔ）に基づいて、当該関心領域内における平均的な信号強度のＴＥの値による変化を解析し、解析結果に基づいて、第２のパルスシーケンスにおけるＴＥの値を導出してもよい。
また、かかる関心領域は、第１のパルスシーケンスの実行前に事前にプリセットされることを要せず、第１のパルスシーケンスの実行後、ユーザからの入力を受け付ける形で設定されてもよい。かかるユーザインターフェースの例が、図１０に示されている。図１０は、第１の実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置が表示する画面の一例である。
表示画面３２は、関心領域（ＲＯＩ）を表示するための画面であり、表示画面３２には、重畳画像３１や、画像３０ａ〜３０ｄのいずれかの画像等が表示される。関心領域３３は、現在の設定における関心領域を表している。設定パネル３４及び設定パネル３６は、関心領域を設定するためのパネルであり、表示パネル３５は、導出された第２のパルスシーケンスにおけるＴＥの値をユーザに表示するための表示パネルである。
ステップＳ１１５において、処理回路１５０は、制御機能１５０ｃにより、関心領域３３を選択する操作を受け付ける。
例えば、処理回路１５０は、制御機能１５０ｃにより、設定パネル３４を通じて、関心領域３３を選択する操作を受け付ける。ユーザは、ボタン３４ａ、ボタン３４ｂ、ボタン３４ｃ、ボタン３４ｄ等を通じて、関心領域３３を上下左右に移動することができ、また、ボタン３４ｅ、ボタン３４ｆを通じて、関心領域３３を拡大縮小することができる。また、ユーザは、ボタン３４ｇを通じて、関心領域３３を確定することができる。
また、別の例として、予め本撮像における所定の部位と、当該所定の部位を観察するのに適した関心領域との組がプリセットされており、ユーザに本撮像において観察する部位を選択させることにより、処理回路１５０は、関心領域３３を選択する操作を受け付けても良い。例えば、処理回路１５０は、制御機能１５０ｃにより、設定パネル３６を通じて、関心領域３３を選択する操作を受け付ける。ユーザは、ボタン３６ａ、ボタン３６ｂ、ボタン３６ｃを通じて、本撮像における撮像対象の部位を選択することにより、当該部位に対して、事前に設定された関心領域を、関心領域３３として選択することができる。例えば、ユーザがボタン３６ｂを選択すると、処理回路１５０は、制御機能１５０ｃにより、ボタン３６ｂに対応する部位に係る関心領域を、関心領域３３として設定する。
処理回路１５０が制御機能１５０ｃにより関心領域３３を選択する操作を受け付けると、ステップＳ１２０において、処理回路１５０は、算出機能１５０ｂにより、ユーザが選択した関心領域３３に基づいて、第２のパルスシーケンスにおけるＴＥの値を導出する。例えば、処理回路１５０は、算出機能１５０ｂにより、第２のパルスシーケンスにおけるＴＥの値を、差分画像を取る対象であるＴＥのうち短い方のＴＥを、ＴＥ１＝０．１ｍｓ、差分画像を取る対象であるＴＥのうち長い方のＴＥを、ＴＥ２＝２．０ｍｓｅｃと導出する。処理回路１５０は、例えば、ＴＥ１の値を固定値とし、ＴＥ２の値を、ユーザが選択した関心領域３３における、ＴＥを変化させたときの信号強度の変化に基づいて導出する。例えば、処理回路１５０は、算出機能１５０ｂにより、ユーザが選択した関心領域３３内における、平均的な信号強度が、所定の閾値を初めて下回るようなＴＥを、ＴＥ２の値として導出する。なお、実施形態はこれに限られず、処理回路１５０は、ＴＥ１の値及びＴＥ２の値の値両方を、ユーザが選択した関心領域３３における、ＴＥを変化させたときの信号強度の変化に基づいて導出してもよい。
また、処理回路１５０は、制御機能１５０ｃにより、導出したＴＥの値を、表示パネル３５を通じて表示させる。例えば、処理回路１５０は、表示領域３５ａに、ＴＥ１の値を、表示領域３５ｂに、ＴＥ２の値を、表示させる。
処理回路１５０は、制御機能１５０ｃにより、更に、必要に応じて、表示パネル３５を見たユーザから、関心領域３３を再選択（再変更）する操作を受け付ける。ユーザから関心領域３３の再選択を受け付けると、処理回路１５０は、算出機能１５０ｂにより、第２のパルスシーケンスにおけるＴＥの値を再導出し、制御機能１５０ｃにより、再導出した結果を表示パネル３５に表示させる。
続いて、ユーザが、図示しないボタンにより、算出機能１５０ｂにより導出された第２のパルスシーケンスにおけるＴＥの値を承認すると、シーケンス制御回路１２０は、ステップＳ１３０により、第２のパルスシーケンスを実行し、以降同様の処理が行われる。
