WO2009081785A1 - 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 - Google Patents

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resonance imaging
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Masahiro Takizawa
Hiroyuki Itagaki
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Hitachi Medical Corporation
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Definitions

  • the present invention relates to a technique for acquiring an image with enhanced magnetic susceptibility at high speed using a magnetic resonance imaging (hereinafter referred to as MRI) apparatus that obtains a tomographic image of an examination region of a subject using a nuclear magnetic resonance phenomenon.
  • MRI magnetic resonance imaging
  • the MRI apparatus uses a uniform static magnetic field, and the static magnetic field changes locally depending on the magnetic susceptibility of the subject.
  • the effect of this local magnetic field change appears as a phase change in the image data.
  • An imaging method (hereinafter, referred to as susceptibility-enhanced imaging) that emphasizes this phase change by arithmetic processing is known (Patent Document 1).
  • This susceptibility-enhanced imaging is attracting attention as an effective technique for venous MR angiography because it can enhance the susceptibility of reduced hemoglobin in the blood.
  • susceptibility-weighted imaging uses a phase change caused by the susceptibility, an echo signal is required when about 70 ms elapses after irradiation with an RF pulse. For this reason, since the repetition time (TR) of the pulse sequence (hereinafter simply abbreviated as “sequence”) cannot be set short, the imaging time becomes long.
  • methods for measuring multiple echo signals with a single RF pulse irradiation are known as methods for shortening the imaging time in an MRI apparatus, and typical examples include the echo planar (EPI) method and the first spin echo method. There is (FSE) method.
  • An example of magnetic susceptibility enhanced imaging using an echo planar method is disclosed in (Patent Document 2) in order to shorten the imaging time of magnetic susceptibility enhanced imaging.
  • an object of the present invention is to obtain an image in which a region of interest on an image is optimally susceptibility-weighted in susceptibility-weighted photographing.
  • the present invention controls the measurement order of a plurality of echo signals in accordance with the size of a desired region of interest of the subject.
  • the target frequency in the K space is obtained corresponding to the size of the region of interest, and the measurement order of multiple echo signals is controlled so that the echo signal corresponding to the target frequency is measured at or near the target echo time.
  • the MRI apparatus of the present invention includes a measurement control unit that controls measurement of a plurality of echo signals from a subject based on a predetermined pulse sequence, and data of the plurality of echo signals are arranged in K space.
  • An arithmetic processing unit that acquires an image of the subject based on the K-space data, and the measurement control unit measures a plurality of echo signals corresponding to the size of the desired region of interest of the subject. It is characterized by controlling the order.
  • the MRI method of the present invention includes a measurement process for measuring a plurality of echo signals from a subject based on a predetermined pulse sequence, and K space data in which data of a plurality of echo signals are arranged in K space. And an arithmetic processing step for acquiring an image of the subject based on the measurement, and in the measurement control step, the measurement order of the plurality of echo signals is controlled in accordance with the size of the desired region of interest of the subject. It is characterized by that.
  • the MRI apparatus and the MRI method of the present invention it is possible to obtain an image in which the region of interest on the image is optimally susceptibility-weighted in susceptibility-weighted imaging.
  • FIG. 1 is a block diagram showing the overall configuration of an example of the MRI apparatus of the present invention.
  • This MRI apparatus uses a nuclear magnetic resonance (NMR) phenomenon to obtain a tomographic image of an object, and as shown in FIG. 1, a static magnetic field generation system 2, a gradient magnetic field generation system 3, and a transmission system 5
  • NMR nuclear magnetic resonance
  • the static magnetic field generation system 2 generates a uniform static magnetic field in the space around the subject 1 in the direction of the body axis or in the direction perpendicular to the body axis.
  • the permanent magnet method or the normal conduction method is provided around the subject 1 Alternatively, a superconducting magnetic field generating means is arranged.
  • the gradient magnetic field generation system 3 (gradient magnetic field generation unit) is composed of a gradient magnetic field coil 9 wound in three axial directions of X, Y, and Z, and a gradient magnetic field power source 10 for driving each gradient magnetic field coil 9.
  • gradient magnetic fields Gs, Gp, Gf in the three-axis directions of X, Y, Z are applied to the subject 1.
  • a slice selection gradient magnetic field pulse (Gs) is applied in one of X, Y, and Z directions to set a slice plane for the subject 1, and a phase encoding gradient magnetic field pulse is applied in the remaining two directions.
  • Gp and a frequency encoding (or reading) gradient magnetic field pulse (Gf) are applied to encode position information in each direction into an echo signal.
  • the sequencer 4 is a measurement control unit that controls the measurement of echo signals by repeatedly applying a high-frequency magnetic field pulse (hereinafter referred to as “RF pulse”) and a gradient magnetic field pulse in a predetermined sequence.
  • RF pulse high-frequency magnetic field pulse
  • the sequencer 4 operates under the control of the CPU 8 and sends various commands for measuring echo signals necessary for the reconstruction of the tomographic image of the subject 1 to the transmission system 5, the gradient magnetic field generation system 3, and the reception system 6. By controlling these systems, echo signal measurement is controlled.
  • the transmission system 5 irradiates an RF pulse to cause nuclear magnetic resonance to the nuclear spins of atoms constituting the biological tissue of the subject 1, and includes a high frequency oscillator 11, a modulator 12, a high frequency amplifier 13, and a transmission side And a high-frequency coil 14a.
  • the high-frequency pulse output from the high-frequency oscillator 11 is amplitude-modulated by the modulator 12 at a timing according to a command from the sequencer 4, and the amplitude-modulated high-frequency pulse is amplified by the high-frequency amplifier 13 and then placed close to the subject 1.
  • the subject 1 is irradiated with electromagnetic waves (RF pulses) by being supplied to the high frequency coil 14a.
  • the receiving system 6 detects an echo signal (NMR signal) emitted by nuclear magnetic resonance of nuclear spins constituting the biological tissue of the subject 1, and receives a high-frequency coil 14b on the receiving side, an amplifier 15, and a quadrature detector 16 and an A / D converter 17.
  • the response electromagnetic wave (NMR signal) of the subject 1 induced by the electromagnetic wave irradiated from the high-frequency coil 14a on the transmission side is detected by the high-frequency coil 14b arranged close to the subject 1 and amplified by the amplifier 15
  • the signals are divided into two orthogonal signals by the quadrature phase detector 16 at a timing according to a command from the sequencer 4, converted into digital quantities by the A / D converter 17, and sent to the signal processing system 7.
  • the echo signal converted into the digital quantity is referred to as echo signal data or echo data.
  • the signal processing system 7 has an external storage device (storage means) such as an optical disk 19 and a magnetic disk 18 and a display 20 composed of a CRT or the like, and echo data from the reception system 6 is input to the CPU 8 (arithmetic processing unit). Then, the CPU 8 executes arithmetic processing such as signal processing and image reconstruction, and displays the tomographic image of the subject 1 as a result on the display 20 and records it on the magnetic disk 18 of the external storage device.
  • the CPU 8 includes a memory corresponding to the K space and stores echo data.
  • the description that the echo signal or the echo data is arranged in the K space means that the echo data is written and stored in this memory.
  • the operation system 25 is used to input various control information of the MRI apparatus and control information of processing performed by the signal processing system 7, and includes a trackball or mouse 23 and a keyboard 24.
  • the operation system 25 is arranged close to the display 20, and the operator interactively controls various processes of the MRI apparatus through the operation system 25 while looking at the display 20.
  • the transmission-side and reception-side high-frequency coils 14a and 14b and the gradient magnetic field coil 9 are installed in the static magnetic field space of the static magnetic field generation system 2 arranged in the space around the subject 1. .
  • the MRI apparatus's imaging target spin species are protons that are the main constituents of the subject as widely used in clinical practice.
  • the spatial distribution of proton density and the spatial distribution of the relaxation phenomenon in the excited state By imaging the spatial distribution of proton density and the spatial distribution of the relaxation phenomenon in the excited state, the form or function of the human head, abdomen, limbs, etc. can be photographed two-dimensionally or three-dimensionally.
  • FIG. Fig. 2 is a sequence chart showing the sequence shape of the gradient echo type multi-shot echo planar method.
  • Gs, Gp, and Gr represent the axes of the slice selection gradient magnetic field, phase encoding gradient magnetic field, and frequency encoding gradient magnetic field, respectively.
  • RF, AD, and Echo represent an RF pulse, a sampling window, and an echo signal, respectively.
  • 201 is an RF pulse
  • 202 is a slice selective gradient magnetic field pulse
  • 203 is a slice refocusing gradient magnetic field pulse
  • 204 is a phase encoding gradient magnetic field pulse
  • 205 is a phase blip gradient magnetic field pulse group
  • 206 is a frequency phase gradient magnetic field pulse
  • 207 is a frequency encoding gradient magnetic field pulse group
  • 208 is a sampling window group
  • 209 is an echo signal group.
  • the sequencer 4 controls the transmission system 5, the gradient magnetic field generation system 3, and the reception system 6 to measure an echo signal.
  • the sequencer 4 measures one echo signal 209 for each readout gradient magnetic field pulse 207 while changing the polarity of the readout gradient magnetic field pulse 207 for each irradiation of the RF pulse 201. This is repeatedly executed at a time interval 210 (repetition time TR), and the number of echo signals necessary for image reconstruction is measured.
  • the number of echo signals necessary for image reconstruction is generally about 64, 128, or 256 depending on the matrix of the image to be created.
  • the number after-(hyphen) represents a repetition number.
  • FIG. 2 (a) shows the first first sequence among a plurality of repetitions, and the second and subsequent repetition sequences are the same as the first one and are omitted. In the sequence diagrams described below, the meanings of the numbers after-(hyphen) are the same.
  • a plurality of echo signals are measured by one RF pulse irradiation, so an image can be acquired at a higher speed than a sequence in which one echo signal is measured by one RF pulse irradiation.
  • FIG. 2 (a) since six echo signals 209 are measured by one RF pulse 201 irradiation, it can be photographed six times faster. Note that the single shot echo planar method that measures all echo signals necessary for image reconstruction by one RF pulse irradiation can further increase the speed.
  • FIG. 2 (b) is a schematic diagram showing an example of the K space 211 in which echo data measured by the echo planar method is arranged.
  • the horizontal axis Kx in FIG. 2 (b) corresponds to the sampling time of the echo signal
  • the vertical axis Ky corresponds to the total amount of phase encoding gradient magnetic field pulses applied to the phase encoding axis when the echo signal is measured. To do.
  • the arrow 212 in FIG. 2 (b) is the order in which echo signals are measured in the K space data acquired using the echo planar method, and the Ky axis direction is from bottom to top (that is, from the negative side to the positive side).
  • This is an example in which echo signals are continuously measured (referred to as sequential ordering).
  • Lines 212-1 solid line
  • 212-2 dotted line
  • 212-3 dashed line
  • 210-1 first repetition
  • 210-2 second repetition
  • 210-3 corresponding to the echo signal groups 209-1, 209-2, and 209-3 measured in the third iteration, each line has an echo signal every two Ky-axis directions
  • each line 212 includes six echo signals.
  • the scanning direction of the arrow at the echo signal position corresponds to the polarity of the readout gradient magnetic field pulse group 207.
  • the interval 213 in the Ky direction of arrows corresponds to the area of each phase blip gradient magnetic field 205, and by changing the starting position of each line 212 with the phase encode gradient magnetic field pulse 204, echo data Can be placed in the K space without overlapping in the Ky direction.
  • FIG. 2 (c) is a schematic diagram showing another example of the K space 211 in which echo data measured by the echo planar method is arranged.
  • the two-dimensional K-space data arranged in this way is converted into an image by the CPU 8 applying a two-dimensional Fourier transform (for the three-dimensional K-space data, the three-dimensional Fourier transform is applied to the 3D Convert to a dimensional image).
  • a two-dimensional Fourier transform for the three-dimensional K-space data, the three-dimensional Fourier transform is applied to the 3D Convert to a dimensional image.
  • the contrast of the local area in the image has a different spatial frequency depending on the size of the target part.
  • the contrast of an area of 1 pixel size in the image reflects the contrast of echo data in the highest spatial frequency domain in K space (i.e., echo signals measured with a maximum or close phase encoding value).
  • the contrast of an area of 10 pixels in the image contributes greatly to the contrast of 10 points of data from the higher spatial frequency in the K space.
  • echo time the echo time
  • FIG. 3 (a) shows the phase rotation that occurs in the echo signal after application of the RF pulse 201.
  • FIG. 3 (a) shows the phase rotation that occurs in the echo signal after application of the RF pulse 201.
  • FIG. 3 (a) shows the phase rotation that occurs in the echo signal after application of the RF pulse 201.
  • FIG. 3 (a) shows the phase rotation that occurs in the echo signal after application of the RF pulse 201.
