WO2018051649A1 - 磁気共鳴イメージング装置及び磁気共鳴イメージング方法 - Google Patents

磁気共鳴イメージング装置及び磁気共鳴イメージング方法 Download PDF

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WO2018051649A1
WO2018051649A1 PCT/JP2017/027172 JP2017027172W WO2018051649A1 WO 2018051649 A1 WO2018051649 A1 WO 2018051649A1 JP 2017027172 W JP2017027172 W JP 2017027172W WO 2018051649 A1 WO2018051649 A1 WO 2018051649A1
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WO
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data
acquisition order
magnetic resonance
pulse
data acquisition
Prior art date
Application number
PCT/JP2017/027172
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English (en)
French (fr)
Inventor
毅倫 村瀬
邦治 岡
崇 西原
Original Assignee
株式会社日立製作所
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Publication date
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Classifications

    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/05—Detecting, measuring or recording for diagnosis by means of electric currents or magnetic fields; Measuring using microwaves or radio waves 
    • A61B5/055—Detecting, measuring or recording for diagnosis by means of electric currents or magnetic fields; Measuring using microwaves or radio waves  involving electronic [EMR] or nuclear [NMR] magnetic resonance, e.g. magnetic resonance imaging

Definitions

  • the present invention relates to a magnetic resonance imaging (hereinafter referred to as MRI) apparatus, and more particularly to an image imaging technique to which a compression sensing technique is applied.
  • MRI magnetic resonance imaging
  • the MRI apparatus is an imaging apparatus that applies a high-frequency magnetic field and a gradient magnetic field to a subject placed in a static magnetic field, measures a signal generated from the subject by nuclear magnetic resonance, and forms an image.
  • a nuclear magnetic field is generally generated when an excitation pulse (a high-frequency magnetic field pulse) that excites the magnetization in the surface is applied at the same time as applying a slice gradient magnetic field that specifies the imaging surface, and the excited magnetization converges by this.
  • Resonance signal echo
  • a phase encoding gradient magnetic field and a readout gradient magnetic field in directions perpendicular to each other in the imaging surface are applied between the excitation and the echo acquisition.
  • the measured echoes are arranged in a k-space where the horizontal axis is kx and the vertical axis is ky, and image reconstruction is performed by performing inverse Fourier transform on the echoes in the k-space.
  • the measured echo is arranged in a 3Dk space in which the horizontal axis is kx, the vertical axis is ky, and the axis in the depth direction is kz.
  • 3D images can be grasped spatially by image processing using MIP (Maximum Intensity Projection) or MPR (Multi Planar Reconstruction), but there is a problem that the imaging time becomes long.
  • MIP Maximum Intensity Projection
  • MPR Multi Planar Reconstruction
  • CS compressed sensing
  • the additional pulse is an MTC (Magnetization Transfer Contrast) pulse, an IR (Inversion Recovery) pulse, a suppression (presaturation) pulse, a fat suppression pulse, or the like that increases the contrast between a stationary spin and a moving spin.
  • MTC Magneticization Transfer Contrast
  • IR Inversion Recovery
  • suppression Presaturation
  • fat suppression pulse or the like that increases the contrast between a stationary spin and a moving spin.
  • a representative example of 3D imaging in MRI is head MRA (MR Angiography) using TOF (Time-Of-Flight) sequence, but MRA using this TOF sequence suppresses background signals such as brain parenchyma.
  • MRA MR Angiography
  • TOF Time-Of-Flight
  • An MTC pulse is often used together.
  • An additional pulse such as an MTC pulse gives a sufficient amount of application only to the low-frequency region echo for the k-space, and by applying a continuous application, the pulse application amount is sufficient for the high-frequency region echo for the k-space. It is known that the amount may not be sufficient, but depending on the application method, a sufficient MTC pulse effect cannot be obtained.
  • An object of the present invention is to obtain an image with good image quality that can shorten the imaging time even when 3D imaging is performed in an MRI apparatus to which CS is applied.
  • the effect of the additional pulse can be sufficiently obtained, thereby obtaining a high-quality image in a short time.
  • the present invention achieves a reduction in imaging time and an improvement in image quality by applying a CS observation pattern for acquiring the low frequency region of k-space relatively densely and controlling the data acquisition order (observation order). To do.
  • a CS observation pattern for acquiring the low frequency region of k-space relatively densely and controlling the data acquisition order (observation order).
  • observation order data acquisition order
  • by controlling the acquisition order of k-space data based on the application amount of the additional pulse it is possible to apply CS while securing the effect of the additional pulse in imaging using the additional pulse.
  • the MRI apparatus of the present invention includes an imaging unit that receives nuclear magnetic resonance signals from a subject and collects k-space data, and a control unit that controls the imaging unit according to a pulse sequence including additional RF pulses.
  • the control unit has a CS control unit that controls the imaging unit to acquire sparse data for the k-space data based on compressed sensing, and the application amount of the additional RF pulse, a data acquisition order determination unit that determines the acquisition order of k-space data.
  • the predetermined pulse sequence is a pulse sequence including an additional RF pulse, and an application amount of the additional RF pulse is changed.
  • the acquisition order of the k-space data is determined according to the application amount of the RF pulse.
  • the MRI method of the present invention sparsely acquires k-space data according to a three-dimensional pulse sequence including additional RF pulses.
  • the amount of application of the additional RF pulse is changed in the ky-kz plane of the k space, the sparse acquisition of the k space data, and the k space data using the sparsely acquired k space data It includes a process of restoring CS of unmeasured data and a process of reconstructing an image using the CS restored k-space data.
  • the present invention it is possible to perform higher-speed imaging than before without losing the image quality of the image obtained by the MRI apparatus.
  • the application of additional pulses increases the specific absorption rate (SAR: Specific ⁇ Absorption ⁇ ⁇ Rate), so its use is restricted or the user can capture images under the desired imaging conditions.
  • SAR Specific ⁇ Absorption ⁇ ⁇ Rate
  • the number of additional pulses applied can be reduced by reducing the actual number of observations by CS, and SAR can be reduced in one imaging.
  • the block diagram which shows schematic structure of the MRI apparatus of embodiment of this invention Block diagram showing a configuration example of the computer (CPU) 109
  • movement of the MRI apparatus of embodiment (A) to (C) are diagrams showing examples of GUI displayed during CS imaging. Illustration explaining the observation pattern of CS imaging Diagram showing an example of 3D pulse sequence Diagram showing an example of 3D pulse sequence including additional pulses
  • Schematic diagram showing the data acquisition order in the first embodiment The figure which shows the modification of the flow of a process of the data acquisition order determination of 1st embodiment.
  • a block diagram showing a configuration example of a computer (CPU) 109 of the second embodiment The figure which shows the flow of a process of data acquisition order determination of 2nd embodiment.
  • segmentation in the case of the data acquisition order determination of 2nd embodiment The figure which shows the flow of a process of data acquisition order determination of 4th embodiment (A), (B) is a diagram for explaining the SAR weight of each segment and determination of data acquisition order considering SAR in the fourth embodiment
  • the figure which shows the data acquisition order in 4th embodiment typically The block diagram which shows the structural example of the computer (CPU) 109 in 5th embodiment.
  • the figure which shows the flow of a process of data acquisition order determination of 5th embodiment (A) and (B) are diagrams each showing an example of a GUI displayed when determining the data acquisition order of the fifth embodiment.
  • the figure which shows the example of GUI displayed in 5th embodiment The figure which shows the example of GUI displayed in 5th embodiment
  • the MRI apparatus includes an imaging unit 10 that detects a nuclear magnetic resonance signal generated from the subject 103 by applying a high-frequency magnetic field and a gradient magnetic field to the subject 103 placed in a static magnetic field.
  • a control unit 11 that controls the operation of the imaging unit 10, an image processing unit 12 that performs an operation on the nuclear magnetic resonance signal and generates an image, and an operation unit 13 are provided.
  • the imaging unit 10 includes a magnet 101 that generates a uniform static magnetic field in the imaging space in which the subject 103 is arranged, a gradient magnetic field coil 102 that generates a gradient magnetic field in the imaging space, a high-frequency magnetic field in the imaging space, and a nucleus Probe 107 for detecting a magnetic resonance signal (hereinafter referred to as echo), gradient magnetic field power supply 105 for supplying current to gradient coil 102, high-frequency generator 106 for supplying high-frequency voltage to probe 107, and detection of probe 107
  • a receiver 108 for detecting the echoes and a sequencer 104 are provided.
  • a subject (for example, a living body) 103 is placed on a bed (table) or the like and placed in an imaging space.
  • the operation of the sequencer 104 is controlled by the control unit 11 and executes imaging according to a predetermined imaging method and imaging conditions. Specifically, the sequencer 104 sends commands to the gradient magnetic field power source 105 and the high frequency generator 106 at timings for realizing a predetermined imaging method to generate current / voltage signals, and the gradient magnetic field coil 102 and the probe 107 are transmitted. To supply each.
  • the gradient coil 102 generates a gradient magnetic field
  • the probe 107 generates a high-frequency magnetic field and applies it to the subject 103.
  • the echo generated from the subject 103 is received by the probe 107 and detected by the receiver 108.
  • a nuclear magnetic resonance frequency (detection reference frequency f 0) serving as a reference for detection by the receiver 108 is set by the sequencer 104.
  • the detected signal is sent to the computer 109.
  • the sequencer 104 performs control so that each unit operates at a timing and intensity programmed in advance.
  • a program that describes the high-frequency magnetic field, the gradient magnetic field, and the timing and intensity of signal reception is called a pulse sequence.
  • Various pulse sequences are known depending on the purpose of imaging.
  • a pulse sequence for performing 3D imaging with a predetermined observation pattern to which CS is applied is executed.
  • the control unit 11 and the image processing unit 12 are arranged in the computer 109.
  • a configuration example of the computer (CPU) 109 is shown in FIG.
  • the control unit 11 includes a CS control unit 111 and a data acquisition order determination unit 112
  • the image processing unit 12 includes a CS restoration unit 121 and an image reconstruction unit 122.
  • the computer 109 also includes a memory 110 that stores data necessary for control and image processing, data being calculated, and the like.
  • the control unit 11 causes the imaging unit 10 to perform predetermined imaging, and instructs the sequencer 104 to select the type of pulse sequence, and to set the timing and intensity. Thereby, it controls so that imaging is performed with a predetermined imaging method.
  • the data acquisition order determination unit 112 determines the data acquisition order of the observation space (3D-k space), and the CS control unit 111 operates the operation unit 13 (GUI in FIG. 4).
  • the imaging unit 10 and the image processing unit 12 are controlled so that the imaging is performed and the restoration processing is performed under a predetermined condition.
