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WO2016125572A1 - 磁気共鳴イメージング装置およ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および磁気共鳴イメージング方法 Download PDF

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WO2016125572A1
WO2016125572A1 PCT/JP2016/051350 JP2016051350W WO2016125572A1 WO 2016125572 A1 WO2016125572 A1 WO 2016125572A1 JP 2016051350 W JP2016051350 W JP 2016051350W WO 2016125572 A1 WO2016125572 A1 WO 2016125572A1
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WO
WIPO (PCT)
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space
measurement
low
data
frequency
Prior art date
Application number
PCT/JP2016/051350
Other languages
English (en)
French (fr)
Inventor
康弘 鎌田
吉之 功刀
Original Assignee
株式会社日立製作所
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Filing date
Publication date
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Priority to CN201680004106.6A priority patent/CN106999093A/zh
Priority to JP2016573262A priority patent/JPWO2016125572A1/ja
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    • G01R33/56—Image enhancement or correction, e.g. subtraction or averaging techniques, e.g. improvement of signal-to-noise ratio and resolution
    • G01R33/561—Image enhancement or correction, e.g. subtraction or averaging techniques, e.g. improvement of signal-to-noise ratio and resolution by reduction of the scanning time, i.e. fast acquiring systems, e.g. using echo-planar pulse sequences
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Definitions

  • the present invention relates to a magnetic resonance imaging technique.
  • the present invention relates to imaging technology that utilizes k-space low-frequency data.
  • the MRI device measures NMR signals (echo signals) generated by the spins of the subject, especially the tissues of the human body, and forms the shape and function of the head, abdomen, limbs, etc. in two or three dimensions. It is a device that images. In imaging, the NMR signal is given different phase encoding and frequency encoding depending on the gradient magnetic field. The measured NMR signal is reconstructed into an image by two-dimensional or three-dimensional Fourier transform.
  • Measured NMR signals are arranged in a data space on a memory called k-space and called k-space data.
  • Data near the origin of k-space data (so-called k-space low-frequency data) has a higher signal value than other regions, and includes a lot of information (subject signal, spatial distribution). For this reason, k-space low-frequency data is used in various photographing.
  • Non-Patent Document 1 and Patent Document 1 there is parallel imaging in which the k-space is thinned and measured to speed up imaging.
  • parallel imaging the sensitivity distribution and phase distribution of a reception channel or the periodicity of k-space data is obtained from k-space low-frequency data of each reception channel, and an image is reconstructed based on these.
  • Compressed Sensing restores a complete image by applying iterative calculation to images created from k-space data measured by thinning out at random (see Patent Document 2).
  • Compressed Sensing technology often measures the low frequency of k-space with higher density than other areas.
  • signal correction is performed using k-space low-frequency data in half estimation processing that estimates non-measurement data using conjugate symmetry in k space and processing that combines data of multiple reception channels with complex numbers.
  • Non-patent Document 2 a significant signal is applied by applying threshold processing to select only high-signal data for processing.
  • Patent Document 3 threshold processing to select only high-signal data for processing
  • Patent Document 3 singular value decomposition, etc.
  • Non-patent Document 2 a technique for extracting only components.
  • the signal intensity distribution (shape) of k-space data in k-space varies depending on the imaging type such as FOV, cross section, sequence type, and image contrast.
  • the position (peak position) where the signal becomes the highest is shifted by the phase distribution of the reception channel. Therefore, the peak position of k-space data is not necessarily at the origin of k-space, and is shifted to a different position for each reception channel.
  • the k-space low-frequency data has the above properties and has variations in shape. For this reason, in order to reliably measure the k-space low-frequency data, it is necessary to acquire data excessively by regarding the region far away from the origin of the k-space as the low-frequency region of the k-space.
  • the present invention was made in view of the above circumstances, in an imaging method that utilizes k-space low-frequency data containing a lot of useful information, measure the necessary minimum area without excess and deficiency, without extending the measurement time,
  • the purpose is to obtain high quality images.
  • the present invention performs pre-measurement prior to main measurement, measures the rough shape of k-space low-frequency data for each reception channel, grasps it as k-space characteristics, and in this measurement, the range to be measured as k-space low-frequency Identify.
  • k-space low-frequency data including useful information that can be used for processing is collected without excess or deficiency.
  • the minimum necessary area can be measured without excess and deficiency, and high-quality images can be obtained without extending measurement time.
  • (a)-(c) is explanatory drawing for demonstrating the k space low region measurement width
  • (a)-(d) is explanatory drawing for demonstrating the specific example of the imaging
  • (a)-(d) is explanatory drawing for demonstrating the specific example of the imaging
  • FIG. 1 is a block diagram showing the overall configuration of the MRI apparatus 100 of the present embodiment.
  • the MRI apparatus 100 of the present embodiment obtains a tomographic image of a subject using an NMR phenomenon, and as shown in FIG. 1, a static magnetic field generation system 120, a gradient magnetic field generation system 130, a transmission system 150, , Receiving system 160, control system 170, and sequencer 140.
  • the static magnetic field generation system 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 system 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 in accordance with a command from the sequencer 140, the gradient magnetic field power supply 132 of each gradient coil 131 is driven to apply gradient magnetic fields Gx, Gy, and Gz in the three axis directions of X, Y, and Z. .
  • the transmission system 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.
  • the transmission processing unit 152 includes a high-frequency oscillator (synthesizer), a modulator, and a high-frequency amplifier, and a high-frequency coil (transmission coil) 151 on the transmission side.
  • the high frequency oscillator generates an RF pulse and outputs it at a timing according to a command from the sequencer 140.
  • the modulator amplitude-modulates the output RF pulse, and the high-frequency amplifier amplifies the amplitude-modulated RF pulse and supplies the amplified RF pulse to the transmission coil 151 disposed in the vicinity of the subject 101.
  • the transmission coil 151 irradiates the subject 101 with the supplied RF pulse.
  • the receiving system 160 detects a nuclear magnetic resonance signal (echo signal, NMR signal) emitted by nuclear magnetic resonance of the nuclear spin constituting the living tissue of the subject 101, and receives a high-frequency coil (receiving coil) on the receiving side. 161, and a reception processing unit 162 including a synthesizer, an amplifier, a quadrature detector, and an A / D converter (A / D converter).
  • a nuclear magnetic resonance signal echo signal, NMR signal
  • a high-frequency coil receiving coil
  • a reception processing unit 162 including a synthesizer, an amplifier, a quadrature detector, and an A / D converter (A / D converter).
  • the reception coil 161 is a multi-channel coil having a plurality of reception channels, is arranged in the vicinity of the subject 101, and receives an NMR signal (reception signal) of the response of the subject 101 induced by the electromagnetic wave irradiated from the transmission coil 151. ) Is detected in each channel.
  • the reception signal of each channel is amplified in the reception processing unit 162, detected at a timing according to a command from the sequencer 140, converted into a digital quantity, and sent to the control system 170 for each channel as k-space data. .
  • the sequencer 140 repeatedly applies an RF pulse and a gradient magnetic field pulse 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 system 170 in advance.
  • the sequencer 140 operates in accordance with instructions from the control system 170 and transmits various commands necessary for collecting tomographic image data of the subject 101 to the transmission system 150, the gradient magnetic field generation system 130, and the reception system 160.
  • the control system 170 controls the overall operation of the MRI apparatus 100, performs various operations such as signal processing and image reconstruction, and displays and stores processing results.
  • 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 system 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 and function of the control system 170 such as control of the operation of the MRI apparatus 100 and various data processing by executing a program stored in advance in the storage device 172 in accordance with an instruction input by the operator To do. For example, when data from the receiving system 160 is input to the control system 170, the CPU 171 executes processing such as signal processing and image reconstruction, and displays the tomographic image of the subject 101 as a result on the display device 173. At the same time, it is stored in the storage device 172.
  • control system 170 may be realized by hardware such as ASIC (Application Specific Integrated Circuit), FPGA (field-programmable gate array), or the like.
  • ASIC Application Specific Integrated Circuit
  • FPGA field-programmable gate array
  • various data used for processing of each function and various data generated during the processing are 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 vertical magnetic field method, and in the horizontal magnetic field method. 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.
  • control system 170 of the present invention uses k-space low-frequency k-space data that is a predetermined low-frequency range of the k-space using the same imaging sequence as the main measurement executed for image acquisition.
  • Low-frequency region that obtains k-space characteristic information that identifies the k-space low-frequency data measurement range that can measure k-space low-frequency data using the pre-measurement unit 210 that measures the k-space and the k-space data collected by the previous measurement unit 210
  • Measurement range determination unit 220 sequence adjustment unit 230 that adjusts the imaging sequence to measure k-space low-frequency data in the k-space low-frequency data measurement range, and main measurement using the imaging sequence adjusted by the sequence adjustment unit
  • a main measurement unit 240 to be executed.
  • a predetermined region near the origin of the k space is referred to as a k space low region.
  • data having a higher signal value than other regions and including a lot of information is referred to as k-space low-frequency data.
  • the pre-measurement unit 210 uses the same sequence as that used in the main measurement, and measures a predetermined search range at a predetermined pitch (interval).
  • the search range is set by the user. Alternatively, it is determined in advance. At this time, the search range is set so as to surely include the k-space low band including useful information.
  • the phase encoding (including slice encoding in the case of three-dimensional measurement) is set to ⁇ 16 encoding.
  • the search range may be changed in accordance with main measurement parameters (for example, pulse sequence type, phase encoding / slice encoding direction, parallel imaging double speed number, compressed-Sensing compression rate, etc.).
  • the search pitch may be the same as the main measurement, but may be set to be twice or more the main measurement pitch in order to shorten the search time.
  • the pre-measurement unit 210 measures the echo signal at each point within the set search range.
  • the reception processing unit 162 performs reception processing on the obtained echo signal, obtains k-space data, converts it to an absolute value, and stores it in a memory (k-space). Saving is performed in a k-space memory prepared for each channel.
  • k-space search data the distribution of k-space data for each channel obtained by measurement by the previous measurement unit 210 is referred to as k-space search data.
  • the low-frequency measurement range determining unit 220 uses the k-space search data to determine a substantial k-space range in which k-space low frequency data can be measured.
  • a substantial k-space range in which the k-space low-frequency data can be measured is referred to as a k-space low-frequency data measurement range.
  • the low-frequency measurement range determination unit 220 uses the k-space data, and uses the k-space data near the k-space low-frequency signal strength distribution (the shape of the k-space low-frequency data) as k-space characteristic information. calculate.
  • the k-space low-frequency data measurement range is determined by the calculated k-space characteristic.
  • the k-space characteristic information includes a k-space reference position that is a position where the signal strength of k-space data is maximized, and a k-space low-frequency measurement width that is determined according to the signal strength of the k-space data.
  • the k-space reference position is determined, and then the k-space low-frequency measurement width is determined.
  • the low-frequency measurement range determination unit 220 determines the k-space reference position.
  • the k-space reference position is a substantial k-space origin that takes into account the peak shift due to geometry such as FOV and cross section, the peak shift due to the imaging sequence, and the peak shift due to the phase distribution of each receiving channel. It is defined as The k-space reference position is specified by the phase encoding amount.
  • the low-frequency measurement range determination unit 220 sets the position where the signal strength of the combined data obtained by combining the k-space data received by each channel of the receiving coil 161 is the maximum as the k-space reference position.
  • the low-frequency measurement range determination unit 220 combines the k-space search data received in each channel, measures the shape of the combined result, and sets the position (peak position) where the signal intensity is maximum as the k-space reference position. That is, the phase encoding amount ky indicating the peak is determined as the k-space reference position.
  • the calculated k-space shape of each channel may be combined to determine the k-space reference position.
  • FIG. 3 (a) shows the shapes 301 and 302 of the k-space search data for each channel (channel 1 and channel 2) displayed in the phase encoding direction.
  • the frequency encoding direction (kx direction) is not an object of processing, data obtained by projecting the maximum value of k-space search data in the kx direction is shown.
  • FIG. 3B shows a shape 303 of the added k-space search data obtained by adding (combining) the shape 301 of the k-space search data of channel 1 and the shape 302 of the k-space search data of channel 2.