  • FIG. 3 (a) shows the phase rotation that occurs in the echo signal after application of the RF pulse 201.
  • FIG. 3 (a) shows the phase rotation that occurs in the echo signal after application of the RF pulse 201.
  • FIG. 3 (a) shows the phase rotation that occurs in the echo signal after application of the RF pulse 201.
  • FIG. 3 (a) shows the phase rotation that occurs in the echo signal after application of the RF pulse 201.
  • FIG. 3 (a) shows the phase rotation that occurs in the echo signal after application of the RF pulse 201.
  • the peak value of the echo signal obtained by the MRI apparatus becomes a curve like 302 in FIG. 3 (b) after the RF pulse 201 is applied.
  • T 2 the spin itself excited by the RF pulse 201 is laterally relaxed
  • a phase difference occurs in the spin due to the difference in magnetic susceptibility, and this phase difference becomes larger as the echo time becomes longer.
  • this phase difference causes cancellation of the NMR signal between the tissues in the pixel, resulting in a decrease in the signal intensity of the pixel (so-called (Partial volume effect).
  • An image weighted by the magnetic susceptibility effect using this partial volume effect is a magnetic susceptibility enhanced image.
  • an echo signal when about 70 ms elapses is necessary. For this reason, in the conventional susceptibility-weighted imaging, the repetition time (TR) of the sequence cannot be set short, so that the imaging time becomes long.
  • susceptibility-weighted imaging using the above-described echo planar method is conceivable.
  • information of echo signals having different echo times is mixed with the phase change of the image data.
  • the emphasis effect by the magnetic susceptibility is dispersed and weakened throughout the image, and it becomes impossible to obtain an image in which the region of interest on the image is optimally susceptibility-weighted.
  • the MRI apparatus of the present invention described below solves this problem, and each embodiment of the MRI apparatus of the present invention will be described below.
  • the measurement order of a plurality of echo signals is controlled in accordance with the size of a desired region of interest of the subject. That is, in response to the size of the region of interest on the image, the echo signal corresponding to the size of the region of interest is measured at an echo time that reflects the desired susceptibility effect. Control the measurement order of echo signals.
  • the application order of the phase encoding gradient magnetic field that is, the position where the echo data is arranged in the K space is controlled.
  • FIG. 4 is a flowchart illustrating an example of a processing flow of the entire photographing according to the present embodiment
  • FIG. 5 is a flowchart illustrating an example of a detailed processing flow of a processing portion according to the present embodiment, particularly within the processing flow of FIG. It is.
  • step 401 a region to be imaged is selected in the same manner as normal imaging. For example, the operator selects an imaging target region via the imaging target region selection GUI displayed on the display 20. Note that this step 401 may be omitted.
  • step 402 the shooting sequence parameters are set. Similar to step 401, the operator sets the parameters of the shooting sequence via the parameter setting GUI displayed on the display 20.
  • step 403 based on the parameters set in step 402, it is determined whether or not the imaging sequence is susceptibility enhanced imaging. For example, when the parameter setting GUI includes an option for susceptibility-weighted imaging and the option is selected by the operator, it may be determined that the susceptibility-weighted imaging is selected. Further, it is also possible to determine that susceptibility weighted imaging has been selected even when a gradient echo type multi-shot echo planar method is selected as a sequence and the effective TE (echo time of phase encoding zero) is set to be long. This determination is made by the CPU 8.
  • step 404 If it is determined in step 404 that the susceptibility-weighted imaging is performed, the CPU 8 sets parameters necessary for the susceptibility-weighted imaging. Details of step 404 will be described later.
  • step 405 the shooting sequence is executed. Based on the parameters set in step 402, in the case of susceptibility-weighted imaging, the sequencer 4 further executes the imaging sequence based on the parameters for susceptibility-weighted imaging set in step 404. And control the echo signal measurement. Details in the case of susceptibility-weighted imaging will be described later. Then, the CPU 8 writes and stores the measured echo signal data in a memory corresponding to the K space in the CPU 8. That is, the CPU 8 places the measured echo data in the K space.
  • step 406 an image is reconstructed using the K space data acquired in step 405.
  • the CPU 8 performs Fourier transform on the K space data acquired in step 405 to reconstruct an image.
  • the CPU 8 applies 2D Fourier transform to 2D K-space data to convert it to a 2D image, and applies 3D Fourier transform to 3D K-space data to apply 3D Convert to image.
  • the above is an example of the processing flow of the entire photographing.
  • FIG. 5 is a flowchart showing an example of a processing flow for parameter setting necessary for susceptibility-weighted imaging.
  • the size of the region of interest on the image is set.
  • the target size can be set as follows, for example.
  • the first method is a method in which the CPU 8 sets a target size based on information input by the operator via the operation system 25. Specifically, the pixel size (number of pixels) of the region of interest input by the operator is set as the target size. Alternatively, the actual size (mm) of the region of interest input by the operator may be set as the target size. For example, when the region of interest is a blood vessel as in MR angiography, the operator can set the target size by inputting the diameter of the target blood vessel. Alternatively, the CPU 8 may determine the pixel size or the actual size of the region of interest from the input information of the figure (line diagram) surrounding the region of interest drawn on the image by the operator and set the target size. An example of the target size setting GUI will be described later.
  • the target size for each part to be imaged is stored in advance in an external storage device such as the magnetic disk 18, and the CPU 8 reads out the stored data according to the designated part to be imaged and sets the target size. May be set. For example, since the size of each part such as the diameter (Radius) of the blood vessel is little due to individual differences among patients, the target size for each part to be imaged can be set uniformly regardless of the patient. Details will be described in a second embodiment to be described later.
  • a target frequency (Target Frequency) is set.
  • the CPU 8 sets the position in the K space where the echo data corresponding to the target size set in step 501 is to be placed, that is, the target frequency.
  • the target size is set by the pixel size (Size), based on the input information, using the matrix of the image (Matrix), the following calculation formula (Formula 1 ).
  • Target Frequency ⁇ (Matrix / 2- (Size-1)) (Formula 1)
  • the CPU 8 calculates the target frequency from the field of view (FOV) and the matrix (Matrix) as follows: To do.
  • Target Frequency ⁇ (Matrix / 2- (Radius / (FOV / Matrix) -1)) (Formula 2)
  • the target frequency determined according to the target size is set to any spatial frequency from the origin to the maximum spatial frequency in the Ky direction (phase encoding direction) of the K space.
  • the target echo time is set.
  • the target echo time is an echo time necessary for a desired magnetic susceptibility effect to be reflected in the phase information of the echo signal.
  • This target echo time may be set by the operator via the operation system 25, or in consideration of the magnetic susceptibility for each part to be imaged, the target echo time for each part to be imaged is preliminarily set to the outside of the magnetic disk 18 or the like.
  • the data may be stored in the storage device, and the CPU 8 may read the stored data and set the target echo time according to the designated imaging target region.
  • An example of the target echo time is 70 msec as described above.
  • this step may be before the target size setting in step 501 described above.
  • the target frequency and the target echo time may be set before the start of the next step 504.
  • step 504 the measurement order of each echo signal is set.
  • the CPU 8 sets the measurement order of each echo signal so that the echo signal of the target frequency set in step 502 is measured at the target echo time set in step 503. Then, the CPU 8 adjusts the application amount (the area of the pulse waveform) of the phase encoding gradient magnetic field pulse 204 and the phase blip gradient magnetic field pulse 205 so that imaging is performed in the set measurement order of each echo signal.
  • echo data measured at a slow echo time is arranged on the frequency side higher than the target frequency in the K space.
  • step 405 magnetic susceptibility-enhanced imaging based on each parameter necessary for susceptibility-enhanced imaging set as described above will be described in detail.
  • step 405 susceptibility-enhanced imaging
  • susceptibility-enhanced imaging is performed, and an echo signal reflecting the susceptibility effect is measured.
  • the sequencer 4 controls the measurement of each echo signal so that the echo signal measurement order set in step 504 is obtained. That is, the sequencer 4 performs imaging using a gradient echo type multi-shot echo planar method having the areas of the phase encode gradient magnetic field pulse 204 and the phase blip gradient magnetic field pulse 205 that are also adjusted in step 504, and each echo signal Control the measurement.
  • Fig. 6 shows a schematic diagram of the K space where each measured echo data is placed.
  • the region corresponding to the echo signal measured when the echo time is short is white, and the region is colored so that the color becomes black as the echo time increases.
  • schematic diagrams of K space data are also shown.
  • FIG. 6 is a schematic diagram of K-space data acquired using the gradient echo type multi-shot echo planar method described in FIG. 2, and 12 echo signals are measured by one RF pulse 201 irradiation. The case where the echo signal on the positive side in the Ky direction and the echo signal on the negative side in the Ky direction are respectively measured by repeating the sequence twice is shown.
  • the size of the region of interest is set to 6 pixels, and as a result, the target frequency 601 (subscripts 1 and 2 in FIG. 6 mean the first sequence and the second sequence, respectively.
  • the target frequency 601 (subscripts 1 and 2 in FIG. 6 mean the first sequence and the second sequence, respectively.
  • the echo data of the echo numbers 11 and 10 measured at the echo time close to the target echo time are arranged, and the echo data separated by the echo time are sequentially arranged.
  • the measurement order of the echo signals corresponding to the position in the Ky direction is on the positive side acquired in the first sequence.
  • the echo data with the longest echo time is placed at the position with the highest spatial frequency in the K space, so the phase value of the area of about 1 pixel in the image reflects the phase value of the target echo time. Will do. Since the data arranged on the high spatial frequency side of the K space has the meaning and characteristics peculiar to the present embodiment, the data properties are completely different from the K space data of the conventional centric ordering.
  • the target frequency can be set to any spatial frequency from the origin to the maximum spatial frequency in the phase encoding direction (Ky) of the K space. Then, the sequencer 4 controls application of the phase encode gradient magnetic field and the phase blip gradient magnetic field to control the measurement order of the plurality of echo signals.
  • step 405 is susceptibility enhanced imaging.
  • the magnetic susceptibility enhancement imaging using the gradient echo type multi-shot echo planar method based on this processing flow an image in which a desired region of interest having a target size is optimally susceptibility enhanced can be acquired.
  • FIG. 7 shows a GUI 701 displayed on the display 20 when it is determined that susceptibility-weighted imaging is performed, and 702 is an input unit for inputting a target size.
  • the target size input via the GUI 701 can be applied to either of the above-described two calculation formulas (Formula 1 and Formula 2).
  • the absolute size can be selected, for example, when it is input in mm units, or when converted into the number of pixels of the image. Therefore, switching is possible by using a unit setting button or the like as shown at 703. After input, when the OK button 704 is clicked with the mouse, the input target size is set.
  • the contrast of the magnetic susceptibility-enhanced image can be adjusted to a desired site structure.
  • the most target echo signal of the target frequency corresponding to the target size is controlled (that is, by controlling the application of phase encoding to control the arrangement order of each echo data in the K space), the target It is possible to acquire an image in which a desired region of interest having a size is optimally susceptibility-weighted.
  • the contrast related to the susceptibility weight-enhancement can be improved.
  • This embodiment extends the above-described first embodiment to three-dimensional imaging. That is, in a three-dimensional space k-space having a phase encoding direction (ky) and a slice encoding (Kz) direction, echo signals corresponding to spatial frequency regions having the same distance from the origin of the Ky-Kz space are in the same range.
  • the measurement order of a plurality of echo signals is controlled so as to measure at the echo time. Specifically, as a target frequency, a spatial frequency region having the same distance from the origin of the Ky-Kz space is selected, and an echo signal corresponding to the selected spatial frequency region is measured at or near the target echo time.
  • the target frequency can be set to any spatial frequency in which the distance from the origin of the Ky-Kz space is from zero to the maximum spatial frequency.
  • Fig. 8 (b) shows an example of echo data measured using the 3D sequence shown in Fig. 8 (a) arranged in 3D K space.
  • FIG. 8B shows a Ky-Kz space (802) in the three-dimensional K space.
  • the slice encode gradient magnetic field pulse 801 is applied after the slice selective gradient magnetic field pulse 202 and the echo signal group 209 is measured, there is no slice encode gradient magnetic field pulse. For this reason, echo signals having the same echo time are measured in the Kz direction, and there is no difference in echo time between echo signals.
  • the phase in the high spatial frequency region which is important in susceptibility weighted imaging, differs in all spatial frequency values in the Kz direction (that is, on an arbitrary Kz value and on a straight line parallel to the Ky axis direction).
  • the phases of a plurality of echo signals measured at the echo time are mixed, and the emphasis effect by the magnetic susceptibility is reduced in the z direction in the image, so that an optimum magnetic susceptibility weighted image cannot be obtained.
