WO2014126134A1 - 磁気共鳴イメージング装置及び不要コントラスト低減方法 - Google Patents

磁気共鳴イメージング装置及び不要コントラスト低減方法 Download PDF

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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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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 image contrast adjustment technology.
  • the MRI device measures NMR signals generated by the spins of the subject, especially the tissues of the human body, and visualizes the form and function of the head, abdomen, limbs, etc. in two or three dimensions Device.
  • the NMR signal is given different phase encoding depending on the gradient magnetic field, frequency-encoded, and measured as time series data.
  • the measured NMR signal is reconstructed into an image by two-dimensional or three-dimensional Fourier transform.
  • FSE Fast Spin Echo
  • FSE applies multiple refocusing RF pulses (refocus RF pulse; 180 degree pulse) to one excitation RF pulse (90 degree pulse) to obtain multiple echoes (echo train) to reduce imaging time.
  • This is a shortened imaging method.
  • Such an imaging method is called multi-echo imaging.
  • T2 transverse relaxation time
  • VRFA Variable Refocus Flip Angle
  • the signal strength is prolonged by changing the FA appropriately so that the echo signal also has a component of longitudinal magnetization.
  • Longitudinal magnetization is recovered at the longitudinal relaxation time T1, but is attenuated at T1 when a component contributing to the generation of an echo signal in the echo train is considered. This is referred to herein as T1 attenuation. Since T1 is sufficiently longer than T2 in many tissues, the attenuation in the echo train can be slowed by providing a longitudinal magnetization component in VRFA.
  • T1 and T2 Relaxation times T1 and T2 are specific to the organization and are determined by the organization. Using this, there are T1-weighted (T1W) imaging that images the difference in relaxation time T1 (T1 contrast) of two different tissues, and T2-weighted (T2W) imaging that images the difference between T2 (T2 contrast) .
  • T1W T1-weighted
  • T2W T2-weighted
  • T1-weighted imaging that images the difference in relaxation time T1 (T1 contrast) of two different tissues
  • T2W T2-weighted imaging that images the difference between T2 (T2 contrast) .
  • T1-weighted images it is important to maximize T1 contrast and reduce T2 contrast.
  • T2-weighted image it is necessary to maximize the T2 contrast and reduce the T1 contrast.
  • VRFA since the echo signal also has a component of longitudinal magnetization, the change in signal intensity in the echo train is caused by T1 attenuation in addition to that due to T2 attenuation, and both effects are mixed. Therefore, in VRFA, TE affects both T1 contrast and T2 contrast.
  • VRFA is a technique intended to make the echo train as long as possible. However, if the echo train is made too long, T2 attenuation within the echo train will affect the T2 contrast. Therefore, the length of the echo train is also limited in this respect.
  • Patent Document 1 is to increase only T1 contrast or to create contrast close to T1 contrast using the influence of T2, and consider that T2 contrast is reduced by T1 weighted imaging. Not a thing. Therefore, with the technique disclosed in Patent Document 1, it is considered difficult to obtain a normal T1 contrast for various tissues.
  • the second issue is the mixing of T1 contrast in T2 weighted imaging. Since the relaxation time T1 is longer than the lateral relaxation time T2, in general, a change in contrast due to the influence of T1 attenuation is not regarded as important in T2-weighted imaging. In practice, however, this change cannot be ignored.
  • the FA of the refocus RF pulse can be adjusted so that the conventional T2 contrast can be obtained even when T1 attenuation and T2 attenuation are mixed.
  • these time constants T1 and T2 are different for each imaging target tissue. For this reason, it is difficult to adjust in consideration of a combination of infinite time constants T1 and T2. For example, adjustments to normal tissue may not be effective for imaging with contrast agents.
  • the present invention has been made in view of the above circumstances, and is a multi-echo imaging that reduces unnecessary contrast and enhances the intended contrast in imaging including refocus RF pulses other than 180-degree pulses.
  • the purpose is to obtain quality images.
  • the present invention adjusts the imaging parameters so that unnecessary contrast is reduced. Adjustment is performed with a small difference in the signal strength of the echo signal that determines the contrast, such as the center of k-space, for echo signals from multiple tissues with different relaxation times that produce the intended contrast. Do so.
  • the imaging parameters to be adjusted are the repetition time, the DE pulse FA, the saturation pulse FA, the saturation pulse application timing, the gradient magnetic field application intensity during the recovery period, the application timing, and the like.
  • the adjusted imaging parameters that reduce the effects of T1 attenuation and T2 attenuation are presented to the user so that the user can refer to the contrast adjustment.
  • the present invention in multi-echo imaging, in which imaging is affected by both T1 relaxation and T2 attenuation, it is possible to reduce unnecessary contrast and obtain a high-quality image that emphasizes intended contrast. it can.
  • Block diagram of the MRI apparatus of the first embodiment Functional block diagram of the control unit of the first embodiment Pulse sequence diagram of the FSE sequence of the first embodiment Explanatory drawing for demonstrating an example of FA change shape of 1st embodiment (a) And (b) is explanatory drawing for demonstrating the imaging parameter input screen of 1st embodiment.
  • Explanatory drawing for demonstrating the adjustment process of 1st embodiment (a) and (b) are explanatory diagrams for explaining specific examples of parameter adjustment.
  • Flow chart of imaging processing of the first embodiment Flow chart of parameter adjustment processing of the first embodiment
  • summary of an adjustment process in case adjustment parameter is the application timing of a saturation pulse in 1st embodiment.
  • summary of an adjustment process in case the adjustment parameter is a combination of a some imaging parameter in 1st embodiment.
  • Flowchart of parameter adjustment processing when there are a plurality of relaxation times to consider in the first embodiment Explanatory drawing for demonstrating the specific example of parameter adjustment when there are multiple relaxation times to consider in the first embodiment Explanatory drawing for demonstrating the adjustment process of 2nd embodiment.
  • (a) And (b) is explanatory drawing for demonstrating the adjustment process of 2nd embodiment.
  • Explanatory drawing for demonstrating the adjustment process in case the adjustment parameter is made into the flip angle of DE pulse in 2nd embodiment.
  • the flowchart of the imaging process of the modification of embodiment of this invention Explanatory drawing for demonstrating the adjustment process of the modification of embodiment of this invention
  • 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 the subject 101 using the NMR phenomenon, and as shown in FIG. 1, is disposed in a static magnetic field and a static magnetic field generator 120 that generates a static magnetic field.
  • the subject 101 generates a gradient magnetic field generator 130 that applies a gradient magnetic field to the subject 101, a transmitter 150 that transmits a high-frequency magnetic field pulse that excites the magnetization of the subject 101 at a predetermined flip angle, and the subject 101.
  • a receiving unit 160 that receives an echo signal, and a control unit that reconstructs an image from the echo signal received by the receiving unit 160 and controls operations of the gradient magnetic field generating unit 130, the transmitting unit 150, and the receiving unit 160 according to an imaging sequence 170 and a sequencer 140.
  • the static magnetic field generator 120 generates a uniform static magnetic field in the direction perpendicular to the body axis in the space around the subject 101 if the vertical magnetic field method is used, and in the body axis direction if the horizontal magnetic field method is used.
  • the apparatus includes a permanent magnet type, normal conducting type or superconducting type static magnetic field generating source disposed around the subject 101.
  • the gradient magnetic field generation unit 130 includes a gradient magnetic field coil 131 wound in the three-axis directions of X, Y, and Z, which is a coordinate system (device coordinate system) of the MRI apparatus 100, and a gradient magnetic field power source that drives each gradient magnetic field coil 132 and drive gradient magnetic field power supply 132 of each gradient coil 131 in accordance with a command from sequencer 140, which will be described later, to apply gradient magnetic field pulses Gx, Gy, Gz in the three axis directions of X, Y, and Z To do.
  • the gradient magnetic field pulses Gx, Gy, and Gz are applied in the direction orthogonal to the slice plane (imaging cross section) at the time of imaging, respectively, and the role of setting the slice plane for the subject 101 is orthogonal to the set slice plane, In addition, there is a role of applying the information in the remaining two directions orthogonal to each other and encoding position information in two directions into the NMR signal (echo signal).
  • the gradient magnetic field pulse applied to set the slice plane is called the slice direction gradient magnetic field pulse (Gs), and the gradient magnetic field pulses applied in the other two directions are respectively the phase encoding direction gradient magnetic field pulses (Gp).
  • the frequency encoding direction gradient magnetic field pulse (Gf) are applied in the direction orthogonal to the slice plane at the time of imaging, respectively, and the role of setting the slice plane for the subject 101 is orthogonal to the set slice plane, In addition, there is a role of applying the information in the remaining two directions orthogonal to each other and encoding position information in two directions into the NMR
  • the transmitter 150 irradiates the subject 101 with a high-frequency magnetic field pulse (hereinafter referred to as “RF pulse”) in order to cause nuclear magnetic resonance to occur in the nuclear spins of the atoms constituting the biological tissue of the subject 101.
  • RF pulse high-frequency magnetic field pulse
  • the high frequency oscillator 152 generates an RF pulse and outputs it at a timing according to a command from the sequencer 140.
  • the modulator 153 amplitude-modulates the output RF pulse, and the high-frequency amplifier 154 amplifies the amplitude-modulated RF pulse and supplies the amplified RF pulse to the transmission coil 151 disposed close to the subject 101.
  • the transmission coil 151 irradiates the subject 101 with the supplied RF pulse.
  • the receiving unit 160 detects a nuclear magnetic resonance signal (echo signal, NMR signal) emitted by nuclear magnetic resonance of the nuclear spin constituting the biological tissue of the subject 101, and receives a high-frequency coil (receiving coil) on the receiving side. 161, a signal amplifier 162, a quadrature detector 163, and an A / D converter 164.
  • the reception coil 161 is disposed in the vicinity of the subject 101 and detects an NMR signal in response to the subject 101 induced by the electromagnetic wave irradiated from the transmission coil 151.
  • the detected NMR signal is amplified by the signal amplifier 162 and then divided into two orthogonal signals by the quadrature phase detector 163 at the timing according to the command from the sequencer 140, and each is digitally converted by the A / D converter 164. It is converted into a quantity and sent to the controller 170.
  • Sequencer 140 repeatedly applies RF pulses and gradient magnetic field pulses according to a predetermined pulse sequence.
  • the pulse sequence describes the high-frequency magnetic field, the gradient magnetic field, the timing and intensity of signal reception, and is stored in the control unit 170 in advance.
  • the sequencer 140 operates in accordance with an instruction from the control unit 170, and transmits various commands necessary for collecting tomographic image data of the subject 101 to the transmission unit 150, the gradient magnetic field generation unit 130, and the reception unit 160.
  • the control unit 170 controls the entire MRI apparatus 100, performs operations such as various data processing, displays and stores processing results, and includes a CPU 171, a storage device 172, a display device 173, and an input device 174.
  • the storage device 172 includes an internal storage device such as a hard disk and an external storage device such as an external hard disk, an optical disk, and a magnetic disk.
  • the display device 173 is a display device such as a CRT or a liquid crystal.
  • the input device 174 is an interface for inputting various control information of the MRI apparatus 100 and control information of processing performed by the control unit 170, and includes, for example, a trackball or a mouse and a keyboard.
  • the input device 174 is disposed in the vicinity of the display device 173. The operator interactively inputs instructions and data necessary for various processes of the MRI apparatus 100 through the input device 174 while looking at the display device 173.
  • the CPU 171 implements each process of the control unit 170 such as control of operations of each unit of the MRI apparatus 100 and various data processing by executing a program stored in advance in the storage device 172 according to an instruction input by the operator. .
  • the CPU 171 executes processing such as signal processing and image reconstruction, and displays the tomogram of the subject 101 as a result on the display device 173.
  • processing such as signal processing and image reconstruction, and displays the tomogram of the subject 101 as a result on the display device 173.
  • it is stored in the storage device 172.
  • the transmission coil 151 and the gradient magnetic field coil 131 are opposed to the subject 101 in the static magnetic field space of the static magnetic field generation unit 120 into which the subject 101 is inserted if the vertical magnetic field method is used, and if the horizontal magnetic field method is used. It is installed so as to surround the subject 101. Further, the receiving coil 161 is installed so as to face or surround the subject 101.
  • the nuclide to be imaged by the MRI apparatus which is widely used clinically, is a hydrogen nucleus (proton) which is a main constituent material of the subject 101.
  • the MRI apparatus 100 by imaging information on the spatial distribution of proton density and the spatial distribution of relaxation time in the excited state, the form or function of the human head, abdomen, limbs, etc. can be expressed two-dimensionally or three-dimensionally. Take an image.
  • the imaging sequence from which the CPU 171 of the control unit 170 gives a control signal to the sequencer 140 includes a pulse sequence in which application timing of the RF pulse and gradient magnetic field pulse is determined, application intensity of the RF pulse and gradient magnetic field pulse, application timing, and the like. It is determined by the designated imaging parameter.
  • the pulse sequence is preset and held in the storage device 172.
  • the control unit 170 receives an imaging parameter from a user, and uses the imaging parameter and a pulse sequence stored in advance to create an imaging sequence used for imaging. And an imaging unit 720 that controls each unit and executes imaging in accordance with the created imaging sequence.
  • the sequence creation unit 710 is realized by the CPU 171 loading a program previously stored in the storage device 172 into the memory and executing it.
  • a pulse sequence for multi-echo imaging such as FSE is used as the pulse sequence.
  • FSE pulse sequence for multi-echo imaging
  • a case where an FSE pulse sequence is used will be described as an example.
  • Fig. 3 shows the RF pulse application timing of the FSE pulse sequence 200 and the echo signal acquisition timing. As shown in this figure, in the FSE pulse sequence 200, execution of the intra-TR sequence 200a is repeated at every repetition time TR (Repetition Time).
  • N is a natural number
  • refocus RF pulses 202 are applied after one excitation RF pulse 201.
  • Each applied refocus RF pulse 202 is represented as a refocus RF pulse 202 n (n is a 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.
  • the signal strength SS of each echo signal 203 n represents a SS n. Note that the signal strength SS used here ignores changes in strength due to various encodings.
  • a refocus RF pulse 202 If there is no need to distinguish between them, they are referred to as a refocus RF pulse 202, a flip angle FA, an echo signal 203, and a signal intensity SS, respectively.
  • a refocus RF pulse 202 a flip angle FA, an echo signal 203, and a signal intensity SS, respectively.
  • FIG. 3 as an example, a case where six refocus RF pulses 202 are applied is illustrated.
  • a DE pulse (Driven Equilibrium Pulse) 204 is applied.
  • the DE pulse 204 is a pulse for returning the transverse magnetization remaining after the echo train to the longitudinal magnetization.
  • a VRFA sequence 200 in which each flip angle FA n of the refocus RF pulse 202 is variable is used as a pulse sequence.
  • the values of the flip angles FA n of the 1st to Nth refocus RF pulses 202 n arranged in order are referred to as FA change shape FAP, and the 1st to Nth echo signals 203 n those arranged signal strength SS n in order, called the signal intensity change shape SSP. That is, the FA variation shape FAP is composed of the flip angle FA for each refocus RF pulse 202, and the signal strength variation shape SSP is composed of the signal strength SS for each echo signal obtained for each refocus RF pulse 202.
  • An example of the FA changing shape FAP is shown in FIG.
  • the pulse sequence used in the present embodiment is not limited to the so-called VRFA sequence 200 in which FA gradually changes. Any pulse sequence may be used as long as the refocus RF pulse 202 includes an RF pulse with FA other than 180 degrees.
  • the FA of all the refocus RF pulses 202 may be 150 degrees.
  • the pulse sequence used in this embodiment is not limited to the FSE pulse sequence 200. This is a pulse sequence that applies multiple refocus RF pulses within the repetition time TR after applying an excitation RF pulse (90 degree pulse), and at least one flip angle of the refocus RF pulse is other than 180 degrees Any sequence may be used.
  • the longitudinal magnetization is also changed by applying the refocus RF pulse 202. . Therefore, the influence of T1 attenuation (T1 contrast) and the influence of T2 attenuation (T2 contrast) are mixed.
  • the sequence creation unit 710 of the present embodiment includes a parameter adjustment unit 711 that adjusts a predetermined imaging parameter to be adjusted to reduce unnecessary contrast, as shown in FIG.
  • the parameter adjustment unit 711 is configured so that the first relaxation times for causing the intended contrast are equal, and the second relaxation times for causing the unnecessary contrast are in the k-space in the echo signals from the different tissues.
  • the parameter to be adjusted is adjusted so that the difference in the signal intensity of the echo signal arranged at the center is reduced.
  • the parameter adjustment unit 711 of this embodiment adjusts the adjustment parameter using the signal strength of the echo signal arranged at the center of the k space among the echo signals from a plurality of tissues having different combinations of T1 and T2.
  • T2 is equal, the adjustment is performed so that the difference in signal strength is small even if T1 is different.
