WO2012169349A1 - 磁気共鳴イメージング装置およびフリップ角決定方法 - Google Patents

磁気共鳴イメージング装置およびフリップ角決定方法 Download PDF

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WO2012169349A1
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flip angle
magnetic field
resonance imaging
imaging apparatus
magnetic resonance
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眞次 黒川
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株式会社 日立メディコ
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    • G01R33/5617—Echo train techniques involving acquiring plural, differently encoded, echo signals after one RF excitation, e.g. using gradient refocusing in echo planar imaging [EPI], RF refocusing in rapid acquisition with relaxation enhancement [RARE] or using both RF and gradient refocusing in gradient and spin echo imaging [GRASE] using RF refocusing, e.g. RARE
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    • G01R33/583—Calibration of signal excitation or detection systems, e.g. for optimal RF excitation power or frequency

Definitions

  • the present invention measures nuclear magnetic resonance (hereinafter referred to as ⁇ NMR '') signals from hydrogen, phosphorus, etc. in a subject and images nuclear density distribution, relaxation time distribution, etc.
  • ⁇ NMR '' nuclear magnetic resonance
  • the present invention relates to an imaging technique using multi-echo imaging VRFA (Variable Refocus Flip Angle).
  • the MRI device measures NMR signals (echo signals) generated by the spins of the subject, especially the tissues of the human body, and forms the shape and function of the head, abdomen, limbs, etc. in two or three dimensions. It is a device that images (captures) images.
  • the NMR signal is given different phase encoding depending on the gradient magnetic field and is frequency-encoded and measured as time-series data.
  • the measured echo signal is reconstructed into an image by two-dimensional or three-dimensional Fourier transform.
  • the echo signal is measured according to a predetermined imaging sequence.
  • imaging sequences There are various imaging sequences. Among them, after applying one excitation radio frequency magnetic field (RF) pulse, refocusing radio frequency magnetic field (RF) pulse is applied multiple times while changing the phase encoding amount, and echo is performed. There is an imaging sequence for collecting signals and increasing the speed. Such imaging is called multi-echo imaging, and the echo signal group measured after each refocus RF pulse is called echo train. The number of echo signals obtained after one RF pulse application is called the echo train number (ETL: Echo: Train Length).
  • ETL Echo: Train Length
  • the FA (Flip Angle) of the refocus RF pulse may be changed.
  • Such an imaging sequence is called a VRFA multi-echo sequence.
  • the FA of each refocus RF pulse is determined so as to achieve a predetermined purpose.
  • FA is determined so that the signal intensity of each echo signal in the echo train is constant. This is because, if the signal intensity of each echo signal is constant, signal attenuation is suppressed and the image is not blurred (resolution increases) even if the ETL is lengthened.
  • the FA at this time typically becomes a small value (FAmin) and then increases smoothly toward the final FA.
  • FAmin the FA at the center of the k space
  • FAmax the last FA is defined as FAmax.
  • the signal intensity of the echo signal is assumed to ignore intensity changes due to phase encoding and frequency encoding.
  • the signal intensity value is normalized with the virtual signal intensity at the moment of excitation as 1.
  • the image quality is determined not only by the resolution, but also by various factors such as strength against movement and SNR (Signal-to-Noise-Raio).
  • SNR is important in determining the quality of image quality.
  • the technique disclosed in Patent Document 1 aims to make the signal strength constant, and thus the SNR of the obtained image is not necessarily the best. Also, how to determine a constant value is arbitrary, and it is not known what image quality will be obtained at what value.
  • Non-Patent Document 1 As a technique for improving the SNR, there is a technique for determining the FA so as to increase the signal intensity of the echo signal arranged at the center of the k space (see, for example, Non-Patent Document 1).
  • an echo signal placed at the center of k-space determines the SNR.
  • FA In Non-Patent Document 1, after specifying FAmin, FAcenter, and FAmax, FA is determined so that the signal changes smoothly. This is because by increasing FAmin, it is possible to increase the strength of the image against movement, and by increasing FAcenter, it is possible to improve the SNR when signal correction is not taken into consideration.
  • Non-Patent Document 2 there is a technique for determining FA so that the signal intensity of each data is aligned when calculating two types of contrast images by adding (combining) two types of data.
  • Non-Patent Document 2 data having a different balance of signal intensity between CSF (cerebrospinal fluid) and brain parenchyma is acquired as two types of data. These data are added and subtracted to obtain T2W and FLAIR images.
  • the FA is determined so that the CSF signal intensities of the two types of data are aligned in the center of the k-space.
  • EPG Extended Phase Graph
  • Prospective EPG is known as a method for calculating FA from a change in signal intensity (see, for example, Non-Patent Document 4).
  • Non-Patent Document 1 In Non-Patent Document 1 , various signal corrections are performed for the purpose of improving image quality. For example, in multi-echo imaging, image attenuation may be suppressed by correcting signal attenuation (T2 correction). When such signal correction is performed, noise is raised according to the echo signal intensity, so that the signal intensity of all echo signals affects the SNR. Therefore, when signal correction is performed, the method disclosed in Non-Patent Document 1 cannot sufficiently control the SNR.
  • Non-Patent Document 2 also generally maximizes the SNR in consideration of the signal intensity of the entire echo train, just by aligning the CSF signal intensity of the two types of images in the center of the k-space. I don't mean. Therefore, when signal correction is performed, the SNR cannot be controlled even by the method disclosed in Non-Patent Document 2.
  • the present invention has been made in view of the above circumstances, and an object thereof is to provide a technique for maximizing the SNR in consideration of signal correction in a VRFA multi-echo sequence.
  • the present invention is for determining the flip angle of a plurality of refocusing high-frequency magnetic field pulses in a multi-echo imaging sequence in a magnetic resonance imaging apparatus, and reflects the SNR of the image after signal correction of the acquired multiple echo signals.
  • the index in accordance with a predetermined optimization method, changing the information specifying the flip angle of each refocus RF pulse, repeatedly calculating the index, and determining the flip angle that maximizes the SNR of the image .
  • the FA of each refocusing RF pulse of the VRFA multi-echo sequence is determined so that the SNR becomes almost maximum using an index reflecting the signal intensity of the echo signal arranged outside the center of the k space.
  • the magnitude of the SNR when the FA of the refocus RF pulse is changed reflects not only the signal strength of the echo signal placed at the center of the k space, but also the signal strength of the echo signal placed outside the center of the k space. It discriminates by the index to do.
  • the SNR considering signal correction can be maximized in the VRFA multi-echo sequence.
  • Block diagram of the MRI apparatus of the first embodiment Explanatory diagram for explaining the pulse sequence of the FSE sequence
  • (a) is a functional block diagram of a sequence creation unit of the first embodiment
  • (b) is a functional block diagram of a sequence creation unit of a modification of the first embodiment
  • Flow chart of imaging processing of the first embodiment is explanatory drawing for demonstrating UI screen of 1st embodiment
  • (b) is explanatory drawing for demonstrating the modification of UI screen of 1st embodiment.
  • Flow chart of FA determination processing of the first embodiment (a) and (b) are graphs of the signal intensity change shape and the FA change shape obtained by the FA determination process of the first embodiment, respectively.
  • the outline of the configuration for determining the flip angles of a plurality of refocusing high-frequency magnetic field pulses in the multi-echo imaging sequence of the present invention is as follows.
  • a static magnetic field generation system that generates a static magnetic field, a gradient magnetic field generation system that applies a gradient magnetic field to a subject arranged in the static magnetic field, and a high-frequency magnetic field that excites magnetization of the subject at a predetermined flip angle
  • a high-frequency magnetic field transmission system that transmits a pulse, a signal reception system that receives an echo signal generated by the subject, an image is reconstructed from the echo signal received by the signal reception system, and the gradient magnetic field is determined according to an imaging sequence.
  • a magnetic resonance imaging apparatus comprising: a generation system; the high-frequency magnetic field transmission system; and a control system that controls operations of the signal reception system
  • the control system includes a reception unit that receives an imaging condition for determining the imaging sequence from a user, and a sequence generation unit that generates the imaging sequence according to the imaging condition and the pulse sequence received by the reception unit, and the pulse
  • the sequence is a sequence in which a plurality of refocusing high-frequency magnetic field pulses are applied after applying one excitation high-frequency magnetic field pulse,
  • the sequence generation unit determines the flip angle of each refocusing high-frequency magnetic field pulse so as to maximize the SNR of the image based on the signal strength of a plurality of echo signals received by the signal receiving system.
  • the sequence generation unit uses an index that reflects the SNR of the image after signal correction of the plurality of echo signals, and the refocusing high-frequency magnetic field pulse that maximizes the SNR of the image.
  • the flip angle may be determined.
  • the sequence generation unit includes a flip angle determination unit that determines a flip angle of the refocusing high-frequency magnetic field pulse from the imaging conditions, and the flip angle determination unit is set to a predetermined optimal value.
  • the flip angle may be determined by changing the information specifying the flip angle of each refocus RF pulse according to the conversion method and repeating the calculation of the index.
  • the flip angle determination unit may calculate an echo signal obtained by applying a refocusing high frequency magnetic field pulse corresponding to each information from information specifying a flip angle of each refocusing high frequency magnetic field pulse.
  • a signal intensity calculation unit for calculating each signal intensity may be provided, and a noise amplification factor obtained by an average square root of the square of the reciprocal of the signal intensity of each calculated echo signal may be used as the index. Then, the flip angle of each refocusing high frequency magnetic field pulse may be determined so as to minimize the noise amplification factor.
  • the information specifying the flip angle of each refocusing high frequency magnetic field pulse may be the flip angle of each refocusing high frequency magnetic field pulse.
  • the information specifying the flip angle of each refocusing high frequency magnetic field pulse may be a smaller number than the refocusing high frequency magnetic field pulse.
  • the information specifying the flip angle of each refocusing high frequency magnetic field pulse is an intermediate value sequence obtained by thinning out the flip angle of each refocusing high frequency magnetic field pulse according to a predetermined rule
  • the flip angle determination unit includes an intermediate value sequence determination unit that determines the intermediate value sequence that maximizes the SNR by changing the intermediate value sequence, and interpolates the determined intermediate value, and each of the refocusing high-frequency magnetic field pulses And a flip angle calculation unit for calculating the flip angle.
  • the information specifying the flip angle of each refocusing high frequency magnetic field pulse is a parameter of a function representing the shape of the change in signal intensity of the echo signal obtained by applying each refocusing high frequency magnetic field pulse.
  • the flip angle determination unit determines the parameter that maximizes the SNR by changing the parameter, and determines the shape of the change of the signal strength;
  • a flip angle calculation unit that calculates a flip angle of each refocusing high-frequency magnetic field pulse from the shape of the change in the signal intensity.
  • the function may be a function that asymptotically approaches an exponential function
  • the parameter may be at least one of a coefficient of the exponential function and a time constant.
  • the function is a double exponential function
  • the parameter is one or more of a coefficient and a time constant of each of the two exponential functions constituting the double exponential function. It may be.
  • the double exponential function may be a function that attenuates from a virtual signal intensity at the moment of excitation by the excitation high-frequency magnetic field pulse.
  • a range in which the flip angle is changed is determined in advance, and the signal intensity change shape determination unit sets the parameter so that the flip angle is within the range and does not saturate. It may be changed.
  • a noise amplification factor obtained by an average square root of the square of the reciprocal of the signal intensity of each echo signal calculated is used, and the double exponential function is the signal intensity.
  • a second exponential function representing an asymptotic change wherein the parameter is a time constant of the first exponential function and the signal
  • the intensity change shape determination unit fixes the first exponent that minimizes the flip angle of the last refocusing high-frequency magnetic field pulse when changing the time constant of the first exponential function while fixing the noise amplification factor.
  • a time constant of a function may be determined as the parameter that maximizes the SNR.
  • the range of the flip angle is determined in advance, and the flip angle determination unit determines the flip angle according to a predetermined rule when the calculated flip angle does not exist within the range. It may be a thing.
  • the optimization method may be a search method that narrows the range of solutions.
  • the sequence generation unit may further include a flip angle correction unit that corrects the flip angle determined by the flip angle determination unit according to a predetermined rule.
  • the flip angle correction unit may correct a part or all of the flip angles determined by the flip angle determination unit within a predetermined settable range.
  • the flip angle correction unit corrects a predetermined flip angle of the refocusing high-frequency magnetic field pulse to a predetermined value, and then sets a minimum flip angle other than the flip angle. You may correct so that the flip angle after a flip angle may change smoothly.
  • the flip angle corrected to the predetermined value may be a flip angle for obtaining an echo signal arranged at the center of the k space.
  • a flip angle storage unit that stores a flip angle of the refocusing high-frequency magnetic field pulse that is determined to maximize the SNR of the image is further provided.
  • the sequence generation unit may use a flip angle stored in the flip angle storage unit in association with the imaging condition received by the reception unit as the flip angle.
  • the sequence generation unit is stored in association with the closest imaging condition.
  • a flip angle may be used as the flip angle.
  • the sequence generation unit is stored in association with a close imaging condition.
  • a flip angle calculated by interpolating the flip angle may be used as the flip angle.
  • the imaging condition may include information for specifying the longitudinal relaxation time and the lateral relaxation time of the nuclide to be imaged.
  • a flip angle determination method for determining a flip angle of a plurality of refocusing high-frequency magnetic field pulses in a multi-echo imaging sequence used in a magnetic resonance imaging apparatus, wherein the magnetic resonance imaging apparatus is configured according to a predetermined optimization method.
  • the magnetic resonance imaging apparatus is configured according to a predetermined optimization method.
  • the magnetic There is provided a flip angle determining step for determining a flip angle at which the SNR of an image acquired by the resonance imaging apparatus is maximized.
  • FIG. 1 is a block diagram showing the overall configuration of the MRI apparatus 100 of the present embodiment.
  • the MRI apparatus 100 of the present embodiment obtains a tomographic image of a subject using an NMR phenomenon, and includes a static magnetic field generation system 20, a gradient magnetic field generation system 30, a sequencer 40, a high-frequency magnetic field transmission system (transmission system) ) 50, a signal reception system (reception system) 60, and a control system (sequencer 40 and signal processing system 70).
  • the static magnetic field generation system 20 generates a uniform static magnetic field in the direction perpendicular to the body axis in the space around the subject 10 if the vertical magnetic field method is used, and in the direction of the body axis if the horizontal magnetic field method is used.
  • a permanent magnet type, normal conducting type or superconducting type static magnetic field generating source for example, a magnet
  • a magnet is arranged around the subject 10.
  • the gradient magnetic field generation system 30 includes a gradient magnetic field coil 31 wound in the three-axis directions of X, Y, and Z, which is a coordinate system (static coordinate system) of the MRI apparatus 100, and a gradient magnetic field that drives each gradient magnetic field coil 31. And a gradient magnetic field Gx, Gy, Gz is applied in the X, Y, and Z three-axis directions by driving the gradient magnetic field power supply 32 of each coil in accordance with a command from a sequencer 40 described later. .
  • a slice direction gradient magnetic field pulse (Gs) is applied in a direction orthogonal to the slice plane (imaging cross section) to set a slice plane for the subject 10, and the remaining planes orthogonal to the slice plane and orthogonal to each other are set.
  • a phase encoding direction gradient magnetic field pulse (Gp) and a frequency encoding direction gradient magnetic field pulse (Gf) are applied in two directions, and position information in each direction is encoded into an NMR signal (echo signal).
  • the sequencer 40 controls the gradient magnetic field generation system 30, the transmission system 50, and the reception system 60 so as to repeatedly apply a high-frequency magnetic field pulse (hereinafter referred to as “RF pulse”) and a gradient magnetic field pulse in accordance with a predetermined imaging sequence.
  • RF pulse high-frequency magnetic field pulse
  • the sequencer 40 operates in accordance with a control signal from a CPU 71 provided in the signal processing system 70 described later, and transmits various commands necessary for collecting tomographic image data of the subject 10 to these.
  • the transmission system 50 irradiates the subject 10 with RF pulses in order to cause nuclear magnetic resonance to occur in the nuclear spins of atoms constituting the biological tissue of the subject 10, and includes a high-frequency oscillator (synthesizer) 52 and a modulator 53. And a high-frequency amplifier 54 and a high-frequency coil (transmission coil) 51 on the transmission side.
  • the high-frequency pulse output from the synthesizer 52 is amplitude-modulated by the modulator 53 at a timing according to a command from the sequencer 40, and the amplitude-modulated high-frequency pulse is amplified by the high-frequency amplifier 54 and arranged close to the subject 10.
  • the transmitter coil 51 the subject 10 is irradiated with the RF pulse.
  • the receiving system 60 detects an echo signal (NMR signal) emitted by nuclear magnetic resonance of nuclear spins constituting the biological tissue of the subject 10, and includes a receiving-side high-frequency coil (receiving coil) 61 and a signal amplifier 62. And a quadrature phase detector 63 and an A / D converter 64.
  • the echo signal of the response of the subject 10 induced by the electromagnetic wave irradiated from the transmission coil 51 is detected by the reception coil 61 arranged close to the subject 10 and amplified by the signal amplifier 62.
  • the signal processing system 70 performs various data processing and display and storage of processing results, and includes a CPU 71, a storage device 72, an external storage device 73, a display device 74, and an input device 75.
  • the tomographic image of the subject 10 is reconstructed using data from the reception system 60.
  • a control signal is transmitted to the sequencer 40 in accordance with the imaging sequence.