  • FIG. 9 (a) A difference from the conventional three-dimensional sequence shown in FIG. 8A is that a slice blip gradient magnetic field pulse 902 is applied after the slice encode gradient magnetic field pulse 901.
  • the echo data measured at the same or the same range of echo time is arranged, that is, concentrically.
  • the sequencer 4 controls the application of the phase encode gradient magnetic field pulse 204 and the phase blip gradient magnetic field pulse 205, and the slice encode gradient magnetic field pulse 901 and the slice blip gradient magnetic field pulse 902 so that the echo data is arranged.
  • FIG. 9B application control of each gradient magnetic field pulse to achieve a concentric data arrangement will be described later.
  • FIG. 9 (b) schematically shows an example of K-space data acquired by executing the 3D sequence shown in Fig. 9 (a).
  • FIG. 9 (b) shows a Ky-Kz space (903) in the three-dimensional K space.
  • the effect of placing echo data measured at the same or the same range of echo times in the spatial frequency region of the same or the same range from the K-space origin is the magnetic susceptibility. It is possible to acquire a three-dimensional image in which the contrast due to the effect is improved in a desired region.
  • the desired susceptibility effect is isotropically applied to the pixel size of the desired 3D region of interest with no bias in each 3D axis direction.
  • a three-dimensional susceptibility-enhanced image with improved contrast due to the susceptibility effect in a desired region can be obtained.
  • each echo signal is measured so that the echo signal of the target frequency determined according to the target size described in the first embodiment is measured at the target echo time.
  • the measurement order is controlled.
  • the sequencer 4 has a phase encoding gradient magnetic field pulse 204 and a phase blip gradient magnetic field pulse 205, a slice encoding gradient magnetic field pulse 901, and a slice blip gradient magnetic field pulse 902 so that the measurement sequence of each echo signal is as described above.
  • the echo signals are measured by controlling the application of.
  • FIG. 9 (b) schematically shows the K space in which each echo data measured with the target frequency 907 set is arranged. That is, the case where the area 907 is set as the target frequency 907 among the areas 904 to 909 in the K space is shown.
  • Such 3D K-space data is obtained by applying the processing flow of FIGS. 4 and 5 described in the first embodiment to 3D measurement using the sequence shown in FIG. 9 (a). The In particular,
  • step 401 the region to be imaged is set (but can be omitted)
  • step 402 the imaging sequence parameters of the three-dimensional echo planar method shown in FIG.
  • step 403 it is determined that the susceptibility enhancement imaging using the three-dimensional echo planar method shown in FIG.
  • step 404 parameters required for susceptibility weighted imaging using the three-dimensional echo planar method shown in FIG.
  • step 405 the K-space data shown in FIG. 9B is acquired by three-dimensional susceptibility-weighted imaging.
  • step 404 as in the first embodiment described above,
  • the target size is set
  • the target frequency 907 is set
  • the target echo time (the longest echo time in the case of Fig. 9 (b)) is set
  • the measurement order of each echo signal is set so that the echo signal of the target frequency 907 is measured at the target echo time, and the phase encoding gradient magnetic field pulse 204 and the phase blip gradient magnetic field are corresponding to the measurement order.
  • the application amounts of the pulse 205, the slice encode gradient magnetic field pulse 901, and the slice blip gradient magnetic field pulse 902 are set.
  • the processing contents of these steps are the same as those shown in FIGS. 4 and 5 described in the first embodiment, detailed description thereof will be omitted.
  • the result of these series of processes is the K space data in FIG. 9 (b).
  • the target frequency determined according to the target size is set such that the distance from the origin of the Ky-Kz space is any spatial frequency from zero to the maximum spatial frequency.
  • the same effect as in the first embodiment described above can be achieved by three-dimensional susceptibility enhancement. It can also be obtained in images. That is, since the echo signal of the target frequency is measured at the target echo time and the echo data is arranged in an area equidistant from the origin of the three-dimensional K space, it has a pixel size corresponding to the target frequency. The phase change is most strongly applied to the image data of the three-dimensional region of interest in an isotropic manner with no deviation in the three-dimensional axis directions. As a result, it is possible to acquire a three-dimensional image in which the region of interest having a pixel size corresponding to the target frequency is most strongly susceptibility-emphasized.
  • the radial width of the spatial frequency region having the same distance from the origin of the Ky-Kz space is set to be smaller on the high spatial frequency side than on the low spatial frequency side.
  • a control method for controlling the application amount of at least one of the slice blip gradient magnetic field pulse 902 and the phase blip gradient magnetic field pulse 205 for evenly arranging data in each divided region in the Ky-Kz plane is shown in FIG. This will be described below based on FIG.
  • the radial width of each divided region is By narrowing as the high spatial frequency side is reached (that is, making the radial width of the divided region smaller on the high spatial frequency side than on the low spatial frequency side), the echo signal necessary to fill each divided region is reduced. The amount is equal and the efficiency of data placement is improved.
  • the target frequency 1005 is the same as 905 in FIG. 9 (b). An example of a three-dimensional sequence for acquiring such K space data is shown in FIG. As shown in FIG.
  • the radial width of each divided region of the K space becomes narrower toward the high spatial frequency region side.
  • the application amount of at least one of the slice blip gradient magnetic field pulse 1002 and the phase blip gradient magnetic field pulse 1004 after the phase encode gradient magnetic field pulse 1001 is decreased for each blip, that is, as the echo number advances.
  • FIG. 11 schematically shows an example of a method for acquiring K-space data for three-dimensional measurement according to the present embodiment.
  • a quarter of the Ky-Kz space is shown for simplicity.
  • five echo signals 209 are measured in each shot (i.e., five spatial frequency regions), and one quarter of Ky-Kz is filled. Shows the case where 12 shots of 1101-1 to 1101-12 are required.
  • the circle in the figure is a point representing the Ky-Kz position of the measured echo signal, and the arrow is the direction in which the echo signal is measured.
  • ⁇ (s) 2 ⁇ / S ⁇ s (Formula 3)
  • the K space pitch ⁇ K between echo trains is calculated as follows.
  • ⁇ K Matrix / 2 / E (Formula 4)
  • ⁇ Kz (s) ⁇ K ⁇ sin ( ⁇ (s)) (Equation 5)
  • the Ky-Kz space can be filled, but if the number of echo signals is small, there is a bias in the area where the echo signals are measured in the K space, so it is preferable to start measuring the echo signals in the K space. Shift points from shot to shot. For example, FIG. 11 shows a case where the starting point is shifted outward in the radial direction every three shots (in the figure, the amount of deviation is represented by the difference in shading between the circles).
  • a shift amount serving as a reference for the measurement start point in each shot is calculated.
  • ⁇ S (s) ⁇ K / N ⁇ (s mod N)
  • a mod B represents a remainder obtained by dividing A by B.
  • the effect of the first embodiment described above can be obtained even in a three-dimensional image. That is, in the three-dimensional echo planar method, the measurement order of each echo signal and the K space of the data of each echo signal so that the phase of the target echo time is most reflected in the echo signal of the target frequency corresponding to the target size. 3D in which the desired 3D region of interest with the target size is optimally susceptibility-enhanced (ie, the application of each encoding gradient and each blip gradient) is controlled. Images can be acquired.
  • the K space is not divided into two in the Ky direction, and measurement is performed separately, but both echo signals on both the positive and negative sides in the Ky direction are included in one repetition of the sequence. measure.
  • the phase blip gradient magnetic field and in the case of three-dimensional imaging, at least one blip gradient magnetic field to which a slice blip gradient magnetic field is added are alternately inverted in polarity. Measure the echo signal.
  • FIG. 12 (a) An example of the sequence used in this embodiment is shown in FIG.
  • the difference from Fig. 2 (a) is that the amount of phase encoding gradient magnetic field pulse 1201 that determines the ky direction measurement start point in each shot (between 210) and the phase blip gradient magnetic field pulse group 1202 that determines the measurement order in the ky direction Is different from the application method.
  • the example of FIG. 12 (a) is a case where the echo signal is measured by the sequencer 4 by alternately inverting the polarity of the phase blip gradient magnetic field pulse for each echo.
  • the echo signal of the set target frequency is measured in the set measurement order, that is, the echo signal of the target frequency is measured at the target echo time, the application amount of each phase blip gradient magnetic field pulse Is controlled.
  • the echo signal corresponding to the K space high region is set to be measured before the echo signal of the target frequency, and the phase blip 1220 is applied in an amount different from the previous echo signal.
  • the next blip 1221-1, 1222-1 is a pulse for the echo signal of the target frequency set in the middle of the K space and enlarged for the measurement of the echo signal corresponding to the high side opposite to the K space. The applied amount is reduced.
  • the sequencer 4 controls the sequence in this way and repeats this sequence once or a plurality of times to acquire K space data.
  • the necessary K space data can be acquired with a single irradiation of the RF pulse 201, and measurement can be performed in a very short time (several tens of milliseconds). It becomes possible to do.
  • FIG. 12 (b) shows an example of K-space data acquired using such a sequence.
  • FIG. 12 (b) shows K-space data acquired when the divided regions 1206 and 1207 are set as target frequency regions using a sequence of measuring five echo signals 209 in one iteration.
  • the sequencer 4 starts measurement from an echo signal corresponding to the central region 1203 of the K space, and measures the echo signals corresponding to the target frequency region and the high spatial frequency region in order of 1204, 1205, 1206, and 1207.
  • the encoder gradient magnetic field pulse 1201 and the phase blip gradient magnetic field pulse 1202 are controlled. In this case, the echo time becomes longer in the order of 1203, 1204, 1205, 1206, and 1207.
  • the K space is not divided into two in the Ky direction, and each measurement is performed. Even when echo signals on both the positive and negative sides in the Ky direction are measured together, echo data measured at approximately the same time is arranged in the same spatial frequency region (however, the signs are different) in the K space. Thereby, an image in which the region of interest having a size corresponding to the target frequency is susceptibility-emphasized can be acquired.
  • FIG. 12 (c) shows a case where the echo signal measurement order is switched between positive and negative in the Ky direction, and shows K space data acquired when the divided regions 1211 and 1212 are set as target frequency regions. That is, the echo data is arranged in the order of 1208, 1209, 1210, 1211, and 1212 (the echo times when the echo signals arranged in 1208 to 1212 are measured are 1208, 1209, 1210 as in FIG. 12B). , 1211 and 1212 in this order). Even if arranged in this manner, the substantial shape of the K space is the same, so the obtained image has the same result as in FIG.
  • Fig. 12 (b) and Fig. 12 (c) can be combined. For example, which order can be used for each shot. In this case, it is preferable to select the order so that the echo data of the target echo time is arranged in the target positive / negative spatial frequency region.
  • in susceptibility weighted imaging using a gradient echo type echo planar method echo signals on both the positive and negative sides in the Ky direction are repeated within one repetition of the sequence.
  • substantially the same effect as in the first embodiment described above can be obtained.
  • the same effect as in the first embodiment can be obtained in a shorter time.
  • this step can be performed in the above-described step 401 or separately provided before the above-described step 501.
  • the processing flow of this embodiment is the same as the processing flow of FIGS. 4 and 5 in the first embodiment described above, but the contents are different.
  • an example of the processing flow of this embodiment in the case where the imaging target region selection step 500 is separately provided in the processing flow of FIG. 5 will be described, but the processing content of this step is performed in step 401 described above, and step 500 is omitted. May be.
  • FIG. 13A shows an imaging target region selection window 1301 as an example of the imaging target region selection GUI.
  • a plurality of imaging target regions 1302 are displayed in a list with radio buttons.
  • FIG. 13 (a) is an example in which the heads A and B, the calf portions A and B, the heels, and the lower limbs are displayed as options.
  • the operator selects a radio button of a desired imaging target region from among these options.
  • the head A is selected.
  • a target size is set based on information stored in advance for each region to be imaged.
  • the target size for each part to be imaged can be determined statistically.
  • a table 1304 for associating the target site (or imaging method for the imaging target site) and the target size is prepared in advance and stored in an external storage device such as the magnetic disk 18.
  • the CPU 8 reads out and sets the target size corresponding to the imaging target region set in step 401 or step 500 described above.
  • FIG. 13 (b) is a table 1304 in which the rough minimum size and maximum size of important tissues targeted for magnetic susceptibility enhancement imaging are stored for each imaging target region.
  • the merit of using the minimum size and the maximum size is that the target frequency can be calculated by (Equation 2) for each size.
  • a target frequency is set based on the target size read from the table in step 501 described above.
  • minimum size Radius min
  • maximum size Radius maX
  • the present invention is not necessarily limited thereto, and for example, an average target size may be used.
  • the average target size only one target frequency corresponding to the value is obtained, and the measurement order of each echo signal is set so that the echo signal of this target frequency is measured at the target echo time.