  • the parameter adjustment unit 711 of the present embodiment adjusts the parameter to be adjusted in advance so as to reduce the influence of T1 attenuation (T1 contrast) that causes unnecessary contrast.
  • T1 attenuation T1 contrast
  • the parameter to be adjusted is called an adjustment parameter.
  • the imaging parameter used as the adjustment parameter is at least one of a high-frequency magnetic field pulse and a gradient magnetic field applied during the recovery period from the application of the last refocus RF pulse 202 of the echo train to the application of the next excitation RF pulse 201.
  • the RF pulse applied during the recovery period include a DE pulse 204 and a saturation pulse described later.
  • the adjustment target application parameter of the DE pulse 204 and the saturation pulse is FA.
  • the application timing is also an application parameter to be adjusted.
  • the application parameters of the gradient magnetic field applied during the recovery period include strength and application timing. Note that the length of the recovery period from the end of the echo train to the next TR can be adjusted by adjusting the imaging parameter TR. Details of the adjustment will be described later.
  • the sequence creation unit 710 of the present embodiment receives imaging parameters from the user, and causes the parameter adjustment unit 711 to adjust the adjustment parameters using the imaging parameters.
  • the adjusted adjustment parameter (optimum value) may be automatically reflected in the imaging sequence, or may be only presented to the user.
  • an approval instruction is received for the adjusted optimum value from the user, it may be reflected in the imaging sequence, or the adjustment parameter is only presented and further adjustment is accepted from the user. It may be configured.
  • FIG. 5A shows an imaging parameter input screen 400 that is generated and displayed on the display device 173 when the sequence creation unit 710 accepts imaging parameters from the user.
  • the imaging parameter input screen 400 receives an imaging parameter input from a user and displays a set parameter.
  • the imaging parameter input screen 400 captures an image using an imaging parameter input via the imaging parameter setting area 410.
  • a determination button 420 for receiving an instruction to start the operation.
  • the imaging parameter setting area 410 includes an adjustment parameter input area 401 that receives an input of the adjustment parameter and an adjustment parameter display area 402 that displays an adjustment result. Further, a button (reflection button) 404 for reflecting the adjustment result may be provided.
  • TR transmission button
  • the sequence creation unit 710 when receiving an input of imaging parameters including adjustment parameters from the user via the imaging parameter setting area 410, causes the parameter adjustment unit 711 to adjust the adjustment parameters, and displays the adjustment results in the adjustment parameter display area 402. To display.
  • the user looks at the display and decides whether to perform imaging using the adjusted parameter after adjustment or to change the adjustment parameter.
  • imaging is performed using the displayed adjustment parameter after adjustment
  • the value in the adjustment parameter display area 402 is input to the adjustment parameter input area 401.
  • the sequence creation unit 710 generates an imaging sequence using the parameters set in the adjustment parameter input area 401 and other imaging parameters.
  • the sequence creation unit 710 causes the parameter adjustment unit 711 to adjust the adjustment parameter every time a value is input to the adjustment parameter input area 401.
  • the sequence creation unit 710 receives input of imaging parameters from the user via the imaging parameter setting area 410 and causes the parameter adjustment unit 711 to adjust the adjustment parameters.
  • an imaging sequence is generated using the adjusted adjustment parameters and other imaging parameters.
  • a contrast adjustment setting area 403 for designating a contrast adjustment method may be provided in the imaging parameter setting area 410 as shown in FIG. Good.
  • the user designates the adjustment method via the contrast adjustment setting area 403 that designates the contrast adjustment method.
  • the contrast adjustment method designated by the user is an image type to be acquired, such as T2-weighted image acquisition or T1-weighted image acquisition. For example, if it is desired to acquire a T2-weighted image, T2 or the like is designated. If a T1-weighted image is desired, T1 or the like is designated.
  • T2 the sequence creation unit 710 causes the parameter adjustment unit 711 to adjust the imaging parameters so as to reduce the influence of T1.
  • T1 the sequence creation unit 710 causes the parameter adjustment unit 711 to adjust the imaging parameters so as to reduce the influence of T2.
  • TR may be configured to specify whether TR is automatically set or only the optimum TR is presented via the contrast adjustment setting area 403.
  • the parameter adjustment unit 711 of the present embodiment uses the signal strength of the echo signal arranged at the center of the k space, among the echo signals from a plurality of tissues having different combinations of T1 and T2, to adjust the adjustment parameter. adjust.
  • T2 the adjustment is performed so that the difference in signal strength is small even if T1 is different.
  • FIG. 6 shows, as an example, a change in the magnitude of magnetization of two tissues A and B having the same T2 and different T1, the application timing of the RF pulse, and the acquisition timing of the echo signal. It is not necessary that such T1 and T2 organizations actually exist. It is an example for demonstrating the influence of T1 and T2. Similarly, the organization used in the following description is an example.
  • the VRFA sequence 200 shown in FIG. 3 is used as the pulse sequence. As described above, the sequence to be used is not limited to the VRFA sequence 200. It is sufficient that the FA of at least one refocusing RF pulse 202 is a sequence other than 180 degrees.
  • the longitudinal relaxation time T1A of the tissue A is shorter than the longitudinal relaxation time T1B of the tissue B (T1A ⁇ T1B).
  • a solid line 301 indicates a change in the magnitude of the magnetization of the tissue A
  • a broken line 302 indicates a change in the magnitude of the magnetization of the tissue B.
  • the magnitude of magnetization shows only what contributes to the acquired echo signal.
  • the change between 1TR when the VRFA sequence 200 is repeated sufficiently and it will be in a steady state is shown.
  • both tissues A and B are refocused by the refocusing RF pulse 202 until the end of the echo train.
  • the magnitudes 301 and 302 of the magnetization of the magnetic field change.
  • the magnetization magnitude changes 301 and 302 include T1 attenuation corresponding to longitudinal magnetization caused by the fact that the FA of the refocus RF pulse 202 is not 180 degrees. This period is called an attenuation period (Tet1).
  • the magnetization contributing to the acquired echo signal becomes longitudinal magnetization, and T1 recovers until the end of TR.
  • This period is called a recovery period (Trecov).
  • the recovered longitudinal magnetization contributes to the echo signal acquired in the next TR. That is, in the next TR, the change starts from the magnitude of the magnetization recovered at the end of the immediately preceding TR. Therefore, the degree of magnetization recovery during the recovery period can be adjusted, and the magnitude of magnetization at the end of TR can be made the optimum magnitude of magnetization at the start of subsequent TR.
  • the optimum magnitude of magnetization at the end of TR is the timing of obtaining the k-space center that determines the contrast in the next TR at the timing of obtaining the magnetization of each tissue A and B.
  • the magnitude (signal strength) is substantially equal.
  • the parameter adjustment unit 711 sets the variance Scvar of each signal intensity Sc to a minimum (or as a state where the signal intensity Sc at the center of the k space in the steady state is approximately equal for each of the plurality of tissues having the same T2 and different T1. Adjust the adjustment parameter so that it becomes (minimum). That is, the parameter adjustment unit 711 of the present embodiment searches for an adjustment parameter that uses the variance Scvar as an objective function and minimizes (or minimizes) the objective function, and determines the optimum value.
  • the adjustment parameter is TR
  • the adjustment of TR is realized by adjusting a period from the application of the DE pulse 204 to the start of the next TR (recovery period Trecov).
  • TR is the sum of the decay period (Tet1) from the excitation RF pulse 201 application to the DE pulse 204 application and the recovery period Trecov.
  • the decay period Tet1 is fixed. Therefore, adjusting the recovery period Trecov means adjusting the TR.
  • T1 (n) (n 1,2,3, ..., N), where T1 is equal to T2 and T1 is different (N is an integer greater than or equal to 2).
  • the objective function is a variance Scvar of N Sc (n).
  • the parameter adjustment unit 711 of this embodiment determines an adjustment parameter TR (here, Trecov) that minimizes (or minimizes) the objective function Scvar.
  • the formula required for obtaining Sc (n) is shown below.
  • the magnitude MTend of transverse magnetization at the end of echo train (immediately before applying DE pulse), the magnitude MLde of longitudinal magnetization after applying DE pulse 204, the magnitude MT0 of transverse magnetization immediately after excitation, and the signal intensity Sc (n) are as follows: These are divided into four formulas (1) to (4).
  • MTend MT0 ⁇ Rend (n) (1)
  • MLde MTend ⁇ sin (-FAde) ⁇ ⁇ ⁇ (2)
  • MT0 1 ⁇ (1 ⁇ MLde) ⁇ exp ( ⁇ Trecov / T1 (n)) (3)
  • Sc (n) MT0 ⁇ Rcent (n) (4)
  • Rend (n) is the ratio of the magnitude of transverse magnetization at the end of the echo train to the start of the echo train when T1 is T1 (n), and the Bloch equation from FA, T1, and T2 of the refocus RF pulse 202 Can be obtained using FAde is the FA of the second pulse of the DE pulse 204.
  • the phase is the same as that of the excitation pulse (negative when flipping back).
  • Trecov is the time from the application of the DE pulse 204 to the next application of the excitation RF pulse 201 as described above.
  • Rcent (n) is the ratio of the transverse magnetization at the time of k-space center collection to the transverse magnetization at the start of the echo train when T1 is T1 (n). It can be calculated from T1 and T2 using the Bloch equation. Note that the timing of collecting the echo signals arranged at the center of the k space can be arbitrarily changed by echo shift or the like.
  • MT0 in the steady state is represented by Rend (n), FAde, Trecov, and T1 (n). Then, the obtained MT0 is substituted into Equation (4) to obtain Sc (n).
  • the FA of the DE pulse 204 is set to 0, and the end of Tet1 and the start of Trecov are not the DE pulse but the last pulse of the echo train. Further, in the above example, the magnitude of the longitudinal magnetization MLend at the end of the echo train (immediately before application of the DE pulse 204) is set to 0 for simplicity.
  • the longitudinal magnetization M1end at the end of the echo train add the longitudinal magnetization plate (1-1) of equation (1), and replace the equation (2-1) with the longitudinal magnetization component of MTend using equation (2-1). Also consider.
  • RLend (n) and CLend (n) are coefficients when formulas representing changes in longitudinal magnetization in the echo train when T1 is T1 (n) are arranged with respect to MT0.
  • the parameter adjustment unit 711 searches for an adjustment parameter that minimizes (minimizes) the objective function (Scvar) while changing the adjustment parameter TR (here, Trecov that determines TR).
  • a general optimization method can be used for this search. For example, search for an adjustment parameter that minimizes (minimizes) the objective function using the steepest descent method with the adjustment parameter set by the user as the initial value, and minimizes (minimizes) the objective function while changing it according to the bisection method, etc.
  • a technique such as searching for an adjustment parameter to be used can be used.
  • a general method can be used for convergence determination. For example, it is possible to use a technique such as repeating the search a predetermined number of times (M times) or repeating the search until the change in the objective function is sufficiently small.
  • the parameter adjustment unit 711 searches for an adjustment parameter that minimizes (minimizes) the objective function, and outputs TR determined by the search result as an adjustment result (optimum value).
  • FIGS. 7 (a) and 7 (b) are diagrams for explaining a specific example of parameter adjustment, in which the signal intensity Sc at the center of the steady state k-space for each of the three tissues having the same T2 but different T1 only. It is a graph which shows the mode of the change by TR.
  • FIG. 7 (a) is a graph showing changes in signal intensity of a tissue having T2 of 50 ms, and FIG.
  • FIG. 7 (b) is a graph showing changes in signal intensity of a tissue having T2 of 100 ms.
  • ETL number of echo trains
  • IET echo interval
  • the FA of the refocus RF pulse 202 was changed according to the FA changing shape FAP shown in FIG.
  • the DE pulse 204 was not applied (FA was 0 degree).
  • the TR (optimum value) that minimizes the Sc dispersion Scvar is about 1.75 seconds.
  • the time is 1.85 seconds.
  • FIG. 8 is a processing flow of the imaging process of the present embodiment.
  • the sequence creation unit 710 only adjusts the imaging parameters and presents them to the user, and finally generates an imaging sequence with the imaging parameters set by the user.
  • the imaging process starts by receiving a start instruction from the user.
  • the sequence creation unit 710 displays the imaging parameter input screen 400 on the display device 173 (step S1101) and waits for input by the user.
  • the parameter adjustment unit 711 performs parameter adjustment processing for adjusting a predetermined adjustment parameter using the above method (step S1103). For example, when the adjustment parameter is TR and T2 enhancement is designated as the imaging parameter for setting the adjustment method, the optimum TR for reducing the T1 contrast is determined.
  • the sequence creation unit 710 displays the adjustment result (optimum value) by the parameter adjustment unit 711 (step S1104).
  • the image is displayed in the adjustment parameter display area 402 of the imaging parameter input screen 400.
  • the sequence creation unit 710 waits for and accepts an imaging start instruction from the user via the imaging parameter input screen 400 (step S1105), and creates an imaging sequence using the imaging parameters at that time (step S1106). . Then, the imaging unit 720 performs imaging according to the imaging sequence (step S1107).
  • step S1105 when receiving an input such as a change in imaging parameter from the user during standby, the sequence creation unit 710 returns to step S1102 and repeats the process. In this way, the user can change the adjustment parameter with reference to the optimum value of the displayed adjustment parameter until the user gives an instruction to start imaging.
  • FIG. 9 is a processing flow of parameter adjustment processing of the present embodiment.
  • the target imaging parameter is TR.
  • the adjustment parameter is updated M times.
  • the adjustment function updated i times is represented by TR (i) and the objective function Scvar obtained by TR (i) is represented by f (TR (i)).
  • ⁇ f (TR (i)) is f (TR (i) + h) ⁇ f (TR (i)).
  • h is a sufficiently small value and is determined appropriately so that it can be performed well by the steepest descent method. For example, 1/1000 of TR (0). Or you may decide according to the precision which can be set to TR.
  • ⁇ is a predetermined small number.
  • ⁇ is appropriately determined by a method often used in the steepest descent method. For example, 1 / ( ⁇ f (TR (0)) / h) ⁇ TR (0) / 1000 is set.
  • the change of the objective function f (TR (i)) may be investigated empirically to determine convergence so as to improve convergence.
  • step S1203 and S1204 are repeated M times (steps S1205 and S1206). Then, the adjustment parameter TR (M) after being repeated M times is determined as the optimum value (step S1207), and the process is terminated.
  • a search range may be set when adjusting the adjustment parameter. That is, the adjustment parameter adjustment range and the range in which the adjustment parameter value is changed (change range) may be limited.
  • the TR at which the variance Scvar of the signal intensity is minimum is 0.6 seconds.
  • This is a TR in which the signal intensity Sc of all T1 (1), T1 (2), and T1 (3) is 0, and Trecov is 0.
  • T1 recovery is not performed at all, and since no signal is generated thereafter, the setting is actually meaningless.
  • a limit is set such that the change range of TR is 1 second or longer.
  • TR is limited to 10 seconds or less.
  • Fig. 10 shows the processing flow of the parameter adjustment process when there is a limit on the range (change range) that allows the change of the adjustment parameter value. This is basically the same as the process flow of the parameter adjustment process shown in FIG. However, the difference is that the change range of the adjustment parameter value is set at the initial setting, and the adjustment parameter value is changed within the set change range.
  • step S1202a when setting the initial value for the adjustment parameter in step S1202a, the change range of the adjustment parameter value is also set. Further, after updating the adjustment parameter in step S1204, it is determined whether or not the updated adjustment parameter is within the range set in step S1202a (step S1211). If it is within the range, the process proceeds to step S1205. On the other hand, if it is out of the range, the adjustment parameter is changed to the closest value within the change range (step S1212).
  • the adjustment parameter is set to TR in the adjustment at the time of T2-weighted image capturing
  • the adjustment parameter to be adjusted at the time of T2-weighted image capturing is limited to this. I can't. Any imaging parameter that affects T1 recovery or T1 attenuation may be used.
  • the application parameter of the RF pulse or the gradient magnetic field applied in the recovery period Trecov from the last refocus RF pulse application of the echo train to the next excitation RF pulse 201 can be used as an adjustment parameter.
  • the FA of the DE pulse 204, the saturation pulse, the FA of each of one or more RFs applied during the recovery period Trecov, the intensity of the gradient magnetic field pulse applied between the Trecov, and a combination thereof are adjusted parameters. It is good.
  • each FA of VRFA, echo shift, etc. may be used as adjustment parameters.
  • FA and echo shift are difficult to handle because they change the effect of T2, but they can be used for adjustment because they change the effect of T1.
  • FIG. 11 shows changes in the magnitudes of magnetization of two tissues A and B having the same T2 and different T1, the application timing of the RF pulse, and the acquisition timing of the echo signal.
  • the pulse sequence used is, for example, the VRFA sequence 200, and the relationship between T1 (T1A and T1B) of tissues A and B is T1A ⁇ T1B.
  • a solid line 301 indicates a change in the magnitude of the magnetization of the tissue A
  • a broken line 302 indicates a change in the magnitude of the magnetization of the tissue B.
  • the magnitude of magnetization shows only what contributes to the acquired echo signal.