  • the low-frequency measurement range determination unit 220 sets the phase encoding amount that maximizes the shape 303 of the added k-space search data as the k-space reference position 310.
  • the low-frequency measurement range determination unit 220 identifies the k-space low-frequency measurement width.
  • the k-space low-frequency measurement width is essentially a k-space change due to geometry such as FOV and cross section, k-space change due to the imaging sequence, and k-space change due to the phase distribution of each receiving channel. In general, it is defined as a k-space signal range that can be called a k-space low band.
  • the k-space low-frequency measurement width is specified by the number of phase encoding steps.
  • the low-frequency measurement range determination unit 220 includes a k-space reference range 310 and a range in which the synthesized data obtained by synthesizing the k-space data received by each channel of the receiving coil 161 satisfies a predetermined condition.
  • the measurement range is low.
  • the width (number of phase encoding steps) of the synthesized data having a signal value equal to or greater than a predetermined threshold is specified as the k-space low-frequency measurement width.
  • FIGS. 4 (a) and 4 (b) show the k-space low-frequency measurement width when the signal condition (signal intensity) is equal to or greater than a predetermined threshold as a predetermined condition.
  • Fig. 4 (a) shows the k-space low-frequency measurement width 410 when the threshold is defined as A% of the maximum value (A is a real number greater than 0 and less than 100), and
  • Fig. 4 (b) The k-space low-frequency measurement width 420 is defined as B times the noise level (B is a real number larger than 1).
  • the condition is not determined by a threshold value, but may be determined by the number of data points, for example, as shown in FIG. 4 (c). That is, the predetermined condition may be a predetermined number (XX) of data having a large signal value. Specifically, the data is counted in descending order of the signal value of the shape 303 of the added k-space search data, and the area until reaching a predetermined number of points (XX points) is defined as a k-space low-frequency measurement width 430. Alternatively, a predetermined number of points (the number of phase encoding steps) around the phase encoding position that takes the maximum value may be set as the k-space low-frequency measurement width.
  • the low-frequency measurement range determination unit 220 outputs the value of the phase encoding amount (ky) as the k-space reference position and the number of phase encoding steps as the k-space low-frequency measurement width.
  • the k-space low-frequency data measurement range is a range of the k-space low-frequency measurement width centered on the k-space reference position.
  • a hole may be formed in the measurement region or an isolated point may be generated. Therefore, holes or isolated points may be removed by applying general expansion / contraction processing or the like to a predetermined region.
  • the sequence adjustment unit 230 adjusts the imaging sequence so as to measure the k-space low-frequency data measurement range determined by the k-space characteristic information determined by the low-frequency measurement range determination unit 220. That is, when acquiring k-space low-frequency data, the imaging sequence is adjusted so as to acquire k-space low-frequency measurement width data with the k-space reference position as the center of the k-space low frequency.
  • FIGS. 5 (a) to 5 (d) explain the adjustment of the phase encoding amount Gp in the case of parallel imaging in which the k-space low band is densely acquired in the phase encoding (Gp) direction.
  • Each figure represents the phase encoding gradient magnetic field strength Gp.
  • k-space low frequency is acquired densely.
  • N is an integer of 1 or more
  • the k-space low-bandwidth phase encoding step number is N
  • the initial state 501 of the phase encoding gradient magnetic field Gp of the imaging sequence is set.
  • Phase encoding when the low-frequency measurement range determination unit 220 determines the k-space reference position as 0 (ky 0) and the k-space low-frequency measurement width as N ′ (an integer of 1 or more that satisfies N ⁇ N ′)
  • the gradient magnetic field 503 is shown in FIG.
  • the sequence adjustment unit 230 adjusts the imaging sequence so that the phase encoding gradient magnetic field Gp of the imaging sequence becomes the phase encoding gradient magnetic field 503.
  • the sequence adjustment unit 230 adjusts the imaging sequence so that the phase encoding gradient magnetic field Gp of the imaging sequence becomes the phase encoding gradient magnetic field 504.
  • sampling density in the case of measurement (for example, Compressed Sensing etc.) in which the sampling density is seamlessly variable from low to high in the k space
  • Each figure shows the sampling density sampled according to the imaging sequence in the ky-kz space.
  • FIG. 6 (a) shows the sampling density 511 according to the shooting sequence in the initial state.
  • the width of the k-space low band is N.
  • the sampling density 511 is determined by a predetermined function centered on the k-space origin, for example, a function combining a normal distribution with two dimensions (ky, kz) as shown in the following equation (1).
  • ⁇ ky and ⁇ kz are center coordinates in the ky direction / kz direction
  • ⁇ ky 2 and ⁇ kz 2 are dispersion in the ky direction / kz direction, respectively
  • M 0 is an adjustment coefficient.
  • the sampling density 512 is obtained when the sequence adjustment unit 230 adjusts the shooting sequence accordingly.
  • FIG. 6 (c) shows that the low-frequency measurement range determination unit 220 sets the k-space reference position to 0, the k-space low-frequency measurement width to N1 in the ky direction, and N2 in the kz direction (N1 and N2 are N1 ⁇ N, respectively. , N2 ⁇ N, an integer equal to or greater than 1), and the sequence adjustment unit 230 adjusts the imaging sequence according to the sampling density 513.
  • the low-frequency measurement range determination unit 220 determines the k-space reference position as D, the k-space low-frequency measurement width as N1 in the ky direction, and N2 in the kz direction.
  • the sampling density is 514 when the imaging sequence is adjusted according to the above.
  • the k-space reference position and the k-space low-frequency measurement width are specified, for example, when the k-space low-frequency measurement width in the ky direction and the kz direction are different like the sampling density 513, It is also possible to measure by changing the function. Furthermore, it is also possible to use a function in which both the k-space reference position and the k-space low-frequency measurement width are changed, such as the sampling density 514.
  • the main measurement unit 240 performs measurement using the imaging sequence adjusted by the sequence adjustment unit 230 to obtain an image.
  • FIG. 7 is a processing flow of this processing. This process is performed immediately before the main measurement and immediately after each scan start instruction.
  • the pre-measurement unit 210 sets a search range for pre-measurement for determining k-space characteristic information (step S1101) and executes pre-measurement (steps S1102 to S1104).
  • a search range for pre-measurement for determining k-space characteristic information step S1101
  • executes pre-measurement step S1102 to S1104.
  • an echo signal is measured for a predetermined search range, and a k-space signal value (k-space data) for determining the range is stored.
  • the low-frequency measurement range determination unit 220 uses the measured k-space search data to determine the k-space reference position in the k-space characteristic information (step S1105). Thereafter, the low-frequency measurement range determining unit 220 determines the k-space low-frequency measurement width in the k-space characteristic information (step S1106).
  • the sequence adjustment unit 230 adjusts the imaging sequence based on the k-space reference position and the k-space low-frequency measurement width (step S1107).
  • the MRI apparatus of this embodiment uses the same imaging sequence as the main measurement executed for image acquisition, and the pre-measurement unit 210 measures k-space data in a predetermined range of the k-space low band. And, using the k-space data collected by the previous measurement unit 210, a low-frequency measurement range determination unit 220 that obtains k-space characteristic information specifying a k-space low-frequency data measurement range capable of measuring k-space low frequency data, A sequence adjustment unit 230 that adjusts the imaging sequence so as to measure k-space data within the k-space low-frequency data measurement range as the k-space low-frequency data, and an imaging sequence that has been adjusted by the sequence adjustment unit 230 And a main measurement unit 240 that executes the main measurement.
  • the k-space characteristic information includes a k-space reference position that is a position at which the signal strength of the k-space data is maximized, and the sequence adjustment unit 230 performs the above operation from a range centered on the k-space reference position.
  • the imaging sequence is adjusted to measure k-space low-frequency data.
  • the k-space characteristic information includes a k-space low-frequency measurement width determined according to the signal strength of the k-space data, and the sequence adjustment unit 230 determines the k-space low frequency from the range of the k-space low-frequency measurement width.
  • the imaging sequence is adjusted to measure area data.
  • the k-space low-frequency data including a large amount of information is measured by using the result of the pre-measurement in the vicinity of the predetermined k-space origin, which is higher than the other regions. Determine possible real k-space low-frequency data measurement range. Then, the main measurement is executed in a sequence reflecting it.
  • the actual k-space data shape can be grasped, so the k-space low-frequency data is excessive or insufficient ( It can be collected efficiently without excessive collection or insufficient collection.
  • the low-frequency measurement range determination unit 220 determines the k-space reference position and the k-space low-frequency measurement width as the k-space characteristic information, but it is not always necessary to determine both. You may comprise so that only either one may be determined.
  • the k-space reference position is determined based on the shape of the synthesis result of the k-space search data received in each channel.
  • the position where the signal intensity is maximized may be specified, and the barycentric position of each specified result may be used as the k-space reference position.
  • the low-frequency measurement range determination unit 220 measures the shapes 301 and 302 of the k-space search data of each channel (channel 1 and channel 2), respectively. Then, the peak position 311 of channel 1 and the peak position 312 of channel 2 are determined. Finally, the barycentric position (average value of the phase encoding amount) of both peak positions 311 and 312 is determined as the k-space reference position 313.
  • the peak positions 311 and 312 of each channel may be averaged by weighting with the peak intensity, and the position may be used as the k-space reference position. Further, the maximum and minimum midpoints of the peak positions 311 and 312 of each channel may be obtained and the positions may be used as the k-space reference position.
  • the k-space data including the k-space reference position 313 and the k-space data received by each channel of the receiving coil 161 are respectively identified as areas that satisfy a predetermined condition.
  • the results are synthesized and set as the k-space low-frequency measurement width.
  • the predetermined condition is, for example, that the signal value is equal to or greater than a predetermined threshold value, a predetermined number from the larger signal value, and the like.
  • the synthesis may be any of AND synthesis, OR synthesis, and centroid synthesis. However, in this case, it is desirable that the k-space low-frequency measurement width is determined so as to cover the specified region for each reception channel.
  • FIG. 9A shows the shapes 301 and 302 of the k-space search data of each channel (channel 1 and channel 2) in the phase encoding direction (ky direction).
  • the low-frequency measurement range determination unit 220 calculates ranges (k-space low-frequency measurement widths) 441 and 442 that are equal to or greater than a predetermined threshold for the shapes 301 and 302 of the k-space search data of each channel, respectively.
  • the calculation method is the same as the method for calculating the k-space low-frequency measurement width of the shape 303 of the added k-space search data in the above embodiment.
  • the calculated k-space low-frequency measurement widths 441 and 442 for each channel are synthesized by OR synthesis (440a), AND synthesis (440b), centroid synthesis (440c), and the like to obtain a k-space signal range in the measurement.
  • the k-space characteristic information (k-space reference position and k-space low-frequency measurement width) for each reception channel calculated by the method of this modification may be used as it is.
  • this is a case where processing is performed using k-space low-frequency data independently for each reception channel (half estimation, compressed sensing, etc.).
  • k-space characteristic information (k-space reference position and k-space low-frequency measurement width) is determined using k-space search data that is projected in the kx direction at the maximum value.
  • the k-space characteristic information may be determined on the kx-ky two-dimensional plane without projecting in the kx direction. The determination method is the same as described above.
  • k-space characteristic information can be determined for each slice and each echo.
  • the k-space search data can be added in the multi-slice direction or the multi-echo direction and handled as one data.
  • the number of echoes to be acquired may change, and the measurement time may change (shorten / extend) from the expected time.
  • the measurement time is allowed to be extended, or the measurement is continued, or the measurement parameters (for example, resolution (number of measurement matrices), TR, etc.) are changed to measure the measurement time. Or can be selected by the user.
  • an imaging sequence generated according to the initially set imaging conditions is referred to as an initial sequence
  • an imaging sequence after adjustment by the sequence adjustment unit 230 is referred to as an adjustment sequence.
  • the MRI apparatus of this embodiment basically has the same configuration as the MRI apparatus 100 of the first embodiment.
  • the control system 170 of the present embodiment includes a receiving unit 250 and a change amount calculating unit 260 in addition to the configuration of the first embodiment, as shown in FIG.