  • the image processing unit 12 performs an operation necessary for image reconstruction on the signal (echo) received by the receiver 108 to create an image, a spectrum, and the like of the subject 103.
  • the CS restoration unit 121 performs restoration calculation using a CS algorithm
  • the image reconstruction unit 122 performs image reconstruction calculation such as Fourier transform, and other correction calculations.
  • control unit 11 and the image processing unit 12 are realized by the CPU in the computer 109 reading and executing a program stored in a built-in memory (not shown). Some of the functions can be realized by hardware such as ASIC and FPGA.
  • the computer 109 is connected with an operation unit 13 including an input device 132 and a display device 131, and a storage medium 14.
  • the operator can input commands and data necessary for control and image processing via the input device 132. It can be input to the computer 109.
  • an image obtained by image processing or a GUI (Graphical User Interface) necessary for the operation of the operator is displayed on the display device 131.
  • the storage medium 14 stores an image obtained by image processing.
  • the detected signal and measurement conditions may be stored in the storage medium 14 as necessary.
  • the control unit 11 receives an instruction regarding CS imaging by the operator (S301).
  • An instruction relating to CS imaging is input via a GUI as shown in FIGS. 4A to 4C, for example.
  • FIG. 4 (A) is a GUI for setting whether or not to perform CS, and the control unit 11 performs CS by operating the “ON” button.
  • 4B and 4C are GUIs for setting the number of data points (decimation rate) in CS.
  • the designation of the double speed number is accepted. For example, when a value larger than 1.0 is set, the control unit 11 sets the data point so that the double speed number according to the set value is obtained. Set the number.
  • the setting of the sampling rate at the time of imaging is accepted, and when a value smaller than 100 is set, for example, the number of data points is set at the sampling rate according to the set value. Any GUI may be adopted, and other GUIs may be used.
  • the control unit 11 determines the observation position based on an arbitrary imaging condition (S302).
  • the observation position is the position of the data point in the 3D-k space, and is determined by the thinning pattern of the phase encoding gradient magnetic field and the slice encoding gradient magnetic field in this embodiment. That is, a thinning pattern is determined on the ky-kz plane.
  • a thinning pattern an observation pattern in CS such as a random binary matrix, a weighted random matrix, a radial pattern, a spiral pattern, or a parallel line pattern is used.
  • the radial observation pattern is an observation pattern in which the low-frequency region in the observation space can be acquired relatively densely, and has excellent CS restoration accuracy.
  • a radial observation pattern for example, radiation starting from the origin of k-space is sequentially arranged one by one at a predetermined interval (angle ⁇ ).
  • the number of radiation to be arranged is determined by the sampling rate set in step S301.
  • the arrangement angle ⁇ is arbitrary, but in order to make the radiation interval in k-space random, for example, when the radiation is arranged 360 degrees (one rotation) around the origin, the radiation will overlap in the next rotation. Adjust the angle so that it does not fall.
  • an angle called a golden angle (about 137.5 degrees) is suitable as the angle ⁇ .
  • the golden angle is an angle at which randomness required for the CS restoration process is likely to occur because the same angle does not appear no matter how many times it is rotated.
  • the method for setting the angle ⁇ may be input by the operator through the GUI (input device 132), or the control unit 11 may read a preset setting value.
  • control unit 11 determines the data acquisition order based on the observation position determined in the process S302 for determining the observation position (S303).
  • the data acquisition order is determined in consideration of the effect of additional pulses, SAR, imaging time, and the like. A specific data acquisition order determination method will be described in detail in an embodiment described later.
  • the control unit 11 sets the timing and intensity of the pulse sequence in the sequencer 104 according to the data acquisition order determined by the data acquisition order determination unit 112, and performs imaging (S304).
  • An example of a 3D pulse sequence used for imaging is shown in FIG.
  • This pulse sequence is a pulse sequence of a known gradient echo system, and after applying the gradient magnetic fields 602 and 603 in the slice encoding direction (Gs) and the phase encoding direction (Gp) after applying the RF pulse 601, the reading direction (Gr)
  • An echo signal (Sig) 605 is measured while applying a gradient magnetic field 604.
  • a predetermined number of echoes are collected while sequentially changing the gradient magnetic field strengths in the Gs direction and the Gp direction.
  • FIG. 6 shows a case where one echo is collected after applying an RF pulse, but a multi-echo pulse sequence that collects two or more echoes may be used.
  • a pulse sequence in which an additional pulse 701 such as an MTC pulse is applied before the excitation RF pulse 601 may be used.
  • the crusher gradient magnetic field 702 is applied after the additional pulse 701 is applied and before the RF pulse 601 is applied.
  • the imaging unit 10 collects echoes according to the observation position determined in the process S302 for determining the observation position and the data acquisition order determined in the process S303 for determining the data acquisition order. .
  • the intensity (applied amount) of the gradient magnetic fields 602 and 603 in the slice encoding direction (Gs) and the phase encoding direction (Gp) is changed to control the order in which echoes (data) are arranged at the observation position in the k space.
  • the collected echo group is stored as 3D-k space data in the memory 110 or the storage medium 14 of the computer 109 (S305).
  • the image processing unit 12 performs inverse Fourier transform on the kx direction of the 3D-k space data collected in step S305 to create x-ky-kz dimensional data, and then the CS restoration unit 121 Data restoration processing by CS restoration processing (that is, processing for restoring unmeasured data) is performed on the ky-kz cross section of each x (S306).
  • the CS signal restoration algorithm uses sparse conversion of measured data and then solves optimization problems such as L1 norm minimization using an iterative algorithm. Several methods are known. In the present embodiment, there is no particular limitation and a known one can be employed.
  • the image processing unit 12 (image reconstruction unit 122) further performs an arbitrary image reconstruction process using the x-ky-kz dimension data after the CS restoration process (S307). For example, channel synthesis (MAC) according to the number of channels of the probe 107, parallel imaging calculation (calculation on the k space or calculation on the image space), and the like.
  • MAC channel synthesis
  • sensitivity correction processing for correcting the reception sensitivity range of the probe 107 sensitivity correction processing for correcting image distortion due to gradient magnetic field distortion, and the like may be performed.
  • the image reconstructed by the calculation of the image processing unit 12 is stored, for example, in the storage medium 14, displayed on the display device 131, or transferred to an image processing device or display device other than the MRI apparatus.
  • observation data that is dense in the low frequency region and sparse in the high frequency region can be obtained, and effective CS restoration can be performed. It can be carried out.
  • the data acquisition order is determined based on the distance from the center (origin) of the k space and the angle of radiation.
  • a pulse sequence including an additional pulse such as an MTC pulse as shown in FIG. 7 is employed as an imaging pulse sequence.
  • the data acquisition order determination unit 112 calculates the distance of each data point (data point) from the center of k-space (phase zero encoding and slice zero encoding) (S801). Specifically, each data point has an encoding amount Ep for phase zero encoding and an encoding amount Es for slice zero encoding, each of which is a vector element, and the distance D (Ep, Es) is expressed by the following equation (1). calculate.
  • the distance D (Ep, Es) from the center of the k space of each data point calculated in the processing S801 is sorted in ascending order or descending order (S802).
  • sorting in ascending order images are taken from a location close to the center of the k space, and thus the high frequency region is observed after the low frequency region in the k space is observed.
  • the data acquisition order determination unit 112 calculates the angle of each data point (the angle of the radiation on which the data point is placed) (S803).
  • the reference for setting the angle to 0 ° may be an arbitrary angle.
  • the angle at which the phase encoding is positive and the slice zero encoding is 0 °, and the angle of each data point is calculated.
  • step S802 From the result of sorting the distances in step S802, the angles of the data points calculated in step S803 for calculating the data point angle are sorted again in the group of data points having the same distance. At this time, the sort order is ascending or descending. The result of this sorting is used as the data acquisition order (S804).
  • Fig. 9 shows a schematic diagram of the data acquisition sequence when the above data point distance sort and data point angle sort are performed. Here, each sort is in ascending order.
  • the MRI apparatus of the present embodiment receives the nuclear magnetic resonance signal from the subject and collects the imaging unit 10 according to the pulse sequence including the additional RF pulse and the imaging unit 10 that collects k-space data.
  • a control unit 11 that controls the CS control unit 111 that controls the imaging unit 10 to acquire sparse data for k-space data based on compressed sensing, and the amount of additional RF pulses applied
  • a data acquisition order determining unit 112 that determines the acquisition order of k-space data.
  • the pulse sequence is a three-dimensional pulse sequence including an additional RF pulse, and the amount of application of the additional RF pulse varies in the ky-kz plane.
  • the acquisition order of k-space data in the ky-kz plane is determined according to the pulse application amount.
  • the data acquisition order determination unit 112 acquires data from a data point having a small distance from the origin of the ky-kz plane toward a large data point or from a data point having a large distance toward a small data point.
  • the acquisition order of k-space data is determined in the order in which the angle with the line gradually decreases or increases.
  • the pulse sequence uses the additional RF pulse, and the 3D-pulse sequence without the additional RF pulse as shown in FIG. Effective restoration and the effect of shortening the imaging time can be obtained.
  • FIG. 8 shows an example in which the process S801 for calculating the data point distance, the process S802 for performing the data point distance sort, the process S803 for calculating the data point angle, and the process S804 for performing the data point angle sort are sequentially performed.
  • the order of these processes can be rearranged. For example, as shown in FIG. 10, data point distance calculation and data point angle calculation may be performed first (S1001), and then the distance and angle of data points may be sorted (S1002).
  • a pulse sequence using additional pulses as shown in FIG. 7 is used. Further, as shown in FIG. 11, the additional RF pulse is controlled so that the application amount is large in the low frequency region and decreases toward the periphery (high frequency region) in the ky-kz space. That is, the application amount of the additional pulse varies depending on the echo.
  • the present embodiment is characterized in that the data acquisition order of the observation space is determined on the basis of the additional pulse application amount based on such a premise. For this reason, in this embodiment, the observation space is divided into a plurality of segments according to the additional pulse application amount, and the data acquisition order of the segments and the data acquisition order of the data points in the segment are determined.
  • FIG. 12 shows a configuration example of the computer 109 of this embodiment. 12, the same elements as those in FIG. 2 are denoted by the same reference numerals.
  • an application amount calculation unit 113 that calculates the application amount of the additional pulse and a segment division unit 114 that divides the observation space into segments according to the application amount are added to the control unit 11.
  • the data acquisition order determination process of the present embodiment performs the process S1301 for calculating the additional pulse application amount, the process S1302 for performing segment division, the process S1303 for performing segment sort, and the intra-segment data point sort. Processing S1304 is included. Hereinafter, each processing will be described.