  • the change between 1TR when the VRFA sequence 200 is repeated sufficiently and it will be in a steady state is shown.
  • the parameter adjustment unit 711 can optimize the magnitude of magnetization at the end of TR by adjusting the FA of the DE pulse 204. Also in this case, the optimum magnetization size at the end of TR is the timing at which the k-space center that determines the contrast is acquired in the next TR, and the magnetization size (signal intensity) of each tissue A and B is approximately It will be equal.
  • the signal intensity Sc (n) can be obtained from Equation (1) to Equation (4), as in the case where the adjustment parameter is TR.
  • the parameter adjustment unit 711 adjusts the adjustment parameter so as to minimize (minimize) the objective function (Scvar) while changing the FA (FAde) of the DE pulse 204 as in the case where the adjustment parameter is TR. The only difference is that the adjustment parameter is FAde.
  • the adjustment parameter at the time of T2-weighted image capture may be the application timing of the saturation pulse.
  • the saturation pulse is usually an RF pulse applied to suppress a signal from a specific component or place.
  • it is used to mean an RF pulse applied between echo trains to suppress signals. It is not necessary to limit to a specific component or place.
  • a gradient magnetic field is also applied to extinguish a signal.
  • the gradient magnetic field only needs to be applied so as to erase the signal, so only the method of applying an RF pulse will be described here.
  • FIG. 12 shows changes in the magnitudes of the magnetizations of two tissues A and B having the same T2 and different T1, the application timing of the RF pulse, and the acquisition timing of the echo signal.
  • the pulse sequence used is, for example, the VRFA sequence 200, and the relationship between T1 (T1A and T1B) of tissues A and B is T1A ⁇ T1B.
  • a solid line 301 indicates a change in the magnitude of the magnetization of the tissue A
  • a broken line 302 indicates a change in the magnitude of the magnetization of the tissue B.
  • the magnitude of magnetization shows only what contributes to the acquired echo signal.
  • the change between 1TR when the VRFA sequence 200 is repeated sufficiently and it will be in a steady state is shown.
  • the saturation pulse 205 when the saturation pulse 205 is applied at a predetermined timing between echo trains, that is, between Trecov, there is no magnetization contributing to the acquired echo signal, and T1 is recovered from the application of the saturation pulse 205 to the end of TR.
  • the degree of magnetization recovery can be adjusted by changing the application timing of the saturation pulse 205. That is, the parameter adjustment unit 711 can optimize the magnitude of magnetization at the end of TR by adjusting the application timing of the saturation pulse 205.
  • the optimum magnetization size at the end of TR is the timing at which the k-space center that determines the contrast is acquired in the next TR, and the magnetization size (signal intensity) of each tissue A and B is approximately It will be equal.
  • the parameter adjustment unit 711 replaces the above equation (3) with the following equations (5) and (6), and calculates an optimum value.
  • Msat 1 ⁇ (1 ⁇ MLde) ⁇ exp ( ⁇ Trecov1 / T1 (n)) (5)
  • MT0 1 ⁇ (1 ⁇ Msat ⁇ cos (FAsat)) ⁇ exp ( ⁇ Trecov2 / T1 (n)) (6)
  • Msat is the magnitude of magnetization just before the saturation pulse 205 application
  • FAsat is the FA of the saturation pulse 205
  • Trecov1 is the time from the DE pulse 204 to the saturation pulse 205 application
  • Trecov2 is from the saturation pulse 205 to the start of the next echo train Is the time.
  • Equation (1) By solving Equation (1), Equation (2), Equation (5) and Equation (6), MT0 in steady state is represented by Rend (n), FAde, FAsat, Trecov1, Trecov2 and T1 (n) . Then, this MT0 is substituted into the equation (4) to obtain Sc (n).
  • the parameter adjustment unit 711 adjusts the adjustment parameter so as to minimize (minimize) the objective function (Scvar) while changing Trecov2 as in the case where the adjustment parameter is TR. The only difference is that the tuning parameter is Trecov2.
  • the magnetization can be set to 0 at a desired timing. For this reason, the desired T1 recovery can be realized regardless of the length of TR. For example, even if TR is long, the degree of T1 recovery can be suppressed by delaying the application timing of the saturation pulse 205. Therefore, it is useful for imaging where a short TR cannot be specified, such as synchronous measurement.
  • the adjustment parameter may be FAsat.
  • the adjustment method has been described by taking as an example the case of adjusting one of the variables appearing in Equations (1) to (6) as an adjustment parameter.
  • the adjustment parameter is not limited to one. You may adjust combining several.
  • the length of the recovery period Trecov, the RF waveform applied during Trecov, and the gradient magnetic field strength applied during Trecov can be used as the adjustment parameters.
  • the RF waveform applied during Trecov is determined by the FA value sequence of the RF pulse for flip back / down applied during Trecov.
  • one or more imaging parameters are used as adjustment parameters.
  • FIG. 13 similarly to FIG. 6, changes in the magnitudes of the magnetizations of two tissues A and B having the same T2 and different T1, the application timing of the RF pulse, the application timing of the gradient magnetic field, and the echo signal The acquisition timing is shown.
  • the pulse sequence used is, for example, the VRFA sequence 200, and the relationship between T1 (T1A and T1B) of tissues A and B is T1A ⁇ T1B.
  • a solid line 301 indicates a change in the magnitude of the magnetization of the tissue A
  • a broken line 302 indicates a change in the magnitude of the magnetization of the tissue B.
  • the magnitude of magnetization shows only what contributes to the acquired echo signal.
  • the change between 1TR when the VRFA sequence 200 is repeated sufficiently and it will be in a steady state is shown.
  • the magnetization contributing to the acquired echo signal becomes longitudinal magnetization, and T1 recovers until the end of TR.
  • the degree of magnetization recovery is adjusted by adjusting the recovery period Trecov, applying the RF pulse waveform 206 during this period, or applying the gradient magnetic field 207.
  • the optimum magnetization size at the end of TR is that the magnetization size (signal intensity) of each tissue A and B becomes substantially equal at the timing of acquiring the k-space center that determines the contrast in the next TR. is there.
  • all of the sequence shapes such as the application timing, RF waveform, and gradient magnetic field strength can be adjusted as adjustment parameters.
  • the examples described so far are examples in which some of them are adjusted.
  • TR is the adjustment parameter
  • the RF waveform and the gradient magnetic field strength are fixed, and only the last waiting time among the application timings is the adjustment parameter.
  • FA of DE pulse 204 and FA of saturation pulse 205 are used as adjustment parameters
  • the application timing and gradient magnetic field strength are fixed, and only the intensity of some pulses in the RF waveform are used as adjustment parameters. is there.
  • the magnitude of the echo signal arranged at the center of the k space that determines the contrast is obtained using the Bloch equation shown in the following equation (7).
  • a general method is used for obtaining. For example, when a gradient magnetic field is taken into account, the equations may be solved and added for each gradient magnetic field application direction. Moreover, what is necessary is just to repeat enough time to obtain a steady state. A desired variable among the variables included in this equation may be used as an adjustment parameter.
  • the Trecov period, RF waveform, and gradient magnetic field strength are limited to some extent, and the imaging parameters are adjusted with simple equations. Also good.
  • a change range may be set and adjustment may be performed within the range.
  • the optimum adjustment parameter is determined using the signal intensity Sc at the center of k-space for tissues having different T1 for one T2.
  • the objective function is the sum of the coefficient of variation (variance / average) of the signal intensity Sc for each T2 value.
  • T2 is T2 1 and the coefficient of variation Sccc 1 of the signal strength at the center of k-space obtained using multiple tissues with different T1
  • T2 is T2 2
  • Sccv 1 + Sccv 2 which is the sum of the variance Sccv 2 of the signal intensity at the center of the k-space obtained using a plurality of tissues with different T 1 as an objective function.
  • the processing flow in this case is the same as the parameter adjustment processing described with reference to FIG. 9 or FIG.
  • FIG. 14 shows the flow of parameter adjustment processing when there are a plurality of relaxation times to be considered.
  • the optimum value of the adjustment parameter is calculated using a plurality of tissues having the same T2 and different T1 (step S1301).
  • the average of the optimum values obtained every T2 is calculated (step S1302), and the optimum value of the adjustment parameter output as the adjustment result is determined.
  • the method of determining the optimum value for each T2 in step S1301 is the same as the parameter adjustment processing described with reference to FIG. 9 or FIG.
  • the target for minimizing the variance may be the contrast instead of the signal intensity.
  • the contrast is obtained by the ratio of the signal strengths Sc (n) of two different T2 values. Assume that the T1 values of the tissues taking the signal intensity ratio are the same. For example, in the example of FIGS. 7 (a) and 7 (b), the signal strength of each T1 value when T2 is 50 ms is Sc1 (n), and the signal strength of each T1 value when T2 is 100 ms is Sc2 ( If n), the contrast Rc (n) is expressed by Sc1 (n) / Sc2 (n).
  • the parameter adjusting unit 711 uses the variance Rcvar of the contrast Rc (n) as an objective function, and searches for a value that minimizes (minimizes) the objective function.
  • Fig. 15 shows an adjustment example when the FA of the DE pulse 204 is the adjustment parameter and the objective function is the contrast dispersion Rcvar.
  • the two T2s are 50 ms and 100 ms, respectively.
  • the FA change shape FAP of the FA of the refocus RF pulse 202 is the shape shown in FIG. 4 as in the first embodiment.
  • T1 is infinite means that the above equation (3) is replaced with the following equation (8), and the influence of T1 is ignored.
  • the MRI apparatus 100 of the present embodiment includes a static magnetic field generation unit 120 that generates a static magnetic field, and a gradient magnetic field generation unit 130 that applies a gradient magnetic field to a subject arranged in the static magnetic field.
  • a transmitter 150 that transmits a high-frequency magnetic field pulse that excites the magnetization of the subject at a predetermined flip angle, a receiver 160 that receives an echo signal generated by the subject, and an echo signal received by the receiver
  • a control unit 170 that controls operations of the gradient magnetic field generation unit 130, the transmission unit 150, and the reception unit 160 according to an imaging sequence, and an adjustment target that is predetermined to reduce unnecessary contrast.
  • a parameter adjustment unit 711 that adjusts the imaging parameters of the imaging unit, the imaging parameters adjusted by the parameter adjustment unit 711, and the imaging parameters and the pulse sequence. Comprising a sequence creation unit 710 generates a sequence, the.
  • the pulse sequence is a pulse sequence in which a plurality of refocusing high frequency magnetic field pulses are applied within a repetition time after application of one excitation high frequency magnetic field pulse, and at least one flip angle of the refocusing high frequency magnetic field pulse is 180 Other than degrees. Then, the parameter adjustment unit 711 adjusts the imaging parameter to be adjusted so as to reduce the T1 contrast.
  • T1 contrast is suppressed by adjusting the degree of T1 recovery after acquisition of echo train. The adjustment is performed by the length of TR, the application timing of the RF pulse for flip back / down applied during the recovery period, FA, gradient magnetic field strength, and the like. In other words, the T1 contrast is canceled by attenuation and recovery that naturally have opposite effects.
  • the adjusted value of the parameter adjusted to cancel the influence of T1 is presented to the user. For this reason, the user can grasp
  • Second Embodiment a second embodiment to which the present invention is applied will be described.
  • the adjustment parameter when obtaining a T2-weighted image, the adjustment parameter is adjusted so as to reduce the influence of T1.
  • the adjustment is performed so as to reduce the T2 contrast when acquiring the T1-weighted image.
  • the MRI apparatus of the present embodiment has basically the same configuration as the MRI apparatus 100 of the first embodiment.
  • the functional configuration of the control unit 170 of the present embodiment is also the same.
  • the parameter adjustment processing by the parameter adjustment unit 711 is different.
  • the pulse sequence to be used and the flow of imaging processing are the same as in the first embodiment.
  • the parameter adjustment unit 711 of the present embodiment adjusts the imaging parameters set by the user so as to reduce the influence of T2 that causes unnecessary contrast. That is, the parameter adjustment unit 711 adjusts the adjustment target imaging parameter so as to reduce the T2 contrast.
  • the adjustment parameters to be adjusted are the same as those in the first embodiment.
  • the parameter adjustment unit 711 of this embodiment adjusts the adjustment parameter using the signal strength of the echo signal arranged at the center of the k space among the echo signals from a plurality of tissues having different combinations of T1 and T2.
  • T1 the adjustment is performed so that the difference in signal strength is small even if T2 is different.
  • the difference is reduced by adjusting the adjustment parameter so that the variance of the signal intensity of the echo signal arranged at the center of the k space is minimized (minimum).
  • FIG. 16 shows the relationship between the change in the magnitude of magnetization of two tissues C and D having the same longitudinal relaxation time T1 and different transverse relaxation times T2, and the pulse sequence.
  • the lateral relaxation time T2C of the tissue C is shorter than the lateral relaxation time T2D of the tissue D (T2C ⁇ T2D).
  • the pulse sequence used is the VRFA sequence 200 shown in FIG. In this embodiment, the sequence to be used is not limited to the VRFA sequence 200 as in the first embodiment. It is sufficient that the FA of at least one refocusing RF pulse 202 is a sequence other than 180 degrees.
  • the change in the magnitude of magnetization of tissue C (solid line) 501, the change in the magnitude of magnetization of tissue D (broken line) 502, and the application timing of excitation RF pulse 201, refocus RF pulse 202, DE pulse 204 And the acquisition timing of the echo signal 203 are shown. Also in this figure, the magnitude
  • both tissues C and D are refocused by the refocus RF pulse 202 until the end of the echo train.
  • the magnitudes 501 and 502 of the magnetizations change. This change in the magnitudes 501 and 502 includes T1 attenuation corresponding to the longitudinal magnetization caused by the fact that the FA of the refocus RF pulse 202 is not 180 degrees.
  • the magnetization contributing to the acquired echo signal becomes longitudinal magnetization, and T1 recovers until the end of TR.
  • the recovered longitudinal magnetization contributes to the echo signal acquired in the next TR. That is, in the next TR, the change starts from the magnitude of the magnetization recovered at the end of the immediately preceding TR. Therefore, by adjusting the degree of magnetization recovery during this recovery period, the magnitude of magnetization at the end of TR can be made the optimum magnitude of magnetization at the start of subsequent TRs.
  • the parameter adjustment unit 711 of this embodiment searches for an adjustment parameter that optimizes the magnitude of magnetization at the end of TR.
  • the optimum magnetization size at the end of TR is the timing of obtaining the k-space center that determines the contrast in the next TR at the timing of acquiring the magnetization of each tissue C and D.
  • the magnitude (signal strength) is substantially equal.
  • the parameter adjustment unit 711 is configured so that the signal strengths Sc at the center of the k space in the steady state are substantially equal for each of the plurality of tissues having the same T1 and different T2.
  • the adjustment parameter is adjusted so that the variance Scvar of the signal strength Sc is minimized (or minimized). That is, the parameter adjustment unit 711 of the present embodiment searches for an adjustment parameter that uses the variance Scvar as an objective function and minimizes (or minimizes) the objective function, and determines the optimum value.
  • the parameter adjustment unit 711 of this embodiment searches for and determines an adjustment parameter that minimizes (or minimizes) the objective function Scvar.
  • the formula necessary for obtaining Sc (n) of this embodiment is shown below. These formulas are basically the same as the formulas (1) to (4) of the first embodiment. That is, as in the first embodiment, the transverse magnetization magnitude MTend at the end of the echo train (immediately before the DE pulse application), the longitudinal magnetization magnitude MLde after the DE pulse 204 application, the transverse magnetization magnitude MT0 immediately after the excitation, The signal strength Sc (n) is described by being divided into the following four formulas (9) to (10).
  • MTend MT0 ⁇ Rend (n) (9)
  • MLde MTend ⁇ sin (-FAde) ⁇ ⁇ ⁇ (10)
  • MT0 1 ⁇ (1 ⁇ MLde) ⁇ exp ( ⁇ Trecov / T1) (11)
  • Sc (n) MT0 ⁇ Rcent (n) (12)
  • FAde is the FA of the DE pulse 204.
  • the phase is the same as that of the excitation pulse (negative when flipping back).
  • Trecov is the time from the application of the DE pulse 204 to the next application of the excitation RF pulse 201 as described above.
  • Rend (n) which is the ratio of the magnitude of the transverse magnetization at the end of the echo train to the start of the echo train, and the magnitude of the transverse magnetization at the center of k-space with respect to the magnitude of the transverse magnetization at the start of the echo train Rcent (n) is a value when T2 is T2 (n).
  • the size of the longitudinal magnetization MLend at the end of the echo train (immediately before application of the DE pulse 204) is set to 0 for simplicity.
  • the longitudinal magnetization plate (1-1) of equation (9) is added in the same way as equations (1) to (4), and equation (10) Consider MTend's longitudinal magnetization component instead of 2-1).
  • the FA of the DE pulse 204 is set to 0.