  • the present embodiment will be described focusing on the configuration different from the first embodiment.
  • the change amount calculation unit 260 makes the measurement time of the shooting sequence (adjustment sequence) after adjustment equal to the measurement time of the shooting sequence (initial sequence) before adjustment.
  • the amount of change to be changed is calculated.
  • making the measurement time of the adjustment sequence equal to the measurement time of the initial sequence is referred to as maintaining the measurement time.
  • the measurement time of the adjustment sequence is calculated based on the k-space characteristic information determined by the low-frequency measurement range determination unit 220. Then, the change amount is calculated as the amount by which the measurement time is changed by the difference between the measurement time of the initial sequence and the measurement time of the adjustment sequence for the designated measurement parameter. For example, in the case of TR, the difference is directly calculated as a change amount.
  • the accepting unit 250 accepts a selection of a measurement time based on the adjusted shooting sequence (adjustment sequence) and a predetermined measurement parameter other than the measurement time to be fixed.
  • the reception unit 250 displays an instruction reception screen on the display device and receives an instruction from the user.
  • the reception unit 250 presents the change amount calculated by the change amount calculation unit and the measurement time of the imaging sequence (adjustment sequence) after adjustment by the sequence adjustment unit, and receives the selection.
  • FIG. An example of the instruction acceptance screen 600 is shown in FIG. As shown in this figure, the instruction reception screen 600 displays changes in the measurement time after adjustment, and also displays changes in other predetermined measurement parameters when the measurement time is not changed.
  • the instruction reception screen 600 displays changes in the measurement time after adjustment, and also displays changes in other predetermined measurement parameters when the measurement time is not changed.
  • a case where resolution is used as another measurement parameter will be described as an example.
  • the instruction reception screen 600 is a screen for receiving selection of whether to change the measurement time or the spatial resolution. As shown in this figure, a first display column 610 that displays the measurement time when the adjustment sequence is executed, and a second display column 620 that indicates the resolution when the measurement time is maintained in the adjustment sequence. Prepare.
  • the first display column 610 displays the measurement time (scan time) 611 of the initial sequence and the measurement time (scan time) 612 of the adjustment sequence, and the user can Showing change.
  • the resolution (resolution) 613 of the initial sequence and the resolution (resolution) 614 of the adjustment sequence are displayed together.
  • the resolution indicates an example in which a value obtained by normalizing the resolution of the initial sequence to 1 is displayed.
  • the second display field 620 displays the measurement time (scan time) 621 of the initial sequence and the measurement time (scan time) 622 of the adjustment sequence. Since the second display column 620 is a display for maintaining the measurement time of the adjustment sequence, the same time is displayed.
  • the resolution (resolution) 623 of the initial sequence and the resolution (resolution) 624 of the adjustment sequence are shown.
  • the resolution 624 of the adjustment sequence displays the calculation result of the change amount calculation unit 260.
  • the accepting unit 250 accepts a selection from the user via the first display field 610 or the second display field 620.
  • sequence adjustment unit 230 of the present embodiment reflects the received result in the adjustment sequence, and finally adjusts the sequence to be used for shooting. That is, when the measurement time is selected, the measurement parameter of the imaging sequence (adjustment sequence) is further adjusted by the change amount calculated by the change amount calculation unit.
  • the processing of the low-frequency measurement range determination unit 220, the previous measurement unit 210, and the main measurement unit of this embodiment is the same as that of the first embodiment.
  • the sequence adjustment unit 230 is the same as that in the first embodiment until the adjustment sequence is generated.
  • the MRI apparatus 100 of the present embodiment includes the pre-measurement unit 210, the low-frequency measurement range determination unit 220, the sequence adjustment unit 230, and the main measurement unit 240, as in the first embodiment. . Then, the MRI apparatus 100 of the present embodiment includes a receiving unit 250 that accepts selection of a measurement time based on the adjusted imaging sequence and a predetermined measurement parameter other than the measurement time, and the measurement parameter. A change amount calculation unit 260 that calculates a change amount for changing the measurement time of the imaging sequence after adjustment to be equal to the measurement time of the imaging sequence before adjustment, and the measurement time is selected. In this case, the sequence adjustment unit 230 further adjusts the measurement parameter of the imaging sequence by the amount of change.
  • the receiving unit 250 may present the change amount and the measurement time based on the shooting sequence adjusted by the sequence adjusting unit 230 to the user and receive the selection.
  • the same effects as those of the first embodiment are obtained. Furthermore, since the user can select whether to allow the measurement time to be extended in the adjustment sequence or to adjust the other parameters to maintain the measurement time, the desired measurement can be realized within the desired measurement time.
  • the instruction reception screen 600 displays the measurement time according to the adjustment sequence and the amount of change in the measurement parameter when the measurement time is maintained, and receives selection from the user.
  • the information displayed on the instruction reception screen 600 is not limited to this.
  • variable measurement parameters including the measurement time may be changed without displaying information such as the measurement time of the initial sequence and the adjustment sequence on the instruction reception screen 600.
  • the instruction receiving screen 600 may be provided with an area for receiving an instruction of priority of adjustment for each variable measurement parameter. In this case, when the measurement time is extended, the measurement time or other measurement parameters are changed in consideration of the priority.
  • FIGS. 11 (b) and 11 (c) An example of the instruction reception screen 601 for receiving a priority instruction is shown in FIGS. 11 (b) and 11 (c).
  • the case where the measurement parameter other than the measurement time is the resolution will be described as an example.
  • the instruction reception screen 601 includes an instruction column 630 that receives an instruction to preferentially adjust the measurement time and resolution.
  • Fig. 11 (b) shows an example when an instruction to fix the measurement time (fixed) and automatically change the resolution to match that (Auto) is accepted. That is, the adjustment is an example in which an instruction to prioritize resolution is received.
  • FIG. 11 (c) shows an example in which an instruction to automatically change the measurement time (Auto) and maintain the resolution (fixed) is received. That is, the adjustment is an example in which an instruction to preferentially perform the measurement time is received.
  • the priority is set for the measurement time and the spatial resolution.
  • the priority may be set for other parameters (for example, TR).
  • the parameter may be changed by displaying options on the above-described instruction reception screen 601 and allowing the user to make a selection.
  • it may be configured to display a change in a predetermined range and receive an instruction instead of displaying and selecting whether to maintain or change.
  • the accepting unit 250 accepts selection of whether the measurement time based on the adjusted shooting sequence (adjustment sequence) or a predetermined measurement parameter other than the measurement time is changed only within a predetermined range. Further, the change amount calculation unit 260 changes the measurement parameter so that the difference between the measurement time of the shooting sequence after adjustment (adjustment sequence) and the measurement time of the shooting sequence before adjustment (initial sequence) falls within the above range. Calculate the amount of change to be made.
  • the sequence adjustment unit 230 also adjusts the measurement parameter according to the calculation result by the change amount calculation unit 260 in the imaging sequence (adjustment sequence).
  • the range may be presented together with “Fixed”. Further, the range may be configured to be settable by the user.
  • the previous measurement unit 210 measures all measurement points in a predetermined search range.
  • the number of measurement points in the previous measurement is suppressed and the processing is speeded up.
  • the MRI apparatus of the present embodiment has basically the same configuration as the MRI apparatus 100 of the first embodiment. However, the processing of the pre-measurement unit 210 and the low-frequency measurement range determination unit 220 are different in order to suppress the number of previous measurements and estimate the shortage as described above. Hereinafter, the present embodiment will be described focusing on the configuration different from the first embodiment.
  • the low-frequency measurement range determination unit 220 estimates k-space characteristic information (k-space reference position and k-space low-frequency measurement width), and The k-space low-frequency data measurement range is estimated using, and the previous measurement is terminated when it converges. If the entire k-space search range is not converged, the previous measurement is terminated when the measurement of the entire k-space search range is completed.
  • each piece of information to be estimated is referred to as estimated k-space characteristic information, estimated k-space reference position, estimated k-space low-frequency measurement width, and estimated k-space low-frequency data measurement range, respectively.
  • the pre-measurement unit 210 measures k-space data in a predetermined order and arranges it in the k-space every time it is measured.
  • the low-frequency measurement range determination unit 220 estimates unmeasured k-space data, and uses the estimation result to estimate the k-space characteristic information and the estimated k-space low frequency
  • the latest estimated k-space characteristic information at that time is replaced with the k-space characteristic information.
  • the low-frequency measurement range determination unit 220 estimates an unmeasured signal (search data), estimates estimated k-space characteristic information, and estimates each time the previous measurement unit 210 arranges k-space data in k-space.
  • the estimated k-space low-frequency data measurement range is estimated from the estimated k-space characteristic information (estimated k-space reference position and estimated k-space low frequency measurement width).
  • the low-frequency measurement range determination unit 220 determines whether the estimation result is appropriate. The suitability is determined by calculating a difference from the estimated k-space low-frequency data measurement range estimated once before, and whether the difference is within a predetermined threshold. If it is within the threshold value, it is determined that it has converged, the measurement is ended by the previous measurement unit 210, and the latest estimated k-space characteristic information at that time is output as the determination result.
  • the measurement is also terminated when the previous measurement unit 210 has finished measuring the entire search range before convergence.
  • the low-frequency measurement range determination unit 220 outputs k-space characteristic information determined using all the k-space data obtained at that time as a determination result.
  • the pre-measurement unit 210 acquires the k-space data by changing the phase encoding amount from 0 so that the absolute value increases monotonously will be described as an example. That is, the pre-measurement unit 210 changes the phase encoding amount to 0, plus 1, minus 1, plus 2, minus 2 in order of large absolute values, and acquires k-space data.
  • the low-frequency measurement range determination unit 220 estimates other measurement points (estimation data) using the estimated measurement points (measurement data) as shown in the figure.
  • the estimation is performed by extrapolation from already measured points (estimated data).
  • FIG. 12 (a) primary extrapolation from the outer two points among the measured points is used, but the number of points and the order to be used are not limited.
  • the estimation result is held in a memory.
  • the low-frequency measurement range determination unit 220 uses the measurement data and the estimation data, and the estimated k-space characteristic information (the estimated k-space reference position and the estimated k-space low frequency measurement width) by each method of the first embodiment. ).
  • FIG. 13 is a processing flow of this processing. Also in the present embodiment, this processing is performed before the main measurement and after the start of each scan.
  • the pre-measurement unit 210 sets a search range for pre-measurement for determining k-space characteristic information (step S3101), and starts pre-measurement within the search range (step S3102).
  • the pre-measurement unit 210 measures the echo signal (step S3103) and saves the k-space data every time the k-space data is acquired (step S3104).
  • the low-frequency measurement range determination unit 220 estimates unmeasured data (step S3105), and uses the measurement data and the unmeasured data to obtain k-space characteristic information (estimated k (Spatial characteristic information) is estimated (step S3106), and based on this, a k-space low-frequency data measurement range (estimated k-space low-frequency data measurement range) is estimated (step S3107).
  • the estimated k-space low-frequency data measurement range is stored in a memory.
  • the low-frequency measurement range determination unit 220 takes a difference from the estimated k-space low-frequency data measurement range obtained by the previous measurement, and determines suitability (step S3108).
  • the low-frequency measurement range determination unit 220 determines the estimated k-space low frequency obtained in the previous measurement stored in the memory.
  • the data measurement range is updated to the latest estimated k-space low-frequency data measurement range, the process returns to step S3103, and the process is repeated.
  • the low-frequency measurement range determination unit 220 outputs the latest estimated k-space characteristic information at that time as the determination result (step S3109). ).
  • the sequence adjustment unit 230 adjusts the imaging sequence based on the k-space characteristic information (k-space reference position and k-space low-frequency measurement width) determined by the low-frequency measurement range determination unit 220 (step S3110).
  • the MRI apparatus 100 of the present embodiment includes the pre-measurement unit 210, the low-frequency measurement range determination unit 220, the sequence adjustment unit 230, and the main measurement unit 240, as in the first embodiment. .