また、実施形態は上述の例に限られない。図６にステップＳ１４０において、２つの画像の間で差分処理が行われる場合について説明したが、実施形態はこれに限られない。例えば、ステップＳ１４０において、３つ以上の画像の間で、差分処理を含んだ処理が行われることにより画像が生成されてもよい。一例として、ステップＳ１３０において、シーケンス制御回路１２０は、ＴＥ＝ＴＥ１、ＴＥ２、ＴＥ３の三種類のＴＥにおいて第２のパルスシーケンスを実行する。ステップＳ１４０において、処理回路１５０は、生成機能１５０ｄにより、ＴＥ＝ＴＥ１のデータから得られた画像をＸ１、ＴＥ＝ＴＥ２のデータから得られた画像をＸ２、ＴＥ＝ＴＥ３のデータから得られた画像をＸ３として、例えば２Ｘ１-Ｘ２-Ｘ３の処理により差分処理を含んだ画像を生成してもよい。
このように、第１の実施形態では、シーケンス制御回路１２０が、ＵＴＥ撮像法のパルスシーケンスであってマルチエコーのパルスシーケンスである第１のパルスシーケンスを実行し、ＴＥが異なる複数のデータを収集する。処理回路１５０が、算出機能１５０ｂにより、ＴＥが異なる複数のデータに基づいて、重畳画像３１を生成する。これに基づいて、処理回路１５０は、臨床用の画像を生成するための第２のパルスシーケンスにおけるＴＥの値を導出する。このことにより、臨床用の画像を生成するためのパルスシーケンスにおいて、適切なＴＥを導出することができ、Ｔ２ ＊値が短い組織を適切に描出することができる。
（第２の実施形態）
第１の実施形態では、シーケンス制御回路１２０が、臨床用の画像を生成するための第２のパルスシーケンスにおけるＴＥの値を導出するための第１のパルスシーケンスと、臨床用の画像を生成するための第２のパルスシーケンスとの２つのパルスシーケンスを実行する場合について説明した。第２の実施形態では、シーケンス制御回路１２０が、臨床用の画像を生成するためのパルスシーケンスのみを実行する場合について説明する。
かかる場合、第１の実施形態において既に説明したように、差分画像を生成する対象として、水信号と脂肪信号とが逆位相（ｏｕｔ−ｐｈａｓｅ）となるようなタイミングで収集された画像を用いると、差分画像には、異なるＴＥ間での信号の差分と、水信号と脂肪信号との差分とが含まれることになる。ここで、水信号と脂肪信号との差分の寄与が、異なるＴＥ間での信号の差分に着目する上で邪魔になることから、水信号と脂肪信号とが同位相（ｉｎ−ｐｈａｓｅ）になっていたほうが望ましい。従って、臨床用の画像を生成するためのパルスシーケンスのみを実行する場合、シーケンス制御回路１２０は、水信号と脂肪信号とが同位相（ｉｎ−ｐｈａｓｅ）となるようなタイミングで収集を行う。
換言すると、第２の実施形態においては、シーケンス制御回路１２０は、ＵＴＥ撮像法のパルスシーケンスを用いて、水信号と脂肪信号とが同位相となるタイミングで、ＴＥ（Ｅｃｈｏ Ｔｉｍｅ）が異なる複数のデータを収集する。処理回路１５０は、生成機能１５０ｄにより、収集した複数のデータのうち所定のデータに対して、２つのデータの差分を取る処理である差分処理を含んだ処理を行い、画像を生成する。
かかる処理の一例が、図１１に示されている。図１１は、第２の実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置の行う処理の流れについて説明したフローチャートである。なお、第１の実施形態と同様の処理を箇所においては、詳細な説明は省略する。
ステップＳ２００において、シーケンス制御回路１２０は、ＵＴＥ撮像法のパルスシーケンスを実行し、水信号と脂肪信号とが同位相となるタイミングで、ＴＥが異なる複数のデータを収集する。ここで、実行されるパルスシーケンスは、例えばマルチエコーを生成するパルスシーケンスであり、例えば図２や図３で説明したパルスシーケンスである。また、水信号の共鳴周波数及び脂肪信号の共鳴周波数は既知であることから、水信号と脂肪信号とが同位相となるタイミングは、当該パルスシーケンスの実行前に所定の方法で算出することができる。シーケンス制御回路１２０は、当該算出結果にもとづいて、所定のタイミングで、ＴＥが異なる複数のデータを収集する。