  • a table in which target sizes for each imaging target region are registered is prepared in advance, and the target size is set by selecting the imaging target region.
  • a table in which target sizes are registered for each tissue name (such as a blood vessel name) may be prepared in advance, and the target size may be set by selecting a disease or a tissue name.
  • target sizes for each imaging target region and the like are prepared in a table format in advance, and imaging is performed. Since the target size and the target frequency can be automatically set in accordance with the selection of the target region and the like, an image in which a desired region of interest having the target size is optimally susceptibility-weighted can be easily obtained.
  • FIG. 5 is a diagram for explaining a processing flow of the entire photographing in the first embodiment.
  • FIG. 5 is a diagram for explaining a detailed processing flow of a processing portion according to the first embodiment in the processing flow of FIG.
  • the conventional (a) 3D sequence chart and (b) K space data measured in the sequence, respectively.
  • FIG. 6 is a diagram for explaining (a) a three-dimensional sequence chart and (b) K space data measured in the sequence according to the second embodiment.
  • FIG. 10 The figure explaining the application control of each gradient magnetic field pulse so that the echo data measured in the same echo time may be arrange
  • FIG. 10 is a diagram illustrating (a) a two-dimensional sequence chart and (b) K space data measured in the sequence according to the third embodiment.
  • 10A and 10B are diagrams for explaining (a) an imaging target region selection window and (b) a table in which target sizes for each imaging target region are registered in the fourth embodiment.
  • 1 subject 2 static magnetic field generation system, 3 gradient magnetic field generation system, 4 sequencer, 5 transmission system, 6 reception system, 7 signal processing system, 8 central processing unit (CPU), 9 gradient magnetic field coil, 10 gradient magnetic field power supply, 11 high frequency oscillator, 12 modulator, 13 high frequency amplifier, 14a high frequency coil (transmission side), 14b high frequency coil (reception side), 15 amplifier, 16 quadrature phase detector, 17 A / D converter, 18 magnetic disk, 19 optical disk , 20 display, 201 high frequency pulse, 202 slice selective gradient magnetic field pulse, 203 slice refocus selective gradient magnetic field pulse, 204 phase encode gradient magnetic field pulse, 205 phase blip gradient magnetic field pulse, 206 frequency dephase gradient magnetic field pulse, 207 frequency encode gradient Magnetic field pulse, 208 data sample window, 209 echo signal

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Abstract

　磁化率強調撮影において、画像上の関心領域が最適に磁化率強調された画像を得る。 　被検体の所望の関心領域の大きさに対応して、複数のエコー信号の計測順序を制御する。好ましくは、関心領域の大きさに対応してK空間におけるターゲット周波数を求め、ターゲット周波数に対応するエコー信号を、ターゲットエコー時間又はその近傍で計測するように、複数のエコー信号の計測順序を制御する。

Description

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
　本発明は、核磁気共鳴現象を利用して被検体の検査部位の断層画像を得る磁気共鳴イメージング(以下、MRIという)装置を用いて、磁化率を強調した画像を高速に取得する技術に関する。
　MRI装置は均一な静磁場を用いており、その静磁場は被検体の磁化率により局所的に変化する。この局所的磁場変化の効果は、画像データにおいて位相の変化として表れる。この位相変化を、演算処理により強調する撮影方法(以下、磁化率強調撮影)が知られている(特許文献1)。この磁化率強調撮影は、血中の還元ヘモグロビンによる磁化率を強調できることから、静脈のMRアンギオグラフィーに有効な手法として注目されている。
　しかし、磁化率強調撮影は、磁化率により生じる位相変化を用いるため、RFパルスの照射後から70ms程度経過した時点でのエコー信号が必要である。このため、パルスシーケンス(以下、単にシーケンスと略記する)の繰り返し時間(TR)を短く設定できないので、撮影時間が長くなってしまう。
　一方、MRI装置において撮影時間を短縮する方法として、一回のRFパルス照射で複数個のエコー信号を計測する手法が知られており、代表的なものとしてエコープレナー(EPI)法やファーストスピンエコー(FSE)法がある。磁化率強調撮影の撮影時間を短縮するために、エコープレナー法を用いた磁化率強調撮影の例が(特許文献2)に開示されている。
米国特許第6,501,272号公報 米国特許第7,154,269号公報
　しかし、磁化率強調撮影にエコープレナー法を適用する場合、RFパルス照射から異なる経過時間後に計測されたエコー信号の情報が、画像データの位相変化に混ざってしまう。
　そのため、磁化率による強調効果が画像全体に分散してしまい、画像上の関心領域が最適に磁化率強調された画像を得ることができないという未解決の課題があった。
　そこで本発明は、磁化率強調撮影において、画像上の関心領域が最適に磁化率強調された画像を得ることを目的とする。
　上記目的を達成するために、本発明は、被検体の所望の関心領域の大きさに対応して、複数のエコー信号の計測順序を制御する。好ましくは、関心領域の大きさに対応してK空間におけるターゲット周波数を求め、ターゲット周波数に対応するエコー信号を、ターゲットエコー時間又はその近傍で計測するように、複数のエコー信号の計測順序を制御する。
　具体的には、本発明のMRI装置は、所定のパルスシーケンスに基づいて、被検体からの複数のエコー信号の計測を制御する計測制御部と、複数のエコー信号のデータがK空間に配置されて成るK空間データに基づいて、被検体の画像を取得する演算処理部と、を備え、計測制御部は、被検体の所望の関心領域の大きさに対応して、複数のエコー信号の計測順序を制御することを特徴とする。
　また、本発明のMRI方法は、所定のパルスシーケンスに基づいて、被検体からの複数のエコー信号の計測を行う計測工程と、複数のエコー信号のデータがK空間に配置されて成るK空間データに基づいて、前記被検体の画像を取得する演算処理工程と、を備え、計測制工程では、被検体の所望の関心領域の大きさに対応して、複数のエコー信号の計測順序を制御することを特徴とする。
　以上説明したように、本発明のMRI装置及びMRI方法によれば、磁化率強調撮影において、画像上の関心領域が最適に磁化率強調された画像を得ることが可能になる。
　以下、本発明のMRI装置の各実施形態を図面に基づいて説明する。なお、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け、その繰り返しの説明は省略する。
　最初に、本発明のMRI装置の一例の概略を図1に基づいて説明する。図1は本発明のMRI装置の一例の全体構成を示すブロック図である。このMRI装置は、核磁気共鳴(NMR)現象を利用して被検体の断層画像を得るもので、図1に示すように、静磁場発生系2と、傾斜磁場発生系3と、送信系5と、受信系6と、信号処理系7と、シーケンサ4と、中央処理装置(CPU)8と、を備えて構成される。
　静磁場発生系2は、被検体1の周りの空間にその体軸方向または体軸と直交する方向に均一な静磁場を発生させるもので、被検体1の周りに永久磁石方式または常電導方式あるいは超電導方式の磁場発生手段が配置されている。
　傾斜磁場発生系3(傾斜磁場発生部)は、X，Y，Zの3軸方向に巻かれた傾斜磁場コイル9と、それぞれの傾斜磁場コイル9を駆動する傾斜磁場電源10とから成り、後述のシ－ケンサ4からの命令に従ってそれぞれのコイルの傾斜磁場電源10を駆動することにより、X，Y，Zの3軸方向の傾斜磁場Gs，Gp，Gfを被検体1に印加する。より具体的には、X、Y、Zのいずれかの1方向にスライス選択傾斜磁場パルス(Gs)を印加して被検体1に対するスライス面を設定し、残り2つの方向に位相エンコード傾斜磁場パルス(Gp)と周波数エンコード(又は、読み出し)傾斜磁場パルス(Gf)を印加して、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4は、高周波磁場パルス(以下、「RFパルス」という)と傾斜磁場パルスをある所定のシーケンスで繰り返し印加してエコー信号の計測を制御する計測制御部である。シーケンサ4は、CPU8の制御で動作し、被検体1の断層画像の再構成に必要なエコー信号の計測のための種々の命令を送信系5、傾斜磁場発生系3、および受信系6に送って、これらの系を制御することにより、エコー信号の計測を制御する。
　送信系5は、被検体1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RFパルスを照射するもので、高周波発振器11と変調器12と高周波増幅器13と送信側の高周波コイル14aとから成る。高周波発振器11から出力された高周波パルスをシーケンサ4からの指令によるタイミングで変調器12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13で増幅した後に被検体1に近接して配置された高周波コイル14aに供給することにより、電磁波(RFパルス)が被検体1に照射される。
　受信系6は、被検体1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14bと増幅器15と直交位相検波器16と、A/D変換器17とから成る。送信側の高周波コイル14aから照射された電磁波によって誘起される被検体1の応答の電磁波(NMR信号)が被検体1に近接して配置された高周波コイル14bで検出され、増幅器15で増幅された後、シーケンサ4からの指令によるタイミングで直交位相検波器16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17でディジタル量に変換されて、信号処理系7に送られる。以下、デジタル量に変換されたエコー信号をエコー信号のデータ又はエコーデータという。
　信号処理系7は、光ディスク19、磁気ディスク18等の外部記憶装置(記憶手段)と、CRT等からなるディスプレイ20とを有し、受信系6からのエコーデータがCPU8(演算処理部)に入力されると、CPU8が信号処理、画像再構成等の演算処理を実行し、その結果である被検体1の断層画像をディスプレイ20に表示すると共に、外部記憶装置の磁気ディスク18等に記録する。また、CPU8は、K空間に対応するメモリを内部に備えてエコーデータを記憶する。以下、エコー信号又はエコーデータをK空間に配置する旨の記載は、エコーデータがこのメモリに書き込まれて記憶されることを意味する。