  • the low-frequency measurement range determination unit 220 estimates unmeasured k-space data each time the previous measurement unit 210 acquires the k-space data, and uses the estimation result to estimate the k-space characteristic information and Estimate the estimated k-space low-frequency data measurement range, and if the difference from the estimated k-space low-frequency data measurement range estimated one time before falls within the predetermined range, the latest estimated k-space characteristic information at that time , The k-space characteristic information.
  • the same effect as the first embodiment can be obtained. Furthermore, since the number of measurement points when obtaining k-space characteristic information can be reduced, the overall measurement time is shortened accordingly. Therefore, the same effect as that of the first embodiment can be obtained at higher speed.
  • the order of measurement of the k space by the pre-measurement unit 210 is not limited to the above.
  • the measurement order as shown in FIG. 1 is not limited to the above.
  • the measurement order as shown in FIG. 1 is not limited to the above.
  • This measurement order first measures each point in the measurement order 1, 2, and 3. These are two points at substantially both ends of the search range and one point at the center. Next, calculate the signal average value of measurement order 1 and 2, and the signal average value of 2 and 3, respectively, and set the middle point with the larger average value (here, the midpoint of measurement order 2 and 3) as measurement order 4. measure. Similarly, the measurement order 5 is measured from the signal average value of the measurement orders 2 and 4, and the signal average value of 4 and 3. Repeat this.
  • the estimated k-space reference position can be estimated with a small number of measurements, and the estimated k-space characteristic information can be estimated.
  • the number of repetitions in this case may be determined according to the convergence of the k-space reference position, or may be obtained from the search range.
  • each modification of the first embodiment can be applied to this embodiment.
  • the k-space search data obtained by the previous measurement is not only used for determining k-space characteristic information (k-space reference position and k-space low frequency measurement width), but also for setting an optimum reception gain. Use.
  • the MRI apparatus of the present embodiment has basically the same configuration as the MRI apparatus 100 of the first embodiment.
  • the control system 170 of the present embodiment further includes a reception gain setting unit 270 that determines a reception gain according to the position of the k space from the k space data obtained by the previous measurement.
  • the present embodiment will be described focusing on the configuration different from the first embodiment.
  • the reception gain setting unit 270 reduces the k-space low frequency according to the k-space low-frequency data shape calculated when the low-frequency measurement range determination unit 220 determines the k-space characteristic information (k-space reference position and k-space low frequency measurement width). Calculate the maximum receive gain applicable to each position in the area.
  • the amplification factor of the amplifier in the reception processing unit 162 of the echo signal from the position is determined according to the maximum value of the signal intensity corresponding to the position of the k-space low band.
  • the amplification factor is determined in the reception processing unit 162 so that the dynamic range of the A / D converter arranged at the subsequent stage of the amplifier can be utilized to the maximum extent. Then, the determination result is instructed to the reception processing unit 162.
  • the reception processing unit 162 amplifies each echo signal received by the reception coil 161 according to the instruction during main measurement. Also, after amplification, the difference in signal amplification due to the difference in reception gain is normalized and output. Thereby, the control system 170 can perform reconstruction processing in the same way as normal image data.
  • FIG. 15 is a processing flow of this processing. This process is performed immediately before the main measurement and immediately after each scan start instruction.
  • step S4101 to step S4107 Since the processing from step S4101 to step S4107 is the same as the processing from step S1101 to S1107 of the first embodiment, detailed description thereof is omitted here.
  • the reception gain setting unit 270 determines the reception gain according to the position of the k space from the shape of the k space low-frequency data obtained to calculate the k space characteristic information, and performs reception processing.
  • the reception gain is changed by notifying unit 162 (step S4108), and the process is terminated.
  • the MRI apparatus 100 of the present embodiment includes the pre-measurement unit 210, the low-frequency measurement range determination unit 220, the sequence adjustment unit 230, and the main measurement unit 240, as in the first embodiment. . Then, the MRI apparatus 100 of the present embodiment amplifies the echo signal collected by the receiving coil, and uses the reception processing unit 162 as the k-space data, and the k-space data obtained in the previous measurement, the k-space position And a reception gain setting unit 270 that determines a reception gain according to.
  • the reception gain is given one value for each measurement.
  • the maximum reception gain can be calculated according to the k-space position according to the k-space characteristic obtained from the k-space search data. In accordance with this, the amplifier and the A / D converter in the reception processing unit 162 are adjusted.
  • the k-space low-frequency data shape may be the one estimated by the method of the third embodiment.
  • the above-described embodiments can also be applied to the case of the three-dimensional measurement.
  • the phase encoding amount and the number of steps, the slice encoding amount and the number of steps, which are set to the k-space low band, are determined, and the imaging sequence is adjusted.
  • 100 MRI apparatus 101 subject, 120 static magnetic field generation system, 130 gradient magnetic field generation system, 131 gradient magnetic field coil, 132 gradient magnetic field power supply, 150 transmission system, 151 high frequency coil (transmission coil), 152 transmission processing unit, 160 reception system , 161 High-frequency coil (receiver coil), 162 Receive processor, 170 Control system, 171 CPU, 172 Storage device, 173 Display device, 174 Input device, 210 Pre-measurement unit, 220 Low-frequency measurement range determination unit, 230 Sequence adjustment unit , 240 main measurement unit, 250 reception unit, 260 variation calculation unit, 270 reception gain setting unit, 301 channel 1 k-space search data shape, 302 channel 2 k-space search data shape, 303 addition k-space search data Shape, 310 k-space reference position, 311 channel 1 peak position, 312 channel 2 peak position, 313 k-space reference position, 410, 420, 430 k-space low-frequency measurement width, 440a OR-combined k-space low frequency Measurement