続いて、処理回路１５０は、算出機能１５０ｂにより、後述の処理において差分処理を行う対象のデータを導出する。すなわち、処理回路１５０は、算出機能１５０ｂにより、ＴＥが異なる複数のデータのうち、どのＴＥのデータを用いて、画像を生成するかを特定する。当該特定の処理は、第１の実施形態で述べたように、図８の重畳画像３１のような画像を生成して、ユーザからＴＥの入力を受け付けることにより行われても良いし、図９のように、複数の画像を生成して、ユーザからＴＥの入力を受け付けることにより行われても良い。また、別の例として、当該特定の処理は、第１の実施形態で述べたように、予め設定された関心領域等に基づいて自動的に設定されてもよいし、図１０のように、ユーザから関心領域の指定を受け付けて、受け付けた関心領域に基づいて、自動的に行われても良い。
続いて、ステップＳ２１０において、処理回路１５０は、生成機能１５０ｄにより、収集したＴＥが異なる複数のデータに対して、差分処理を含んだ処理を行い、画像を生成する。典型的には、処理回路１５０は、生成機能１５０ｄにより、収集したＴＥが異なる複数のデータのうち、前述のステップで算出機能１５０ｂにより差分処理を行う対象のデータとして導出された２つのデータの間で差分処理を行って、画像生成を行う。
このように、第２の実施形態においては、水信号と脂肪信号とが同位相となるタイミングで、ＴＥが異なる複数のデータを収集され、それらのうち所定のデータが差分処理の対象となることで、１回のパルスシーケンスが実行される場合であっても、Ｔ２ ＊値が短い組織を的確に描出することができる。
（プログラム）
また、上述した実施形態の中で示した処理手順に示された指示は、ソフトウェアであるプログラムに基づいて実行されることが可能である。汎用コンピュータが、このプログラムを予め記憶しておき、このプログラムを読み込むことにより、上述した実施形態の磁気共鳴イメージング装置１００による効果と同様の効果を得ることも可能である。上述した実施形態で記述された指示は、コンピュータに実行させることのできるプログラムとして、磁気ディスク（フレキシブルディスク、ハードディスクなど）、光ディスク（ＣＤ−ＲＯＭ、ＣＤ−Ｒ、ＣＤ−ＲＷ、ＤＶＤ−ＲＯＭ、ＤＶＤ±Ｒ、ＤＶＤ±ＲＷなど）、半導体メモリ、又はこれに類する記録媒体に記録される。コンピュータ又は組み込みシステムが読み取り可能な記憶媒体であれば、その記憶形式は何れの形態であってもよい。コンピュータは、この記録媒体からプログラムを読み込み、このプログラムに基づいてプログラムに記述されている指示をＣＰＵで実行させれば、上述した実施形態の磁気共鳴イメージング装置１００と同様の動作を実現することができる。また、コンピュータがプログラムを取得する場合又は読み込む場合は、ネットワークを通じて取得又は読み込んでもよい。
また、記憶媒体からコンピュータや組み込みシステムにインストールされたプログラムの指示に基づきコンピュータ上で稼働しているＯＳ（Operating System）や、データベース管理ソフト、ネットワーク等のＭＷ（Middleware）等が、上述した実施形態を実現するための各処理の一部を実行してもよい。更に、記憶媒体は、コンピュータあるいは組み込みシステムと独立した媒体に限らず、ＬＡＮ（Local Area Network）やインターネット等により伝達されたプログラムをダウンロードして記憶又は一時記憶した記憶媒体も含まれる。また、記憶媒体は１つに限られず、複数の媒体から、上述した実施形態における処理が実行される場合も、実施形態における記憶媒体に含まれ、媒体の構成は何れの構成であってもよい。
なお、実施形態におけるコンピュータ又は組み込みシステムは、記憶媒体に記憶されたプログラムに基づき、上述した実施形態における各処理を実行するためのものであって、パソコン、マイコン等の１つからなる装置、複数の装置がネットワーク接続されたシステム等の何れの構成であってもよい。また、実施形態におけるコンピュータとは、パソコンに限らず、情報処理機器に含まれる演算処理装置、マイコン等も含み、プログラムによって実施形態における機能を実現することが可能な機器、装置を総称している。
以上のように、少なくとも一つの実施形態によれば、Ｔ２ ＊値が短い組織を描出することができる磁気共鳴イメージング装置を提供することができる。
本発明のいくつかの実施形態を説明したが、これらの実施形態は、例として提示したものであり、発明の範囲を限定することは意図していない。これら実施形態は、その他の様々な形態で実施されることが可能であり、発明の要旨を逸脱しない範囲で、種々の省略、置き換え、変更を行うことができる。これら実施形態やその変形は、発明の範囲や要旨に含まれると同様に、特許請求の範囲に記載された発明とその均等の範囲に含まれるものである。
１２０ シーケンス制御回路
１５０ 処理回路
１５０ｂ 算出機能
１５０ｃ 制御機能
１５０ｄ 生成機能