　操作系25は、MRI装置の各種制御情報や上記信号処理系7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23、及び、キーボード24から成る。この操作系25はディスプレイ20に近接して配置され、操作者がディスプレイ20を見ながら操作系25を通してインタラクティブにMRI装置の各種処理を制御する。
　なお、図1において、送信側及び受信側の高周波コイル14a，14bと傾斜磁場コイル9は、被検体1の周りの空間に配置された静磁場発生系2の静磁場空間内に設置されている。
　現在MRI装置の撮影対象スピン種は、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、励起状態の緩和現象の空間分布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次元的に撮影する。
　次に、本発明のMRI装置が備えるエコープレナー(EPI)法のシーケンスの一例を、図2を用いて説明する。図2はグラディエントエコー型のマルチショットのエコープレナー法のシーケンス形状を示すシーケンスチャートであり、Gs、Gp、Gr、はそれぞれ、スライス選択傾斜磁場、位相エンコード傾斜磁場、周波数エンコード傾斜磁場の軸を表し、RF、AD、EchoはそれぞれRFパルス、サンプリングウインド、エコー信号を表す。
　また、201はRFパルス、202はスライス選択傾斜磁場パルス、203はスライスリフォーカス傾斜磁場パルス、204は位相エンコード傾斜磁場パルス、205は位相ブリップ傾斜磁場パルス群、206は周波数ディフェイズ傾斜磁場パルス、207は周波数エンコード傾斜磁場パルス群、208はサンプリングウインド群、209はエコー信号群である。シーケンサ4は、このシーケンスチャートに基づいて、送信系5、傾斜磁場発生系3、および受信系6を制御して、エコー信号の計測を行う。
　エコープレナー法では、シーケンサ4は、一回のRFパルス201の照射毎に、読み出し傾斜磁場パルス207の極性を変えながら、各読み出し傾斜磁場パルス207について1つのエコー信号209を計測する。これを時間間隔210(繰り返し時間TR)で繰り返し実行し、画像再構成に必要な数のエコー信号を計測する。画像再構成に必要なエコー信号の数としては、作成する画像のマトリクスに応じて、一般的には64、128、256程度である。なお、-(ハイフン)後の数字は、繰り返し番号を表す。図2(a)は、複数回の繰り返しの内の最初の第1回目のシーケンスを示しており、2回目以降の繰り返しのシーケンスは、第1回目と同様なので省略している。これ以降に説明するシーケンス図においても、-(ハイフン)後の数字の意味は同様である。
　このように、エコープレナー法では、一回のRFパルス照射で複数のエコー信号が計測されるため、一回のRFパルス照射で1つのエコー信号を計測するシーケンスと比べて高速に画像を取得できる。図2(a)の場合は、一回のRFパルス201照射で6個のエコー信号209が計測されるので、6倍高速に撮影できる。なお、１回のRFパルス照射で画像再構成に必要な全てのエコー信号を計測するシングルショットのエコープレナー法であればさらに高速化可能である。
　図2(b)は、エコープレナー法で計測されたエコーデータが配置されたK空間211の一例を模式図に示す。図2(b)の横軸Kxは、エコー信号のサンプリングウインドの時間に相当し、縦軸Ｋｙはエコー信号を計測した時点での位相エンコード軸に印加された位相エンコード傾斜磁場パルスの総量に相当する。
　図2(b)の矢印212は、エコープレナー法を用いて取得されたK空間データの、エコー信号が計測される順序であり、Ky軸方向を下から上(つまり負側から正側)に向って連続的にエコー信号が計測された例である(シーケンシャルオーダリングと呼ぶ)。ライン212-1(実線)、212-2(点線)、212-3(一点鎖線)、は、それぞれ繰り返し210-1(繰り返しの第1回目)、210-2(繰り返しの第2回目で図示省略)、210-3(繰り返しの第3回目で図示省略)で計測されたエコー信号群209-1、209-2、209-3に対応し、各ラインはKy軸方向２つおきにエコー信号が計測されたことを表している。
　図2(b)では、各ライン212の矢印がKx軸と平行に進んでいる部分がエコー信号に対応し、各ライン212で6個のエコー信号を含んでいる。また、エコー信号位置での矢印の走査方向は、読み出し傾斜磁場パルス群207の極性に対応している。矢印のKy方向の間隔213(図2(c)では214)は、各位相ブリップ傾斜磁場205の面積に対応し、各ライン212の開始位置を位相エンコード傾斜磁場パルス204で変えることにより、エコーデータをKy方向に重なること無く、K空間に配置することができる。
　図2(c)は、エコープレナー法で計測されたエコーデータが配置された、K空間211の他の例を模式図に示した。この場合、K空間をKy=0を境界として上下(つまり正負)に2分割し、それぞれの領域に対応するエコー信号が計測される(セントリックオーダリングと呼ぶ)。この場合では、Ky=0の上側(正側)と下側(負側)では、それぞれ連続的にエコー信号群のデータが配置される。つまり、下側ではエコー信号群212-1(実線)、212-2(点線)のエコーデータが、上側ではエコー信号群212-3(実線)、212-4(一点鎖線)のエコーデータが、それぞれKy軸方向１つおきであって交互に配置される。
　このようにして配置された2次元K空間データに対して、CPU8が2次元フーリエ変換を適用して画像に変換する(3次元K空間データに対しては、3次元フーリエ変換を適用して3次元画像に変換する)。K空間の特徴として、中心(Kx=Ky=0)付近のエコーデータ(つまり位相エンコードがゼロ又はそれに近い値で計測されたエコー信号)の影響が、画像全体に及ぶ特徴を持つ。即ち、K空間の中心付近に配置されたエコー信号データの特徴が画像全体のコントラストに反映される。
　一方、画像内の局所的な領域のコントラストは、対象部の大きさによって空間周波数が異なる。例えば、画像内で1ピクセルの大きさの領域のコントラストは、K空間では最も高い空間周波数領域のエコーデータ(つまり位相エンコードが最大又はそれに近い値で計測されたエコー信号)のコントラストが反映される。また、画像内で10ピクセルの大きさの領域のコントラストは、K空間では空間周波数の高いほうから10点のデータのコントラストの寄与が大きい。
　エコープレナー法のように、RFパルス201の印加時点からの経過時間(以下、エコー時間)が異なるタイミングで計測されたエコー信号は、異なるコントラスト情報を持つ。そこで、一般的には、画像のコントラストに反映させたい時間に計測されるエコーデータが、K空間の中心付近に配置されるよう、エコー時間、位相エンコード傾斜磁場パルス204及び位相ブリップ傾斜磁場パルス205の面積がシーケンサ4により調整される。
　図3(a)は、RFパルス201の印加後にエコー信号に生じる位相回転の様子を示す。MRIでは、エコー信号に生じる位相はエコー時間に比例する。磁場不均一の影響や、磁化率の違いによりエコー信号に生じる位相回転も、同様にエコー時間に比例する。301-1、301-2、301-3は、RFパルス印加後のエコー信号の異なる位相変化(傾き)を表す。一般的には、このような磁場不均一や磁化率は、空間的に局所的な変化となるので、画像データは位置毎にその位相が変化することとなる。エコープレナー法の場合、このような位相変化により、エコー信号群209内のエコー信号毎に位相値が変化することとなる。
　また、MRI装置で得られるエコー信号のピーク値は、RFパルス201印加後に図3(b)の302のような曲線となる。これは、RFパルス201印加直後にそろっていたスピンの回転面内の位相が、時間経過とともにずれてエコー信号が減少する効果と、RFパルス201で励起されたスピンそのものが横緩和(つまりT2緩和)する効果による信号減衰を含む。これにより、エコープレナー法で計測されたエコー信号群209には、エコー時間に依存したピーク値の差が生じる。
　次に、磁化率強調撮影の原理を簡単に説明する。磁化率の違いによりスピンに位相差が生じ、この位相差は、エコー時間が長くなるほど大きくなる。画像の1ピクセル内に磁化率の異なる組織が混在する場合は、この位相差によりそのピクセル内の組織間でNMR信号のキャンセルが生じ、結果としてそのピクセルの信号強度が低下することになる(所謂パーシャルボリューム効果)。このパーシャルボリューム効果を利用して、磁化率効果で重み付けた画像が磁化率強調画像である。磁化率効果を増大させるためには、なるべくスピンの位相差が大きくなるような長いエコー時間とすることが好適である。一例として70ms程度経過した時点でのエコー信号が必要である。このため、従来の磁化率強調撮影においては、シーケンスの繰り返し時間(TR)を短く設定できないので、撮影時間が長くなってしまう。
　そこで、前述のエコープレナー法を用いた磁化率強調撮影が考えられるが、単純に組み合わせただけでは、異なるエコー時間のエコー信号の情報が画像データの位相変化に混ざってしまう。そのため、磁化率による強調効果が画像全体に分散して弱まってしまい、画像上の関心領域が最適に磁化率強調された画像を得ることができなくなってしまう。
　この課題を解決するのが、以下に説明する本発明のMRI装置であり、以下、本発明のMRI装置の各実施形態を説明する。
(第1の実施形態)
　本発明のMRI装置及びMRI方法の第1の実施形態を説明する。本実施形態は、被検体の所望の関心領域の大きさに対応して、複数のエコー信号の計測順序を制御する。つまり、画像上の関心領域の大きさに対応して、その関心領域の大きさに対応するエコー信号が、所望の磁化率効果が反映されるようなエコー時間に計測されるように、複数のエコー信号の計測順序を制御する。複数のエコー信号の計測順序を制御するためには、位相エンコード傾斜磁場の印加順序、つまりエコーデータがK空間上に配置される位置、を制御する。具体的には、関心領域の大きさに対応してK空間におけるターゲット周波数を求め、ターゲット周波数に対応するエコー信号を、所望の磁化率効果が反映されるようなエコー時間として設定されるターゲットエコー時間又はその近傍で計測するように、複数のエコー信号の計測順序を制御する。
以下、本実施形態を図4、5に基づいて具体的に説明する。図4は、本実施形態の撮影全体の処理フローの一例を示すフローチャートであり、図5は、図4の処理フローの内で特に本実施形態に係る処理部分の詳細処理フローの一例を示すフローチャートである。
　最初に、図4に示すフローチャートに基づいて、撮影全体の処理フローの一例を説明する。この処理フローは、プログラムとして外部記憶装置に記憶されており、必要に応じてCPU8又はシーケンサ4がそのメモリに読み込んで実行することにより、実施される。
　ステップ401で、通常撮影と同様に撮影する部位が選択される。操作者が、例えばディスプレイ20に表示された撮影対象部位選択用GUIを介して、撮影対象部位を選択する。なお、本ステップ401は省略されても良い。
　ステップ402で、撮影シーケンスのパラメータが設定される。ステップ401と同様に、操作者が、ディスプレイ20に表示されたパラメータ設定用GUIを介して、撮影シーケンスのパラメータを設定する。
　ステップ403で、ステップ402で設定されたパラメータに基づいて、撮影シーケンスが磁化率強調撮影か否かが判断される。例えば、パラメータ設定用GUIが磁化率強調撮影の選択肢を備えて、操作者によりその選択肢が選択された場合に、磁化率強調撮影が選択されたと判断して良い。また、シーケンスとしてグラディエントエコー型のマルチショットエコープレナー法が選択され、その実効TE(位相エンコードゼロのエコー時間)が長く設定された場合にも磁化率強調撮影が選択されたと判断しても良い。この判断はCPU8が行う。
　ステップ404で、磁化率強調撮影と判断した場合には、CPU8は、磁化率強調撮影に必要なパラメータを設定する。このステップ404の詳細は後述する。
　ステップ405で、撮影シーケンスが実行される。ステップ402で設定されたパラメータに基づいて、磁化率強調撮影の場合には更にステップ404で設定された磁化率強調撮影用のパラメータにも基づいて、シーケンサ4は、撮影シーケンスを実行して撮影を行い、エコー信号の計測を制御する。磁化率強調撮影の場合の詳細は後述する。そして、CPU8は、計測された各エコー信号のデータを、CPU8内のK空間に対応するメモリに書き込んで記憶する。即ち、CPU8は、計測されたエコーデータをK空間に配置する。
　ステップ406で、ステップ405で取得されたK空間データを用いて画像が再構成される。具体的には、CPU8は、ステップ405で取得されたK空間データに対してフーリエ変換を行い、画像を再構成する。具体的には、CPU8は、2次元K空間データに対して2次元フーリエ変換を適用して2次元画像に変換し、3次元K空間データに対しては3次元フーリエ変換を適用して3次元画像に変換する。　
　以上までが、撮影全体の処理フローの一例の説明である。
　次に、上記ステップ404の磁化率強調撮影に必要なパラメータ設定について図5に基づいて説明する。図5は、磁化率強調撮影に必要なパラメータ設定の処理フローの一例を示すフローチャートである。
　ステップ501で、画像上の関心領域の大きさ(ターゲットサイズ)が設定される。このターゲットサイズの設定は、例えば、以下の様にすることができる。　
　第1の方法は、操作者が操作系25を介して入力した情報に基づいて、CPU8がターゲットサイズを設定する方法である。具体的には、操作者が入力した関心領域のピクセルサイズ(ピクセル数)をターゲットサイズとして設定する。或いは、操作者が入力した関心領域の実際の大きさ(mm) をターゲットサイズとして設定してもよい。例えば、MRアンギオグラフィーの様に、関心領域が血管の場合、操作者は、対象となる血管の直径を入力してターゲットサイズを設定することができる。或いは、操作者が画像上に描画した関心領域を囲む図形(線図)の入力情報から、CPU8が関心領域のピクセルサイズ又は実際の大きさを求めてターゲットサイズを設定してもよい。ターゲットサイズの設定GUIの一例は後述する。