  • the application amount calculation unit 113 calculates the additional pulse application amount for each data point. When the application amount of the additional pulse for each echo is determined in advance, there is no need to calculate again, and this processing can be omitted.
  • the segment dividing unit 114 divides the observation space into segments having a certain range based on the application amount of the additional pulse calculated in process S1301.
  • the range into which the segment is divided may be an arbitrary range.
  • the minimum application amount is 50% of the maximum application amount when the maximum application amount is 100% in the application amount distribution shown in FIG.
  • the data point having an application amount of 90 to 100% is divided into the first segment, and the data point having an application amount of 80 to 90% is divided into the second segment.
  • An example of segmenting in this way is shown in FIG. In FIG. 14, the numbers in the circles indicate segment numbers.
  • the observation space is divided into five segments according to the applied amount.
  • the data points are sorted in ascending or descending order by segment.
  • the data acquisition order is determined in the order of data points belonging to the first segment ⁇ data points belonging to the second segment ⁇ data points belonging to the third segment. There are multiple segments with the same number except for the first segment, but the data acquisition order is not determined.
  • the data acquisition order of the data points within the segment with the same number is determined.
  • the determination method of the data acquisition order in this case is not limited. For example, a determination method using a distance and an angle from the center of the k space can be adopted as in the determination method of the first embodiment. .
  • a plurality of segments having the same number may be sorted by angle, and data points in each segment may be sorted by distance and angle. The result of this sorting is determined as the data acquisition order.
  • the MRI apparatus of the present embodiment is a three-dimensional pulse sequence including an additional RF pulse, and executes a pulse sequence in which the application amount of the additional RF pulse changes in the ky-kz plane,
  • the data acquisition order determination unit determines the data acquisition order according to the application amount of the additional RF pulse. Specifically, the data acquisition order is determined so that data is acquired from a data point with a large amount of additional RF pulses applied toward a small data point.
  • the MRI apparatus of the present embodiment has a segment dividing unit that divides a data point in the ky-kz plane into a plurality of segments according to the amount of application of the additional RF pulse, and the data acquisition order determining unit includes a plurality of data acquisition order determining units. The data acquisition order of the segments is determined based on the application amount of the additional RF pulse.
  • the order is determined in consideration of gradient magnetic field efficiency based on the data acquisition order determination method of the second embodiment.
  • the position of the data point in the ky-kz space is determined by the encoding amount (intensity) of the gradient magnetic field in the slice encoding direction and the encoding amount (intensity) of the gradient magnetic field in the phase encoding direction. Therefore, when the data acquisition order is determined by the distance from the center without dividing the k-space into segments as in the data acquisition order determination method of the first embodiment, the encoding amount between temporally adjacent data points Change, that is, the time change rate of the magnetic field is small.
  • the data acquisition order is adjusted based on the second embodiment so as to minimize the time-varying efficiency of the gradient magnetic field.
  • the flow of the data acquisition order determination process of this embodiment is the same as the process flow of the second embodiment shown in FIG. 13, but the contents of the intra-segment data point sorting process are different.
  • the phase encoding amount Ep and the slice encoding amount Es are calculated for each data point in the segment divided by the segment dividing unit 114.
  • the absolute value of the difference ⁇ E between the phase encoding amount and the slice encoding amount between the data points in the same segment is calculated. This value is the distance from one data point to the next data point.
  • i is a code that identifies a data point
  • Each data point is regarded as a node
  • the difference ⁇ E from moving from one data point to the next data point is regarded as a weight
  • the amount of change in the gradient magnetic field is determined by solving the shortest path problem Find the minimum data acquisition order.
  • the Dijkstra method, the Warshall-Floyd method, and the like are known, but any method may be used.
  • the data acquisition order determination unit of the present embodiment acquires data so that the data points included in the segment are acquired in an order that minimizes the change in the gradient magnetic field applied during data acquisition. Determine the order. According to the present embodiment, in addition to the same effects as those of the second embodiment, it is possible to obtain an effect of suppressing the time change rate of the gradient magnetic field and making it easier for the operator to set desired imaging conditions.
  • This embodiment is based on the data acquisition order determination method of the second embodiment, and further determines the order in consideration of SAR. Also in this embodiment, a pulse sequence using an additional pulse is used as shown in FIG. 7, and the additional RF pulse is not uniform in application amount of the additional pulse as shown in FIG.
  • SAR limits specified for MRI equipment include 6-minute average limit and 10-second average limit.
  • the average value of SAR within a predetermined time range is limited to a specified value.
  • the energy due to the RF pulse application is constant along the time axis. It is.
  • the pattern of the application amount of the additional pulse is changed to a pattern in which the application amount decreases toward the high frequency region as shown in FIG. 11, an increase in energy can be suppressed and a relatively long 6-minute average limit can be satisfied.
  • the applied energy of the additional pulse is viewed with an average of 10 seconds, it may not satisfy the 10-second average when continuously observing a low frequency region with a large amount of additional pulse applied.
  • This embodiment determines the order in consideration of SAR and suppresses short-term SAR increase.
  • the processing S1501 for calculating the additional pulse application amount and the processing S1502 for performing segment division in FIG. 15 are the same as the processing S1301 and S1302 of the second embodiment shown in FIG.
  • the SAR weight is calculated for each segment after the process S1502 for performing segment division according to the applied amount (S1503).
  • the SAR weight is obtained by capturing the SAR increase degree or SAR increase rate by applying a pulse as a weight. For example, as shown in FIG. 16 (A), the SAR increase rate is high in the first segment where the additional pulse application amount is large, and the SAR increase rate decreases in the second, third,.
  • a plurality of segments with the same number are sub-segments obtained by dividing the data points in the segment with the same number, for example, by an angle range.
  • the observation time eg, TR
  • the observation time may be added to the SAR weight described above.
  • the weight with the observation time added is the area of each bar (observation time ⁇ SAR increase rate) in the bar graph shown in FIG. 16 (A).
  • the data acquisition order determination unit 112 obtains the SAR 10-second average limit for each segment combination, and acquires the segment data that minimizes the SAR 10-second average. Determine the order. As a result, as shown in FIG. 16B, the data acquisition order from the first segment to the second, third,... Is repeated in order.
  • the order in each segment may be the order using the distance and angle from the k-space, or the order using only the distance if the segment indicated by “bar” in FIG. 16 is divided by the angle range. But you can.
  • FIG. 17 An example of the data acquisition order in this embodiment is shown in FIG. As shown in FIG. 17, in this embodiment, the center of the k space has a large amount of additional pulses applied and a large SAR weight.Therefore, the data acquisition order does not continuously observe the k space low frequency region, The order from the center of the space toward the outside of the k-space (arrow in the figure) is repeated.
  • the rapid increase in SAR rise is suppressed, and even in imaging using additional pulses such as MTC, the SAR is not limited without excessively limiting the observation time and the intensity of the additional pulses.
  • the 10 second average limit can be met.
  • the data acquisition order determination unit of the present embodiment determines the data acquisition order of a plurality of segments based on the specific absorption rate (SAR). Specifically, the data acquisition order of the plurality of segments is determined so that the 10-second average of the specific absorption rate is minimized. According to this embodiment, the same effects as those of the second embodiment can be obtained, and high-speed imaging with reduced SAR can be performed.
  • SAR specific absorption rate
  • the control unit of the MRI apparatus automatically determines the data acquisition order.
  • the MRI apparatus of this embodiment has means for accepting selection of the data acquisition order by the operator. It is characteristic to have.
  • FIG. 18 shows a configuration example of the computer 109 according to this embodiment. 18, the same elements as those in FIG. 2 are denoted by the same reference numerals. As shown in the figure, in the present embodiment, a comparison information presentation unit 115 and a comparison information calculation unit 116 are added to the computer 109.
  • the control unit 11 receives whether or not to use an additional pulse via an input device (GUI) (S1901).
  • GUI input device
  • FIG. 20 (A) displays the types of additional pulses such as MTC, IR, Fsat, etc., and “OFF” when no additional pulses are used, and allows the user to select one of them.
  • FIG. 20B shows selection of “ON” when used for each additional pulse and “OFF” when not used.
  • a GUI for setting the data acquisition order is displayed (S1903).
  • An example of the GUI is shown in FIG.
  • the data acquisition order that can be selected three data acquisition orders, a sort order by distance and angle (data acquisition order A), a sort order by application amount of additional pulses (data acquisition order B), and a gradient magnetic field
  • the sort order (data acquisition order C) according to the application amount considering the time change is displayed.
  • the data acquisition orders A to C correspond to the data acquisition order determination methods of the first, second, and third embodiments described above, respectively. Although not shown, a data acquisition order that further considers SAR may be selected. Only a part of the data acquisition order may be selectable. In addition to the options for the data acquisition order, the case of automatically determining the data acquisition order may be added to the options.
  • the data acquisition order determination unit 112 determines the data acquisition order to implement the selected data acquisition order, and the CS control unit 111 Give (S1904).
  • comparison information presenting unit 115 may present the pulse effect, SAR, imaging time, etc. according to the determined data acquisition order as comparison information (S1905).
  • comparison information predetermined information may be read for each data acquisition order, or the comparison information calculation unit 116 may calculate a comparable numerical value.
  • a predicted SAR value can be calculated by calculating a sequence pattern.
  • the contrast between two tissues can be calculated by performing MRI simulation or the like for each data acquisition order, and the values can be compared.
  • the comparison information presenting unit 115 may read and present it from the memory 110.
  • Figure 22 shows an example of a GUI that presents comparison information.
  • qualitative information (high, low, medium) of each evaluation item is shown for the selected data acquisition order (for example, data acquisition order A).
  • the method of presenting the comparison information is not limited to that shown in the figure, and may be indicated by numerical values, color display, bar display, or the like. By presenting such comparison information, the operator can confirm whether or not the selected data acquisition order is appropriate. If it is determined that the operator is not appropriate (S1906), the process may return to S1903 and accept the data acquisition order again.
  • the data acquisition order determination unit 112 automatically determines the optimal data acquisition order (S1904).
  • the default data acquisition order is used.
  • the determination as to whether or not it is optimal can be made, for example, by evaluating any or a combination of the MTC effect, the SAR, and the imaging time when performed in a certain data acquisition order.
  • the subsequent processing (S1905, S1906) is the same as when a predetermined data acquisition order is selected. Alternatively, these processes (S1905, S1906) may be omitted.
  • comparison information is presented for the data acquisition order. However, for each option together with the options shown in FIG. Comparison information may be presented. Presenting the comparison information prior to selection by the operator makes it easier for the operator to determine which data acquisition order is appropriate.
  • the GUI as shown in FIG. 22 may be a GUI that prompts the operator to input.