  • the adjustment parameter search method for minimizing (or minimizing) the objective function Scvar is the same as in the first embodiment. That is, the flow of parameter adjustment processing by the parameter adjustment unit 711 of the present embodiment is the same as the flow of parameter adjustment processing of the first embodiment described with reference to FIG. For example, when the adjustment parameter is the FA of the DE pulse 204, the parameter adjustment unit 711 searches for and determines the FAde that minimizes the objective function Scvar.
  • FIGS. 17 (a) and 17 (b) Specific examples of adjustment by the parameter adjustment unit 711 of this embodiment are shown in FIGS. 17 (a) and 17 (b).
  • 4 is a graph showing changes in adjustment parameters of steady-state k-space center signal strengths Sc of four tissues having the same T1 and different T2.
  • the adjustment parameter is FA of the DE pulse 204.
  • FIG. 17 (a) is a graph showing changes in signal intensity of a tissue having T1 of 500 ms
  • FIG. 17 (b) is a graph showing changes in signal intensity of a tissue having T1 of 1000 ms.
  • the FA of the refocus RF pulse 202 was changed according to the FA changing shape FAP shown in FIG.
  • the FA (optimum value) of the DE pulse 204 that minimizes (or minimizes) the Sc dispersion Scvar is 40 degrees.
  • the FA (optimum value) of the DE pulse 204 that minimizes (or minimizes) Scvar is 20 degrees in the case of a tissue with T1 of 1000 ms.
  • the adjustment parameter uses the length of the recovery period Trecov, the RF waveform applied during Trecov, the gradient magnetic field strength applied during Trecov, and the like. Can do.
  • Trecov that minimizes (or minimizes) Scvar is determined using the above equations (9) to (12).
  • Msat is the magnitude of magnetization just before the saturation pulse 205 application
  • FAsat is the FA of the saturation pulse 205
  • Trecov1 is the time from the DE pulse 204 to the saturation pulse 205 application
  • Trecov2 is from the saturation pulse 205 to the start of the next echo train Is the time.
  • the FA of the saturation pulse 205 may be used as an adjustment parameter.
  • the FAsat that minimizes the variance Scvar for a plurality of n of the above Sc (n) is calculated as the optimum value.
  • the optimum value searching method is the same as that when the adjustment parameter is TR.
  • the saturation pulse 205 When the saturation pulse 205 is used as an adjustment parameter, the magnetization can be reduced at a desired timing. Therefore, the desired T1 recovery can be realized regardless of the TR length. That is, even when TR is long, the degree of recovery of T1 can be suppressed by delaying the application timing of the saturation pulse 205. Therefore, it is useful for imaging where a short TR cannot be specified, such as synchronous measurement.
  • the magnitude of magnetization is obtained using the Bloch equation shown in the above equation (7) as in the first embodiment.
  • the Bloch equation may not be solved directly, but the Trecov period, the RF waveform, and the gradient magnetic field strength may be limited to some extent, and the imaging parameters may be adjusted by a simple formula.
  • a limit may be provided for the change range of the value of each adjustment parameter.
  • the flow of parameter adjustment processing in this case is the same as in the first embodiment.
  • a plurality of T1s may be considered as in the first embodiment.
  • the objective function is the sum of the variation coefficients of the signal intensity Sc for each T1 value.
  • T1 is T1 1
  • T2 is the coefficient of variation Sccc 1 of the signal strength at the center of k-space obtained using multiple tissues with different T2
  • T1 is T1 2 .
  • the above parameter adjustment processing is performed using Sccv 1 + Sccv 2 , which is the sum of the variation coefficient Sccv 2 of the signal intensity at the center of k-space obtained using a plurality of tissues having different T2 as an objective function.
  • the process flow in this case is the same as the parameter adjustment process of the first embodiment described with reference to FIG. 9 or FIG.
  • the above parameter adjustment processing may be performed on each T1 value, and the obtained optimum values may be averaged.
  • the process flow in this case is the same as the process flow of the first embodiment described with reference to FIG.
  • the contrast may be used instead of the signal intensity, and the variance may be used as the objective function. That is, the parameter adjustment unit 711 may set the value that minimizes (minimizes) the contrast dispersion as the optimum value of the adjustment parameter. Contrast is calculated as the ratio of the signal strengths of two different T1 values.
  • the parameter adjustment unit 711 uses this Rc (n) as an objective function, and sets the value at which the variance Rcvar is minimum as the optimum value of the adjustment parameter.
  • Fig. 18 shows a graph of contrast Rc for each T2 (n) when the adjustment parameter is the FA of the DE pulse 204. As shown in this figure, in this case, 0 degree is obtained as the optimum value. As can be seen from FIG. 17 (a) and FIG. 17 (b), even if the T1 is the same, the signal intensity changes greatly if T2 is different. That is, a T2 contrast is added to a T1-weighted image. Therefore, when the imaging target T2 is in a narrow range, the process using the contrast can be applied.
  • the MRI apparatus 100 of the present embodiment includes a static magnetic field generation unit 120 that generates a static magnetic field, and a gradient magnetic field generation unit 130 that applies a gradient magnetic field to a subject arranged in the static magnetic field.
  • a transmitter 150 that transmits a high-frequency magnetic field pulse that excites the magnetization of the subject at a predetermined flip angle, a receiver 160 that receives an echo signal generated by the subject, and an echo signal received by the receiver
  • a control unit 170 that controls operations of the gradient magnetic field generation unit 130, the transmission unit 150, and the reception unit 160 according to an imaging sequence, and an adjustment target that is predetermined to reduce unnecessary contrast.
  • a parameter adjustment unit 711 that adjusts the imaging parameters of the imaging unit, the imaging parameters adjusted by the parameter adjustment unit 711, and the imaging parameters and the pulse sequence.
  • Comprising a sequence creation unit 710 generates a sequence, the.
  • the pulse sequence is a pulse sequence in which a plurality of refocusing high frequency magnetic field pulses are applied within a repetition time after application of one excitation high frequency magnetic field pulse, and at least one flip angle of the refocusing high frequency magnetic field pulse is 180 Other than degrees. Then, the parameter adjustment unit 711 adjusts the imaging parameter to be adjusted so as to reduce the T2 contrast.
  • the adjusted value of the parameter adjusted to cancel the influence of T2 is presented to the user. For this reason, the user can grasp
  • the parameter adjustment process is executed every time the imaging parameter is set, and the optimum value of the adjustment parameter is determined.
  • the optimum value of the adjustment parameter may be calculated in advance for each imaging condition and stored in the storage device 172 or the like.
  • the optimum value is calculated according to, for example, the FA change shape FAP, the imaging target contrast, and the like. In this case, each time an imaging parameter is set, an optimum value that is held in association with the set imaging parameter is acquired.
  • Fig. 19 shows the processing flow of the imaging process when the optimum value is calculated in advance. This process is basically the same as the imaging process described with reference to FIG. However, when the imaging condition is accepted in step S1102, the optimum value stored in association with the imaging condition is acquired (step S1103a), and the acquired optimum value is displayed on the imaging parameter input screen 400 (step S1104a).
  • This method may be applied after adjusting the adjustment parameter by the method of each of the above embodiments.
  • FIG. 20 is an explanatory diagram for explaining the present technique.
  • the two tissues A and B under the same conditions as in FIG. 6 above, the change in magnetization magnitude 601, 602, the application timing of each RF pulse 201, 202, 204, the application timing of the gradient magnetic field, The acquisition timing of the echo signal 203 is shown.
  • FIG. 20 shows an example in which the gradient magnetic field 220 is used.
  • the gradient magnetic field 220 may be switched so as not to be applied during application of the RF pulse 210. Note that when the application time of the RF pulse 210 can be sufficiently shortened so as not to be substantially sliced, there is no need to switch.
  • the FA of the RF pulse 210 to be applied is determined by the following equation (15).
  • FAss is the FA of the RF pulse 210 that is continuously applied
  • ⁇ m is the ratio of the magnitude of the magnetization that changes during the application interval ⁇ t of the RF pulse 210.
  • ⁇ m (M2 ⁇ M1) / M1 when the magnetization of the magnitude M1 changes to the magnitude M2.
  • ⁇ m dM / dt / M1 ⁇ ⁇ t may be used by using an instantaneous change rate.
  • the variance or coefficient of variation (variance / average) of the signal strength Sc at the center of the k space in the steady state is used as the objective function, but the objective function is not limited to this.
  • the distribution range (difference between the maximum value and the minimum value) may be used.