　第2の方法は、予め撮影対象部位毎のターゲットサイズを磁気ディスク18等の外部記憶装置に記憶しておき、CPU8が、指定された撮影対象部位に応じて、その記憶データを読み出してターゲットサイズを設定してもよい。例えば、血管の直径(Radius)等の部位毎の大きさは、患者の個人差によるところが少ないので、撮影対象部位毎のターゲットサイズを、患者によらずに一律に設定することも可能である。詳細は、後述する第2の実施形態で説明する。
　ステップ502で、ターゲット周波数(Target Frequency)が設定される。CPU8は、上記ステップ501で設定されたターゲットサイズに対応するエコーデータが配置されるべきK空間上の位置、即ちターゲット周波数を設定する。
　ターゲット周波数の設定方法の一例としては、ターゲットサイズがピクセルサイズ(Size)で設定された場合には、その入力情報に基づいて、画像のマトリクス(Matrix)を用いて、以下の計算式(式1)で算出される。
　Target Frequency = ±(Matrix/2-(Size-1))　　　　　　(式1)
　或いは、ターゲットサイズが関心領域の実際の大きさ(mm) (Radius)で設定された場合には、撮影視野(FOV)と撮影マトリクス(Matrix)から、CPU8は、以下の計算でターゲット周波数を算出する。
　Target Frequency = ±(Matrix/2-(Radius/(FOV/Matrix)-1))　　　(式2)
　上記の様に、ターゲットサイズに応じて定まるターゲット周波数は、K空間のKy方向（位相エンコード方向）の、原点から最大空間周波数までの、いずれかの空間周波数に設定される。
　ステップ503で、ターゲットエコー時間が設定される。ターゲットエコー時間とは、所望の磁化率効果がエコー信号の位相情報に反映されるために必要なエコー時間のことである。このターゲットエコー時間は、操作者が操作系25を介して設定しても良いし、撮影対象部位毎の磁化率を考慮して、予め撮影対象部位毎のターゲットエコー時間を磁気ディスク18等の外部記憶装置に記憶しておき、CPU8が、指定された撮影対象部位に応じて、その記憶データを読み出してターゲットエコー時間を設定してもよい。ターゲットエコー時間の一例は、前述の通り70msecである。
　なお、本ステップは、前述のステップ501のターゲットサイズ設定の前であっても良い。要は、次のステップ504の開始前に、ターゲット周波数とターゲットエコー時間が設定されていれば良い。
　ステップ504で、各エコー信号の計測順序が設定される。CPU8は、ステップ502で設定されたターゲット周波数のエコー信号が、ステップ503で設定されたターゲットエコー時間で計測されるように、各エコー信号の計測順序を設定する。そして、CPU8は、この設定された各エコー信号の計測順序で撮影が行われるように、位相エンコード傾斜磁場パルス204と位相ブリップ傾斜磁場パルス205の印加量(パルス波形の面積)を調整する。
　このように、ターゲット周波数のエコー信号がターゲットエコー時間で計測されるためには、各エコー信号の計測順序を変更する必要がある。この際、好適には、K空間上で、ターゲット周波数よりも高い周波数側に、遅いエコー時間で計測されたエコーデータが配置されるようにする。このようにK空間に各エコー信号のデータを配置することで、関心領域のサイズ内の構造に、ターゲットエコー時間に近い位相変化を反映することができる。
　　以上までが、磁化率強調撮影に必要なパラメータ設定の処理フローの一例の説明である。
　次に、前述のステップ405で行われる撮影が、前述の如く設定された磁化率強調撮影に必要な各パラメータに基づく磁化率強調撮影である場合を、詳細に説明する。
　ステップ405(磁化率強調撮影)で、磁化率強調撮影が行われ、磁化率効果が反映されたエコー信号が計測される。シーケンサ4は、ステップ504で設定されたエコー信号の計測順序となるように各エコー信号の計測を制御する。即ち、シーケンサ4は、同じくステップ504で調整された位相エンコード傾斜磁場パルス204と位相ブリップ傾斜磁場パルス205の面積を有するグラディエントエコー型のマルチショットエコープレナー法を用いて撮影を行い、各エコー信号の計測を制御する。
　計測された各エコーデータが配置されたK空間の模式図を図6に示す。なお、K空間データの模式図では、エコー時間が短い時点で計測されたエコー信号に対応する領域を白色とし、エコー時間が長くなるにつれ黒色となるように色を付けて示した。以下、K空間データの模式図を同様に示す。
　図6は、図2で説明したグラディエントエコー型のマルチショットエコープレナー法を用いて取得されたK空間データの模式図であり、一回のRFパルス201照射で12個のエコー信号が計測され、2回のシーケンス繰り返しでそれぞれKy方向正側のエコー信号と、Ky方向負側のエコー信号が計測された場合を示す。
　図6(a)の例は、関心領域の大きさが6ピクセルと設定され、その結果ターゲット周波数601(図6の添字1,2は、それぞれ第1回目のシーケンス及び第2回目のシーケンスを意味する。以下、同様。)がKy=±6となる空間周波数に設定され、ターゲットエコー時間が最もエコー時間の長いエコー(即ちエコー番号＝12番目)と設定された場合に取得されたK空間データを示す。従って、図6(a)では、Ky方向の位置に対応するエコー信号の計測順序が、第1回目のシーケンスで取得される正側では　
　エコー番号(Ky)=1(1),2(2),3(3),8(4),10(5),12(6),11(7),9(8),7(9),6(10),5(11),4(12)
となり、第2回目のシーケンスで取得される負側では　
　エコー番号(Ky)=1(-1),2(-2),3(-3),8(-4),10(-5),12(-6),11(-7),9(-8),7(-9),6(-10),5(-11),4(-12)　
　となり、Ky=±6の位置に、ターゲットエコー時間で計測されたエコー番号12のエコーデータが配置される。その周囲の空間周波数領域では、ターゲットエコー時間に近いエコー時間で計測されたエコー番号11, 10のエコーデータが配置され、順次エコー時間の離れたエコーデータが配置される。この計測順序では、エコー時間の最も長いエコーデータが、Ky=±6の位置に配置されるため、画像内の6ピクセル程度の領域の位相値は、ターゲットエコー時間の位相値を反映することになる。
　一方、図6(b)は、別の順序で取得されたK空間データの模式図であり、関心領域の大きさが1ピクセルと設定され、ターゲット周波数602がK空間の最大空間周波数(Ky=±12)と設定され、ターゲットエコー時間が最もエコー時間の長いエコー(即ちエコー番号＝12番目)と設定された場合に取得されたK空間データを示す。従って、エコー時間の短いエコー信号がK空間のKy=0付近に配置され、エコー時間が長くなるにつれK空間の高空間周波数側に配置される。具体的には、図6(b)の場合は、Ky方向の位置に対応するエコー信号の計測順序が、第1回目のシーケンスで取得される正側では　
　エコー番号(Ky)=1(1),2(2),3(3),4(4),5(5),6(6),7(7),8(8),9(9),10(10),11(11),12(12)　
　となり、第2回目のシーケンスで取得される負側では　
　エコー番号(Ky)=1(-1),2(-2),3(-3),4(-4),5(-5),6(-6),7(-7),8(-8),9(-9),10(-10),11(-11),12(-12)　
　となる。つまり、K空間の正負両側においてKyの絶対値とエコー番号が一致する。この計測順序により、エコー時間の最も長いエコーデータが、K空間において最も空間周波数の高い位置に配置されるため、画像内の1ピクセル程度の領域の位相値は、ターゲットエコー時間の位相値を反映することになる。このようにK空間の高空間周波数側に配置されたデータは、本実施形態に特有の意味と特徴を有するので、従来のセントリックオーダリングのK空間データとは全くデータの性質が異なる。
　以上の２つの例からわかるように、ターゲット周波数は、K空間の位相エンコード方向（Ky）の、原点から最大空間周波数までのいずれかの空間周波数に設定可能となる。そして、シーケンサ４は、位相エンコード傾斜磁場と位相ブリップ傾斜磁場の印加を制御して、複数のエコー信号の計測順序を制御する。
　以上までが、前述のステップ405が磁化率強調撮影となる場合の説明である。この処理フローに基づくグラディエントエコー型のマルチショットエコープレナー法を用いた磁化率強調撮影によれば、ターゲットサイズを有する所望の関心領域が最適に磁化率強調された画像を取得することができる。
　次に、前述のステップ501で説明したターゲットサイズ設定GUIの一例を図7を用いて説明する。図7は磁化率強調撮影と判断された場合に、ディスプレイ20に表示されるGUI701であり、702はターゲットサイズを入力する入力部である。このGUI701を介して入力されたターゲットサイズは、前述の2つの計算式(式1、式2)のいずれかに当てはめることができる。
　ターゲットサイズとしては、絶対的な大きさを、例えばmm単位で入力する場合と、画像のピクセル数に換算して入力する場合を選択できるようにする。そのため、703に示すような、単位の設定ボタンなどを用いて切り替え可能にする。入力後、OKボタン704がマウスでクリックされると入力されたターゲットサイズが設定される。
　以上のように、操作者がターゲットサイズを設定できるようにすることで、磁化率強調画像のコントラストを所望の部位構造に合わせることができる。
　以上説明したように、本実施形態のMRI装置及びMRI方法によれば、グラディエントエコー型のマルチショットエコープレナー法を用いた磁化率強調撮影において、ターゲットサイズに対応するターゲット周波数のエコー信号に最もターゲットエコー時間の位相が反映されるように、各エコー信号の計測順序を制御する（つまり、位相エンコードの印加を制御して各エコーデータのK空間上での配置順序を制御する）ことで、ターゲットサイズを有する所望の関心領域が最適に磁化率強調された画像を取得することができる。その結果、本実施形態の磁化率強調撮影により取得された磁化率強調画像においては、磁化率強調に関するコントラストを向上することができる。
(第2の実施形態)
　次に、本発明のMRI装置及びMRI方法の第2の実施形態を説明する。本実施形態は、前述の第1の実施形態を3次元撮像に拡張する。つまり、位相エンコード方向（ｋｙ）とスライスエンコード(Kz)方向とを有する３次元空間ｋ空間において、Ky-Kz空間の原点からの距離が同じ範囲の空間周波数領域に対応するエコー信号を同じ範囲のエコー時間で計測するように複数のエコー信号の計測順序を制御する。具体的には、ターゲット周波数として、Ky-Kz空間の原点からの距離が同じ範囲の空間周波数領域を選択し、選択された空間周波数領域に対応するエコー信号を、ターゲットエコー時間又はその近傍で計測するように、複数のエコー信号の計測順序を制御する。ターゲット周波数は、Ky-Kz空間の原点からの距離が、ゼロから最大空間周波数までのいずれかの空間周波数に設定可能である。以下、前述の第1の実施形態と異なる点のみを説明し、同一の点についての説明を省略する。
　最初に、本実施形態の特徴を明確にするために、従来の3次元のグラディエントエコー型のマルチショットエコープレナー法について図8を用いて説明する。図8(a)に示す3次元シーケンスと図2(a)で説明した2次元シーケンスとの違いは、スライス選択傾斜磁場パルス201の後に、スライスエンコード傾斜磁場パルス801があることである。他は図2(a)のシーケンスと同様なので、説明を省略する。
　図8(a)に示す3次元シーケンスを用いて計測されたエコーデータが3次元K空間に配置された例を図8(b)に示す。図8(b)は、3次元K空間のうち、Ky-Kz空間(802)を示している。この場合では、Ky方向については、2次元の場合と同様に、エコー時間の短いエコーデータが、Ky=0付近に配置され、エコー時間の長いエコーデータがK空間の高空間周波数側に配置される(すなわち、K空間の領域803～808で、803、804、805．．．808の順序でエコー時間が長くなる)。
　一方、Kz方向に注目すると、スライス選択傾斜磁場パルス202の後でスライスエンコード傾斜磁場パルス801が印加され、エコー信号群209が計測される際はスライスエンコード傾斜磁場パルスが無い。このため、Kz方向では同じエコー時間のエコー信号が計測され、エコー信号間でエコー時間の差は生じない。これにより、磁化率強調撮影で重要な、高空間周波数領域の位相に関しては、Kz方向の全ての空間周波数値において(つまり、任意のKz値で、Ky軸方向に平行な直線上において)、異なるエコー時間で計測された複数のエコー信号の位相が混在することとなり、画像においては磁化率による強調効果がｚ方向に分散低減してしまい、最適な磁化率強調画像が得られない。
　次に、本実施形態の3次元シーケンスを図9(a)に示す。図8(a)に示した従来の3次元シーケンスとの違いは、スライスエンコード傾斜磁場パルス901の後に、スライスブリップ傾斜磁場パルス902が印加されることである。この際、Ky-Kz空間内の原点からの距離が同じか又は同じ範囲の空間周波数領域では、同じか又は同じ範囲のエコー時間に計測されたエコーデータが配置されるように、つまり同心円状にエコーデータが配置されるように、シーケンサ4は、位相エンコード傾斜磁場パルス204及び位相ブリップ傾斜磁場パルス205と、スライスエンコード傾斜磁場パルス901及びスライスブリップ傾斜磁場パルス902と、の印加を制御する。なお、図9(b)のように、同心円状のデータ配置とするための、各傾斜磁場パルスの印加制御については後述する。
　図9(a)に示す3次元シーケンスを実行して取得されたK空間データの一例を図9(b)に模式的に示す。図9(b)は、3次元K空間のうち、Ky-Kz空間(903)を示している。図9(b)に示すように、K空間原点からの距離が同じか又は同じ範囲の空間周波数領域に、同じか又は同じ範囲のエコー時間に計測されたエコーデータを配置する効果は、磁化率効果によるコントラストが所望の領域において向上した3次元画像を取得できることである。即ち、この様な3次元K空間データから再構成された3次元画像において、所望の3次元関心領域のピクセルサイズに、3次元の各軸方向に偏り無く等方的に、所望の磁化率効果による位相変化を加えることができ、所望の領域の磁化率効果によるコントラストが向上した3次元磁化率強調画像を得ることができる。