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Abstract

　有用な情報を多く含むk空間低域データを活用する撮像法において、必要最低限の領域を過不足なく計測し、計測時間の延長なく、高品質の画像を得るために、本発明は、主計測に先立ち前計測を行い、各受信チャンネルについてk空間低域データの大まかな形状を測定し、k空間特性として把握し、当該計測において、k空間低域として計測する範囲を特定する。特定結果を撮影シーケンスに反映することにより、処理に活用できる有用な情報を含むk空間低域データを、過不足なく収集する。

Description

磁気共鳴イメージング装置およ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(Magnetic Resonance Imaging)技術に関する。特に、k空間低域データを活用する撮影技術に関する。
　MRI装置は、被検体、特に人体の組織を構成する原子核スピンが発生するNMR信号(エコー信号)を計測し、その頭部、腹部、四肢等の形態や機能を2次元的に或いは3次元的に画像化する装置である。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、周波数エンコードが付与される。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。
　計測したNMR信号は、k空間と呼ばれるメモリ上のデータ空間に配置され、k空間データと呼ばれる。k空間データの原点付近のデータ(いわゆるk空間低域データ)は、その他の領域に比べて信号値が高く、多くの情報(被検体信号、空間分布)が含まれる。このため、種々の撮影において、k空間低域データは活用されている。
　このk空間低域データを活用する撮像法には、例えば、k空間を間引いて計測して撮像を高速化するパラレルイメージングがある(非特許文献1、特許文献1参照)。パラレルイメージングでは、各受信チャンネルのk空間低域データから受信チャンネルの感度分布や位相分布、もしくはk空間データの周期性を求め、これらに基づき画像を再構成する。
　また、ランダムに間引いて計測したk空間データから作成した画像に対し、繰り返し演算を適用して完全な画像を復元するCompressed Sensingと呼ばれる技術がある(特許文献2参照)。Compressed Sensing技術では、k空間の低域を他の領域に比べて高い密度で計測することが多い。
　また、k空間の共役対称性を用いて非計測データを推定するハーフ推定処理や、複数受信チャンネルのデータを複素数で合成する処理などでも、k空間低域データを用い、信号補正などが行われる。
　さらに、計測したk空間低域データに対し、閾値処理を適用して高信号のデータのみを選別して処理に使用する技術(特許文献3)や、特異値分解などを適用して有意な信号成分のみを抽出する技術(非特許文献2)などもある。
米国特許第6841998号明細書 米国特許第7646924号明細書 特開2013-42979号公報
Klass P． Pruessmann， Markus Weiger， Markus B． Scheidegger， and Peter Boesiger． "SENSE Sensitivity Encoding for Fast MRI"． Magnetic Resonance in Medicine 1999 42 p952－962 P．Qu，J．Yuan，B．Wu、G．X．Shen、"Optimization of Regularization Parameter for GRAPPA Reconstruction"、 Proc． Intl． Soc． Mag． Reson． Med． 2006 14 p2474
　このように、有用な情報を多く含むk空間低域データを高密度に計測する手法は、様々な処理で用いられている。しかし、k空間におけるk空間データの信号強度分布(形状)、特にk空間低域データの形状は、FOVや断面、シーケンス種、画像コントラストなど、撮像種によって変化する。また、最も高信号になる位置(ピーク位置)は、受信チャンネルの位相分布によってシフトする。そのため、k空間データのピーク位置は、k空間の原点にあるとは限らない上、受信チャンネルごとに異なる位置にシフトする。
　k空間低域データには以上のような性質があり、形状にばらつきがある。このため、確実にk空間低域データを計測するためには、k空間の原点から大きく離れた領域までをk空間の低域と見なして過剰にデータを取得する必要がある。
　過剰に広い領域をk空間低域とみなして、k空間低域データとして取得することにより、本来はk空間低域データではないデータが処理に含まれることとなる。これにより、アーチファクトが発生したり、計測時間が長引いたりする。
　本発明は、上記事情に鑑みてなされたもので、有用な情報を多く含むk空間低域データを活用する撮像法において、必要最低限の領域を過不足なく計測し、計測時間の延長なく、高品質の画像を得ることを目的とする。
　本発明は、主計測に先立ち前計測を行い、各受信チャンネルについてk空間低域データの大まかな形状を測定し、k空間特性として把握し、当該計測において、k空間低域として計測する範囲を特定する。特定結果を撮影シーケンスに反映することにより、処理に活用できる有用な情報を含むk空間低域データを、過不足なく収集する。
　有用な情報を多く含むk空間低域データを活用する撮像法において、必要最低限の領域を過不足なく計測でき、計測時間の延長なく、高品質の画像を得ることができる。
第一の実施形態のMRI装置の全体構成を示すブロック図 第一の実施形態の制御系の機能ブロック図 (a)および(b)は、第一の実施形態のk空間基準位置決定手法を説明するための説明図 (a)～(c)は、第一の実施形態のk空間低域計測幅決定手法を説明するための説明図 (a)～(d)は、第一の実施形態の撮影シーケンス調整の具体例を説明するための説明図 (a)～(d)は、第一の実施形態の撮影シーケンス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k空間特性情報決定処理および撮影シーケンス調整処理のフローチャート (a)および(b)は、第一の実施形態の変形例のk空間基準位置決定手法を説明するための説明図 (a)～(c)は、第一の実施形態の変形例のk空間低域計測幅決定手法を説明するための説明図 第二の実施形態の制御系の機能ブロック図 (a)～(c)は、第二の実施形態の指示受付画面を説明するための説明図 (a)は、第三の実施形態のk空間特性情報推定処理を説明するための説明図であり、(b)は、第三の実施形態の変形例のk空間特性情報推定処理を説明するための説明図 第三の実施形態のk空間特性情報決定処理および撮影シーケンス調整処理のフローチャート 第四の実施形態の制御系の機能ブロック図 第四の実施形態のk空間特性情報決定処理、撮影シーケンス調整処理および受信ゲイン設定処理のフローチャート
　＜＜第一の実施形態＞＞
　以下、本発明を適用する第一の実施形態を、図面を用いて説明する。なお、各実施形態を説明するための全図において、同一名称および同一符号を付したものの中で同一の機能を有するものは、その繰り返しの説明は省略する。
　［MRI装置構成］
　まず、本実施形態のMRI装置の一例の全体概要を説明する。図1は、本実施形態のMRI装置100の全体構成を示すブロック図である。本実施形態のMRI装置100は、NMR現象を利用して被検体の断層画像を得るもので、図1に示すように、静磁場発生系120と、傾斜磁場発生系130と、送信系150と、受信系160と、制御系170と、シ－ケンサ140と、とを備える。
　静磁場発生系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。
　傾斜磁場発生系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、シ－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Gx、Gy、Gzを印加する。
　送信系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)と変調器と高周波増幅器とを備える送信処理部152と、送信側の高周波コイル(送信コイル)151とを備える。高周波発振器はRFパルスを生成し、シ－ケンサ140からの指令によるタイミングで出力する。
　変調器は、出力されたRFパルスを振幅変調し、高周波増幅器は、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。
　受信系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、合成器、増幅器、直交位相検波器、およびA/D変換器(A/Dコンバータ)を備える受信処理部162と、を備える。
　受信コイル161は、複数の受信チャンネルを有するマルチチャンネルコイルであり、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(受信信号)を各チャンネルで検出する。各チャンネルの受信信号は、受信処理部162において、増幅され、シ－ケンサ140からの指令によるタイミングで検波され、ディジタル量に変換されて、k空間データとして、チャンネル毎に制御系170に送られる。
　シ－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、予め制御系170に保持される。シ－ケンサ140は、制御系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系150、傾斜磁場発生系130、および受信系160に送信する。
　制御系170は、MRI装置100全体の動作の制御、信号処理、画像再構成等の各種演算、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系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の動作の制御、各種データ処理等の制御系170の各処理、各機能を実現する。例えば、受信系160からのデータが制御系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。
　なお、制御系170の、全部または一部の機能は、ASIC(Application Specific Integrated Circuit)、FPGA(field-programmable gate array)などのハードウェアによって実現されてもよい。また、各機能の処理に用いる各種のデータ、処理中に生成される各種のデータは、記憶装置172に格納される。
　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系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。
　［制御系の機能構成］
　本発明の制御系170は、図2に示すように、画像取得のために実行する主計測と同じ撮影シーケンスを用いてk空間の予め定めた低域範囲であるk空間低域のk空間データを計測する前計測部210と、前計測部210が収集したk空間データを用いて、k空間低域データを計測可能なk空間低域データ計測範囲を特定するk空間特性情報を得る低域計測範囲決定部220と、k空間低域データ計測範囲においてk空間低域データを計測するよう撮影シーケンスを調整するシーケンス調整部230と、シーケンス調整部による調整後の撮影シーケンスを用いて主計測を実行する主計測部240と、を備える。
　なお、本実施形態では、k空間の原点付近の所定の領域をk空間低域と呼ぶ。また、上述のように、他の領域に比べて信号値が高く、多くの情報を含むデータを、k空間低域データと呼ぶ。
　［前計測部］
　前計測部210は、主計測で用いるシーケンスと同じシーケンスを用い、予め定められたサーチ範囲の計測を、予め定められたピッチ(間隔)で行う。
　サーチ範囲は、ユーザにより設定される。あるいは、予め定めておく。このとき、サーチ範囲は、有用な情報を含むk空間低域を確実に含むよう設定する。例えば、位相エンコード(3次元計測のときはスライスエンコードも含む)量で、±16エンコード、のように設定する。サーチ範囲は、主計測のパラメータ(例えば、パルスシーケンス種、位相エンコード・スライスエンコード方向、パラレルイメージングの倍速数、Compressed Sensingの圧縮率など)に応じて変更しても良い。
　サーチのピッチ(間隔)は、主計測と同一としても良いが、サーチ時間の短縮のために主計測ピッチの2倍以上に設定しても良い。
　前計測部210は、設定したサーチ範囲内の各点のエコー信号を計測する。そして、得られたエコー信号に対して受信処理部162において受信処理を行い、k空間データを得、それを絶対値化して、メモリ(k空間)に保存する。なお、保存は、チャンネル毎に用意されたk空間メモリに、行う。以後、前計測部210による計測により得た、チャンネル毎のk空間データの分布を、k空間サーチデータと呼ぶ。
　[低域計測範囲決定部220]
　低域計測範囲決定部220は、k空間サーチデータを用い、k空間低域データを計測可能な実質的なk空間範囲を決定する。以後、このk空間低域データを計測可能な実質的なk空間範囲を、k空間低域データ計測範囲と呼ぶ。本実施形態では、低域計測範囲決定部220は、前記k空間データを用いて、k空間低域付近のk空間データの信号強度分布(k空間低域データの形状)をk空間特性情報として算出する。k空間低域データ計測範囲は、算出したk空間特性により定まる。
　k空間特性情報は、k空間データの信号強度が最大となる位置であるk空間基準位置と、前記k空間データの信号強度に応じて定まるk空間低域計測幅とを含む。本実施形態では、k空間基準位置を決定し、その後、k空間低域計測幅を決定する。
　まず、低域計測範囲決定部220は、k空間基準位置を決定する。
　ここで、k空間基準位置は、FOVや断面などのジオメトリに起因するピークシフトと、撮像シーケンスによるピークシフト、さらに各受信チャンネルの位相分布に起因するピークシフトを加味した、実質的なk空間原点と定義する。k空間基準位置は、位相エンコード量で特定する。
　低域計測範囲決定部220は、受信コイル161の各チャンネルで受信したk空間データを合成することにより得た合成データの信号強度が最大となる位置をk空間基準位置とする。