  • the relaxation times for example, T2
  • the relaxation times for example, T1
  • the objective function may be any objective function that can realize the adjustment processing described in the first embodiment, such that adjustment is performed so that the difference in signal strength of echo signals arranged at the center of the k space is reduced.
  • 100 MRI apparatus 101 subject, 120 static magnetic field generation unit, 130 gradient magnetic field generation unit, 131 gradient magnetic field coil, 132 gradient magnetic field power supply, 140 sequencer, 150 transmission unit, 151 transmission coil, 152 high frequency oscillator, 153 modulator, 154 High frequency amplifier, 160 receiver, 161 receiver coil, 162 signal amplifier, 163 quadrature detector, 164 A / D converter, 170 controller, 171 CPU, 172 storage device, 173 display device, 174 input device, 200 FSE pulse Sequence (VRFA sequence), 201 excitation RF pulse, 202 refocus RF pulse, 203 echo signal, 204 DE pulse, 205 saturation pulse, 206 RF pulse waveform, 207 gradient magnetic field, 210 RF pulse, 200a TR sequence, 220 gradient magnetic field , 301 Changes in the magnitude of the magnetization of tissue A, 302 Changes in the magnitude of the magnetization of tissue B, 400 Imaging parameter input screen, 401 Adjustment parameter input area, 402 Adjustment parameters Display area, 403 Contrast adjustment setting area

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Abstract

　マルチエコー撮像であって、再収束RFパルスに180度パルス以外を含む撮像において、不要なコントラストを低減し、意図したコントラストを際立たせた高品質の画像を得る。そのために、不要なコントラストが低減するよう撮像パラメータを調整する。調整は、緩和時間が異なる複数の組織からのエコー信号の中で、意図したコントラストを生じる緩和時間が同じ組織からのエコー信号について、k空間中心などコントラストを決めるエコー信号の信号強度の違いが小さくなるよう行う。また、調整対象の撮像パラメータは、繰り返し時間、DEパルスのFA、飽和パルスのFA，飽和パルスの印加タイミング、回復期間中の傾斜磁場の印加強度、印加タイミングなどとする。

Description

磁気共鳴イメージング装置及び不要コントラスト低減方法
　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、特に画像のコントラスト調整技術に関する。
　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次元的に画像化する装置である。撮影においては、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NMR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。
　撮像方法の一つにFast Spin Echo(FSE)がある。FSEは、一つの励起RFパルス(90度パルス)に対して複数の再収束RFパルス(リフォーカスRFパルス；180度パルス)を印加して複数のエコー(エコートレイン)を得ることで撮像時間を短縮する撮像方法である。このような撮像方法をマルチエコー撮像と呼ぶ。エコートレイン内では、横磁化が横緩和時間T2で減衰(T2減衰)するため、エコートレインを長くしすぎると終端付近のエコーでは信号強度が不十分となることがある。
　これを解決するものとして、再収束RFパルスのFA(Flip Angle)を変化させる、Variable Refocus Flip Angle(VRFA)と呼ばれる手法がある。VRFAでは、FAを適切に変化させてエコー信号に縦磁化の成分も持たせることにより、信号強度を長持ちさせる。なお、縦磁化は、縦緩和時間T1で回復するが、エコートレイン内においてエコー信号の生成に寄与する成分を考えると、T1で減衰することになる。本明細書ではこれをT1減衰と呼ぶ。多くの組織でT1がT2より十分長いため、VRFAでは、縦磁化の成分を持たせることでエコートレイン内の減衰を遅くすることができる。
　緩和時間T1、T2は、組織固有の特性であるため、組織により定まる。これを利用し、2つの異なる組織の緩和時間T1の違い(T1コントラスト)を画像化するT1強調(T1W)撮像、同T2の違い(T2コントラスト)を画像化するT2強調(T2W)撮像がある。T1強調画像取得時は、T1コントラストの最大化とT2コントラストの低減が重要である。また、T2強調画像取得時は、逆に、T2コントラストの最大化とT1コントラストの低減が必要となる。一般に、FSEを含むSEシーケンスでは、TR(繰り返し時間)を長く設定することにより、緩和時間T1の違いによる影響(T1減衰による影響；T1コントラスト)を減少させ、TE(エコー時間)を短く設定することにより、緩和時間T2の違いによる影響(T2減衰による影響；T2コントラスト)を減少させることができる。そして、TRは、T2コントラストに影響を与えず、TEは、T1コントラストに影響を与えない。
　ところが、VRFAでは、エコー信号に縦磁化の成分も持たせるため、エコートレイン内での信号強度の変化は、T2減衰によるものにT1減衰によるものが加わり、両者の影響が混在する。従って、VRFAでは、TEが、T1コントラストとT2コントラストの両方に影響することになる。なお、VRFAは、エコートレインをできるだけ長くすることを意図した技術であるが、エコートレインを長くしすぎると、エコートレイン内でのT2減衰がT2コントラストに影響を与える。従って、エコートレインの長さは、この点でも制約を受ける。
　このようなVRFAで、T1強調画像取得時にT1コントラストを最大化するため、エコートレイン最後に磁化を反転する手法がある(例えば、特許文献1参照)。この手法では、エコートレイン先頭で信号差を最大化しているため、エコートレイン内でのT2減衰によるコントラストの逆転も起きにくく、エコートレイン全体にわたってT1コントラストが維持される。
米国特許第7639010号明細書
　しかし、特許文献1に開示の技術は、T1コントラストのみを高めたり、T2の影響も利用してT1コントラストに近いコントラストを作り出したりするもので、T1強調撮像でT2コントラストを低減するということを考えたものではない。従って、特許文献1に開示の技術では、様々な組織に対して正常なT1コントラストは得にくいと考えられる。
　また、二つ目の課題として、T2強調撮像におけるT1コントラストの混入がある。横緩和時間T2に比べ、緩和時間T1は長いため、一般には、T2強調撮像において、T1減衰の影響によるコントラスト変化は重要視されていない。しかし、実際には、この変化は無視できない。
　時定数T1およびT2がわかっている場合、T1減衰とT2減衰とが混ざった状態であっても、従来のT2コントラストが得られるように再収束RFパルスのFAを調整できる。しかし、これらの時定数T1およびT2は、撮像対象組織ごとに異なる。このため、無限にある時定数T1およびT2の組み合わせを考慮して調整することは困難である。例えば、正常組織に対する調整は、造影剤を用いた撮像では有効でないことがある。
　このように、VRFAのように、再収束RFパルスとして、FAが180度以外のRFパルスが印加される場合、T1強調画像撮像時に良好なT1コントラストを得るため、T1コントラストの最大化とT2コントラストの低減とが必要となる。また、T2W画像撮像時に良好なT2コントラストを得るため、T1コントラストの低減とT2コントラストの最大化とが必要となる。しかしながら、現状では、これらが実現できていない。
　本発明は、上記事情に鑑みてなされたもので、マルチエコー撮像であって、再収束RFパルスに180度パルス以外を含む撮像において、不要なコントラストを低減し、意図したコントラストを際立たせた高品質の画像を得ることを目的とする。
　本発明は、不要なコントラストが低減するよう撮像パラメータを調整する。調整は、緩和時間が異なる複数の組織からのエコー信号の中で、意図したコントラストを生じる緩和時間が同じ組織からのエコー信号について、k空間中心などコントラストを決めるエコー信号の信号強度の違いが小さくなるよう行う。
　また、調整対象の撮像パラメータは、繰り返し時間、DEパルスのFA、飽和パルスのFA，飽和パルスの印加タイミング、回復期間中の傾斜磁場の印加強度、印加タイミングなどとする。
　また、T1減衰やT2減衰の影響を低減する、調整後の撮像パラメータをユーザに提示し、ユーザがコントラスト調整の参考にできるようにする。
　本発明によれば、マルチエコー撮像の中の、T1緩和とT2減衰との両者の影響がある撮像において、不要なコントラストを低減し、意図したコントラストを際立たせた高品質の画像を得ることができる。
第一の実施形態のMRI装置のブロック図 第一の実施形態の制御部の機能ブロック図 第一の実施形態のFSEシーケンスのパルスシーケンス図 第一の実施形態のFA変化形状の一例を説明するための説明図 (a)および(b)は、第一の実施形態の撮像パラメータ入力画面を説明するための説明図 第一の実施形態の調整処理を説明するための説明図 (a)および(b)は、パラメータ調整の具体例を説明するための説明図 第一の実施形態の撮像処理のフローチャート 第一の実施形態のパラメータ調整処理のフローチャート 第一の実施形態のパラメータ調整処理の変形例のフローチャート 第一の実施形態において、調整パラメータがDEパルスのフリップアングルである場合の、調整処理の概要を説明するための説明図 第一の実施形態において、調整パラメータが飽和パルスの印加タイミングである場合の、調整処理の概要を説明するための説明図 第一の実施形態において、調整パラメータが、複数の撮像パラメータの組み合わせである場合の、調整処理の概要を説明するための説明図 第一の実施形態において、考慮する緩和時間が複数ある場合のパラメータ調整処理のフローチャート 第一の実施形態において、考慮する緩和時間が複数ある場合のパラメータ調整の具体例を説明するための説明図 第二の実施形態の調整処理を説明するための説明図 (a)および(b)は、第二の実施形態の調整処理を説明するための説明図 第二の実施形態において、調整パラメータをDEパルスのフリップ角とした場合の調整処理を説明するための説明図 本発明の実施形態の変形例の撮像処理のフローチャート 本発明の実施形態の変形例の調整処理を説明するための説明図
　＜＜第一の実施形態＞＞
　以下、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の一例の概要を図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101の断層画像を得るもので、図1に示すように、静磁場を発生する静磁場発生部120と、静磁場中に配置された被検体101に対して傾斜磁場を印加する傾斜磁場発生部130と、被検体101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送信部150と、被検体101が発生するエコー信号を受信する受信部160と、受信部160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、傾斜磁場発生部130、送信部150、受信部160の動作を制御する制御部170と、シーケンサ140と、を備える。
　静磁場発生部120は、垂直磁場方式であれば、被検体101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101の周りに配置される永久磁石方式、常電導方式あるいは超電導方式の静磁場発生源を備える。
　傾斜磁場発生部130は、MRI装置100の座標系(装置座標系)であるX、Y、Zの3軸方向に巻かれた傾斜磁場コイル131と、それぞれの傾斜磁場コイルを駆動する傾斜磁場電源132とを備え、後述のシーケンサ140からの命令に従ってそれぞれの傾斜磁場コイル131の傾斜磁場電源132を駆動することにより、X、Y、Zの3軸方向に傾斜磁場パルスGx、Gy、Gzを印加する。傾斜磁場パルスGx、Gy、Gzには、それぞれ、撮影時にスライス面(撮影断面)に直交する方向に印加して、被検体101に対するスライス面を設定する役割と、設定したスライス面に直交し、かつ、互いに直交する残りの2つの方向にそれぞれ印加し、NMR信号(エコー信号)に2方向の位置情報をエンコードする役割とがある。スライス面を設定するために印加される傾斜磁場パルスを、スライス方向傾斜磁場パルス(Gs)と呼び、他の2方向に印加される傾斜磁場パルスを、それぞれ、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)と呼ぶ。
　送信部150は、被検体101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101に高周波磁場パルス(以下、「RFパルス」と呼ぶ。)を照射するもので、高周波発振器(シンセサイザ)152と変調器153と高周波増幅器154と送信側の高周波コイル(送信コイル)151とを備える。高周波発振器152はRFパルスを生成し、シーケンサ140からの指令によるタイミングで出力する。変調器153は、出力されたRFパルスを振幅変調し、高周波増幅器154は、この振幅変調されたRFパルスを増幅し、被検体101に近接して配置された送信コイル151に供給する。送信コイル151は供給されたRFパルスを被検体101に照射する。
　受信部160は、被検体101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核磁気共鳴信号(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)161と信号増幅器162と直交位相検波器163と、A/D変換器164とを備える。受信コイル161は、被検体101に近接して配置され、送信コイル151から照射された電磁波によって誘起された被検体101の応答のNMR信号を検出する。検出されたNMR信号は、信号増幅器162で増幅された後、シーケンサ140からの指令によるタイミングで直交位相検波器163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164でディジタル量に変換されて、制御部170に送られる。
　シーケンサ140は、RFパルスと傾斜磁場パルスとを所定のパルスシーケンスに従って繰り返し印加する。なお、パルスシーケンスは、高周波磁場、傾斜磁場、信号受信のタイミングや強度を記述したもので、予め制御部170に保持される。シーケンサ140は、制御部170からの指示に従って動作し、被検体101の断層画像のデータ収集に必要な種々の命令を送信部150、傾斜磁場発生部130、および受信部160に送信する。
　制御部170は、MRI装置100全体の制御、各種データ処理等の演算、処理結果の表示及び保存等を行うもので、CPU171と記憶装置172と表示装置173と入力装置174とを備える。記憶装置172は、ハードディスクなどの内部記憶装置と、外付けハードディスク、光ディスク、磁気ディスクなどの外部記憶装置とにより構成される。表示装置173は、CRT、液晶などのディスプレイ装置である。入力装置174は、MRI装置100の各種制御情報や制御部170で行う処理の制御情報の入力のインタフェースであり、例えば、トラックボールまたはマウスとキーボードとを備える。入力装置174は、表示装置173に近接して配置される。操作者は、表示装置173を見ながら入力装置174を通してインタラクティブにMRI装置100の各種処理に必要な指示、データを入力する。
　CPU171は、操作者が入力した指示に従って、記憶装置172に予め保持されるプログラムを実行することにより、MRI装置100の各部の動作の制御、各種データ処理等の制御部170の各処理を実現する。例えば、受信部160からのデータが制御部170に入力されると、CPU171は、信号処理、画像再構成等の処理を実行し、その結果である被検体101の断層像を表示装置173に表示するとともに、記憶装置172に記憶する。
　送信コイル151と傾斜磁場コイル131とは、被検体101が挿入される静磁場発生部120の静磁場空間内に、垂直磁場方式であれば被検体101に対向して、水平磁場方式であれば被検体101を取り囲むようにして設置される。また、受信コイル161は、被検体101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で、臨床で普及しているものは、被検体101の主たる構成物質である水素原子核(プロトン)である。MRI装置100では、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、二次元もしくは三次元的に撮像する。
　制御部170のCPU171がシーケンサ140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撮像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172に保持される。
　本実施形態の制御部170は、図2に示すように、ユーザから撮像パラメータを受け付け、当該撮像パラメータと予め保持されるパルスシーケンスとを用いて、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710と、作成された撮像シーケンスに従って、各部を制御し、撮像を実行する撮像部720と、を備える。このシーケンス作成部710は、CPU171が、記憶装置172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710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例を説明する。本実施形態では、パルスシーケンスとして、FSE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パルスシーケンスを用いる場合を例にあげて説明する。
　図3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、FSEパルスシーケンス200では、繰り返し時間TR(Repetition Time)毎に、TR内シーケンス200aの実行を繰り返す。
　TR内シーケンス200a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202を印加する。印加される各再収束RFパルス202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。各エコー信号203nの信号強度SSをSSnと表す。なお、ここで用いる信号強度SSは、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。
　なお、特に区別する必要がない場合は、それぞれ、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。図3では、一例として、再収束RFパルス202を、6つ印加する場合を例示する。
　さらに、本実施形態では、エコートレイン取得後、DEパルス(Driven Equilibrium Pulse)204を印加する。DEパルス204は、エコートレイン後に残った横磁化を縦磁化に戻すパルスである。DEパルス204の印加により、縦磁化が回復するまでの待ち時間を短縮できる。
　本実施形態では、FSEパルスシーケンス200の中でも、この再収束RFパルス202の各フリップ角FAnを可変とする、VRFAシーケンス200を、パルスシーケンスとして用いる。
　このとき、1からN番目の再収束RFパルス202nのフリップ角FAn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203nの信号強度SSn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202毎のフリップ角FAから構成され、信号強度変化形状SSPは、再収束RFパルス202毎に得られるエコー信号毎の信号強度SSから構成される。FA変化形状FAPの一例を図4に示す。
　なお、本実施形態で用いるパルスシーケンスは、FAが徐々に変化するような、いわゆるVRFAシーケンス200に限られない。再収束RFパルス202の中に、FAが180度以外のRFパルスが含まれるパルスシーケンスであればよい。例えば、全ての再収束RFパルス202のFAが150度であってもよい。