　更に、本実施形態では、上記3次元計測において、前述の第1の実施形態で説明した、ターゲットサイズに応じて定まるターゲット周波数のエコー信号が、ターゲットエコー時間に計測されるように、各エコー信号の計測順序が制御される。それには、シーケンサ4が、そのような各エコー信号の計測順序となるように、位相エンコード傾斜磁場パルス204及び位相ブリップ傾斜磁場パルス205と、スライスエンコード傾斜磁場パルス901及びスライスブリップ傾斜磁場パルス902と、の印加を制御して、各エコー信号を計測する。
　図9(b)は、ターゲット周波数907が設定されて計測された各エコーデータが配置されたK空間を模式的に示したものである。即ち、K空間の領域904～909の内、領域907がターゲット周波数907として設定された場合を示す。このような3次元K空間データは、図9(a)に示すシーケンスを用いて、前述の第1の実施形態で説明した図4,図5の処理フローを3次元計測に適用して取得される。具体的には、　
　ステップ401で、撮影対象部位が設定され(ただし、省略可)、　
　ステップ402で、図9(a)に示す3次元エコープレナー法の撮影シーケンスパラメータが設定され、　
　ステップ403で、図9(a)に示す3次元エコープレナー法を用いた磁化率強調撮影と判断され　、
　ステップ404で、図9(a)に示す3次元エコープレナー法を用いた磁化率強調撮影に必要なパラメータが設定され、　
　ステップ405で、3次元の磁化率強調撮影で取得されたのが、図9(b)に示すK空間データである。
　そして、このステップ404においては、前述の第1の実施形態と同様に、
　ステップ501で、ターゲットサイズが設定され、　
　ステップ502で、ターゲット周波数907が設定され、　
　ステップ503で、ターゲットエコー時間(図9(b)の場合は、最も長いエコー時間)が設定され、　
　ステップ504で、ターゲット周波数907のエコー信号がターゲットエコー時間に計測されるように、各エコー信号の計測順序が設定され、その計測順序に対応して、位相エンコード傾斜磁場パルス204及び位相ブリップ傾斜磁場パルス205と、スライスエンコード傾斜磁場パルス901及びスライスブリップ傾斜磁場パルス902と、の印加量が設定される。
　これらの各ステップの処理内容は、前述の第1の実施形態で説明した図4，図5に示した各処理と同様なので、詳細な説明は省略する。
　これら一連の処理の結果が図9(b)のK空間データである。上記の様に、ターゲットサイズに応じて定まるターゲット周波数は、Ky-Kz空間の原点からの距離が、ゼロから最大空間周波数までのいずれかの空間周波数に設定される。
　以上の様にして取得された図9(b)に示すK空間データでは、エコー時間の短いエコーデータが、Ky=0付近に配置され、ターゲット周波数907にターゲットエコー時間(この場合は最も長いエコー時間)に計測されたエコーデータが配置され、その外側ではエコー時間の長いエコーデータほどターゲット周波数907側に配置されている(すなわち、K空間の領域904～909で、904、905、906、909、908、907の順序でエコー時間が長くなる)。
　この様に、ターゲット周波数のエコー信号がターゲットエコー時間に計測されるように各エコー信号の計測順序が制御されることにより、前述の第1の実施形態と同様の効果が、3次元磁化率強調画像においても得られることになる。即ち、ターゲット周波数のエコー信号が、ターゲットエコー時間に計測され、且つ、3次元K空間の原点から等距離の領域にそのエコーデータが配置されるため、そのターゲット周波数に対応するピクセルサイズを有する3次元関心領域の画像データに、3次元の各軸方向に偏り無く等方的に、最も強く位相変化が加えられることになる。その結果、ターゲット周波数に対応するピクセルサイズを有する関心領域が最も強く磁化率強調された3次元画像を取得することが可能になる。
　次に、Ky-Kz面内の各分割領域のデータ配置の効率を改善する例について説明する。図9(a)の3次元シーケンスでは、スライスブリップ傾斜磁場パルス902及び位相ブリップ傾斜磁場パルス205の印加量を一定としたので、各分割領域の径方向の幅が等しくなるようにＫ空間が分割される。その結果、各分割領域の面積が大きく異なることになる。これは、エコーデータがそのエコー時間毎に各分割領域に配置されるので、各分割領域を埋めるのに必要なエコー信号の量が異なることを意味する。
　そこで、Ky-Kz空間の原点からの距離が同じ範囲の空間周波数領域の径方向の幅が、高空間周波数側が低空間周波数側よりも小さくなるようにする。具体的には、Ky-Kz面内の各分割領域に均等にデータ配置するための、スライスブリップ傾斜磁場パルス902及び位相ブリップ傾斜磁場パルス205の少なくとも一方の印加量を制御する制御方法を、図10に基づいて以下に説明する。
　図10(b)に示すように、Ky-Kz空間903の各空間周波数の領域1007～1012が等しい面積となるようにK空間を分割することで、すなわち、各分割領域の径方向の幅が高空間周波数側になるに従い狭くする（つまり分割領域の径方向の幅を低空間周波数側よりも高空間周波数側の方を小さくする）ことで、各分割領域を埋めるのに必要なエコー信号の量が等しくなり、データ配置の効率が良くなる。なお、ターゲット周波数1005については、図9(b)の905と同様である。このようなＫ空間データを取得するための3次元シーケンスの一例を図10(a)に示す。図10(b)に示すように、Ｋ空間の各分割領域の径方向の幅を高空間周波数領域側になるに従い狭くすることに対応して、3次元シーケンスの、スライス傾斜磁場パルス1003後のスライスブリップ傾斜磁場パルス1002と、位相エンコード傾斜磁場パルス1001後の位相ブリップ傾斜磁場パルス1004との内少なくとも一方の印加量がブリップ毎に、つまりエコー番号が進むにつれて、少なくされる。
　最後に、Ky-Kz空間内の原点からの距離が同じか又は同じ範囲の空間周波数領域では、同じか又は同じ範囲のエコー時間に計測されたエコーデータが配置されるように、即ち、同心円状のデータ配置とするための、各傾斜磁場パルスの印加制御について、以下、図11を用いて説明する。
　図11は、本実施形態の3次元計測のK空間データの取得方法の1例を模式的に示したものである。図11では、簡単のためにKy-Kz空間の4分の1を示した。また、図9(a)に示す3次元シーケンスを用い、各ショットで5個のエコー信号209を計測し(即ち、5つの空間周波数領域となる)、Ky-Kzの4分の1を埋めるのに、1101-1～1101-12の12ショット必要な場合を示した。図の丸印は計測したエコー信号のKy-Kzの位置を表す点であり、矢印がエコー信号を測定していく方向である。
　ここで、sをショット番号(1≦s≦S)、eをエコートレイン番号(1≦e≦E)、K空間のサイズをMatrixとした場合、シーケンスの計算としては、まずショット毎のエコー信号を測定していく角度θ(s)を以下で計算する。
　　θ(s) = 2π/S×s　　　　　　(式3)
　次に、エコートレイン間のK空間ピッチΔKを以下で計算する。
　　ΔK = Matrix/2/E　　　　　　　(式4)
　これら2つの値より、各ショットで印加するブリップ傾斜磁場の面積は、各ショットでのKy、Kz方向のK空間のステップ、
　　ΔKy(s) = ΔK × cos(θ(s))
　　ΔKz(s) = ΔK × sin(θ(s))　　　 (式5)
　に基づいて計算できる。
　この状態でもKy-Kz空間を埋めることができるが、エコー信号数が少ない場合は、K空間でエコー信号を計測した領域に偏りが生じるので、好適にはK空間でエコー信号を計測し始める開始点をショット毎にシフトする。例えば、図11では3ショットおきに開始点を径方向外側にシフトした場合である(図では、ずれ量を丸印の濃淡の違いで表した)。
　この様にエコー信号を計測するには、以下のように計算すればよい。まず、各ショットでの計測の開始点の基準となるシフト量を算出する。このとき、Nショット毎にシフト量を変える場合、
　　ΔS(s) = ΔK / N × ( s mod N )　　　　(式6)
　ここで、A mod BはAをBで除した余りを表す。この開始点ΔS(s)を基に、各ショットの回転角度θ(s)を用いて、各ショットのK空間のシフト位置Skx(s)、Sky(s)は、
　　Skx(s) = ΔS(s) × cos(θ(s))
　　Sky(s) = ΔS(s) × sin(θ(s))　　　　　(式7)
　となる。これら値に基づいて、位相エンコード傾斜磁場パルス(204,1003)の出力と、スライスエンコード傾斜磁場パルス(901,1001)の出力を変える。
　以上までが、Ky-Kz空間内で同心円状のデータ配置とするための、各傾斜磁場パルスの印加制御についての説明である。
　以上説明した様に、本実施形態のMRI装置及びMRI方法によれば、前述の第1の実施形態の効果が、3次元画像においても得られることになる。即ち、3次元エコープレナー法において、ターゲットサイズに対応するターゲット周波数のエコー信号に、最もターゲットエコー時間の位相が反映されるように、各エコー信号の計測順序と該各エコー信号のデータのK空間上での配置とが制御される(つまり、各エンコード傾斜磁場と各ブリップ傾斜磁場の印加が制御される)ので、ターゲットサイズを有する所望の3次元関心領域が最適に磁化率強調された3次元画像を取得することができる。
(第3の実施形態)
　次に、本発明のMRI装置及びMRI方法の第3の実施形態を説明する。本実施形態は、前述の第1の実施形態において、K空間をKy方向の正負で2分割してそれぞれ計測を行うのではなく、シーケンスの一繰り返し内でKy方向の正負両側のエコー信号を共に計測する。具体的には、２次元撮像の場合には位相ブリップ傾斜磁場の、３次元撮像の場合には更にスライスブリップ傾斜磁場を加えた少なくとも一方のブリップ傾斜磁場の、極性を交互に反転させて複数のエコー信号の計測を行う。以下、前述の第1の実施形態と異なる点のみを説明し、同一の点についての説明は省略する。
　本実施形態で用いるシーケンスの例を図12(a)に示す。図2(a)との違いは、各ショット(210間)でのky方向計測開始点を決める位相エンコード傾斜磁場パルス1201の印加量と、ky方向の計測順序を決める位相ブリップ傾斜磁場パルス群1202の印加方法と、が異なることである。図12(a)の例は、シーケンサ4により、1エコー毎に位相ブリップ傾斜磁場パルスの極性を交互に反転させてエコー信号が計測される場合である。ただし、設定されたターゲット周波数のエコー信号が設定された計測順序で計測されるために、つまりターゲット周波数のエコー信号の計測がターゲットエコー時間に行われるために、各位相ブリップ傾斜磁場パルスの印加量が制御される。図12(a)の例では、K空間高域に該当するエコー信号がターゲット周波数のエコー信号よりも先に計測されるよう設定され、位相ブリップ1220はその印加量が、直前のエコー信号とはK空間の反対側高域に該当するエコー信号の計測のために、大きくされ、次のブリップ1221-1,1222-1がK空間中域に設定されたターゲット周波数のエコー信号用のパルスであり、印加量が小さくされている。シーケンサ4は、この様にシーケンスを制御すると共にこのシーケンスを1回又は複数回繰り返して、K空間データを取得する。特に、1回のシーケンスで全K空間データを取得する場合は、1回のRFパルス201の照射で、必要なK空間データを取得することになり、極めて短時間に(数十msec)計測を行うことが可能になる。
　この様なシーケンスを用いて取得されたK空間データの一例を示したのが、図12(b)である。図12(b)は、一回の繰り返しで5個のエコー信号209を計測するシーケンスを用いて、分割領域1206と1207がターゲット周波数領域として設定された場合に取得されたK空間データを示す。シーケンサ4は、K空間の中心領域1203に対応するエコー信号から計測を開始し、1204、1205、1206、1207の順にターゲット周波数領域及び高空間周波数領域に対応するエコー信号を計測するように、位相エンコード傾斜磁場パルス1201と位相ブリップ傾斜磁場パルス1202を制御する。この場合、エコー時間は、1203、1204、1205、1206、1207の順に長くなる。
この様に、前述に第１の実施形態で説明したような、K空間をKy方向の正負で2分割してそれぞれ計測を行うのではなく、本実施形態の様に、シーケンスの一繰り返し内でKy方向の正負両側のエコー信号を共に計測することでも、ほぼ同時刻に計測されたエコーデータが、K空間の同じ空間周波数領域(但し、符号は異なる)に配置されることになる。これにより、ターゲット周波数に対応する大きさを有する関心領域が磁化率強調された画像を取得できる。
　また、図12(c)は、エコー信号の計測順序をKy方向の正負入れ替えた場合であり、分割領域1211と1212がターゲット周波数領域として設定された場合に取得されたK空間データを示す。即ち、エコーデータは1208、1209、1210、1211、1212の順に配置される(1208～1212に配置されるエコー信号が計測されたエコー時間は、図12(b)と同様に1208、1209、1210、1211、1212の順に長くなる)。この様に配置しても、実質的なK空間の形状は同じになるため、得られる画像は図12(b)と同じ結果となる。
　更に、図12(b)と図12(c)のシーケンスを組み合わせることができる。例えば、ショット毎にどちらのオーダーを使用するかかえることができる。この場合、ターゲットとする正／負の空間周波数領域に、ターゲットとなるエコー時間のエコーデータが配置されるように、オーダーを選択するのが良い。
　他の点については、前述の第1の実施形態と同様なので、説明を省略する。
　以上説明したように、本実施形態のMRI装置及びMRI方法によれば、グラディエントエコー型のエコープレナー法を用いた磁化率強調撮影において、シーケンスの一繰り返し内でKy方向の正負両側のエコー信号を共に計測することで、前述の第1の実施形態と実質的に同様の効果を得ることができる。特に、1回のシーケンスで全K空間データを取得する場合は、より短時間で前述の第1の実施形態と同様の効果を得ることができる。