  • the box on the right side is blank for items such as the pulse effect, SAR, and imaging time, and the operator can input or select either a desired value or “high, medium, low”. Good.
  • the data acquisition order determination unit 112 determines an optimal data acquisition order in consideration of the operator's selection via the GUI. After the data acquisition order is determined, the GUI in which the value of the comparison information is input may be displayed again and presented to the operator together with the determined data acquisition order.
  • the MRI apparatus of the present embodiment has an input unit that presents candidates for the data acquisition order and receives selection of the candidates, and the data acquisition order determination unit (data acquisition order determination unit) The candidates accepted by the department are determined as the data acquisition order.
  • a comparison information calculation unit is provided that calculates comparison information for a data acquisition order candidate and causes the input unit to present the comparison information.
  • the operator can determine a more appropriate data acquisition order in consideration of the purpose of imaging and the like. For example, the operator can select a data acquisition order that is most suitable for the SAR by selecting a high-priority one from SAR, time variation of the gradient magnetic field, imaging time, and improving the image quality with enhanced pulse effect.
  • the present embodiment is an embodiment applied to an imaging method that repeatedly performs the same imaging (imaging at the same position and the same imaging conditions), and includes a means for recording the data acquisition order. The last observation position in one imaging is recorded, and the next imaging is started from the observation position next to the recorded observation position in accordance with the determined data acquisition order.
  • the data acquisition order may be determined by any of the data acquisition order determination methods of the first to fifth embodiments described above.
  • an imaging method to which the present embodiment is applied for example, by repeating the same imaging a plurality of times and adding these images, an addition process for improving the image quality such as SNR, or arranging these images in time series And time-series imaging for observing the movement of biological tissues (for example, blood flow and heart).
  • biological tissues for example, blood flow and heart.
  • the configuration of the computer (CPU) 109 is the same as that in FIG. 2, but the function of the control unit is added.
  • FIG. 23 shows the operation flow of the control unit of this embodiment.
  • the process S2301 for determining the observation position is the same as the process S302 for determining the observation position in FIG. 3, and the process S2309 for performing image reconstruction from the process S2306 for performing imaging is performed from the process S304 to the process S304 in FIG. The same as S307.
  • the description will focus on the differences from FIG.
  • the process S2304 for determining the data acquisition order determines the data acquisition order by one of the determination methods of the first to fifth embodiments if it is the first imaging.
  • This data acquisition order is stored in the recording medium 14 as the basic data acquisition order.
  • the observation start position in the first imaging is determined in accordance with a method for determining the data acquisition order. For example, the origin of the k space is the start position. If the data acquisition order is determined, the observation end position in the current imaging is determined in accordance with the number of data points observed in one imaging. This observation end position is stored in the storage medium 14 (S2305). Thereafter, the process proceeds to imaging (S2306) and echo collection (S2307).
  • the observation position stored in the storage medium 14 (the observation end position of the previous imaging) is read and sent to the data acquisition order determination unit 112. Deliver.
  • the data acquisition order determination unit 112 determines the observation start position based on the received observation position, and determines the data acquisition order starting from this position (S2304).
  • the data acquisition order is an order in which the start position of the basic data acquisition order determined in the first imaging is shifted. Specifically, if the observation end position of the previous imaging received is nth in the data acquisition order (initial), the observation start position of this time is the n + 1st position in the determined data acquisition order. The order is the start position.
  • the observation end position is determined by the number of data points observed at that time, and therefore the observation end position is stored in the storage medium 14 in processing S2305 for storing the observation end position. Thereafter, the process proceeds to the processing S2306 for performing imaging and the processing S2307 for performing echo collection, which is the same as the first imaging.
  • the processing flow shown in FIG. 23 shows a case in which the number of data points to be observed in each imaging is determined in advance. However, the number of data points is determined after performing the processing S2306 for imaging. Sometimes not. In this case, the process S2305 for storing the observation end position is performed after the process S2306 for performing imaging (the order of the process S2305 and the process S2306 is switched).
  • the continuity of the data acquisition order can be maintained when the same imaging is repeated.

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Abstract