　さらに、本実施形態で用いるパルスシーケンスは、FSEパルスシーケンス200にも限られない。励起RFパルス(90度パルス)印加後、繰り返し時間TR内に、複数の再収束(リフォーカス)RFパルスを印加するパルスシーケンスであって、再収束RFパルスの少なくとも1つのフリップ角は180度以外であるシーケンスであればよい。
　上述のように、撮像にVRFAシーケンス200を用いる場合、再収束RFパルス202のフリップ角FAが可変であり、180度でない場合が含まれるため、再収束RFパルス202の印加により縦磁化も変化する。従って、T1減衰の影響(T1コントラスト)とT2減衰の影響(T2コントラスト)とが混在する。
　本実施形態では、所定のコントラストの画像を取得するにあたり、不要なコントラストを低減する。これを実現するため、本実施形態のシーケンス作成部710は、図2に示すように、不要なコントラストを低減するよう予め定めた調整対象の撮像パラメータを調整するパラメータ調整部711を備える。
　本実施形態のパラメータ調整部711は、意図したコントラストを生じさせる第一の緩和時間が等しく、かつ、不要なコントラストを生じさせる第二の緩和時間が異なる組織からのエコー信号の中の、k空間中心に配置するエコー信号の信号強度の違いが小さくなるよう、前記調整対象のパラメータを調整する。
　以下、本実施形態では、取得する画像を、T2コントラストの画像、すなわち、T2強調画像とし、不要なコントラストは、T1コントラストとする場合を例にあげて説明する。本実施形態のパラメータ調整部711は、T1、T2の組み合わせが異なる複数の組織からのエコー信号の中の、k空間中心に配置するエコー信号の信号強度を用いて調整パラメータを調整する。調整は、T2が等しい場合は、T1が異なっていても、その信号強度の違いが小さくなるよう行う。
　すなわち、本実施形態のパラメータ調整部711は、T2強調画像を取得するにあたり、不要なコントラストを生じさせるT1減衰の影響(T1コントラスト)を低減するよう、予め定めた調整対象のパラメータを調整する。なお、以下、T1減衰の影響を、単にT1の影響とも呼ぶ。また、調整対象のパラメータを、調整パラメータと呼ぶ。
　調整パラメータとして用いる撮像パラメータは、エコートレイン最後の再収束RFパルス202の印加後から、次の励起RFパルス201の印加までの回復期間に印加される高周波磁場パルスおよび傾斜磁場の少なくとも一方とする。例えば、エコートレイン終了時から次のTRまでの回復期間の長さ、回復期間に印加されるRFパルスの印加パラメータ、回復期間に印加される傾斜磁場の印加パラメータなどである。回復期間に印加されるRFパルスには、DEパルス204、後述の飽和パルスなどがある。また、DEパルス204と飽和パルスの調整対象印加パラメータはFAである。飽和パルスの場合、さらに、印加タイミングも調整対象の印加パラメータである。回復期間に印加される傾斜磁場の印加パラメータには、強度、印加タイミングがある。なお、エコートレイン終了時から次のTRまでの回復期間の長さは、撮像パラメータTRを調整することにより、調整できる。調整の詳細は後述する。
　本実施形態のシーケンス作成部710は、ユーザから撮像パラメータを受け付け、これを用いてパラメータ調整部711に調整パラメータを調整させる。なお、撮像パラメータは、デフォルトの値が設定されていてもよい。このとき、調整後の調整パラメータ(最適値)を、自動的に撮像シーケンスに反映するよう構成してもよいし、ユーザに提示するだけに留めておいてもよい。この場合、ユーザから調整後の最適値に対し、了解の指示を受け付けた場合、撮像シーケンスに反映するよう構成してもよいし、調整後パラメータは提示するのみで、ユーザからさらに調整を受け付けるよう構成してもよい。
　シーケンス作成部710が、ユーザから撮像パラメータを受け付ける際、生成し、表示装置173に表示する撮像パラメータ入力画面400を図5(a)に示す。撮像パラメータ入力画面400は、ユーザから撮像パラメータの入力を受け付けたり設定されているパラメータを表示したりする撮像パラメータ設定領域410と、撮像パラメータ設定領域410を介して入力された撮像パラメータを用いて撮像を開始する指示を受け付ける決定ボタン420とを備える。
　なお、調整パラメータの調整結果を、ユーザに提示するだけにとどめてもよい。この場合、撮像パラメータ設定領域410は、調整パラメータについて、調整パラメータの入力を受け付ける調整パラメータ入力領域401と、調整結果を表示する調整パラメータ表示領域402とを備える。さらに、調整結果を反映させるボタン(反映ボタン)404を備えても良い。本図においては、TRを調整パラメータとして用いる場合を例示する。この場合、シーケンス作成部710は、ユーザから撮像パラメータ設定領域410を介して調整パラメータを含む撮像パラメータの入力を受けると、パラメータ調整部711に調整パラメータを調整させ、調整結果を調整パラメータ表示領域402に表示する。
　ユーザは、表示を見て、調整後の調整パラメータを用いて撮像を行うか、調整パラメータを変更するか決定する。そして、表示されている調整後の調整パラメータを用いて撮像を行う場合、ユーザは反映ボタン404を押下する。ユーザから反映ボタン404の押下を受け付けると、調整パラメータ表示領域402の値が調整パラメータ入力領域401に入力される。さらに、ユーザから決定ボタン420の押下を受け付けると、シーケンス作成部710は、調整パラメータ入力領域401に設定されたパラメータとその他の撮像パラメータとを用い、撮像シーケンスを生成する。
　一方、調整パラメータを自由に変更する場合は、ユーザは、調整パラメータ入力領域401に所望の値を入力する。シーケンス作成部710は、調整パラメータ入力領域401に値が入力される毎に、パラメータ調整部711に調整パラメータを調整させる。
　なお、調整パラメータの調整結果を、自動的に撮像シーケンスに反映する場合は、調整パラメータ入力領域401と反映ボタン404はなくてもよい。シーケンス作成部710は、ユーザから撮像パラメータ設定領域410を介して撮像パラメータの入力を受け、パラメータ調整部711に調整パラメータを調整させる。そして、決定ボタン420の押下を受け付けると、調整後の調整パラメータとその他の撮像パラメータとを用い、撮像シーケンスを生成する。
　なお、コントラストの調整において、いくつかの調整方法がある場合は、図5(b)に示すように、撮像パラメータ設定領域410内にコントラストの調整方法を指定するコントラスト調整設定領域403を備えてもよい。ユーザはコントラストの調整方法を指定するコントラスト調整設定領域403を介して調整方法を指定する。ユーザが指定するコントラストの調整方法は、例えば、T2強調画像取得、T1強調画像取得、など取得する画像種である。例えば、T2強調画像を取得したい場合は、T2などと指定し、T1強調画像を取得したい場合は、T1などと指定する。T2と指定された場合、シーケンス作成部710は、パラメータ調整部711に、T1の影響を低減するよう撮像パラメータを調整させる。一方、T1と指定された場合は、シーケンス作成部710は、パラメータ調整部711に、T2の影響を低減するよう撮像パラメータを調整させる。
　さらに、コントラスト調整設定領域403を介して、TRを自動的に設定するか、あるいは、最適なTRを提示するだけにするか、といった指定を行うよう構成してもよい。
　次に、本実施形態のパラメータ調整部711による調整パラメータの調整処理の詳細を説明する。上述のように、本実施形態のパラメータ調整部711は、T1、T2の組み合わせが異なる複数の組織からのエコー信号の中の、k空間中心に配置するエコー信号の信号強度を用いて調整パラメータを調整する。調整は、T2が等しい場合には、T1が異なっていても、その信号強度の違いが小さくなるよう行う。
　図6に、一例として、T2は等しく、T1が異なる二つの組織AおよびBの磁化の大きさの変化と、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。なお、実際にこのようなT1、T2の組織が存在する必要はない。T1、T2の影響を説明するための一例である。また、以降の説明で用いる組織も同様に、一例である。
　ここでは、パルスシーケンスとして、図3に示すVRFAシーケンス200を用いる。
なお、上述のように、用いるシーケンスはVRFAシーケンス200に限られない。少なくとも1つの再収束RFパルス202のFAが180度以外のシーケンスであればよい。
　また、組織Aの縦緩和時間T1Aは、組織Bの縦緩和時間T1Bより短いものとする(T1A＜T1B)。実線301は、組織Aの磁化の大きさの変化を、破線302は、組織Bの磁化の大きさの変化を示す。磁化の大きさは、取得するエコー信号に寄与するもののみ示す。また、VRFAシーケンス200が十分繰り返され、定常状態となった場合の1TR間の変化を示す。
　VRFAシーケンス200を用いる場合、本図に示すように、TR開始後、励起RFパルス201により励起されると、エコートレイン終了まで、再収束RFパルス202によってリフォーカスされる間、両組織A，Bの磁化の大きさ301、302は変化する。この磁化の大きさの変化301、302には、再収束RFパルス202のFAが180度でないことにより生じる縦磁化分のT1減衰も含まれる。この期間を減衰期間(Tet1)と呼ぶことにする。
　ここで、エコートレイン最後のエコー信号取得後、DEパルス204を印加すると、取得するエコー信号に寄与する磁化が縦磁化となり、TR終了までT1回復する。この期間を回復期間(Trecov)と呼ぶことにする。回復した縦磁化は、次のTRで取得するエコー信号に寄与する。すなわち、次のTRでは、直前のTR終了時に回復した磁化の大きさから変化を開始する。従って、回復期間中の磁化の回復の程度を調整し、TR終了時の磁化の大きさを、以降のTRにおいて最適な開始時の磁化の大きさとすることができる。
　上述の二つの組織AとBのみを考える場合、TR終了時の最適な磁化の大きさは、次のTRにおいて、コントラストを決めるk空間中心を取得するタイミングで、各組織A，Bの磁化の大きさ(信号強度)が、略等しくなるものである。
　従って、パラメータ調整部711は、T2が等しく、T1が異なる複数の組織それぞれの、定常状態時のk空間中心の信号強度Scが略等しくなる状態として、各信号強度Scの分散Scvarが最小(または、極小)となるよう、調整パラメータを調整する。すなわち、本実施形態のパラメータ調整部711は、分散Scvarを目的関数とし、目的関数が最小(または、極小)となる調整パラメータを探索し、最適値と決定する。
　以下、調整パラメータをTRとする場合を例にあげて説明する。本実施形態では、TRの調整を、DEパルス204印加から、次のTR開始までの期間(回復期間Trecov)を調整することにより実現する。図6に示すように、TRは、励起RFパルス201印加から、DEパルス204印加までの減衰期間(Tet1)と回復期間Trecovとの和である。また、この例では、減衰期間Tet1は固定されている。従って、回復期間Trecovを調整するということは、TRを調整するということになる。
　パラメータ調整部711による上記調整の具体的な手法を以下に説明する。T2が等しくT1が異なるN個(Nは2以上の整数)の組織それぞれのT1を、T1(n)(n＝1,2,3,・・・,N)とし、T1(n)の定常状態時のk空間中心の信号強度をSc(n)とすると、目的関数は、N個のSc(n)の分散Scvarである。本実施形態のパラメータ調整部711は、目的関数Scvarを最小(または、極小)とする調整パラメータTR(ここでは、Trecov)を決定する。
　Sc(n)を求めるために必要となる式を以下に示す。エコートレイン終了時(DEパルス印加直前)の横磁化の大きさMTend、DEパルス204印加後の縦磁化の大きさMLde、励起直後の横磁化の大きさMT0、信号強度Sc(n)を、以下の四つの式(1)～式(4)に分けて記述する。
　MTend＝MT0×Rend(n)・・・(1)
　MLde＝MTend×sin(－FAde)・・・(2)
　MT0＝1－(1－MLde)×exp(－Trecov／T1(n))・・・(3)
　Sc(n)＝MT0×Rcent(n)・・・(4)
　ここで、完全に回復後、励起した直後の磁化の大きさを1とする。Rend(n)は、T1がT1(n)のときのエコートレイン開始時に対するエコートレイン終了時の横磁化の大きさの割合であり、再収束RFパルス202のFAとT1、T2とからブロッホ方程式を用いて求めることができる。FAdeは、DEパルス204の二つ目のパルスのFAである。励起パルスと同位相(フリップバックする時を負とする)とする。Trecovは、上述のように、DEパルス204印加から、次の励起RFパルス201印加までの時間である。Rcent(n)は、T1がT1(n)のときのエコートレイン開始時の横磁化の大きさに対するk空間中心収集時の横磁化の大きさの割合であり、再収束RFパルス202のFAとT1、T2とからブロッホ方程式を用いて求めることができる。なお、k空間中心に配置するエコー信号を収集するタイミングは、エコーシフトなどにより任意に変更できる。
　式(1)～式(3)を解くことにより、定常状態でのMT0を、Rend(n)、FAde、TrecovおよびT1(n)で表わす。そして、得られたMT0を式(4)に代入し、Sc(n)を求める。
　なお、DEパルス204を印加しないケースは、DEパルス204のFAを0とし、Tet1の終わりとTrecovの始まりをDEパルスではなくエコートレイン最後のパルスとする。また、上記例では、エコートレイン終了時(DEパルス204印加直前)の縦磁化MLendの大きさは簡単のために0としている。エコートレイン終了時の縦磁化M1endを考慮する場合は、式(1)の縦磁化版(1－1)を追加し、式(2)のかわりに式(2－1)でMTendの縦磁化成分も考慮する。
　MLend＝MT0×RLend(n)＋CLend(n)・・・(1－1)
　MLde＝MTend×sin(－FAde)＋MLend×cos(FAde)・・・(2－1)
　ここで、RLend(n)、CLend(n)は、T1がT1(n)のときのエコートレイン内での縦磁化の変化を表す式を、MT0に関して整理した時の係数である。
　パラメータ調整部711は、調整パラメータTR(ここでは、TRを決定するTrecov)を変化させながら、目的関数(Scvar)を最小(極小)化する調整パラメータを探索する。この探索には、一般的な最適化手法を用いることができる。例えば、ユーザにより設定された調整パラメータを初期値として最急降下法を用いて目的関数を最小(極小)化する調整パラメータを探索する、二分法などに従って変化させながら、目的関数を最小(極小)化する調整パラメータを探索する、などの手法を用いることができる。
　なお、収束判定には、一般的な手法を用いることができる。例えば、所定回(M回)探索を繰り返す、目的関数の変化が十分小さくなるまで探索を繰り返す、などの手法を用いることができる。
　パラメータ調整部711は、目的関数を最小(極小)化する調整パラメータを探索し、探索結果により決定するTRを、調整結果(最適値)として出力する。
　パラメータ調整部711による調整の様子を具体例で示す。図7(a)および図7(b)は、パラメータ調整の具体例を説明するための図であり、T2が等しくT1のみが異なる3つの組織それぞれの、定常状態のk空間中心の信号強度Scの、TRによる変化の様子を示すグラフである。3つのT1(T1(1)、T1(2)、T1(3))は、それぞれ、T1(1)＝500ms、T1(2)＝800ms、T1(3)＝1000msとした。図7(a)は、T2が50msの組織、図7(b)は、T2が100msの組織の信号強度変化を示すグラフである。ここでは、ETL(エコートレイン数)を80，IET(エコー間隔)を7.3msとした。再収束RFパルス202のFAは、図4に示すFA変化形状FAPに従って変化させた。また、DEパルス204は印加しない(FAが0度)とした。
　図7(a)に示すように、T2が50msの組織の場合、Scの分散Scvarを極小とするTR(最適値)は、約1.75秒であることが分かる。一方、図7(b)に示すように、T2が100msの組織の場合は、同1.85秒であることがわかる。
　次に、本実施形態の、制御部170による撮像処理の流れを説明する。図8は、本実施形態の撮像処理の処理フローである。ここでは、シーケンス作成部710は、撮像パラメータを調整後、ユーザに提示するにとどめ、最終的にユーザが設定した撮像パラメータで撮像シーケンスを生成する場合を例示する。撮像処理は、ユーザから開始の指示を受け付けることにより処理を開始する。
　シーケンス作成部710は、撮像パラメータ入力画面400を表示装置173に表示し(ステップS1101)、ユーザによる入力を待つ。ユーザから撮像パラメータの入力を受け付けると(ステップS1102)。パラメータ調整部711は、上記手法で、予め定めた調整パラメータを調整する、パラメータ調整処理を行う(ステップS1103)。例えば、調整パラメータがTRで、調整方法を設定する撮像パラメータとしてT2強調が指定されている場合、T1コントラストを低減する最適なTRを決定する。
　シーケンス作成部710は、パラメータ調整部711による調整結果(最適値)を表示する(ステップS1104)。ここでは、撮像パラメータ入力画面400の調整パラメータ表示領域402に表示する。
　その後、シーケンス作成部710は、撮像パラメータ入力画面400を介してのユーザから撮像開始の指示を待ち、受け付けると(ステップS1105)、その時点の撮像パラメータを用い、撮像シーケンスを作成する(ステップS1106)。そして、撮像部720は、撮像シーケンスに従って、撮像を実行する(ステップS1107)。
　一方、ステップS1105において、待機中にユーザから撮像パラメータの変更などの入力を受け付けると、シーケンス作成部710は、ステップS1102へ戻り、処理を繰り返す。このように、ユーザは撮像開始の指示を出すまで、表示された調整パラメータの最適値を参考に調整パラメータも変更することができる。
　次に、上記ステップ1103の、パラメータ調整部711によるパラメータ調整処理の流れの一例を説明する。図9は、本実施形態のパラメータ調整処理の処理フローである。
ここでは、対象の撮像パラメータをTRとする。また、調整パラメータの更新をM回行うものとする。i回更新された調整パラメータをTR(i)、TR(i)により得た目的関数Scvarを、f(TR(i))と表す。
　更新回数をカウントするカウンタiを初期化(i＝0)する(ステップS1201)。
そして、ユーザが入力した値を調整パラメータの初期値(TR(0))に設定する(ステップS1202)。
　そして、その時点の調整パラメータの値を用い、目的関数f(TR(i))の差分商(Δf(TR(i))／h)を算出する(ステップS1203)。ここで、Δf(TR(i))は、f(TR(i)＋h)－f(TR(i))である。hは十分小さな値で、最急降下法で良く行われるように適当に決める。例えばTR(0)の1／1000などとする。または、TRに設定できる精度に応じて決めても良い。
　そして、得られた差分商を用いて、調整パラメータTR(i)を更新する(ステップ1204)。具体的には、TR(i)＝TR(i－1)－α×(Δf(TR(i))/h)を計算することにより、更新する。ここで、αは予め定めた小さな数である。αは、最急降下法で良く行われる手法で適切に決める。例えば、1/(Δf(TR(0))／h)×TR(0)／1000などとする。または、目的関数f(TR(i))の変化をいくつかのケースに関して調査して収束が良くなるように経験的に定めてもよい。
　上記のステップS1203およびステップS1204の処理を、M回繰り返す(ステップS1205、S1206)。そして、M回繰り返し後の調整パラメータTR(M)を、最適値と決定し(ステップS1207)、処理を終了する。
　なお、上記パラメータ調整処理において、調整パラメータを調整する際、探索範囲を設定しても良い。すなわち、調整パラメータの調整範囲、調整パラメータの値を変化させる範囲(変化範囲)を制限してもよい。
　例えば、図7(a)および図7(b)に示す例では、信号強度の分散Scvarが最小となるTRは、0.6秒である。これは、各T1(1)、T1(2)、T1(3)全ての信号強度Scが0となるTRであり、Trecovが0の場合である。この時点では、T1回復が全くなされていない状態であり、以降、信号が生じなくなるので実際には意味の無い設定である。このようなTRが算出されることを避けるため、例えば、TRの変化範囲を1秒以上と制限を設ける。
　また、TRが長くなると撮像時間が長くなる。このため、TRの変化範囲に制限を設け、その範囲でコントラストを最適にしたい場合がある。例えばTRを10秒以下などと制限する。
　調整パラメータの値の変化を許容する範囲(変化範囲)に制限を設ける場合のパラメータ調整処理の処理フローを、図10に示す。基本的に図9に示すパラメータ調整処理の処理フローと同じである。ただし、初期設定時に調整パラメータの値の変化範囲を設定する点と、調整パラメータの値を設定した変化範囲内で変更する点と、が異なる。
　本例では、図10に示すように、ステップS1202aにおいて、調整パラメータに初期値を設定する際、調整パラメータの値の変化範囲も設定する。また、ステップS1204で調整パラメータを更新後、更新後の調整パラメータが、ステップS1202aで設定した範囲内であるか否かを判別する(ステップS1211)。そして、範囲内であれば、そのままステップS1205へ移行する。一方、範囲外である場合、変化範囲内の最も近い値に調整パラメータを変更する(ステップS1212)。
　また、上記実施形態では、T2強調画像撮像時の調整において、調整パラメータをTRとする場合を例にあげて説明したが、上述のように、T2強調画像撮像時に調整する調整パラメータはこれに限られない。T1回復やT1減衰に影響を与える撮像パラメータであればよい。
　エコートレイン最後の再収束RFパルス印加後から、次の励起RFパルス201までの回復期間Trecovに印加されるRFパルスまたは傾斜磁場の印加パラメータは、調整パラメータとして用いることができる。