  • the reconstructed tomographic image is displayed on the display device 74 and recorded in the storage device 72 or the external storage device 73.
  • the input device 75 is used by the operator to input various control information of the MRI apparatus 100 and control information of processing performed by the signal processing system 70, and includes a trackball or a mouse and a keyboard.
  • the input device 75 is disposed in the vicinity of the display device 74, and an operator controls various processes of the MRI apparatus 100 interactively through the input device 75 while looking at the display device 74.
  • the transmission coil 51 and the gradient magnetic field coil 31 are placed in a static magnetic field space of the static magnetic field generation system 20 into which the subject 10 is inserted, and face the subject 10 in the vertical magnetic field system, If the magnetic field method is used, it is installed so as to surround the subject 10.
  • the receiving coil 61 is installed so as to face or surround the subject 10.
  • the radionuclide to be imaged by the MRI apparatus is a hydrogen nucleus (proton) which is the main constituent material of the subject, as is widely used in clinical practice.
  • proton the main constituent material of the subject
  • the form or function of the human head, abdomen, limbs, etc. is imaged two-dimensionally or three-dimensionally.
  • the imaging sequence from which the CPU 71 of the signal processing system 70 gives the control signal to the sequencer 40 is a pulse sequence in which the application timing of the RF pulse and the gradient magnetic field pulse is determined, the application intensity of the RF pulse and the gradient magnetic field pulse, the application timing, etc. It is determined by the parameter that specifies.
  • the pulse sequence is preset and held in the storage device 72.
  • the parameters are calculated in the signal processing system 70 based on the imaging conditions set by the operator via the input device 75.
  • the signal processing system 70 includes a sequence creation unit that creates an imaging sequence used for imaging from the previously held pulse sequence and parameters input from the operator.
  • This sequence creation unit is realized by the CPU 71 loading a program previously stored in the storage device 72 or the external storage device 73 into the memory and executing it.
  • the pulse sequence used in the present embodiment will be described.
  • a pulse sequence for multi-echo imaging such as FSE (Fast Spin Echo) is used as the pulse sequence.
  • FSE Flust Spin Echo
  • a case where FSE is used will be described as an example.
  • the pulse sequence used in the present embodiment is not limited to FSE, and any pulse sequence that applies a plurality of refocusing (refocus) RF pulses within the repetition time TR after the excitation pulse (90-degree pulse). Good.
  • FIG. 2 shows the RF pulse application timing of the FSE pulse sequence 200 and the echo signal acquisition timing.
  • a plurality of refocus RF pulses 202 (202 1 , 202 2 are exemplified here as an example) between TRs. , 202 3 , 202 4 , 202 5 , 202 6 ) are applied.
  • the echo signal 203 (203 1 , 203 2 , 203 3 , 203 4 , 203 5 , 203 6 ) is measured.
  • SS be the signal intensity of the obtained echo signal 203. Note that the signal strength SS used here ignores changes in strength due to various encodings as described above.
  • a VRFA pulse sequence is used in which each flip angle (FA: FA 1 , FA 2 , FA 3 , FA 4 , FA 5 , FA 6 ) of the refocusing RF pulse 202 is variable.
  • N is a natural number
  • refocus RF pulses are applied, and each refocus RF pulse is refocused RF pulse 202 n (n is Natural number satisfying 1 ⁇ n ⁇ N).
  • the subscript n is given in the order of application.
  • the flip angle of the refocus RF pulse 202 n to be applied n-th is expressed as FA n .
  • the flip angle FA n of the refocus RF pulse 202 n to be applied n-th is called the n-th FA.
  • the echo signal 203 n is measured immediately after the n-th refocus RF pulse 202 n to be applied, and the echo number is n. If there is no need to distinguish between echo numbers, they are referred to as a refocus RF pulse 202, a flip angle FA, an echo signal 203, and a signal intensity SS.
  • FA variation shape FAP a value in which the values of the 1st to Nth flip angles FA are arranged in order
  • SSP signal intensity change shape
  • this FA change shape (FA value sequence of each refocus RF pulse 202) is determined so as to substantially maximize the SNR of the obtained image even when signal correction is performed.
  • the sequence creation unit 300 of the present embodiment includes an FA determination unit 310 that determines the FA change shape as shown in FIG.
  • the FA determination unit 310 performs an FA determination process for determining the FA (FA change shape) of each refocus RF pulse 202 so that the SNR of the image becomes substantially maximum under the given conditions.
  • FA determination unit 310 maximizes the SNR, for example, noise amplification defined by the square root of the square of the inverse of the signal strength SS of each echo signal constituting the signal strength change shape SSP (RMS: Root ⁇ ⁇ ⁇ Mean Square) This is achieved by minimizing the rate NA.
  • This noise amplification factor NA corresponds to a noise amplification factor ignoring frequency characteristics when signal correction is performed according to the signal strength SS.
  • the noise amplification factor NA defined as described above, it is possible to evaluate the SNR in consideration of signal strengths other than the center of the k space.
  • other weighted noise amplification factors such as a post-processing filter may be considered.
  • a general optimization method is used to calculate the FA variation shape FAP that minimizes the noise amplification factor NA.
  • the initial value of the FA change shape FAP when using the optimization method that is, the initial value of the FA value of each refocus RF pulse is set in advance, for example.
  • the initial value may be configured to be input from the operator as the imaging condition.
  • the FA determination unit 310 calculates the partial differential (difference quotient in the calculation) of the noise amplification factor NA with respect to the FA change shape FAP every time the FA change shape FAP is changed. A value obtained by multiplying the determined positive integer is subtracted from the FA change shape FAP to update the FA change shape FAP. The FA change shape FAP is updated, for example, a predetermined number of times. Then, the finally obtained FA change shape FAP is determined as the target FA change shape FAP and output. Note that a positive integer multiplied by the partial differentiation may be set for each refocus RF pulse.
  • FIG. 4 is a processing flow during imaging according to the present embodiment.
  • the signal processing system 70 of the present embodiment receives it (step S1101). Then, using the received imaging condition, the sequence creation unit 300 causes the FA determination unit 310 to determine the FA (FA change shape FAP) of each refocus RF pulse (FA determination process: step S1102), and determines each refocus An imaging sequence is created using the RF pulse FA (FA variation shape FAP) and imaging conditions (step S1103).
  • FA FA change shape FAP
  • the signal processing system 70 uses the created imaging sequence to give a command to the sequencer 40 and execute imaging (step S1104).
  • a UI (User Interface) screen 400 in which the operator sets T1 and T2 as imaging conditions is shown in FIG. 5 (a).
  • the UI screen 400 includes an imaging condition setting area 410 that receives input of imaging conditions.
  • the imaging condition setting area 410 includes a T1 input field 401 for receiving T1 input and a T2 input field 402 for receiving T2 input.
  • the UI screen 400 is displayed on the display device 74, and the operator uses the input device 75 via the UI screen 400 to set imaging conditions including various parameters necessary for imaging with the MRI apparatus 100. Set.
  • FIG. 6 is a processing flow of FA determination processing according to the present embodiment.
  • a case where the FA changing shape FAP is obtained by the steepest descent method will be described as an example.
  • the convergence determination is made based on whether or not it has been repeated M times (M is a natural number).
  • the FA determination unit 310 sets 1 to a counter i that counts the number of repetitions (step S1201). Then, the initial FA value of each refocus RF pulse is set in the FA changing shape FAP (step S1202).
  • the initial values are all set to 0 degrees, for example.
  • the FA determination unit 310 calculates a partial differential (difference quotient in the calculation) of the noise amplification factor NA with respect to the FA change shape FAP (step S1203).
  • the EPG disclosed in Non-Patent Document 2
  • the signal intensity change shape SSP is calculated by the method.
  • the noise amplification factor NA is calculated using each signal strength SS constituting the signal strength change shape SSP, and the partial differential thereof is calculated.
  • the Bloch equation may be used as it is for calculating the signal intensity change shape SSP from the FA change shape FAP.
  • EPG the state of the echo signal 203 is considered by dividing it into a longitudinal magnetization component and a transverse magnetization component at each dephase level.
  • the dephase level indicates how much magnetization has been diffused by a gradient magnetic field between refocusing RF pulses. If the refocus RF pulse is a complete 180 ° pulse and the magnetization is completely refocused, the same gradient magnetic field reverses the dephasing level every time, but if it is not a complete 180 °, there is a component that will not be rewound. Appears, leaving the dephase level advanced one step. When a plurality of refocus RF pulses are applied, the dephase level is accumulated or cancelled, and advances to n stages or rewinds to 0 stages.
  • An echo signal is generated when the dephase level is rewound to zero. Therefore, the timing at which the dephase level returns to 0 can be obtained by holding all the past dephase levels.
  • FSE has a balanced gradient magnetic field between refocusing RF pulses, dephasing levels overlap, and it can be considered simply with integers such as n stages. That is, the state of the echo signal 203 n is and the FA n states of the echo signal 203 n-1, T1, T2 , and IET, determined by. Using this, the state (signal intensity) of the echo signal 203 can be obtained one after another.
  • the FA determination unit 310 updates the FA change shape FAP using the obtained partial differential (step S1204).
  • a value obtained by multiplying the partial differential by a predetermined positive integer is subtracted from the FA change shape FAP before update to obtain the FA change shape FAP after update.
  • step S1205 it is determined whether or not the process has been repeated M times. If the process has been repeated, the FA change shape FAP at that time is determined as the process result (step S1208), and the process ends.
  • step S1206 if it is less than M times in step S1205, i is incremented by 1 (step S1206), and the process returns to step S1203.
  • convergence determination is performed by the number of repetitions, but convergence determination is not limited to this.
  • the partial differential of the noise amplification factor NA becomes sufficiently small, it may be determined that it has converged.
  • a threshold value used for determination is determined in advance, and when the partial differential value is equal to or less than the threshold value, it is determined that the value has converged.
  • the optimization method used for FA decision processing is not limited to the steepest descent method.
  • the FA variation shape FAP is changed in the round robin, the noise amplification factor NA is calculated for each FA variation shape FAP, and the FA variation shape FAP that obtained the smallest NA among the calculated noise amplification factors NA is processed. Also good.
  • the range in which FA is changed in the optimization method may be limited to 0 to 180 degrees. Further, it may be limited more narrowly. Increasing the lower limit of the range in which FA is changed increases the movement. Reducing the upper limit of the range for changing FA can reduce the power of the refocus RF pulse.
  • These upper limit value and lower limit value may be held in advance by the MRI apparatus 100 or may be input by an operator.
  • FIGS. 7 (a) and 7 (b) Examples of the signal intensity changing shape SSP511 and the FA changing shape FAP512 that are obtained as a result of searching by the above method and minimize the noise amplification factor NA are shown in FIGS. 7 (a) and 7 (b), respectively.
  • the echo train number ETL is 80
  • the echo interval IET is 0.0073 sec
  • the target T1 is 1 sec
  • the target T2 is 0.1 sec.
  • the signal strength SS of each echo signal constituting the signal strength change shape SSP is a value normalized with the virtual signal strength at the moment of excitation as 1, as described above.
  • the vertical axis represents the signal intensity and FA [deg]
  • the horizontal axis represents the echo number.
  • the noise amplification factor NA capable of evaluating the SNR in consideration of signal correction is introduced, and the FA variation shape that minimizes the noise amplification factor NA is determined using the optimization method. Therefore, according to the present embodiment, signal correction or the like is performed, and even if the echo signal arranged outside the center of the k space is multi-echo imaging that affects the SNR, the FA variation shape that obtains the maximum SNR is obtained. Can be determined.
  • multi-echo imaging is performed by applying each refocus RF pulse with the FA specified by the FA change shape determined in this way. Therefore, according to the present embodiment, the operator can obtain an image having the maximum SNR in consideration of signal correction in multi-echo imaging only by inputting imaging conditions.
  • the sequence creation unit 300 uses the FA change shape FAP determined by the FA determination unit 310 as it is to generate an imaging sequence, but is not limited thereto.
  • the FA change shape FAP determined by the FA determination unit 310 may be modified in accordance with the FA range restriction or the like.
  • sequence creation unit 300 includes an FA correction unit 311 in addition to the FA determination unit 310.
  • the FA correction unit 311 corrects the FA change shape determined by the FA determination unit 310 according to a predetermined rule.
  • a specific correction method will be described with reference to the drawings.
  • the FA correction unit 311 corrects the FA of each refocus RF pulse specified by the FA changing shape FAP to be within this range.
  • the example in which the FA range restriction is applied as a restriction condition in the FA determination unit 310 is described as a modification.
  • the modification and the modification after the FA change shape determination are combined. May be.
  • only the upper limit value may be limited by the FA determination unit 310, and the FA change shape FAP obtained only in the lower limit value may be corrected.
  • FIG. 8 (a) is an explanatory diagram for explaining an example of this correction method.
  • the upper limit value of FA is FAH
  • the lower limit value of FA is FAL.
  • the FA correction unit 311 scales the FA change shape FAP601 before the correction around the upper limit value FAH and puts it between the lower limit value FAL and the FA change shape FAP after the correction. '602.
  • scaling around the upper limit FAH is the difference between the FA values that make up the FA change shape FAP601 before correction, and the difference (FA-FAH) from the upper limit (FAL-FAH) / (Famin- FAH) is multiplied, and the result is converted to a value added to the upper limit FAH.
  • the sequence creation unit 300 creates an imaging sequence using the FA change shape FAP ′ after correction by the FA correction unit 311.
  • the correction method for keeping the FA within a predetermined range is that the lower limit value FAL is scaled from the first FA to the smallest FA (FAmin: mth) by scaling as described above.
  • the following FA may be modified such that all values below the lower limit value are set to the lower limit value FAL.
  • the corrected FA changing shape FAP ′ is indicated by a graph 603.
  • FIG. 9 (a) is an explanatory diagram for explaining an example of this correction method.
  • the FA that obtains the echo signal arranged near the center of the k space is the FA that is corrected to the predetermined value.
  • the FA that obtains an echo signal arranged near the center of the k space is the nth FA, and the predetermined value after correction is FA1.
  • FAmin which is the minimum FA in the FA change shape FAP before correction is mth, and n> m.
  • the FA change shape FAP before correction is indicated by a graph 601
  • the FA change shape FAP ′ after correction is indicated by a graph 604.
  • the mth to nth FAs are moved forward (moved in the time direction) so that the pth pulse that is approximately FA1 is nth, and then smoothly connected to the mth FA.
  • Scale in the FA value direction around the nth FA Scale in the FA value direction around the nth FA.
  • the nth and subsequent FAs are scaled in the FA value direction around the upper limit FAH and smoothly connected to the nth FA.
  • the FA correction unit 311 may remove the restriction on the FA of the stabilization pulse portion from the upper limit value FAH or less in the correction of the FA variation shape FAP.
  • the stabilization pulse is a pulse applied to stabilize the echo signal intensity, and is composed of a predetermined number of echo signals from the head of the echo train.
  • FA from the beginning to FAmin (m-th) is scaled in the FA value direction by the above method centering on 180 degrees, and FAs after FAmin correct FA below the lower limit to lower limit FAL.
  • the corrected FA changing shape FAP ′ is indicated by a graph 605.
  • the FA is determined every time the imaging condition is set, but the present invention is not limited to this.
  • the FA change shape FAP is calculated in advance for each parameter necessary for the FA determination process such as T1, T2, ETL, and IET, and the calculation result is stored in the storage device 72 or the external storage device 73 as the FA change shape database. You may comprise so that it may leave.
  • the sequence creation unit 300 may not include the FA determination unit 310. That is, when the imaging condition is set, the sequence creation unit 300 extracts the FA change shape FAP corresponding to the condition from the FA change shape database, and creates an imaging sequence using it.
  • Fig. 10 shows the flow of imaging processing in this case.
  • the same processes as those in FIG. 4 are denoted by the same reference numerals.
  • the signal processing system 70 receives it (step S1101).
  • the sequence creation unit 300 extracts the FA change shape FAP corresponding to the accepted imaging condition from the FA change shape database (step S1112).
  • the sequence creation unit 300 creates an imaging sequence using the extracted FA change shape FAP and imaging conditions (step S1113).
  • the signal processing system 70 uses the created imaging sequence, gives a command to the sequencer 40, and executes imaging (step S1104).
  • step S1112 if the FA change shape FAP corresponding to the accepted imaging condition is not in the FA change shape database, a configuration closest to the accepted imaging condition may be selected or interpolated. .
  • the extracted FA change shape may be modified after step S1112.
  • the operator directly inputs T1 and T2 as imaging conditions, but the information specified by the operator is not limited to this. Any information that can identify T1 and T2 may be used.
  • the operator may set the target organization instead of T1 and T2.
  • T1 and T2 values for each tissue are held in the storage device 72 or the external storage device 73.
  • the sequence creation unit 300 extracts T1 and T2 values corresponding to the target tissue from the storage device 72 and the like, determines the FA change shape FAP using the values, and creates an imaging sequence.
  • the UI screen 400 includes a target tissue input field 403 in the imaging condition setting area 410 instead of the T1 input field 401 and the T2 input field 402.
  • the average values of T1 and T2 of all the tissues to be imaged may be adopted.
  • the T1 and T2 for each tissue may be used to calculate the FA change shape FAP for each tissue, and the FA change shape FAP for each tissue may be averaged to obtain the final FA change shape FAP.