　低域計測範囲決定部220は、各チャンネルで受信したk空間サーチデータを合成し、合成結果の形状を測定し、信号強度が最大となる位置(ピーク位置)をk空間基準位置とする。すなわち、ピークを示す位相エンコード量kyをk空間基準位置として決定する。
　なお、チャンネル毎のk空間サーチデータから、チャンネル毎のk空間形状を算出後、算出した各チャンネルのk空間形状を合成し、k空間基準位置を決定してもよい。
　以下、図3(a)および図3(b)を用いて具体的に説明する。ここでは、チャンネル数を2とする。図3(a)は、各チャンネル(チャンネル1、チャンネル2)のk空間サーチデータの形状301、302を位相エンコード方向に表示したものである。ここでは、周波数エンコード方向(kx方向)は処理の対象としていないため、k空間サーチデータをkx方向に最大値投影したデータを示す。
　図3(b)は、チャンネル1のk空間サーチデータの形状301とチャンネル2のk空間サーチデータの形状302とを加算(合成)した、加算k空間サーチデータの形状303である。
　低域計測範囲決定部220は、加算k空間サーチデータの形状303が最大となる位相エンコード量を、k空間基準位置310とする。
　次に、低域計測範囲決定部220は、k空間低域計測幅を特定する。
　ここで、k空間低域計測幅は、FOVや断面などのジオメトリに起因するk空間変化と、撮像シーケンスによるk空間変化、さらに各受信チャンネルの位相分布に起因するk空間変化を加味した、実質的にk空間低域と呼ぶことができるk空間信号範囲と定義する。
k空間低域計測幅は、位相エンコードステップ数で特定する。
　低域計測範囲決定部220は、k空間基準位置310を含み、受信コイル161の各チャンネルで受信したk空間データを合成することにより得た合成データが予め定めた条件を満たす範囲を、k空間低域計測幅とする。例えば、加算k空間サーチデータの形状303において、予め定めた閾値以上の信号値を有する合成データの幅(位相エンコードステップ数)を、k空間低域計測幅と特定する。
　図4(a)～図4(c)を用いて、具体的に説明する。図4(a)および図4(b)は、予め定めた条件を、信号値(信号強度)が所定の閾値以上とした場合のk空間低域計測幅である。図4(a)は、閾値を最大値のA％(Aは0より大きく、100より小さい実数)と定めた場合のk空間低域計測幅410であり、図4(b)は、閾値を、ノイズレベルのB倍(Bは、1より大きい実数)と定めた場合のk空間低域計測幅420である。
　なお、条件は閾値で定めるのではなく、例えば、図4(c)に示すように、データ点数で定めてもよい。すなわち、予め定めた条件を、信号値が大きい所定数(XX個)のデータとしてもよい。具体的には、加算k空間サーチデータの形状303の信号値が大きい順にデータを数え上げ、予め定めた点数(XX点)に達するまでの領域をk空間低域計測幅430とする。また、最大値を取る位相エンコード位置を中心として、予め定めた数の点(当該数の位相エンコードステップ)を、k空間低域計測幅としてもよい。
　低域計測範囲決定部220は、k空間基準位置として位相エンコード量(ky)の値を、k空間低域計測幅として、位相エンコードステップ数を出力する。なお、k空間低域データ計測範囲は、k空間基準位置を中心としたk空間低域計測幅の範囲である。
　ただし、上記のようにk空間低域データ計測範囲が特定されると計測領域に穴が開いたり、孤立点が生じたりすることがある。そのため、定めた領域に一般的な膨張・収縮処理などを適用して穴や孤立点を除去しても良い。
　[シーケンス調整部]
　シーケンス調整部230は、低域計測範囲決定部220が決定したk空間特性情報で定まるk空間低域データ計測範囲を計測するよう、撮影シーケンスを調整する。すなわち、k空間低域データを取得する際、k空間基準位置をk空間低域の中心とし、k空間低域計測幅のデータを取得するよう、撮影シーケンスを調整する。
　具体例を図5(a)～図5(d)および図6(a)～図6(d)に示す。
　図5(a)～図5(d)では、位相エンコード(Gp)方向についてk空間低域を密に取得するパラレルイメージングの場合の、位相エンコード量Gpの調整について説明する。各図は、位相エンコード傾斜磁場強度Gpを表す。
　パラレルイメージングでは、k空間低域を密に取得する。従来は、図5(a)に示すように、k空間原点を中心に所定のエンコードステップ数N(Nは1以上の整数)の範囲を密に取得する。図5(a)に示す、k空間基準位置を位相エンコード量0(ky＝0)、k空間低域幅の位相エンコードステップ数をN、撮影シーケンスの位相エンコード傾斜磁場Gpの初期状態501とする。
　低域計測範囲決定部220が、k空間基準位置をd(ky＝d、d≠0)、k空間低域計測幅をNと決定した場合の、位相エンコード傾斜磁場502を図5(b)に示す。シーケンス調整部230は、撮影シーケンスの位相エンコード傾斜磁場Gpが、この位相エンコード傾斜磁場502となるよう撮影シーケンスを調整する。
　低域計測範囲決定部220が、k空間基準位置を0(ky＝0)、k空間低域計測幅をN’(N≠N’を満たす1以上の整数)と決定した場合の、位相エンコード傾斜磁場503を図5(c)に示す。シーケンス調整部230は、撮影シーケンスの位相エンコード傾斜磁場Gpが、この位相エンコード傾斜磁場503となるよう撮影シーケンスを調整する。
　低域計測範囲決定部220が、k空間基準位置をd(ky＝d)、k空間低域幅をN’と決定した場合の、位相エンコード傾斜磁場504を図5(d)に示す。シーケンス調整部230は、撮影シーケンスの位相エンコード傾斜磁場Gpが、この位相エンコード傾斜磁場504となるよう撮影シーケンスを調整する。
　図6(a)～図6(d)を用い、k空間低域から高域に向けてシームレスにサンプリング密度を可変にする計測(例えばCompressed　Sensingなど)の場合のサンプリング密度の調整について説明する。各図は、ky－kz空間の、撮影シーケンスに従ってサンプリングされるサンプリング密度を示す。
　図6(a)は、初期状態の撮影シーケンスによるサンプリング密度511を示す。k空間低域の幅はNとする。初期状態では、k空間原点を中心に所定の関数、例えば、以下の式(1)に示すような2次元(ky，kz)に正規分布を組み合わせた関数などにより、サンプリング密度511を定める。
Figure JPOXMLDOC01-appb-I000001
　ここで、μkyおよびμkzは、それぞれ、ky方向・kz方向の中心座標、σky 2よびσkz 2は、それぞれ、ky方向・kz方向の分散、M0は、調整係数を示す。これらの値を適切に設定することで、k空間低域から高域に向けて密度が変化するサンプリングを実現できる。なお、図6(a)では、μky＝0かつμkz＝0、σky 2＝N/2かつσkz 2＝N/2である。
　図6(b)は、低域計測範囲決定部220が、k空間基準位置をD(ky＝d1、kz＝d2、d1≠0、d2≠0)、k空間低域計測幅をNと決定し、シーケンス調整部230がそれに従って撮影シーケンスを調整した場合の、サンプリング密度512である。この場合、サンプリング密度512は、初期状態と同じ関数を用い、μky＝d1かつμkz＝d2、σky 2＝N/2かつσkz 2＝N/2として定められる。
　図6(c)は、低域計測範囲決定部220が、k空間基準位置を0、k空間低域計測幅をky方向にN1、kz方向のN2(N1およびN2は、それぞれ、N1≠N、N2≠N、を満たす1以上の整数)と決定し、シーケンス調整部230が、それに従って撮影シーケンスを調整した場合の、サンプリング密度513である。この場合、サンプリング密度513は、初期状態と同じ関数を用い、μky＝0かつμkz＝0、σky 2＝N1/2かつσkz 2＝N2/2のように変形させた関数により定められる。
　図6(d)は、低域計測範囲決定部220が、k空間基準位置をD、k空間低域計測幅をky方向にN1、kz方向のN2と決定し、シーケンス調整部230が、それに従って撮影シーケンスを調整した場合の、サンプリング密度514である。この場合、サンプリング密度514は、初期状態と同じ関数を用い、μky＝d1かつμkz＝d2、σky 2＝N1/2かつσkz 2＝N2/2のように変形させた関数により定められる。
　本実施形態によれば、k空間基準位置およびk空間低域計測幅が特定されているため、例えば、サンプリング密度513のようにky方向とkz方向のk空間低域計測幅が異なる場合は、関数を変形させて計測することもできる。さらに、サンプリング密度514のようにk空間基準位置とk空間低域計測幅とを共に変更した関数を用いることも可能である。
　[主計測部]
　主計測部240は、シーケンス調整部230が調整後の撮影シーケンスを用い、計測を実行し、画像を得る。
　［k空間特性情報決定および撮影シーケンス調整処理］
　本実施形態のk空間特性情報決定および撮影シーケンス調整処理の流れを説明する。図7は、本処理の処理フローである。本処理は、主計測よりも前、各スキャンのスタート指示直後に実施する。
　前計測部210は、k空間特性情報を決定するための前計測のサーチ範囲を設定し(ステップS1101)、前計測を実行する(ステップS1102～S1104)。ここでは、予め定めたサーチ範囲について、エコー信号を計測し、範囲決定用のk空間信号値(k空間データ)を保存する。
　全てのサーチ範囲のk空間データを計測すると、低域計測範囲決定部220は、計測したk空間サーチデータを用い、k空間特性情報のうち、k空間基準位置を決定する(ステップS1105)。その後、低域計測範囲決定部220は、k空間特性情報のうち、k空間低域計測幅を決定する(ステップS1106)。
　シーケンス調整部230は、k空間基準位置およびk空間低域計測幅に基づき、撮影シーケンスを調整する(ステップS1107)。
　以上説明したように、本実施形態のMRI装置は、画像取得のために実行する主計測と同じ撮影シーケンスを用いてk空間低域の予め定めた範囲のk空間データを計測する前計測部210と、前記前計測部210が収集したk空間データを用いて、k空間低域データを計測可能なk空間低域データ計測範囲を特定するk空間特性情報を得る低域計測範囲決定部220と、前記k空間低域データ計測範囲内のk空間データを前記k空間低域データとして計測するよう前記撮影シーケンスを調整するシーケンス調整部230と、前記シーケンス調整部230による調整後の撮影シーケンスを用いて前記主計測を実行する主計測部240と、を備える。
　このとき、前記k空間特性情報は、前記k空間データの信号強度が最大となる位置であるk空間基準位置を含み、前記シーケンス調整部230は、前記k空間基準位置を中心とした範囲から前記k空間低域データを計測するよう前記撮影シーケンスを調整する。
　また、前記k空間特性情報は、前記k空間データの信号強度に応じて定まるk空間低域計測幅を含み、前記シーケンス調整部230は、前記k空間低域計測幅の範囲から前記k空間低域データを計測するよう前記撮影シーケンスを調整する。
　このように、本実施形態によれば、予め定めたk空間原点近傍を前計測した結果を用いて、他の領域に比べて信号値が高く、多くの情報を含むk空間低域データを計測可能な実質的なk空間低域データ計測範囲を決定する。そして、それを反映したシーケンスで主計測を実行する。
　このため、本実施形態によれば、いかなるFOVや断面、シーケンス種、画像コントラスト、受信コイルなどを用いた場合でも、実際のk空間データ形状が把握できるため、k空間低域データを過不足(過剰な収集、または収集不足)無く効率的に収集できる。
　＜k空間特性決定手法の変形例＞
　なお、上記実施形態では、低域計測範囲決定部220は、k空間特性情報として、k空間基準位置とk空間低域計測幅とを決定しているが、必ずしも両方を決定する必要はない。いずれか一方のみ決定するよう構成してもよい。
　また、上記実施形態では、k空間基準位置は、各チャンネルで受信したk空間サーチデータの合成結果の形状に基づいて決定されている。しかしながら、この手法に限定されない。例えば、受信コイル161の各チャンネルで受信したk空間データ(k空間サーチデータ)について、それぞれ、信号強度が最大となる位置を特定し、各特定結果の重心位置をk空間基準位置としてもよい。
　この手法を、図8(a)および図8(b)を用いて説明する。ここでは、上記同様2チャンネルの場合を例にあげて説明する。
　まず、低域計測範囲決定部220は、各チャンネル(チャンネル1、チャンネル2)のk空間サーチデータの形状301、302をそれぞれ測定する。そして、チャンネル1のピーク位置311、チャンネル2のピーク位置312をそれぞれ決定する。最後に、両ピーク位置311、312の重心位置(位相エンコード量の平均値)をk空間基準位置313と決定する。
　この他にも、各チャンネルのピーク位置311、312について、ピーク強度で重み付けして平均値をとり、その位置をk空間基準位置としてもよい。また、各チャンネルのピーク位置311、312の最大と最小の中点を求め、その位置をk空間基準位置としてもよい。
　このように、各チャンネルのk空間サーチデータを用いてk空間基準位置を決定することで、FOVや断面などのジオメトリに起因するピークシフトと、撮像シーケンスによるピークシフトのみならず、各受信チャンネルの位相分布に起因するピークシフトを加味した、実質的なk空間原点位置を求めることができる。
　このとき、k空間低域計測幅については、例えば、k空間基準位置313を含み、受信コイル161の各チャンネルで受信したk空間データが、予め定めた条件を満たす領域をそれぞれ特定し、各特定結果を合成し、前記k空間低域計測幅とする。予め定めた条件は、例えば、その信号値が予め定めた閾値以上、信号値の大きい方から所定数、などとする。合成は、AND合成，OR合成、重心合成のいずれであってもよい。ただし、この場合、k空間低域計測幅としては、受信チャンネル毎の上記特定された領域を網羅するように定めることが望ましい。
　この手法の詳細を、図9(a)～図9(c)を用いて説明する。ここでは、上記同様2チャンネルの場合を例にあげて説明する。
　図9(a)は、各チャンネル(チャンネル1、チャンネル2)のk空間サーチデータの形状301、302を位相エンコード方向(ky方向)に示したものである。低域計測範囲決定部220は、各チャンネルのk空間サーチデータの形状301、302に対し、それぞれ、所定の閾値以上の範囲(k空間低域計測幅)441、442を算出する。算出手法は、上記実施形態で、加算k空間サーチデータの形状303のk空間低域計測幅を算出する手法と同様とする。
　そして、算出したチャンネルごとのk空間低域計測幅441、442を、OR合成(440a)、AND合成(440b)、重心合成(440c)などにより合成し、当該計測におけるk空間信号範囲とする。
　OR合成、AND合成、重心合成の詳細を、それぞれ、以下の式(2-1)～式(4-2)に示す。ここで、Mはチャンネル数、mはチャンネル番号(1～M)、ky_s(m)：チャンネルmのk空間低域計測幅の始点座標、ky_s(m)：チャンネルmのk空間低域計測幅の終点座標、ky_s：合成したk空間低域計測幅の始点座標、ky_e：合成したk空間低域計測幅終点座標、min()：配列内の最小値を求める演算子、max()：配列内の最大値を求める演算子、mean()：配列内の平均値を求める演算子をそれぞれ示す。
　OR合成
　　ky_s＝min(ky_s(1)，ky_s(2)，・・・)・・・(2-1)
　　ky_e＝max(ky_e(1)，ky_e(2)，・・・)・・・(2-2)
　AND合成
　　ky_s＝max(ky_s(1)，ky_s(2)，・・・)・・・(3-1)
　　ky_e＝min(ky_e(1)，ky_e(2)，・・・)・・・(3-2)
　重心合成
　　ky_s＝mean(ky_s(1)，ky_s(2)，・・・)・・・(4-1)
　　ky_e＝mean(ky_e(1)，ky_e(2)，・・・)・・・(4-2)