　例えば、上述のように、DEパルス204のFA、飽和パルス、回復期間であるTrecov間に印加する1以上のRF各々のFA、Trecov間に印加する傾斜磁場パルスの強度、これらの組合せを調整パラメータとしてもよい。
　他にも、例えば、VRFAの各FA、エコーシフトなどを調整パラメータとしてもよい。FAやエコーシフトはT2の影響も変化させるため扱いにくいが、T1の影響を変化させるため、調整に利用可能である。
　例えば、T2強調画像撮像時の調整パラメータが、DEパルス204のFAの場合の、調整処理の概要を、図11を用いて説明する。図11には、図6と同様に、T2は等しく、T1が異なる二つの組織AおよびBの磁化の大きさの変化と、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。
　用いるパルスシーケンスは、例えば、VRFAシーケンス200であり、組織A、BのT1(T1AおよびT1B)の関係は、T1A＜T1Bとする。実線301は、組織Aの磁化の大きさの変化を、破線302は、組織Bの磁化の大きさの変化を示す。磁化の大きさは、取得するエコー信号に寄与するもののみ示す。また、VRFAシーケンス200が十分繰り返され、定常状態となった場合の1TR間の変化を示す。
　ここで、エコートレイン最後のエコー信号取得後、DEパルス204を印加すると、取得するエコー信号に寄与する磁化が縦磁化となり、TR終了までT1回復する。このとき、図11に示すように、DEパルス204のFAを変化させることにより、回復期間Trecovの始まりの磁化の大きさが変化する。これにより、磁化の回復の程度を調整することができる。すなわち、パラメータ調整部711は、DEパルス204のFAを調整することにより、TR終了時の磁化の大きさを、最適なものとすることができる。この場合も、TR終了時の最適な磁化の大きさは、次のTRにおいて、コントラストを決めるk空間中心を取得するタイミングで、各組織A，Bの磁化の大きさ(信号強度)が、略等しくなるものである。
　信号強度Sc(n)は、調整パラメータをTRとした場合と同様に、式(1)～式(4)から求められる。パラメータ調整部711は、調整パラメータをTRとした場合と同様に、DEパルス204のFA(FAde)を変化させながら、目的関数(Scvar)を最小(極小)化するよう調整パラメータを調整する。調整パラメータがFAdeであることだけが異なる。
　また、T2強調画像撮像時の調整パラメータを、飽和パルスの印加タイミングとしてもよい。飽和パルスは、通常、特定の成分や場所からの信号を抑制するために印加するRFパルスである。ここでは、信号を抑制するためにエコートレインとエコートレインとの間に印加するRFパルスという意味で用いる。特定の成分や場所に限る必要は無い。通常、信号を消すために傾斜磁場も印加するが、本実施形態では、傾斜磁場は信号を消すように印加しさえすれば良いので、ここではRFパルスの印加方法のみ説明する。
　この場合の、パラメータ調整処理の概要を、図12を用いて説明する。図12には、図6と同様に、T2は等しく、T1が異なる二つの組織AおよびBの磁化の大きさの変化と、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。
　用いるパルスシーケンスは、例えば、VRFAシーケンス200であり、組織A、BのT1(T1AおよびT1B)の関係は、T1A＜T1Bとする。実線301は、組織Aの磁化の大きさの変化を、破線302は、組織Bの磁化の大きさの変化を示す。磁化の大きさは、取得するエコー信号に寄与するもののみ示す。また、VRFAシーケンス200が十分繰り返され、定常状態となった場合の1TR間の変化を示す。
　ここで、エコートレイン間、すなわち、Trecov間の所定のタイミングで飽和パルス205を印加すると、取得するエコー信号に寄与する磁化が無くなり、飽和パルス205の印加時からTR終了までT1回復する。このとき、図12に示すように、飽和パルス205の印加タイミングを変化させることにより、磁化の回復の程度を調整することができる。すなわち、パラメータ調整部711は、飽和パルス205の印加タイミングを調整することにより、TR終了時の磁化の大きさを、最適なものとすることができる。この場合も、TR終了時の最適な磁化の大きさは、次のTRにおいて、コントラストを決めるk空間中心を取得するタイミングで、各組織A，Bの磁化の大きさ(信号強度)が、略等しくなるものである。
　この場合、パラメータ調整部711は、上記式(3)を、以下の式(5)および式(6)で置き換え、最適値の算出を行う。
　　Msat＝1－(1－MLde)×exp(－Trecov1／T1(n))・・・(5)
　　MT0＝1－(1－Msat×cos(FAsat))×exp(－Trecov2／T1(n))・・・(6)
　ここで、Msatは飽和パルス205印加直前の磁化の大きさ、FAsatは飽和パルス205のFA、Trecov1はDEパルス204から飽和パルス205印加までの時間、Trecov2は飽和パルス205から次のエコートレイン開始までの時間である。
　式(1)、式(2)、式(5)および式(6)を解くことにより、定常状態でのMT0を、Rend(n)、FAde、FAsat、Trecov1、Trecov2およびT1(n)で表わす。そして、このMT0を式(4)に代入し、Sc(n)を求める。パラメータ調整部711は、調整パラメータをTRとした場合と同様に、Trecov2を変化させながら、目的関数(Scvar)を最小(極小)化するよう調整パラメータを調整する。調整パラメータがTrecov2であることだけが異なる。
　飽和パルス205を調整パラメータとする場合、所望のタイミングで磁化を0にすることができる。このため、TRの長さによらず、所望のT1回復を実現できる。例えば、TRが長い場合であっても、飽和パルス205の印加タイミングを遅くすることにより、T1回復の程度を抑えることができる。このため、同期計測など、短いTRが指定できない撮像などに有用である。なお、調整パラメータはFAsatにしても良い。
　以上、式(1)～式(6)に現れる変数のうちの一つを調整パラメータとして調整する場合を例にあげて調整手法を説明した。しかしながら、上述したように、調整パラメータは1つに限られない。複数を組み合わせて調整しても良い。
　例えば、調整パラメータとして、回復期間Trecovの長さ、Trecovの間に印加するRF波形、および、Trecovの間に印加する傾斜磁場強度等を用いることができる。ここで、Trecovの間に印加するRF波形は、Trecovの間に印加するフリップバック／ダウンのためのRFパルスのFA値列で定まる。これらの中から1以上の撮像パラメータを調整パラメータとして用いる。
　これらの調整パラメータ全てを組み合わせて調整する場合の概要を、図13を用いて説明する。図13には、図6と同様に、T2は等しく、T1が異なる二つの組織AおよびBの磁化の大きさの変化と、RFパルスの印加タイミングと、傾斜磁場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。
　用いるパルスシーケンスは、例えば、VRFAシーケンス200であり、組織A、BのT1(T1AおよびT1B)の関係は、T1A＜T1Bとする。実線301は、組織Aの磁化の大きさの変化を、破線302は、組織Bの磁化の大きさの変化を示す。磁化の大きさは、取得するエコー信号に寄与するもののみ示す。また、VRFAシーケンス200が十分繰り返され、定常状態となった場合の1TR間の変化を示す。
　ここで、エコートレイン最後のエコー信号取得後、DEパルス204を印加すると、取得するエコー信号に寄与する磁化が縦磁化となり、TR終了までT1回復する。この回復期間Trecovを調整したり、この間にRFパルス波形206を印加したり、傾斜磁場207を印加することにより、磁化の回復の程度を調整する。TR終了時の最適な磁化の大きさは、次のTRにおいて、コントラストを決めるk空間中心を取得するタイミングで、各組織A，Bの磁化の大きさ(信号強度)が、略等しくなるものである。
　より一般的に言うと、印加タイミング、RF波形、傾斜磁場強度といったシーケンス形状の全てを調整パラメータとして調整の対象とすることができる。これまでに説明した例はその中の一部を調整した例である。例えば、TRを調整パラメータとした上記の例は、RF波形と傾斜磁場強度とを固定とし、印加タイミングのうちの最後の待ち時間のみを調整パラメータとしたものである。また、DEパルス204のFA、飽和パルス205のFAを調整パラメータとした例は、印加タイミングと傾斜磁場強度とを固定とし、RF波形のうち一部のパルスの強度のみを調整パラメータとしたものである。
　ここでは、最も一般化すると、以下の式(7)に示すブロッホ方程式を用いて、コントラストを決めるk空間中心に配置されるエコー信号の大きさを求める。求め方は一般的な方法を用いる。例えば、傾斜磁場を考慮する場合、それぞれの傾斜磁場印加方向について、式を解いて足し合わせば良い。また、定常状態を得るには十分な時間繰り返せば良い。
この方程式に含まれる変数の中の、所望の変数を調整パラメータとすれば良い。
Figure JPOXMLDOC01-appb-I000001
　なお、この場合も、式(7)で示されるブロッホ方程式を直接解くのではなく、Trecov期間、RF波形、傾斜磁場強度をある程度制限し、簡易な式で、撮像パラメータを調整するよう構成してもよい。
　また、いずれの撮像パラメータを調整パラメータとする場合であっても、変化範囲を設定し、当該範囲内で調整するよう構成してもよい。
　また、上記実施形態では、1つのT2について、異なるT1を有する組織の、k空間中心の信号強度Scを用いて、最適な調整パラメータを決定している。しかしながら、調整パラメータ決定時に考慮するT2は複数であってもよい。
　この場合は、目的関数を各T2値に対する、信号強度Scの変動係数(分散÷平均)の和とする。2つのT2(T21およびT22)を考慮する場合、T2がT21で、T1が異なる複数の組織を用いて得られるk空間中心の信号強度の変動係数Sccv1と、T2がT22で、T1が異なる複数の組織を用いて得られるk空間中心の信号強度の分散Sccv2との和である、Sccv1＋Sccv2を、目的関数とし、上記パラメータ調整処理を行う。この場合の処理の流れは、図9または図10を用いて説明したパラメータ調整処理と同様である。
　または、各T2値に対し、上記パラメータ調整処理を行い、得られた最適値を平均してもよい。このように、考慮する緩和時間が複数ある場合のパラメータ調整処理の流れを図14に示す。まず、各T2について、T2が等しく、T1が異なる複数の組織を用いて、調整パラメータの最適値を算出する(ステップS1301)。その後、T2毎に得られた最適値の平均を計算し(ステップS1302)、調整結果として出力する調整パラメータの最適値を決定する。なお、ステップS1301における、各T2に対する最適値の決定手法は、上記図9または図10を用いて説明したパラメータ調整処理と同様である。
　例えば、図7(a)および図7(b)に示す50msと100msとの2つのT2を考慮する場合、T2が50msの場合のTR1.75秒と、T2が100msの場合のTR1.85秒との平均をとり、1.8秒を最適値とする。
　また、分散を最小化する対象を信号強度ではなく、コントラストとしてもよい。コントラストは、2つの異なるT2値の信号強度Sc(n)の比で求められる。信号強度比をとる組織のT1値は同じとする。例えば、図7(a)および図7(b)の例では、T2が50msの場合の各T1値の信号強度をSc1(n)、T2が100msの場合の各T1値の信号強度をSc2(n)とすると、コントラストRc(n)は、Sc1(n)／Sc2(n)で表される。パラメータ調整部711は、このコントラストRc(n)の分散Rcvarを目的関数とし、目的関数が最小(極小)となる値を探索する。
　DEパルス204のFAを調整パラメータとし、目的関数をコントラストの分散Rcvarとした場合の、調整例を図15に示す。ここでは、二つのT2を、それぞれ、50msと100msとする。また、T1の異なる3つの組織の各T1を、それぞれ、T1(1)＝1s,T1(2)＝10s,T1(3)＝無限大とする。T2が50msでT1がT1(n)(n＝1,2,3)の組織によるk空間中心の信号強度Sc1(n)とし、T2が100msでT1がT1(n)の組織のk空間中心の信号強度Sc2(n)とし、目的関数Rcvarは、Rc(n)＝Sc1(n)／Sc2(n)の分散である。
　なお、このときの撮像条件はTR＝1.8秒、ETL＝80、IET＝7.3msとした。再収束RFパルス202のFAのFA変化形状FAPは、第一の実施形態同様、図4に示す形状とした。
　また、T1が無限大とは、上記式(3)を以下の式(8)で置き換えたもので、T1の影響を無視して考えるということである。T1減衰は無く、励起直前に縦磁化が元に戻るという仮想的な状態で考える。
　　　MT0＝1・・・(8)
　図15の例では、DEパルス204のFAが略0度の場合、目的関数Rcvarが最小(極小)となることがわかる。
　以上説明したように、本実施形態のMRI装置100は、静磁場を発生する静磁場発生部120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部130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送信部150と、前記被検体が発生するエコー信号を受信する受信部160と、前記受信部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、前記傾斜磁場発生部130、前記送信部150、前記受信部160の動作を制御する制御部170と、不要なコントラストを低減するよう予め定めた調整対象の撮像パラメータを調整するパラメータ調整部711と、前記パラメータ調整部711により調整された撮像パラメータを受け付け、当該撮像パラメータとパルスシーケンスとを用いて前記撮像シーケンスを生成するシーケンス作成部710と、を備える。
　ここで、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、繰り返し時間内に複数の再収束高周波磁場パルスを印加するパルスシーケンスであり、前記再収束高周波磁場パルスの少なくとも1つのフリップ角は180度以外である。そして、前記パラメータ調整部711は、T1コントラストを低減させるよう、前記調整対象の撮像パラメータを調整する。
　このように、本実施形態によれば、T2強調画像撮像時に、T1コントラストの混入を抑えることができる。本実施形態では、T1コントラストの混入を、エコートレイン取得後のT1回復の程度を調整することにより、抑制する。調整は、TRの長さ、回復期間に印加されるフリップバック／ダウンのためのRFパルスの印加タイミング、FA、傾斜磁場強度などにより行う。すなわち、自然に反対の効果を持つ減衰と回復とでT1コントラストをキャンセルする。
　簡略化した式で説明すると、減衰を表すexp(－T／T1(n))のT＝0での一次近似は、1－T／T1(n)であり、回復を表す1－exp(－T／T1(n))のT＝0での一次近似はT／T1(n)である。このため、減衰と回復とは一次近似ではキャンセルできる。減衰と回復のこの関係は、どのようなT1に対しても成り立つので、広い範囲のT1をキャンセルすることが期待される。
　また、本実施形態によれば、T1の影響をキャンセルするために調整したパラメータの調整後の値をユーザに提示する。このため、ユーザは、調整後の撮像パラメータを把握できる。従って、撮像時間短縮のためにコントラストを犠牲にするなどというパラメータ調整がしやすくなる。
　例えば、非VRFAでは、TRを長くすればするほどT1コントラストの混入が抑えられ、かつ、信号強度も大きくなる。このため、T1減衰の混入を最小にするTRを知る必要は無かった。しかし、上記の例から、VRFAの場合は、T2強調撮像で、T1減衰の混入を最小にするTRは、2秒程度と短いことがわかる。このように、T1減衰の混入を最小にするTRを把握できれば、TRを短くして撮像時間を短縮するか、または、TRを長くして信号強度を大きくするか、撮像時間とコントラストとSNRとのトレードオフの判断を行いやすい。
　＜＜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。第一の実施形態は、T2強調画像を取得する際、T1の影響を低減するよう調整パラメータを調整する。一方、本実施形態は、T1強調画像を取得時に、T2コントラストを低減するよう調整する。
　本実施形態のMRI装置は、基本的に第一の実施形態のMRI装置100と同様の構成を有する。本実施形態の制御部170の機能構成も同様である。ただし、上述のように、取得する画像および低減するコントラストが異なるため、パラメータ調整部711によるパラメータ調整処理が異なる。使用するパルスシーケンス、撮像処理の流れは、第一の実施形態と同様である。
　本実施形態のパラメータ調整部711は、ユーザが設定した撮像パラメータを、不要なコントラストを生じさせるT2の影響を低減するよう調整する。すなわち、パラメータ調整部711は、T2コントラストを低減させるよう、前記調整対象の撮像パラメータを調整する。なお、調整対象とする調整パラメータは、第一の実施形態同様である。
　ここで、本実施形態の、パラメータ調整部711によるパラメータ調整処理を説明する。本実施形態のパラメータ調整部711は、T1、T2の組み合わせが異なる複数の組織からのエコー信号の中の、k空間中心に配置するエコー信号の信号強度を用いて調整パラメータを調整する。調整は、T1が等しい場合は、T2が異なっていても、その信号強度の違いが小さくなるよう行う。例えば、k空間の中心に配置されるエコー信号の信号強度の分散が最小(極小)となるよう、調整パラメータを調整することにより、違いを小さくする。
　図16に、縦緩和時間T1が等しく、横緩和時間T2が異なる二つの組織CおよびDの磁化の大きさの変化とパルスシーケンスとの関係を示す。組織Cの横緩和時間T2Cは、組織Dの横緩和時間T2Dより短いものとする(T2C＜T2D)。用いるパルスシーケンスは、図3に示すVRFAシーケンス200とする。なお、本実施形態においても、第一の実施形態同様、用いるシーケンスはVRFAシーケンス200に限られない。少なくとも1つの再収束RFパルス202のFAが180度以外のシーケンスであればよい。
　ここでは、組織Cの磁化の大きさの変化(実線)501と、組織Dの磁化の大きさの変化(破線)502と、励起RFパルス201、再収束RFパルス202、DEパルス204の印加タイミングと、エコー信号203の取得タイミングとを示す。本図においても、磁化の大きさは、取得するエコー信号に寄与するもののみ示す。また、VRFAシーケンス200が十分繰り返され、定常状態となった場合の、1TR間の様子を示す。
　VRFAシーケンス200を用いる場合、本図に示すように、TR開始後、励起RFパルス201により励起されると、エコートレイン終了まで、再収束RFパルス202によってリフォーカスされる間、両組織C、Dの磁化の大きさ501、502は変化する。この磁化の大きさ501、502の変化には、再収束RFパルス202のFAが180度でないことにより生じる縦磁化分のT1減衰も含まれる。
　ここで、エコートレイン最後のエコー信号取得後、DEパルス204を印加すると、取得するエコー信号に寄与する磁化が縦磁化となり、TR終了までT1回復する。回復した縦磁化は、次のTRで取得するエコー信号に寄与する。すなわち、次のTRでは、直前のTR終了時に回復した磁化の大きさから変化を開始する。従って、この回復期間中の磁化の回復の程度を調整することにより、TR終了時の磁化の大きさを、以降のTRにおいて最適な開始時の磁化の大きさとすることができる。
　本実施形態のパラメータ調整部711は、TR終了時の磁化の大きさが最適となる調整パラメータを探索する。上述の二つの組織CとDのみを考える場合、TR終了時の最適な磁化の大きさは、次のTRにおいて、コントラストを決めるk空間中心を取得するタイミングで、各組織C，Dの磁化の大きさ(信号強度)が、略等しくなるものである。
　より一般的には、本実施形態においても、パラメータ調整部711は、T1が等しく、T2が異なる複数の組織それぞれの、定常状態時のk空間中心の信号強度Scが略等しくなる状態として、各信号強度Scの分散Scvarが最小(または、極小)となるよう、調整パラメータを調整する。すなわち、本実施形態のパラメータ調整部711は、分散Scvarを目的関数とし、目的関数が最小(または、極小)となる調整パラメータを探索し、最適値と決定する。
　本実施形態のパラメータ調整部711による上記調整の具体的な手法を以下に説明する。T1が等しくT2が異なるN個(Nは2以上の整数)の組織それぞれのT2を、T2(n)(n＝1,2,3・・N)とし、T2(n)の定常状態時のk空間中心の信号強度をSc(n)とすると、目的関数は、N個のSc(n)の分散Scvarである。本実施形態のパラメータ調整部711は、目的関数Scvarを最小(または、極小)とする調整パラメータを探索し、決定する。
　本実施形態のSc(n)を求めるために必要な式を以下に示す。これらの式は、基本的に第一の実施形態の式(1)～式(4)と同様である。すなわち、第一の実施形態同様、エコートレイン終了時(DEパルス印加直前)の横磁化の大きさMTend、DEパルス204印加後の縦磁化の大きさMLde、励起直後の横磁化の大きさMT0、信号強度Sc(n)を、以下の4つの式(9)～式(10)に分けて記述する。
　　　MTend＝MT0×Rend(n)・・・(9)
　　　MLde＝MTend×sin(－FAde)・・・(10)
　　　MT0＝1－(1－MLde)×exp(－Trecov／T1)・・・(11)
　　　Sc(n)＝MT0×Rcent(n)・・・(12)
　ここで、完全に回復後、励起した直後の磁化の大きさを1とする。FAdeは、DEパルス204のFAである。励起パルスと同位相(フリップバックする時を負とする)とする。Trecovは、上述のように、DEパルス204印加から、次の励起RFパルス201印加までの時間である。
　ただし、エコートレイン開始時に対するエコートレイン終了時の横磁化の大きさの割合であるRend(n)、および、エコートレイン開始時の横磁化の大きさに対するk空間中心収集時の横磁化の大きさの割合であるRcent(n)は、T2がT2(n)のときの値となる。