  • weighting may be performed according to the distribution and quantity of the tissue inside the imaging target.
  • Fig. 11 shows the processing flow when calculating the FA change shape FAP for each tissue using each T1 and T2, and then taking the average.
  • K is a natural number
  • the case of the first embodiment will be described as an example.
  • the signal processing system 70 of the present embodiment receives it (step S1101).
  • sequence creation unit 300 causes FA determination unit 310 to determine the FA of each refocus RF pulse.
  • the FA determination unit 310 performs FA determination processing for each input T1 and T2, and calculates the respective FA change shapes (steps S1121, S1102, S1122, and S1123).
  • the sequence creation unit 300 calculates the average of the FA change shapes for each T1 and T2, and sets it as the FA change shape (step S1124).
  • the sequence creation unit 300 creates an imaging sequence using the calculated FA (FA change shape) of each refocus RF pulse and imaging conditions (step S1103).
  • the signal processing system 70 uses the created imaging sequence, gives a command to the sequencer 40, and executes imaging (step S1104).
  • T1 and T2 may be obtained by prescan.
  • the flow of the imaging process in this case is shown in FIG. This processing is basically the same as the imaging processing of the first embodiment, but upon receiving imaging conditions, the signal processing system 70 performs pre-scanning (step S1131), and determines T1 and T2 (step S1132), the process proceeds to FA determination process S1102.
  • the FA change shape associated with T1 and T2 is extracted from the database previously stored in the storage device 72 or the like. Also good.
  • the FA of all refocus RF pulses is changed within a possible range, and an FA change shape that maximizes the SNR (noise amplification factor NA is minimized) is searched for. That is, the number of parameters to be searched (search parameters) is the total number of refocus RF pulses (number of echoes) N applied during one TR.
  • search parameters the number of parameters to be searched
  • the signal strength SS that can be mutually converted with the FA can be used as a search parameter.
  • the number of search parameters is N. In this embodiment, the number of search parameters is made smaller than N.
  • the configurations of the MRI apparatus 100 and the sequence creation unit 300 of this embodiment are basically the same as those of the first embodiment. Further, the flow of imaging processing by the signal processing system 70 of this embodiment is the same as that of the first embodiment. For this reason, the description about these is abbreviate
  • the present embodiment will be described focusing on the configuration different from the first embodiment.
  • L search parameters (collectively referred to as CTRL) having a number of echoes equal to or less than N (collectively referred to as CTRL) are used, and FA changes that maximize the SNR are used.
  • CTRL L search parameters
  • FA changes that maximize the SNR are used.
  • Signal strength and FA can be converted into each other using EPG, Prospective EPG, or the like. Therefore, the search parameter may represent FA or signal strength.
  • Prospective EPG is a technique for calculating the FA change shape FAP from the signal intensity change shape SSP, contrary to EPG.
  • FA change shape FAP is calculated by obtaining FA that realizes signal strength SS in order from the top of signal strength change shape SSP. There may be no FA that can realize the signal strength SS in the process, or it may not exist within the set range. Such a state is called FA saturated.
  • the FA change shape FAP is calculated by determining the FA according to a predetermined rule. For example, all the FAs after saturation are processed such as a predetermined upper limit FAH.
  • the FA determination unit 320 of the present embodiment calculates a FA parameter (FA variation shape FAP) from the parameter determination unit 321 that determines the search parameter CTRL that maximizes the SNR and the search parameter CTRL. And FA calculation unit 322.
  • FA parameter FA variation shape FAP
  • the search parameter CTRL an FA value sequence obtained by thinning out every other N FA values constituting the FA changing shape FAP is used as the search parameter CTRL.
  • the FA calculation unit 322 calculates the FA change shape FAP from the search parameter CTRL. For example, when the search parameter CTRL is created by thinning out N FA values constituting the FA changing shape FAP, the FA changing shape FAP is calculated using a technique such as linear interpolation.
  • the parameter determination unit 321 converts the search parameter CTRL into the FA change shape FAP using the FA calculation unit 322, and the SNR is the maximum, that is, the noise amplification factor NA is the minimum, using the same search method as in the first embodiment. Determine search parameter CTRL.
  • Fig. 14 shows the flow of FA determination processing in this embodiment.
  • description will be made assuming that the value update is repeated M times using the steepest descent method.
  • the parameter determination unit 321 sets 1 to a counter i that counts the number of repetitions (step S2101). Then, an initial value is set in the search parameter CTRL (step S2102). As in the first embodiment, the initial values are all set to 0 degrees, for example. Then, the parameter determination unit 321 uses the FA calculation unit 322 to create an FA change shape FAP from the obtained search parameter CTRL (step S2103).
  • the parameter determination unit 321 calculates a partial differential (in the calculation, a difference quotient) of the noise amplification factor NA with respect to the search parameter CTRL (step S2104).
  • the signal intensity change shape SSP is calculated by EPG or the like from the FA change shape FAP calculated in step S2103. Then, using the calculated signal intensity change shape SSP, the noise amplification factor NA and its partial differential are calculated.
  • the search parameter CTRL is updated by the same method as in the first embodiment (step S2105). That is, a value obtained by multiplying the partial differential value obtained in step S2104 by a predetermined positive integer is subtracted from each value of the search parameter CTRL before update to obtain the search parameter CTRL after update.
  • the parameter determination unit 321 determines whether or not the process has been repeated M times (step S2106). If it is less than M times, the counter i is incremented by 1 (step S2107), and the process returns to step S2103.
  • the parameter determination unit 321 determines that the search parameter CTRL at that time is the search parameter CTRL that maximizes the SNR (step S2108). Then, the FA determination unit 320 causes the FA calculation unit 322 to calculate the FA change shape from the search parameter CTRL determined in step S2108 (step S2109), and ends the process.
  • the method for searching for the minimum value of the noise amplification factor NA is not limited to this.
  • it is not the steepest descent method, but the FA is obtained from the search parameter CTRL that obtains the minimum NA among the noise amplification factors NA calculated for each changed search parameter CTRL by round robin.
  • the change shape FAP may be the processing result.
  • the convergence judgment is performed by the number of repetitions, but is not limited to this.
  • the determination may be made based on the partial differential value of the noise amplification factor NA.
  • signal correction or the like is performed as in the first embodiment, and even when the echo signal arranged outside the center of the k space affects the SNR,
  • an FA change shape that maximizes the SNR can be determined, and imaging is performed using the FA change shape, so that an image with a large SNR in consideration of signal correction can be obtained.
  • this embodiment uses fewer parameters for the search than the first embodiment. Therefore, the best SNR can be realized in a shorter calculation time than in the first embodiment.
  • the method of reducing the number of parameters is not limited to the above method.
  • a search parameter a coefficient of an approximate expression of a curve representing the FA change shape FAP may be used, or a coefficient of an expression defining a curve representing the signal intensity change shape SSP may be used. If EPG, Prospective EPG, or the like is used, the signal strength and FA can be converted to each other, so the search parameter may represent FA or signal strength.
  • the range in which the FA is changed in the optimization method may be determined in advance and limited. Further, an FA correction unit 311 that corrects the FA change shape FAP determined by the FA determination unit 320 may be provided.
  • the FA change shape FAP created in advance may be held in the storage device 72 or the like, and extracted from the FA change shape FAP.
  • the FA change shape may be calculated using the average value of the T1 and T2 values, or the FA change shape is calculated for each T1 and T2 value, and the average of the FA change shapes is calculated. You may comprise so that it may calculate. Further, T1 and T2 may be configured to be obtained by prescan.
  • the FA change shape FAP and the signal strength change shape SSP are calculated from the search parameter CTRL, and the partial differential of the noise amplification factor NA is calculated using the signal strength change shape SSP.
  • the search parameter CTRL may be updated without calculating the FA change shape that has not been thinned out. That is, a signal strength value sequence thinned out only from the FA value sequence extracted as the search parameter CTRL is calculated. Then, the noise amplification factor NA and its partial derivative are calculated from the signal intensity value sequence, and the search parameter CTRL is updated.
  • the signal intensity change shape is changed, the signal intensity change shape that minimizes the noise amplification factor is determined, and the FA change shape that realizes the signal intensity change shape is set as the FA change shape used for imaging. That is, information for specifying the signal intensity change shape is used as the search parameter of the second embodiment.
  • the configurations of the MRI apparatus 100 and the sequence creation unit 300 of this embodiment are basically the same as those of the second embodiment. Further, the flow of imaging processing by the signal processing system 70 of this embodiment is the same as that of the second embodiment. For this reason, these descriptions are omitted here.
  • the present embodiment will be described focusing on the configuration different from the second embodiment.
  • information specifying the signal strength change shape SSP is used as the search parameter.
  • the search parameter is changed to determine the signal strength change shape SSP that maximizes the SNR, and the FA change shape FAP is determined from the determined signal strength change shape SSP.
  • the FA determination unit 330 according to the present embodiment, as shown in FIG. 15, a signal strength change shape determination unit 331 that determines information for specifying the signal strength change shape SSP that maximizes the SNR, and a search An FA calculation unit 332 that calculates an FA change shape FAP from information specifying the signal intensity change shape SSP that is a parameter;
  • the signal strength change shape determination unit 331 represents the signal strength change shape SSP as a predetermined function, and determines the parameters (coefficients, etc.) of the function that is a search parameter so that the noise amplification factor NA is minimized.
  • the parameter of this function is determined using an optimization method such as the steepest descent method.
  • SS (t) (1-S0) x exp (-t / Ts) + S0 x exp (-t / T12) (1)
  • t 0 when the excitation RF pulse 201 is applied.
  • Ts IET / log (2).
  • the exponential function with time constant T12 is an exponential function that approaches asymptotically, and the exponential function with time constant Ts is an exponential function that represents asymptotic changes.
  • the signal strength value SS (t n ) of the echo signal at time t n is expressed by the following equation (2).
  • the actual signal strength change shape SSP is composed of N discrete signal strength values SS (t n ) at time t n .
  • the double exponential function coefficient S0 and time constant T12 expressed by the equations (1) and (2) are used as search parameters in the present embodiment.
  • the signal intensity change shape SSP represented by the search parameters (S0, T12) may be a shape that cannot be realized because the FA is saturated.
  • the noise amplification factor NA the FA variation shape FAP is calculated by Prospective EPG, the realized signal intensity variation shape SSP is calculated, and the noise amplification factor NA is calculated.
  • the noise amplification factor NA may be directly calculated from the signal intensity change shape SSP represented by the search parameters (S0, T12) by adding a restriction that does not greatly deviate from the realizable signal change shape SSP.
  • the restriction to be added is, for example, not to saturate other than the last FA.
  • the FA calculation unit 332 calculates the FA change shape FAP from the signal intensity change shape SSP. In the present embodiment, calculation is performed using the Prospective EPG method.
  • FIG. 16 shows the flow of FA determination processing by the FA determination unit 330 of this embodiment.
  • description will be made assuming that the value update is repeated M times using the steepest descent method.
  • the signal strength change shape determination unit 331 initializes a counter i that counts the number of repetitions (step S3101). Then, initial values are set in the coefficient S0 and the time constant T12, which are search parameters (step S3102). The initial value is determined in advance as in the first embodiment and the second embodiment.
  • the partial differential (difference quotient in the calculation) of the noise amplification factor NA with respect to the search parameters (S0, T12) is calculated (step S3103).
  • the search parameters (S0, T12) are updated by the same method as in the first embodiment (step S3104).
  • the value obtained by multiplying the partial differential value obtained in step S3103 by a predetermined positive integer is subtracted from the search parameter (S0, T12) before update, and the search parameter (S0, T12) after update is subtracted. obtain.
  • the signal intensity change shape determination unit 331 determines whether or not the process has been executed M times (step S3105), and if it is less than M times, the counter i is incremented by 1 (step S3106), and the process returns to step S3103. .
  • step S3105 when M times of processing has been completed, the signal strength change shape determination unit 331 determines the search parameter (S0, T12) at that time as the search parameter (S0, T12) that maximizes the SNR. (Step S3107). Then, the FA determination unit 330 causes the FA calculation unit 332 to calculate the FA change shape using a technique such as Prospective EPG from the signal intensity change shape SSP identified by the search parameters (S0, T12) determined in step S3107. (Step S3108), the process ends.
  • a technique such as Prospective EPG from the signal intensity change shape SSP identified by the search parameters (S0, T12) determined in step S3107.
  • the noise amplification factor NA capable of evaluating SNR in consideration of signal correction is introduced, and the FA change shape that minimizes this is optimized. Determine using the method. Therefore, even when signal correction or the like is performed and an echo signal arranged outside the center of the k space affects the SNR, the FA change shape that maximizes the SNR can be determined. Since imaging is performed using the FA change shape, an image with a high SNR in consideration of signal correction can be obtained.
  • a coefficient when the signal intensity change shape is expressed as a function is used as a search parameter. Therefore, since the number of parameters used for the search is smaller than that in the first embodiment, the best SNR can be realized in a shorter calculation time than in the first embodiment.
  • the double exponential function coefficient S0 and the time constant T12 expressed by the equations (1) and (3) are used as search parameters, but the present invention is not limited to this.
  • One or more of the coefficient S0, the time constant T12, and the time constant Ts may be used as search parameters.
  • Equation (3) may be used.
  • the method for searching for the minimum value of the noise amplification factor NA is not limited to this.
  • the search parameter (S0, T12) calculated for each changed search parameter (S0, T12) is the search parameter that obtained the minimum NA ( The FA variation shape FAP obtained from S0, T12) may be used as the processing result.
  • the convergence judgment is performed by the number of repetitions, but is not limited to this.
  • the determination may be made based on the partial differential value of the noise amplification factor NA.
  • the range in which the FA is changed in the optimization method may be determined in advance and limited.
  • the FA calculation unit 332 changes the FA according to a predetermined rule and calculates the FA change shape FAP. For example, when the signal strength SS is too large and the FA does not exist, the FA is set to a predetermined upper limit value FAH, and when the signal strength SS is too small and the FA does not exist, the FA is set to a predetermined lower limit value FAL.
  • an FA correction unit 311 that corrects the FA changing shape FAP determined by the FA determination unit 320 may be provided.
  • the FA variation shape FAP created in advance by the method of the present embodiment may be held in the storage device 72 or the like, and extracted from the FA during imaging.
  • the FA change shape may be calculated using the average value of the T1 and T2 values, or the FA change shape is calculated for each T1 and T2 value, You may comprise so that it may calculate. Further, T1 and T2 may be configured to be obtained by prescan.
  • the signal intensity changing shape 531 and the FA changing shape 532 determined by the method of the present embodiment are shown by curves in FIGS. 17 (a) and 17 (b), respectively.
  • ETL is 80
  • IET is 0.0073 sec
  • target T1 is 1 sec
  • target T2 is 0.1 sec.
  • the signal intensity change shape was approximated by a double exponential function expressed by Equation (1).
  • the maximum value of FA was 180 degrees, and the FA was maximized when the FA was saturated.
  • ETL, IET, T1, and T2 are the same conditions, and the signal intensity change shape and the FA change shape obtained by the method of the first embodiment are indicated by dots, respectively. As shown in these figures, the two are almost the same. Therefore, it can be seen that the signal intensity change when the SNR is maximum is expressed by a double exponential function.
  • the change in signal strength is expressed as a function, and the coefficient of change is used to determine the FA change shape that minimizes the noise amplification factor.
  • the procedure for minimizing the noise amplification factor NA is simplified and speeded up by not allowing FA saturation.
  • the configurations of the MRI apparatus 100 and the sequence creation unit 300 of this embodiment are basically the same as those of the third embodiment. Further, the flow of imaging processing by the signal processing system 70 of this embodiment is the same as that of the third embodiment. For this reason, description is abbreviate
  • the present embodiment will be described focusing on a configuration different from the third embodiment.
  • the FA determination unit 340 of the sequence creation unit 300 of the present embodiment includes a signal intensity change shape determination unit 341 and an FA calculation unit 342 as shown in FIG.
  • the present embodiment is different from the third embodiment in the procedure for minimizing the noise amplification factor NA. Therefore, the signal intensity change shape determining process for minimizing the noise amplification factor NA by the signal intensity change shape determining unit 341 is different.
  • the signal strength change shape determination unit 341 of the present embodiment adjusts the time constant T12 and the coefficient S0 within a set range, and determines the signal strength that determines the coefficient S0 and the time constant T12 that minimize the noise amplification factor NA. Change shape determination processing is performed.
  • the FA calculation unit 342 of the present embodiment calculates the FA change shape FAP from the signal intensity change shape SSP, as in the third embodiment.
  • calculation is performed using the Prospective EPG method. That is, in the FA determination unit 340 of the present embodiment, as shown in FIG. 19, the signal strength change shape determination unit 341 determines the signal strength change shape SSP that maximizes the SNR (minimizes the noise amplification factor NA). Then, the FA calculation unit 342 calculates the FA change shape FAP from the signal intensity change shape SSP (step S4102).
  • signal strength change shape determination processing by the signal strength change shape determination unit 341 of the present embodiment will be described.
  • the outline of the signal strength change shape determination process by the signal strength change shape determination unit 341 of the present embodiment is as follows.
  • a general optimization method may be used for the operation that maximizes the coefficient S0 and the operation that minimizes the final FA, but here, the operation that maximizes the coefficient S0 uses the bisection method and the final FA.
  • the golden section method is used for the operation that minimizes. Both are methods of narrowing the search range, and simple and convergent are guaranteed.