3D撮像を行った場合にも撮像時間を短縮でき且つ画質の良い画像を得る。特に付加RFパルスを用いる撮像において、付加RFパルスの効果を十分得ることができ、それにより短時間で高画質の画像を取得する手法を提供する。そのために、MRI装置は、被検体からの核磁気共鳴信号を受信し、k空間データを収集する撮像部と、撮像部を所定のパルスシーケンスに従い制御する制御部と、を有する。所定のパルスシーケンスは、付加RFパルスを含み、付加RFパルスの印加量が変化する。制御部は、撮像部が圧縮センシングに基き疎なデータを取得するよう制御し、その際、付加RFパルスの印加量に応じてデータの取得順序を決定する。

Description

磁気共鳴イメージング装置及び磁気共鳴イメージング方法
　本発明は、磁気共鳴イメージング(以下、MRIと呼ぶ)装置に係り、特に圧縮センシング技術を適用した画像撮像技術に関する。
　MRI装置は、静磁場に置かれた被検体に高周波磁場、傾斜磁場を印加し、核磁気共鳴により被検体から発生する信号を計測し、画像化する撮像装置である。MRI装置では、一般に撮像面を特定するスライス傾斜磁場を印加すると同時にその面内の磁化を励起させる励起パルス(高周波磁場パルス)を与え、これにより励起された磁化が収束する段階で発生する核磁気共鳴信号(エコー)を取得する。このとき、磁化に位置情報を与えるため、励起からエコーを得るまでの間に、撮像面内で互いに垂直な方向の位相エンコード傾斜磁場とリードアウト傾斜磁場とを印加する。計測されたエコーは、横軸をkx、縦軸をkyとするk空間に配置され、k空間のエコーに逆フーリエ変換を施すことによって画像再構成が行われる。
　また、位相エンコード傾斜磁場とリードアウト傾斜磁場とに加え、スライスエンコード傾斜磁場の印加を加えることで、3D(三次元)撮像及び画像再構成を行うことも可能である。このとき、計測されたエコーは、横軸をkx、縦軸をky、奥行き方向の軸をkzとする3Dk空間に配置される。
　3D画像は、MIP(Maximum Intensity Projection)やMPR(Multi Planar Reconstruction)による画像処理によって、空間的な位置の把握が可能であるが、撮像時間が長くなってしまうという課題がある。
　MRI装置の撮像時間を短縮する技術の一つとして、近年、圧縮センシング(CS：Compressed Sensing)と呼ばれる手法のMRI装置への応用が研究されている(特許文献1、非特許文献1、非特許文献2)。CSは信号の持つ疎性を利用し、疎な観測結果から本来の信号を高精度に復元する技術である。ここで、疎な観測とは、再構成されるデータ量よりも少ないデータ量の観測のことである。
　CSにおいてはどのような観測パターンを用いるかが一つの重要なポイントであり、一般的にはランダムバイナリ行列、重み付きランダム行列、放射線状、らせん状等、平行線状等が用いられていることが多い。また、観測パターンについて、ランダム性が高いことが重要であることが知られている。一方で、観測空間(MRI装置におけるk空間)において、低周波領域を比較的密に取得することで、CS復元処理による復元精度が向上することが知られている。
米国特許第7646957号明細書
Lustig et al.," Sparse MRI:The Application of Compressed Sensing for Rapid MR Imaging, " Magnetic Resonance in Medicine,58 1182-1195,2007
G. Plonka, J. Ma, Curvelet-wavelet regularized Split Bregman method for compressed sensing, International Journal of Wavelets, Multiresolution and Information Processing, 79-110,2011
　MRIへのCS技術の適用については、いくつかの課題がある。
　まず一般的なCSで提案されている観測パターンを、kx-ky面について適用する場合、傾斜磁場コイルの性能制限により実現がきわめて困難なものが多く、実現可能な観測パターンは特定のものに限定されている。
　次に付加パルスを用いた撮像にCSを適用した場合に、付加パルスの効果を減じないことが重要となる。付加パルスとは、静止スピンと移動スピンとのコントラストを高めるMTC(Magnetization Transfer Contrast)パルス、IR(Inversion Recovery)パルス、抑制(プリサチュレーション)パルス、脂肪抑制パルスなどである。
　例えば、MRI検査における3D撮像として代表的なものに、TOF(Time-Of-Flight)シーケンスによる頭部MRA(MR Angiography)があるが、このTOFシーケンスによるMRAでは、脳実質などの背景信号を抑制し、血液が高信号になるように撮像するため、MTCパルスが併用されることが多い。MTCパルスなどの付加パルスは、k空間に対する低周波領域のエコーにのみ十分な印加量を与え、かつ連続的な印加を行うことで、k空間に対する高周波領域のエコーについては、パルス印加量が十分量でなくてもよいことが知られているが、その印加の仕方によっては、十分なMTCパルスの効果を得ることができない。
　本発明は、CSを適用したMRI装置において、3D撮像を行った場合にも撮像時間を短縮でき且つ画質の良い画像を得ることを課題とする。特に付加パルスを用いる撮像において、付加パルスの効果を十分得ることができ、それにより短時間で高画質の画像を取得することを課題とする。
　本発明は、k空間の低周波領域を比較的密に取得するCSの観測パターンを適用するとともにそのデータ取得順序(観測順)を制御することにより、撮像時間の短縮と画質の向上とを達成する。特に、付加パルスの印加量をもとにk空間データの取得順序を制御することにより、付加パルスを用いた撮像において付加パルスの効果を確保しながら、CSの適用を可能にする。
　具体的は、本発明のMRI装置は、被検体からの核磁気共鳴信号を受信し、k空間データを収集する撮像部と、付加RFパルスを含むパルスシーケンスに従って前記撮像部を制御する制御部と、を有し、前記制御部は、圧縮センシングに基づいて前記k空間データについて疎なデータを取得するよう前記撮像部を制御するCS制御部と、前記付加RFパルスの印加量に応じて、前記k空間データの取得順序を決定するデータ取得順序決定部とを有する。
　本発明のMRI装置において、例えば、前記所定のパルスシーケンスは、付加RFパルスを含むパルスシーケンスであって前記付加RFパルスの印加量が変化するものであり、前記データ取得順序決定部は、前記付加RFパルスの印加量に応じて前記k空間データの取得順序を決定する。
　また、本発明のMRI方法は、付加RFパルスを含む三次元パルスシーケンスに従ってk空間データを疎に取得する。その際、前記k空間のky-kz面内における前記付加RFパルスの印加量の変化に応じて、前記k空間データの取得順序を決定する処理と、前記決定されたk空間データの取得順序に従い、前記付加RFパルスの印加量を前記k空間のky-kz面内で変化させて、前記k空間データを疎に取得する処理と、前記疎に取得されたk空間データを用いてk空間の未計測データをCS復元する処理と、前記CS復元されたk空間データを用いて画像を再構成する処理と、を含むことを特徴とする。
　本発明によれば、MRI装置により得られる画像の画質を損なうことなく、従来以上の高速撮像が可能となる。また、付加パルスの印加を伴うパルスシーケンスでは、付加パルス印加が比吸収率(SAR：Specific Absorption Rate)を上昇させることになるので、その使用が制限されたり、使用者が所望の撮像条件で撮像できなったりする場合もあるが、CSによる実観測数の低減により付加パルスの印加回数を低減でき、1回の撮像におけるSAR低減が可能となる。
本発明の実施形態のMRI装置の概略構成を示すブロック図 計算機(CPU)109の構成例を示すブロック図 実施形態のMRI装置の動作の流れを示す図 (A)～(C)は、それぞれCS撮像時に表示されるGUIの例を示す図 CS撮像の観測パターンを説明する図 3Dパルスシーケンスの一例を示す図 付加パルスを含む3Dパルスシーケンスの一例を示す図 第一実施形態のデータ取得順序決定の処理の流れを示す図 第一実施形態におけるデータ取得順序を示す模式図 第一実施形態のデータ取得順序決定の処理の流れの変形例を示す図 観測空間における付加パルスの印加量の分布を示す図 第二実施形態の計算機(CPU)109の構成例を示すブロック図 第二実施形態のデータ取得順序決定の処理の流れを示す図 第二実施形態のデータ取得順序決定の際のセグメント分割の一例を示す図 第四実施形態のデータ取得順序決定の処理の流れを示す図 (A)、(B)は第四実施形態における各セグメントのSAR重みと、SARを考慮したデータ取得順序決定を説明する図 第四実施形態におけるデータ取得順序を模式的に示す図 第五実施形態における計算機(CPU)109の構成例を示すブロック図 第五実施形態のデータ取得順序決定の処理の流れを示す図 (A)、(B)は、それぞれ第五実施形態のデータ取得順序決定の際に表示されるGUIの例を示す図 第五実施形態において表示されるGUIの例を示す図 第五実施形態において表示されるGUIの例を示す図 第六実施形態のデータ取得順序決定の処理の流れを示す図
　以下、本発明の実施形態を具体的に説明する。
　本発明が適用されるMRI装置の構成について、図1を参照して説明する。図1に示すように、MRI装置は、静磁場の中に置かれた被検体103に高周波磁場および傾斜磁場を印加して、被検体103から発生する核磁気共鳴信号を検出する撮像部10と、撮像部10の動作を制御する制御部11と、核磁気共鳴信号に対して演算を行い、画像を生成する画像処理部12と、操作部13とを備えている。
　撮像部10は、被検体103が配置される撮像空間に均一な静磁場を発生するマグネット101と、撮像空間に傾斜磁場を発生する傾斜磁場コイル102と、撮像空間に高周波磁場を照射するとともに核磁気共鳴信号(以下、エコーと呼ぶ)を検出するプローブ107と、傾斜磁場コイル102に電流を供給する傾斜磁場電源105と、プローブ107に高周波電圧を供給する高周波発生装置106と、プローブ107の検出したエコーを検波する受信器108と、シーケンサ104とを備えている。被検体(例えば生体)103は、寝台(テーブル)等に載置され、撮像空間に配置される。
　シーケンサ104は、制御部11によってその動作が制御され、所定の撮像方法および撮像条件による撮像を実行する。具体的には、シーケンサ104は、傾斜磁場電源105と高周波発生装置106とに、所定の撮像方法を実現するタイミングでそれぞれ命令を送り、電流・電圧信号を発生させ、傾斜磁場コイル102およびプローブ107にそれぞれ供給させる。傾斜磁場コイル102は傾斜磁場を、プローブ107は高周波磁場を、それぞれ発生し、被検体103に印加する。被検体103から発生したエコーはプローブ107によって受波され、受信器108で検波される。受信器108の検波の基準となる核磁気共鳴周波数(検波基準周波数f0)は、シーケンサ104によりセットされる。検波された信号は、計算機109に送られる。
　シーケンサ104は、予めプログラムされたタイミング、強度で各部が動作するように制御を行う。プログラムのうち、特に、高周波磁場、傾斜磁場および信号受信のタイミングや強度を記述したものはパルスシーケンスと呼ばれる。パルスシーケンスは、撮像の目的に応じて種々のものが知られている。本実施形態のMRI装置では、CSを適用した所定の観測パターンで3D撮像を行うパルスシーケンスが実行される。
　制御部11および画像処理部12は、計算機109内に配置される。計算機(CPU)109の構成例を図2に示す。図示するように、制御部11はCS制御部111及びデータ取得順序決定部112を備え、画像処理部12はCS復元部121及び画像再構成部122を備える。また計算機109は制御や画像処理に必要なデータや計算途中のデータなどを記憶するメモリ110を備える。
　制御部11は、所定の撮像を撮像部10に実行させるもので、シーケンサ104にパルスシーケンスの種類の選択の指示や、上記タイミングや強度の設定を行う。これにより、所定の撮像方法で撮像が実行されるように制御する。撮像方法としてCS有の撮像が行われる場合には、データ取得順序決定部112が観測空間(3D-k空間)のデータ取得順序を決定し、CS制御部111が操作部13(図4のGUI)を介して設定されたCSに関わる条件(観測パターンやサンプリング率等)及びデータ取得順序決定部112が決定したデータ取得順序に従ったスライスエンコード傾斜磁場及び位相エンコード傾斜磁場の強度(とその組み合わせ)で撮像が行われ、且つ所定の条件で復元処理の演算が行われるように撮像部10および画像処理部12を制御する。
　画像処理部12は、受信器108が受信した信号(エコー)に対し、画像再構成に必要な演算を行い、被検体103の画像やスペクトルなど作成する。CS有の撮像の場合には、CS復元部121がCSのアルゴリズムを用いた復元計算を行い、画像再構成部122がフーリエ変換などの画像再構成演算、その他補正計算などを行う。
　これら制御部11及び画像処理部12の機能は、計算機109内のCPUが、内蔵されている不図示のメモリに格納されているプログラムを読み込んで実行することにより、それぞれ実現される。なお機能の一部は、ASICやFPGA等のハードウェアで実現することも可能である。
　計算機109には、入力装置132及び表示装置131を備えた操作部13、及び記憶媒体14が接続されており、操作者は入力装置132を介して、制御や画像処理に必要な指令やデータを計算機109に入力することができる。また画像処理により得た画像等や操作者の操作に必要なGUI(Graphical User Interface)が表示装置131に表示される。記憶媒体14は画像処理により得た画像等を記憶する。また検波された信号や計測条件を必要に応じて記憶媒体14に記憶させてもよい。