Claims (10)

  1. ＵＴＥ（Ultrashort Echo Time）撮像法のパルスシーケンスであってマルチエコーのパルスシーケンスである第１のパルスシーケンスを実行し、TE(Echo Time)が異なる複数のデータを収集するシーケンス制御部と、
    前記複数のデータに基づいて、前記シーケンス制御部が実行する第２のパルスシーケンスにおけるTEの値を導出する算出部と
    を備え、
    前記算出部は、前記複数のデータに基づいて生成されたＴＥが異なる複数の画像に基づいて、ＴＥを変化させたときの信号強度の変化を解析し、前記解析の解析結果を一つの画像に重畳させた重畳画像を生成し、
    前記算出部が生成した前記重畳画像を表示部に表示させる制御部を更に備え、
    前記算出部は、前記複数の画像の各点において、前記信号強度が閾値を上回るか否かを判定し、前記信号強度が前記閾値を上回る前記複数の画像の中で、最も長いＴＥに対応する前記複数の画像に対応するＴＥを前記各点ごとに算出することにより前記重畳画像を生成する、磁気共鳴イメージング装置。
  2. 前記算出部は、前記複数のデータに対して差分処理を行い、差分画像を生成する、請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。
  3. 前記ＵＴＥ撮像法は、ラジアル収集を行う撮像法である、請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。
  4. 画像を表示部に表示させ、ユーザからの操作を受け付ける制御部を更に備え、
    前記算出部は、前記制御部が前記表示部に表示させた前記画像に基づいて前記ユーザから受け付けた前記操作に基づいて、前記第２のパルスシーケンスにおけるTEの値を導出する、請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。
  5. 前記制御部は、前記操作として、前記複数のデータに基づいて生成されたＴＥが異なる複数の画像のうちいずれかの画像を選択する操作を受け付け、
    前記算出部は、ユーザが選択した画像に係るＴＥの値を、前記第２のパルスシーケンスにおけるＴＥの値として導出する、請求項４に記載の磁気共鳴イメージング装置。
  6. 前記制御部は、前記操作として、関心領域を選択する操作を受け付け、
    前記算出部は、ユーザが選択した前記関心領域に基づいて、前記第２のパルスシーケンスにおけるＴＥの値を導出する、請求項４に記載の磁気共鳴イメージング装置。
  7. 前記算出部は、前記複数のデータに基づいて生成されたTEが異なる複数の画像に基づいて、前記シーケンス制御部が実行する第２のパルスシーケンスにおけるTEの値を導出する、請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。
  8. 前記算出部は、前記複数の画像に基づいて、TEを変化させたときの信号強度の変化を解析し、解析した結果に基づいて、前記第２のパルスシーケンスにおけるTEの値を導出する、請求項７に記載の磁気共鳴イメージング装置。
  9. 前記シーケンス制御部は、前記第１のパルスシーケンスにおいて、水信号と脂肪信号とが同位相となるタイミングで、前記複数のデータを収集する、請求項１〜８のいずれか一つに記載の磁気共鳴イメージング装置。
  10. ＵＴＥ（Ultrashort Echo Time）撮像法のパルスシーケンスであってマルチエコーのパルスシーケンスである第１のパルスシーケンスを実行し、TE(Echo Time)が異なる複数のデータを収集するシーケンス制御部と、
    前記複数のデータに基づいて、前記シーケンス制御部が実行する第２のパルスシーケンスにおけるTEの値を導出する算出部と
    を備え、
    前記シーケンス制御部は、前記算出部が導出したＴＥの値に基づいて、前記第２のパルスシーケンスを実行してＴＥが異なる複数のデータを収集し、
    前記第２のパルスシーケンスにより得られた前記複数のデータのうちの所定のデータに対して、２つのデータの差分を取る処理である差分処理を含んだ処理を行い、画像を生成する生成部を更に備える、磁気共鳴イメージング装置。
JP2016251960A 2016-12-26 2016-12-26 磁気共鳴イメージング装置 Active JP6873686B2 (ja)