  • the initial search section is stored in advance. Alternatively, it is set as an imaging parameter by the operator.
  • FIG. 20 is a processing flow of this signal intensity change shape determination process. Here, it shall be repeated M times.
  • the signal intensity change shape determination unit 341 determines a range in which the coefficient S0 and the time constant T12 are changed (step S4201).
  • the range of the coefficient S0 is 0 to 1, for example.
  • the range of the time constant T12 is, for example, 10 times the target T1 to T1.
  • step S4204 the time constant T12 is fixed, and the noise amplification factor is minimized within a range where the flip angle FA is not saturated with the coefficient S0 as a variable (step S4204) to obtain the minimum noise amplification factor NAmin.
  • This processing is called minimum noise amplification factor calculation processing, and details thereof will be described later.
  • the noise amplification factor NA is fixed to NAmin, and the last FA (FAfin) is minimized using the time constant T12 as a variable (step S4205).
  • This processing is called final FA minimization processing, and details thereof will be described later.
  • the coefficient S0 since the noise amplification factor NA is fixed, the coefficient S0 also changes as the time constant T12 changes. Then, a time constant T12min and a coefficient S0min ′ for realizing this are obtained, and these are set as a time constant T12 and a coefficient S0 (step S4206).
  • step S4207 It is determined whether or not the above processing has been repeated a predetermined number of times (step S4207). If not repeated, i is incremented by 1 (step S4208), the processing returns to step S4204, and the processing is repeated. On the other hand, when it is repeated a predetermined number of times, the time constant T12 and coefficient S0 at that time are determined as the calculation results (step S4209), and the process ends.
  • FIG. 21 is a process flow of the minimum noise amplification factor calculation process.
  • the case of repeating M times using the bisection method will be described as an example.
  • the lower limit and the upper limit of the coefficient S0 are S01 and S02, respectively. Since the noise amplification factor NA decreases monotonously with respect to the coefficient S0, the maximum coefficient S0 that does not saturate the FA is obtained.
  • the signal strength change shape determination unit 341 initializes the number counter i (step S4301), and sets a predetermined initial value to the coefficient S0 (step S4302).
  • (S01 + S02) / 2 is set as the initial value of the coefficient S0.
  • the signal intensity change shape determination unit 341 determines whether or not the process has been performed M times (step S4308). If not, the counter i is incremented by 1 (step S4309), and the process proceeds to step S4303.
  • step S4308 determines the signal strength change shape SSP using the lower limit S01 at that time as the coefficient S0 (step S4310). Then, the noise amplification factor NA is calculated using it, the result is determined as the minimum noise amplification factor NAmin (step S4311), and the process is terminated.
  • the noise amplification factor NA for M coefficients S0 is obtained by brute force, stored in association with the coefficient S0, and among the M noise amplification factors, FA is The coefficient S0 that obtains the minimum noise amplification factor NA that is not saturated and the noise amplification factor NA may be used as the calculation result.
  • FIG. 22 is a process flow of the final FA minimization process of the present embodiment.
  • the golden section method the lower limit and upper limit of the section (search section) for searching for the time constant T12 are T12sup and T12inf, respectively.
  • the signal strength change shape determination unit 341 initializes the number counter i (step S4401), and in order to narrow the search section, two points (T12A and T12B: (T12A ⁇ T12B) in the search section [T12sup, T12inf] ) Is determined as the initial value of T12 (T12A and T12b) (step S4402).
  • T12A and T12B have the search section [T12sup, T12inf] within the golden section ratio (1: (1 + ⁇ 5) / 2, (1 + ⁇ 5) / 2: 1), respectively.
  • the point to be divided since the golden section method is used, T12A and T12B have the search section [T12sup, T12inf] within the golden section ratio (1: (1 + ⁇ 5) / 2, (1 + ⁇ 5) / 2: 1), respectively. The point to be divided.
  • a coefficient S0 that satisfies the condition for making the noise amplification factor NA constant when the time constant T12 is T12A and T12B (S0A and S0B, respectively) is calculated (step S4403).
  • the FA change shape FAP is realized. (FAPA and FAPB) are calculated (step S4404).
  • FAfinA and FAfinB FAfinA and FAfinB
  • the search section is narrowed down according to the size of FAfinA and FAfinB, and the search section is updated (step S4407). That is, if FAfinA ⁇ FAfinB, the search interval for the time constant T12 is [T12sup, T12B], and if FAfinA> FAfinB, [T12A, T12inf].
  • step S4405 If saturation occurs in at least one of the two FA change shapes (FAPA and FAPB) in step S4405, the search interval is narrowed down to the time constant T12 for which the FA change shape in which saturation occurred is calculated, and the search interval is updated (step S4408). ). That is, if saturation occurs only with FAPA, the search section is narrowed down to a half-open section (T12A, T12inf), and if saturation occurs only with FAPB, the search section is narrowed down to a half-open section [T12sup, T12B].
  • the search interval that includes T12 that has not been saturated in the previous calculations among the half-open intervals [T12sup, T12B] and (T12A, T12inf]
  • [T12sup, T12B) is selected.
  • T12sup and T12inf are reset to the lower and upper limits of the search section.
  • the signal strength change shape determination unit 341 determines whether or not the processing has been completed M times after updating the search section (step S4409). If the process has not been completed, i is incremented by 1 (step S4410), and the process proceeds to step S4403.
  • T12 with the smallest FAfin is determined as the calculation result among the FAfins obtained by T12sup, T12A, T12B, and T12inf at that time (step S4411) The process is terminated.
  • the FAfin calculated each time the time constant T12 is updated is stored in association with the time constant T12, and the time constant T12 that obtained the smallest FAfin among the M FAfins is stored.
  • the coefficient S0 may be used as the calculation result.
  • the number of repetitions is not limited to M.
  • the signal strength change shape that minimizes the noise amplification factor is determined by changing the parameter of the function representing the signal strength change shape, and the FA change shape that realizes the signal strength change shape is determined. calculate. Therefore, as in the first embodiment, imaging is performed with the FA variation shape that maximizes the SNR in consideration of signal correction. Therefore, even when signal correction or the like is performed, an image with good SNR can be obtained. Can do.
  • the signal strength change shape that minimizes the noise amplification factor is determined by changing the parameter of the function representing the signal strength change shape. Therefore, since there are few variables to change, a result can be obtained more rapidly.
  • the function representing the signal intensity change shape is not limited to Expression (1) and Expression (2), and Expression (3) may be used.
  • Ts may be a search parameter for minimizing the noise amplification factor NA, similarly to the coefficient S0 and the time constant T12.
  • time constant T12 may be configured not to be searched.
  • the time constant T12 may be configured to be set by the operator using the UI screen 400 like other imaging conditions, or the MRI apparatus 100 holds the time constant T12 in advance. Also good.
  • FIG. 23 shows an example of a setting screen when the operator makes settings via the UI screen 400.
  • the UI screen 400 includes a T12 input field 404 in the imaging condition setting area 410.
  • the final FA minimization process of the signal intensity change shape determination process is not performed.
  • the signal intensity changing shape 541 and the FA changing shape 542 determined by the method of this embodiment are shown in FIGS. 24 (a) and 24 (b), respectively.
  • the ETL is 80
  • the IET is 0.0073 sec
  • the target T1 is 1 sec
  • the target T2 is 0.1 sec.
  • the upper limit of FA was 0 degree and the lower limit was 180 degrees.
  • the processing is terminated when the SNR becomes almost maximum, so the FA may not be used up to the upper limit.
  • the above equation (2) is used as a function representing the signal intensity change shape.
  • an FA correction unit that corrects the FA change shape FAP determined by the FA determination unit 340 may be provided. Further, the FA change shape FAP created in advance may be held in the storage device 72 or the like, and extracted from the FA change shape FAP.