　次に、上述したMRI装置においてCSを適用した撮像処理の流れを、図3を用いて説明する。
　まず制御部11は、操作者によるCS撮像に関する指示を受け付ける(S301)。CS撮像に関する指示は、例えば図4(A)～(C)に示すような、GUIを介して入力される。図4(A)は、CSを実施するか否かを設定するGUIであり、「ON」ボタンの操作により、制御部11はCSを実施する。図4(B)及び(C)は、CSにおけるデータ点の数(間引き率)を設定するためのGUIである。図4(B)に示すGUIでは、倍速数の指定を受け付け、例えば1．0より大きい値が設定された場合、制御部11は設定された値に応じた倍速数となるようにデータ点の数を設定する。図4(C)に示すGUIでは、撮像時のサンプリング率の設定を受け付け、例えば100より小さい値が設定された場合に、設定された値に応じたサンプリング率でデータ点の数を設定する。いずれのGUIを採用してもよいし、それ以外のGUIであってもよい。
　CSの実施とその条件が設定されると、制御部11は、任意の撮像条件によって観測位置を決定する(S302)。観測位置とは、3D-k空間におけるデータ点の位置であり、本実施形態では、位相エンコード傾斜磁場及びスライスエンコード傾斜磁場の間引きパターンにより決定される。即ち、ky-kz面において間引きパターンが決定される。間引きパターンは、ランダムバイナリ行列、重み付きランダム行列、放射線状、らせん状等、平行線状等のCSにおける観測パターンを用いる。
　以下の実施形態では、一例として図5に示すような放射線状の観測パターンを用いる場合を説明する。放射線状の観測パターンは、観測空間における低周波領域を比較的密に取得しやすい観測パターンであり、CS復元の精度に優れている。
　放射線状の観測パターンとする場合、例えば、k空間の原点を起点とする放射線を所定の間隔(角度θ)で1本ずつ所定の本数まで順次配置する。配置する放射線の数は、処理S301で設定したサンプリング率で決まる。配置する角度θは任意であるが、k空間における放射線の間隔をランダムとするために、例えば、放射線を原点の周りを360度(1回転)分配置した時点で、次の回転では放射線が重ならないような角度に調整する。特に角度θとして、黄金角(約137．5度)と呼ばれる角度が好適である。黄金角は、何回回転させても同じ角度は現れないため、CS復元処理に必要とされるランダム性が生じやすい角度である。角度θの設定方法は、操作者がGUI(入力装置132)を通して入力してもよいし、あらかじめ設定された設定値を制御部11が読み込んでもよい。
　次に制御部11(データ取得順序決定部112)は、観測位置決定を行う処理S302で決定した観測位置を基に、データ取得順序を決定する(S303)。データ取得順序は、付加パルスの効果、SAR、撮像時間等を考慮して決定される。具体的なデータ取得順序の決定方法は、後述する実施形態で詳述する。
　制御部11(CS制御部111)は、データ取得順序決定部112が決定したデータ取得順序に従い、パルスシーケンスのタイミングや強度をシーケンサ104に設定し、撮像を実施する(S304)。撮像に用いる3Dパルスシーケンスの一例を図6に示す。このパルスシーケンスは公知のグラディエントエコー系のパルスシーケンスであり、RFパルス601印加後にスライスエンコード方向(Gs)と位相エンコード方向(Gp)の傾斜磁場602、603を印加した後、読出し方向(Gr)の傾斜磁場604を印加しながらエコー信号(Sig)605を計測する。図示するシーケンスを、Gs方向及びGp方向の傾斜磁場強度を順次変化させながら、所定数のエコーを収集する。なお図6では、RFパルス印加後に一つのエコーを収集する場合を示しているが、2以上のエコーを収集するマルチエコーパルスシーケンスであってもよい。また図7に示すように、励起用のRFパルス601の前にMTCパルス等の付加パルス701を印加するパルスシーケンスであってもよい。MTCパルスの場合には、付加パルス701印加後RFパルス601印加前にクラッシャー傾斜磁場702が印加される。
　このようなパルスシーケンスによる撮像の際に、撮像部10は、観測位置決定を行う処理S302で決定した観測位置および、データ取得順序決定を行う処理S303で決定したデータ取得順序に従い、エコーを収集する。すなわち、スライスエンコード方向(Gs)と位相エンコード方向(Gp)の傾斜磁場602、603の強度(印加量)を変化させて、k空間上の観測位置にエコー(データ)を配置する順序を制御する。収集したエコーのまとまりは、3D-k空間データとして計算機109のメモリ110或いは記憶媒体14に格納される(S305)。
　画像処理部12は、まず、処理S305で収集した3D-k空間データのkx方向に対して逆フーリエ変換を実行して、x-ky-kz次元データを作成し、ついでCS復元部121により、各xのky-kz断面に対してCS復元処理によるデータ復元処理(つまり、未計測データを復元する処理)を実施する(S306)。CSの信号復元アルゴリズムは、計測したデータをスパース化変換したのち、L1ノルム最小化等の最適化問題を反復アルゴリズムで解くもので、いくつかの手法が知られている。本実施形態では、特に限定されず公知のものを採用することができる。
　画像処理部12(画像再構成部122)は、さらに、CS復元処理後のx-ky-kz次元データを用いて、任意の画像再構成処理を実施する(S307)。例えば、プローブ107のチャンネル数に合わせたチャンネル合成(MAC)や、パラレルイメージング演算(k空間上での演算或いは、画像空間上での演算)などである。また、プローブ107の受信感度範囲を補正する感度補正処理や、傾斜磁場歪みによる画像歪みを補正する歪み補正処理などを実施してもよい。
　画像処理部12の演算により再構成された画像は、例えば、記憶媒体14に記憶され、表示装置131に表示され、或いは、MRI装置とは別の画像処理装置や表示装置等に転送される。
　本実施形態によれば、CSの観測パターンとしてky-kz面を放射状とするパターンを採用することにより、低周波領域で密、高周波領域で疎な観測データが得られ、効果的なCS復元を行うことができる。
　次に、以上説明した、CSを適用したMRI装置における処理の実施形態を基本として、撮像方法に応じたデータ取得順序の制御方法の具体的な実施形態を説明する。
　＜第一実施形態＞
　本実施形態では、k空間の中心(原点)からの距離と、放射線の角度を基準として、データ取得順序を決定する。また本実施形態では、撮像のパルスシーケンスとして、図7に示したような、MTCパルス等の付加パルスを含むパルスシーケンスを採用する。
　以下、データ取得順序決定部112の処理の流れを、図8を参照して説明する。
　データ取得順序決定部112は、各データ点(データ点)のk空間中心(位相ゼロエンコードかつ、スライスゼロエンコード)からの距離を算出する(S801)。具体的には、各データ点が持つ、位相ゼロエンコードに対するエンコード量Epとスライスゼロエンコードに対するエンコード量Esを、それぞれベクトルの各要素とし、以下の式(1)で距離D(Ep、Es)を算出する。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000001
　次いで、処理S801で算出した各データ点のk空間中心からの距離D(Ep、Es)を、昇順もしくは降順にソートする(S802)。昇順にソートした場合、k空間中心に近い箇所から撮像することとなるため、k空間における低周波領域を観測した後、高周波領域を観測することとなる。
　各データ点のk空間中心からの距離のみでは、同じ距離のデータ点が発生しうるため、データ取得順序決定部112は各データ点の角度(データ点が載っている放射線の角度)を算出する(S803)。このとき、角度を0°とする基準は任意の角度でよい。本実施形態では、位相エンコードが正極でかつ、スライスゼロエンコードとなる角度を0°とし、各データ点の角度を算出する。
　次いで、処理S802で距離をソートした結果から、同じ距離であるデータ点のグループ内において、データ点角度算出を行う処理S803で算出した各データ点の角度について再度ソートする。このとき、ソート順は昇順もしくは降順とする。このソートの結果をデータ取得順序とする(S804)。
　以上のようなデータ点距離ソート及びデータ点角度ソートを行った場合のデータ取得順序の模式図を図9に示す。ここでは各ソートはいずれも昇順としている。
　データ取得順序決定部112が決定したデータ取得順序に従って、エコーを収集すること、収集したエコーを用いて、x-ky-kz次元データを作成し、各xのky-kz断面に対してCS復元処理すること、信号復元後のデータを用いて画像再構成することは、図3に示す処理S304～S307と同様である。なお、撮像を行う処理S304において、付加パルスの効果を最大にするため、観測開始点の観測を実施する前に、観測せずに付加パルスを何度か印加する処理を追加してもよい。
　以上、説明したように、本実施形態のMRI装置は、被検体からの核磁気共鳴信号を受信し、k空間データを収集する撮像部10と、付加RFパルスを含むパルスシーケンスに従って撮像部10を制御する制御部11と、を有し、制御部11は、圧縮センシングに基づいてk空間データについて疎なデータを取得するよう撮像部10を制御するCS制御部111と、付加RFパルスの印加量に応じて、k空間データの取得順序を決定するデータ取得順序決定部112とを有する。
　好ましくは、パルスシーケンスは、付加RFパルスを含む三次元パルスシーケンスであって、当該付加RFパルスの印加量がky-kz面内で変化するものであり、データ取得順序決定部112は、付加RFパルスの印加量に応じて、ky-kz面におけるk空間データの取得順序を決定する。例えば、データ取得順序決定部112は、ky-kz面の原点からの距離が小さいデータ点から大きいデータ点に向かって或いは距離が大きいデータ点から小さいデータ点に向かってデータを取得するようにk空間データの取得順序を決定し、ky-kz面の原点からの距離が同一である複数のデータ点については、ky-kz面の原点を通る所定の基準線と、原点とデータ点とを結ぶ線との角度が、漸減又は漸増する順序でk空間データの取得順序を決定する。
　本実施形態によれば、k空間低域を連続的に観測することにより、付加RFパルスを連続的に印加することが可能となり、付加RFパルスの効果、例えば静止スピンと移動スピンの高コントラスト化を維持できる。但し、本実施形態の実施において、付加RFパルスを用いるパルスシーケンスであることは必須ではなく、図6に示すような付加RFパルスのない3D-パルスシーケンスであっても同様に適用でき、CSによる効果的な復元と撮像時間短縮の効果を得ることができる。
　また、図8では、データ点距離算出を行う処理S801、データ点距離ソートを行う処理S802、データ点角度算出を行う処理S803、及びデータ点角度ソートを行う処理S804を順に行う例を示したが、これらの処理の順序を組み替えることも可能である。例えば、図10に示すように、まずデータ点距離算出とデータ点角度算出とを行い(S1001)、その後、データ点の距離と角度のソートを行ってもよい(S1002)。
　＜第二実施形態＞
　本実施形態でも、図7に示すような付加パルスを用いたパルスシーケンスを用いる。また付加RFパルスは、図11に示すように、印加量がky-kz空間において、低周波領域で多く、周辺(高周波領域)に向かうに従って少なくなるように制御される。即ち付加パルスの印加量がエコーによって異なる。
　本実施形態は、このような前提で、付加パルス印加量を基準として観測空間のデータ取得順序を決定することが特徴である。このため、本実施形態では、観測空間を付加パルス印加量によって複数のセグメントに分割し、セグメントのデータ取得順序、セグメント内のデータ点のデータ取得順序を決定する。
　本実施形態の計算機109の構成例を図12に示す。図12中、図2と同じ要素は同じ符号で示す。図示するように本実施形態は、制御部11に付加パルスの印加量を算出する印加量算出部113及び観測空間を印加量に応じてセグメントに分割するセグメント分割部114が追加されている。
　以下、本実施形態のデータ取得順序決定処理の流れを、図13を参照して説明する。図13に示すように、本実施形態のデータ取得順序決定処理は、付加パルス印加量算出を行う処理S1301、セグメント分割を行う処理S1302、セグメントソートを行う処理S1303、及びセグメント内データ点ソートを行う処理S1304を含む。以下、各処理を説明する。
　付加パルス印加量算出を行う処理S1301では、印加量算出部113が、各データ点について、付加パルスの印加量を算出する。各エコーに対する付加パルスの印加量があらかじめ決められている場合は、再度算出する必要はなく、本処理は省略できる。
　次に、セグメント分割を行う処理S1302では、セグメント分割部114が処理S1301で算出した付加パルスの印加量に基き、観測空間をある程度の範囲を持ったセグメントに分割する。このとき、セグメントを分割する範囲は、任意の範囲でよい。
　本実施形態では、図11に示す印加量の分布において、最大印加量を100％としたとき、最小印加量が最大印加量に対して50％の場合を例として説明する。この場合、例えば90～100％の印加量を持つデータ点を第1セグメント、80～90％の印加量を持つデータ点を第2セグメント、というようにセグメントを分割する。このようにセグメント分割した例を図14に示す。図14において、○の中の数字はセグメントの番号を示す。ここでは観測空間が印加量に応じて5つのセグメントに分割されている。