Priority Applications (2)

Application Number Priority Date Filing Date Title
JP2016251960A JP6873686B2 (ja) 2016-12-26 2016-12-26 磁気共鳴イメージング装置
US15/852,708 US10459053B2 (en) 2016-12-26 2017-12-22 Magnetic resonance imaging apparatus and magnetic resonance imaging method

Applications Claiming Priority (1)

Application Number Priority Date Filing Date Title
JP2016251960A JP6873686B2 (ja) 2016-12-26 2016-12-26 磁気共鳴イメージング装置

Publications (3)

Publication Number Publication Date
JP2018102585A JP2018102585A (ja) 2018-07-05
JP2018102585A5 JP2018102585A5 (ja) 2020-01-16
JP6873686B2 true JP6873686B2 (ja) 2021-05-19

Family

ID=62630321

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
JP2016251960A Active JP6873686B2 (ja) 2016-12-26 2016-12-26 磁気共鳴イメージング装置

Country Status (2)

Country Link
US (1) US10459053B2 (ja)
JP (1) JP6873686B2 (ja)

Families Citing this family (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
WO2019232437A1 (en) * 2018-06-01 2019-12-05 The Trustees of The Uniiversity of Pennsylvania Solid-state mri as a noninvasive alternative to computed tomography (ct)
CN112946546B (zh) * 2019-12-10 2023-10-27 西门子(深圳)磁共振有限公司 短t2组织的成像方法、系统及磁共振成像系统