　これらは、再収束RFパルス202のFAとT1,T2とからブロッホ方程式を用いて求めることができる。また、k空間中心に配置するエコー信号を収集するタイミングは、エコーシフトなどにより任意に変更できる。
　なお、上記例では、エコートレイン終了時(DEパルス204印加直前)の縦磁化MLendの大きさは簡単のために0としている。エコートレイン終了時の縦磁化MLendを考慮する場合は、式(1)～式(4)と同様に式(9)の縦磁化版式(1－1)を追加し、式(10)を式(2-1)で置き換えてMTendの縦磁化成分も考慮する。なお、DEパルス204を印加しないケースは、DEパルス204のFAを0とする。
　目的関数Scvarを最小(または極小)とする調整パラメータの探索手法は、第一の実施形態と同様である。すなわち、本実施形態のパラメータ調整部711によるパラメータ調整処理の流れは、図9を用いて説明した第一の実施形態のパラメータ調整処理の流れと同様である。例えば、調整パラメータをDEパルス204のFAとする場合、パラメータ調整部711は、目的関数Scvarを最小とするFAdeを探索し、決定する。
　本実施形態のパラメータ調整部711による調整の具体例を図17(a)および図17(b)に示す。それぞれ、T1が等しくT2が異なる4つの組織の、定常状態のk空間中心の信号強度Scの、調整パラメータの変化の様子を示すグラフである。ここでは、調整パラメータは、DEパルス204のFAとする。
　また、4つのT2(T2(1),T2(2),T2(3),T2(4))は、それぞれ、T2(1)＝80ms,T2(2)＝100ms,T2(2)＝1000ms,T2(4)＝無限大とする。図17(a)は、T1が500msの組織、図17(b)は、T1が1000msの組織の信号強度変化を示すグラフである。撮像条件は、ETL(エコートレイン数)を80，IET(エコー間隔)を7.3ms、TR＝1000msとした。再収束RFパルス202のFAは、図4に示すFA変化形状FAPに従って変化させた。
　図17(a)に示すように、T1が500msの組織の場合、Scの分散Scvarを最小(または極小)とするDEパルス204のFA(最適値)は、40度であることがわかる。また、図17(b)に示すように、T1が1000msの組織の場合、Scvarを最小(または極小)とするDEパルス204のFA(最適値)は、20度であることがわかる。
　なお、上記パラメータ調整処理以外は、第一の実施形態と同様である。すなわち、本実施形態の制御部170による撮像処理の流れは、第一の実施形態と同様である。
　なお、本実施形態においても、第一の実施形態同様、調整パラメータは、回復期間Trecovの長さ、Trecovの間に印加するRF波形、および、Trecovの間に印加する傾斜磁場強度等を用いることができる。
　例えば、TRを調整パラメータとして用いる場合、上記式(9)～式(12)を用い、Scvarを最小(または極小)とするTrecovを決定する。
　また、飽和パルス205の印加タイミングを調整パラメータとして用いる場合、上記式(11)を、以下の式(13)および式(14)で置き換える。
　　Msat＝1－(1－MLde)×exp(－Trecov1／T1)・・・(13)
　　MT0＝1－(1－Msat×cos(FAsat))×exp(－Trecov2／T1)・・・(14)
　ここで、Msatは飽和パルス205印加直前の磁化の大きさ、FAsatは飽和パルス205のFA、Trecov1はDEパルス204から飽和パルス205印加までの時間、Trecov2は飽和パルス205から次のエコートレイン開始までの時間である。
　また、飽和パルス205のFAを調整パラメータとしてもよい。この場合は、上記Sc(n)の、複数のnに対する分散Scvarを最小にするFAsatを最適値として算出する。最適値の探索手法は、上記調整パラメータがTRである場合と同様とする。
　飽和パルス205を調整パラメータとすると、所望のタイミングで磁化を小さくすることができる。従って、TRの長さによらず、所望のT1回復を実現できる。すなわち、TRが長い場合であっても、飽和パルス205の印加タイミングを遅くすることにより、T1の回復の程度を抑えることができる。このため、同期計測など、短いTRが指定できない撮像などに有用である。
　また、上記各調整パラメータを組み合わせて用いる場合は、第一の実施形態同様、上記式(7)に示すブロッホ方程式を用いて、磁化の大きさを求める。
　なお、本実施形態においても、ブロッホ方程式を直接解くのではなく、Trecov期間、RF波形、傾斜磁場強度をある程度制限し、簡易な式で、撮像パラメータを調整するよう構成してもよい。
　また、本実施形態においても、第一の実施形態同様、各調整パラメータの値の変化範囲に制限を設けてもよい。この場合のパラメータ調整処理の流れは、第一の実施形態と同様である。
　また、本実施形態においても、パラメータ調整処理において、第一の実施形態同様、複数のT1を考慮してもよい。この場合、第一の実施形態同様、目的関数を各T1値に対する、信号強度Scの変動係数の和とする。2つのT1(T11およびT12)を考慮する場合、T1がT11で、T2が異なる複数の組織を用いて得られるk空間中心の信号強度の変動係数Sccv1と、T1がT12で、T2が異なる複数の組織を用いて得られるk空間中心の信号強度の変動係数Sccv2との和である、Sccv1＋Sccv2を、目的関数とし、上記パラメータ調整処理を行う。この場合の処理の流れは、図9または図10を用いて説明した、第一の実施形態のパラメータ調整処理と同様である。
　また、本実施形態においても、各T1値に対し、上記パラメータ調整処理を行い、得られた最適値を平均してもよい。この場合の処理の流れは、図14を用いて説明した、第一の実施形態の処理の流れと同様である。
　また、第一の実施形態同様、信号強度ではなく、コントラストを用い、その分散を目的関数としてもよい。すなわち、パラメータ調整部711は、コントラストの分散が最小(極小)となる値を、調整パラメータの最適値としてもよい。コントラストは、2つの異なるT1値の信号強度の比として算出する。
　例えば、図17(a)および図17(b)に示す例を用い、T1が500msの場合の、4つのT2(n)(n＝1,2,3,4)の信号強度をSc1(n)、T1が1000msの場合の、4つのT2(n)の信号強度をSc2(n)とすると、コントラストRc(n)は、Sc1(n)／Sc2(n)で表される。パラメータ調整部711は、このRc(n)を目的関数とし、その分散Rcvarが最小となる値を、調整パラメータの最適値とする。
　図18に、調整パラメータをDEパルス204のFAとした場合の、T2(n)毎の、コントラストRcのグラフを示す。本図に示すように、この場合は、0度が最適値として得られる。なお、図17(a)、図17(b)からわかるように、同じT1であっても、T2が異なると、信号強度は大きく変化する。つまり、T1強調画像なのにT2コントラストがついてしまうことになる。従って、撮像対象のT2が狭い範囲にある場合に、コントラストを用いる処理は適用できる。
　以上説明したように、本実施形態のMRI装置100は、静磁場を発生する静磁場発生部120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部130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送信部150と、前記被検体が発生するエコー信号を受信する受信部160と、前記受信部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、前記傾斜磁場発生部130、前記送信部150、前記受信部160の動作を制御する制御部170と、不要なコントラストを低減するよう予め定めた調整対象の撮像パラメータを調整するパラメータ調整部711と、前記パラメータ調整部711により調整された撮像パラメータを受け付け、当該撮像パラメータとパルスシーケンスとを用いて前記撮像シーケンスを生成するシーケンス作成部710と、を備える。ここで、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、繰り返し時間内に複数の再収束高周波磁場パルスを印加するパルスシーケンスであり、前記再収束高周波磁場パルスの少なくとも1つのフリップ角は180度以外である。そして、前記パラメータ調整部711は、T2コントラストを低減させるよう、前記調整対象の撮像パラメータを調整する。
　このように、本実施形態によれば、T1強調画像撮像時に、T2コントラストの混入を抑えることができる。T1コントラストを大きくするだけであれば、DEパルス204でフリップダウンすれば良いことが知られている。しかし、フリップダウンでは、T2コントラストのキャンセルまではできない。従って、T2コントラストをキャンセルしてT1コントラストのみの画像を作成する場合、完全なフリップダウンではなく条件に応じたFAを用いたほうが良いことがわかる。
　また、本実施形態によれば、T2の影響をキャンセルするために調整したパラメータの調整後の値をユーザに提示する。このため、ユーザは、調整後の撮像パラメータを把握できる。従って、撮像時間短縮のためにコントラストを犠牲にするといったパラメータ調整がしやすくなる。
　なお、上記各実施形態では、撮像パラメータが設定される毎にパラメータ調整処理を実行し、調整パラメータの最適値を決定しているが、これに限られない。例えば、撮像条件毎に事前に調整パラメータの最適値を算出し、記憶装置172などに保持しておいてもよい。最適値は、例えば、FA変化形状FAP、撮影対象コントラスト等に応じて算出する。この場合、撮像パラメータが設定される毎に、設定された撮像パラメータに対応づけて保持される最適値を取得する。
　最適値を事前に算出する場合の、撮像処理の処理フローを図19に示す。本処理は、基本的に図8を用いて説明した撮像処理と同様である。ただし、ステップS1102で撮像条件を受け付けると、当該撮像条件に対応づけて記憶される最適値を取得し(ステップS1103a)、取得した最適値を撮像パラメータ入力画面400に表示する(ステップS1104a)。
　ここで、コントラストを変えずTRを延長する手法を説明する。上記各実施形態の手法で調整パラメータを調整後に、この手法を適用しても良い。
　図20は、本手法を説明するための説明図である。ここでは、一例として、上記図6と同条件の二つの組織A、Bの、磁化の大きさの変化601、602と、各RFパルス201、202、204の印加タイミング、傾斜磁場の印加タイミング、エコー信号203の取得タイミングを示す。
　図6に一点鎖線600で示すように、異なるT1でも磁化の大きさの変化率が近くなるタイミングがある。ここでは、図20に示すように、このタイミングで、適切なFAを設定したRFパルス210を繰り返し印加する。このRFパルス210を繰り返し印加することにより、このタイミングでの磁化の大きさを維持する。
　スポイリングにはRFパルス210の位相を用いても良いが、図20には傾斜磁場220を用いる例を示す。傾斜磁場220は、RFパルス210印加中に印加しないように切り替えても良い。なお、実質的にスライシングされないほどRFパルス210の印加時間を十分短くできる場合、切り替える必要は無い。
　印加するRFパルス210のFAは以下の式(15)により定まる。
　　　1－cos(FAss)＝Δm・・・(15)
　ここで、FAssは印加し続けるRFパルス210のFAで、ΔmはRFパルス210の印加間隔Δtの間に変化する磁化の大きさの割合である。例えば、大きさM1の磁化が大きさM2に変化したとき、Δm＝(M2－M1)／M1である。または、瞬間の変化率を使って、Δm＝dM／dt／M1×Δtなどとしても良い。
　この手法を用いることにより、同期計測など、不定期なトリガ後にエコートレインを開始する場合、ある程度磁化が回復した状態で、その状態を維持しながら、トリガを待つことができる。従って、コントラストの制御が容易になる。
　上記各実施形態では、目的関数として、定常状態時のk空間中心の信号強度Scの分散または変動係数(分散÷平均)を用いているが、目的関数はこれに限らない。例えば、分布範囲(最大値と最小値の差)としてもよい。上述のように、緩和時間が異なる複数の組織のエコー信号の中で、意図したコントラストを生じる緩和時間(例えば、T2)が等しく、不要なコントラストを生じる緩和時間(例えば、T1)が異なる組織については、k空間中心に配置するエコー信号の信号強度の違いが小さくなるよう調整する、といった上記第一の実施形態で説明した調整処理が実現可能な目的関数であればよい。
　100　MRI装置、101　被検体、120　静磁場発生部、130　傾斜磁場発生部、131　傾斜磁場コイル、132　傾斜磁場電源、140　シーケンサ、150　送信部、151　送信コイル、152　高周波発振器、153　変調器、154　高周波増幅器、160　受信部、161　受信コイル、162　信号増幅器、163　直交位相検波器、164　A/D変換器、170　制御部、171　CPU、172　記憶装置、173　表示装置、174　入力装置、200　FSEパルスシーケンス(VRFA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、204　DEパルス、205　飽和パルス、206　RFパルス波形、207　傾斜磁場、210　RFパルス、200a　TR内シーケンス、220　傾斜磁場、301　組織Aの磁化の大きさの変化、302　組織Bの磁化の大きさの変化、400　撮像パラメータ入力画面、401　調整パラメータ入力領域、402　調整パラメータ表示領域、403　コントラスト調整設定領域、404　反映ボタン、410　撮像パラメータ設定領域、420　決定ボタン、501　組織Cの磁化の大きさの変化、502　組織Dの磁化の大きさの変化、600　磁化の大きさの変化率が近くなるタイミング、601　組織Aの磁化の大きさの変化、602　組織Bの磁化の大きさの変化、710　シーケンス作成部、711　パラメータ調整部、720　撮像部

Claims (14)

  1. 　静磁場を発生する静磁場発生部と、
    　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部と、
    　前記被検体の磁化を所定のフリップ角で励起する高周波磁場パルスを送信する送信部と、
    　前記被検体が発生するエコー信号を受信する受信部と、
    　不要なコントラストを低減するよう予め定めた調整対象の撮像パラメータを調整するパラメータ調整部と、
    　前記パラメータ調整部により調整された撮像パラメータと、繰り返し時間内に励起高周波磁場パルスと、1つ以上のフリップ角が180度以外である複数の再収束高周波磁場パルスを印加するパルスシーケンスと、を用いて撮像シーケンスを生成するシーケンス作成部と、
    　前記受信部が受信したエコー信号から画像を再構成するとともに、前記撮像シーケンスに従って、前記傾斜磁場発生部、前記送信部、前記受信部の動作を制御する制御部と、
    　を備えていることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  2. 　請求項1記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    　前記パラメータ調整部は、T1コントラストまたはT2コントラストを低減させるよう、前記調整対象の撮像パラメータを調整すること
    　を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  3. 　請求項1記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    　前記調整対象の撮像パラメータは、繰り返し時間であること
    　を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  4. 　請求項1記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    　前記調整対象の撮像パラメータは、前記高周波磁場パルスおよび前記傾斜磁場の少なくとも一方の印加パラメータであること
    　を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  5. 　請求項1記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    　前記調整対象の撮像パラメータは、前記再収束高周波磁場パルス印加後から次の前記励起高周波磁場パルス印加までの回復期間に印加される、前記高周波磁場パルスおよび前記傾斜磁場の少なくとも一方の印加パラメータであること
    　を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  6. 　請求項5記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    　前記調整対象の撮像パラメータに前記高周波磁場パルスの印加パラメータが含まれる場合、前記印加パラメータは、当該高周波磁場パルスのフリップ角または印加タイミングであること
    　を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  7. 　請求項6記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    　前記高周波磁場パルスは、DEパルスまたは飽和パルスであること
    　を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  8. 　請求項1記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    　前記調整対象の撮像パラメータの調整範囲は予め定めた変化範囲に制限されること
    　を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  9. 　請求項1記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    　前記パラメータ調整部は、意図したコントラストを生じさせる第一の緩和時間が等しく、かつ、前記不要なコントラストを生じさせる第二の緩和時間が異なる複数の組織からのエコー信号の中の、k空間中心に配置されるエコー信号の信号強度の分散が極小となるよう、前記調整対象の撮像パラメータを調整すること
    　を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  10. 　請求項1記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    　前記パラメータ調整部は、前記不要なコントラストを生じさせる第二の緩和時間が等しく、意図したコントラストを生じさせる第一の緩和時間が異なる2つの組織間のk空間に配置されるエコー信号の信号強度の比を、複数の異なる前記第二の緩和時間について計算し、当該計算結果の分散が最小となるよう前記調整対象の撮像パラメータを調整すること
    　を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  11. 　請求項9記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    　前記パラメータ調整部は、前記k空間中心に配置されるエコー信号の信号強度の分散を、前記第一の緩和時間を変えて複数算出し、当該算出結果の和を極小とするよう前記調整対象の撮像パラメータを調整すること
    　を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  12. 　請求項9記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    　前記パラメータ調整部は、前記第一の緩和時間を変えて、前記k空間中心に配置されるエコー信号の信号強度の分散が極小となる前記調整対象の撮像パラメータを複数算出し、当該算出結果の平均値を算出し、調整結果とすること
    　を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  13. 　請求項1記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    　前記パラメータ調整部は、前記撮像パラメータを受け付ける撮像パラメータ入力画面を生成し、
    　前記撮像パラメータ入力画面は、前記調整対象の撮像パラメータの、前記調整後の値を表示する調整パラメータ表示領域、前記調整対象の撮像パラメータの、前記調整後の値を撮像パラメータに反映させる指示を受け付ける反映ボタン、および、意図するコントラストの指定を受け付けるコントラスト調整設定領域の少なくとも1つを備えること
    　を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  14. 　静磁場を発生する静磁場発生部と、
    　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部と、
    　前記被検体の磁化を所定のフリップ角で励起する高周波磁場パルスを送信する送信部と、
    　前記被検体が発生するエコー信号を受信する受信部と、
    を備えた磁気共鳴イメージング装置において、制御部が、
    　不要なコントラストを低減するよう予め定めた調整対象の撮像パラメータを調整する処理と、
    　前記調整された撮像パラメータと、繰り返し時間内に励起高周波磁場パルスと、1つ以上のフリップ角が180度以外である複数の再収束高周波磁場パルスを印加するパルスシーケンスと、を用いて撮像シーケンスを生成する処理と、
    　前記撮像シーケンスを実行し、前記受信部が受信したエコー信号から画像を再構成する処理と、
    を行うことを特徴とする不要コントラスト低減方法。
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