  • the imaging target tissue may be set instead of T1 and T2.
  • the FA change shape may be calculated using the average value of the T1 and T2 values, or the FA change shape is calculated for each T1 and T2 value, You may comprise so that it may calculate.
  • T1 and T2 may be configured to be obtained by prescan.
  • the FA that realizes the maximum SNR at the maximum resolution is clarified. Therefore, it is possible to consider the trade-off between the resolution and the SNR by correcting the obtained FA. It becomes easy.
  • sequence creation unit 300 is described as being included in the MRI apparatus 100, but is not limited thereto.
  • the sequence creation unit 300 may be constructed on an information processing apparatus that can transmit and receive data to and from the MRI apparatus 100 and is independent of the MRI apparatus 100.
  • 10 subjects 100 MRI apparatus, 20 static magnetic field generation system, 30 gradient magnetic field generation system, 31 gradient magnetic field coil, 32 gradient magnetic field power supply, 40 sequencer, 50 transmission system, 51 transmission coil, 52 synthesizer, 53 modulator, 54 high frequency Amplifier, 60 receiving system, 61 receiving coil, 62 signal amplifier, 63 quadrature detector, 64 A / D converter, 70 signal processing system, 71 CPU, 72 storage device, 73 external storage device, 74 display device, 75 input Device, 200 FSE pulse sequence, 201 excitation RF pulse, 202 refocus RF pulse, 203 echo signal, 300 sequence creation unit, 310 FA determination unit, 311 FA correction unit, 320 FA determination unit, 321 parameter determination unit, 322 FA calculation Part, 330 FA determination part, 331 signal strength change shape determination part, 332 FA calculation part, 340 FA determination part, 341 signal strength change shape determination part, 342 FA calculation part, 400 UI screen, 401 T1 input field, 402 T2 input Column, 403 Target tissue input field, 404 T

Abstract

　マルチエコーシーケンスにおいて、信号補正を考慮した画像のSNRを最大にするために、マルチエコー撮像シーケンスの、複数の再収束高周波磁場パルスのフリップ角を決定するためのものであり、取得する複数エコー信号の信号補正後の画像のSNRを反映する指標を用いて、予め定めた最適化法に従って、各再収束ＲＦパルスのフリップ角を特定する情報を変化させて、指標を算出することを繰り返し、画像のSNRが最大となるフリップ角を決定する。

Description

磁気共鳴イメージング装置およびフリップ角決定方法
　本発明は、被検体中の水素や燐等からの核磁気共鳴(以下、「NMR」という)信号を測定し、核の密度分布や緩和時間分布等を画像化する核磁気共鳴イメージング(以下、「MRI」という)技術に関し、特に、マルチエコー撮像のVRFA(Variable Refocus Flip Angle)を用いるイメージング技術に関する。
　MRI装置は、被検体、特に人体の組織を構成する原子核スピンが発生するNMR信号(エコー信号)を計測し、その頭部、腹部、四肢等の形態や機能を2次元的に或いは3次元的に画像化(撮像)する装置である。撮像においては、NMR信号には、傾斜磁場によって異なる位相エンコードが付与されるとともに周波数エンコードされて、時系列データとして計測される。計測されたエコー信号は、2次元又は3次元フーリエ変換されることにより画像に再構成される。
　エコー信号は、予め定められた撮像シーケンスに従って計測される。この撮像シーケンスには様々なものがあるが、その中に、1回の励起高周波磁場(RF)パルス印加後に、位相エンコード量を変えながら再収束高周波磁場(RF)パルスを複数回印加してエコー信号を収集し、高速化を図る撮像シーケンスがある。このような撮像は、マルチエコー撮像と呼ばれ、各再収束RFパルス後に計測されるエコー信号群は、エコートレインと呼ばれる。また、1回のRFパルス印加後に得られるエコー信号の数をエコートレイン数(ETL:Echo Train Length)と呼ぶ。
　マルチエコー撮像では、再収束RFパルスのFA(フリップ角:Flip Angle)を変化させることがある。このような撮像シーケンスをVRFAマルチエコーシーケンスと呼ぶ。VRFAマルチエコーシーケンスでは、所定の目的を達成するよう各再収束RFパルスのFAが決定される。
　例えば、画像の分解能が高くなるようFAを決定する技術がある(例えば、特許文献1参照)。特許文献1に開示の技術では、エコートレイン内の各エコー信号の信号強度が一定になるようFAを決定する。各エコー信号の信号強度が一定であれば、信号減衰が抑えられ、ETLを長くしても画像がボケない(分解能が高くなる)ためである。このときのFAは、典型的には、一旦小さな値(FAmin)となった後に最後のFAに向かって滑らかに大きくなる。ここで、k空間中心でのFAをFAcenter、最後のFAをFAmaxと定義する。
　なお、本明細書では、エコー信号の信号強度とは、位相エンコード、周波数エンコードによる強度変化を無視したものとする。また、信号強度の値は、励起の瞬間の仮想的な信号強度を1として正規化する。
　しかし、画質は分解能だけでなく、動きへの強さ、SNR(Signal to Noise Raio)など様々な要素により決定する。特に、SNRは画質の良否を決定づける上で重要である。特許文献1に開示の技術では、信号強度を一定にすることを目的としているため、得られる画像のSNRは必ずしも最良とはならない。また、一定とする値の決め方は恣意的で、どのような値のときにどのような画質になるかはわからない。
　このSNRを向上させるものとして、k空間中心に配置されるエコー信号の信号強度を高めるようFAを決定する技術がある(例えば、非特許文献1参照)。一般に、k空間の中心に配置されるエコー信号が、SNRを決定づけるためである。非特許文献1では、FAmin、FAcenter、FAmaxを指定した上で信号が滑らかに変化するようにFAを決定する。FAminを大きくすることで、画像の、動きへの強さが高くでき、また、FAcenterを高くすることで、信号補正を考慮しない場合のSNRを向上させることができるためである。
　また、2種類のデータを足し引き(合成)して2種類のコントラストの画像を計算する際、各データの信号強度を揃えるようFAを決定する技術がある(例えば、非特許文献2参照)。非特許文献2では、2種類のデータとして、CSF(cerebrospinal fluid)と脳実質の信号強度のバランスが異なるデータを取得する。これらのデータを足し引きし、T2WとFLAIRの画像を得る。このとき、2種類のデータのCSFの信号強度がk空間中心の領域で揃うようFAを決定する。2種類のデータを取得する時点で信号強度を揃えておくことにより、足し引きする際に信号強度を揃えるための重み付けが不要となり、SNRが向上する。
　なお、決定したFAから信号強度の変化を算出する手法としてEPG(Extended Phase Graph)が知られている(例えば、非特許文献3参照)。また、逆に、信号強度の変化からFAを算出する手法としてProspectiveEPGが知られている(例えば、非特許文献4参照)。
Reed F. Busse, Anja C.S. Brau, Anthony Vu, Charles R. Michelich, Ersin Bayram, Richard Kijowski, Scott B. Reeder, and Howard A. Rowley. "Effects of Refocusing Flip Angle Modulation and View Ordering in 3D Fast Spin Echo." Magnetic Resonance in Medicine 60:640 649 (2008) H. Lee, J-S. Seo, and J. Park. "SNR-Optimized Accelerated Phase-Sensitive Dual-Acquisition Single-Slab 3D Turbo Spin Echo Imaging" Proc. Intl. Soc. Mag. Reson. Med. 19:386(2011) Juergen Hennig. "Multieco Imaging Sequences with Low Refocusing Flip Angles"  Journal of Magnetic Resonance 78:397 407 (1988) Juergen Hennig,Matthias Weigel,and Klaus Sheffler. "Calculation of Flip Anbgles for Echo Trains With Predefined Amplitudes With the Extended Phase Graph(EPG)-Algorithm: Principles and Applications to Hyperecho and TRAPS Sequences."  Magnetic Resonance in Medicine 51:68 80 (2004)
　一般に、MRIでは、画質を向上させる等の目的で、様々な信号補正が行われる。例えば、マルチエコー撮像では、信号の減衰を補正して(T2補正)、画像のぼけを抑えることがある。このような信号補正が行われると、エコー信号強度に応じてノイズが持ち上げられるため、全てのエコー信号の信号強度がSNRに影響する。従って、信号補正が行われる場合、非特許文献1に開示の手法では十分なSNRの制御はできない。
　また、非特許文献2に開示の技術も、2種類の画像のCSFの信号強度をk空間中心の領域で揃えているだけで、一般的にエコートレイン全体の信号強度を考えてSNRを最大にしているわけではない。従って、信号補正が行われる場合、非特許文献2に開示の手法でも、SNRの制御はできない。
　本発明は、上記事情に鑑みてなされたもので、VRFAマルチエコーシーケンスにおいて、信号補正を考慮したSNRを最大にする技術を提供することを目的とする。
　本発明は、磁気共鳴イメージング装置におけるマルチエコー撮像シーケンスの、複数の再収束高周波磁場パルスのフリップ角を決定するためのものであり、取得する複数エコー信号の信号補正後の画像のSNRを反映する指標を用いて、予め定めた最適化法に従って、各再収束RFパルスのフリップ角を特定する情報を変化させて、指標を算出することを繰り返し、画像のSNRが最大となるフリップ角を決定する。
　例えば、VRFAマルチエコーシーケンスの各再収束RFパルスのFAを、k空間の中心以外に配置されるエコー信号の信号強度も反映した指標を用いてSNRがほぼ最大となるよう決定する。再収束RFパルスのFAを変化させたときのSNRの大小は、k空間の中心に配置されるエコー信号の信号強度だけでなく、k空間の中心以外に配置されるエコー信号の信号強度も反映する指標により判別する。
　本発明によれば、VRFAマルチエコーシーケンスにおいて、信号補正を考慮したSNRを最大にできる。
第一の実施形態のMRI装置のブロック図 FSEシーケンスのパルスシーケンスを説明するための説明図 (a)は、第一の実施形態のシーケンス作成部の機能ブロック図、(b)は、第一の実施形態の変形例のシーケンス作成部の機能ブロック図 第一の実施形態の撮像処理のフローチャート (a)は、第一の実施形態のUI画面を説明するための説明図、(b)は、第一の実施形態のUI画面の変形例を説明するための説明図 第一の実施形態のFA決定処理のフローチャート (a)および(b)は、それぞれ、第一の実施形態のFA決定処理により得られた信号強度変化形状およびFA変化形状のグラフ (a)および(b)は、第一の実施形態のFA修正部による修正処理を説明するための説明図 (a)および(b)は、第一の実施形態のFA修正部による修正処理を説明するための説明図 第一の実施形態の撮像処理の変形例のフローチャート 第一の実施形態の撮像処理の変形例のフローチャート 第一の実施形態の撮像処理の変形例のフローチャート 第二の実施形態のシーケンス作成部の機能ブロック図 第二の実施形態のFA決定処理のフローチャート 第三の実施形態のシーケンス作成部の機能ブロック図 第三の実施形態のFA決定処理のフローチャート (a)および(b)は、それぞれ、第三の実施形態のFA決定処理により得られた信号強度変化形状およびFA変化形状のグラフ 第四の実施形態のシーケンス作成部の機能ブロック図 第四の実施形態のFA決定処理のフローチャート 第四の実施形態の信号強度変化形状決定処理のフローチャート 第四の実施形態の最小ノイズ増幅率算出処理のフローチャート 第四の実施形態の最終FA最小化処理のフローチャート 第四の実施形態のUI画面の一例を説明するための説明図 (a)および(b)は、それぞれ、第四の実施形態のFA決定処理により得られた信号強度変化形状およびFA変化形状のグラフ 第四の実施形態の修正後のFA変化形状のグラフ
　本発明のマルチエコー撮像シーケンスの、複数の再収束高周波磁場パルスのフリップ角を決定するための構成の概要は以下のとおりである。
　静磁場を発生する静磁場発生系と、前記静磁場中に配置された被検体に対して傾斜磁場を印加する傾斜磁場発生系と、前記被検体の磁化を所定のフリップ角で励起させる高周波磁場パルスを送信する高周波磁場送信系と、前記被検体が発生するエコー信号を受信する信号受信系と、前記信号受信系が受信したエコー信号から画像を再構成するとともに、撮像シーケンスに従って、前記傾斜磁場発生系、前記高周波磁場送信系、前記信号受信系の動作を制御する制御系と、を備える磁気共鳴イメージング装置であって、
　前記制御系は、ユーザから前記撮像シーケンスを決定する撮像条件を受け付ける受付部と、前記受付部で受け付けた撮像条件とパルスシーケンスとに従って前記撮像シーケンスを生成するシーケンス生成部と、を備え、前記パルスシーケンスは、1の励起高周波磁場パルス印加後に複数の再収束高周波磁場パルスを印加するシーケンスであって、
　前記シーケンス生成部は、前記信号受信系が受信する複数エコー信号の信号強度に基づいて、前記画像のSNRを最大とするように、前記各再収束高周波磁場パルスのフリップ角を決定する。
　前述の磁気共鳴イメージング装置において、前記シーケンス生成部は、前記複数エコー信号の信号補正後の画像のSNRを反映する指標を用いて、該画像のSNRを最大にする前記各再収束高周波磁場パルスのフリップ角を決定してもよい。
　前述の磁気共鳴イメージング装置において、例えば、前記シーケンス生成部は、前記再収束高周波磁場パルスのフリップ角を前記撮像条件から決定するフリップ角決定部を備え、前記フリップ角決定部は、予め定めた最適化法に従って各再収束RFパルスのフリップ角を特定する情報を変化させ、前記指標を算出することを繰り返すことにより、前記フリップ角を決定してもよい。
　前述の磁気共鳴イメージング装置において、例えば、前記フリップ角決定部は、前記各再収束高周波磁場パルスのフリップ角を特定する情報から、各情報に対応する再収束高周波磁場パルス印加により得られるエコー信号の信号強度をそれぞれ算出する信号強度算出部を備え、前記指標として、算出した前記各エコー信号の信号強度の逆数の二乗の平均の平方根により得られるノイズ増幅率を用いてもよい。そして、そのノイズ増幅率を最小にするように前記各再収束高周波磁場パルスのフリップ角を決定してもよい。
　前述の磁気共鳴イメージング装置において、例えば、前記各再収束高周波磁場パルスのフリップ角を特定する情報は、各再収束高周波磁場パルスのフリップ角であってもよい。
　前述の磁気共鳴イメージング装置において、例えば、前記各再収束高周波磁場パルスのフリップ角を特定する情報は、再収束高周波磁場パルスよりも少ない数からなるものであってもよい。
　前述の磁気共鳴イメージング装置において、例えば、前記各再収束高周波磁場パルスのフリップ角を特定する情報は、各再収束高周波磁場パルスのフリップ角を所定の規則に従って間引いて得た中間値列であり、前記フリップ角決定部は、前記中間値列を変化させて前記SNRを最大とする中間値列を決定する中間値列決定部と、前記決定した中間値を補間し、前記各再収束高周波磁場パルスのフリップ角を算出するフリップ角算出部と、を備えてもよい。
　前述の磁気共鳴イメージング装置において、例えば、前記各再収束高周波磁場パルスのフリップ角を特定する情報は、各再収束高周波磁場パルス印加により得られるエコー信号の信号強度の変化の形状を表す関数のパラメータであり、前記フリップ角決定部は、前記パラメータを変化させて前記SNRを最大とする前記パラメータを決定し、前記信号強度の変化の形状を決定する信号強度変化形状決定部と、前記パラメータで特定される信号強度の変化の形状から、前記各再収束高周波磁場パルスのフリップ角を算出するフリップ角算出部と、を備えてもよい。
　前述の磁気共鳴イメージング装置において、例えば、前記関数は、漸近的に指数関数に近づく関数であり、前記パラメータは、前記指数関数の係数および時定数の少なくとも一方であってもよい。
　前述の磁気共鳴イメージング装置において、例えば、前記関数は、二重指数関数であり、前記パラメータは、前記二重指数関数を構成する二つの指数関数それぞれの、係数および時定数のうちの1つ以上であってもよい。
　前述の磁気共鳴イメージング装置において、前記二重指数関数は、前記励起高周波磁場パルスにより励起された瞬間の仮想的な信号強度から減衰する関数であってもよい。
　前述の磁気共鳴イメージング装置において、例えば、前記フリップ角を変化させる範囲は予め定められ、前記信号強度変化形状決定部は、前記フリップ角が前記範囲内に納まり、かつ、飽和しないよう、前記パラメータを変化させてもよい。
　前述の磁気共鳴イメージング装置において、例えば、前記指標として、算出した前記各エコー信号の信号強度の逆数の二乗の平均の平方根により得られるノイズ増幅率を用い、前記二重指数関数は、前記信号強度の変化の形状が漸近的に近づく第一の指数関数と、漸近的な変化を表す第二の指数関数とから構成され、前記パラメータは、前記第一の指数関数の時定数であり、前記信号強度変化形状決定部は、前記ノイズ増幅率を固定して前記第一の指数関数の時定数を変化させた際に最後の再収束高周波磁場パルスの前記フリップ角が最小になる前記第一の指数関数の時定数を、前記SNRを最大とする前記パラメータとして決定するよう構成してもよい。
　前述の磁気共鳴イメージング装置において、例えば、前記フリップ角の範囲は予め定められ、前記フリップ角決定部は、算出したフリップ角が前記範囲内に存在しない場合、予め定めた規則に従ってフリップ角を決定するものであってもよい。
　前述の磁気共鳴イメージング装置において、例えば、前記最適化法は、解の範囲を絞り込む探索法であってもよい。