Family Cites Families (10)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP5101896B2 (ja) * 2007-01-17 2012-12-19 ジーイー・メディカル・システムズ・グローバル・テクノロジー・カンパニー・エルエルシー 画像表示装置、画像表示方法、および、磁気共鳴イメージング装置
JP5483308B2 (ja) * 2007-11-21 2014-05-07 株式会社東芝 磁気共鳴イメージング装置
JP5591500B2 (ja) * 2009-07-30 2014-09-17 株式会社日立メディコ 磁気共鳴イメージング装置、および、画像再構成プログラム
JP2013517829A (ja) * 2010-01-22 2013-05-20 コーニンクレッカ フィリップス エレクトロニクス エヌ ヴィ 磁化率勾配マッピング
JP5591582B2 (ja) 2010-04-27 2014-09-17 株式会社東芝 磁気共鳴イメージング装置
WO2013001399A2 (en) * 2011-06-27 2013-01-03 Koninklijke Philips Electronics N.V. Magnetic resonance imaging of bone tissue
CN104363829B (zh) * 2012-05-23 2017-07-21 皇家飞利浦有限公司 多回波presto
US9545206B2 (en) * 2012-08-16 2017-01-17 Toshiba Medical Systems Corporation Non-contrast MRI with differentiation of ischemic, infarct and normal tissue
CN105263407B (zh) * 2013-04-02 2018-09-14 皇家飞利浦有限公司 使用磁共振成像的对骨组织的探测
US10089729B2 (en) 2014-04-23 2018-10-02 Toshiba Medical Systems Corporation Merging magnetic resonance (MR) magnitude and phase images

Also Published As

Publication number Publication date
JP2018102585A (ja) 2018-07-05
US20180180694A1 (en) 2018-06-28
US10459053B2 (en) 2019-10-29

Similar Documents

Publication Publication Date Title
CN107753020B (zh) 医学成像设备及其控制方法
US8797031B2 (en) MR imaging system for discriminating between imaged tissue types
US20050101857A1 (en) Fiber rendering apparatus
JP5559848B2 (ja) 複数タイプの磁気共鳴映像を同時に生成する装置及びその方法
WO2016116545A1 (en) Mri method for calculating derived values from b0 and b1 maps
EP3602096B1 (en) Sub voxel resolution magnetic resonance fingerprinting imaging
US20170153801A1 (en) Medical imaging apparatus and control method thereof
JP2020130962A (ja) データ処理装置、方法及びプログラム
JP6873686B2 (ja) 磁気共鳴イメージング装置
JP2021528144A (ja) 磁気共鳴撮像における画質の追跡
CN103282790A (zh) 快速双对比度mr成像
JP2005087375A (ja) 磁気共鳴撮影装置および磁気共鳴画像生成方法
JP7167172B2 (ja) 脂肪／水分離を使用したｍｒｉ
EP3977404B1 (en) Identification of advisory regions in breast magnetic resonance imaging
JP7242472B2 (ja) 磁気共鳴イメージング装置及び磁気共鳴イメージング方法
KR101502103B1 (ko) 자기공명영상장치 및 자화강조영상법
KR101938048B1 (ko) 수정된 딕슨 기법을 통해 획득한 자기 공명 영상을 이용한 암을 진단하기 위한 장치 및 이 방법을 수행하기 위한 프로그램이 기록된 컴퓨터 판독 가능한 기록매체
JP6877904B2 (ja) 磁気共鳴イメージング装置及び磁気共鳴イメージング方法
JP7383386B2 (ja) 磁気共鳴イメージング装置
JP7467180B2 (ja) 磁気共鳴イメージング装置及び磁気共鳴イメージング方法
JP6855239B2 (ja) 磁気共鳴イメージング装置
WO2024033111A1 (en) Reconstruction parameter determination for the reconstruction of synthesized magnetic resonance images
JP2016059589A (ja) 磁気共鳴イメージング装置

Legal Events

Date Code Title Description
A521 Request for written amendment filed

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A523

Effective date: 20191128

A621 Written request for application examination

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A621

Effective date: 20191128

A977 Report on retrieval

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A971007

Effective date: 20201118

A131 Notification of reasons for refusal

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A131

Effective date: 20201208

A521 Request for written amendment filed

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A523

Effective date: 20210208

TRDD Decision of grant or rejection written
A01 Written decision to grant a patent or to grant a registration (utility model)

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A01

Effective date: 20210323

A61 First payment of annual fees (during grant procedure)

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A61

Effective date: 20210421

R150 Certificate of patent or registration of utility model

Ref document number: 6873686

Country of ref document: JP

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R150