　セグメントソートを行う処理S1303では、各データ点をセグメントによって昇順または降順でソートする。図14で示す例では、昇順であれば、第1セグメントに属するデータ点→第2セグメントに属するデータ点→第3セグメントに属するデータ点・・以下同様、の順でデータ取得順序が決まる。同一番号のセグメントは第1セグメントを除き複数存在するが、それらのデータ取得順序は決めない。
　セグメント内データ点ソートを行う処理S1304では、同一番号のセグメント内のデータ点のデータ取得順序を決定する。この場合のデータ取得順序の決定方法は、限定されるものではないが、例えば、第一実施形態の決定手法と同様にk空間中心からの距離と角度を用いた決定方法を採用することができる。或いは、まず複数ある同一番号のセグメントを角度でソートし、個々のセグメント内のデータ点を距離及び角度でソートしてもよい。このソートの結果をデータ取得順序として、決定する。
　以上、説明したように、本実施形態のMRI装置は、付加RFパルスを含む三次元パルスシーケンスであって前記付加RFパルスの印加量が前記ky-kz面内で変化するパルスシーケンスを実行し、その際、データ取得順序決定部は、付加RFパルスの印加量に応じて前記データの取得順序を決定する。具体的には、付加RFパルスの印加量が多いデータ点から少ないデータ点に向かってデータを取得するようにデータの取得順序を決定する。
　また本実施形態のMRI装置は、付加RFパルスの印加量の大きさによって、ky-kz面内のデータ点を複数のセグメントに分割するセグメント分割部を有し、データ取得順序決定部は、複数のセグメントのデータ取得順序を付加RFパルスの印加量に基き決定する。
　本実施形態によれば、CSによるデータ点の削減による撮像時間短縮効果に加え、k空間低域を連続的に観測することにより、付加パルスを連続的に印加することが可能となり、付加パルスの効果を保った撮像を行うことができる。またセグメントに分割することにより、セグメント内でデータ取得順序決定の自由度が増す。
　＜第三実施形態＞
　本実施形態は、第二実施形態のデータ取得順序決定手法を基本として、さらに、傾斜磁場効率を考慮して順番を決定する。
　ky-kz空間におけるデータ点の位置は、スライスエンコード方向の傾斜磁場のエンコード量(強度)と位相エンコード方向の傾斜磁場のエンコード量(強度)で決まる。従って、第一実施形態のデータ取得順序決定手法のようにk空間をセグメントに分割することなく中心からの距離でデータ取得順序を決定した場合には、時間的に隣接するデータ点間でエンコード量の変化、すなわち磁場の時間変化率は小さい。
　一方、第二実施形態のデータ取得順序決定手法のようにセグメントに分割した場合、図14に示す分割例からもわかるように、後半のセグメントになるにつれ、同番号セグメントが大きく離れている。このとき、同番号セグメント内でk空間中心からの距離を基準としたデータ取得順序とした場合、あるデータ点から次のデータ点に移る際、位相エンコード傾斜磁場とスライスエンコード傾斜磁場を大きく変更する必要があり、磁場の時間変化率が大きくなってしまう。
　磁場の時間変化率が、MRI装置の安全制限に達した場合には、操作者が所望する撮像条件で撮像することが困難になる。そこで、本実施形態では、第二実施形態を基本として、傾斜磁場の時間変化効率を最小化するようにデータ取得順序を調整する。
　本実施形態のデータ取得順序決定処理の流れは、図13に示す第二実施形態の処理の流れと同様であるが、セグメント内データ点ソート処理の内容が異なる。
　本実施形態では、セグメント内データ点ソート処理において、まずにセグメント分割部114で分割したセグメント内の各データ点について、位相エンコード量Epとスライスエンコード量Esを算出する。次いで同セグメント内の各データ点同士の位相エンコード量とスライスエンコード量の差分ΔEの絶対値を算出する。この値はすなわち、あるデータ点から次のデータ点に移動するまでの距離である。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000002
　iはデータ点を識別する符号
　各データ点をノードと見立て、あるデータ点から次のデータ点に移動するまでの差分ΔEを重みと見立て、最短経路問題を解くことで、傾斜磁場の変化量を最小としたデータ取得順序を求める。最短経路問題を解くアルゴリズムとしては、ダイクストラ法やワーシャル-フロイド法等が知られているが、いずれの方法を用いてもよい。
　以上、説明したように、本実施形態のデータ取得順序決定部は、セグメントに含まれるデータ点について、データ取得時に印加する傾斜磁場の変化が最小となる順序でデータを取得するようにデータの取得順序を決定する。本実施形態によれば、第二実施形態と同様の効果に加え、傾斜磁場の時間変化率を抑制し、操作者が所望の撮像条件を設定しやすくなるという効果が得られる。
　＜第四実施形態＞
　本実施形態は、第二実施形態のデータ取得順序決定手法を基本として、さらに、SARを考慮して順番を決定する。本実施形態でも、図7に示すように付加パルスを用いたパルスシーケンスを用い、付加RFパルスは、図11に示すように、付加パルスの印加量が一様ではなくエコーによって異なるものとする。
　MRI装置に規定されたSARの制限には、6分平均制限と10秒平均制限とがある。
　いずれも所定時間の範囲内でのSARの平均値を規定の値に制限するものである。上述した第一実施形態及び第二実施形態において、データ取得順序をk空間中心から距離の昇順とした場合或いは印加量が低減する順とした場合、RFパルス印加によるエネルギーは時間軸に沿って一定である。付加パルスの印加量のパターンを図11にように高周波領域に向かって印加量が低減するパターンにした場合、エネルギーの上昇を抑えることができ、比較的長い6分平均制限を満たすことができる。しかし付加パルスの印加エネルギーを10秒平均で見た場合には、付加パルスの印加量の多い低周波領域を連続して観測した場合、10秒平均を満たさない場合も有りえる。
　本実施形態は、SARを考慮して順番を決定し、短期のSAR上昇を抑制する。
　以下、図15を参照して、本実施形態のデータ取得順序決定処理を説明する。図15における、付加パルス印加量算出を行う処理S1501及びセグメント分割を行う処理S1502は、図13に示す第二実施形態の処理S1301、S1302と同様であり、重複する説明を省略する。
　本実施形態では、印加量に応じたセグメント分割を行う処理S1502後、セグメントごとにSAR重みを算出する(S1503)。SAR重みとは、パルス印加によるSAR上昇度またはSAR上昇率を重みとしてとらえたものである。例えば、図16(A)に示すように、付加パルス印加量の多い第1セグメントはSAR上昇率が高く、第2、第3・・と順次SAR上昇率は低下する。なお図16(A)において、複数ある同一番号のセグメントは、同一番号のセグメント内のデータ点を例えば角度範囲で分割したサブセグメントである。
　また心電同期等の各データ点の観測時間(例えばTR)がデータ点ごとに変化しうる撮像では、上述したSAR重みに、観測時間を加えてもよい。観測時間を加えた重みは、図16(A)に示す棒グラフにおいて、各棒の面積(観測時間×SAR上昇率)が重みとなる。
　このようにセグメントのSAR重みが決まったならば、データ取得順序決定部112は、各セグメントの組み合わせについてSARの10秒平均制限を求め、SARの10秒平均が最小になるようなセグメントのデータ取得順序を決定する。その結果は、概ね図16(B)に示すように、第1セグメントから第2、第3・・・までのデータ取得順序を順番に繰り返す順序となる。
　図16(A)の10秒間に比べ、図16(B)の10秒間では、棒の総面積が小さく、SARの上昇が抑えられていることがわかる。各セグメント内での順番は、k空間からの距離と角度を用いた順序でもよいし、図16に「棒」で示すセグメントが角度範囲で分割されたものであれば、距離のみを用いた順序でもよい。
　本実施形態におけるデータ取得順序の一例を図17に示す。図17に示すように、本実施形態ではk空間中心が、付加パルスの印加量が多くSAR重みが大きいことから、データ取得順序はk空間低周波領域を連続して観測するのではなく、k空間中心からk空間外側に向かう順序(図中の矢印)を繰り返すものとなる。このようなデータ取得順序とすることにより、SAR上昇の急激な上昇を抑制し、MTC等の付加パルスを用いる撮像であっても、観測時間や付加パルスの強度に過剰な制限を与えることなくSARの10秒平均制限を満たすことができる。
　なお図17では、k空間原点から外側に向かう順序を直線的な矢印で示したが(つまり放射線状の順序である場合を示しているが)、セグメントの順序が10秒平均を最小にするものであれば、放射線状のデータ取得順序である必要はない。
　以上、説明したように、本実施形態のデータ取得順序決定部は、複数のセグメントのデータ取得順序を、比吸収率(SAR)に基き決定する。具体的には、比吸収率の10秒平均が最小になるように前記複数のセグメントのデータ取得順序を決定する。本実施形態によれば、第二実施形態と同様の効果が得られ、且つSARを低減した高速撮像を行うことが可能となる。
　＜第五実施形態＞
　以上説明した第一～第四実施形態は、いずれもMRI装置の制御部が自動的にデータ取得順序を決定したが、本実施形態のMRI装置は操作者によるデータ取得順序の選択を受け付ける手段を持つことが特徴である。
　本実施形態の計算機109の構成例を図18に示す。図18中、図2と同じ要素は同じ符号で示す。図示するように本実施形態は、計算機109に比較情報提示部115及び比較情報演算部116が追加されている。
　以下、図19を参照して、本実施形態のデータ取得順序決定処理を説明する。まず、制御部11は、入力装置(GUI)を介して、付加パルスを使用するか否かを受け付ける(S1901)。GUIの例を図20に示す。図20(A)に示すGUIは、MTC、IR、Fsatなどの付加パルスの種類と、付加パルスを使用しない場合「OFF」とをボタンで表示し、いずれかを選ばせるものである。また図20(B)は、付加パルス毎に使用する場合「ON」と非使用の場合「OFF」を選択させるものである。これらは例示であって、それ以外のGUIであってもよい。
　付加パルスの有無、種類が設定されると(S1902)、次にデータ取得順序の設定のGUIを表示する(S1903)。GUIの例を図21に示す。図示する例では、選択可能なデータ取得順序として、3つのデータ取得順序、距離及び角度によるソート順(データ取得順序A)、付加パルスの印加量によるソート順(データ取得順序B)、傾斜磁場の時間変化を考慮した印加量によるソート順(データ取得順序C)が表示されている。
　データ取得順序A～Cは、それぞれ、上述した第一、第二及び第三実施形態のデータ取得順序決定方法に対応する。図示していないが、さらにSARを考慮したデータ取得順序を選択可能にしてもよい。またこれらデータ取得順序の一部だけを選択可能にしてもよい。またデータ取得順序の選択肢と併せて、自動でデータ取得順序を決定する場合を選択肢に加えてもよい。
　GUIとして表示されたデータ取得順序(自動も含む)のいずれかが選択されると、データ取得順序決定部112は選択されたデータ取得順序を実施するデータ取得順序として決定し、CS制御部111に渡す(S1904)。
　また比較情報提示部115は、決定されたデータ取得順序によるパルス効果、SAR、撮像時間などを比較情報として提示してもよい(S1905)。比較情報は、データ取得順序ごとに、あらかじめ決められた情報を読み込んでもよいし、比較情報演算部116が、比較可能な数値を計算してもよい。
　例えば、「SAR」の場合、シーケンスパターンを計算することで予測SAR値を算出することができる。また、「パルス効果」について、データ取得順序ごとにMRIのシミュレーションなどを実施することで、2つの組織のコントラストを算出し、これを比較可能な数値とすることができる。但しシミュレーションによる演算は、ある程度時間がかかるため、予め求めておいたものをメモリ110に格納しておき、比較情報提示部115がメモリ110から読み出し、提示してもよい。
　比較情報を提示したGUIの例を図22に示す。図示する例では、選択されたデータ取得順序(例えばデータ取得順序A)について、各評価項目の定性的情報(高、低、中)を示している。比較情報の提示の仕方は図示するものに限らず、数値や色表示、バー表示などで示してもよい。このような比較情報が提示されることで、操作者は選択したデータ取得順序が適切かどうかを確認することができる。操作者が適切でないと判断した場合には(S1906)、S1903に戻り、再度データ取得順序を受け付けるようにしてもよい。
　一方、S1903で操作者が「自動」を選択した場合は、データ取得順序決定部112が自動的に最適と思われるデータ取得順序を決定する(S1904)。或いはデフォルトで設定されているデータ取得順序とする。最適か否かの判断は、例えば、あるデータ取得順序で実施した場合のMTC効果、SAR、撮像時間などを評価指標とし、そのいずれか或いは組み合わせについて評価することにより行うことができる。その後の処理(S1905、S1906)は、所定のデータ取得順序を選択した場合と同様である。或いはこれらの処理(S1905、S1906)を省略してもよい。
　なお図19に示す処理の流れでは、データ取得順序が選択された後或いは決定した後、そのデータ取得順序について比較情報を提示する場合を示したが、図21に示すような選択肢とともに各選択肢について比較情報を提示してもよい。操作者による選択に先立って比較情報を提示することで、操作者はどのデータ取得順序が適切か、を判断しやすくなる。