　前述の磁気共鳴イメージング装置において、例えば、前記シーケンス生成部は、前記フリップ角決定部が決定したフリップ角を、予め定めた規則に従って修正するフリップ角修正部をさらに備えていてもよい。
　前述の磁気共鳴イメージング装置において、例えば、前記フリップ角修正部は、前記フリップ角決定部が決定したフリップ角の一部または全部が、予め定めた設定可能範囲内に収まるよう修正してもよい。
　前述の磁気共鳴イメージング装置において、例えば、前記フリップ角修正部は、予め定めた前記再収束高周波磁場パルスのフリップ角を予め定めた値に修正後、当該フリップ角以外のフリップ角であって最小のフリップ角以降のフリップ角を、滑らかに変化するよう修正してもよい。
　前述の磁気共鳴イメージング装置において、例えば、前記予め定めた値に修正するフリップ角は、k空間の中心に配置されるエコー信号を得るフリップ角であってもよい。
　前述の磁気共鳴イメージング装置において、例えば、撮像条件毎に、前記再収束高周波磁場パルスのフリップ角であって、前記画像のSNRを最大とするよう決定したフリップ角を記憶するフリップ角記憶部をさらに備え、前記シーケンス生成部は、前記受付部で受けけた撮像条件に対応づけて前記フリップ角記憶部に記憶されているフリップ角を、前記フリップ角として用いてもよい。
　前述の磁気共鳴イメージング装置において、例えば、前記シーケンス生成部は、前記フリップ角記憶部に、前記撮像条件に対応づけたフリップ角が記憶されていない場合、最も近い撮像条件に対応づけて記憶されているフリップ角を前記フリップ角として用いてもよい。
　前述の磁気共鳴イメージング装置において、例えば、前記シーケンス生成部は、前記フリップ角記憶部に、前記撮像条件に対応づけたフリップ角が記憶されていない場合、近い撮像条件に対応づけて記憶されているフリップ角を補間して算出したフリップ角を、前記フリップ角として用いてもよい。
　前述の磁気共鳴イメージング装置において、例えば、前記撮像条件には、撮像対象とする核種の縦緩和時間と横緩和時間とを特定する情報が含まれていてもよい。
　また、磁気共鳴イメージング装置で用いられるマルチエコー撮像シーケンスの、複数の再収束高周波磁場パルスのフリップ角を決定するフリップ角決定方法であって、予め定めた最適化法に従って、前記磁気共鳴イメージング装置で取得する複数エコー信号の信号補正後の画像のSNRを反映する指標を用いて、前記各再収束RFパルスのフリップ角を特定する情報を変化させて、前記指標を算出することを繰り返し、前記磁気共鳴イメージング装置で取得する画像のSNRが最大となるフリップ角を決定するフリップ角決定ステップを備える。
　以下、各実施形態を詳細に説明する。
　＜＜第一の実施形態＞＞
　本発明を適用する第一の実施形態について説明する。以下、本発明の実施形態を説明するための全図において、同一機能を有するものは同一符号を付し、その繰り返しの説明は省略する。
　最初に、本実施形態のMRI装置100の概要を図1に基づいて説明する。図1は、本実施形態のMRI装置100の全体構成を示すブロック図である。本実施形態のMRI装置100は、NMR現象を利用して被検体の断層画像を得るもので、静磁場発生系20と、傾斜磁場発生系30と、シーケンサ40と、高周波磁場送信系(送信系)50と、信号受信系(受信系)60と、制御系(シーケンサ40と信号処理系70)とを備える。
　静磁場発生系20は、垂直磁場方式であれば、被検体10の周りの空間にその体軸と直交する方向に、水平磁場方式であれば、体軸方向に均一な静磁場を発生させるもので、被検体10の周りに永久磁石方式、常電導方式あるいは超電導方式の静磁場発生源(例えば、磁石)が配置される。
　傾斜磁場発生系30は、MRI装置100の座標系(静止座標系)であるX，Y，Zの3軸方向に巻かれた傾斜磁場コイル31と、それぞれの傾斜磁場コイル31を駆動する傾斜磁場電源32とを備え、後述のシ－ケンサ40からの命令に従ってそれぞれのコイルの傾斜磁場電源32を駆動することにより、X，Y，Zの3軸方向に傾斜磁場Gx，Gy，Gzを印加する。撮像時には、スライス面(撮像断面)に直交する方向にスライス方向傾斜磁場パルス(Gs)を印加して被検体10に対するスライス面を設定し、そのスライス面に直交し、かつ、互いに直交する残りの2つの方向に位相エンコード方向傾斜磁場パルス(Gp)と周波数エンコード方向傾斜磁場パルス(Gf)を印加し、NMR信号(エコー信号)にそれぞれの方向の位置情報をエンコードする。
　シーケンサ40は、高周波磁場パルス(以下、「RFパルス」という)と傾斜磁場パルスとを、所定の撮像シーケンスに従って繰り返し印加するよう傾斜磁場発生系30、送信系50、および受信系60を制御する。シーケンサ40は、後述する信号処理系70が備えるCPU71からの制御信号に従って動作し、被検体10の断層画像のデータ収集に必要な種々の命令をこれらに送信する。
　送信系50は、被検体10の生体組織を構成する原子の原子核スピンに核磁気共鳴を起こさせるために、被検体10にRFパルスを照射するもので、高周波発振器(シンセサイザ)52と変調器53と高周波増幅器54と送信側の高周波コイル(送信コイル)51とを備える。シンセサイザ52から出力された高周波パルスをシーケンサ40からの指令によるタイミングで変調器53により振幅変調し、この振幅変調された高周波パルスを高周波増幅器54で増幅し、被検体10に近接して配置された送信コイル51に供給することにより、RFパルスが被検体10に照射される。
　受信系60は、被検体10の生体組織を構成する原子核スピンの核磁気共鳴により放出されるエコー信号(NMR信号)を検出するもので、受信側の高周波コイル(受信コイル)61と信号増幅器62と直交位相検波器63とA/D変換器64とを備える。送信コイル51から照射された電磁波によって誘起された被検体10の応答のエコー信号が被検体10に近接して配置された受信コイル61で検出され、信号増幅器62で増幅された後、シーケンサ40からの指令によるタイミングで直交位相検波器63により直交する二系統の信号に分割され、それぞれがA/D変換器64でディジタル量に変換されて、信号処理系70に送られる。
　信号処理系70は、各種データ処理と処理結果の表示及び保存等を行うもので、CPU71と、記憶装置72と、外部記憶装置73と、表示装置74と、入力装置75とを備える。例えば、受信系60からのデータを用い、被検体10の断層画像を再構成する。また、撮像シーケンスに従って、シーケンサ40に制御信号を送信する。再構成された断層画像は、表示装置74に表示されると共に、記憶装置72または外部記憶装置73に記録される。入力装置75は、操作者がMRI装置100の各種制御情報や信号処理系70で行う処理の制御情報を入力するもので、トラックボール又はマウス、及び、キーボードを備える。この入力装置75は表示装置74に近接して配置され、操作者が表示装置74を見ながら入力装置75を通してインタラクティブにMRI装置100の各種処理を制御する。
　なお、図1において、送信コイル51と傾斜磁場コイル31は、被検体10が挿入される静磁場発生系20の静磁場空間内に、垂直磁場方式であれば被検体10に対向して、水平磁場方式であれば被検体10を取り囲むようにして設置される。また、受信コイル61は、被検体10に対向して、或いは取り囲むように設置される。
　現在MRI装置の撮像対象核種は、臨床で普及しているものとしては、被検体の主たる構成物質である水素原子核(プロトン)である。プロトン密度の空間分布や、励起状態の緩和時間の空間分布に関する情報を画像化することで、人体頭部、腹部、四肢等の形態または、機能を2次元もしくは3次元的に撮像する。
　信号処理系70のCPU71がシーケンサ40に制御信号を与える元となる撮像シーケンスは、RFパルスおよび傾斜磁場パルスの印加タイミングが定められるパルスシーケンスと、RFパルスおよび傾斜磁場パルスの印加強度、印加タイミング等を指定するパラメータとにより決定される。パルスシーケンスは、予め設定され、記憶装置72に保持される。また、パラメータは、入力装置75を介して操作者により設定される撮像条件に基づき、信号処理系70において算出される。
　本実施形態の信号処理系70は、この、予め保持されるパルスシーケンスと、操作者から入力されるパラメータとから、撮像に用いる撮像シーケンスを作成するシーケンス作成部を備える。このシーケンス作成部は、CPU71が、記憶装置72または外部記憶装置73に予め保持されるプログラムを、メモリにロードして実行することにより実現される。
　本実施形態のシーケンス作成部の詳細な説明に先立ち、本実施形態で用いる上記パルスシーケンスを説明する。本実施形態では、パルスシーケンスとして、FSE(Fast Spin Echo)等のマルチエコー撮像用のパルスシーケンスを用いる。以下、本実施形態では、FSEを用いる場合を例にあげて説明する。なお、本実施形態で用いるパルスシーケンスは、FSEに限らず、励起パルス(90度パルス)の後、繰り返し時間TR時間内に複数の再収束(リフォーカス)RFパルスを印加するパルスシーケンスであればよい。
　図2に、FSEパルスシーケンス200のRFパルスの印加タイミングと、エコー信号の取得タイミングとを示す。本図に示すように、励起RFパルス(90度パルス)201を印加後、TR間に、複数の(ここでは、一例として6つの場合を例示する)再収束RFパルス202(2021、2022、2023、2024、2025、2026)を印加する。そして、各再収束RFパルス202印加後に、エコー信号203(2031、2032、2033、2034、2035、2036)を計測する。得られたエコー信号203の信号強度をSSとする。なお、ここで用いる信号強度SSは、上述のように、種々のエンコードによる強度変化を無視するものである。
　本実施形態では、この再収束RFパルス202の各フリップ角(FA:FA1、FA2，FA3、FA4、FA5、FA6)を可変とする、VRFAによるパルスシーケンスを用いる。
　以下、本実施形態では、1つの励起RFパルス201後に、N(Nは自然数)個の再収束RFパルスを印加するものとし、各再収束RFパルスを、再収束RFパルス202n(nは、1≦n≦Nを満たす自然数)と表す。添え字のnは、印加順に付与する。また、n番目に印加する再収束RFパルス202nのフリップ角をFAnと表す。また、n番目に印加する再収束RFパルス202nのフリップ角FAnを、n番目のFAと呼ぶ。また、n番目に印加する再収束RFパルス202nの直後に計測されるエコー信号203nとし、そのエコー番号をnとする。なお、エコー番号ごとに特に区別する必要がない場合は、再収束RFパルス202、フリップ角FA、エコー信号203、信号強度SSと呼ぶ。
　さらに、1からN番目の各フリップ角FAの値を順に並べたもの(FA値列)を、FA変化形状FAPと呼び、1からN番目のエコー信号203の信号強度SSを順に並べたものを、信号強度変化形状(SSP)と呼ぶ。すなわち、FA変化形状FAPは、再収束RFパルス毎のFAから構成され、信号強度変化形状SSPは、再収束RFパルス毎に得られるエコー信号(エコー番号)毎の信号強度SSから構成される。
　本実施形態では、このFA変化形状(各再収束RFパルス202のFA値列)を、信号補正がなされる場合であっても、得られる画像のSNRをほぼ最大にするよう決定する。
　これを実現するため、本実施形態のシーケンス作成部300は、図3(a)に示すように、FA変化形状を決定するFA決定部310を備える。FA決定部310は、与えられた条件で画像のSNRがほぼ最大となるよう各再収束RFパルス202のFA(FA変化形状)を決定するFA決定処理を行う。
　FA決定部310は、SNRの最大化を、例えば、信号強度変化形状SSPを構成する各エコー信号の信号強度SSの逆数の二乗の平均の平方根(RMS:Root Mean Square)で定義されるノイズ増幅率NAを最小にすることにより実現する。このノイズ増幅率NAは、信号強度SSに従って信号補正を行う場合の、周波数特性を無視したノイズ増幅率に相当する。上述のように、信号補正がなされる場合、k空間中心以外に配置されるエコー信号の信号強度もSNRに影響を与える。このように定義されるノイズ増幅率NAを用いることにより、k空間中心以外の信号強度も考慮したSNRの評価を行うことができる。また、後処理のフィルタを考慮するなど、その他の重み付けをしたノイズ増幅率を考えても良い。
　ノイズ増幅率NAを最小とするFA変化形状FAPの算出には、一般的な最適化法を用いる。最適化法を用いる場合のFA変化形状FAPの初期値、すなわち、各再収束RFパルスのFA値の初期値は、例えば、予め設定される。初期値は、撮像条件として、操作者から入力されるよう構成してもよい。
　用いる最適化法として、例えば、最急降下法がある。全てのFA値の初期値は、例えば、0度とする。最急降下法を用いる場合、FA決定部310は、FA変化形状FAPを変化させる毎に、FA変化形状FAPに対するノイズ増幅率NAの偏微分(計算では差分商)を算出し、その偏微分に予め定めた正の整数を乗算して得られた値をFA変化形状FAPから減算し、FA変化形状FAPを更新する。FA変化形状FAPの更新は、例えば、所定回数繰り返す。そして、最終的に得られたFA変化形状FAPを、目的のFA変化形状FAPと決定し、出力する。なお、偏微分に乗算する正の整数は、再収束RFパルス毎に設定してもよい。
　次に、本実施形態の信号処理系70による撮像時の処理の流れについて説明する。図4は、本実施形態の撮像時の処理フローである。
　操作者から撮像条件が入力されると、本実施形態の信号処理系70は、それを受け付ける(ステップS1101)。そして、受け付けた撮像条件を用い、シーケンス作成部300は、FA決定部310に各再収束RFパルスのFA(FA変化形状FAP)を決定させ(FA決定処理:ステップS1102)、決定した各再収束RFパルスのFA(FA変化形状FAP)と、撮像条件とを用い、撮像シーケンスを作成する(ステップS1103)。
　信号処理系70は、作成された撮像シーケンスを用い、シーケンサ40に指令を与え、撮像を実行する(ステップS1104)。
　ここで、ステップS1101において、操作者が撮像条件としてT1およびT2を設定するUI(User Interface)画面400を図5(a)に示す。UI画面400は、撮像条件の入力を受け付ける撮像条件設定領域410を備える。撮像条件設定領域410は、T1の入力を受け付けるT1入力欄401と、T2の入力を受け付けるT2入力欄402とを備える。このUI画面400は、表示装置74に表示され、操作者は、このUI画面400を介して、入力装置75を用い、MRI装置100での撮像で必要な各種のパラメータから構成される撮像条件を設定する。
　次に、ステップS1102のFA決定部310によるFA決定処理の流れを説明する。
図6は、本実施形態のFA決定処理の処理フローである。ここでは、最急降下法でFA変化形状FAPを求める場合を例にあげて説明する。また、収束判定はM回(Mは自然数)繰り返したかどうかで行うものとする。
　FA決定部310は、繰り返し回数をカウントするカウンタiに1を設定する(ステップS1201)。そして、FA変化形状FAPに、各再収束RFパルスのFAの初期値を設定する(ステップS1202)。初期値は、例えば、全てを0度とする。
　次に、FA決定部310は、FA変化形状FAPに対するノイズ増幅率NAの偏微分(計算では差分商)を算出する(ステップS1203)。ここでは、まず、エコー間隔IET(Inter Echo Time)、対象とする核種の縦緩和時間(T1)および横緩和時間(T2)を用い、FA変化形状FAPから、非特許文献2に開示のEPGの手法により、信号強度変化形状SSPを算出する。そして、信号強度変化形状SSPを構成する各信号強度SSを用い、ノイズ増幅率NAを算出し、その偏微分を算出する。なお、FA変化形状FAPから信号強度変化形状SSPの算出には、ブロッホ方程式をそのまま使っても良い。
　EPGの詳細は非特許文献2に開示の通りであるが、概要は以下の通りである。EPGではエコー信号203の状態を各ディフェーズレベルでの縦磁化成分と横磁化成分とに分けて考える。ここで、ディフェーズレベルとは、再収束RFパルス間の傾斜磁場などにより、どの程度磁化が拡散したかを示すものである。再収束RFパルスが完全な180°パルスで磁化が完全にリフォーカスされれば、同じ傾斜磁場により毎回ディフェーズレベルが反転されて巻き戻されるが、完全な180°でなければ巻き戻されない成分が現れ、ディフェーズレベルが1段階進んだ状態が残る。複数の再収束RFパルスを印加するとディフェーズレベルは蓄積または相殺され、n段階まで進んだり0段階に巻き戻ったりする。
　エコー信号を生じるのはディフェーズレベルが0段階に巻き戻ったときである。従って、過去のディフェーズレベルを全て保持することでディフェーズレベルが0段階に戻るタイミングを求めることができる。FSEは各再収束RFパルス間の傾斜磁場がバランスされており、ディフェーズレベルが重なりあい、n段階というように整数のみで単純に考えることができる。すなわち、エコー信号203nの状態はエコー信号203n-1の状態とFAnと、T1、T2、IETと、から決まる。これを利用し、次々にエコー信号203の状態(信号強度)を求めていくことができる。
　偏微分を得ると、FA決定部310は、得られた偏微分を用いてFA変化形状FAPを更新する(ステップS1204)。ここでは、前述したように、更新前のFA変化形状FAPから、偏微分に予め定めた正の整数を乗算した値を減算し、更新後のFA変化形状FAPを得る。
　そして、M回処理を繰り返したか否かを判別し(ステップS1205)、繰り返していれば、その時点のFA変化形状FAPを処理結果と決定し(ステップS1208)、処理を終了する。
　一方、ステップS1205において、M回未満であれば、iを1インクリメントし(ステップS1206)、ステップS1203へ戻る。
　なお、簡単のために収束判定は繰り返し回数で行っているが、収束判定はその限りではない。例えば、ノイズ増幅率NAの偏微分が十分小さくなった場合、収束したものと判定するよう構成してもよい。この場合、判定に用いる閾値を予め定めておき、偏微分の値が閾値以下となった場合、収束したものと判定する。
　また、FA決定処理に用いる最適化法は、最急降下法には限られない。例えば総当りでFA変化形状FAPを変化させ、FA変化形状FAP毎にノイズ増幅率NAを算出し、算出したノイズ増幅率NAの中で、最小のNAを得たFA変化形状FAPを処理結果としてもよい。
　また、0度から180度以外のFAは0度から180度と同じ効果であるため、最適化法においてFAを変化させる範囲は0度から180度に制限してよい。また、さらに狭く制限しても良い。FAを変化させる範囲の下限値を高くすると動きに強くなる。FAを変化させる範囲の上限値を低くすると再収束RFパルスのパワーを抑えることができる。これらの上限値および下限値は、予めMRI装置100が保持してもよいし、操作者が入力してもよい。
　上記手法で探索した結果得られる、ノイズ増幅率NAを最小とする信号強度変化形状SSP511およびFA変化形状FAP512の一例を、それぞれ図7(a)および図7(b)に示す。ここでは、エコートレイン数ETLが80で、エコー間隔IETが0.0073sec、対象のT1を1sec、対象のT2を0.1secとした。また、信号強度変化形状SSPを構成する各エコー信号の信号強度SSは、前述のように、励起瞬間の仮想的な信号強度を1として正規化した値である。また、両グラフにおいて、縦軸は、それぞれ、信号強度およびFA[deg]、横軸は、エコー番号である。
　以上説明したように、本実施形態によれば、信号補正を考慮したSNRを評価可能なノイズ増幅率NAを導入し、これを最小とするFA変化形状を、最適化法を用いて決定する。従って、本実施形態によれば、信号補正などが行われ、k空間の中心以外に配置されるエコー信号がSNRに影響を与えるマルチエコー撮像であっても、最大のSNRを得るFA変化形状を決定することができる。
　そして、本実施形態によれば、このように決定されたFA変化形状で特定されるFAで各再収束RFパルスが印加されてマルチエコー撮像が行われる。従って、本実施形態によれば、操作者は、撮像条件を入力するだけで、マルチエコー撮像において、信号補正を考慮したSNRが最大の画像を得ることができる。
　なお、本実施形態では、シーケンス作成部300は、FA決定部310で決定したFA変化形状FAPをそのまま用い、撮像シーケンスを生成しているが、これに限られない。
　FA決定部310が決定したFA変化形状FAPを、FAの範囲の制約等に応じて修正するよう構成してもよい。
　この場合のシーケンス作成部300の機能ブロック図を図3(b)に示す。本図に示すように、シーケンス作成部300は、FA決定部310に加え、FA修正部311を備える。
　FA修正部311は、FA決定部310が決定したFA変化形状を、予め定められたルールに従って修正する。以下、具体的な修正手法を、図を用いて説明する。
　まず、FAの範囲を制約し、FA修正部311が、FA変化形状FAPで特定される各再収束RFパルスのFAが、この範囲に収まるよう修正する場合を例にあげて説明する。