(第4の実施形態)
　次に、本発明のMRI装置及びMRI方法の第4の実施形態を説明する。本実施形態は、撮影対象部位に応じて最適なターゲット周波数を決める形態である。前述の第1の実施形態と異なる点は、撮影対象部位の選択があること、及び、前述のステップ501のターゲットサイズ設定とステップ502のターゲット周波数設定とが、撮影対象部位毎に予め記憶された情報に基づいて行われることである。以下、前述の第1の実施形態と異なる点のみを説明し、同一の点についての説明は省略する。なお、本実施形態は、前述の各実施形態と組み合わせることが可能である。
　最初に、撮影対象部位の選択についてであるが、このステップは、前述のステップ401で行うか、或いは、前述のステップ501の前に別途設けて行うことができる。本実施形態の処理フローは、前述の第1の実施形態における図4,5の処理フローと同様であるが内容が異なる。以下、図5の処理フローに撮影対象部位選択ステップ500を別途設ける場合の本実施形態の処理フローの一例を説明するが、本ステップの処理内容を前述のステップ401で行い、ステップ500を省略しても良い。
　ステップ500で、撮影対象部位が選択される。操作者は、撮影対象部位の選択GUI上で、所望の撮影対象部位を選択する。図13(a)に撮影対象部位の選択GUIの一例として、撮影対象部位選択ウィンドウ1301を示す。ウィンドウ1301には、複数の撮影対象部位1302がラジオボタン付きで羅列表示される。図13(a)は、頭部A,B, 腹部A,B, 及び下肢が選択肢として表示されている例である。操作者は、これらの選択肢の中から所望の撮影対象部位のラジオボタンを選択する。図13(a)では、頭部Aが選択されている。最後に、操作者がOKボタン1303をマウスでクリックして、CPU8が、その選択を撮影対象部位として設定する。
　ステップ501で、撮影対象部位毎に予め記憶された情報に基づいてターゲットサイズが設定される。一般的に、撮影対象部位毎のターゲットサイズを統計的に決めることができる。例えば図13(b)に示すように、ターゲット部位(或いは、撮影対象部位に対する撮影方法)とターゲットサイズを関係付けるテーブル1304を予め用意して、磁気ディスク18等の外部記憶装置に記憶しておく。CPU8は、前述のステップ401又はステップ500で設定された撮影対象部位に対応するターゲットサイズを、本ステップ501でこのテーブル1304から読み出して、設定する。
　図13(b)の例は、撮影対象部位毎の、磁化率強調撮影で対象とする重要な組織の大まかな最小サイズと最大サイズが格納されたテーブル1304である。最小サイズと最大サイズを用いるメリットは、それぞれのサイズについて(式2)によりターゲット周波数を計算できることである。
　ステップ502で、前述のステップ501でテーブルから読み出されたターゲットサイズに基づいてターゲット周波数が設定される。図13(b)の、撮影対象部位毎の最小サイズ(Radiusmin)と最大サイズ(RadiusmaX)を用いる場合は、ターゲット周波数の最大Target FrequencymaXと最小Target Frequencyminは、
　Target FrequencymaX = ±(Matrix/2-(Radiusmin/(FOV/Matrix)-1))　　　(式8)
　Target Frequencymin = ±(Matrix/2-(RadiusmaX/(FOV/Matrix)-1))　　　(式9)
　で計算できる。磁化率強調撮影シーケンス実行時には、CPU8は、この2つのターゲット周波数(空間周波数)の範囲のエコー信号がターゲットエコー時間又はその近傍で計測されるように、各エコー信号の計測順序を設定する。
　以上までが、本実施形態特有の処理内容の説明である。他は前述の第1の実施形態と同様なので、説明は省略する。これにより、操作者は撮影対象部位を選択するだけで、自動で撮影対象部位における関心領域が最適に磁化率強調された画像を取得することができる。
　なお、本実施形態では、最小ターゲットサイズと最大ターゲットサイズを用いる場合を示したが、必ずしもこれに限定されず、例えば平均ターゲットサイズなどを用いても良い。平均ターゲットサイズの場合には、その値に対応するターゲット周波数が一つ求まるのみであり、このターゲット周波数のエコー信号がターゲットエコー時間で計測されるように各エコー信号の計測順序が設定される。
　また、本実施形態では、撮影対象部位毎のターゲットサイズを登録したテーブルを事前に用意して、撮影対象部位の選択によりターゲットサイズを設定する例を示したが、撮影対象部位ではなく疾患別や組織名称別(血管名など)にターゲットサイズを登録したテーブルを事前に用意して、疾患や組織名の選択によりターゲットサイズを設定しても良い。
　以上説明したように、本実施形態のMRI装置及びMRI方法によれば、エコープレナー法を用いた磁化率強調撮影において、撮影対象部位等毎のターゲットサイズを予めテーブル形式で用意しておき、撮影対象部位等の選択に対応して、自動でターゲットサイズ及びターゲット周波数を設定できるので、ターゲットサイズを有する所望の関心領域が最適に磁化率強調された画像を簡易に取得することができる。
本発明が適用されるMRI装置の全体構成を示す図。 (a)グラディエントエコー型のマルチショットエコープレナー法のシーケンス、及び、(b)そのシーケンスで計測されたK空間データを、それぞれ説明する図。 エコープレナー法のエコー信号の変化を説明する図。 第1の実施形態における撮影全体の処理フローを説明する図。 図4の処理フローの内で、特に第1の実施形態に係る処理部分の詳細処理フローを説明する図。 第1の実施形態で計測されるK空間データの配置を説明する図。 ターゲットサイズ設定用ウィンドウを説明する図。 従来の、(a)3次元シーケンスチャートと、(b)そのシーケンスで計測されたK空間データを、それぞれ説明する図。 第2の実施形態の、(a)3次元シーケンスチャートと、(b)そのシーケンスで計測されたK空間データを、それぞれ説明する図。 第2の実施形態の、Ky-Kz面内の各分割領域のデータ配置の効率を改善する例についての、(a)3次元シーケンスチャートと、(b)そのシーケンスで計測されたK空間データを、それぞれ説明する図。 Kz-Ky空間内の原点からの距離が同じ空間周波数領域では、同じエコー時間に計測されたエコーデータが配置されるように、各傾斜磁場パルスの印加制御を説明する図。 第3の実施形態の、(a)2次元シーケンスチャートと、(b)そのシーケンスで計測されたK空間データを、それぞれ説明する図。 第4の実施形態における、(a)撮影対象部位選択用ウィンドウと、(b)撮影対象部位毎のターゲットサイズを登録したテーブルを、それぞれ説明する図。
符号の説明
　1　被検体、2　静磁場発生系、3　斜磁場発生系、4　シーケンサ、5　送信系、6　受信系、7　信号処理系、8　中央処理装置(CPU)、9　傾斜磁場コイル、10　傾斜磁場電源、11　高周波発振器、12　変調器、13　高周波増幅器、14a　高周波コイル(送信側)、14b　高周波コイル(受信側)、15　増幅器、16　直交位相検波器、17　A/D変換器、18　磁気ディスク、19　光ディスク、20　ディスプレイ、201　高周波パルス、202　スライス選択傾斜磁場パルス、203　スライスリフォーカス選択傾斜磁場パルス、204　位相エンコード傾斜磁場パルス、205　位相ブリップ傾斜磁場パルス、206　周波数ディフェイズ傾斜磁場パルス、207　周波数エンコード傾斜磁場パルス、208　データサンプルウインド、209　エコー信号

Claims (15)

  1. 　所定のパルスシーケンスに基づいて、被検体からの複数のエコー信号の計測を制御する計測制御部と、
    　前記複数のエコー信号のデータがK空間に配置されて成るK空間データに基づいて、前記被検体の画像を取得する演算処理部と、
    　を備えた磁気共鳴イメージング装置であって、
    　前記計測制御部は、前記被検体の所望の関心領域の大きさに対応して、前記複数のエコー信号の計測順序を制御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において、
    　前記演算処理部は、前記関心領域の大きさに対応して前記K空間におけるターゲット周波数を求め、
    　前記計測制御部は、前記ターゲット周波数に対応するエコー信号を、ターゲットエコー時間又はその近傍で計測するように、前記複数のエコー信号の計測順序を制御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において、
    　前記パルスシーケンスは、位相エンコード傾斜磁場と位相ブリップ傾斜磁場を印加し、周波数エンコード傾斜磁場の極性を反転させて、エコー信号の計測を行うものであり、
    　前記計測制御部は、前記パルスシーケンスを少なくとも1回繰り返して前記複数のエコー信号の計測を行うことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  4. 　請求項2記載の磁気共鳴イメージング装置において、
    　前記演算処理部は、前記K空間の位相エンコード方向(Ky)の、原点から最大空間周波数までのいずれかの空間周波数を前記ターゲット周波数に設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記載の磁気共鳴イメージング装置において、
    　前記計測制御部は、前記位相エンコード傾斜磁場と前記位相ブリップ傾斜磁場の印加を制御して、前記複数のエコー信号の計測順序を制御す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1記載の磁気共鳴イメージング装置において、
    　前記K空間は位相エンコード方向(ky)とスライスエンコード(Kz)方向とを有する３次元空間であり、
    　前記計測制御部は、Ky-Kz空間の原点からの距離が同じ範囲の空間周波数領域に対応するエコー信号を同じ範囲のエコー時間で計測するように前記複数のエコー信号の計測順序を制御す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6記載の磁気共鳴イメージング装置において、
    　前記計測制御部は、前記ターゲット周波数として、Ky-Kz空間の原点からの距離が同じ範囲の空間周波数領域を選択し、前記選択された空間周波数領域に対応するエコー信号を、ターゲットエコー時間又はその近傍で計測するように、前記複数のエコー信号の計測順序を制御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6記載の磁気共鳴イメージング装置において、
    　前記演算処理部は、前記Ky-Kz空間の原点からの距離が、ゼロから最大空間周波数までのいずれかの空間周波数を前記ターゲット周波数に設定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6記載の磁気共鳴イメージング装置において、
    　前記パルスシーケンスは、位相エンコード傾斜磁場と位相ブリップ傾斜磁場、及び、スライスエンコード傾斜磁場とスライスブリップ傾斜磁場、を印加する3次元パルスシーケンスであり、
    　前記計測制御部は、前記位相エンコード傾斜磁場と前記位相ブリップ傾斜磁場、及び、前記スライスエンコード傾斜磁場と前記スライスブリップ傾斜磁場の印加を制御して、前記複数のエコー信号の計測順序を制御す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6記載の磁気共鳴イメージング装置において、
    　前記計測制御部は、前記Ky-Kz空間の原点からの距離が同じ範囲の空間周波数領域の径方向の幅が、高空間周波数側が低空間周波数側よりも小さくなるように、前記位相ブリップ傾斜磁場と前記スライスブリップ傾斜磁場の少なくとも一方の印加量を制御す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3記載の磁気共鳴イメージング装置において、
    　前記パルスシーケンスは、前記位相ブリップ傾斜磁場の極性を交互に反転させて前記複数のエコー信号の計測を行うものであ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1記載の磁気共鳴イメージング装置において、
    　前記関心領域の大きさの情報が入力される第1の入力部を備えてい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1記載の磁気共鳴イメージング装置において、
    　撮影対象部位の情報が入力される第2の入力部と、前記撮影対象部位毎の関心領域の大きさの情報を有するテーブルを記憶した記憶部と、を備え、
    　前記演算処理部は、入力された撮影対象部位の情報に対応して、前記記憶部から前記関心領域の大きさの情報を取得することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  14. 　所定のパルスシーケンスに基づいて、被検体からの複数のエコー信号の計測を行う計測工程と、
    　前記複数のエコー信号のデータがK空間に配置されて成るK空間データに基づいて、前記被検体の画像を取得する演算処理工程と、
    　を備えた磁気共鳴イメージング方法であって、
    　前記計測制工程では、前記被検体の所望の関心領域の大きさに対応して、前記複数のエコー信号の計測順序を制御することを特徴とする磁気共鳴イメージング方法。
  15. 　請求項14に記載の磁気共鳴イメージング方法において、
    　前記演算処理工程は、前記関心領域の大きさに対応して前記K空間におけるターゲット周波数を求め、
    　前記計測制御工程は、前記ターゲット周波数に対応するエコー信号を、ターゲットエコー時間又はその近傍で計測するように、前記複数のエコー信号の計測順序を制御することを特徴とする磁気共鳴イメージング方法。
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