　また図22に示すGUIが、選択されたデータ取得順序について比較情報を示す場合を説明したが、図22に示すようなGUIを操作者の入力を促すGUIとしてもよい。この場合、パルス効果、SAR、撮像時間などの項目に対して、右側のボックスはブランクとし、操作者が所望する値や「高、中、低」のいずれかを入力或いは選択するようにしてもよい。データ取得順序決定部112は、このGUIを介した操作者の選択を考慮して、最適なデータ取得順序を決定する。データ取得順序決定後は、再度、比較情報の値を入力したGUIを表示し、操作者に決定したデータ取得順序とともに提示してもよい。
　以上説明したように、本実施形態のMRI装置は、データ取得順序の候補を提示すると共に前記候補の選択を受け付ける入力部を有し、データ取得順序決定部(データ取得順序決定部)は、入力部が受け付けた候補をデータ取得順序として決定する。また、データ取得順序の候補について、比較情報を算出し、入力部に提示させる比較情報演算部を備える。本実施形態によれば、操作者が撮像の目的等を考慮して、より適切なデータ取得順序を決定することが可能となる。例えば操作者がSAR、傾斜磁場の時間変動、撮像時間、パルス効果を高めた画質の向上、などから優先性の高いものを選択することで、それに最適なデータ取得順序を決定することができる。
　＜第六実施形態＞
　本実施形態は、同じ撮像(同じ位置、同じ撮像条件での撮像)を繰り返し行う撮像方法に適用される実施形態であり、データ取得順序を記録する手段を備え、撮像が繰り返される際に、一つの撮像における最後の観測位置を記録し、決定されているデータ取得順序に従って、記録された観測位置の次の観測位置から、次の撮像を開始する。データ取得順序は前述した第一～第五実施形態のデータ取得順序決定手法のいずれで決定されたものでもよい。
　本実施形態が適用される撮像法として、例えば、複数回同じ撮像を繰り返し、これらの画像を足し合わせることで、SNRなどの画質を向上させる加算処理や、これらの画像を時系列に並べることで、生体組織(例えば、血流や心臓など)の動きなどを観察する時系列撮像などがある。
　本実施形態においても計算機(CPU)109の構成は、図2と同様であるが、制御部の機能が追加される。
　本実施形態の制御部の動作の流れを、図23に示す。図23において、観測位置決定を行う処理S2301は、図3の観測位置決定を行う処理S302と同様であり、また撮像を行う処理S2306から画像再構成を行う処理S2309は、図3の処理S304～S307と同様である。以下、図3と異なる点を中心に説明する。
　予め設定されている観測パターンとCSのサンプリング率に基づき観測位置を決定したのち、その撮像が1回目の撮像であれば(S2302 )、データ取得順序決定を行う処理S2304に進み、2回目以降の撮像であれば、観測開始位置読込を行う処理S2303に進む。
　データ取得順序決定を行う処理S2304は、1回目の撮像であれば、第一～第五実施形態の決定手法のいずれかによりデータ取得順序を決定する。このデータ取得順序は基本データ取得順序として記録媒体14に保存される。1回目の撮像における観測開始位置は、データ取得順序の決定手法に応じて所定の位置が決まる。例えば、k空間の原点が開始位置となる。またデータ取得順序が決まれば、1回の撮像で観測するデータ点の数に応じて、その回の撮像における観測終了位置が決まる。この観測終了位置は記憶媒体14に保存される(S2305)。その後、撮像(S2306)及びエコー収集(S2307)に進む。
　一方、2回目以降の撮像の場合には、観測開始位置読込を行う処理S2303で、記憶媒体14に保存された観測位置(前回の撮像の観測終了位置)を読み込み、データ取得順序決定部112へ受け渡す。
　データ取得順序決定部112は、受け取った観測位置を元に、観測開始位置を決定し、この位置から始まるデータ取得順序を決定する(S2304)。データ取得順序は、1回目の撮像において決定した基本データ取得順序の開始位置をずらした順序となる。具体的には、受け取った前回の撮像の観測終了位置が、データ取得順序(初期)でn番目であったとすると、この回の観測開始位置は、決定されたデータ取得順序でn＋1番目の位置を開始位置とする順序となる。
　データ取得順序が決定されると、その回に観測するデータ点の数によって、観測終了位置が決まるので、観測終了位置保存を行う処理S2305において、観測終了位置を記憶媒体14に保存する。その後、撮像を行う処理S2306、エコー収集を行う処理S2307に進むことは1回目の撮像と同じである。
　なお図23に示す処理の流れは、各回の撮像において観測するデータ点の数が予め決まっている場合を示しているが、データ点の数が撮像を行う処理S2306を行ってからでなければ確定しない場合もある。この場合は、観測終了位置保存を行う処理S2305は、撮像を行う処理S2306の後に行われる(処理S2305と処理S2306の順番が入れ替わる)。
　本実施形態によれば、同一の撮像を繰り返し行う場合において、データ取得順序の連続性を保つことができる。
　10　撮像部、11　制御部、12　画像処理部、13　操作部、14　記憶媒体、101　マグネット、102　傾斜磁場コイル、103　被検体、104　シーケンサ、105　傾斜磁場電源、106　高周波発生装置、107　プローブ、108　受信器、109　計算機、110　メモリ、111　CS制御部、112　データ取得順序決定部、113　印加量算出部、114　セグメント分割部、115　比較情報提示部、116　比較情報演算部、121　CS復元部、122　画像再構成部、131　表示装置、132　入力装置(入力部)

Claims (15)

  1. 　被検体からの核磁気共鳴信号を受信し、k空間データを収集する撮像部と、
    　付加RFパルスを含むパルスシーケンスに従って前記撮像部を制御する制御部と、
    を有し、前記制御部は、
    圧縮センシングに基づいて前記k空間データについて疎なデータを取得するよう前記撮像部を制御するCS制御部と、
    前記付加RFパルスの印加量に応じて、前記k空間データの取得順序を決定するデータ取得順序決定部と
    を有することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  2. 　請求項1に記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    　前記パルスシーケンスは、前記付加RFパルスを含む三次元パルスシーケンスであって、当該付加RFパルスの印加量がky-kz面内で変化するものであり、
    　前記データ取得順序決定部は、前記付加RFパルスの印加量に応じて、前記ky-kz面における前記k空間データの取得順序を決定することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  3. 　請求項2に記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    　前記データ取得順序決定部は、前記ky-kz面の原点からの距離が小さいデータ点から大きいデータ点に向かう順序で、或いは、前記距離が大きいデータ点から小さいデータ点に向かう順序で、前記k空間データの取得順序を決定することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  4. 　請求項3に記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    　前記データ取得順序決定部は、前記ky-kz面の原点からの距離が同一である複数のデータ点について、前記ky-kz面の原点を通る所定の基準線と、前記原点とデータ点とを結ぶ線との角度が、漸減又は漸増する順序で前記k空間データの取得順序を決定することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  5. 　請求項2に記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    　前記データ取得順序決定部は、前記付加RFパルスの印加量が多いデータ点から少ないデータ点に向かう順序で前記k空間データの取得順序を決定することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  6. 　請求項2に記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    　前記制御部は、前記付加RFパルスの印加量の大きさで、前記ky-kz面内のデータ点を複数のセグメントに分割するセグメント分割部を有し、
    　前記データ取得順序決定部は、前記付加RFパルスの印加量に基づいて前記複数のセグメントのデータ取得順序を決定することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  7. 　請求項6に記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    　前記データ取得順序決定部は、前記セグメントに含まれるデータ点について、前記付加RFパルスの印加量、前記ky-kz面の原点からの距離、或いは前記ky-kz面の原点を通る所定の基準線と、前記原点とデータ点とを結ぶ線との角度、に基き前記k空間データの取得順序を決定することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  8. 　請求項6に記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    　前記データ取得順序決定部は、前記セグメントに含まれるデータ点について、データ取得時に印加する傾斜磁場の変化が最小となる順序で前記k空間データの取得順序を決定することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  9. 　請求項6に記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    　前記データ取得順序決定部は、前記複数のセグメントのデータ取得順序を、比吸収率（SAR）に基き決定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9に記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    　前記データ取得順序決定部は、比吸収率の10秒平均が最小になるように前記複数のセグメントのデータ取得順序を決定することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  11. 　請求項2に記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    　さらに、データ取得順序の候補を提示すると共に前記候補の選択を受け付ける入力部を有し、前記データ取得順序決定部は、前記入力部が受け付けた候補を前記k空間データの取得順序として決定することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  12. 　請求項11に記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    　さらに、前記k空間データの取得順序の候補について、比較情報を算出し、前記入力部に提示させる比較情報演算部を備え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12に記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    　前記比較情報は、前記RF付加パルスの効果、比吸収率、及び撮像時間の少なくとも一つを含むことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  14. 　請求項2に記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    　前記撮像部は、前記k空間データの収集を、複数の計測に分けて実行し、
    　前記制御部は、前記複数の計測のうちの一つの計測において最後に取得した最終データ点を記録し、前記データ取得順序決定部は、前記一つの計測に続く計測において最初に取得する開始データ点と前記記録した最終データ点とが、所定のデータ取得順序を満たすように、前記開始データ点の位置を決定することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  15. 　付加RFパルスを含む三次元パルスシーケンスに従ってk空間データを疎に取得する磁気共鳴イメージング方法であって、
    　前記k空間のky-kz面内における前記付加RFパルスの印加量の変化に応じて、前記k空間データの取得順序を決定する処理と、
    　前記決定されたk空間データの取得順序に従い、前記付加RFパルスの印加量をk空間のky-kz面内で変化させて、前記k空間データを疎に取得する処理と、
    　前記疎に取得されたk空間データを用いてk空間の未計測データをCS復元する処理と、
    　前記CS復元されたk空間データを用いて画像を再構成する処理と、
    を含むことを特徴とする磁気共鳴イメージング方法。
    　
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