　なお、上記実施形態では、FAの範囲の制約を、FA決定部310での制約条件として適用する例を変形例として説明しているが、この変形例とFA変化形状決定後の修正とを組み合わせてもよい。さらに、上限値のみFA決定部310で制限して、下限値のみ得られたFA変化形状FAPを修正するなどとしても良い。
　以下、一例として、上限値については、FA決定部310ですでに制限され、得られたFA変化形状FAPについて、FA修正部311が下限値FALに収まるよう修正する場合について説明する。図8(a)は、この修正手法の一例を説明するための説明図である。ここでは、FAの上限値をFAH、FAの下限値をFALとする。
　この場合、FA修正部311は、本図に示すように、修正前のFA変化形状FAP601を、上限値FAHを中心としてスケーリングし、下限値FALまでの間に収め、修正後のFA変化形状FAP’602とする。ここで、上限値FAHを中心とするスケーリングとは、修正前のFA変化形状FAP601を構成する各FA値を、上限値との差(FA-FAH)に、(FAL-FAH)/(Famin-FAH)を乗算し、その結果を、上限値FAHに加算した値に変換するものとする。
　シーケンス作成部300は、FA修正部311による修正後のFA変化形状FAP’を用い、撮像シーケンスを作成する。
　なお、FAを所定の範囲内に収める修正手法は、図8(b)に示すように、1番目のFAから最小のFA(FAmin:m番目とする)までは、上記同様スケーリングにより下限値FAL内に収め、以降のFAは、下限値以下の値のものは全て下限値FALとする、といった修正であってもよい。ここでは、修正後のFA変化形状FAP’をグラフ603で示す。
　次に、FA修正部311が、所定のFAを、所定の値とするよう修正する場合を例にあげて説明する。この場合、その他のFAは、最小のFAから最大のFAまで、滑らかに変化するよう修正する。図9(a)は、この修正手法の一例を説明するための説明図である。ここでは、k空間の中心付近に配置されるエコー信号を得るFAを、上記所定の値に修正するFAとする。k空間の中心付近に配置されるエコー信号を得るFAを、n番目のFAとし、修正後の所定の値をFA1とする。ただし、修正前のFA変化形状FAP内の最小FAであるFAminはm番目とし、n＞mとする。修正前のFA変化形状FAPをグラフ601で、修正後のFA変化形状FAP’をグラフ604で示す。
　この場合、例えば、m番目からn番目までのFAは、おおよそFA1となるp番目のパルスがn番目になるように前倒し(時間方向に移動)した後に、m番目のFAと滑らかにつながるようにn番目のFAを中心にFA値方向にスケーリングする。n番目以降のFAは、上記同様、上限値FAHを中心にFA値方向にスケーリングして、n番目のFAと滑らかにつなげる。
　なお、図9(b)に示すように、FA修正部311は、FA変化形状FAPの修正において、安定化パルス部分のFAについては、上限値FAH以下との制約を外してもよい。
　なお、安定化パルスは、エコー信号強度を安定化させるために印加するパルスであって、エコートレインの先頭から所定数のエコー信号からなる。この場合、最初からFAmin(m番目とする)までのFAは、180度を中心に上記手法でFA値方向にスケーリングし、FAmin以降のFAは、下限以下のFAを下限値FALに修正する。修正後のFA変化形状FAP’をグラフ605で示す。
　また、上記実施形態では、撮像条件が設定される毎に、FAを決定しているが、これに限られない。例えば、予め、T1、T2、ETL、IETといったFA決定処理に必要なパラメータ毎にFA変化形状FAPを算出し、算出結果を、FA変化形状データベースとして記憶装置72または外部記憶装置73に記憶しておくよう構成してもよい。
　この場合、シーケンス作成部300は、FA決定部310を備えなくてもよい。すなわち、シーケンス作成部300は、撮像条件が設定されると、それに応じたFA変化形状FAPをFA変化形状データベースから抽出し、それを用いて撮像シーケンスを作成する。
　この場合の、撮像処理の流れを図10に示す。ここでは、図4と同じ処理は、同じ符号を付す。本図に示すように、操作者から撮像条件が入力されると、信号処理系70は、それを受け付ける(ステップS1101)。そして、シーケンス作成部300は、受け付けた撮像条件に応じたFA変化形状FAPをFA変化形状データベースから抽出する(ステップS1112)。そして、シーケンス作成部300は、抽出したFA変化形状FAPと、撮像条件とを用い、撮像シーケンスを作成する(ステップS1113)。信号処理系70は、作成された撮像シーケンスを用い、シーケンサ40に指令を与え、撮像を実行する(ステップS1104)。
　なお、ステップS1112において、受け付けた撮像条件に対応するFA変化形状FAPが、FA変化形状データベースにない場合は、受け付けた撮像条件に最も近いものを選択したり補間したりするよう構成してもよい。
　なお、この場合も、ステップS1112後に、抽出したFA変化形状を修正するよう構成してもよい。
　また、上記実施形態では、T1、T2を撮像条件として直接操作者が入力するよう構成しているが、操作者が指定する情報はこれに限られない。T1、T2を特定可能な情報であればよい。例えば、T1、T2の代わりに対象組織を操作者が設定するよう構成してもよい。この場合、組織毎のT1、T2値を記憶装置72または外部記憶装置73に保持しておく。シーケンス作成部300は、対象組織が指定されると、それに応じたT1、T2値を記憶装置72等から抽出し、それを用いてFA変化形状FAPを決定し、撮像シーケンスを作成する。
　この場合、図5(b)に示すように、UI画面400は、撮像条件設定領域410に、T1入力欄401およびT2入力欄402の代わりに、対象組織入力欄403を備える。
　なお、対象組織が複数の場合、撮像対象の全組織のT1およびT2のそれぞれ平均値を採用するよう構成してもよい。また、組織毎のT1、T2を用い、組織毎に上記FA変化形状FAPを算出し、組織毎のFA変化形状FAPを平均し、最終的なFA変化形状FAPとするよう構成してもよい。平均の算出時には、撮像対象内部の組織の分布、分量によって、重み付けをしてもよい。
　それぞれのT1およびT2を用いて、組織毎のFA変化形状FAPを算出し、その後、平均を取る場合の処理フローを図11に示す。ここでは、組織がK種(Kは自然数)あり、第一の実施形態の場合を例にあげて説明する。
　操作者から撮像条件が入力されると、本実施形態の信号処理系70は、それを受け付ける(ステップS1101)。
　そして、受け付けた撮像条件を用い、シーケンス作成部300は、FA決定部310に各再収束RFパルスのFAを決定させる。このとき、本変形例では、FA決定部310は、入力されたT1およびT2毎に、FA決定処理を行い、それぞれのFA変化形状を算出する(ステップS1121、S1102、S1122、S1123)。
　そして、シーケンス作成部300は、各T1，T2毎のFA変化形状の平均を算出し、それをFA変化形状とする(ステップS1124)。
　そして、シーケンス作成部300は、算出した各再収束RFパルスのFA(FA変化形状)と、撮像条件とを用い、撮像シーケンスを作成する(ステップS1103)。信号処理系70は、作成された撮像シーケンスを用い、シーケンサ40に指令を与え、撮像を実行する(ステップS1104)。
　また、T1、T2は、プリスキャンにより求めても良い。この場合の撮像処理の流れを図12に示す。本処理は、基本的に第一の実施形態の撮像処理と同様であるが、撮像条件を受け付けると、信号処理系70は、プリスキャンを行い(ステップS1131)、T1、T2を決定し(ステップS1132)、FA決定処理S1102に移行する。
　なお、図11および図12に示す変形例においても、FA決定処理の代わりに、予め記憶装置72等に保持したデータベースから、T1およびT2に対応付けられたFA変化形状を抽出するよう構成してもよい。
　＜＜第二の実施形態＞＞
　次に、本発明を適用する第二の実施形態を説明する。第一の実施形態では、全再収束RFパルスのFAを、可能な範囲で変化させ、SNRを最大(ノイズ増幅率NAを最小)にするFA変化形状を探索する。すなわち、探索するパラメータ(探索パラメータ)数が、1回のTR間に印加される全再収束RFパルス数(エコー数)Nである。例えば、FAとの間で相互に変換可能な信号強度SSを探索パラメータとすることも可能だが、この場合も探索パラメータ数はNになる。本実施形態では、この探索パラメータ数をNより少なくする。
　本実施形態のMRI装置100、シーケンス作成部300の構成は、基本的に第一の実施形態と同様である。また、本実施形態の信号処理系70による撮像処理の流れも第一の実施形態と同様である。このため、これらについての説明は省略する。以下、本実施形態について、第一の実施形態と異なる構成に主眼をおいて説明する。
　本実施形態では、上述のように、エコー数N以下の、L個(L＜Nの自然数)の探索パラメータ(CTRLと総称する)を用意し、それを用いて、SNRを最大化するFA変化形状FAPを決定する。なお、信号強度とFAとは、EPGやProspectiveEPGなどを用い相互に変換可能である。従って、探索パラメータはFAを表すものでも良いし、信号強度を表すものでも良い。なお、ProspectiveEPGは、EPGとは逆に、信号強度変化形状SSPからFA変化形状FAPを算出する技術である。
　ProspectiveEPGでは、信号強度変化形状SSPの先頭から順番に信号強度SSを実現するFAを求めることによりFA変化形状FAPを算出する。その過程で信号強度SSを実現できるようなFAが存在しない、または設定した範囲内には存在しないこともありうる。このような状態を、FAは飽和したと呼ぶ。
　FAが飽和した場合、予め定められたルールに従ってFAを決定することで、FA変化形状FAPを算出する。例えば、飽和以降のFAは全て予め定めた上限値FAHとする等の処理を行う。
　本実施形態のFA決定部320は、図13に示すように、SNRを最大化する探索パラメータCTRLを決定するパラメータ決定部321と、探索パラメータCTRLから各FA値(FA変化形状FAP)を算出するFA算出部322とを備える。
　以下、具体例をあげて、本実施形態のFA決定処理について説明する。ここでは、FA変化形状FAPを構成するN個の各FA値を1個おきに間引いたFA値列を探索パラメータCTRLとして用いる。探索パラメータCTRLの個数をL(L＝N／2：Nは偶数、L＝(N＋1)／2：Nは奇数)とする。
　FA算出部322は、探索パラメータCTRLからFA変化形状FAPを算出する。例えば、探索パラメータCTRLが、FA変化形状FAPを構成するN個のFA値を間引いて作成したものである場合、線形補間等の手法を用いて、FA変化形状FAPを算出する。
　パラメータ決定部321は、FA算出部322を用いて探索パラメータCTRLをFA変化形状FAPに変換し、第一の実施形態同様の探索手法で、SNRが最大、すなわち、ノイズ増幅率NAが最小となる探索パラメータCTRLを決定する。
　本実施形態のFA決定処理の流れを図14に示す。本実施形態においても、第一の実施形態同様、最急降下法を用い、M回、値の更新を繰り返すものとして説明する。
　まず、パラメータ決定部321は、繰り返し回数をカウントするカウンタiに1を設定する(ステップS2101)。そして、探索パラメータCTRLに初期値を設定する(ステップS2102)。初期値は、第一の実施形態同様、例えば、全てを0度とする。そして、パラメータ決定部321は、FA算出部322を用いて、得られた探索パラメータCTRLから、FA変化形状FAPを作成する(ステップS2103)。
　次に、パラメータ決定部321は、探索パラメータCTRLに対するノイズ増幅率NAの偏微分(計算では差分商)を算出する(ステップS2104)。ここでは、第一の実施形態同様、IET、T1、T2を用い、ステップS2103で算出したFA変化形状FAPからEPGなどにより、信号強度変化形状SSPを算出する。そして、算出した信号強度変化形状SSPを用いて、ノイズ増幅率NAおよびその偏微分を算出する。
　そして、第一の実施形態同様の手法で探索パラメータCTRLを更新する(ステップS2105)。すなわち、更新前の探索パラメータCTRLの各値から、ステップS2104で得た偏微分の値に予め定めた正の整数を乗算した値を減算し、更新後の探索パラメータCTRLを得る。
　そして、パラメータ決定部321は、M回処理を繰り返したか否かを判別し(ステップS2106)、M回未満であれば、カウンタiを1インクリメントし(ステップS2107)、ステップS2103へ戻る。
　一方、ステップS2106において、M回繰り返している場合は、パラメータ決定部321は、その時点の探索パラメータCTRLを、SNRを最大にする探索パラメータCTRLと決定する(ステップS2108)。そして、FA決定部320は、FA算出部322に、ステップS2108で決定した探索パラメータCTRLからFA変化形状を算出させ(ステップS2109)、処理を終了する。
　なお、本実施形態においても、ノイズ増幅率NAの最小値を探索する手法はこれに限らない。例えば、第一の実施形態同様、最急降下法ではなく、総当りで、変化させた探索パラメータCTRL毎に算出したノイズ増幅率NAの中で、最小のNAを得た探索パラメータCTRLから求めたFA変化形状FAPを処理結果としてもよい。
　また、収束判定も、繰り返し回数で行っているが、これに限られない。例えば、第一の実施形態同様、ノイズ増幅率NAの偏微分の値によって判定してもよい。
　以上説明したように、本実施形態によれば、第一の実施形態同様、信号補正などが行われ、k空間の中心以外に配置されるエコー信号がSNRに影響を与える場合であっても、マルチエコー撮像において、SNRを最大とするFA変化形状を決定することができ、そのFA変化形状を用い撮像が行われるため、信号補正を考慮したSNRの大きい画像を得ることができる。
　また、本実施形態は、第一の実施形態より、探索に用いるパラメータが少ない。従って、第一の実施形態に比べ、少ない演算時間で最良のSNRを実現できる。
　なお、パラメータ数を低減する手法は上記手法に限られない。例えば、探索パラメータとして、FA変化形状FAPを表す曲線の近似式の係数を用いても良いし、信号強度変化形状SSPを表す曲線を定義する式の係数を用いても良い。EPGやProspectiveEPGなどを用いれば信号強度とFAとは相互に変換可能であるため、探索パラメータはFAを表すものでも良いし、信号強度を表すものでも良い。
　また、本実施形態においても、第一の実施形態同様、最適化法においてFAを変化させる範囲を予め定め、制限してもよい。また、FA決定部320が決定したFA変化形状FAPを修正するFA修正部311を備えてもよい。
　また、予め作成したFA変化形状FAPを記憶装置72等に保持し、撮像時は、その中から抽出するよう構成してもよい。
　さらに、T1、T2の代わりに撮像対象組織を設定させるよう構成してもよい。また、撮像対象組織が複数種の場合、T1、T2値の平均値を用いFA変化形状を算出してもよいし、T1、T2値毎にFA変化形状を算出し、FA変化形状の平均を算出するよう構成してもよい。また、T1、T2は、プリスキャンにより得るよう構成してもよい。
　また、本実施形態では、ステップS2103で、探索パラメータCTRLからFA変化形状FAP、信号強度変化形状SSPを算出し、信号強度変化形状SSPを用いて、ノイズ増幅率NAの偏微分を算出しているが、この手法に限られない。例えば、上記実施形態のように、FA変化形状を間引いて作成する場合、間引かれていないFA変化形状を算出せずに探索パラメータCTRLを更新するよう構成してもよい。すなわち、探索パラメータCTRLとして抽出されたFA値列のみから間引かれた信号強度値列を算出する。そしてその信号強度値列から、ノイズ増幅率NA、およびその偏微分を算出し、探索パラメータCTRLを更新する。
　＜＜第三の実施形態＞＞
　次に、本発明を適用する第三の実施形態を説明する。上記各実施形態では、具体例としては、FA変化形状に直接関わるパラメータを制御してノイズ増幅率を最小化している。
　本実施形態では、信号強度変化形状を変化させ、ノイズ増幅率を最小化する信号強度変化形状を決定し、その信号強度変化形状を実現するFA変化形状を撮像に用いるFA変化形状とする。すなわち、第二の実施形態の探索パラメータとして、信号強度変化形状を特定する情報を用いるものである。
　本実施形態のMRI装置100、シーケンス作成部300の構成は、基本的に第二の実施形態と同様の構成を有する。また、本実施形態の信号処理系70による撮像処理の流れも第二の実施形態と同様である。このため、ここでは、これらの説明は省略する。以下、本実施形態について、第二の実施形態と異なる構成に主眼をおいて説明する。
　本実施形態では、上述のように、探索パラメータとして、信号強度変化形状SSPを特定する情報を用いる。この探索パラメータを変化させ、SNRを最大化する信号強度変化形状SSPを決定し、決定した信号強度変化形状SSPからFA変化形状FAPを決定する。これを実現するため、本実施形態のFA決定部330は、図15に示すように、SNRを最大化する信号強度変化形状SSPを特定する情報を決定する信号強度変化形状決定部331と、探索パラメータである信号強度変化形状SSPを特定する情報から、FA変化形状FAPを算出するFA算出部332と、を備える。
　信号強度変化形状決定部331は、信号強度変化形状SSPを所定の関数で表し、ノイズ増幅率NAが最小となるよう、探索パラメータである関数のパラメータ(係数等)を決定する。このとき、第一の実施形態、第二の実施形態同様に、最急降下法などの最適化法を用いてこの関数のパラメータを決定する。
　いくつかのケースを調べたところ、信号強度変化形状SSPは、その一部または全部が、指数関数に漸近的に近づく形状のときにノイズ増幅率NAがほぼ最小となることがわかった。本実施形態では、信号強度SS(t)の関数として、以下の式(1)で表される二重指数関数を用いる。
　　SS(t)
　　＝(1－S0)×exp(－t／Ts)＋S0×exp(－t／T12)　　　(1)
　ここで、励起RFパルス201印加時をt＝0とする。また、Ts＝IET／log(2)とする。時定数T12の指数関数が、漸近的に近づく先の指数関数で、時定数Tsの指数関数が、漸近的な変化を表す指数関数である。漸近的に近づく先の指数関数の係数をS0(S0は1より小さい正の数)とし、S(0)＝1となるように、漸近的な変化を表す指数関数の係数を(1-S0)としている。
　なお、n番目のエコー信号を取得する時刻をtnとすると、時刻tnのエコー信号の信号強度値SS(tn)は、以下の式(2)で表される。
　　SS(tn)
　　＝(1－S0)×exp(－tn／Ts)＋S0×exp(－tn／T12)　　　(2)
　実際の信号強度変化形状SSPは、この離散値である、N個の時刻tnの信号強度値SS(tn)により構成される。
　従って、本実施形態で探索パラメータとして用いるのは、式(1)および(2)で表される二重指数関数の係数S0と時定数T12である。なお、探索パラメータ(S0，T12)で表される信号強度変化形状SSPはFAが飽和して実現不可能な形状でも良い。ノイズ増幅率NAの算出では、ProspectiveEPGでFA変化形状FAPを算出し、実現される信号強度変化形状SSPを算出し、ノイズ増幅率NAを算出する。または、実現可能な信号変化形状SSPから大きく離れないような制約を加え、探索パラメータ(S0，T12)で表される信号強度変化形状SSPから直接ノイズ増幅率NAを算出しても良い。加える制約は、例えば、最後のFA以外は飽和させない等である。
　FA算出部332は、信号強度変化形状SSPからFA変化形状FAPを算出する。本実施形態では、ProspectiveEPGの手法を用いて算出する。
　本実施形態のFA決定部330によるFA決定処理の流れを図16に示す。本実施形態においても、第一の実施形態同様、最急降下法を用い、M回、値の更新を繰り返すものとして説明する。
　まず、信号強度変化形状決定部331は、繰り返し回数をカウントするカウンタiを初期化する(ステップS3101)。そして、探索パラメータである係数S0および時定数T12に初期値を設定する(ステップS3102)。初期値は、第一の実施形態、第二の実施形態同様、予め定めておく。
　係数S0および時定数T12で特定される信号強度変化形状SSPを用い、その探索パラメータ(S0、T12)に対するノイズ増幅率NAの偏微分(計算では差分商)を算出する(ステップS3103)。そして、第一の実施形態同様の手法で、探索パラメータ(S0、T12)を更新する(ステップS3104)。ここでは、更新前の探索パラメータ(S0、T12)から、ステップS3103で得た偏微分の値に予め定めた正の整数を乗算した値を減算し、更新後の探索パラメータ(S0、T12)を得る。
　そして、信号強度変化形状決定部331は、M回処理を実行したか否かを判別し(ステップS3105)、M回未満であれば、カウンタiを1インクリメントし(ステップS3106)、ステップS3103へ戻る。