　なお、処理の形態によっては、この変形例の手法で算出した、受信チャンネルごとのk空間特性情報(k空間基準位置およびk空間低域計測幅)を、そのまま用いても良い。例えば、受信チャンネルごとに独立にk空間低域データを用いて処理をする場合(ハーフ推定やCompressed Sensingなど)である。
　一方で、受信チャンネル間の相関を用いる処理の場合(パラレルイメージングやチャンネル複素合成など)、受信チャンネル間の関係性を正しく見積もるため、チャンネル毎のk空間特性情報にデータを抽出せず、計測したk空間低域データをそのまま用い、上記実施形態の手法でk空間特性情報を算出する方が良い。
　また、本実施形態および上記変形例では、kx方向に最大値投影したk空間サーチデータを用い、k空間特性情報(k空間基準位置およびk空間低域計測幅)を決定している。
しかしながら、kx方向に投影せずにkx-kyの2次元平面上でk空間特性情報を決定してもよい。決定手法は、上記と同様とする。
　また、マルチスライス計測やマルチエコー計測など、受信チャンネル以外の要因でk空間サーチデータが複数存在する場合、スライスごとやエコーごとにk空間特性情報を決定できる。しかしながら、パルスシーケンス形状の観点からスライスごとやエコーごとにk空間の計測座標を切り替えるのが困難な場合がある。その場合、マルチスライス方向やマルチエコー方向にk空間サーチデータを加算して、ひとつのデータとして取り扱うこともできる。
　＜＜第二の実施形態＞＞
　本発明の第二の実施形態を説明する。本実施形態では、調整結果に対するユーザからの指示を受け付ける。
　k空間サーチデータから特定したk空間低域データ計測範囲によっては、取得するエコー数が変わり、計測時間が想定していた時間から変化(短縮・延長)することがある。本実施形態では、特に、計測時間が延長する場合、計測時間の延長を許容して計測を継続するか、または計測パラメータ(例えば、分解能(計測マトリクス数)、TRなど)を変化させて計測時間を維持するか、ユーザが選択可能とする。
　なお、以下の説明において、当初設定された撮影条件に従って生成された撮影シーケンスを初期シーケンス、シーケンス調整部230が調整後の撮影シーケンスを調整シーケンスと呼ぶ。
　これを実現するため、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。ただし、上記機能を実現するため、本実施形態の制御系170は、図10に示すように、第一の実施形態の構成に加え、受付部250と、変化量計算部260と、を備える。以下、本実施形態について、第一の実施形態と異なる構成に主眼をおいて説明する。
　変化量計算部260は、変化させる、計測時間以外の予め定めた計測パラメータについて、調整後の撮影シーケンス(調整シーケンス)の計測時間を調整前の当該撮影シーケンス(初期シーケンス)の計測時間と等しくするために変化させる変化量とを計算する。以下、調整シーケンスの計測時間を初期シーケンスの計測時間と等しくすることを、計測時間を維持すると呼ぶ。
　調整シーケンスの計測時間は、低域計測範囲決定部220が決定したk空間特性情報に基づいて算出する。そして、変化量は、指定された計測パラメータについて、初期シーケンスの計測時間と調整シーケンスの計測時間との差分だけ、計測時間を変化させる量として算出する。例えば、TRであれば、差分がそのまま変化量として算出される。
　受付部250は、調整後の撮影シーケンス(調整シーケンス)による計測時間と計測時間以外の予め定めた計測パラメータのいずれを固定するかの選択を受け付ける。本実施形態では、受付部250は、指示受付画面を表示装置に表示し、ユーザからの指示を受け付ける。受付部250は、指示受付画面において、変化量計算部が計算した変化量と、シーケンス調整部による調整後の撮影シーケンス(調整シーケンス)による計測時間とをユーザに提示し、選択を受け付ける。
　指示受付画面600の例を図11(a)に示す。本図に示すように、指示受付画面600は、調整後の計測時間の変化を表示するとともに、計測時間を変化させない場合の、他の所定の計測パラメータの変化を表示する。ここでは、他の計測パラメータとして、分解能を用いる場合を例にあげて説明する。
　指示受付画面600は、計測時間を変化させるか、空間分解能を変化させるか、選択を受け付ける画面である。本図に示すように、調整シーケンスを実行する場合の計測時間を表示する第一の表示欄610と、調整シーケンスにおいて計測時間を維持する場合の、分解能を示す第二の表示欄620と、を備える。
　本実施形態では、本図に示すように、第一の表示欄610は、初期シーケンスの計測時間(scan time)611と、調整シーケンスの計測時間(scan time)612とを表示し、ユーザにその変化を示す。このとき、第二の表示欄620との対比のため、分解能が変化しないことを示すため、合わせて、初期シーケンスの分解能(resolution)613と、調整シーケンスの分解能(resolution)614とを表示する。なお、分解能は、初期シーケンスの分解能を1に規格化した値を表示する例を示す。
　第二の表示欄620も同様に、初期シーケンスの計測時間(scan time)621と、調整シーケンスの計測時間(scan time)622とを表示する。第二の表示欄620は、調整シーケンスの計測時間を維持する場合の表示であるため、同じ時間が表示される。初期シーケンスの分解能(resolution)623と、調整シーケンスの分解能(resolution)624とを示す。調整シーケンスの分解能624は、変化量計算部260の算出結果を表示する。
　受付部250は、第一の表示欄610または第二の表示欄620を介してユーザからの選択を受け付ける。
　なお、本実施形態のシーケンス調整部230は、受け付けた結果を調整シーケンスに反映し、最終的に撮影に用いるシーケンスに調整する。すなわち、計測時間が選択された場合、さらに、撮影シーケンス(調整シーケンス)の計測パラメータを変化量計算部が計算した変化量だけ調整する。
　なお、本実施形態の低域計測範囲決定部220、前計測部210、および主計測部の処理は第一の実施形態と同様である。また、シーケンス調整部230についても、調整シーケンスを生成するまでの処理は、第一の実施形態と同様である。
　以上説明したように、本実施形態のMRI装置100は、第一の実施形態同様、前計測部210と、低域計測範囲決定部220と、シーケンス調整部230と、主計測部240とを備える。そして、本実施形態のMRI装置100は、前記調整後の撮影シーケンスによる計測時間と前記計測時間以外の予め定めた計測パラメータのいずれを固定するかの選択を受け付ける受付部250と、前記計測パラメータについて、調整後の前記撮影シーケンスの計測時間を調整前の当該撮影シーケンスの計測時間と等しくするために変化させる変化量とを計算する変化量計算部260と、をさらに備え、前記計測時間が選択された場合、前記シーケンス調整部230は、さらに、前記撮影シーケンスの前記計測パラメータを前記変化量だけ調整する。
　また、前記受付部250は、前記変化量と、前記シーケンス調整部230による調整後の撮影シーケンスによる計測時間とをユーザに提示し、前記選択を受け付けてもよい。
　本実施形態によれば、第一の実施形態と同様の効果を奏する。さらに、調整シーケンスにおいて計測時間の延長を許可するか、他のパラメータを調整して計測時間を維持するか、ユーザが選択できるため、所望の計測時間内に、所望の計測を実現できる。
　＜UIの変形例＞
　なお、上記実施形態では、指示受付画面600において、調整シーケンスによる計測時間と計測時間を維持する場合の計測パラメータの変化量とを表示し、ユーザからの選択を受け付ける。しかしながら、指示受付画面600に表示する情報は、これに限定されない。
　例えば、指示受付画面600に、初期シーケンスおよび調整シーケンスの計測時間等の情報を表示することなく、計測時間も含めた可変の計測パラメータについて、変化させることの可否を受け付けるよう構成してもよい。また、指示受付画面600に、各可変の計測パラメータについて、調整の優先度の指示を受け付ける領域を設けてもよい。この場合、計測時間の延長を伴う場合、本優先度を考慮して、計測時間またはその他の計測パラメータを変更する。
　優先度の指示を受け付ける場合の指示受付画面601の例を図11(b)、図11(c)に示す。ここでも、計測時間以外の計測パラメータを、分解能(resolution)とする場合を例にあげて説明する。
　この場合、指示受付画面601は、計測時間および分解能について、優先的に調整を行う指示を受け付ける指示欄630を備える。
　図11(b)に、計測時間を固定(維持；fixed)し、分解能をそれに合わせて自動的に変化させる(Auto)との指示を受け付けた場合の例を示す。すなわち、調整は、分解能を優先的に行うとの指示を受け付けた例である。
　また、図11(c)には、計測時間を自動的に変化させ(Auto)、分解能は維持する(fixed)指示を受け付けた場合の例を示す。すなわち、調整は、計測時間を優先的に行うとの指示を受け付けた例である。
　ここでは、計測時間と空間分解能に優先度を設定するようにしたが、他パラメータ(例えばTRなど)について優先度を設定できるよう構成しても良い。
　なお、Autoを設定されたパラメータが多く、変更するパラメータが一意に定まらないとき、前述の指示受付画面601に選択肢を表示してユーザに選択させるなどしてパラメータを変更させても良い。
　なお、維持するか変化させるかを表示し、選択させるのではなく、所定の範囲の変化を表示し、指示を受け付けるよう構成してもよい。
　すなわち、受付部250は、調整後の撮影シーケンス(調整シーケンス)による計測時間と計測時間以外の予め定めた計測パラメータとのいずれを、予め定めた範囲内でのみ変化させるかの選択を受け付ける。また、変化量計算部260は、計測パラメータについて、調整後の撮影シーケンス(調整シーケンス)の計測時間と調整前の撮影シーケンス(初期シーケンス)の計測時間との差を前記範囲内に収めるために変化させる変化量を計算する。
　このとき、計測時間が選択された場合、シーケンス調整部230は、撮影シーケンス(調整シーケンス)において、変化量計算部260による計算結果に従って、計測パラメータも調整する。
　この場合、例えば、図11(b)または図11(c)に示す指示受付画面601において、固定(Fixed)とともに、その範囲を提示するよう構成してもよい。さらに、その範囲を、ユーザが設定可能なように構成してもよい。
　優先度を選択するよう構成することにより、ユーザの手間を低減することができる。また、固定する範囲を設定することで、より詳細な調整を実現できる。
　＜＜第三の実施形態＞＞
　次に、本実施形態の第三の実施形態を説明する。第一の実施形態では、前計測時に、前計測部210は、予め定めたサーチ範囲の全ての計測点を計測する。一方、本実施形態では、前計測における計測点数を抑え、処理を高速化する。
　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。ただし、上述のように前計測の点数を抑え、不足分を推定するため、前計測部210および低域計測範囲決定部220の処理が異なる。以下、本実施形態について、第一の実施形態と異なる構成に主眼をおいて説明する。
　本実施形態では、前計測部210がk空間データを取得する毎に、低域計測範囲決定部220は、k空間特性情報(k空間基準位置とk空間低域計測幅)を推定し、それを用いてk空間低域データ計測範囲を推定し、収束した時点で、前計測を終了する。なお、k空間サーチ範囲全体を計測しても収束しない場合は、k空間サーチ範囲全体の計測を終えた時点で前計測を終了する。以下、推定する各情報を、それぞれ、推定k空間特性情報、推定k空間基準位置、推定k空間低域計測幅、および推定k空間低域データ計測範囲と呼ぶ。
　前計測部210は、予め定めた順に、k空間データを計測し、計測する毎にk空間に配置する。
　低域計測範囲決定部220は、前計測部210がk空間データを取得する毎に、未計測のk空間データを推定し、当該推定結果を用いて推定k空間特性情報および推定k空間低域データ計測範囲を推定し、1回前に推定した推定k空間低域データ計測範囲との差が予め定めた範囲内に収まる場合、その時点の最新の推定k空間特性情報を、k空間特性情報とする。
　すなわち、低域計測範囲決定部220は、前計測部210がk空間にk空間データを配置する毎に、未計測信号(サーチデータ)を推定し、推定k空間特性情報を推定し、推定した推定k空間特性情報(推定k空間基準位置および推定k空間低域計測幅)から、推定k空間低域データ計測範囲を推定する。
　そして、低域計測範囲決定部220は、推定結果の適否を判別する。適否は、1回前に推定した推定k空間低域データ計測範囲との差を算出し、その差が、予め定めた閾値内であるか否かで判別する。閾値内であれば、収束したものと判断し、前計測部210に計測を終了させるとともに、その時点の最新の推定k空間特性情報を、決定結果として出力する。
　なお、収束しないうちに、前計測部210が全サーチ範囲の計測を終えた場合も計測を終了する。この場合、低域計測範囲決定部220は、その時点で得た全てのk空間データを用いて決定したk空間特性情報を、決定結果として出力する。
　低域計測範囲決定部220による推定の詳細を、図12(a)を用いて説明する。
　ここでは、前計測部210は、位相エンコード量を、0から、絶対値が単調増加するよう変化させ、k空間データを取得する場合を例にあげて説明する。すなわち、前計測部210は、位相エンコード量を、0、プラス1、マイナス1、プラス2、マイナス2、と順に絶対値の大きな値に変化させ、k空間データを取得する。
　低域計測範囲決定部220は、本図に示すように、推定した計測点(計測データ)を用いて、他の計測点を推定する(推定データ)。なお、推定は、既計測点(推定データ)からの外挿により行う。図12(a)では、計測した点のうち外側2点からの1次外挿を用いているが、使用する点数や次数は問わない。推定結果は、メモリに保持する。
　そして、低域計測範囲決定部220は、計測データと推定データとを用いて、第一の実施形態の各手法で、推定k空間特性情報(推定k空間基準位置および推定k空間低域計測幅)を決定する。
　本実施形態のk空間特性情報決定処理および撮影シーケンス調整処理の流れを説明する。図13は、本処理の処理フローである。本実施形態においても、本処理は、主計測よりも前、各スキャンのスタート後に実施する。
　前計測部210は、k空間特性情報を決定するための前計測のサーチ範囲を設定し(ステップS3101)し、サーチ範囲内の前計測を開始する(ステップS3102)。
　前計測において、前計測部210は、エコー信号を計測し(ステップS3103)、k空間データを取得する毎に、当該k空間データを保存する(ステップS3104)。
　前計測部210がk空間データを保存すると、低域計測範囲決定部220は、未計測データを推定し(ステップS3105)、計測データと未計測データとを用いて、k空間特性情報(推定k空間特性情報)を推定し(ステップS3106)、それに基づき、k空間低域データ計測範囲(推定k空間低域データ計測範囲)を推定する(ステップS3107)。推定した推定k空間低域データ計測範囲は、メモリに保存する。
　そして、低域計測範囲決定部220は、上述のように、1回前の計測で得た推定k空間低域データ計測範囲との差分をとり、適否を判別する(ステップS3108)。
　不適切と判別された場合であって、全サーチ範囲のサーチを終えていない場合、低域計測範囲決定部220は、メモリに格納されている1回前の計測で得た推定k空間低域データ計測範囲を、最新の推定k空間低域データ計測範囲に更新し、ステップS3103へ戻り、処理を繰り返す。