　一方、ステップS3105において、M回処理を終えている場合、信号強度変化形状決定部331は、その時点の探索パラメータ(S0、T12)を、SNRを最大にする探索パラメータ(S0、T12)と決定する(ステップS3107)。そして、FA決定部330は、FA算出部332に、ステップS3107で決定した探索パラメータ(S0、T12)で特定される信号強度変化形状SSPから、ProspectiveEPGなどの手法を用い、FA変化形状を算出させ(ステップS3108)、処理を終了する。
　以上説明したように、本実施形態によれば、第一の実施形態同様、信号補正を考慮したSNRを評価可能なノイズ増幅率NAを導入し、これを最小とするFA変化形状を、最適化法を用いて決定する。従って、信号補正などが行われ、k空間の中心以外に配置されるエコー信号がSNRに影響を与える場合であっても、SNRを最大とするFA変化形状を決定することができる。そして、そのFA変化形状を用い撮像が行われるため、信号補正を考慮したSNRの高い画像を得ることができる。
　また、本実施形態は、信号強度変化形状を関数で表した際の係数を探索パラメータとして用いる。従って、第一の実施形態に比べ、探索に用いるパラメータ数が少ないため、第一の実施形態に比べて少ない演算時間で最良のSNRを実現できる。
　なお、本実施形態では、式(1)および(3)で表される二重指数関数の係数S0と時定数T12とを探索パラメータとしているが、これに限られない。係数S0、時定数T12、時定数Tsの中の1つ以上を探索パラメータとして用いればよい。
　なお、信号強度変化形状SSPを表す関数は式(1)、式(2)に限られない。漸近的に指数関数に近づけば良く、例えば式(3)などを用いてもよい。
　　SS(t)
　　＝(1－S0)×(1／(1＋t／Ts))＋S0×exp(－t／T12)　　　(3)
　また、本実施形態においても、ノイズ増幅率NAの最小値を探索する手法はこれに限らない。例えば、第一の実施形態同様、最急降下法ではなく、総当りで、変化させた探索パラメータ(S0、T12)毎に算出したノイズ増幅率NAの中で、最小のNAを得た探索パラメータ(S0、T12)から求めたFA変化形状FAPを処理結果としてもよい。
　また、収束判定も、繰り返し回数で行っているが、これに限られない。例えば、第一の実施形態同様、ノイズ増幅率NAの偏微分の値によって判定してもよい。
　また、本実施形態においても、第一の実施形態同様、最適化法においてFAを変化させる範囲を予め定め、制限してもよい。FA算出部332は、FAが飽和した場合、予め定められたルールに従って、FAを変化させて、FA変化形状FAPを算出する。例えば、信号強度SSが大きすぎてFAが存在しないときはFAを予め定めた上限値FAHとし、信号強度SSが小さすぎてFAが存在しないときはFAを予め定めた下限値FALとする。
　また、FA決定部320が決定したFA変化形状FAPを修正するFA修正部311を備えてもよい。
　また、本実施形態の手法で予め作成したFA変化形状FAPを記憶装置72等に保持し、撮像時は、その中から抽出するよう構成してもよい。
　さらに、T1、T2の代わりに撮像対象組織を設定させるよう構成してもよい。また、撮像対象組織が複数種の場合、T1、T2値の平均値を用いFA変化形状を算出してもよいし、T1、T2値毎にFA変化形状を算出し、FA変化形状の平均を算出するよう構成してもよい。また、T1、T2は、プリスキャンにより得るよう構成してもよい。
　本実施形態の手法で決定した、信号強度変化形状531およびFA変化形状532を図17(a)および図17(b)にそれぞれ曲線で示す。ここでは、ETLを80、IETを0.0073sec、対象のT1を1sec、対象のT2を0.1secとした。また、信号強度変化形状を、式(1)に示す二重指数関数で近似した。さらに、FAの最大値を180度とし、FA飽和時はFAを最大とした。
　これらの図に、ETL、IET，T1およびT2を同条件とし、第一の実施形態の手法で求めた信号強度変化形状およびFA変化形状を、それぞれ、点で示す。これらの図に示すように、両者はほぼ一致している。従って、SNRが最大となるときの信号強度変化は、二重指数関数で表現されることがわかる。
　＜＜第四の実施形態＞＞
　次に、本発明を適用する第四の実施形態について説明する。本実施形態は、基本的に第三の実施形態と同様に、信号強度の変化を関数で表し、その係数を変化させることにより、ノイズ増幅率を最小とするFA変化形状を決定する。ただし、本実施形態では、FAの飽和を許さないことでノイズ増幅率NAの最小化手順を簡単にして高速化する。
　本実施形態のMRI装置100、シーケンス作成部300の構成は、基本的に第三の実施形態と同様である。また、本実施形態の信号処理系70による撮像処理の流れも第三の実施形態と同様である。このため、ここでは、説明を省略する。以下、本実施形態について、第三の実施形態と異なる構成に主眼をおいて説明する。
　本実施形態のシーケンス作成部300のFA決定部340は、図18に示すように、信号強度変化形状決定部341とFA算出部342とを備える。本実施形態では、上述のように、第三の実施形態とノイズ増幅率NAの最小化手順が異なる。従って、信号強度変化形状決定部341によるノイズ増幅率NAを最小とする信号強度変化形状決定処理が異なる。
　本実施形態の信号強度変化形状決定部341は、設定された範囲で、時定数T12と係数S0とを調整し、ノイズ増幅率NAを最小とする係数S0と時定数T12とを決定する信号強度変化形状決定処理を行う。
　なお、本実施形態のFA算出部342は、第三の実施形態同様、信号強度変化形状SSPからFA変化形状FAPを算出する。本実施形態では、ProspectiveEPGの手法を用いて算出する。すなわち、本実施形態のFA決定部340は、図19に示すように、信号強度変化形状決定部341が、SNRを最大とする(ノイズ増幅率NAを最小とする)信号強度変化形状SSPを決定し(ステップS4101)、FA算出部342が、その信号強度変化形状SSPからFA変化形状FAPを算出する(ステップS4102)。
　次に、本実施形態の信号強度変化形状決定部341による、信号強度変化形状決定処理を説明する。本実施形態の信号強度変化形状決定部341による信号強度変化形状決定処理の概略は以下のとおりである。
　時定数T12と係数S0とを交互に変数とみなして変化させる。まず、時定数T12を固定し、係数S0を変数として変化させ、ノイズ増幅率NAを最小化する。具体的には、飽和が起こらない範囲でS0を最大化する。そして、ノイズ増幅率NAをその最小値に固定し、時定数T12を変数として変化させ、エコートレインの最後のエコー信号を得るFA(最後のFA)が最小となる時定数T12を得る。この処理により係数S0を大きくしても飽和しなくなる余裕が生まれるので、次のノイズ増幅率NAの最小化(係数S0の最大化)を行うことができるようになる。以上の処理を、所定の回数繰り返し、最終的な時定数T12および係数S0を得る。
　係数S0を最大化する演算および最後のFAを最小化する演算には一般的な最適化法を用いれば良いが、ここでは、係数S0を最大化する演算には二分法を用い、最後のFAを最小化する演算には黄金分割法を用いる。どちらも探索範囲を狭めていく手法で、簡便で収束性が保証されている。なお、初期探索区間は、予め記憶される。または、操作者から撮像パラメータとして設定される。
　以下、本実施形態の信号強度変化形状決定部341による信号強度変化形状決定処理の流れを説明する。図20は、この信号強度変化形状決定処理の処理フローである。ここでは、M回繰り返すものとする。
　まず、信号強度変化形状決定部341は、係数S0および時定数T12を変化させる範囲を決定する(ステップS4201)。係数S0の範囲は例えば0から1とする。時定数T12の範囲は例えば対象のT1からT1の10倍などとする。処理回数をカウントするカウンタiを初期化(i＝1)する(ステップS4202)。また、時定数T12を最大値T12maxとする(ステップS4203)。
　そして、時定数T12を固定し、係数S0を変数としてフリップアングルFAが飽和しない範囲でノイズ増幅率の最小化を行い(ステップS4204)、最小のノイズ増幅率NAminを得る。本処理を最小ノイズ増幅率算出処理と呼び、その詳細は後述する。
　次に、ノイズ増幅率NAをNAminに固定し、時定数T12を変数として、最後のFA(FAfin)を最小化する(ステップS4205)。本処理を最終FA最小化処理と呼び、その詳細は後述する。このとき、ノイズ増幅率NAが固定されるため、係数S0も時定数T12の変化に伴い変化する。そして、これを実現する時定数T12minと係数S0min’とを得、それを、時定数T12、係数S0とする(ステップS4206)。
　以上の処理を予め定めた回数くりかえしたか否かを判別し(ステップS4207)、繰り返されていない場合は、iを1インクリメントし(ステップS4208)、ステップS4204へ戻り、処理を繰り返す。一方、予め定めた回数繰り返した場合は、その時点の時定数T12および係数S0を算出結果と決定し(ステップS4209)、処理を終了する。
　次に、上記ステップS4204における、係数S0を変数とし、ノイズ増幅率NAを最小化する最小ノイズ増幅率算出処理について説明する。
　図21は、最小ノイズ増幅率算出処理の処理フローである。ここでは、二分法を用い、M回繰り返す場合を例にあげて説明する。二分法を用いる場合の、係数S0の下限および上限を、それぞれS01、S02とする。ノイズ増幅率NAは係数S0に関して単調減少となるので、FAが飽和しない最大の係数S0を求めることになる。
　本図に示すように、信号強度変化形状決定部341は、回数カウンタiを初期化し(ステップS4301)、予め定めた初期値を係数S0に設定する(ステップS4302)。
　ここでは、係数S0の初期値として(S01＋S02)／2を設定する。
　次に、信号強度変化形状決定部341は、係数S0を用いた信号強度変化形状SSPからFA変化形状FAPを算出する(ステップS4303)。そして、算出したFA変化形状FAPの飽和の有無を判別する(ステップS4304)。飽和していない場合は、下限S01を現在の係数S0に更新する(S01＝S0:ステップS4305)。一方、飽和している場合、上限S02を現在の係数S0に更新する(S02＝S0:ステップS4306)。飽和の有無に応じて、下限S01および上限S02のいずれか一方を更新後、係数S0を、更新後の下限S01および上限S02を用い、S0を(S01＋S02)／2に更新する(ステップS4307)。
　そして、信号強度変化形状決定部341は、M回処理を行ったか否かを判別する(ステップS4308)。行っていない場合は、カウンタiを1インクリメントし(ステップS4309)、ステップS4303へ移行する。
　一方、ステップS4308でM回繰り返したと判別された場合は、信号強度変化形状決定部341は、その時点の下限S01を係数S0として信号強度変化形状SSPを決定する(ステップS4310)。そして、それを用いてノイズ増幅率NAを算出し、その結果を最小ノイズ増幅率NAminと決定し(ステップS4311)、処理を終了する。
　なお、最小ノイズ増幅率算出処理では、飽和しない最大の係数S0が得られれば良いため、上記のような二分法が効率良い。しかし、二分法を用いなくてもよく、例えば、M個の係数S0に対するノイズ増幅率NAを総当りで求め、係数S0に対応づけて記憶し、M個のノイズ増幅率の中で、FAが飽和しなかった最小のノイズ増幅率NAを得た係数S0とそのノイズ増幅率NAとを、算出結果としてもよい。
　次に、上記ステップS4205における最終FA最小化処理について説明する。最終FA最小化処理では、時定数T12を受け付けた範囲内で変化させ、FAfinが最小となる時定数T12を決定する。いくつかのケースを調べたところ、FAfinはノイズ増幅率NAを固定したとき時定数T12に対して単峰性であることがわかった。従って、ここでは、探索区間を一定の比率で狭めていくことにより、簡単で収束性が保証できる黄金分割法を用いる処理を例にあげて説明する。図22は、本実施形態の最終FA最小化処理の処理フローである。なお、黄金分割法を用いる場合の、時定数T12を探索する区間(探索区間)の下限および上限を、それぞれT12sup及びT12infとする。
　信号強度変化形状決定部341は、回数カウンタiを初期化し(ステップS4401)、探索区間を狭めていくために、探索区間[T12sup，T12inf]内の2点(T12AおよびT12B:(T12A＜T12B))を、T12(T12AおよびT12b)の初期値と決定する(ステップS4402)。ここでは、黄金分割法を用いるため、T12AおよびT12Bは、それぞれ探索区間[T12sup，T12inf]を黄金分割比(1：(1＋√5)／2、(1＋√5)／2：1)で内分する点とする。
　そして、時定数T12をT12AおよびT12Bとした場合の、ノイズ増幅率NAを一定とする条件を満たす係数S0(それぞれ、S0AおよびS0Bとする)を算出する(ステップS4403)。そして、時定数と係数とを、それぞれ、T12AとS0A、および、T12BとS0Bとした場合の、信号強度変化形状SSPから、ProspectiveEPGを用い、この信号強度変化形状SSPを実現する、FA変化形状FAP(FAPAおよびFAPB)を算出する(ステップS4404)。
　算出した両FA変化形状(FAPAおよびFAPB)の飽和の有無を判別する(ステップS4405)。両FA変化形状(FAPAおよびFAPB)に、飽和が起こらなければ、それぞれ、FAfin(FAfinAおよびFAfinBとする)を求める(ステップS4406)。そして、黄金分割法に従い、FAfinAおよびFAfinBの大小に従って探索区間を絞り、探索区間を更新する(ステップS4407)。すなわち、FAfinA＜FAfinBの場合は、時定数T12の探索区間を[T12sup，T12B]とし、FAfinA＞FAfinBの場合は[T12A，T12inf]とする。
　ただし、飽和しないという条件に対応するために、ここでは、以下のように黄金分割法を拡張する。
　ステップS4405で、両FA変化形状(FAPAおよびFAPB)の少なくとも一方で飽和が起こった場合、飽和が起こったFA変化形状を算出した時定数T12まで探索区間を絞り、探索区間を更新する(ステップS4408)。すなわち、FAPAのみで飽和が起これば探索区間を半開区間(T12A，T12inf]に絞り、FAPBのみで飽和が起これば探索区間を半開区間[T12sup，T12B)に絞る。FAPAとFAPBとの両方で飽和が起こった場合は、半開区間[T12sup，T12B)と(T12A，T12inf]とのうち、これまでの計算で飽和しなかったT12(T12maxも含む)を含む探索区間に絞る。どちらも含む場合はどちらを選んでも良いが、この実施形態では[T12sup，T12B)を選ぶものとする。なお、繰り返しにあたり、T12sup、T12infは探索区間の下限、上限に設定し直す。
　信号強度変化形状決定部341は、探索区間を更新後、M回処理を終えたか否かを判別する(ステップS4409)。処理を終えていない場合は、iを1インクリメントし(ステップS4410)、ステップS4403へ移行する。
　一方、ステップS4409においてM回処理を終えている場合は、その時点のT12sup、T12A、T12B、T12infにより得られるFAfinの中で、FAfinが最も小さくなるT12を、算出結果と決定し(ステップS4411)、処理を終了する。
　なお、最終FA最小化処理においても、時定数T12を更新する毎に算出したFAfinを、時定数T12に対応づけて記憶し、M個のFAfinの中で、最小のFAfinを得た時定数T12および係数S0を、算出結果としてもよい。
　また、繰り返し回数もM回に限られず、例えば、FAfinを算出する毎に、前回得たFAfinと比較し、値が変化しない場合、その時点の時定数T12および係数S0を算出結果とするよう構成してもよい。
　以上説明したように、本実施形態によれば、信号強度変化形状を表す関数のパラメータを変化させることでノイズ増幅率を最小にする信号強度変化形状を決定し、それを実現するFA変化形状を算出する。従って、第一の実施形態同様、信号補正を考慮したSNRをほぼ最大とするFA変化形状で撮像が行われるため、信号補正等が行われる場合であっても、SNRが良好な画像を得ることができる。
　さらに、本実施形態によれば、ノイズ増幅率を最小にする信号強度変化形状は、信号強度変化形状を表す関数のパラメータを変化させることにより決定する。従って、変化させる変数が少ないため、より高速に結果を得ることができる。
　本実施形態においても、第三の実施形態同様、信号強度変化形状を表す関数は式(1)、式(2)に限られず、式(3)を用いてもよい。
　また、いずれの関数を用いる場合であっても、どのパラメータを探索するかは自由で、例えばTsも係数S0、時定数T12同様、ノイズ増幅率NAを最小化するための探索パラメータとしてもよい。
　また、時定数T12は、探索の対象としないよう構成してもよい。固定の時定数T12を用いる場合、時定数T12は、操作者が他の撮像条件同様、UI画面400を用いて設定するよう構成してもよいし、予めMRI装置100が内部に保持していてもよい。
　UI画面400を介して操作者が設定する場合の設定画面の一例を図23に示す。本図に示すように、UI画面400は、その撮像条件設定領域410に、T12入力欄404を備える。
　なお、時定数T12を探索の対象としない場合、信号強度変化形状決定処理の最終FA最小化処理は行わない。
　本実施形態の手法で決定した、信号強度変化形状541およびFA変化形状542を図24(a)および図24(b)にそれぞれ示す。ここでは、ETLが80で、IETが0.0073sec、対象のT1が1sec、対象のT2が0.1secとした。また、FAの上限を0度、下限を180度とした。本図に示すように、SNRがほぼ最大となったところで処理を打ち切るため、FAは、その上限まで使いきらないことがある。ここでは、信号強度変化形状を表す関数として、上記式(2)を用いた。
　また、本実施形態においても、第一の実施形態同様、FA決定部340が決定したFA変化形状FAPを修正するFA修正部を備えてもよい。また、予め作成したFA変化形状FAPを記憶装置72等に保持し、撮像時は、その中から抽出するよう構成してもよい。
　なお、ETL、IET、T1、T2の条件はそのままに、FAの下限を30度、FAの上限を180度とし、図9(b)に示す修正を行った場合、図24(b)に示すFA変化形状FAP542は、図25に示すFA変化形状543ようになる。
　さらに、本実施形態においても、T1、T2の代わりに撮像対象組織を設定させるよう構成してもよい。また、撮像対象組織が複数種の場合、T1、T2値の平均値を用いFA変化形状を算出してもよいし、T1、T2値毎にFA変化形状を算出し、FA変化形状の平均を算出するよう構成してもよい。また、T1、T2は、プリスキャンにより得るよう構成してもよい。
　以上の各実施形態によれば、上記効果に加え、最大分解能において最大SNRを実現するFAが明らかになるので、得られたFAを修正することにより、分解能とSNRとのトレードオフを考えることが容易になる。
　なお、上記各実施形態では、シーケンス作成部300をMRI装置100が備えるものとして説明しているが、これに限られない。シーケンス作成部300は、MRI装置100とデータの送受信が可能な、MRI装置100とは独立した情報処理装置上に構築されていてもよい。
　10　被検体、100　MRI装置、20　静磁場発生系、30　傾斜磁場発生系、31　傾斜磁場コイル、32　傾斜磁場電源、40　シーケンサ、50　送信系、51　送信コイル、52　シンセサイザ、53　変調器、54　高周波増幅器、60　受信系、61　受信コイル、62　信号増幅器、63　直交位相検波器、64　A/D変換器、70　信号処理系、71　CPU、72　記憶装置、73　外部記憶装置、74　表示装置、75　入力装置、200　FSEパルスシーケンス、201　励起RFパルス、202　再収束RFパルス、203　エコー信号、300　シーケンス作成部、310　FA決定部、311　FA修正部、320　FA決定部、321　パラメータ決定部、322　FA算出部、330　FA決定部、331　信号強度変化形状決定部、332　FA算出部、340　FA決定部、341　信号強度変化形状決定部、342　FA算出部、400　UI画面、401　T1入力欄、402　T2入力欄、403　対象組織入力欄、404　T12入力欄、410　撮像条件設定領域、511　信号強度変化形状、512　FA変化形状、531　信号強度変化形状、532　FA変化形状、541　信号強度変化形状、542　FA変化形状、543　FA変化形状、601　修正前FA変化形状、603　修正後FA変化形状、604　修正後FA変化形状、605　修正後FA変化形状

Claims (17)

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