　一方、適と判別された場合、あるいは、全サーチ範囲のサーチを終えた場合は、低域計測範囲決定部220は、その時点の最新の推定k空間特性情報を決定結果として出力する(ステップS3109)。
　シーケンス調整部230は、低域計測範囲決定部220が決定したk空間特性情報(k空間基準位置およびk空間低域計測幅)に基づき、撮影シーケンスを調整する(ステップS3110)。
　以上説明したように、本実施形態のMRI装置100は、第一の実施形態同様、前計測部210と、低域計測範囲決定部220と、シーケンス調整部230と、主計測部240とを備える。そして、前記低域計測範囲決定部220は、前記前計測部210が前記k空間データを取得する毎に、未計測のk空間データを推定し、当該推定結果を用いて推定k空間特性情報および推定k空間低域データ計測範囲を推定し、1回前に推定した推定k空間低域データ計測範囲との差が予め定めた範囲内に収まる場合、その時点の最新の推定k空間特性情報を、前記k空間特性情報とする。
　このように、本実施形態によれば、第一の実施形態と同様の効果を奏する。さらに、k空間特性情報を得る際の計測点数を抑えることができるため、この分、全体の計測時間が短縮する。従って、第一の実施形態と同様の効果を、さらに高速に得ることができる。
　＜計測順の変形例＞
　なお、前計測部210によるk空間の計測順は、上述のものに限定されない。例えば、図12(b)に示すような計測順であってもよい。
　この計測順は、はじめに計測順1，2，3の各点を計測する。これらは、サーチ範囲の略両端の2点と、中心の1点である。次に計測順1と2の信号平均値、2と3の信号平均値をそれぞれ求め、平均値の大きい方の中点(ここでは計測順2と3の中点とする)を計測順4として計測する。同様に計測順2と4の信号平均値、4と3の信号平均値から計測順5を計測する。これを繰り返す。
　このような計測順にすることで、少ない計測数で推定k空間基準位置を推定でき、推定k空間特性情報を推定することができる。この場合の繰り返し回数は、k空間基準位置の収束に応じて決めても良く、サーチ範囲から求めても良い。
　また、本実施形態は、第一の実施形態の各変形例も適用可能である。また、第二の実施形態およびその変形例ように、UIを備えてもよい。
　＜＜第四の実施形態＞＞
　本発明の第四の実施形態を説明する。本実施形態では、前計測により得たk空間サーチデータを、k空間特性情報(k空間基準位置とk空間低域計測幅)の決定に用いるだけでなく、さらに、最適な受信ゲインの設定に用いる。
　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。ただし、本実施形態の制御系170は、図14に示すように、前計測で得たk空間データから、k空間の位置に応じた受信ゲインを決定する受信ゲイン設定部270をさらに備える。以下、本実施形態について第一の実施形態と異なる構成に主眼をおいて説明する。
　受信ゲイン設定部270は、低域計測範囲決定部220がk空間特性情報(k空間基準位置およびk空間低域計測幅)を決定する際に算出したk空間低域データ形状に従って、k空間低域の各位置に適用可能な最大の受信ゲインを算出する。
　具体的には、k空間低域の位置に応じた信号強度の最大値に従って、当該位置からのエコー信号の、受信処理部162内の増幅器の増幅率を決定する。増幅率は、受信処理部162内で、増幅器の後段に配置されるA/Dコンバータのダイナミックレンジを最大限活用できるよう決定される。そして、決定結果を、受信処理部162に指示する。
　受信処理部162は、主計測時に、指示に従って、受信コイル161で受信した各エコー信号を増幅する。また、増幅後、受信ゲインが異なることによる信号増幅の違いを規格化し、出力する。これにより、制御系170において、通常の画像データと同様に再構成処理を行うことができる。
　本実施形態のk空間低域データ計測範囲決定処理、撮影シーケンス調整処理および受信ゲイン設定処理の流れを説明する。図15は、本処理の処理フローである。本処理は、主計測よりも前、各スキャンのスタート指示直後に実施する。
　ステップS4101からステップS4107までの処理は、第一の実施形態のステップS1101からS1107までの処理と同じであるため、ここでは詳細の説明は省略する。
　撮影シーケンスの調整を終えると、受信ゲイン設定部270は、k空間特性情報を算出するために得たk空間低域データの形状から、k空間の位置に応じた受信ゲインを決定し、受信処理部162に通知することにより受信ゲインを変更し(ステップS4108)、処理を終了する。
　以上説明したように、本実施形態のMRI装置100は、第一の実施形態同様、前計測部210と、低域計測範囲決定部220と、シーケンス調整部230と、主計測部240とを備える。そして、本実施形態のMRI装置100は、受信コイルで収集したエコー信号を増幅し、前記k空間データとする受信処理部162と、前記前計測で得た前記k空間データから、k空間の位置に応じた受信ゲインを決定する受信ゲイン設定部270と、をさらに備える。
　一般に、受信ゲインは、計測毎に1つの値が与えられる。しかし、本実施形態によれば、k空間サーチデータから把握したk空間特性に従って、k空間の位置に応じて最大の受信ゲインを算出できる。これに従って、受信処理部162内の増幅器およびA/Dコンバータを調整する。
　これらは、最適な受信ゲインで受信されるため、A/Dコンバータが持つダイナミックレンジを最大限に活用した信号受信が可能となる。それにより、システムノイズの混入によるSNRの低下を抑制できる。
　なお、本実施形態についても、第一の実施形態の各変形例、第二の実施形態およびその変形例のUIを適用可能である。また、k空間低域データ形状は、第三の実施形態の手法で推定したものを用いてもよい。
　また、上記各実施形態では、2次元計測を例にあげて説明したが、3次元計測の場合も、上記各実施形態は適用可能である。3次元計測の場合、k空間低域とする位相エンコード量およびステップ数と、スライスエンコード量およびステップ数とを決定し、撮影シーケンスを調整する。
　100　MRI装置、101　被検体、120　静磁場発生系、130　傾斜磁場発生系、131　傾斜磁場コイル、132　傾斜磁場電源、150　送信系、151　高周波コイル(送信コイル)、152　送信処理部、160　受信系、161　高周波コイル(受信コイル)、162　受信処理部、170　制御系、171　CPU、172　記憶装置、173　表示装置、174　入力装置、210　前計測部、220　低域計測範囲決定部、230　シーケンス調整部、240　主計測部、250　受付部、260　変化量計算部、270　受信ゲイン設定部、301　チャンネル1のk空間サーチデータの形状、302　チャンネル2のk空間サーチデータの形状、303　加算k空間サーチデータの形状、310　k空間基準位置、311　チャンネル1のピーク位置、312　チャンネル2のピーク位置、313　k空間基準位置、410、420、430　k空間低域計測幅、440a　OR合成後のk空間低域計測幅、440b　AND合成後のk空間低域計測幅、440c　重心合成後のk空間低域計測幅、441　チャンネル1のk空間低域計測幅、442　チャンネル2のk空間低域計測幅、501　初期の位相エンコード傾斜磁場、502、503、504　調整後の位相エンコード傾斜磁場、511　初期のサンプリング密度、512、513、514　調整後のサンプリング密度、600、601　指示受付画面、610　第一の表示欄、611　初期シーケンスの計測時間、612　調整シーケンスの計測時間、613　初期シーケンスの分解能、614　調整シーケンスの分解能、620　第二の表示欄、621　初期シーケンスの計測時間、622　調整シーケンスの計測時間、623　初期シーケンスの分解能、624　調整シーケンスの分解能、630　指示受付欄

Claims (13)

  1. 　画像取得のために実行する主計測と同じ撮影シーケンスを用いてk空間の予め定めた低域範囲であるk空間低域のk空間データを計測する前計測部と、
    　前記前計測部が収集したk空間データを用いて、k空間低域データを計測可能なk空間低域データ計測範囲を特定するk空間特性情報を得る低域計測範囲決定部と、
    　前記k空間低域データ計測範囲内のk空間データを前記k空間低域データとして計測するよう前記撮影シーケンスを調整するシーケンス調整部と、
    　前記シーケンス調整部による調整後の撮影シーケンスを用いて前記主計測を実行する主計測部と、を備えること
    　を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  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k空間特性情報は、前記k空間データの信号強度が最大となる位置であるk空間基準位置を含み、
    　前記シーケンス調整部は、前記k空間基準位置を中心とした範囲から前記k空間低域データを計測するよう前記撮影シーケンスを調整すること
    　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k空間特性情報は、前記k空間データの信号強度に応じて定まるk空間低域計測幅を含み、
    　前記シーケンス調整部は、前記k空間低域計測幅の範囲から前記k空間低域データを計測するよう前記撮影シーケンスを調整すること
    　を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  4. 　請求項2記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    　マルチチャンネルの受信コイルを備え、
    　前記低域計測範囲決定部は、前記受信コイルの各チャンネルで受信した前記k空間データを合成することにより得た合成データの信号強度が最大となる位置を前記k空間基準位置とすること
    　を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  5. 　請求項3記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    　マルチチャンネルの受信コイルを備え、
    　前記低域計測範囲決定部は、前記k空間データの信号強度が最大となる位置であるk空間基準位置を含み、前記受信コイルの各チャンネルで受信した前記k空間データを合成することにより得た合成データが予め定めた条件を満たす範囲を、前記k空間低域計測幅とすること
    　を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  6. 　請求項1記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    　前記調整後の撮影シーケンスによる計測時間と前記計測時間以外の予め定めた計測パラメータのいずれか一方を固定するかの選択を受け付ける受付部と、
    　前記計測パラメータについて、調整後の前記撮影シーケンスの計測時間を調整前の当該撮影シーケンスの計測時間と等しくするために変化させる変化量とを計算する変化量計算部と、をさらに備え、
    　前記計測時間が選択された場合、前記シーケンス調整部は、さらに、前記撮影シーケンスの前記計測パラメータを前記変化量だけ調整すること
    　を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  7. 　請求項6記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    　前記受付部は、前記変化量と、前記シーケンス調整部による調整後の撮影シーケンスによる計測時間とをユーザに提示し、前記選択を受け付けること
    　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、
    　前記低域計測範囲決定部は、前記前計測部が前記k空間データを取得する毎に、未計測のk空間データを推定し、当該推定結果を用いて推定k空間特性情報および推定k空間低域データ計測範囲を推定し、1回前に推定した推定k空間低域データ計測範囲との差が予め定めた範囲内に収まる場合、その時点の最新の推定k空間特性情報を、前記k空間特性情報とすること
    　を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  9. 　請求項1記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    　受信コイルで収集したエコー信号を増幅し、前記k空間データとする受信処理部と、
    　前記前計測部で得た前記k空間データから、k空間の位置に応じた受信ゲインを決定する受信ゲイン設定部と、をさらに備えること
    　を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  10. 　請求項2記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    　マルチチャンネルの受信コイルを備え、
    　前記低域計測範囲決定部は、前記受信コイルの各チャンネルで受信した前記k空間データについて、それぞれ、信号強度が最大となる位置を特定し、各特定結果の重心位置を前記k空間基準位置とすること
    　を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  11. 　請求項3記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    　マルチチャンネルの受信コイルを備え、
    　前記低域計測範囲決定部は、前記k空間データの信号強度が最大となる位置であるk空間基準位置を含み、前記受信コイルの各チャンネルで受信した前記k空間データが予め定めた条件を満たす領域をそれぞれ特定し、各特定結果を合成し、前記k空間低域計測幅とすること
    　を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  12. 　請求項1記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    　前記調整後の撮影シーケンスによる計測時間と前記計測時間以外の予め定めた計測パラメータとのいずれか一方を、予め定めた範囲内でのみ変化させるかの選択を受け付ける受付部と、
    　前記計測パラメータについて、前記調整後の撮影シーケンスの計測時間と調整前の前記撮影シーケンスの計測時間との差を前記範囲内に収めるために変化させる変化量を計算する変化量計算部と、をさらに備え、
    　前記受付部において前記計測時間が選択された場合、前記シーケンス調整部は、前記撮影シーケンスにおいて前記変化量計算部による計算結果に従って前記計測パラメータも調整すること
    　を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  13. 　画像取得のために実行する主計測と同じ撮影シーケンスを用いてk空間低域の予め定めた範囲のk空間データを収集し、
    　前記収集したk空間データを用いて、k空間低域データを計測するk空間低域データ計測範囲を特定し、
    　前記k空間低域データ計測範囲から前記k空間低域データを計測するよう前記撮影シーケンスを調整し、
    　調整後の前記撮影シーケンスを用いて前記主計測を実行すること
    　を特徴とする磁気共鳴イメージング方法。
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